WO2016147844A1 - Ｘ線ｃｔ装置及びマルチエネルギー像作成方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及びマルチエネルギー像作成方法 Download PDF

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WO2016147844A1
WO2016147844A1 PCT/JP2016/055963 JP2016055963W WO2016147844A1 WO 2016147844 A1 WO2016147844 A1 WO 2016147844A1 JP 2016055963 W JP2016055963 W JP 2016055963W WO 2016147844 A1 WO2016147844 A1 WO 2016147844A1
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energy
ray
projection data
unit
spectrum
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Application number
PCT/JP2016/055963
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English (en)
French (fr)
Inventor
康隆 昆野
Original Assignee
株式会社日立製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by 株式会社日立製作所 filed Critical 株式会社日立製作所
Priority to JP2017506181A priority Critical patent/JP6665158B2/ja
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus and a multi-energy image creation method equipped with an energy separation type X-ray detector that separates and counts X-ray photons incident on a plurality of energy ranges.
  • the X-ray CT apparatus calculates an X-ray absorption coefficient (line attenuation coefficient) from an X-ray transmission image (hereinafter referred to as projection data) of a subject taken from a plurality of directions, and obtains a tomographic image (hereinafter referred to as a reconstructed image) of the subject. (It is referred to as a component image) and is widely used in the fields of medical and non-destructive inspection.
  • the integral X-ray detector converts X-rays into light with a scintillator, converts the light into charges with a photodiode, converts the charges into a digital signal with a readout circuit, and outputs the digital signal.
  • the readout circuit integrates the charge for each view to obtain a digital signal.
  • a large number of X-ray photons are incident between one view, but the amount of signal obtained is a signal amount corresponding to the sum of the energy of each X-ray photon. Therefore, it is impossible to know the energy information of each incident X-ray photon.
  • Non-Patent Document 1 in recent years, the development of an X-ray CT apparatus (hereinafter referred to as a photon counting CT apparatus) equipped with a photon counting type X-ray detector is progressing.
  • This X-ray detector has an X-ray detection element having a semiconductor detection layer such as CdTe (cadmium telluride) and a readout circuit that obtains a digital signal by separating the energy range according to the energy of incident X-ray photons.
  • CdTe cadmium telluride
  • this X-ray detector when X-ray photons are incident on the X-ray detection element, first, charges corresponding to the energy of the X-ray photons are generated in the detection layer. Next, the readout circuit reads out this charge so fast that it can be read out for each X-ray photon, and separates it into several energy ranges according to the energy of the incident X-ray photons. Count the number of photons. The energy of the incident X-ray photons at this time is determined using the amount of generated charges.
  • this detection is similarly performed for each of a plurality of X-ray photons, the number of X-ray photons is counted in each energy range, and each count is converted into a digital signal.
  • projection data is obtained for each energy range, and by using these, a reconstructed image can be obtained for each energy range.
  • a photon counting image an image obtained by extracting a specific substance can be obtained (hereinafter referred to as a photon counting image).
  • a gold K edge image is acquired using a gold K edge in a contrast medium.
  • An X-ray CT system using dual energy imaging (hereinafter referred to as a dual energy CT system) has a large effective energy in order to acquire accurate dual energy images, classify reference materials, and identify substances. It is ideal to use images acquired using different energy spectra, but it is used due to the limitations of the X-ray tube and the increased exposure to obtain sufficient transmitted X-rays at low energy. There is a limit to the energy spectrum that can be produced, and there were limits to the creation of dual energy images and the improvement of classification accuracy and identification accuracy. Furthermore, there was a limit to the number of reference substances to be separated.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that can acquire a multi-energy image with high accuracy.
  • the X-ray CT apparatus of the present invention changes the X-ray energy distribution detected by the X-ray detector for each energy range and the X-ray detector that detects the energy by dividing into a plurality of energy ranges. And a multi-energy calculation unit that performs calculation processing on data in a plurality of energy ranges detected by the X-ray detector under different energy distribution conditions.
  • the detected energy distribution changing unit includes an irradiation X-ray spectrum changing unit, and the irradiation X-ray spectrum changing unit changes the irradiation X-ray spectrum to change the detected X-ray energy distribution for each energy range.
  • the detected energy distribution change unit includes an energy threshold value change unit that changes an energy threshold value that determines an energy range of the X-ray detector, and the energy threshold value change unit changes the energy threshold value for each energy range. Change the detected X-ray energy distribution.
  • the multi-energy calculation unit creates multi-energy projection data using projection data acquired with a plurality of detected X-ray energy distributions and / or uses a reconstructed image acquired with a plurality of detected X-ray energy distributions. Create an energy picture.
  • a multi-energy image means a broad concept including a dual energy image and a photon counting image.
  • the present invention as compared with a conventional dual energy CT apparatus, it becomes possible to obtain more projection data with different energy ranges and different irradiation X-ray spectra, and it is possible to improve the accuracy of dual energy images and classification and identification. .
  • a photon counting image can be created with high accuracy. Further, the number of energy ranges can be reduced, and the circuit scale, circuit power consumption, and conversion processing time can be reduced.
  • FIG. 1 is an overall schematic diagram showing an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • positioning of the X-ray detection element in an X-ray detector Explanatory drawing for explaining an example of the structure of the X-ray detector
  • Explanatory drawing explaining the energy separation method performed with the X-ray detector of 1st embodiment Functional block diagram showing a configuration example of the calculation unit of the first embodiment
  • the figure which shows an example of the data processing flow performed with the X-ray CT apparatus of 1st embodiment The figure which shows an example of the data processing flow of another method performed with the X-ray CT apparatus of 1st embodiment
  • the figure which shows an example of the data processing flow of another method performed with the X-ray CT apparatus of 1st embodiment Explanatory drawing for demonstrating an example of the identification map used with the X-ray of 1st embodiment.
  • FIG. 1st embodiment Functional block diagram showing a configuration example of a calculation unit of the second embodiment of the X-ray CT apparatus of the present invention
  • FIG. 2nd embodiment The figure which shows an example of the control flow performed with the X-ray CT apparatus of 2nd embodiment.
  • Overall schematic diagram showing an X-ray CT apparatus of a third embodiment of the present invention Explanatory drawing explaining the function of the energy threshold value change part in 3rd embodiment.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment includes an X-ray source (100) that irradiates X-rays, an X-ray detector (104) that separates and detects incident X-rays into a plurality of energy ranges, and a plurality of energy ranges.
  • the detection energy distribution changer that changes the detected X-ray energy distribution detected by the X-ray detector, and the output signal of the X-ray detector in multiple energy ranges with multiple detection X-ray energy distributions
  • a multi-energy calculation unit (1052) that creates multi-energy projection data and / or creates a multi-energy image using the reconstructed image acquired by a plurality of the detected X-ray energy distributions.
  • the detection energy distribution changing unit includes an irradiation X-ray spectrum changing unit (111) that changes the irradiation energy spectrum of the X-rays emitted by the X-ray source. Change the detected X-ray energy distribution for each range.
  • the X-ray detector (104) detects an incident X-ray photon, separates it into two or more energy ranges, and counts the photon counting method X-ray detection element
  • a plurality of X-ray detectors (400) are arranged, and the signal collection unit (108) collects the count number of the X-ray detection elements and acquires projection data.
  • the calculation unit (105) includes a correction processing unit (1051) that performs correction processing on the signal collected by the signal collection unit (108), and a multi-energy calculation unit that performs multi-energy calculation to generate projection data of a multi-energy image.
  • a calculation unit (1052) and a reconstruction unit (1053) that performs reconstruction calculation processing are provided.
  • Multi-energy calculation performed by the multi-energy calculation unit (1052) uses multi-energy image projection data (hereinafter referred to as dual energy image and photon counting image) using signals obtained at multiple focus positions and multiple energy ranges , Referred to as multi-energy projection data).
  • multi-energy image projection data hereinafter referred to as dual energy image and photon counting image
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment includes an X-ray source 100, an irradiation X-ray spectrum changing unit (hereinafter abbreviated as a spectrum changing unit) 111, and an X-ray source 100 as an imaging system.
  • An X-ray detector 104 disposed in an X-ray irradiation range irradiated from the X-ray source 100 and the X-ray detector 104, and a gantry rotating unit 101 that rotates around a predetermined rotation axis. It has.
  • An opening into which the subject 102 is inserted is provided in the center of the gantry rotating unit 101, and a bed top plate 103 on which the subject 102 is laid is disposed in this opening.
  • the bed top plate 103 and the gantry rotating unit 101 are configured to be relatively movable in a predetermined direction.
  • the X-ray source 100 of this embodiment collides an electron beam accelerated by, for example, a tube voltage with a target metal such as tungsten or molybdenum, and generates X-rays from the collision position (focal point).
  • the spectrum changing unit 111 changes the spectrum of the X-rays emitted from the focal point by changing, for example, the tube voltage or the X-ray filter.
  • the X-ray filter can be a metal such as tungsten, molybdenum, copper, tin.
  • the X-ray CT apparatus includes a control unit 107, a signal collection unit 108, an arithmetic unit as a control system that controls these imaging systems and a signal processing system that processes signals acquired by the X-ray detector 104 in accordance with the operation of the imaging system.
  • the control unit 107 is an X-ray control unit that controls the operation of the generation drive source of the X-ray source 100, a read control unit that controls the signal read operation of the X-ray detector 104, the rotation of the gantry rotation unit 101, and the bed top plate 103.
  • An imaging control unit that controls the movement of the camera, and an overall control unit that controls all of these units.
  • a display control unit that controls display on the display unit 106 can be provided.
  • the control unit 107 and the calculation unit 105 can be partially or wholly constructed as a system including a CPU (central processing unit), a memory, and a storage unit 109, and the functions of the units constituting the control unit 107 and the calculation unit 105 are as follows.
  • the program stored in the storage unit in advance can be realized by the CPU loading and executing the program.
  • Some of the functions can also be configured by hardware such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit) and FPGA (Field Programmable Gate Array).
  • the elements constituting the imaging system, the control system, and the signal processing system have the same configuration as the elements included in the known X-ray CT apparatus and have the same functions.
  • a plurality of X-ray detectors 104 are arranged in an arc shape with the X-ray source 100 as a substantially center, and rotate while maintaining the positional relationship with the X-ray source 100 as the gantry rotating unit 101 rotates.
  • the number of X-ray detectors 104 is shown as eight, but in an actual apparatus, for example, about 40.
  • an X-ray grid (not shown) is installed in front of the X-ray detector 104, and among the X-rays irradiated from the X-ray source 100, X-rays scattered by the subject 102 and the like are X-rays. Prevents incidence on the line detector 104.
  • the X-ray detector 104 has a structure in which a plurality of photon counting X-ray detection elements 400 are two-dimensionally arranged in the channel direction and the slice direction.
  • FIG. 2 shows a part of the X-ray detection element 400 arranged in the X-ray detector 104, in which four pieces in the channel direction and three pieces in the slice direction are cut out.
  • the X-ray detection element 111 is arranged such that the channel direction and the rotation direction coincide with the slice direction and the rotation axis direction.
  • each X-ray detection element 400 of the X-ray detector 104 is provided with positive and negative electrodes 402 and 403 so as to sandwich the detection layer 401, and a read circuit 405 is connected to the electrodes.
  • the negative electrode 402 has a structure common to the X-ray detection elements 400.
  • X-rays enter the detection layer 401 from the negative electrode 402 side as indicated by an arrow 404.
  • the detection layer 401 is made of, for example, a semiconductor material such as CdTe (cadmium telluride), CdZnTe (cadmium zinc telluride), Si (silicon), and detects incident X-ray photons and generates a charge corresponding to the energy. .
  • the readout circuit 405 reads out the charges generated in the detection layer 401 at a predetermined sampling interval, and separates the energy of the incident X-ray photons into a plurality of energy ranges based on a predetermined threshold based on an electric signal generated by the charges.
  • the two energy ranges are determined depending on whether the energy range is less than a predetermined threshold (hereinafter referred to as a low energy range) or an energy range equal to or greater than a predetermined threshold (hereinafter referred to as a high energy range).
  • a predetermined threshold hereinafter referred to as a low energy range
  • a high energy range an energy range equal to or greater than a predetermined threshold
  • FIG. 4 is a graph showing the output voltage 120 generated by the generated charge, with the horizontal axis representing time and the vertical axis representing voltage.
  • X-rays are incident during sampling time 123 to generate pulse output 121
  • X-rays are incident during sampling time 125 to generate pulse output 122.
  • the sampling is performed not only at the timing when X-rays are incident, but also when the X-rays are not incident (sampling time 124), but sampling is performed at the timing when X-ray photons are incident. It can be done.
  • the readout circuit compares and classifies the maximum value of the output voltage in the section and the energy threshold 126 and the energy threshold 127 with a comparator for each sampling.
  • This energy threshold 126 is for the incident X-ray photons to be in a high energy range or a low energy range.
  • the energy threshold 127 is used to determine whether or not X-ray photons are input.
  • the energy threshold 127 is larger than zero in order not to erroneously detect this as a signal due to X-rays. A value is required.
  • the output voltage 120 is equal to or less than the energy threshold value 127, so it is determined that there is no input of X-ray photons. Further, at the sampling time 125, the output voltage 120 is greater than the energy threshold 126, so it is determined that X-rays in the high energy range are incident. Further, at the sampling time 123, the output voltage 120 is larger than the energy threshold value 127 but is not more than the energy threshold value 126. Therefore, it is determined that X-rays in the low energy range are incident. As described above, the presence / absence of incident and the energy range are separated.
  • the control unit 107 controls the X-ray irradiation from the X-ray source 100 and the gantry rotating unit 101 to start imaging.
  • the electron beam is accelerated by a tube voltage of 140 kV and X-rays are irradiated from the X-ray source 100, and the spectrum of the irradiated X-rays at this time is hereinafter referred to as a first spectrum.
  • the X-rays irradiated from the focal point of the X-ray source 100 are irradiated toward the subject 102 mounted on the bed top plate 103, and the X-rays transmitted through the subject 102 are detected by the X-ray detector 104.
  • the X-ray detector 104 classifies the high energy range and the low energy range according to the energy of the incident X-rays. Further, this fractionation is performed a predetermined number of sampling times per view, and the number of X-ray photons incident on the high energy range and the low energy range is counted.
  • the signal collection unit 108 converts a signal corresponding to each number of X-ray photons into a digital signal, and outputs it as a count number in each energy range.
  • the control unit 107 changes the X-ray irradiation angle with respect to the subject 102 by rotating the gantry rotation unit 101 in the rotation direction for such imaging.
  • measurement is performed in the same manner as the previous view, and the count is output in each energy range.
  • the X-rays generated from the X-ray source 100 may be pulse X-rays synchronized with the view or continuous X-rays.
  • the focal position is changed for each view and photographing is repeated to obtain a digital signal for 360 degrees. Shooting is performed over a plurality of views, for example, one view is 0.4 degrees.
  • the spectrum changing unit 111 changes the tube voltage for accelerating the electron beam to 80 kV, for example, and changes the spectrum of the X-ray source 100.
  • This spectrum is hereinafter referred to as a second spectrum.
  • the number of X-ray photons incident on the X-ray detector 104 is counted in each view while sorting into the high energy range and the low energy range, Digital data for 360 degrees is obtained by counting while changing the irradiation angle of the line.
  • the digital data obtained in this way is hereinafter referred to as projection data.
  • projection data is obtained for each of the two rounds of shooting.
  • the calculation unit 105 performs predetermined correction processing and multi-energy calculation processing on the projection data collected by the signal collection unit 108 to create multi-energy projection data.
  • the calculation unit 105 performs reconstruction processing on the multi-energy projection data, and creates a multi-energy image of the subject 102. The result is displayed on the display unit 106.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment is characterized by multi-energy calculation processing performed by the calculation unit 105. Details of the calculation unit 105 will be described below. First, a configuration example of the calculation unit 105 is shown in FIG. As shown in FIG. 5, the calculation unit 105 is roughly divided into a main control unit 1050, a correction processing unit 1051, a multi-energy calculation unit 1052, and an image reconstruction unit 1053, and a correction processing unit 1051, a multi-energy calculation unit 1052, The image reconstruction unit 1053 operates under the control of the main control unit 1050.
  • the correction processing unit 1051 performs processing necessary for later calculation on the projection data (low data) acquired by the signal collecting unit 108, and includes a defective element correction unit 1054, an air correction unit 1055, and the like.
  • the multi-energy calculation unit 1052 mainly has a function of creating multi-energy projection data by multi-energy calculation, and FIG. 5 shows a case where a density image calculation unit 1056 and a multi-energy projection data calculation unit 1057 are provided. The configuration of the multi-energy calculation unit 1052 is appropriately changed according to the energy calculation method and additional functions.
  • the parameters and data used for the calculation of the calculation unit 105 are stored in the storage unit 109.
  • the calculation unit 105 reads parameters and the like from the storage unit 109 as necessary, and performs correction processing, multi-energy calculation processing, and image reconstruction. And so on.
  • the parameters and data include, for example, a defective element position map used by the defective element correction unit 1054, an X-ray sensitivity distribution and X-ray distribution used by the air correction unit 1055, and data used by the multi-energy calculation unit 1052 for multi-energy calculation. (X-ray spectrum distribution and mass absorption coefficient data).
  • the calculation unit 105 first performs defect element correction S701 on the projection data 143 received from the signal collection unit. This correction is performed by, for example, identifying a defective X-ray detection element (defective element) based on the defective element position map 141 that is measured and created in advance of the main imaging and stored in the storage unit 109, and the output thereof This is a process of estimating the value.
  • the output value estimation method for example, an average value is calculated using the output values of normal X-ray detection elements 400 around the defective element, and the value is used as the output value of the defective element.
  • air correction S702 is performed. This correction is realized, for example, by dividing the projection data by the sensitivity / X-ray distribution data 142 measured and created in advance of the main imaging and stored in the storage unit 109.
  • Sensitivity / X-ray distribution data 142 is created for each energy range.
  • the X-ray tube 100 is irradiated with X-rays to obtain projection data 143 for each energy, and after performing defect element correction S701 on these, X-ray detection is performed.
  • addition averaging is performed in the view direction, and the result is normalized by the average value of the output from the X-ray detector 104.
  • This correction processing is performed for each of a plurality of projection data 143 acquired with each energy range and irradiation X-ray spectrum.
  • multi-energy projection data 144 is created in multi-energy calculation processing S703. Details will be described later.
  • the reconstruction processing S704 is performed to create the reconstruction image 145. Finally, the reconstructed image 145 is displayed on the display unit 106 (S705).
  • the principle will be described in comparison with the conventional dual energy imaging method.
  • a case will be described in which the subject assumes two reference substances and a multi-energy image such as a reference substance density image or a monochromatic X-ray equivalent image is created.
  • the two reference substances are referred to as reference substance 1 and reference substance 2, and their mass absorption coefficient (mass attenuation coefficient) is ⁇ m n ( ⁇ ) (n is an integer of 1 or 2)
  • ⁇ n (r) The density at the position r.
  • the mass absorption coefficient of the reference substance can be stored as calculation data 140 in the storage unit 109 before imaging the subject, and this is used in the calculation. Therefore, it is desirable that the reference material is selected from those determined in advance. For example, it is automatically determined based on the input imaging method, imaging conditions, subject characteristics and imaging site, purpose of dual energy imaging, or the operator inputs the input unit 110 from a reference material registered in the apparatus. You may comprise so that it may select and determine via.
  • the imaging method means simple imaging, contrast imaging, perfusion imaging, etc.
  • the imaging conditions mean tube current, tube voltage, scan time, dose, etc.
  • the purpose of dual energy imaging is bone and Means contrast agent separation, plaque differentiation, reduction of metal artifacts, etc.
  • X-rays of two types of irradiated X-ray spectra are irradiated and detected without energy separation. These two types of X-ray spectra are referred to as a first spectrum and a second spectrum, the energy is ⁇ , the number of irradiated X-ray photons at the energy ⁇ of the first spectrum is S 1 ( ⁇ ), The number of irradiated X-ray photons at energy ⁇ is denoted as S 2 ( ⁇ ).
  • the number of detected photons detected by the X-ray detection element 400 having the irradiated X-ray photons having the energy ⁇ is expressed by the equation (1) using the first and second X-ray spectra, the mass absorption coefficient and the density of the reference substance. ).
  • a is an integer of 1 or 2, and represents the type of X-ray spectrum.
  • Equation (2) I can write.
  • Equation (3) is a parameter defined by equation (2).
  • the output value of the projection data may take a device-specific gain, but the output value here represents the number of X-ray photons that are not gained.
  • ⁇ 1 and ⁇ 2 are variables. This variable can be determined using output values P 1 and P 2 determined from the projection data of the subject by performing imaging.
  • equation (4) is derived from equation (3) on the assumption that the irradiated X-ray spectrum has only energy ⁇ 0 , and S ( ⁇ 0 ) is the number of X-ray photons irradiated with energy ⁇ 0. is there.
  • This S ( ⁇ 0 ) is a value determined by obtaining an X-ray spectrum under a certain imaging condition by database, simulation, actual measurement, etc., using the number of X-ray photons of the first spectrum and the second spectrum. Alternatively, the number of X-ray photons in the spectrum under other conditions may be used.
  • Equation (5) X-ray photons incident on the X-ray detection element 400 are separated into a high energy range and a low energy range.
  • This energy range is described as b (b is H when high energy, and L when low energy)
  • P ab the projection data value of the X-ray detection element 400 in each energy range b for each spectrum type a is defined as P ab
  • P ab can be written as in Equations (5-1) to (5-4) (hereinafter collectively referred to as Equation (5) as necessary) from Equation (1).
  • ⁇ L is the integral of the low energy range, where, ⁇ H is the integral of the high energy range, it means respectively.
  • w is a weight, for example, a value such as 0.5, 1, or 2.
  • the residual ⁇ is defined by changing the weight according to the energy range and X-ray spectrum as shown in Equation (7), and is calculated by minimizing this. May be.
  • c, d, and f are constants, and may be determined according to, for example, the number of X-ray photons irradiated to each energy range in each X-ray spectrum, its noise, and SNR.
  • the measurement value has noise due to fluctuations in the X-ray quantum number, equipment, extrinsic noise, etc., so the coefficient also has an error, but in the method of this embodiment, when solving Equation (5)
  • a weight can be provided for each equation when solving the equation, so that ⁇ n can be obtained with high accuracy.
  • the output value is obtained as the sum of the low energy range and the high energy range, only two formulas are used. This means that the data of each energy range has the same weight and is fixed, and there may be cases where accuracy is good in one energy range but bad in the other.
  • the case where the parameters ⁇ 1 and ⁇ 2 are determined using all four projection data is described as an example, and the present invention is not limited thereto. . Needless to say, the calculation may be performed using some projection data. However, in order to take advantage of changing the irradiated X-ray spectrum in a plurality of energy ranges, it is desirable to use a larger number of projection data than the number of energy ranges and the number of types of irradiated X-ray spectra.
  • This process includes a density image calculation process S7031 by the density image calculation unit 1056 and a multi-energy projection data calculation process S7032 by the multi-energy projection data calculation unit 1057.
  • the storage unit 109 includes numerical values for use in these processes, specifically, data of mass absorption coefficient values ( ⁇ m 1 ( ⁇ ), ⁇ m 2 ( ⁇ )) per energy of the reference material, the first and first The number of photons (S 1 ( ⁇ ), S 2 ( ⁇ )) in the spectrum of 2 is stored as calculation data 140.
  • This spectrum data is, for example, the energy distribution of the number of X-ray photons irradiated with tube voltages of 140 kV and 80 kV, and the calculation data 140 is prepared for each keV in a range from 20 keV to 140 keV, for example.
  • these values are examples and do not limit the present invention.
  • the calculation data 140 stored in the storage unit 109 and the projection data obtained by performing the defect element correction S701 and the air correction S702 are used to calculate the expressions (5) and (6).
  • ⁇ 1 and ⁇ 2 are calculated.
  • the multi-energy projection data calculation process S7032 the multi-energy projection data 144 of the subject is calculated from the equation (4), for example, using the calculated ⁇ 1 and ⁇ 2 .
  • the calculation data 140 stored in the storage unit 109 is used.
  • the multi-energy projection data 144 is created every 1 keV, for example.
  • the image reconstruction unit 1053 performs reconstruction processing S704 on the multi-energy projection data 144, and creates a monochromatic X-ray equivalent image as the reconstruction image 145.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment is not only superior to the conventional dual energy CT apparatus, but also has an advantage over the conventional photon counting CT apparatus.
  • X-rays when imaging in the second spectrum, X-rays can be emitted especially in the low energy range or only in the low energy range. Projection data can be supplemented, and a reduction in accuracy of the dual energy image in the low energy range can be prevented.
  • the configuration and operation of the X-ray CT apparatus according to the present embodiment have been described above.
  • the X-ray CT apparatus according to the present embodiment can be modified in various ways limited to the above configuration and operation.
  • a modification example is illustrated.
  • the defect element correction S701 and the air correction process S702 are performed as the correction processes, but these can be omitted as appropriate.
  • the defective element correction S701 may not be performed, and when the variation in sensitivity of each X-ray detection element 400 is small, the air correction process S702 may not be performed. That is, one or both of the correction processes may not be performed.
  • correction processing such as correction of the number of counts by pile-up or polarization can be considered.
  • the correction processing of the present embodiment is performed before the multi-energy calculation processing S703, but part or all of the correction processing is performed during or after the multi-energy calculation processing S703, and during or after the reconstruction processing S704.
  • the correction order may be different.
  • the number of reference substances is not particularly limited.
  • the number of reference materials is preferably larger than the number of types of spectra and larger than the number of energy ranges.
  • ⁇ n (parameter obtained by integrating the density ⁇ n (r) of the reference substance n by the path) described in the equation (2) needs to be determined only for the reference substance and there are many parameters to be determined.
  • an equation can be established by the product of the number of spectra and the number of energy ranges, and therefore, there is an advantage that even when there are many parameters, it can be determined with high accuracy.
  • the equation is not required by the product of the number of spectra and the number of energy ranges. This may occur when the SNR of some projection data is low. In this case, it is desirable to use a number of projection data larger than the number of types of spectrum and larger than the number of energy ranges, and calculate using an equation greater than the number of reference substances. This is because, in the calculation, it is necessary to determine indefinite parameters by the number of reference substances, but the parameters can be determined more stably when there are more than this indefinite number of parameters.
  • the X-rays irradiated at the same time may be separated into a plurality of different spectra with an X-ray detector to acquire data.
  • an X-ray detector for example, there can be a structure composed of multiple X-ray detection layers. In one example of such a structure, there are two layers, for example, a first layer close to the X-ray tube and a second layer separated from each other, and each layer can detect X-rays independently. A thin detection layer is provided. At this time, some X-rays can pass through the first layer and reach the second layer, but low energy X-ray photons are more easily attenuated than high energy photons, so X Many are detected in the first layer near the tube.
  • the multi-energy projection data and multi-energy image may be created by performing the processing of the present embodiment on the data obtained in each layer.
  • the X-ray CT apparatus may have a plurality of X-ray tubes, and each or simultaneously may irradiate X-rays to realize a plurality of X-ray spectra.
  • the X-ray CT apparatus has multiple pairs of energy-separated X-ray detectors and X-ray tubes, and each or simultaneously, X-rays can be irradiated to achieve multiple X-ray spectra. good.
  • the timing for changing the irradiation X-ray spectrum is not limited to each radiographing of one round.
  • the spectrum of irradiated X-rays may be changed at various timings such as every half circle, every plurality of views, and every view.
  • the number of acquired views and the number of laps of the two shootings may be different.
  • a monochromatic X-ray equivalent image of a reference material is created as a multi-energy image, but the multi-energy image is not limited to a monochromatic X-ray equivalent image.
  • a reference material density image is created by performing reconstruction calculation processing using ⁇ n , which is a parameter obtained by integrating the density ⁇ n (r) of the reference material n in the path, defined as in equation (2), as projection data. You may do it.
  • the photoelectric effect image, the Compton scattering image, and the electron density image may be created by separating into the photoelectric effect component and the Compton effect component by using a conventional dual energy imaging method.
  • an absorption coefficient image under different imaging conditions may be created from an X-ray spectrum other than that used for imaging and the calculated monochromatic X-ray equivalent image.
  • the imaging conditions may include tube voltage and X-ray filter.
  • various other multi-energy images may be used.
  • the method of obtaining a multi-energy image by determining ⁇ n that is a parameter obtained by integrating the density of the reference material n (n is 1 or 2) by the path using the projection data is described.
  • a modified example of multi-energy calculation processing using data obtained by the X-ray CT apparatus of the present embodiment data obtained by a plurality of types of energy spectra in a plurality of energy ranges
  • a multi-energy image (here, a dual energy image) is created by representing the absorption coefficient of the subject using the absorption coefficient (linear attenuation coefficient) of the reconstructed image of the reference substance.
  • the multi-energy calculation unit 1052 in FIG. 5 includes a reference material density determination unit and a multi-energy image calculation unit.
  • FIG. 7 An example of the flow of the processing method according to the modification example 1 is described with reference to FIG.
  • the same processes as those in FIG. 6 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • a reconstructed image (referred to as a conventional reconstructed image as distinguished from a multi-energy reconstructed image) 146 is obtained.
  • the density of the reference material is determined using the set of absorption coefficient values of the conventional reconstructed image 146 acquired in each of the first and second spectra.
  • the processing method in the conventional dual energy imaging method will be described first in order to make the difference between the method of this modified example and the conventional method easy to understand.
  • the X-ray energy is E
  • the absorption coefficient (line attenuation coefficient) of the specimen obtained when imaging with the X-ray energy is ⁇ (E)
  • the reference substance is reference substance 1 and reference substance 2
  • the X-ray energy The mass absorption coefficient at the time of photographing with E is ⁇ m n (E) (n is an integer of 1 or 2, which indicates which reference material), and when their density is c n , the absorption coefficient ⁇ ( E) can be written as equation (8) using the absorption coefficient and density of the reference material.
  • Equation (9) the absorption coefficient values of the reconstructed image measured by the two X-ray spectrum.
  • E 1 means the X-ray energy when photographing with one energy of the two X-ray spectra
  • E 2 means the X-ray energy when photographing with the other energy
  • the left side Becomes the absorption coefficient value of the subject obtained at each tube voltage.
  • Equation (9) ⁇ m n (E p ), which is the mass absorption coefficient of the reference material n obtained by each energy E p (p is an integer of 1 or 2 and represents the type of X-ray energy), is a literature value. and simulation by use of the X-ray spectrum and the energy ⁇ mass absorption coefficient in (monochrome) when the X-ray energy E p obtained by, can be determined by such simulation. Therefore, Equation (9) can be solved, and the densities c 1 and c 2 of the reference material can be calculated.
  • Equation (10) the left side is the absorption coefficient value of the subject obtained at each tube voltage.
  • l in E pl is H or L and represents the energy range.
  • the absorption coefficient ⁇ m n (E pl ) can be determined in the same manner as in the case of ⁇ m n (E p ) by performing simulation while limiting the energy range.
  • the density c n (n is an integer of 1 or 2 and represents the type of the reference substance) also has an error.
  • the method of this embodiment which measures each energy range, more simultaneous equations can be obtained compared to the conventional calculation method in dual energy imaging, so the measurement error that each projection data has when solving the equation When solving the equation in consideration of the output value, energy, etc., it is possible to provide a weight for each equation, and the density c n can be determined with high accuracy.
  • multi-energy image calculation processing S7035 is performed.
  • a monochromatic X-ray equivalent image as the reconstructed image 145 of the reference material 1 Create Similarly, a monochrome X-ray equivalent image is created for the reference material 2 as well.
  • the reconstructed image 145 created in this way is displayed on the display unit 106 (S705).
  • this processing can determine the density c n (n is an integer of 1 or 2) with higher accuracy than conventional calculation methods for dual energy imaging. An image can be obtained.
  • the case where the product of the density of the reference material and the absorption coefficient is created as the reconstructed image 145 of the reference material as a dual energy image is an example, and this is an example.
  • the dual energy image may be a density c n (n is an integer of 1 or 2) of the reference substance 1 and the reference substance 2 in all voxels obtained by calculation, that is, a reference substance density image.
  • the multi-energy calculation unit 1052 in FIG. 5 includes a substance identification unit and a multi-energy image calculation unit.
  • the defect data correction S701, the air correction S702, and the reconstruction process S704 are performed on the projection data 143, and the first spectrum and the second spectrum are performed.
  • the conventional reconstructed image 146 acquired in the low energy range and the high energy range is created.
  • substance identification S7036 is performed using the absorption coefficient value of the conventional reconstructed image 146.
  • the substance is identified by comparing both the values of the absorption coefficient obtained by photographing with the first spectrum and the second spectrum against the identification map.
  • the identification map is obtained by mapping a range of absorption coefficient values that a substance can take in a predetermined energy range, and can be created from data acquired based on experiments and simulations in advance.
  • Figure 9 shows an example of the identification map used in this modification.
  • the horizontal axis represents the absorption coefficient value in the first spectrum
  • the vertical axis represents the absorption coefficient value in the second spectrum
  • the identification map 166 represents the low energy range of the X-ray detector.
  • the identification map 167 is an identification map for values in the high energy range.
  • Regions 160, 161, and 162 represent regions of combinations of absorption coefficient values that can be taken by different substances in the low energy range.
  • region 160 represents fat
  • region 161 represents water
  • region 162 represents a contrast agent.
  • these substances are examples and do not limit the present invention.
  • the case where there are three regions is described. However, this is also an example, and it is needless to say that there may be two or four or more regions.
  • regions 163, 164, and 165 indicate regions of combinations of absorption coefficient values that can be taken by different substances in the high energy range.
  • the region A substance can be identified by comparing which region of 160, 161, 162 and region 163, 164, 165 belongs. Such identification is performed at each position of the reconstructed image.
  • different substances may be identified as a result of the low energy range and the high energy range. This is because the signal to be measured has noise due to fluctuations in the X-ray quantum number, readout circuit, and external factors.
  • a result away from the boundary between substances is adopted.
  • the absorption coefficient value obtained for a certain voxel is determined to be fat belonging to the region 160 in one identification map and to water belonging to the region 164 in the other identification map.
  • the identification of the absorption coefficient value is determined.
  • the distance from the boundary between the region 160 and the region 161 in the map 166 and the distance from the boundary between the region 163 and the region 164 in the identification map 167 are compared, and the farther distance is determined as the region to which the absorption coefficient value belongs.
  • the substance is identified by using the absorption coefficient of the product of the number of spectra and the number of energy ranges (four). Therefore, in the conventional method using two spectra, the measurement result is identified. Even when the substance identification accuracy decreases due to the map boundary, the identification accuracy can be improved by adopting a result farther from the boundary of the identification map. Further, the identification accuracy can be improved by using more absorption coefficients.
  • the result of the identified substance is added to the conventional reconstructed image 146 to create a reconstructed image 145.
  • the result of the substance identified here is displayed in the conventional reconstructed image 146 by color coding, for example.
  • display S705 of the reconstructed image 145 created in this way is performed.
  • the case of adopting the result away from the boundary between substances when the identification result is different between the low energy range and the high energy range is described as an example. It is not limited. As another method, for example, when using the one with less data noise, or when using the low energy range and the high energy range obtained in one spectrum, four of the low energy range and the high energy range obtained in each spectrum are used. Of these measurement results, there are various cases such as identification using only three measurement results. However, in order to utilize the merit of changing the irradiation X-ray spectrum in a plurality of energy ranges, it is desirable to use a larger number of reconstructed images than the number of energy ranges and the number of types of irradiation X-ray spectra.
  • the case where the low energy range, the high energy range, and the identification map are provided is described, but this is an example and does not limit the present invention.
  • an identification map having three or more axes may be used, and the low energy range obtained in each spectrum with an identification map having four indices as axes. And four measurement results in the high energy range may be identified at once.
  • the substance may be identified using an identification map having more axes without being limited to four.
  • defective element correction S701, air correction S702, and reconstruction processing S704 are performed on the projection data 143 to obtain the first spectrum. Then, a conventional reconstructed image 146 acquired in the low energy range and the high energy range is created by photographing with the second spectrum. Next, physical factor classification S7037 is performed by fitting the absorption coefficient value of the conventional reconstructed image 146.
  • Equation (11) represents the absorption coefficient ⁇ ( ⁇ ) at energy ⁇ as a function of physical factors, where f, g, and h are photoelectric effects, Compton scattering, which are physical factors of absorption, Each represents the cross-sectional area of coherent scattering.
  • Z is the effective atomic number and ⁇ is the electron density.
  • f, g, and h are functions of energy ⁇ , but their dependencies are different.
  • F and h are functions of effective atomic number Z, but their dependencies are different.
  • equation (12) By photographing with irradiation X-rays of the first and second energy spectra, as shown in equations (12-1) and (12-2) (hereinafter collectively referred to as equation (12)) An equation for the absorption coefficient is obtained.
  • Equation (13) Since the electron density ⁇ does not depend on energy, ⁇ 1 ( ⁇ ) / ⁇ 2 ( ⁇ ) can be written as shown in Equation (13).
  • equation (13) is used as the fitting function. Thereby, the effective atomic weight Z can be determined. Furthermore, the electron density ⁇ can also be determined by using the equation (12).
  • Equation (13) can be established for each of the ranges, and the fitting accuracy can be improved by using two ⁇ 1 ( ⁇ ) / ⁇ 2 ( ⁇ ). Furthermore, even when one ⁇ 1 ( ⁇ ) / ⁇ 2 ( ⁇ ) is used, it is possible to use a value obtained in a small energy range in which variations in ⁇ 1 ( ⁇ ) and ⁇ 2 ( ⁇ ) are small. It is also possible to improve the fitting accuracy by using a value having a large difference in absorption coefficient value among the energy ⁇ 1 ( ⁇ ) and ⁇ 2 ( ⁇ ).
  • the photoelectric effect, Compton scattering, and coherent scattering components are separated by using the equations (11) and (12), and the photoelectric effect at the energy ⁇ is obtained as the reconstructed image 145.
  • An image, a Compton scattered image, a coherent scattered image, a photoelectric effect image, a Compton scattered image, and a coherent scattered image when the first or second spectrum is irradiated or when another spectrum is irradiated are created.
  • an effective atomic weight image and an electron density image can be created using the calculated effective atomic weight Z and electron density ⁇ .
  • display S705 of the reconstructed image 145 created in this way is performed.
  • physical factor classification S7037 is performed using the fitting function of Equation (13), but this is an example and does not limit the present invention.
  • a monochrome X-ray equivalent image may be created using a reference material, and physical factor classification S7037 may be performed using Equation (11) for the absorption coefficient.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment includes an imaging condition determination unit (1060) that determines imaging conditions for at least one imaging of a plurality of imaging performed with each of a plurality of irradiation energy spectra. It is also characterized by further comprising.
  • the imaging condition determination unit uses the projection data of the first imaging performed using the first irradiation X-ray energy spectrum, and uses a second irradiation energy spectrum different from the first irradiation energy spectrum.
  • the second shooting condition (second shooting condition) is determined.
  • Imaging conditions are conditions for determining the spectrum and dose of irradiated X-rays, such as tube voltage value, presence or absence of X-ray filter, thickness, tube current, view time, and imaging time. Thereby, the second imaging condition can be optimized according to the subject, and the accuracy of the dual energy image can be improved.
  • the irradiation energy spectrum of the second imaging is lower than the irradiation energy spectrum of the first imaging.
  • the second shooting that changes the shooting conditions is shooting with a lower tube voltage.
  • the overall configuration of the X-ray CT apparatus of the present embodiment is the same as that in FIG. 1, but an imaging condition determination unit 1060 is added to the calculation unit 105 as shown in FIG. FIG. 11 shows a case where the spectrum is changed as the second imaging condition, and the imaging condition determination unit 1060 calculates the ratio of the number of X-ray photons detected in the low energy range and the high energy range, respectively.
  • a line photon number ratio calculation unit 1061 and a spectrum condition determination unit 1062 that determines an irradiation X-ray spectrum in the second imaging based on the X-ray photon number ratio calculated by the X-ray photon number ratio calculation unit 1061.
  • the main control unit 1050 controls the X-ray photon number ratio calculation unit 1061 and the spectrum condition determination unit 1062.
  • the imaging condition determination unit 1060 is shown as a part of the multi-energy calculation unit 1052, but may be a functional unit different from the multi-energy calculation unit 1052.
  • Imaging conditions for changing the spectrum include various means for changing the X-ray spectrum, for example, the value of the tube voltage, the presence or absence of the X-ray filter, the thickness, and the like.
  • the photographer inputs, to the input unit 110, shooting conditions for the first lap for performing the first shooting and shooting conditions for the second lap for performing the second shooting.
  • the tube voltage and the condition of the X-ray filter when photographing with the second spectrum in the second round are not input or are provisional even if they are input, and are determined by the imaging condition determination unit 1060 Use things.
  • the control unit 107 controls, and first photographing S711 is performed at the first round of photographing.
  • the shooting conditions at this time are the conditions previously input by the photographer from the input unit 110.
  • the X-ray photon number ratio calculation unit 1061 calculates the ratio of the average X-ray photon number in the low energy range and the high energy range using the projection data obtained in the first round (S712).
  • the spectral condition determining unit 1062 determines the second spectral condition (S713).
  • the second spectral condition is determined by the tube voltage imaging condition.
  • the determination method for example, the relationship between the ratio of the number of X-ray photons and the imaging conditions is determined in advance as a parameter 147 and stored in the storage unit 109, and this is used.
  • the relationship between the ratio of the number of X-ray photons and the imaging conditions is, for example, that the tube voltage is lowered when the X-ray photon number ratio is small, and the tube voltage is increased when the X-ray photon number ratio is large. .
  • the spectrum condition determination unit 1062 passes this imaging condition to the control unit 107.
  • the control unit 107 controls the spectrum changing unit 111 to perform spectrum changing S714, and then performs the second imaging S715.
  • the same multi-energy as the process described in the first embodiment or its modification example Arithmetic processing S703 is performed.
  • one of the photon counting imaging methods is K edge imaging.
  • K edge imaging a low energy range and a high energy range are provided using the K edge energy of a certain substance as a threshold, and a K edge image is acquired by subtracting the reconstructed images acquired in each range.
  • the SNR and CNR of the K edge image may be lowered, for example, the number of X-ray photons in the low energy range is significantly smaller than the number of photons at high energy due to attenuation in the subject.
  • the X-ray of the first spectrum is set by setting the second imaging condition so that X-ray photons in the energy range deficient in the X-ray of the first spectrum are supplemented by the X-ray of the second spectrum.
  • SNR and CNR can be improved compared to the case where K edge imaging is performed using only lines.
  • the spectrum condition determining unit 1062 shown in FIG. 11 is replaced with a dose condition determining unit (not shown) that determines a dose (second dose) in the second imaging.
  • the determination S713 of the second spectral condition in FIG. 12 is replaced with the determination S716 of the second dose condition for determining the imaging condition for realizing the second dose.
  • the ratio of the average number of X-ray photons in the low energy range and the high energy range is calculated (S712), and the dose for the second imaging is determined (S716).
  • the method of determination is the same as in the case of changing the spectrum.For example, the relationship between the previously determined X-ray photon number ratio and dose is determined as a parameter 147 and stored in the storage unit 109, This can be used.
  • the ratio of the average X-ray photons in the low energy range to the high energy range is very small, that is, if the number of photons in the low energy range is relatively small.
  • the ratio is large, that is, when the number of photons in the low energy range is relatively large, the dose is reduced.
  • the dose for the second imaging is changed to the determined dose (S717).
  • imaging conditions for realizing the second dose include tube current, view time, and imaging time.
  • Both the process shown in FIG. 12 and the process shown in FIG. 13 may be performed to control both the X-ray spectrum and the dose in the second imaging.
  • the illustrated embodiment is an example of the present embodiment, and the X-ray CT apparatus of the present embodiment uses a plurality of energy spectrum distributions in multi-energy imaging for separately measuring a low energy range and a high energy range, respectively.
  • a feature is that a shooting condition is determined based on multi-energy measurement data, and the method for determining the shooting condition can be variously changed.
  • the second spectrum is determined using the ratio of the average number of X-ray photons, but this is an example and does not limit the present invention.
  • the number of X-ray photons in one of the low energy range and the high energy range may be used.
  • there can be various usage methods such as a method of using the sum and the absolute value of each in addition to the ratio.
  • the second spectrum is determined using the result of the first imaging, but this is an example and does not limit the present invention. For example, it may be determined by performing a pre-scan before the actual photographing. Furthermore, the first spectrum and its dose may be determined. By controlling both the first spectrum and the second spectrum in this way, the X-ray spectrum can be further optimized, and the image quality can be improved and the exposure can be reduced.
  • the case where the first and second photographing are performed in the first and second laps is described, but this is an example and the present invention is not limited thereto.
  • each of the first and second imaging is performed a plurality of times, or a case of a half-cycle.
  • the first and second shootings are performed a plurality of times by switching to a single or a plurality of views.
  • the second imaging condition may be determined using the result of the first first imaging, or may be determined based on the result of the first imaging immediately before.
  • the second imaging condition is determined using the ratio of the average number of X-ray photons in the low energy range and the high energy range, but this is merely an example and does not limit the present invention.
  • the projection data values in the low energy range and the high energy range may be used as they are without being compared. Further, when there are three or more energy ranges, there may be various cases using one or a plurality of projection data. At this time, since the number of photons in the low energy range may be greatly reduced depending on the subject, it is desirable to use projection data in the low energy range.
  • the X-ray energy distribution detected by the X-ray detector in each energy range (hereinafter referred to as a detected X-ray energy distribution) is changed by switching a plurality of types of irradiated X-ray spectra.
  • switching of the detected X-ray energy distribution is realized by dynamically changing the energy threshold for dividing the energy range in imaging.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment includes an energy threshold value changing unit that changes an energy threshold value that determines the energy range of the X-ray detector as a detection energy distribution changing unit, and the energy threshold value changing unit changes the energy threshold value. Change the detected X-ray energy distribution.
  • the multi-energy calculation unit creates multi-energy projection data using a plurality of projection data acquired when the energy threshold values are different.
  • FIG. 14 shows an example of the configuration of the X-ray CT apparatus according to the present embodiment. 14, the same elements as those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • the X-ray CT apparatus of this embodiment includes an energy threshold value changing unit 112.
  • the energy threshold value changing unit 112 changes the threshold value (126 in FIG. 4) when the signal collecting unit 108 discriminates between the low energy range and the high energy range, for example.
  • the threshold value can be changed by changing the comparison voltage of one comparator or switching the comparison value in the case of a digital comparator. An example of the function of the energy threshold changing unit 112 will be described with reference to FIG.
  • a range 130 represents a low energy range
  • a range 131 represents a high energy range.
  • the energy threshold value changing unit 112 switches the energy threshold value for separating the low energy range and the high energy range between the first imaging and the second imaging. That is, in the first shooting, the energy threshold is set to the threshold 132, and in the second shooting, the energy threshold is set to the threshold 133. After the energy threshold value changing unit 112 switches the energy threshold value between the threshold value 132 and the threshold value 133, the X-ray detector 104 classifies the X-ray photons into the respective energy ranges and performs coefficients.
  • the calculation unit 105 performs multi-energy calculation using projection data obtained by two shootings with different energy thresholds.
  • An example of the configuration of the calculation unit 105 of the present embodiment is shown in FIG. In FIG. 16, the same elements as those in FIG. 5 showing the configuration example of the calculation unit 105 of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • the calculation unit 105 includes a main control unit 1050, a correction processing unit 1051, a multi-energy calculation unit 1052, and an image reconstruction unit 1053, and a correction processing unit 1051, a multi-energy calculation unit 1052, and an image reconstruction unit 1053. Operates under the control of the main control unit 1050.
  • the correction processing unit 1051 includes a defective element correction unit, an air correction unit, and the like as in the first embodiment.
  • the multi-energy unit 1052 includes a density image calculation unit and a multi-energy projection data calculation unit, but further includes a narrow energy range data calculation unit 1058.
  • the narrow energy range data calculation unit 1058 calculates the projection data of the area indicated by the area 134 in FIG. 15 using the projection data obtained by the first imaging and the projection data obtained by the second imaging.
  • the spectrum changing unit 111 switches the shooting with the first spectrum for the first round and the second spectrum for the second round, but in this embodiment, the first round is shot.
  • the energy threshold changing unit 112 switches the energy threshold, and the second round of shooting is performed with an energy threshold different from that of the first shooting.
  • the computing unit 105 creates a multi-energy image using the projection data obtained by the first and second imaging.
  • FIG. 17 shows an example of the processing flow of the calculation unit. In FIG. 17, the same processes as those in FIG. 6 are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • correction processing such as defect element correction S701 and air correction S702 is performed on the projection data 143.
  • the narrow energy range data calculation unit 1058 performs a narrow energy range data calculation process S7033 to create multi-energy projection data.
  • projection data of a region 134 (hereinafter referred to as a narrow energy range) sandwiched between the energy threshold 132 and the energy threshold 133 is created using the imaging results at different energy thresholds.
  • X L1 is the number of X-ray photons in the low energy range obtained in the first imaging
  • X H1 is the number of X-ray photons in the high energy range
  • X in the low energy range obtained in the second imaging If the number of X-ray photons is X L2 and the number of X-ray photons in the high energy range is X H2 , the number of X-ray photons X LH in the narrow energy range 134 can be obtained by formula (14-1) or formula (14-2) It is done.
  • the narrow energy range data calculation unit 1058 performs the above difference calculation and creates projection data of the narrow energy range 134, the low energy range 135, and the high energy range 136, that is, multi-energy projection data 144.
  • the narrow energy range data calculation process S7033 is performed using either one or both of the equations (14-1) and (14-2). In order to determine the multi-energy projection data 144 with higher accuracy, It is desirable to compare the noises of the first imaging and the second imaging and use a combination in which the noise of the projection data 143 in the narrow energy range obtained by the difference is suppressed.
  • the noise of the projection data 143 in the low energy range 130 obtained in the first imaging and the projection data 143 in the high energy range 131 obtained in the second imaging are compared, and the low data obtained in the first imaging is compared.
  • the projection data 143 in the energy range 130 is lower, the projection data 143 in the low energy range 130 is used.
  • the noise value of the projection data 143 in the high energy range 131 obtained by the second imaging is lower, the projection data 143 in the high energy range 131 is used.
  • the reason for this is as follows.
  • the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range 134 is calculated by subtracting the projection data 143 obtained in the first imaging and the second imaging, but the count number of only the narrow energy range 134 can be calculated as the signal level. In contrast, the noise level remains noise in the entire energy range used.
  • the energy range remaining as noise includes a low energy range 135 and a narrow energy range 134 when projection data in the low energy range is used, and high when projection data in the high energy range is used.
  • the narrow energy range 134 is common, the other low energy range 135 and the high energy range 136 remain. Therefore, by comparing the projection data 143 in the low energy range 135 and the high energy range 136 and using the one with the smaller noise, the noise in the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range 134 can be suppressed to a low level.
  • the noise in the narrow energy range 134 is added to these.
  • the noise of the projection data 143 in the low energy range 130 obtained in the second imaging is compared with the noise in the projection data 143 in the high energy range 131 obtained in the first imaging, and the low energy range obtained in the second imaging.
  • the projection data 143 of the low energy range 130 obtained by the first and second imaging is replaced with the projection data 143 of the high energy range 131 obtained by the first imaging.
  • the noise is smaller, the same effect can be obtained by selecting the projection data 143 in the high energy range 131 obtained by the first and second imaging.
  • the noise of the projection data 143 in the low energy range 130 and the high energy range 131 may be used instead of the noise of the projection data 143 in the low energy range 130 and the high energy range 131. This is because the X-ray quantum noise decreases as the number of X-ray photons decreases.
  • reconstruction processing S704 is performed on the multi-energy projection data 144 obtained in this way, and a reconstruction image 145 by X-ray photons in the narrow energy range 134 is created. Similarly, a reconstructed image can be created for the low energy range 135 and the high energy range 136.
  • the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range 134 is created by switching to the two energy thresholds 132 and 133. However, for example, it may be switched to three or more energy thresholds. At this time, the first to Mth energy thresholds (M is an integer of 3 or more) are switched in order of increasing energy, and the adjacent Nth energy threshold (N is an integer of 1 to less than M) and the (N + 1) th energy threshold. (M-1) multi-energy projection data 144 in a narrow energy range can be created by subtracting the energy threshold measurement results.
  • a reconstructed image in an arbitrary narrow energy range sandwiched between two energy thresholds can be obtained. Further, by setting the energy threshold value 132 and the threshold value 133 close to each other and making the narrow energy range 134 a very narrow range, a monochrome X-ray equivalent image can be obtained.
  • the conventional photon counting CT apparatus for example, when obtaining a multi-energy image classified into three energy ranges, two comparators are required, whereas according to the present embodiment, three comparators are used. X-ray photons in one energy range can be counted, and three projection data and a reconstructed image can be obtained. Therefore, the circuit scale corresponding to the comparator can be reduced as compared with the conventional device, and accordingly, the power consumption of the circuit can be reduced and the increase in the device price can be suppressed. This reduction in power consumption of the circuit also extends the life of the device.
  • the present embodiment is not limited to creating the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range 134 by switching one comparator, and a plurality of comparators may be used.
  • two energy thresholds may be realized by two comparators.
  • the circuit scale for the comparators is increased as compared with the case of switching by one comparator, but the readout circuits after the comparators can be reduced.
  • a plurality of comparators may be provided, and each of the plurality of energy threshold values may be switched and read.
  • the third embodiment has been described above with reference to FIGS. 15 to 17.
  • the present embodiment is not limited to the configuration and operation described above, and various modifications can be made.
  • the scan range in which two shootings are performed may include various cases such as a plurality of rounds, one round, and a half round.
  • switching may be performed in a plurality of rounds, or may be switched in every view, every plurality of views, or half a round. In addition to switching once, switching may be performed multiple times.
  • the first and second imaging may not be signals integrated in the same path.
  • the projection directions obtained by the first and second shootings are different.
  • the count obtained in the other imaging and the narrow energy range data calculation processing S7033 are performed to create the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range. good.
  • the multi-energy projection data 144 in the narrow energy range of the second view estimates the value of the second view from the count obtained in the first shooting of the first view and the third view, and actually the second view This means that it is created by taking the difference from the count obtained in the second shooting.
  • the energy threshold value changing unit 112 switches the energy threshold value (FIG. 4, 126) for separating the low energy range and the high energy range is described as an example, and the minimum value for performing the counting is described. It may be an energy value (FIG. 4, 127) or a maximum energy value.
  • This embodiment is an embodiment in which the X-ray CT apparatus of the third embodiment is applied to K edge imaging.
  • the apparatus configuration of this embodiment is the same as that of the X-ray CT apparatus of the third embodiment, and includes an energy threshold value changing unit 112.
  • the calculation unit 105 includes a correction processing unit 1051, a multi-energy calculation unit 1052 including a narrow energy range data calculation unit 1058, and an image reconstruction unit 1053, as well as a K edge image that creates a K edge image.
  • a calculation unit 1059 is provided.
  • the multi-energy calculation unit 1052 creates multi-energy projection data by multi-energy calculation and creates a multi-energy image as in the third embodiment.
  • the K edge image calculation unit 1059 creates a K edge image by subtracting the two reconstructed images before and after the K edge energy.
  • the first shooting is performed in the first lap
  • the second shooting is performed in the second lap
  • the third shooting is performed in the third lap.
  • the energy threshold changing unit 112 distinguishes between the low energy range and the high energy range using the energy threshold at the energy threshold 132 in the first shooting, at the energy threshold 133 in the second shooting, and in the third shooting.
  • the threshold height has a relationship of threshold 132 ⁇ threshold 133 ⁇ threshold 138, and the energy threshold 133 is set to be the same as the energy of the K edge of the metal to be subjected to K edge imaging.
  • the calculation unit 105 for each projection data 143 obtained by the first shooting, the second shooting and the third shooting, for example, as in the third embodiment, Defective element correction S701 and air correction S702 are performed.
  • the multi-energy calculation unit 1052 performs a narrow energy image calculation process S7033.
  • the number of X-ray photons in the narrow energy range 134 (hereinafter referred to as the first narrow energy range) is calculated from the first imaging and the second imaging, and the third imaging and the second imaging are performed. From the above, the number of X-ray photons in the narrow energy range 137 (hereinafter referred to as the second narrow energy range) is calculated.
  • the measurement result of one or both of the low energy range and the high energy range can be used, but as described in the third embodiment, the result of the low noise level is obtained. It is desirable to use it. That is, when calculating the first narrow energy range, the projection data obtained in the low energy range 130 obtained in the first imaging and the projection data obtained in the high energy range 131 obtained in the second imaging. Compare the noise level and if the projection data obtained in the low energy range 130 obtained in the first image is smaller, use the projection data obtained in the low energy range 130 obtained in the first and second images. If the projection data obtained in the second imaging and obtained in the high energy range 131 is smaller, the projection data obtained in the high energy range 131 obtained in the first and second imaging is used.
  • the projection data obtained in the low energy range 130 obtained in the second imaging and the projection data obtained in the high energy range 131 obtained in the third imaging If the projection data obtained in the low energy range 130 obtained by the second imaging is smaller, the projection data obtained in the low energy range 130 obtained by the second and third imaging is When the projection data obtained by the third imaging and obtained in the high energy range 131 is smaller, the projection data obtained in the high energy range 131 obtained by the second and third imaging is used.
  • reconstruction processing S704 a reconstruction operation is performed on each of the projection data in the first and second narrow energy ranges obtained as multi-energy projection data 144 to obtain a reconstructed image.
  • K edge image calculation processing S7041 the reconstructed images of the first and second narrow energy ranges 134 and 137 are subtracted to obtain a K edge image.
  • this K edge image it is possible to obtain an image in which only a target substance (hereinafter referred to as a target substance) has high contrast. This principle will be described with reference to FIG.
  • the horizontal axis represents energy
  • the vertical axis represents the value of mass absorption coefficient at that energy
  • the curve 150 represents the mass absorption coefficient of the target substance to be subjected to K edge imaging
  • the energy 151 represents K edge energy. That is, the K edge energy is energy in which the mass absorption coefficient changes abruptly, and the X-ray absorption rate is energy that changes abruptly in accordance with the energy.
  • the K-edge energy 151 of the target substance is set as the second energy threshold 133, and before and after that, the first narrow energy range 134 and the second narrow energy range 137 are realized, and the number of X-ray photons in that range is measured.
  • X-rays are easily transmitted in the first narrow energy range 134 lower than the K edge energy, whereas X-rays are hardly transmitted in the second narrow energy range 134 higher than the K edge energy. Therefore, when the projection data of the second narrow energy range 137 is subtracted from the projection data of the first narrow energy range 134, the target substance can obtain a high contrast.
  • the mass absorption coefficient does not change greatly between the first narrow energy range 134 and the second narrow energy range 137, so that the difference between the projection data results in a very small contrast. Therefore, in the K edge image, only the target substance can be extracted with high contrast.
  • the second energy threshold 133 is made to coincide with the K edge energy of the target substance, but an error in the determined energy value (hereinafter referred to as energy) due to the spread of charges in the semiconductor and the limit of energy decomposition of the readout circuit. 22), it is desirable to set the energy threshold 133 so that the energy is slightly higher than the K edge.
  • the energy threshold By setting the energy threshold to a value slightly larger than the K edge energy, such a resolution error can reduce the possibility of erroneously measuring X-rays below the K edge energy above the energy threshold.
  • the degree to which the energy threshold value is larger than the K edge energy is, for example, the energy determination error of the X-ray detection element 400. This energy determination error depends on variations in the signal amount and output voltage value in the detection layer 401, measurement errors in the readout circuit 405, and the like, and can be measured in advance.
  • K-edge imaging of a target substance can be performed with high accuracy by performing imaging while appropriately changing the energy threshold by the energy threshold changing unit 112.
  • the circuit scale for the comparator can be reduced, which is the same as the effect described in the third embodiment. An effect is obtained.
  • the counts of two narrow energy ranges are calculated using three energy thresholds, but this is an example, and four or more energy thresholds are used to calculate three or more narrow energy ranges.
  • a count may be calculated.
  • a comparator that switches energy thresholds and a comparator that does not switch may be mixed, and each energy range may be counted to calculate a count of a narrow energy range.
  • a plurality of comparators may calculate a narrow energy range by counting each energy range by switching a plurality of different energy thresholds.
  • the projection data of the two narrow energy ranges 134 and 137 are created to calculate the K edge image, but one of them may be substituted with the projection data of the energy range actually counted.
  • the projection data of the high energy range 131 obtained by the second imaging can be used instead of the projection data of the high narrow energy range 137 shown in FIG.
  • the third imaging in FIG. 19 is not required, and two energy thresholds are required for switching, so that the imaging can be speeded up.
  • Such a method is particularly useful when the actually counted energy range is narrow, such as the high energy range 131 is narrow.
  • the switching between the first shooting, the second shooting, and the third shooting is not limited to every lap, but every multiple laps, half laps. There may be various cases, such as every view, every multiple views, every view.
  • Group A one group (Group A) X-ray detectors use K-edge imaging projection data
  • Group B another group (Group B) X-ray detectors use projection data other than K-edge imaging. You may get it.
  • the energy thresholds 132, 133, and 138 are switched, and the two energy ranges separated by the energy threshold are separated, and in the group B X-ray detection element, It can be realized by separating the two energy ranges separated by one energy threshold.
  • the present embodiment includes the irradiation spectrum changing unit adopted in the first embodiment and the energy threshold changing unit adopted in the third embodiment as the detected energy spectrum distribution changing unit, and these functions as a control unit. It is characterized by comprising a timing control unit for controlling the irradiation spectrum changing unit and the energy threshold value changing unit.
  • FIG. 23 shows an overall configuration of the X-ray CT apparatus of the present embodiment
  • FIG. 24 shows a functional block diagram of the control unit 107.
  • this X-ray CT apparatus includes a spectrum changing unit 111 that changes the energy spectrum of irradiated X-rays by changing the tube voltage, the thickness and type of the filter, and the X-ray detector 102.
  • An energy threshold value changing unit 112 that changes the energy threshold value at the time of reading line photons is provided.
  • the control unit 107 controls the operation of the scanner control unit 1071 that controls the scanner equipped with the X-ray source 100 and the X-ray detector 104, the readout circuit of the X-ray detector 104, and the signal collection unit 108.
  • An X-ray detector control unit 1072 to be controlled, a display control unit 1073 for controlling display by the display unit 106, and a timing control unit 1074 for controlling timing of detection energy spectrum change are provided.
  • the scanner control unit 1071, the X-ray detector control unit 1072, and the display control unit 1073 are common to the first to third embodiments described above.
  • imaging condition control unit 1075 for controlling the imaging condition corresponding to the imaging condition determining unit 1060 of the X-ray CT apparatus of the second embodiment.
  • imaging condition control unit 1075 for controlling the imaging condition corresponding to the imaging condition determining unit 1060 of the X-ray CT apparatus of the second embodiment.
  • the operation of the timing control unit 1074 which is a feature of this embodiment, will be mainly described.
  • the timing control unit 1074 switches the irradiation energy spectrum and the energy threshold at different periods, and acquires a plurality of data having different combinations of the irradiation energy spectrum and the energy threshold.
  • the different periods mean, for example, the case where the period width is the same and the phase is different, or the period width is different.
  • the type of irradiation energy spectrum used for timing control, the energy threshold (value and its type), and the switching cycle may be programmed in advance, or the operator may input the input unit (UI) 110. It may be arbitrarily set through the network.
  • FIG. 25 shows an example of switching between the X-ray energy spectrum and the energy threshold controlled by the timing control unit 1074.
  • FIG. 25 shows a case where two irradiation energy spectra and two energy threshold values (for example, threshold values 132 and 133 in FIG. 15) are switched at different periods.
  • the horizontal axis 185 is the elapsed time, for example, the time 176 is the start of shooting and the start time of the first view, and the times 177 to 181 are 2 views, 3 views, 4 views, 5 views and 6 View start time.
  • the vertical axis in FIG. 25 represents the content in which the X-ray spectrum and the energy threshold are selected.
  • the spectrum changing unit 111 selects the first spectrum and irradiates the X-ray, and in the range where the value 173 is the second spectrum. Select and emit X-rays.
  • the energy threshold changing unit 112 selects the threshold 132 (hereinafter referred to as the low energy threshold 132) shown in FIG. Then, the threshold 133 shown in FIG. 15 (hereinafter referred to as the high energy threshold 133) is selected.
  • irradiation X-rays of the first spectrum are used for the first view, and data is acquired with the energy threshold of the X-ray detector as the low energy threshold 132.
  • the energy threshold value changing unit 112 switches the energy threshold value to the high energy threshold value 133, so that, in the second view, the irradiation X-ray is the first spectrum and the energy threshold value is the high energy threshold value 133. Data is acquired.
  • the energy threshold is switched to the low energy threshold 132, and the spectrum changing unit 111 switches the irradiation X-ray spectrum to the low energy threshold 132.
  • the irradiation X-ray is the second spectrum, and the data is acquired with the energy threshold as the low energy threshold 132.
  • the energy threshold value changing unit 112 switches the energy threshold value to the high energy threshold value 133.
  • the X-ray is the second spectrum, and the data is acquired with the energy threshold value being the high energy threshold value 133.
  • the energy threshold is switched to the low energy threshold 132 and the spectrum changing unit 111 switches the irradiation X-ray spectrum to the high energy threshold 133.
  • the 5th view is the second spectrum
  • the energy threshold is acquired at the low energy threshold 132.
  • the 6th view is the same as the 2nd view
  • the 7th view is the same as the 3rd view
  • the 8th view is the same as the 4th view.
  • Data can be acquired in combination.
  • the i-th view i is an integer from 1 to 4
  • the (4n + i) -th view n is an integer of 1 or more
  • the time 176 in FIG. 25 is shifted by one view, and the same shooting is performed as the start time of the second view.
  • Shooting may be repeated such that the same shooting is performed using 176 as the start time of the third view, and the same shooting is performed using the time 176 as the start time of the third view.
  • one of the two detection spectrum changing means may be performed with a period slower than the other, but the X-ray spectrum may be changed.
  • the X-ray spectrum may be changed.
  • the present embodiment includes a case where the energy threshold is switched at a slower cycle than the irradiated X-ray spectrum, and a case where the energy threshold is switched at the same cycle.
  • n types of energy thresholds may be repeatedly switched for one type of X-ray spectrum. This means that, for example, when the number of repetitions is c (c is an integer of 2 or more), switching of the energy threshold is repeated (n ⁇ c) times for one type of X-ray spectrum.
  • FIG. 25 the case where at least one of the X-ray spectrum and the energy threshold is switched for each view is described, but this is an example, and the present invention is not limited thereto.
  • there may be various cases such as every multiple views, every half-round, every round, or every multiple rounds.
  • the interval between time 176-177, time 177-178, time 178-179, time 179-180, and time 180-181 are not limited to the data acquisition interval of one view, It can be set at various time intervals such as one or multiple laps.
  • the detection X-ray energy distribution is changed by combining the change of the energy threshold that divides the energy range of the irradiation X-ray and the change of the spectrum of the irradiation X-ray, thereby reducing the number of comparators.
  • Many multi-energy images can be acquired without increasing. Further, by calculating between multi-energy projection data or multi-energy images, the accuracy of the multi-energy image can be improved and a plurality of narrow energy range data can be obtained.
  • four views may be regarded as one view, and shooting data obtained between the four views may be handled at the same time. Furthermore, you may correct
  • data of every four views may be estimated and created, and data of all combinations may be created for all views.
  • a reconstructed image at the same position may be created by correcting the difference in the acquisition angle.
  • the X-ray CT apparatus of this embodiment is characterized in that it has a function of simulating conditions set and images to be acquired by the X-ray CT apparatuses of the first to fifth embodiments described above. That is, the X-ray CT apparatus of this embodiment includes a simulation unit (1064) that creates a multi-energy image of a simulated subject by simulation, and an input unit (110) that inputs information including subject information used in the simulation unit. And a storage unit (109) for storing a plurality of subject models.
  • the simulation unit determines a simulated subject to be simulated from the subject model stored in the storage unit based on the subject information input via the input unit, and obtains the determined multi-energy image of the simulated subject. create.
  • the energy range used for the simulation may be a value input from the input unit or may be determined based on the determined simulated subject. For example, the simulation unit calculates an optimal energy range by calculating and comparing physical quantities from the created multi-energy image.
  • FIG. 27 shows a configuration example of the calculation unit 105 for realizing the present embodiment.
  • the correction processing unit 1051, the multi-energy calculation unit 1052, and the image reconstruction unit 1053 have the same functions as those described for the calculation unit 105 shown in FIGS.
  • a simulated subject selection unit 1063 and a simulation unit 1064 are provided.
  • the storage unit 109 stores a plurality of object models so that a simulated object can be selected according to the input object information.
  • the simulation result formed by the simulation unit 1064 is passed to the imaging condition control unit 1075.
  • the X-ray CT apparatus of the present embodiment is realized by changing the irradiation X-ray spectrum described in the first embodiment and the energy threshold switching described in the third embodiment, and the K edge.
  • GUI graphical user interface
  • the GUI shown in FIG. 28 also serves as the input unit 110 displayed on the display unit 106.
  • a part of the entire GUI is shown for ease of explanation, and similarly, only a part of the whole shooting method, shooting parameters, and functions in the software are shown. . Similarly, the shooting and input procedures described below show a part of the whole.
  • the shooting conditions are set using the setting area 230, for example.
  • ON / OFF of dual shooting and ON / OFF of K edge imaging are selected (S721).
  • ON / OFF for example, the check box 200 shown in FIG. 28 is checked to select dual imaging, and the check box 201 is checked to select K edge imaging.
  • the first and second shooting parameter input fields can be entered, and when dual shooting is turned off, only the first shooting parameter entry fields can be entered.
  • FIG. 28 shows a case where both shootings are ON.
  • K-edge imaging or dual imaging may not be selected, but either one may be used.
  • the first shooting is performed on the first lap and the second shooting is performed on the second lap.
  • the present invention is not limited to this.
  • the second imaging for the same circumference may be performed after the first imaging for several or half of the circumference.
  • the first shooting and the second shooting may be repeated every other view or every plurality of views.
  • the imaging parameters in the first imaging and the second imaging are tube voltages 204 and 206 and tube currents 205 and 207.
  • the tube voltage input fields 204 and 206 can be input in units of 1 kV from 60 kV to 140 kV, for example, and the tube current input fields 205 and 207 can be input in units of 10 mA in a range of 10 mA to 1200 mA, for example.
  • the imaging region selection column 202 can be selected from, for example, head and neck, chest, heart, abdomen, and pelvis, and the body type selection column 203 can be selected from, for example, skinny, standard, obese, and children.
  • the subject information to be input is not limited to the imaging region and body shape, and there may be various items of subject information input items such as sex and weight.
  • subject information obtained by imaging means other than pre-scan and X-ray CT for example, information such as the size and transmission amount of the subject, and the simulation unit 1064 captures this as subject information. good.
  • a simulated subject is selected and determined from a plurality of subject models stored in the storage unit 109 according to the inputted subject information (S722).
  • the heart is selected as the imaging region 202
  • a simulated subject 274 as shown in FIG. 30 is selected as an attenuation body to be simulated at that time.
  • the simulated subject 274 simulates a chest and a heart, and a heart 270, a lung 271 and a bone 272 are arranged in a fat 273 simulating a human body.
  • an artery is simulated in the heart 270 (not shown), and blood and iodine contrast medium are mixed in the artery.
  • the simulation unit 1064 performs the irradiation X-ray spectrum distribution 210 and the X after transmission through the subject in the first and second imaging.
  • the line spectrum distribution 211 is calculated and displayed on the spectrum display sections 208 and 209 (S723).
  • the horizontal axis 217 is represented by energy
  • the vertical axis 216 is represented by the number of X-ray photons of the energy.
  • This irradiation X-ray spectrum distribution 210 is obtained by calculation using the input tube voltage and tube current values, and is calculated using the tube voltage value 204 and the tube voltage value 205 in the first imaging. In the second imaging, the tube voltage value 206 and the tube voltage value 207 are calculated.
  • the X-ray spectral distribution 211 after transmission is obtained by using the attenuation coefficient and density determined in advance to determine attenuation in the structure of the simulated attenuation body determined in S722, and to the irradiation X-ray spectral distribution 210 previously determined. It is calculated by multiplying.
  • the irradiation X-ray spectrum 210 and the transmitted X-ray spectrum after passing through the subject instead of displaying both the irradiation X-ray spectrum 210 and the transmitted X-ray spectrum after passing through the subject, only one of them may be displayed.
  • the X-ray spectrum varies depending on the position and view of the X-ray detection element, but here, it is a representative position determined in advance, and an X-ray spectrum in the imaging direction determined in advance is displayed.
  • the energy threshold for determining the energy range used in K edge imaging and dual imaging and the energy of the K edge are determined (S724). For example, as shown in FIG. 28, this is set by the operator using the spectrum display unit 208. In FIG. 28, energy threshold values 213 and 215 limit the energy range used in K-edge imaging.
  • the energy threshold 212 is for dividing the energy range for purposes other than K-edge imaging.
  • the setting energy 214 is for setting the K edge energy.
  • the simulation unit 1064 simulates what kind of image can actually be acquired, and creates and displays the image (S725). However, the image at this time is a reconstructed image of the simulated subject. Further setting necessary for the simulation is performed using, for example, a setting area 231 in FIG. First, the display image 220 and the image type 221 are selected.
  • the display image 220 can be selected from a multi-energy image such as a K-edge image, a reconstructed image taken with a predetermined tube voltage, a monochromatic X-ray equivalent image, or a density image.
  • a multi-energy image such as a K-edge image, a reconstructed image taken with a predetermined tube voltage, a monochromatic X-ray equivalent image, or a density image.
  • a field for inputting the tube voltage of the image to be created is displayed
  • a monochromatic X-ray equivalent image an input field for entering the energy of the image to be created is displayed.
  • columns for selecting a reference substance are displayed, and the user inputs or selects these columns.
  • the image type 221 can be selected from volume rendering, MIP, MPR, and the like. At this time, if necessary, an input field for the cutout position and direction is displayed, and the user inputs this. In the example of FIG. 28, first, a K edge image is selected.
  • a simulation image 223 is displayed in the display unit 106.
  • a reconstructed image of the heart 270 and the coronary artery 275 is displayed.
  • the coronary artery 275 is extracted for K-edge imaging, and its contrast, noise, and contrast-to-noise ratio (CNR: Contrast to noise) ratio) are set in the energy ranges 213 and 215 and the K energy set energy 214. It depends on.
  • the simulation unit can change these setting values as appropriate (S726), and find the optimum values by checking the image quality such as the contrast, noise, and CNR of the image.
  • the display image 220 is changed to a monochrome X-ray equivalent image, for example.
  • the optimum set value can be found by checking the image while changing the energy range 214.
  • these processes are not shown in FIG. 29, they are the same as the processes S725 and S726.
  • the display order is arbitrary. There may also be cases where one or more various multi-energy images are displayed. Furthermore, not only the reconstructed image but also various multi-energy projection data may be displayed.
  • each projection data is obtained from each acquired projection data.
  • the number of X-ray photons between energy ranges can be calculated, and multi-energy images such as K-edge images can be acquired.
  • GUI shown in FIG. 28 is merely an example, and it goes without saying that there may be cases where some items such as input and display in the GUI are not provided. Furthermore, it goes without saying that other functions such as input and selection and other displays may be added. For example, it is possible to input a cycle for switching between the first shooting and the second shooting using the GUI.
  • the selection items and input rules in the GUI shown in FIG. 28 are also examples, and do not limit the present invention.
  • the projection data of K edge imaging with the X-ray detection element of one group (Group A) of the X-ray detector and the X-ray of the other group (Group B) When imaging is performed to acquire projection data other than K-edge imaging by the detection element, there can be various modes such as designating the former with the threshold values 213 to 215 of the spectrum display unit 208 and the latter with the threshold value 212.
  • the shooting procedure shown in FIG. 29 is also an example, and it goes without saying that there may be other procedures when there are no procedures or when the order is different.
  • the energy range is determined manually, but when the value determined in advance is used or when using the transmission X-ray spectrum 211 or the like, it is automatically performed. It is possible.
  • one or part of the energy threshold for K edge imaging and dual imaging may be determined manually or automatically.
  • a simulated subject is selected from the subject model based on the inputted subject information, and then the energy range is changed to obtain a multi-energy image.
  • a plurality of files are created (S731).
  • a physical quantity at a predetermined position of these reconstructed images is calculated to determine the best energy range (S732, S733).
  • the physical quantity used here contrast, noise, CNR, and the like can be adopted, and the energy range when a multi-energy image having the best physical quantity is obtained is determined as the optimum energy range.
  • the position on the reconstructed image when calculating the physical book may be specified in advance or may be specified by the user.
  • the K-edge energy may be automatically specified by specifying the metal used in the contrast examination, or commonly used in contrast examination.
  • the K edge energy of a heavy metal such as iodine may be set as a default. Also in this case, it goes without saying that the default K edge energy may be changed by specifying the K edge energy or the metal.
  • the spectrum calculation and the image simulation are performed using the object model.
  • the object model may be used based on an actual human body image.
  • a GUI is provided that allows an operator to easily input imaging conditions and information necessary for imaging when performing imaging with the X-ray CT apparatus of the present invention.
  • the operator can set photographing conditions more appropriately.
  • the X-ray detector 104 may be a detector that integrates and outputs the signal amounts after performing energy separation.
  • a detected X-ray energy distribution changing unit a spectrum changing unit that changes the spectrum of irradiated X-rays and an energy threshold when the X-ray detector performs energy separation are changed.
  • the energy threshold value changing unit has been exemplified, the detection X-ray energy distribution changing means is not limited to these, and various other means for changing the energy distribution of the X-rays detected by the X-ray detector in each energy range are provided. It can be taken.
  • the medical X-ray CT apparatus has been described as an example.
  • the present invention is not limited to this, and the radiation incident on the detection element is divided into energy ranges. Needless to say, it can be applied to any CT apparatus equipped with a photon counting radiation detector that counts the number of photons.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made without departing from the scope of the invention at the stage of implementation.
  • the above embodiment includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed components. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
  • radiographic apparatuses that do not have the reconstruction processing unit 1053 and do not perform the image reconstruction process, and create and display the multi-energy projection data 144 and an image calculated based on the data.
  • an imaging apparatus that includes a photon counting type detector and realizes a high-precision multi-energy image, substance identification and classification, and a reduction in the number of circuits.

Abstract

　エネルギー分別方式のX線検出器にてマルチエネルギーメージングを行うX線撮影装置において、マルチエネルギー像や物質分別の高精度化、被ばく量の低減、回路数の低減を実現するために、X線CT装置は、入射したX線フォトンを検出し、2つ以上のエネルギー範囲に分別して計数を行うエネルギー分別方式のX線検出素子が複数配置されたX線検出器と、各エネルギー範囲の検出X線エネルギー分布を変更する検出エネルギー分布変更手段と、複数の検出X線エネルギー分布で取得した投影データを作成する信号収集部と、投影データを再構成する再構成部と、マルチエネルギー演算部とを備え、マルチエネルギー演算部は、複数の投影データを用いてマルチエネルギー投影データ、または、複数の再構成像を用いてマルチエネルギー像を作成する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置及びマルチエネルギー像作成方法
　本発明は、複数のエネルギー範囲に入射するX線フォトンをエネルギー分別してカウントするエネルギー分別方式のX線検出器を搭載したX線CT装置及びマルチエネルギー像作成方法に関する。
　X線CT装置は、複数の方向から撮影した被検体のX線透過像(以下、投影データと記す)からX線吸収係数(線減弱計数)を算出し、被検体の断層像(以下、再構成像と記す)を得る装置であり、医療や非破壊検査の分野で広く用いられている。
　現行の多くの医療用のX線CT装置では、積分型と言われるX線検出器が搭載されている。積分型のX線検出器は、X線をシンチレータで光に変換し、その光をフォトダイオードで電荷に変換し、その電荷を読出し回路でデジタル信号に変換して出力する。読出し回路は1ビュー毎に電荷を積分してデジタル信号を得る。ここで1ビュー間には多数のX線フォトンが入射するが、得られる信号量はそれぞれのX線フォトンのエネルギーの総和に応じた信号量となる。そのため、入射した1つ1つのX線フォトンのエネルギー情報を知ることはできない。
　これを克服する従来技術として、デュアルエネルギー撮影法がある。この撮影法では、例えば特許文献1に記載されているように、エネルギースペクトルの異なる複数のX線で画像を取得し、その投影データや再構成像を用いて、装置で想定している基準物質や組織に分別し、それぞれの識別画像を得ることができる。更にデュアルエネルギー撮影法では、単色X線等価画像、基準物質密度画像、実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、撮影で用いたスペクトル以外のスペクトルにおける吸収係数像などの画像が得られる。ここで、このようなデュアルエネルギー撮影法で作成される画像を、以下においてデュアルエネルギー画像と記すことにする。
　一方、非特許文献1のように、近年、フォトンカウンティング方式のX線検出器を搭載したX線CT装置(以降、フォトンカウンティングCT装置と記す)の開発が進んでいる。このX線検出器は、CdTe(テルル化カドミウム)などの半導体の検出層を有するX線検出素子と、入射したX線フォトンのエネルギーに応じてエネルギー範囲毎に分別してデジタル信号を得る読出し回路を有する。
　このX線検出器は、X線検出素子にX線フォトンが入射すると、まず検出層でX線フォトンのエネルギーに応じた電荷が生じる。次に読出し回路が、この電荷をX線フォトン1つ1つに対して読出せる程に高速に読み出し、入射したX線フォトンのエネルギーに応じて、幾つかのエネルギー範囲毎に分別し、X線フォトン数をカウントする。このとき入射したX線フォトンのエネルギーは、発生した電荷量を用いて判別する。
　更に、この検出を複数のX線フォトンの1つ1つで同様に行い、各エネルギー範囲においてX線フォトン数をカウントし、それぞれのカウント数をデジタル信号に変換する。このような計測により、エネルギー範囲毎に投影データが得られ、これらを用いることで、エネルギー範囲毎に再構成像を得ることができる。これを用いることで、特定の物質を抽出した画像を得ることができる(以降、フォトンカウンティング画像と記す)。例えば非特許文献1では、造影剤中の金のKエッジを用いて、金のKエッジ画像を取得している。
特開2009-17984号公報
David P. Cormode，Ewald Roessl，AXel Thran，et al. Analysis with Multicolor CT and Target Gold Nanoparticles. Radiology 2010; 256(3):774-782
　デュアルエネルギー撮影法を用いたX線CT装置(以降、デュアルエネルギーCT装置と記す)では、精度の良いデュアルエネルギー画像の取得、基準物質の分別、物質の識別を行うためには、実効エネルギーが大きく異なるエネルギースペクトルを用いて取得した画像を使用することが理想だが、X線管の限界や、低エネルギー時に十分な透過X線を得るためには被ばく量が増加してしまうなどの問題により、使用できるエネルギースペクトルに限界があり、デュアルエネルギー画像の作成や分別精度や識別精度の向上に限界があった。更に分別する基準物質数にも限界があった。
　一方、フォトンカウンティングCT装置では、多数のエネルギー範囲を実現するには、入射X線で生じた信号パルスをエネルギー範囲内であるかを比較するための比較機が多数必要になるため、回路規模や回路の消費電力が増加するという問題があった。または入射X線で生じた信号パルスを、どのエネルギー範囲内であるかを多数回比較する必要があるため、分別や識別に時間を要するという問題があった。更に回路規模の増大は、装置の価格を上昇に繋がり、回路の消費電力の増大は、装置の寿命を短くする可能性がある。
　またフォトンカウンティングCT装置でも、回路規模や撮影時間、1つのエネルギー範囲の投影データの必要なSNRの実現などにより、エネルギー範囲を無数に増やすことはできず、デュアルエネルギー撮影法を用いた場合と同様に、フォトンカウンティング画像の作成精度の向上に限界があった。
　本発明は、マルチエネルギー像を分別精度よく取得できるX線CT装置を提供することを課題とする。
　上記課題を解決するために、本発明のX線CT装置は、複数のエネルギー範囲に分別して検出するX線検出器と、エネルギー範囲毎にX線検出器が検出するX線のエネルギー分布を変更する手段(検出エネルギー分布変更部)と、エネルギー分布が異なる条件でX線検出器が検出した複数のエネルギー範囲のデータを演算処理するマルチエネルギー演算部とを備える。
　本発明の一つの態様では、検出エネルギー分布変更部は照射X線スペクトル変更部を含み、照射X線スペクトル変更部は照射X線スペクトルを変更して、エネルギー範囲毎の検出X線エネルギー分布を変更する。別の態様では、検出エネルギー分布変更部は、X線検出器のエネルギー範囲を決定するエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部を含み、エネルギー閾値変更部がエネルギー閾値を変更して、エネルギー範囲毎の検出X線エネルギー分布を変更する。
　マルチエネルギー演算部は、複数の検出X線エネルギー分布で取得した投影データを用いてマルチエネルギー投影データを作成する、及び/または、複数の検出X線エネルギー分布で取得した再構成像を用いてマルチエネルギー像を作成する。なお本明細書において、マルチエネルギー像は、デュアルエネルギー画像とフォトンカウンティング画像を含む広い概念を意味する。
　本発明によれば、従来のデュアルエネルギーCT装置と比べて、エネルギー範囲毎や照射X線スペクトルの異なるより多くの投影データを得ることが可能となり、デュアルエネルギー画像や分別や識別の精度を向上できる。また従来のフォトンカウンティングCT装置に比べて、フォトンカウンティング画像を精度良く作成できる。更にエネルギー範囲の個数を低減でき、回路規模、回路の消費電力、変換処理時間の低減が可能となる。
本発明の第一実施形態のX線CT装置を示す全体概略図 X線検出器におけるX線検出素子の配置の一例を説明する説明図 X線検出器の構造の一例を説明するための説明図 第一実施形態のX線検出器で行われるエネルギー分別方法を説明する説明図 第一実施形態の演算部の構成例を示す機能ブロック図 第一実施形態のX線CT装置で行われるデータ処理フローの一例を示す図 第一実施形態のX線CT装置で行われる別方法のデータ処理フローの一例を示す図 第一実施形態のX線CT装置で行われる別方法のデータ処理フローの一例を示す図 第一実施形態のX線で用いる識別マップの一例を説明するための説明図 第一実施形態のX線CT装置で行われる別方法のデータ処理フローの一例を示す図 本発明のX線CT装置の第二実施形態の演算部の構成例を示す機能ブロック図 第二実施形態のX線CT装置で行われる制御フローの一例を示す図 第二実施形態のX線CT装置で行われる制御フローの別の例を示す図 本発明の第三実施形態のX線CT装置を示す全体概略図 第三実施形態におけるエネルギー閾値変更部の機能を説明する説明図 第三実施形態の演算部の構成例を示す機能ブロック図 第三実施形態のX線CT装置で行われるデータ処理フローの一例を示す図 第四実施形態の演算部の構成例を示す機能ブロック図 第四実施形態におけるエネルギー閾値変更部の機能を説明する説明図 第四実施形態のデータ処理フローの一例を示す図 Kエッジイメージングの原理を説明するための説明図 第四実施形態におけるエネルギー閾値とKエッジエネルギーとの関係を説明する説明図 本発明の第五実施形態のX線CT装置を示す全体概略図 第五実施形態の制御部の構成例を示す機能ブロック図 第五実施形態のタイミング制御の一例を示す図 第五実施形態で取得するデータの一例を示す図 第六実施形態の演算部の構成例を示す機能ブロック図 第六実施形態のGUIの一例を説明する図 第六実施形態の制御フローの一例を示す図 第六実施形態の被検体モデルの一例を説明する説明図 図29の制御フローの変更例を示す図
　＜第一実施形態＞
　本実施形態のX線CT装置は、X線を照射するX線源(100)と、入射したX線を複数のエネルギー範囲に分別して検出するX線検出器(104)と、複数のエネルギー範囲のそれぞれにおいて、X線検出器で検出される検出X線エネルギー分布を変更する検出エネルギー分布変更部と、複数の検出X線エネルギー分布で、複数のエネルギー範囲のX線検出器の出力信号を処理して投影データを作成する信号収集部(108)と、投影データを再構成して再構成像を作成する再構成部(1053)と、複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した投影データを用いてマルチエネルギー投影データを作成する、及び/または、複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した前記再構成像を用いてマルチエネルギー像を作成するマルチエネルギー演算部(1052)と、を備える。
　検出エネルギー分布変更部は、X線源が照射するX線の照射エネルギースペクトルを変更する照射X線スペクトル変更部(111)を備え、照射X線スペクトル変更部により照射エネルギースペクトルを変更して、エネルギー範囲毎の検出X線エネルギー分布を変更する。
　本実施形態のX線CT装置において、例えば、X線検出器(104)は、入射したX線フォトンを検出し、2つ以上のエネルギー範囲に分別して計数を行うフォトンカウンティング方式のX線検出素子(400)が複数配置されたX線検出器であり、信号収集部(108)は、X線検出素子のカウント数を収集し、投影データを取得する。演算部(105)は、信号収集部(108)で収集した信号に対して、補正処理を行う補正処理部(1051)と、マルチエネルギー演算を行ってマルチエネルギー像の投影データを作成するマルチエネルギー演算部(1052)と、再構成演算処理を行う再構成部(1053)と、を備える。
　マルチエネルギー演算部(1052)で行われるマルチエネルギー演算は、複数の焦点位置と複数のエネルギー範囲で得られた信号を用いて、デュアルエネルギー像やフォトンカウンティング像などのマルチエネルギー像の投影データ(以降、マルチエネルギー投影データと記す)を作成する処理である。
　以下、図面を参照して、本実施形態のX線CT装置の構成と動作を説明する。
　本実施形態のX線CT装置は、図1に示すように、撮影系として、X線源100と、照射X線スペクトル変更部(以下、スペクトル変更部と略記する)111と、X線源100から照射されるX線の照射範囲に配置されたX線検出器104と、これらX線源100及びX線検出器104を対向配置し、所定の回転軸を中心に回転するガントリー回転部101とを備えている。ガントリー回転部101の中央には、被検体102が挿入される開口が設けられており、この開口内に、被検体102が寝かせられる寝台天板103が配置されている。寝台天板103とガントリー回転部101とは、所定の方向に相対的に移動可能な構成である。
　本実施例のX線源100は、例えば管電圧で加速した電子ビームをタングステンやモリブデンなどのターゲット金属に衝突させ、その衝突位置(焦点)からX線を発生させる。スペクトル変更部111は、例えば管電圧や、X線フィルタを変更することで、焦点から照射されるX線のスペクトルを変更する。このX線フィルタとしては、タングステン、モリブデン、銅、スズなどの金属があり得る。
　またX線CT装置は、これら撮影系を制御する制御系、及び撮影系の動作に伴いX線検出器104が取得した信号を処理する信号処理系として、制御部107、信号収集部108、演算部105、表示部106、入力部110、及び記憶部109などを備えている。
　制御部107は、X線源100の発生駆動源の動作を制御するX線制御部、X線検出器104の信号読み出し動作を制御する読み出し制御部、ガントリー回転部101の回転と寝台天板103の移動を制御する撮影制御部、及びこれら各部全体を制御する全体制御部で構成される。
　さらに表示部106の表示を制御する表示制御部などを備えることができる。
　制御部107及び演算部105は、一部又は全部をCPU(中央処理装置)、メモリ及び記憶部109を含むシステムとして構築することができ、制御部107及び演算部105を構成する各部の機能は、予め記憶部に格納されたプログラムをCPUがメモリにロードし、実行することにより実現することができる。また機能の一部は、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)やFPGA(Field Programmable Gate Array)などのハードウェアで構成することも可能である。
　特に説明しない限り、撮影系、制御系及び信号処理系を構成する要素は、公知のX線CT装置が備える要素と同じ構成を有し、同様の機能を持つ。
　X線検出器104は、X線源100を略中心とした円弧状に複数配置されており、ガントリー回転部101の回転に伴い、X線源100との位置関係を保ちながら回転する。なお、図1では、説明を簡単にするために、X線検出器104は8個の場合が示されているが、実際の装置では、例えば40個程度である。またX線検出器104の前面にはX線グリッド(図示せず)が設置されており、X線源100から照射されたX線のうち、被検体102などで散乱されたX線が、X線検出器104に入射するのを防ぐ。
　X線検出器104は、例えば図2に示すように、複数のフォトンカウンティング方式のX線検出素子400が、チャネル方向とスライス方向に2次元的に配置された構造を成す。ここで図2は、X線検出器104に配置されたX線検出素子400の一部を示し、チャネル方向に4個、スライス方向に3個分を切り出して記したものである。またX線検出素子111は、チャネル方向と回転方向を、スライス方向と回転軸方向とを一致させて配置されている。
　X線検出器104の各X線検出素子400は、図3に示すように、検出層401を挟むように正負の電極402、403が設けられ、その電極には読み出し回路405が接続された構造を有する。本実施例では、負の電極402は、各X線検出素子400で共通な構造である。またX線は、矢印404で示すように、負の電極402側から検出層401に入射する。検出層401は、例えばCdTe(テルル化カドミウム)、CdZnTe(カドミジンクテルル)、Si(シリコン)などの半導体材料から成り、入射したX線フォトンを検出し、そのエネルギーに応じた量の電荷を生じる。読出し回路405は、検出層401で発生した電荷を所定のサンプリング間隔で読み出し、その電荷で生じた電気信号により、入射したX線フォトンのエネルギーを、所定の閾値により複数のエネルギー範囲に分別する。
　例えば、2つのエネルギー範囲を、所定の閾値未満であるエネルギー範囲(以下、低エネルギー範囲と記す)か、所定の閾値以上のエネルギー範囲(以下、高エネルギー範囲と記す)かによって判別する。このような判別をサンプリング毎に行い、X線フォトンが入射したときに高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別して、それぞれのX線フォトン数をビュー毎にカウントする。
　分別方法について、図4を参照して説明する。図4は、発生電荷で生じた出力電圧120を示すグラフであり、横軸が時間、縦軸が電圧を示す。図示する例では、サンプリング時間123中にX線が入射してパルス出力121を生じ、サンプリング時間125中にX線が入射してパルス出力122を生じている。なお図4では、サンプリングはX線が入射するタイミングだけでなく、X線が入射しない場合(サンプリング時間124)でも周期的に行われる場合を示したが、X線フォトンが入射したタイミングでサンプリングが行われる場合も在り得る。
　読み出し回路(図3、405)は、サンプリング毎に、その区間における出力電圧の最大値と、エネルギー閾値126とエネルギー閾値127とを比較器により比較して分別する。このエネルギー閾値126は、入射したX線フォトンが高エネルギー範囲か低エネルギー範囲するものである。エネルギー閾値127は、X線フォトンの入力無しかを判定するものである。ここで出力電圧120は、X線が入力しないときにもX線検出器104の回路ノイズによって変動しているため、これをX線による信号と誤検出しないために、エネルギー閾値127はゼロより大きな値が必要である。
　これらのエネルギー閾値を用いて、例えば図4のサンプリング時間124では、出力電圧120はエネルギー閾値127以下のため、X線フォトンの入力無しと判断する。また、サンプリング時間125では、出力電圧120はエネルギー閾値126よりも大きいため、高エネルギー範囲のX線が入射したと判断する。またサンプリング時間123では、出力電圧120はエネルギー閾値127よりも大きいがエネルギー閾値126以下のため、低エネルギー範囲のX線が入射したと判断する。以上のようにして、入射の有無とエネルギー範囲の分別を行う。
　なおサンプリングでの最大値を用いて分別を行う代わりに、例えば、サンプリング中の出力電圧の積分値を用いてもよく、分別手法は上記手法に限定されない。
　以上の構成を踏まえ、X線CT装置の一般的な撮影動作を、エネルギー範囲が2つであって、照射X線のスペクトルが2つの場合を例に説明する。ただしこれは説明を簡単にするためであり、これは本発明を限定するものではない。エネルギー範囲を3つ以上設けても構わず、照射X線のスペクトルを3種以上に変えて使用しても構わない。
　まず入力部110から実撮影の開始を入力すると、制御部107はX線源100からのX線の照射と、ガントリー回転部101を制御し撮影を開始する。このとき、例えば140kVの管電圧で電子ビームを加速してX線源100からX線が照射したとし、このときの照射X線のスペクトルを、以降、第1のスペクトルと記す。
　X線源100の焦点から照射されたX線は、寝台天板103に載った被検体102に向けて照射され、被検体102を透過したX線はX線検出器104で検出される。X線検出器104は、入射X線のエネルギーに応じて、前述したように高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別する。更にこの分別を1ビュー間所定のサンプリング回数行って、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に入射するX線フォトン数を計数する。信号収集部108は、それぞれのX線フォトン数に応じた信号を、デジタル信号に変換し、各エネルギー範囲でのカウント数として出力する。
　次に制御部107は、このような撮影を、ガントリー回転部101を回転方向に回転することで、被検体102に対するX線の照射角度を変化させる。このビューでも前ビューと同じように計測を行い、各エネルギー範囲でのカウント数として出力する。ここで、X線源100から発生されるX線は、ビューに同期したパルスX線でも良いし、連続X線でも良い。更にこのように回転駆動させながら、ビュー毎に焦点位置を変更させて撮影を繰り返し行い、360度分のデジタル信号を取得する。撮影は、例えば1ビューを0.4度として、複数ビューに亘って行う。
　次に、スペクトル変更部111は、例えば電子ビームを加速する管電圧を80kVに変更し、X線源100のスペクトルを変化させる。このスペクトルを以降、第2のスペクトルと記す。この2周目の撮影でも、1周目と同様に各ビューで、高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別しながらX線検出器104に入射するX線フォトン数を計数し、被検体102に対するX線の照射角度を変化させながら計数を行って360度分のデジタルデータを得る。このように得られたデジタルデータを、以降、投影データと記す。ここでは2周の撮影のそれぞれで、投影データが得られる。
　次いで、演算部105は、信号収集部108が収集した投影データに対し、所定の補正処理やマルチエネルギー演算処理を行い、マルチエネルギー投影データを作成する。次に、演算部105はマルチエネルギー投影データに再構成処理を行い、被検体102のマルチエネルギー像を作成する。結果を表示部106で表示する。
　本実施形態のX線CT装置は、演算部105で行うマルチエネルギー演算処理に特徴がある。以下、演算部105の詳細を説明する。まず演算部105の構成例を図5に示す。図5に示すように演算部105は、大きく分けて、主制御部1050、補正処理部1051、マルチエネルギー演算部1052、画像再構成部1053からなり、補正処理部1051、マルチエネルギー演算部1052、及び画像再構成部1053は、主制御部1050の制御のもとに動作する。
　補正処理部1051は、信号収集部108で取得した投影データ(ローデータ)に対し、後の演算に必要な処理を行うもので、欠陥素子補正部1054、エア補正部1055、などを含む。マルチエネルギー演算部1052は、主として、マルチエネルギー演算にてマルチエネルギー投影データを作成する機能を有し、図5では密度画像算出部1056及びマルチエネルギー投影データ算出部1057を備える場合を示すが、マルチエネルギー演算の手法や追加機能に応じてマルチエネルギー演算部1052の構成は適宜変更される。
　演算部105の計算に用いられるパラメータやデータは、記憶部109に保存されており、演算部105は必要に応じて記憶部109からパラメータ等を読み出し、補正処理、マルチエネルギー演算処理、画像再構成などの計算を行う。このパラメータやデータには、例えば、欠陥素子補正部1054が用いる欠陥素子位置マップ、エア補正部1055が用いるX線感度分布やX線分布、マルチエネルギー演算部1052がマルチエネルギー演算の際に用いるデータ(X線スペクトル分布と質量吸収係数データ)などが含まれる。
　次に、演算部105で行われるデータ処理を、図6のフローを用いて説明する。
　図6に示すように、演算部105は、信号収集部108から受け取った投影データ143に対して、まず欠陥素子補正S701を行う。この補正は、例えば、本撮影の事前に計測し作成して記憶部109に保存しておいた欠陥素子位置マップ141を基に欠陥のあるX線検出素子(欠陥素子)を特定し、その出力値を推定する処理である。出力値の推定方法は、例えば欠陥素子の周辺の正常なX線検出素子400の出力値を用いて平均値を算出し、その値を欠陥素子の出力値とする。
　次にエア補正S702を行う。この補正は、例えば、本撮影の事前に計測し作成して記憶部109に保存しておいた感度・X線分布データ142にて投影データを除することで実現する。
　感度・X線分布データ142は、エネルギー範囲毎に作成する。作成方法は、例えば被検体102を設けずに、X線管100からX線を照射してエネルギー毎に投影データ143を取得し、それらに対して欠陥素子補正S701を行った後、X線検出素子400毎にビュー方向に加算平均を行い、X線検出器104での出力の平均値によって規格化して作成する。
　これの補正処理は、それぞれのエネルギー範囲と照射X線スペクトルとで取得した複数の投影データ143のそれぞれに対し行う。
　次にマルチエネルギー演算処理S703にて、マルチエネルギー投影データ144を作成する。詳細は後述する。
　以上のような処理を行ってマルチエネルギー投影データ144を得た後、再構成処理S704を行って再構成像145を作成する。最後に再構成像145を、表示部106にて表示する(S705)。
　次にマルチエネルギー演算処理S703における原理と処理方法を詳述する。
　まず原理を、従来のデュアルエネルギー撮影法と比較しながら記す。一例として、被検体が2つの基準物質を仮定して、その基準物質密度画像や単色X線等価画像などのマルチエネルギー像を作成する場合を説明する。以下の説明では、2つの基準物質を、基準物質1と基準物質2とし、それらの質量吸収係数(質量減弱係数)をμmn(ε)(nは1又は2の整数であり、どちらの基準物質であるかを示す)、位置rにおける密度をρn(r)と記す。
　ここで、基準物質の質量吸収係数は、被検体を撮影する前に記憶部109に計算用データ140として保存しておくことができ、これを計算で使用する。従って基準物質は事前に既定されているものから選択されることが望ましい。例えば、入力された撮影方法、撮影条件、被検体の特徴や撮影部位、デュアルエネルギー撮影の目的などから自動的に決定されるか、装置に登録されている基準物質から操作者が入力部110を介して選択して決定するように構成してもよい。
　ここで撮影方法とは、単純撮影、造影撮影、パフュージョン撮影などを意味し、撮影条件とは管電流、管電圧、スキャン時間、線量などを意味し、デュアルエネルギー撮影の目的とは、骨と造影剤の分離、プラークの鑑別、金属アーチファクトの低減などを意味する。
　まず従来のデュアルエネルギー撮影法の場合を説明する。この撮影では、2種類の照射X線スペクトルのX線が照射され、エネルギー分別されずに検出される。この2種類のX線スペクトルを第1のスペクトルと第2のスペクトルと記し、エネルギーをε、第1のスペクトルのエネルギーεでの照射X線フォトン数をS1(ε)、第2のスペクトルのエネルギーεでの照射X線フォトン数をS2(ε)と、それぞれ記すとする。このときエネルギーεの照射X線フォトンがあるX線検出素子400で検出される検出フォトン数は、第1と第2のX線スペクトル、基準物質の質量吸収係数と密度を用いて、式(1)のように書ける。ここでaは1または2の整数であり、X線スペクトルの種類を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
ここでδnは基準物質nの密度ρn(r)にその厚さをかけたものであり、焦点から対象のX線検出素子400までの経路をsで記すと式(2)のように書ける。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　次にエネルギーεを各エネルギー範囲、各X線スペクトルで考える。このとき出力は式(1)の項を全エネルギー範囲で積分したものなので、このときあるX線検出素子400で得られる各X線スペクトルでの投影データの出力値Pa(aはX線スペクトルの種類を表す)は、式(1)より式(3－1)(3－2)(以下、適宜、式(3)と総称する)のように書けることが分かる。ここでδnは、式(2)で定義したパラメータである。また投影データの出力値には、装置固有のゲインがかかる場合があるが、ここでの出力値はゲインのかからない、X線フォトン数を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで基準物質は既知の物質であるため、質量吸収係数μm1(ε)、 μm2(ε)は一般に既知のデータを用いることができる。更にX線管から照射される照射X線スペクトルのX線フォトン数S1(ε)、S2(ε) は照射条件が決まれば、データベース、シミュレーション、実測などにより、事前に決定できる。従って式(3)はδ1、δ2が変数となる。この変数は、撮影を行うことにより被検体の投影データから決まる出力値P1、P2を用いて決定することができる。
　このδn(n＝1，2)が決定されると、例えば特定のエネルギーε0の投影データP(ε0)を式(4)から算出でき、これを再構成することで、被検体の単色X線等価画像を得ることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　ここで式(4)は、照射X線スペクトルをエネルギーε0のみ存在するとして、式(3)から導出したものであり、S(ε0)はエネルギーε0で照射されたX線フォトン数である。このS(ε0)は、ある撮影条件でのX線スペクトルを、データベース、シミュレーション、実測などで得て決定した値であり、第1のスペクトルや第2のスペクトルのX線フォトン数を用いても良いし、その他の条件でのスペクトルのX線フォトン数を用いても良い。
　一方、本実施形態の装置を用いた撮影では、2種類の照射X線スペクトルのX線が照射されると共に、X線検出素子400に入射したX線フォトンを高エネルギー範囲と低エネルギー範囲に分別する。このエネルギー範囲をb(bは高エネルギーのときはH、低エネルギーのときはLとなる)と記し、スペクトル種類a毎に各エネルギー範囲bにおけるX線検出素子400の投影データの値をPabと記すと、Pabは式(1)から式(5－1)～(5－4)(以下、必要に応じて式(5)と総称する)のように書けることが分かる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
ここで∫Lは低エネルギー範囲の積分を、∫Hは高エネルギー範囲の積分を、それぞれ意味する。またδn(n=1、2)は、式(2)で定義したパラメータである。
　式(5)は、式(3)と同様に、基準物質1と基準物質2の質量吸収係数μm1(ε)、μm2(ε)、第1と第2のスペクトルでのフォトン数S1(ε)、S2(ε)は事前に決定できるのでδ1、δ2のみが変数となる。そしてこの変数は、式(3)からδを求めたのと同様に、撮影でP1、P2が決まると決定できる。ただし、本実施形態の方法では、変数が2個に対して、連立方程式の式数が4個あるので、従来のデュアルエネルギー撮影法と比べて、精度よくδn(n=1、2)を求めることができる。
　式(5)を解く方法の一例として、例えば従来技術である最小2乗法を用いることができる。即ち、残差Δを式(6)のように定義し、残差を最小にするようにδn(n=1、2)を決定する。ここでwは重みであり、例えば0.5、1、または2などの値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　上述した解法の変更例として、例えば、残差Δを式(7)に示すように、エネルギー範囲やX線スペクトルに応じて重さを変更して定義し、これを最小にすることで算出しても良い。ここでc、d、fは定数であり、例えば、各X線スペクトルで各エネルギー範囲に照射されるX線フォトン数、その雑音やSNRに応じて決定しても良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　また他の定義の残差を用いても良い。更に最小2乗法以外の方法、例えば特異点分解などを用いて決定しても良い。
　一般に計測値には、X線量子数の揺らぎや、装置や外因性の雑音などにより、雑音を有するため、係数にも誤差を有するが、本実施形態の方法では、式(5)を解く際、各投影データの持っている計測誤差、出力値、エネルギーなどを考慮して、式を解く際に重みを式毎に設けることができるので、δnを精度よく求めることができる。これに対し、従来のデュアルエネルギー撮影法では、出力値が低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の合計として得られるため、2式のみを用いる。このことは各エネルギー範囲のデータは重みが同じで固定されていることを意味し、一方のエネルギー範囲では精度良いが他方では悪いといった場合も有り得る。
　なお式(5)～(7)では、4つの全ての投影データを用いてパラメータδ1、δ2を決定する場合を記したが、これは一例であって、本発明を限定するものではない。一部の投影データを用いても算出しても良いことは言うまでもない。ただし、複数のエネルギー範囲で照射X線スペクトルを変えたメリットを生かすには、エネルギー範囲数よりも多く、照射X線スペクトルの種類数よりも多い個数の投影データを用いることが望ましい。
　次に、図6に戻り、マルチエネルギー演算処理S703の処理方法を記す。この処理は、密度画像算出部1056による密度画像算出処理S7031とマルチエネルギー投影データ算出部1057によるマルチエネルギー投影データ算出処理S7032とから成る。記憶部109は、これらの処理に用いるための数値、具体的には、基準物質のエネルギーあたりの質量吸収係数値(μm1(ε)、 μm2(ε))のデータと、第1と第2のスペクトルのフォトン数(S1(ε)、S2(ε))を計算用データ140として保存する。
　このスペクトルデータは、例えば140kVと80kVの管電圧で照射されたX線フォトン数のエネルギー分布であり、計算用データ140は、例えば20keVから140keVまでの範囲を1keV毎に用意される。ただしこれらの値は一例であり、本発明を限定するものではない。
　まず密度画像算出処理S7031では、記憶部109に保存した計算用データ140と、欠陥素子補正S701とエア補正S702を行った投影データを用いて、式(5)と式(6)に記す演算にて、δ1とδ2を算出する。次にマルチエネルギー投影データ算出処理S7032では、算出したδ1とδ2を用いて、例えば式(4)から被検体のマルチエネルギー投影データ144を算出する。このとき、記憶部109に保存された計算用データ140を用いる。マルチエネルギー投影データ144は、例えば1keV毎に作成する。画像再構成部1053は、このマルチエネルギー投影データ144に対し再構成処理S704を行ない、再構成像145として、単色X線等価画像を作成する。
　以上のようにデュアルエネルギー画像を得ることで、従来のデュアルエネルギーCT装置と比べてその精度向上が可能となり、デュアルエネルギー画像や分別の精度を向上できる。
　本実施形態のX線CT装置は、従来のデュアルエネルギーCT装置に対し優位であるだけでなく、従来のフォトンカウンティングCT装置と比較してもメリットがある。
　その一例として、第2のスペクトルでの撮影の際に、適したX線を照射することで、デュアルエネルギー画像の精度低下を防ぐことができる。これは、被検体が比較的大きいときに特に有効である。このようなとき、第1のスペクトルで撮影した際には低エネルギーでの減弱が大きくなり、低エネルギー範囲でのX線フォトン数が高エネルギー範囲に比べて、著しく小さくなるため、第1のスペクトルのみで作成したデュアルエネルギー画像は、低エネルギー範囲で精度が低下する。
　しかし本実施形態のX線CT装置では、第2のスペクトルでの撮影の際に、特に低エネルギー範囲が多い、または低エネルギー範囲のみのX線を照射することができるため、低エネルギー範囲での投影データを補充でき、低エネルギー範囲でのデュアルエネルギー画像の精度低下を防ぐことができる。
　以上、本実施形態のX線CT装置の構成と動作を説明したが、本実施形態のX線CT装置は上記構成や動作に限定される種々の変更が可能である。以下、変更例を例示する。
　上記実施形態では補正処理として、欠陥素子補正S701とエア補正処理S702を行ったが、これらは適宜省略することができる。例えば、欠陥素子がない場合は欠陥素子補正S701を行わなくても良いし、各X線検出素子400の感度のばらつきが小さい場合などには、エア補正処理S702を行わなくても良い。すなわちこれの補正処理の一方、または両方を行わなくても良い。
　また、例えば他の特性を補正しても良い。このような補正として、例えばパイルアップやポラリゼーションによるカウント数の補正などの処理が考えられる。更に本実施例の補正処理は、マルチエネルギー演算処理S703の前に行ったが、その一部または全部が、マルチエネルギー演算処理S703の処理中や処理後、再構成処理S704の処理中や処理後など、補正順序が異なる場合も在り得る。
　上記実施形態では、2つの基準物質を用いる場合を記したが、基準物質の数は特に限定されない。例えば3個以上の基準物質を設けても良い。ここで基準物質の個数は、スペクトルの種類数よりも多く、エネルギー範囲の数よりも多いことが望ましい。このとき式(2)で記したδn(基準物質nの密度ρn(r)を経路で積分したパラメータ)は、基準物質分だけ決定する必要があり決定するパラメータが多くなるが、本実施形態によれば、式(5)で示したように、スペクトル数とエネルギー範囲の数の積の分だけ方程式を立てることができるため、パラメータが多い場合でも、精度良く決定できるというメリットがある。
　ただし、スペクトル数とエネルギー範囲の数の積の分だけ方程式を必要がない場合も有り得る。これは一部の投影データのSNRが低い場合などで生じ得る。この場合、スペクトルの種類数よりも多く、エネルギー範囲数よりも多い個数の投影データを用い、基準物質数以上の方程式を用いて算出することが望ましい。これは、計算では基準物質数だけ不定のパラメータを決定する必要があるが、方程式はこの不定のパラメータ数以上ある場合の方が安定してパラメータを決定できるからである。
　上記実施形態では、2種類の照射X線スペクトルを用いる場合を記したが、これは一例であり、3つ以上のX線スペクトルを用いても良いことは言うまでもない。多種のX線スペクトルを用いることで、式(5)の式数を多くすることができ、パラメータの決定精度を向上し得る。更にX線スペクトルとして、80kVと140kVのX線管の管電圧の場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば一方または両方を他の管電圧を用いても良い。またX線スペクトルの変更方法としてX線管の管電圧を変更する方法を用いたが、これも本発明を限定するものではなく、例えばX線フィルタを用いても良いし、X線フィルタとX線管の両方を用いても良い。
　また、多種のスペクトルのX線を分けて照射するのではなく、同時に照射したX線を、X線検出器にて異なる複数のスペクトルに分離してデータを取得しても良い。このようなX線検出器として、例えば、多層のX線検出層から成る構造が有り得る。このような構造の一例では、例えば2層であって、X線管に近い第1層と、離れた第2層からなってそれぞれの層で独立してX線を検出でき、第1層は検出層が薄く設ける。この際、一部のX線が第1層を透過して第2層に到達可能するが、低エネルギーのX線フォトンは高エネルギーのフォトンよりも減弱しやすいため、高エネルギーのフォトンよりもX線管に近い第1層で多く検出される。
　そのため、第1層と第2層で異なるX線スペクトルのX線を検出することになる。このようにしてそれぞれの層で得たデータに対して、本実施形態の処理を行って、マルチエネルギー投影データやマルチエネルギー像を作成しても良い。
　さらに、本実施形態では、1つのX線管から複数のX線スペクトルを照射する場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、X線CT装置が複数のX線管を有し、それぞれで、または同時に、X線を照射して複数のX線スペクトルを実現しても良い。更に、X線CT装置がエネルギー分別方式のX線検出器とX線管との複数の対を有し、それぞれで、または同時に、X線を照射して複数のX線スペクトルを実現しても良い。
　上記実施形態では、2周の撮影を行い、各周で異なるスペクトルのX線を照射する場合を記したが、照射X線スペクトルを変更するタイミングは1周の撮影毎に限定されない。
例えば、半周毎、複数ビュー毎、ビュー毎などの様々なタイミングで照射X線のスペクトルを変更しても良い。更に2つの撮影の取得ビュー数や周数が異なっても良い。
　上記実施形態では、マルチエネルギー像として基準物質の単色X線等価画像を作成したが、マルチエネルギー像は単色X線等価画像に限定されない。例えば、式(2)のように定義した、基準物質nの密度ρn(r)を経路で積分したパラメータであるδnを投影データとして再構成演算処理を行って、基準物質密度画像を作成しても良い。
　また従来のデュアルエネルギー撮影法での演算技術を用いて、光電効果とコンプトン効果の成分に分離し、光電効果画像、コンプトン散乱画像、電子密度画像を作成しても良い。更に、撮影で用いた以外のX線スペクトルと算出した単色X線等価画像とから、異なる撮影条件における吸収係数画像を作成しても良い。ここでこの撮影条件としては、管電圧やX線フィルタなどがあり得る。更に、他の様々なマルチエネルギー画像であっても良い。
　上記実施形態では、投影データを用いて、基準物質n(nは1または2)の密度を経路で積分したパラメータであるδnを決定することでマルチエネルギー像を求める方法を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。投影データを用いて他のパラメータを求める方法も有り得る。更に、再構成像を用いる方法や基準物質を用いない方法も有り得る。更に、投影データを用いる方法と、再構成像を用いる方法の両方を有する場合も有り得る。以下、本実施形態のX線CT装置で得られたデータ(複数種のエネルギースペクトルで複数のエネルギー範囲で得られたデータ)を用いたマルチエネルギー演算処理の変更例を説明する。
　＜＜第一実施形態の変更例1＞＞
　本変更例1では、基準物質の再構成像の吸収係数(線減弱係数)を用いて、被検体の吸収係数を表すことでマルチエネルギー像(ここではデュアルエネルギー像)を作成する。
この変更例1では、図示を省略するが、図5におけるマルチエネルギー演算部1052は、基準物質密度決定部とマルチエネルギー像算出部とを備える。
　図7を用いて、変更例1による処理方法のフローの一例を説明する。図7において、図6と同じ処理は同じ符号で示し、詳しい説明は省略する。図7に示す処理方法では、まず投影データ143に対して、例えば図6の処理と同様に、欠陥素子補正S701、エア補正S702を行った後、まず再構成処理S704を行って、第1と第2のスペクトルのそれぞれで、再構成像(マルチエネルギー再構成像と区別してコンベンショナル再構成像という)146を得る。
　次に、マルチエネルギー演算処理S703にて、基準物質密度決定処理S7034とマルチエネルギー像算出処理S7035を行う。
　基準物質密度決定処理S7034では、第1と第2のスペクトルのそれぞれで取得したコンベンショナル再構成像146の吸収係数値の組を用いて、基準物質の密度を決定する。以下に、本変更例の手法と従来法との違いをわかりやすくするため、まず従来のデュアルエネルギー撮影法(従来法)における処理方法を説明する。
　X線のエネルギーをE、そのX線エネルギーで撮影した際に得られる被検体の吸収係数(線減弱計数)をμ(E)、基準物質を基準物質1と基準物質2とし、そのX線エネルギーEで撮影した際の質量吸収係数をμmn(E)(nは1又は2の整数であり、どちらの基準物質であるかを示す)、それらの密度をcnとすると、吸収係数μ(E)は基準物質の吸収係数と密度を用いて、式(8)のように書くことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　式(8)は、被検体のそれぞれの位置で成り立つ。そのため密度cnは被検体のそれぞれの位置で決定する必要があり、従来法では、2つのX線スペクトルで計測した再構成像の吸収係数値を用いて算出する。具体的には、式(8)をそれぞれのスペクトルで積分することで導出できる式(9－1)、(9－2)(まとめて式(9)ともいう)の連立方程式を用いて算出する。式(9)において、E1は2つのX線スペクトルの一方のエネルギーで撮影した際のX線エネルギーを意味し、E2はもう一方のエネルギーで撮影した際のX線エネルギーを意味し、左辺がそれぞれの管電圧で得られた被検体の吸収係数値となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　式(9)において、各エネルギーEp(pは1または2の整数で、X線エネルギーの種類を表す)で得られる基準物質nの質量吸収係数であるμmn(Ep)は、文献値やシミュレーションで得られるX線エネルギーEpのときのX線スペクトルとエネルギーε(単色)における質量吸収係数を用いることで、シミュレーションなどにより決定できる。従って、式(9)を解くことができ、基準物質の密度c1とc2を算出することができる。
　一方、本変更例の方法では、1つのスペクトルでデータを得る際にも、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を分別した計測値が得られる。具体的には、式(8)をそれぞれのスペクトルで積分することで導出される4つの式(10－1)～(10－4)(まとめて式(10)という)の連立方程式を用いて算出できる。式(10)において、左辺がそれぞれの管電圧で得られた被検体の吸収係数値となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　ここでEplにおけるlはHかLであり、エネルギー範囲を表す。吸収係数μmn(Epl)は、エネルギー範囲を限定してシミュレーションを行うことで、μmn(Ep)の場合と同様に決定できる。
　先に記したように、計測値には雑音を有するため、密度cn(nは1又は2の整数であり、基準物質の種類を表す)も誤差が有する。しかしエネルギー範囲毎に計測する本実施例の方法では、これまでのデュアルエネルギー撮影での計算方法に比べて多くの連立方程式が得られるため、式を解く際に各投影データの持っている計測誤差、出力値、エネルギーなどを考慮して式を解く際に重みを式毎に設けることが可能となり、精度良く密度cnを決定することが可能となる。
　ここでは、全X線スペクトルの全エネルギー範囲で計数して再構成して得た再構成像を全て用いて密度cnを決定したが、これは一例であって、本発明を限定するものではない。一部の再構成像を用いても算出しても良いことは言うまでもない。ただし、複数のエネルギー範囲で照射X線スペクトルを変えたメリットを生かすには、エネルギー範囲数よりも多く、照射X線スペクトルの種類数よりも多い個数の再構成像を用いることが望ましい。
　以上のようにcnを、再構成像における全ボクセルで行うことで、基準物質1と基準物質2の全ボクセルでの値が得られる。
　次にマルチエネルギー像算出処理S7035を行う。ここでは、例えば基準物質の密度画像c1に、文献値やシミュレーションで得られるエネルギーεにおける質量吸収係数μm1(ε)を乗じることで、基準物質1の再構成像145として単色X線等価画像を作成する。同様に、基準物質2でも単色X線等価画像を作成する。
　このように作成した再構成像145を、表示部106にて表示する(S705)。
　以上のような処理を行うことで、本処理ではこれまでのデュアルエネルギー撮影での計算方法に比べて、密度cn(nは1又は2の整数)を精度良く決定でき、精度の良いデュアルエネルギー像を得ることが可能となる。
　本変更例では、デュアルエネルギー像として、基準物質の密度と吸収係数との積を、基準物質の再構成像145として作成した場合を記したが、これは一例であり、様々な画像やデータの場合が有り得る。例えば、デュアルエネルギー像が、計算で求めた全ボクセルにおける基準物質1や基準物質2の密度cn(nは1又は2の整数)の場合、すなわち基準物質密度画像の場合も有り得る。更に、この密度を用いて作成した実効原子番号画像、電子密度画像、光電効果画像、コンプトン散乱画像、撮影で用いた前記スペクトル以外のスペクトルにおける吸収係数像などの場合も有り得る。
　本変更例では、2つの基準物質の場合を記したが、これは一例であり、3つ以上であっても良いことは言うまでもない。
　＜＜第一実施形態の変更例2＞＞
　本変更例では、第1と第2のスペクトルで得られた再構成像の吸収係数の値を用いて、物質を識別する。
　既知のデュアルエネルギー撮影では、第1と第2のスペクトルで撮影を行い、得られたペアの再構成像の吸収係数値と識別マップを比較することで、物質を識別する。本変更例の方法では、各スペクトルでの撮影で、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲で分けて再構成像を取得して識別を行う。この変更例2では、図示を省略するが、図5におけるマルチエネルギー演算部1052は、物質識別部とマルチエネルギー像算出部とを備える。
　以下、本変更例による処理方法の一例を、図8を用いて説明する。図8において、図6及び図7と同じ処理は同じ符号で示し、詳しい説明は省略する。
　図8に示すように、例えば、変更例1と同様に、まず投影データ143に対して、欠陥素子補正S701、エア補正S702、再構成処理S704を行って、第1のスペクトルと第2のスペクトルで撮影して低エネルギー範囲と高エネルギー範囲で取得したコンベンショナル再構成像146を作成する。次に、このコンベンショナル再構成像146の吸収係数値を用いて、物質識別S7036を行う。ここでは、第1のスペクトルと第2のスペクトルで撮影して得た吸収係数の両方の値を識別マップに照らして物質を識別する。識別マップとは、物質が、所定のエネルギー範囲で採りえる吸収係数値の範囲をマッピングしたものであり、事前に実験やシミュレーションをもとに取得したデータから作成することができる。
　本変更例で用いる識別マップの一例を図9に示す。これらの識別マップ166、167は、横軸は第1のスペクトルにおける吸収係数値を、縦軸は第2のスペクトルにおける吸収係数値をそれぞれ表し、識別マップ166は、X線検出器の低エネルギー範囲の値に対する識別マップであり、識別マップ167は高エネルギー範囲の値に対する識別マップである。領域160、161、162は、低エネルギー範囲において、それぞれ異なる物質が取り得る吸収係数値の組み合わせの領域を示し、例えば領域160では脂肪、領域161では水、領域162では造影剤を表す。ただしこれらの物質は一例であり、本発明を限定するものではない。また本実施例では領域が3つの場合を記したが、これも一例であり、2個の場合や、4個以上の場合があっても良いことは言うまでもない。同様に、領域163、164、165は、高エネルギー範囲において、それぞれ異なる物質が取り得る吸収係数値の組み合わせの領域を示す。
　このような2種の識別マップを用いることで、実撮影で第1のスペクトルと第2のスペクトルで撮影して得た低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の吸収係数値が得られた際に、領域160、161、162と領域163、164、165のどの領域に属するかを比較することで、物質を識別することができる。このような識別を、再構成像の各位置でそれぞれ行う。
　ここで低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の結果で、異なる物質に識別される場合も有り得る。これは計測される信号はX線の量子数の揺らぎや、読み出し回路や外的要因によって雑音を有するためである。この場合、例えば物質間の境界から離れた結果を採用する。例えば、あるボクセルについて得られた吸収係数値が、一つの識別マップでは領域160に属し脂肪と判定され、他の識別マップでは領域164に属し水と判定された場合、その吸収係数値の、識別マップ166における領域160と領域161との境界からの距離及び識別マップ167における領域163と領域164との境界からの距離を比較し、距離が遠い方をその吸収係数値が属する領域と判定する。
　このように本変更例の方法では、スペクトル数とエネルギー範囲数の積の個数(4個)の吸収係数を用いて物質を識別するので、2個のスペクトルを用いる従来法では、計測結果が識別マップの境界となって物質の識別精度が低下する場合でも、識別マップの境界からより遠い結果を採用することで識別精度を向上できる。またより多くの吸収係数を用いることで、識別精度を向上できる。
　次に、マルチエネルギー像算出処理S7035では、識別した物質の結果を、コンベンショナル再構成像146に加えて再構成像145を作成する。ここで識別した物質の結果は、例えば色分けしてコンベンショナル再構成像146中に表示する。最後に、このように作成した再構成像145の表示S705を行う。
　以上説明したように、本変更例によれば、従来のデュアルエネルギーCT装置よりも精度良く物質の識別を行った再構成像145を作成することができる。
　なお本変更例では、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲とで異なる識別結果となった場合に、物質間の境界から離れた結果を採用する場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。他の方法として、例えば、データの雑音が小さい方を用いる場合や、一方のスペクトルで得た低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を用いる場合、各スペクトルで得た低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の4個の計測結果のうち、3個のみを用いて識別するなど、様々な場合が有り得る。ただし、複数のエネルギー範囲で照射X線スペクトルを変えたメリットを生かすには、エネルギー範囲数よりも多く、照射X線スペクトルの種類数よりも多い個数の再構成像を用いることが望ましい。
　本変更例では、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲と識別マップを設ける場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。スペクトル毎に設けて識別する場合も有り得る。また識別マップは2つの軸からなる場合を記したが、3つ以上の軸を持つ識別マップを用いても良く、4つの指標を軸として持つ識別マップにて、各スペクトルで得た低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の4個の計測結果を一度に識別しても構わない。更にエネルギー範囲数やスペクトル数が増加した場合は、4個に限定せずに、更に多くの軸を持つ識別マップを用いて物質を識別しても構わない。
　本変更例では、2つのX線スペクトル、2つのエネルギー範囲を用いた場合を記したが、これは一例であり、これらの一方または両方が3つ以上の場合でも良いことは言うまでもない。このとき、最大で、スペクトル数とエネルギー範囲数の積の数だけ指標として用いて識別を行うことが可能となる。
　＜＜第一実施形態の変更例3＞＞
　本変更例では、吸収の物理的要因である光電効果、コンプトン散乱、コヒーレント散乱のそれぞれに、それらの現象のエネルギー依存性の違いを用いて分別することで、光電効果画像、コンプトン散乱画像、コヒーレント散乱画像を作成する。
　従来のデュアルエネルギー撮影では、第1と第2のスペクトルで撮影を行い、得られたペアの再構成像の吸収係数値に対してフィッティングを行って吸収の物理要因の分別を行い、光電効果画像、コンプトン散乱画像、コヒーレント散乱画像を作成する。本変更例では、各スペクトルでの撮影で、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲で分けて再構成像を取得して物理要因を分別する。本変更例の装置構成及び演算部の構成は、図1及び図5に示すものと同様であるが、演算部105に、物理要因分別部(不図示)が追加される。
　以下、本変更例のマルチエネルギー演算部1052の処理の一例を、図10を用いて説明する。図10において、図8と同じ処理は同じ符号で示し、詳しい説明は省略する。
　図10に示すように、本変更例の処理方法では、変更例1と同様に、まず投影データ143に対して欠陥素子補正S701、エア補正S702、再構成処理S704を行って、第1のスペクトルと第2のスペクトルで撮影して低エネルギー範囲と高エネルギー範囲で取得したコンベンショナル再構成像146を作成する。次にそのコンベンショナル再構成像146の吸収係数値に対してフィッティングを行うことで、物理要因分別S7037を行う。
　物理要因分別S7037で使用するフィッティング関数は、例えば式(11)で表すことができる。式(11)は、エネルギーεにおける吸収係数μ(ε)を物理要因の関数で表したものであり、式中、f、g、hは、吸収の物理的要因である光電効果、コンプトン散乱、コヒーレント散乱の断面積をそれぞれ表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ここでZは実効原子番号、ρは電子密度を表す。またf、g、hはエネルギーεの関数であるがその依存性は異なり、f、hは実効原子番号Zの関数であるがその依存性は異なる。
　第1と第2の2つのエネルギースペクトルの照射X線で撮影を行うことにより、式(12－1)、(12－2)(以下まとめて式(12)という)で示すように、2つの吸収係数の式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　ここで電子密度ρはエネルギーに依存しないため、μ1(ε)/μ2(ε)は式(13)のように書ける。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　物理要因分別S7037では、フィッティング関数として式(13)を用いる。これにより実効原子量Zを決定することができる。更に式(12)を用いることで電子密度ρも決定することができる。
　フィッティングに際し、従来のデュアルエネルギー撮影であれば、1つの式(13)(μ1(ε)/μ2(ε))を用いることになるが、本変更例では、例えば低エネルギー範囲と高エネルギー範囲のそれぞれについて式(13)を立てることができ、2つのμ1(ε)/μ2(ε)を用いることでフィッティング精度を向上できる。更に、1つのμ1(ε)/μ2(ε)を用いる場合でも、μ1(ε)とμ2(ε)のばらつきが小さなエネルギー範囲で得た値を用いることや、低エネルギーと高エネルギーのμ1(ε)とμ2(ε)のうち、吸収係数値の差が大きい値を用いることで、フィッティング精度を向上することも可能である。
　次のマルチエネルギー像算出処理S7035では、式(11)や式(12)を用いることで、光電効果、コンプトン散乱、コヒーレント散乱の成分を分離し、再構成像145として、エネルギーεでの光電効果画像、コンプトン散乱画像、コヒーレント散乱画像や、第1や第2のスペクトルを照射した場合やその他のスペクトルを照射した場合の光電効果画像、コンプトン散乱画像、コヒーレント散乱画像を作成する。更に、算出した実効原子量Zや電子密度ρを用いて、実効原子量画像や電子密度画像を作成することもできる。最後に、このように作成した再構成像145の表示S705を行う。
　本変更例では、式(13)のフィッティング関数を用いて物理要因の分別S7037を行ったが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、第一実施形態のように基準物質を用いて単色X線等価画像を作成し、その吸収係数に対して式(11)を用いて、物理要因の分別S7037を行っても良い。
　＜第二実施形態＞
　本実施形態のX線CT装置は、第一実施形態の構成に加え、複数の照射エネルギースペクトルでそれぞれ行う複数の撮影の、少なくとも一つの撮影の撮影条件を決定する撮影条件決定部(1060)をさらに備えていることが特徴である。撮影条件決定部は、第1の照射X線エネルギースペクトルを用いて行われた第1の撮影の投影データを用いて、第1の照射エネルギースペクトルとは異なる第2の照射エネルギースペクトルを用いて行われる第2の撮影の撮影条件(第2の撮影条件)を決定する。
　撮影条件とは、照射X線のスペクトルや線量を決定する条件であり、例えば、管電圧値、X線フィルタの有無や厚さ、管電流、ビュー時間、撮影時間などである。これにより、第2の撮影条件を被検体に合わせて最適化でき、デュアルエネルギー画像の精度を向上できる。
　ここで第1と第2の撮影では照射エネルギースペクトルが異なるが、第2の撮影の照射エネルギースペクトルが、第1の撮影の照射エネルギースペクトルより低いエネルギーであることが望ましい。例えば2つの撮影の管電圧が異なる場合、撮影条件を変化させる第2の撮影の方が低い管電圧での撮影であることが望ましい。
　これはエネルギーが低いX線フォトンの方が被検体に依存して吸収されやすく、X線フォトン数の過不足が生じやすいため、第1の撮影の結果を見て適した撮影条件を選定する効果が大きいためである。また、同様の理由で、第1の撮影で不足が生じるのは低エネルギーのX線フォトンである可能性が高いため、低い管電圧で照射して低エネルギーのX線フォトンを追加する方が効率的であるからである。
　本実施形態のX線CT装置の全体構成は、図1と同様であるが、演算部105には図11に示すように、撮影条件決定部1060が追加されている。図11は、第2の撮影条件として、スペクトルを変更する場合を示しており、撮影条件決定部1060は、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲でそれぞれ検出されたX線フォトン数の比を算出するX線フォトン数比算出部1061と、X線フォトン数比算出部1061が算出したX線フォトン数比をもとに第2の撮影における照射X線スペクトルを決定するスペクトル条件決定部1062とを備える。
　X線フォトン数比算出部1061とスペクトル条件決定部1062は、主制御部1050が制御する。なお図11では、撮影条件決定部1060は、マルチエネルギー演算部1052の一部として示しているが、マルチエネルギー演算部1052とは別の機能部であってもよい。スペクトルを変更するための撮影条件は、例えば管電圧の値やX線フィルタの有無や厚さ、その他X線スペクトルを変化させるさまざまな手段がある。
　以下、撮影条件決定部1060の処理手順と制御のフローを、図12を参照して説明する。
　まず撮影者は、入力部110に第1の撮影を行う1周目の撮影条件と、第2の撮影を行う2周目の撮影条件を入力する。このとき2周目の第2のスペクトルで撮影する際の管電圧とX線フィルタの条件は、入力しないか、入力されていても暫定的なものであり、撮影条件決定部1060にて決定したものを用いる。
　撮影者が入力部110にて撮影を開始すると、制御部107が制御して、まず1周目の撮影で、第1の撮影S711が行われる。このときの撮影条件は、先に撮影者が入力部110から入力した条件である。次にX線フォトン数比算出部1061にて、1周目に得られた投影データを用いて、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の平均のX線フォトン数の比を算出する(S712)。次に、この比を用いて、スペクトル条件決定部1062にて、第2のスペクトル条件を決定する(S713)。
　ここで第2のスペクトル条件は、例えば管電圧の撮影条件にて決定する。決定手法は、例えば、X線フォトン数の比と撮影条件の関係を、パラメータ147として、事前に決定して記憶部109に保存しておき、これを用いる。X線フォトン数の比と撮影条件の関係は、例えば、X線フォトン数比が小さいときは、管電圧を低くし、X線フォトン数比が大きいときは、管電圧を高くするという関係である。
　次にスペクトル条件決定部1062はこの撮影条件を制御部107に渡す。制御部107はスペクトル変更部111を制御してスペクトルの変更S714を行い、次に2周目の撮影S715を実施する。1周目の撮影(第1の撮影)と2周目の撮影(第2の撮影)で得られた計測データを用いて、第一実施形態あるいはその変更例で説明した処理と同様のマルチエネルギー演算処理S703を行う。
　このような制御を行うことで、第1のスペクトルのX線で不足したエネルギー範囲のX線フォトンを、第2のスペクトルのX線で補うことができる。これにより、データのSNR(Signal-to-Noise Ratio)やCNR(Contrast-to-Noise Ratio)を向上することが可能となり、マルチエネルギー画像の精度を向上できる。また第2のスペクトルを制御することで、マルチエネルギー像の画質を担保したまま、被ばく量の低減も可能となる。
　更に本実施形態は、フォトンカウンティング画像の精度向上にも有用である。例えば、フォトンカウンティング撮像方法の一つにKエッジイメージングがある。Kエッジイメージングでは、ある物質のKエッジのエネルギーを閾値として低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を設け、それぞれの範囲で取得した再構成像を差分することでKエッジ画像を取得する。この場合、例えば被検体での減弱により低エネルギー範囲のX線フォトン数が高エネルギーでのフォトン数に対して著しく少ないなど、Kエッジ画像のSNRやCNRが低下してしまうことがある。
　本実施形態により、第1のスペクトルのX線で不足したエネルギー範囲のX線フォトンを、第2のスペクトルのX線で補うように第2撮影条件を設定することにより、第1のスペクトルのX線のみでKエッジイメージングを行う場合に比べて、SNRやCNRを向上することが可能となる。
　図12に示す処理では、第2の撮影条件として照射X線スペクトルを変更する場合を記したが、先に記したように、照射X線の線量の場合も有り得る。これを実現する制御のフローの一例を図13に示す。図13の処理を実現するため、図11に示すスペクトル条件決定部1062は、第2の撮影における線量(第2の線量)を決定する線量条件決定部(不図示)に置き換わる。同様に、図12における第2のスペクトル条件の決定S713が、第2の線量を実現する撮影条件を決定する第2の線量条件の決定S716に置き換わる。
　この処理では、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の平均のX線フォトン数の比を算出し(S712)、第2の撮影の線量を決定する(S716)。決定の方法は、スペクトル変更の場合と同様であり、例えば、予め求めておいたX線フォトン数比と線量との関係をパラメータ147として、事前に決定して記憶部109に保存しておき、これを用いることができる。
　例えば、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の平均のX線フォトン数の比が非常に小さい場合、すなわち低エネルギー範囲のフォトン数が比較的少ない場合は、低エネルギーで撮影する第2の撮影では、線量を大きくする。一方、比が大きいとき、すなわち低エネルギー範囲のフォトン数が比較的多い場合、線量を少なくする。
　次いで第2の撮影の線量を、決定された線量に変更する(S717)。第2の線量を実現する撮影条件としては、例えば、管電流、ビュー時間、撮影時間などがある。設定された線量で第2の撮影を行うこと(S715)及び第1の撮影及び第2の撮影で得た計測データを用いて第一実施形態と同様のマルチエネルギー演算処理S703を行うことは、図12のフローと同様である。
　このような線量の制御により、第1のスペクトルのX線で不足したエネルギー範囲のX線フォトンを、第2のスペクトルのX線で補うことにより、データのSNRやCNRを向上することが可能となり、デュアルエネルギー画像の精度を向上できる。また被検体に不要にX線を照射することを防ぎ、無効な被ばく量を低減できる。
　図12に示す処理と図13に示す処理をともに行い、第2の撮影におけるX線スペクトルと線量の両方を制御しても良い。
　図示した実施形態は、本実施形態の一例であって、本実施形態のX線CT装置は、複数のエネルギースペクトル分布で、それぞれ低エネルギー範囲と高エネルギー範囲とを分別して計測するマルチエネルギー撮影において、マルチエネルギーの計測データをもとに撮影条件を決定する機能を備えることが特徴であり、撮影条件を決定するための手法等は種々の変更が可能である。
　例えば上記説明では、平均のX線フォトン数の比を用いて、第2のスペクトルを決定したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の一方のX線フォトン数を用いても良い。更に両方のエネルギー範囲のX線フォトン数を用いる場合でも、比以外にも、和やそれぞれの絶対値を用いる方法など、様々な使用方法が有り得る。
　また本実施形態では、第2のスペクトルを、第1の撮影の結果を用いて決定したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、本撮影の前にプレスキャンを行って決定しても良い。更に第1のスペクトルやその線量も決定しても良い。このように第1のスペクトルと第2のスペクトルの両方を制御することで、更にX線のスペクトルが最適化でき、画質の高精度化や低被ばく化が可能となる。
　さらに本実施形態では、第1と第2の撮影を、それぞれ1周目と2周目で行う場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。第1と第2の撮影を、それぞれ複数周行う場合や、半周の場合も有り得る。更に第1と第2の撮影を、単数や複数ビュー毎に切り替えて複数回行う場合も有り得る。このとき第2の撮影条件は、最初の第1の撮影の結果を用いて決定しても良いし、直前の第1の撮影の結果にて決定しても良い。
　また本実施形態では、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の平均のX線フォトン数の比を用いて第2の撮影条件を決定したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の一方の投影データを用いる場合も有り得る。その一例として、低エネルギー範囲の計数を閾値と比較して撮影条件を決定する場合などが有り得る。
　また低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の投影データの値を比にせずそのまま用いる場合も有り得る。更にエネルギー範囲が3つ以上ある場合も、その1つまたは複数の投影データを用いる様々な場合が有り得る。このとき、被検体によって、特に低エネルギー範囲のフォトン数の低減が大きいことが有り得るため、低エネルギー範囲の投影データを用いることが望ましい。
　＜第三実施形態＞
　第一実施形態では、各エネルギー範囲においてX線検出器が検出するX線のエネルギー分布(以下、検出X線エネルギー分布と記す)を、照射X線のスペクトルを複数種類切り替えることで変更したが、本実施例では、エネルギー範囲を区切るエネルギー閾値を、撮影において動的に変更することで検出X線エネルギー分布の切り替えを実現する。
　すなわち本実施形態のX線CT装置は、検出エネルギー分布変更部として、X線検出器のエネルギー範囲を決めるエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部を備え、エネルギー閾値変更部によりエネルギー閾値を変更して検出X線エネルギー分布を変更する。
またマルチエネルギー演算部は、エネルギー閾値が異なる場合に取得した複数の投影データを用いて、マルチエネルギー投影データを作成する。
　本実施形態のX線CT装置の構成の一例を、図14に示す。図14において、図1と同じ要素は同じ符号で示し、詳細な説明は省略する。図示するように、本実施形態のX線CT装置は、エネルギー閾値変更部112を有する。
　エネルギー閾値変更部112は、例えば、信号収集部108が低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を弁別する際の閾値(図4の126)を変更する。閾値の変更は、一つの比較器の比較電圧の変更、あるいはデジタル比較器の場合には比較値の切替により行うことができる。エネルギー閾値変更部112の機能の一例を、図15を用いて説明する。
　図15において、範囲130が低エネルギー範囲を、範囲131が高エネルギー範囲を表す。エネルギー閾値変更部112は、第1の撮影と第2の撮影との間で、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を切り分けるエネルギー閾値を切り替える。すなわち、第1の撮影では、エネルギー閾値を閾値132とし、第2の撮影では、エネルギー閾値を閾値133とする。エネルギー閾値変更部112が、エネルギー閾値を閾値132と閾値133とで切り替えた後、X線検出器104はX線フォトンを各エネルギー範囲に分別して係数する。
　演算部105は、エネルギー閾値が異なる2つの撮影により得た投影データを用いてマルチエネルギー演算を行う。本実施形態の演算部105の構成の一例を図16に示す。図16において、第一実施形態の演算部105の構成例を示す図5と同じ要素は、同じ符号で示し、詳細な説明は省略する。
　演算部105は、図示するように、主制御部1050、補正処理部1051、マルチエネルギー演算部1052および画像再構成部1053を備え、補正処理部1051、マルチエネルギー演算部1052および画像再構成部1053は、主制御部1050の制御のもとに動作する。
　図16では省略しているが、補正処理部1051は、第一実施形態と同様に欠陥素子補正部、エア補正部などを含む。マルチエネルギー部1052も、第一実施形態と同様に、密度画像算出部やマルチエネルギー投影データ算出部を含むが、さらに狭エネルギー範囲データ算出部1058を含む。狭エネルギー範囲データ算出部1058は、第1の撮影で得られた投影データと第2の撮影で得られた投影データを用いて、図15に領域134で示す領域の投影データの算出を行う。
　以下、撮影手順とともに演算部の処理の流れを説明する。本実施形態においても、2周の撮影を行い、1周目で第1の撮影、2周目で第2の撮影を行う場合を説明する。第一実施形態では、スペクトル変更部111によって、1周目は第1のスペクトルで、2周目は第2のスペクトルで撮影を切り替えて撮影を行ったが、本実施形態では、1周目の撮影の後、エネルギー閾値変更部112によってエネルギー閾値を切り替えて、第1の撮影と異なるエネルギー閾値で2周目の撮影を行う。
　演算部105は、第1および第2の撮影で得られた投影データを用いてマルチエネルギー像を作成する。図17に演算部の処理フローの一例を示す。図17において、図6と同じ処理は同じ符号で示し、詳細な説明を省略する。
　図17に示すように、まず投影データ143に対し、欠陥素子補正S701、エア補正S702などの補正処理を行う。補正処理後、狭エネルギー範囲データ算出部1058が、狭エネルギー範囲データ算出処理S7033を行い、マルチエネルギー投影データを作成する。この処理では、異なるエネルギー閾値での撮影結果を用いて、エネルギー閾値132とエネルギー閾値133で挟まれる領域(以下、狭エネルギー範囲という)134の投影データを作成する。
　具体的には、第1の撮影で得られた低エネルギー範囲のX線フォトン数をXL1、高いエネルギー範囲のX線フォトン数をXH1、第2の撮影で得られた低エネルギー範囲のX線フォトン数をXL2、高いエネルギー範囲のX線フォトン数をXH2、とすると、狭エネルギー範囲134のX線フォトン数XL-Hは、式(14－1)または式(14－2)で求められる。
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 　但し、第2の撮影のエネルギー閾値133＞第1の撮影のエネルギー閾値132とする。
　狭エネルギー範囲データ算出部1058は、上記差分計算を行い、狭エネルギー範囲134、低エネルギー範囲135および高エネルギー範囲136の投影データ、すなわちマルチエネルギー投影データ144を作成する。
　狭エネルギー範囲データ算出処理S7033は、式(14－1)および式(14－2)のいずれか一方または両方を用いて行われるが、より精度良くマルチエネルギー投影データ144を決定するためには、第1の撮影と第2の撮影の雑音を比較し、差分によって得られる狭エネルギー範囲の投影データ143の雑音が抑制される組み合わせを用いることが望ましい。
　具体的には、第1の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143と第2の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音を比較し、第1の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143の方が低い場合は低エネルギー範囲130の投影データ143を用いる。一方、第2の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音値の方が低い場合は高エネルギー範囲131の投影データ143を用いる。
　この理由は、以下のとおりである。狭エネルギー範囲134のマルチエネルギー投影データ144は第1の撮影と第2の撮影で得た投影データ143を差分して算出するが、信号レベルとしては狭エネルギー範囲134のみのカウント数を算出できるのに対し、雑音レベルは、使用した全エネルギー範囲の雑音が残る。
　この雑音として残るエネルギー範囲は、図15に示すように、低エネルギー範囲の投影データを用いた時は低エネルギー範囲135と狭エネルギー範囲134があり、高エネルギー範囲の投影データを用いた時は高エネルギー範囲136と狭エネルギー範囲134がある。ここで狭エネルギー範囲134は共通であるので、他の低エネルギー範囲135と高エネルギー範囲136が残る。従って、低エネルギー範囲135と高エネルギー範囲136の投影データ143を比較して雑音の小さな方を用いることで、狭エネルギー範囲134のマルチエネルギー投影データ144の雑音を小さく抑えられることができる。
　従って、第1の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143と第2の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音を比較する代わりに、これらに狭エネルギー範囲134の雑音を加えた、第2の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143と第1の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音を比較し、第2の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143の雑音の方が小さい場合は、第1と第2の撮影で得た低エネルギー範囲130の投影データ143を、第1の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音の方が小さい場合は、第1と第2の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データ143を、それぞれ選択しても同様の効果を得られる。
　更に、低エネルギー範囲130と高エネルギー範囲131の投影データ143の雑音ではなく、それらの出力値(X線フォトン数)が小さい方を用いても良い。これは、X線の量子雑音は、X線フォトン数が少なくなるにつれて、小さくなるからである。
　次に、このようにして得られたマルチエネルギー投影データ144に対して、再構成処理S704を行い、狭エネルギー範囲134のX線フォトンによる再構成像145を作成する。低エネルギー範囲135、高エネルギー範囲136についても同様に再構成像を作成することができる。
　なお上記説明では、2つのエネルギー閾値132、133に切り替えて狭エネルギー範囲134のマルチエネルギー投影データ144を作成したが、例えば、3つ以上のエネルギー閾値に切り替えても良い。このときエネルギーの低い順に第1から第M(Mは3以上の整数)のエネルギー閾値を切り替えて、隣り合う第N(Nは1以上M未満の整数)のエネルギー閾値と第(N+1)のエネルギー閾値の計測結果を差分することで、(M－1)個の狭エネルギー範囲のマルチエネルギー投影データ144が作成できる。
　本実施形態によれば、二つのエネルギー閾値で挟まれる任意の狭エネルギー範囲の再構成像を得ることができる。また、エネルギー閾値132と閾値133を近い値にして狭エネルギー範囲134を非常に狭い範囲とすることで、単色X線等価画像を得ることもできる。
　また従来のフォトンカウンティングCT装置では、例えば3つのエネルギー範囲に分別したマルチエネルギー像を得る場合、2つの比較器を要するのに対し、本実施形態によれば、1つの比較器を用いて、3つのエネルギー範囲のX線フォトンを計数することが可能であり、3つの投影データ、そして再構成像を得ることができる。従って、従来装置よりも、比較器分の回路規模を低減でき、それに伴い、回路の消費電力を低減し、装置価格の上昇を抑えることができる。この回路の消費電力の低減は、装置の寿命を延ばすことにも繋がる。
　但し、本実施形態では、1つの比較器を切り替えて狭エネルギー範囲134のマルチエネルギー投影データ144を作成することに限定されるものではなく、複数の比較器を用いてもよい。例えば2つのエネルギー閾値を、2つの比較器で実現しても良い。このとき1つの比較器で切り替える場合に比べて比較器分の回路規模は増加するが、比較器以降の読み出し回路は低減できている。更に複数の比較器が設けられ、それぞれで複数のエネルギー閾値を切り替えて読み出しても良い。
　以上、図15～図17を参照して第三の実施形態を説明したが、本実施形態も上記説明の構成や動作に限定されず、種々の変更が可能である。例えば、2つの撮影を2周の撮影で行う場合で説明したが、これは一例であり、例えば2つの撮影を行うスキャン範囲は、複数周、1周、半周など様々な場合が有り得る。また第1と第2の撮影を1周で切り替えるのではなく、複数周で切り替える場合や、1ビュー毎、複数ビュー毎、または半周で切り替えても良い。また1度の切り替えのみでなく、複数回切り替えても良い。
　ただし、これらの場合、第1と第2の撮影が、同一の経路で積分された信号ではなくなることがある。これは例えば、奇数ビューと偶数ビューで第1と第2の撮影を切り替えて1周で撮影を行った場合、第1と第2の撮影で得られる投影方向は異なる。
　この場合、隣接ビューの信号値から計数値を推定した後に、もう一方の撮影で得た計数と狭エネルギー範囲データ算出処理S7033を行って、狭エネルギー範囲のマルチエネルギー投影データ144を作成した方が良い。これは、例えば2ビュー目の狭エネルギー範囲のマルチエネルギー投影データ144は、1ビュー目と3ビュー目の第1の撮影で得た計数から2ビュー目の値を推定し、実際に2ビュー目の第2の撮影で得た計数と差分を取ることで作成することを意味する。
　また本実施形態では、全てのX線検出素子400で同じエネルギー閾値の切り替えを行うとの前提で説明をしたが、これは一例であり、例えば、一部のX線検出素子400のみが行っても良い。更に、X線検出素子400やそのグループ毎に、異なるエネルギー閾値の切り替えを行っても良い。このときそれぞれの異なるエネルギー閾値の切り替えは、同期していてもいなくても良い。
　さらに本実施形態では、エネルギー閾値変更部112が、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲を分別するエネルギー閾値(図4、126)を切り替える場合を記したが、これは一例であり、計数を行う最小のエネルギー値(図4、127)や最大のエネルギー値であってもよい。
　＜第四実施形態＞
　本実施形態は、第三実施形態のX線CT装置をKエッジイメージングに適用した実施形態である。
　本実施形態の装置構成は第三実施形態のX線CT装置と同様であり、エネルギー閾値変更部112を備える。演算部105は、図18に示すように、補正処理部1051、狭エネルギー範囲データ算出部1058を含むマルチエネルギー演算部1052、および画像再構成部1053に加え、Kエッジ画像を作成するKエッジ画像算出部1059を備える。マルチエネルギー演算部1052が、マルチエネルギー演算にてマルチエネルギー投影データを作成すると共に、マルチエネルギー像を作成することは第三実施形態と同じである。Kエッジ画像算出部1059は、Kエッジエネルギー前後の2枚の再構成像を差分して、Kエッジ画像を作成する。
　まずエネルギー閾値変更部112によるエネルギー閾値の取り方の一例を、図19を用いて説明する。図に示す例では、1周目に第1の撮影を、2周目では第2の撮影を、3周目には第3の撮影を行う。エネルギー閾値変更部112は、エネルギー閾値を用いた低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の分別を、第1の撮影ではエネルギー閾値132にて、第2の撮影ではエネルギー閾値133にて、第3の撮影ではエネルギー閾値138にて、行う。閾値の高さは、閾値132＜閾値133＜閾値138の関係にあり、エネルギー閾値133を、Kエッジイメージングを行いたい金属のKエッジのエネルギーと同様になるように設定する。
　次に、本実施形態の演算部105で行われるデータ処理を、図20のフローを用いて説明する。図20に示すように、演算部105は、第1の撮影と第2の撮影と第3の撮影で得られたそれぞれの投影データ143に対して、例えば第三実施形態のときと同様に、欠陥素子補正S701とエア補正S702を行う。
　次にマルチエネルギー演算部1052が、狭エネルギー画像算出処理S7033を行う。この処理では、第1の撮影と第2の撮影とから狭エネルギー範囲134(以降、第1の狭エネルギー範囲と記す)のX線フォトン数を算出すると共に、第3の撮影と第2の撮影とから狭エネルギー範囲137(以降、第2の狭エネルギー範囲と記す)のX線フォトン数を算出する。
　この際、第三実施形態の場合と同様に、低エネルギー範囲と高エネルギー範囲の一方または両方の計測結果を用いることができるが、第三実施形態で記したように、雑音レベルの低い結果を用いることが望ましい。すなわち、第1の狭エネルギー範囲を算出するときは、第1の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データと、第2の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データとの雑音レベルを比較し、第1の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データの方が小さい場合は、第1と第2の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データを用いて算出し、第2の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データの方が小さい場合は、第1と第2の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データを用いる。
　同様に、第2の狭エネルギー範囲を算出するときは、第2の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データと、第3の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データとの雑音レベルを比較し、第2の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データの方が小さい場合は、第2と第3の撮影で得た低エネルギー範囲130で得た投影データを用いて算出し、第3の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データの方が小さい場合は、第2と第3の撮影で得た高エネルギー範囲131で得た投影データを用いる。
　次に再構成処理S704にて、マルチエネルギー投影データ144として得た、第1と第2の狭エネルギー範囲の投影データのそれぞれに対して、再構成演算を行って、再構成像を得る。
　次にKエッジ画像算出処理S7041にて、第1と第2の狭エネルギー範囲134、137の再構成像を差分し、Kエッジ画像を得る。このKエッジ画像は、目的とした物質(以降、対象物質と記す)のみがコントラストの高い画像を得ることができる。この原理を、図21を用いて説明する。
　図21において、横軸がエネルギー、縦軸がそのエネルギーにおける質量吸収係数の値を示し、曲線150は、Kエッジイメージングを行う対象物質の質量吸収係数を示し、エネルギー151がKエッジエネルギーを示す。すなわちKエッジエネルギーは、質量吸収係数が急激に変化するエネルギーであり、X線の吸収率がエネルギーに応じて急激に変化するエネルギーである。
　対象物質のKエッジエネルギー151を第2のエネルギー閾値133とし、その前後に、第1の狭エネルギー範囲134と第2の狭エネルギー範囲137とを実現して、その範囲のX線フォトン数を計測した場合、Kエッジエネルギーよりも低い第1の狭エネルギー範囲134ではX線が透過しやすいのに対して、Kエッジエネルギーよりも高い第2の狭エネルギー範囲134ではX線が透過し難い。従って、第1の狭エネルギー範囲134の投影データから第2の狭エネルギー範囲137の投影データを引くと、対象物質は高いコントラストが得られる。
　一方、対象物質以外の物質では、第1の狭エネルギー範囲134と第2の狭エネルギー範囲137とで質量吸収係数は大きく変化しないため、それらの投影データを差分すると、非常に小さなコントラストとなる。従ってKエッジ画像では、対象物質のみを高いコントラストにし、抽出することができる。
　なお、上記説明では、第2のエネルギー閾値133を対象物質のKエッジエネルギーに一致させたが、半導体内での電荷の広がりや読み出し回路のエネルギー分解の限界によって決定エネルギー値に誤差(以降、エネルギー分解能誤差と記す)を有する場合には、図22に示すように、エネルギー閾値133はKエッジよりも若干高いエネルギーとなるように設定することが望ましい。
　これは、エネルギー分解能誤差により実際はエネルギー閾値以上のエネルギーのX線フォトンがエネルギー閾値以下として計測されても、エネルギー閾値以下のX線フォトンはエネルギー閾値以上のX線フォトンよりも非常に多いため、間違った計数の量は相対的に非常に小さいが、エネルギー分解能誤差により実際はエネルギー閾値以下のエネルギーのX線フォトンがエネルギー閾値以上として計測された場合、間違った計数の量は相対的に大きいものになってしまうからである。
　エネルギー閾値をKエッジエネルギーよりも若干大きな値に設定しておくことにより、このような分解能誤差によりKエッジエネルギー以下のX線をエネルギー閾値以上と誤って計測する可能性を低減できる。エネルギー閾値をKエッジエネルギーよりも大きな値にする程度は、例えばX線検出素子400のエネルギー決定誤差程度である。このエネルギー決定誤差は、検出層401での信号量や出力電圧値のばらつきや、読み出し回路405での計測誤差などに依存し、あらかじめ計測しておくことが可能である。
　本実施形態によれば、エネルギー閾値変更部112により適切にエネルギー閾値を変化させて撮影を行うことにより、目的物質のKエッジイメージングを精度よく行うことができる。また第1、第2、第3のエネルギー閾値のそれぞれに対して比較器を設けて分別する場合に比べて、比較器分の回路規模を低減でき、第三実施形態で説明した効果と同様の効果が得られる。
　なお本実施形態では、2つの狭エネルギー範囲の計数を、3つのエネルギー閾値を用いて算出したが、これは一例であり、4つ以上のエネルギー閾値を用いて、3つ以上の狭エネルギー範囲の計数を算出しても良い。またエネルギー閾値を切り替える比較器と、切り替えない比較器を混在させて、各エネルギー範囲を計数して狭エネルギー範囲の計数を算出しても良い。また複数の比較機で、それぞれに異なる複数のエネルギー閾値を切り替えるようにして各エネルギー範囲を計数して狭エネルギー範囲の計数を算出しても良い。
　また本実施形態では、Kエッジ画像を算出するために2つの狭エネルギー範囲134、137の投影データを作成したが、一方を実際に計数したエネルギー範囲の投影データで代用しても良い。例えば、Kエッジ画像を算出する際、図19に示す高い狭エネルギー範囲137の投影データの代わりに、第2の撮影で得た高エネルギー範囲131の投影データを用いることができる。この方法を採用した場合、図19の第3の撮影は不要で、切り替えるエネルギー閾値は2つで良くなるので、撮影の高速化が可能となる。このような方法は、特に高エネルギー範囲131が狭いといったように、実際に計数したエネルギー範囲が狭いときに有用である。
　さらに本実施形態についても、第三実施形態に記したのと同様に、第1の撮影、第2の撮影、第3の撮影の切り替えは、1周毎には限らず、複数周毎、半周毎、複数ビュー毎、1ビュー毎など、様々な場合があり得る。
　また本実施形態では、全てのX線検出素子で1ビューに同期してエネルギー範囲を切り替えて撮影を行うことを前提に説明したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、複数ビュー毎に切り替えても良い。また一部のX線検出素子のみで行っても良い。更に、X線検出素子で撮影するエネルギー範囲が異なっていても良い。
　これは、例えば、1つのグループ(グループA)のX線検出素子ではKエッジイメージングの投影データを、もう一つのグループ(グループB)のX線検出素子ではKエッジイメージング以外の投影データを、それぞれ取得しても良い。これは具体的には、例えば、グループAのX線検出素子では、エネルギー閾値132、133、138を切り替えて、そのエネルギー閾値が切り分ける2つのエネルギー範囲を分別し、グループBのX線検出素子では、一つのエネルギー閾値が切り分ける2つのエネルギー範囲を分別するなどの方法にて実現できる。
　＜第五実施形態＞
　本実施形態は、検出エネルギースペクトル分布変更部として、第一実施形態で採用した照射スペクトル変更部と、第三実施形態で採用したエネルギー閾値変更部とを備えること、および制御部の機能として、これら照射スペクトル変更部およびエネルギー閾値変更部を制御するタイミング制御部を備えることが特徴である。
　本実施形態のX線CT装置の全体構成を図23に、制御部107の機能ブロック図を図24に示す。図23において、図1および図14と同じ要素は同じ符号で示し、説明を省略する。図23に示すように、このX線CT装置は、管電圧、フィルタの厚みや種類などを変更して、照射X線のエネルギースペクトルを変更するスペクトル変更部111と、X線検出器102のX線フォトン読み出し時のエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部112を備えている。
　制御部107は、図24に示すように、X線源100とX線検出器104を搭載したスキャナを制御するスキャナ制御部1071、X線検出器104の読み出し回路や信号収集部108の動作を制御するX線検出器制御部1072、表示部106による表示を制御する表示制御部1073、および検出エネルギースペクトル変更のタイミングを制御するタイミング制御部1074を備えている。スキャナ制御部1071、X線検出器制御部1072、表示制御部1073は、前述した第一～第三実施形態に共通する。また第二実施形態のX線CT装置の撮影条件決定部1060に対応して撮影条件を制御する機能(撮影条件制御部1075)を有する場合もある。ここでは、本実施形態の特徴であるタイミング制御部1074の動作を中心に説明する。
　タイミング制御部1074は、照射エネルギースペクトルの切り替えとエネルギー閾値の切り替えを異なる周期で行い、照射エネルギースペクトルとエネルギー閾値の組み合わせが異なる複数のデータを取得する。ここで周期が異なるとは、例えば周期の幅が同じで位相が異なる場合や、周期の幅が異なる場合を意味する。タイミング制御に用いられる照射エネルギースペクトルの種類およびエネルギー閾値(値とその種類)、および切り替えの周期は、あらかじめ決められたものがプログラムされていてもよいし、操作者が入力部(UI)110を介して任意に設定するようにしてもよい。
　タイミング制御部1074が制御するX線エネルギースペクトルとエネルギー閾値の切り替えの一例を図25に示す。図25は2つの照射エネルギースペクトルと2つのエネルギー閾値(例えば図15の閾値132、133)を異なる周期で切り替える場合を示している。
　図25において、横軸185は経過時間であり、例えば、時刻176が撮影開始であって1ビュー目の開始時刻であり、時刻177～181は、2ビュー、3ビュー、4ビュー、5ビューおよび6ビューの開始時刻である。図25の縦は、X線スペクトルとエネルギー閾値が選択されている内容を表す。X線スペクトルのタイミング曲線170が値172になっている範囲では、スペクトル変更手段111は第1のスペクトルを選択してX線を照射し、値173になっている範囲では、第2のスペクトルを選択してX線を照射する。エネルギー閾値のタイミング曲線171が値175になっている範囲では、エネルギー閾値変更部112は、図15に示す閾値132(以降、低エネルギー閾値132と記す)を選択し、値174になっている範囲では、図15に示す閾値133(以降、高エネルギー閾値133と記す)を選択する。
　すなわち、このタイミング制御では、1ビュー目は、第1のスペクトルの照射X線が用いられ、X線検出器のエネルギー閾値を低エネルギー閾値132としてデータが取得される。次に、時刻177では、エネルギー閾値変更部112がエネルギー閾値を高エネルギー閾値133に切り替えられ、これにより2ビュー目は、照射X線は第1のスペクトルで、エネルギー閾値は高エネルギー閾値133にてデータが取得される。
　次に、時刻178では、エネルギー閾値を低エネルギー閾値132に切り替えると共に、スペクトル変更手段111が照射X線スペクトルを低エネルギー閾値132に切り替える。これにより3ビュー目は、照射X線は第2のスペクトルであり、エネルギー閾値は低エネルギー閾値132にてデータが取得される。
　次に、時刻179では、エネルギー閾値変更部112がエネルギー閾値を高エネルギー閾値133に切り替える。これにより4ビュー目は、X線は第2のスペクトルであり、エネルギー閾値は高エネルギー閾値133にてデータが取得される。次に、時刻181では、エネルギー閾値を低エネルギー閾値132に切り替えると共に、スペクトル変更手段111が照射X線スペクトルを高エネルギー閾値133に切り替える。
　これにより5ビュー目は1ビュー目と同様に、X線は第2のスペクトルであり、エネルギー閾値は低エネルギー閾値132にてデータが取得される。以降、順次同様の順番に切り替えを行うことで、6ビュー目は2ビュー目と同様、7ビュー目は3ビュー目と同様、8ビュー目は4ビュー目と同様のX線スペクトルとエネルギー閾値の組み合わせでデータを取得できる。更に以降も、iビュー目(iは1から4の整数)と(4n＋i)ビュー目(nは1以上の整数)とが、同様のX線スペクトルとエネルギー閾値の組み合わせでデータを取得できる。このような撮影により取得されるデータを図26に示す。
　X線スペクトルとエネルギー閾値の各組み合わせですべてのビューのデータを取得する場合には、図25の時刻176を1ビュー分ずらして、2ビュー目の開始時刻として同様の撮影を行う、次に時刻176を3ビュー目の開始時刻として同様の撮影を行う、さらに時刻176を3ビュー目の開始時刻として同様の撮影を行う、というように撮影を繰り返せばよい。
　これにより、全てのX線スペクトルとエネルギー閾値の組み合わせでデータが取得できる。これらをマルチエネルギー演算処理することで、例えば［組み合わせ数×2］のマルチエネルギー像を得ることができ、また第三実施形態を適用することで複数の狭エネルギー範囲データを得ることができる。マルチエネルギー演算処理は、第一～第四実施形態で説明した処理と同様であり、重複する説明は省略する。
　多くのデータを得るためには、二つの検出スペクトル変更手段(スペクトル変更部111とエネルギー閾値変更部112)のうち、いずれか一方を他方よりも遅い周期で行えばよいが、X線スペクトルの変更は、X線管に負荷が大きく、更に高速な変更が技術的にも難しいなどの課題があるため、図25に示すようにX線スペクトルをエネルギー閾値よりも遅い周期で切り替えることが望ましい。ただしこの変更は一例であり、照射X線スペクトルよりもエネルギー閾値を遅い周期で切り替える場合や、同じ周期で切り替える場合なども本実施形態に包含される。
　また、図25では、2種のX線スペクトルと2種のエネルギー閾値を切り替える場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。m(mは2以上の整数)種類のX線スペクトルとn(nは2以上の整数)種類のエネルギー閾値を切り替える場合も有り得る。このとき、1種類のX線スペクトルに対してn種類のエネルギー閾値を切り替えた後に、X線スペクトルを変更して同様にn種類のエネルギー閾値を切り替える方法が有り得る。また、別の一例では、1種類のX線スペクトルに対してn種類のエネルギー閾値の切り替えを複数繰り返して行っても良い。これは例えば、繰り返し回数をc回(cは2以上の整数)とした時、1種類のX線スペクトルに対して(n×c)回のエネルギー閾値の切り替えを繰り返すことを意味する。
　また、図25では、1ビュー毎に、X線スペクトルとエネルギー閾値の少なくとも一方を切り替える場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、複数ビュー毎や半周毎、1周毎や複数周毎などの様々な場合が有り得る。すなわち図25において、時刻176-177間、時刻177-178間、時刻178-179間、時刻179-180間、時刻180-181間は、1ビューのデータ取得間隔に限らず、複数ビューや半周、1周や複数周などの様々な時間間隔に設定することができる。
　本実施形態によれば、検出X線エネルギー分布の変更を、照射X線のエネルギー範囲を区切るエネルギー閾値の変更と照射X線のスペクトルの変更とを組み合わせて実行することにより、比較器の数を増大することなく、多くのマルチエネルギー像を取得できる。またマルチエネルギー投影データあるいはマルチエネルギー像間で演算を行うことにより、マルチエネルギー像の精度を向上したり、複数の狭エネルギー範囲データを得ることができる。
　本実施形態では、1ビューで、X線スペクトルとエネルギー閾値の組み合せを得る場合を記したが、これは一例であり、本発明を限定するものではない。1ビューではX線スペクトルとエネルギー閾値の組み合わせの1つや一部のデータのみを得て、隣接する複数のビューで全てのデータを得る場合もある。これは、例えば図25の撮影では、4ビューで全ての組み合わせの撮影を行っているが、これを1組として用いても良い。
　すなわち、4ビュー間を1つのビューとみなし、4ビュー間にて得た撮影データを同時に取得したものとして扱っても良い。さらに、それらのビューのずれを補正しても良い。その方法としては、例えば4ビューおきのデータを用いてその間のビューのデータを推定して作成し、全ビューで全ての組み合わせのデータを作成しても良い。また別の方法として、例えば、異なるビューで得た投影データから再構成像を作成する際に、取得角度の違いを補正することで、同じ位置の再構成像を作成しても良い。
　＜第六実施形態＞
　本実施形態のX線CT装置は、上述した第一実施形態～第五実施形態のX線CT装置で設定する条件や取得する画像をシミュレーションする機能を備えたことが特徴である。すなわち本実施形態のX線CT装置は、模擬被検体のマルチエネルギー像をシミュレーションにて作成するシミュレーション部(1064)と、シミュレーション部で使用する被検体情報を含む情報を入力する入力部(110)と、複数の被検体モデルを記憶する記憶部(109)と、を備える。
　シミュレーション部は、入力部を介して入力された被検体情報を基に、記憶部に記憶した被検体モデルから、シミュレーションを行う模擬被検体を決定し、決定した前記模擬被検体のマルチエネルギー像を作成する。シミュレーションに用いるエネルギー範囲は、入力部から入力された値を用いてもよいし、決定した模擬被検体をもとに決めてもよい。例えば、シミュレーション部は、作成したマルチエネルギー像から物理量を算出して比較することにより、最適なエネルギー範囲を算出する。
　本実施形態を実現するための演算部105の構成例を図27に示す。補正処理部1051、マルチエネルギー演算部1052および画像再構成部1053は、図5や図14に示す演算部105について説明した機能と同様である。本実施形態では、これらの他に、模擬被検体選択部1063およびシミュレーション部1064を備える。また記憶部109には、入力される被検体情報に応じて模擬被検体を選択できるように、複数の被検体モデルが記憶されている。シミュレーション部1064が形成したシミュレーション結果は撮影条件制御部1075に渡される。
　以下、本実施形態のX線CT装置が、第一実施形態で説明した照射X線スペクトルの変更にて実現する機能と、第三実施形態で説明したエネルギー閾値の切り替えにて実現してKエッジ画像を作成する機能の両方を有する場合を例に、本実施形態のX線CT装置の動作を、図28に示すグラフィカルユーザーインターフェイス(以降、GUIと記す)の表示例と図29のフローを参照しながら説明する。
　図28に示すGUIは、表示部106に表示される入力部110を兼ねている。図28では、説明を簡単にするために全GUIの一部を示したものであり、同様に、そのソフト内の撮影方法、撮影パラメータ、機能も、全体の一部のみを示したものである。同様に、以下説明する撮影や入力の手順も、全体の一部を示すものである。
　まず撮影を開始する前に、撮影条件を入力する。撮影条件は、例えば設定領域230を用いて行う。
　撮影方法として、まずデュアル撮影のON/OFFとKエッジイメージングのON/OFFを選択する(S721)。ON/OFFの選択は、例えば、図28に示すチェックボックス200をチェックすることでデュアル撮影を行う選択し、チェックボックス201をチェックすることでKエッジイメージングを行う選択する。このデュアル撮影をONにしたとき、第1と第2の撮影パラメータの入力欄が入力可能となり、デュアル撮影をOFFにしたとき、第1の撮影パラメータの入力欄のみが、それぞれ入力可能となる。図28では、両撮影がONの場合を示している。但し、Kエッジイメージングとデュアル撮影の両方を選択するのではなく、どちらか一方であっても良い。
　撮影は、例えば、第1の撮影は1周目に行い、第2の撮影は2周目に行う。但しこれに限定されず、例えば数周分、または半周分だけ第1の撮影を行った後に、同一の周分の第2の撮影を行っても良い。更に1ビューや複数ビューおきに、第1の撮影と第2の撮影を繰り返し行っても良い。更に第1と第2の撮影のビュー量や周数が異なる場合も有り得る。
　次に撮影パラメータを入力または選択する。本実施形態では、第1の撮影と第2の撮影での撮影パラメータが、管電圧204、206と管電流205、207の場合である。管電圧の入力欄204、206は、例えば60kVから140kVで1kV毎に入力でき、管電流の入力欄205、207は、例えば10mAから1200mAの範囲で10mA毎に入力できる。
　ただし、これらの入力範囲やステップは一例である。次に、撮影を行う部位202と被検体の体型203を入力する。撮影部位の選択欄202は、例えば、頭頸部、胸部、心臓、腹部、骨盤から選択でき、体型の選択欄203は、例えば、やせ型、標準、肥満型、子供から選択できる。なお入力する被検体情報は、撮影部位と体型に限らず、性別や体重などさまざまな被検体情報の入力項目が有り得る。更にプリスキャンやX線CT以外の撮影手段で得られた被検体情報、例えば、被検体の大きさや透過量などの情報を得て、これをシミュレーション部1064が被検体情報として取り込むようにしても良い。
　入力された被検体情報に応じて記憶部109に記憶されている複数の被検体モデルから、模擬被検体が選択、決定される(S722)。図28に示した例では、撮影部位202として心臓を選択しており、その際の模擬する減弱体として図30に示すような模擬被検体274が選択される。この模擬被検体274は、胸部と心臓を模擬しており、人体を模擬した脂肪273中に、心臓270、肺271、骨272が配置されている。更に心臓270には動脈が模擬され(図示せず)、その動脈には血液とヨウ素造影剤が混ざって存在する。
　このように撮影パラメータの入力が完了し、模擬する減弱体の構造が決定されると、シミュレーション部1064は、第1と第2の撮影における照射X線スペクトル分布210と被検体を透過後のX線スペクトル分布211を算出し、スペクトル表示部208、209に表示する(S723)。これらのX線スペクトル分布210、211は、例えば、横軸217をエネルギー、縦軸216をそのエネルギーのX線フォトン数として表される。
　この照射X線スペクトル分布210は、入力された管電圧と管電流の値を用いて計算して求めたものであり、第1の撮影では管電圧値204と管電圧値205を用いて算出され、第2の撮影では管電圧値206と管電圧値207を用いて算出されたものである。透過後のX線スペクトル分布211は、事前に決定しておいた減弱係数と密度を用いて、S722で決定した模擬減弱体の構造における減弱を求め、先に求めた照射X線スペクトル分布210に乗じて算出したものである。
　なお、照射X線のスペクトル210と被検体を透過した後の透過X線のスペクトルの両方を表示するのではなく、一方のみを表示してもよい。またX線のスペクトルはX線検出素子の位置やビューによって異なるが、ここでは、事前に決定した代表的な位置であって、事前に決定した撮影方向のX線スペクトルが表示される。
　次に、Kエッジイメージングとデュアル撮影で使用するエネルギー範囲を決めるエネルギー閾値と、Kエッジのエネルギーを決定する(S724)。これは、例えば、図28に示すように、スペクトル表示部208を用いて、操作者が選択することで設定する。図28において、エネルギー閾値213、215はKエッジイメージングで使用するエネルギー範囲を限定するものである。エネルギー閾値212はKエッジイメージング以外のためにエネルギー範囲を分けるためのものである。設定エネルギー214はKエッジエネルギーを設定するためのものである。
　閾値が入力されると、シミュレーション部1064は、実際にどのような画像が取得できるかシミュレーションし、画像を作成して表示する(S725)。ただしこの時の画像は、模擬被検体の再構成像である。シミュレーションに必要な更なる設定は、例えば図28の設定領域231を用いて行う。まず表示画像220と画像種類221を選択する。
　この表示画像220としては、例えばKエッジ画像、所定の管電圧で撮影した再構成像、単色X線等価画像や密度画像などのマルチエネルギー像から選択できる。このとき、所定の管電圧で撮影した再構成像では、作成する画像の管電圧を入力する欄が表示され、単色X線等価画像では作成する画像のエネルギーを入力する入力欄が表示され、密度画像では、基準物質の選択する欄が表示され、ユーザーはこれらの欄に対して、入力や選択を行う。また画像種類221としては、ボリュームレンダリング、MIP、MPRなどから選択できる。このとき必要に応じ、切り出し位置や方向の入力欄が表示され、これに対してユーザーが入力を行う。図28の例では、まずKエッジ画像を選択する。
　以上の入力の後、実行ボタン222を押すと、表示部106中にシミュレーション画像223が表示される。図28では、心臓270と冠動脈275の再構成像が表示される。ここでKエッジイメージングのため冠動脈275が抽出された画像となるが、そのコントラスト、雑音、コントラストノイズ比(CNR: Contrast to noise ratio)は、設定したエネルギー範囲213、215とKエネルギーの設定エネルギー214によって変化する。シミュレーション部はこれらの設定値を適宜変更させて(S726)、画像のコントラスト、雑音、CNRなどの画質を確認することで、最適な値を見つけることができる。
　次に、表示画像220を例えば単色X線等価画像に変更する。この場合にも、エネルギー範囲214を変えながら画像を確認することで、最適な設定値を見つけることができる。これらの処理は図29では図示を省略しているが、処理S725と処理S726と同様である。なおシミュレーション画像として、Kエッジ像を表示した後に単色X線等価画像を表示する場合を説明したが、表示の順番は任意である。また単数または複数のさまざまなマルチエネルギー像を表示する場合が有り得る。更に再構成像に限らず、さまざまなマルチエネルギー投影データを表示する場合も有り得る。
　その後、最適化したエネルギー閾値や設定エネルギーの値を用いて撮影を行う(S727、S728)。実際の撮影では、エネルギー範囲を、エネルギー閾値212、213、214、215と切り替えて撮影を行い、第三実施形態や第四実施形態に示したように、それぞれで取得した投影データから、それぞれのエネルギー範囲間のX線フォトン数を算出することができ、Kエッジ像などのマルチエネルギー像を取得できる。
　このように撮影の事前にシミュレーションにて最適なエネルギー範囲や設定エネルギーを決定することで、実撮影において、コントラスト、雑音、CNRなどの画質の良い画像を取得できる。
　以上、本実施形態を図28及び図29を参照して説明したが、本実施形態は図示する実施形態に限定されることなく種々の変更が可能である。
　例えば、図28に示すGUIは一例であり、GUI中の一部の入力、表示などの項目がない場合も有り得ることは言うまでもない。更に、他の入力、選択などを行う機能や、他の表示が加えられることも有り得ることは言うまでもない。例えば、第1の撮影と第2の撮影を切り替える周期をGUIで入力することも可能である。
　また図28に示すGUI内での選択項目や入力ルールも一例であり、本発明を限定するものではない。例えば、第四実施形態のX線CT装置において、X線検出器の1つのグループ(グループA)のX線検出素子でKエッジイメージングの投影データを、もう一つのグループ(グループB)のX線検出素子でKエッジイメージング以外の投影データを、それぞれ取得する撮影を行う場合、前者をスペクトル表示部208の閾値213～215で、後者を閾値212で指定するなど種々の態様があり得る。
　また図29に示した撮影の手順も一例であり、一部の手順がない場合や、順番が異なる場合、他の手順が加わる場合が有り得ることは言うまでもない。例えば、図29に示すフローでは、エネルギー範囲の決定を手動で行ったが、事前に決定していた値を用いる場合や、透過X線のスペクトル211等を用いて、自動的に行う場合なども有り得る。
　更にKエッジイメージングとデュアル撮影のエネルギー閾値の一方や一部を、手動或いは自動的に決定しても良い。この場合は、例えば図31に示すように、図29の手順S722と同様に、入力した被検体情報を基に被検体モデルから模擬被検体を選択した後、エネルギー範囲を変化させてマルチエネルギー像を複数作成する(S731)。
　次に、これらの再構成像の所定の位置の物理量を算出して、最も良いエネルギー範囲を決定する(S732、S733)。ここで使用する物理量としては、コントラスト、雑音、CNRなどが採用でき、これらの物理量が最もよいマルチエネルギー像を得たときのエネルギー範囲を最適エネルギー範囲と決定する。物理帳を算出する際の再構成像上の位置は、事前に指定されたものであっても、ユーザーが指定してものであっても良い。
　同様に、Kエッジのエネルギーを手動にて定義する代わりに、造影検査で用いる金属を指定することで自動的にKエッジのエネルギーを指定するようにしてもよいし、造影検査で一般的に用いる重金属、例えばヨウ素のKエッジエネルギーをデフォルトとして設定しておいてもよい。この場合にも、Kエッジのエネルギーの指定或いは金属の指定により、デフォルトのKエッジエネルギーを変更できるようにしてもよいことは言うまでもない。
　また本実施形態では、デュアル撮影のON/OFFを入力欄から入力にて実施する場合を示したが、例えば、基準物質の数が多い場合などで、デュアル撮影を行う必要がある場合は、自動的にONになる機能を有していても良い。また基準物質の種類や個数などのパラメータは、自動的に決定して用いてもよいし、操作者が入力部110を介して入力してもよい。特に、基準物質の種類や個数は画質に影響するパラメータであるため、設定領域230や設定領域231に設定欄が設けられていることが望ましい。
　さらに本実施形態では、被検体モデルを用いてスペクトル計算及び画像のシミュレーションを行ったが、例えば、被検体モデルの代わりに、事前に撮影した実際の人体の画像を基に行っても良い。
　本実施形態では、事前に決定した代表的な位置であって、事前に決定した撮影方向の透過後のX線スペクトルが表示される場合を記したが、これは一例であって、本発明を限定するものではない。例えば、最も透過X線フォトン数が少ない位置及び撮影方向のX線スペクトルを表示しても良い。更に、ユーザーが任意の撮影方向を設定できる入力部をGUI等に設け、設定したX線検出素子の設定した撮影方向のX線スペクトルを表示しても良い。
　本実施形態によれば、本発明のX線CT装置による撮影を行うに際し、操作者が撮影の条件や撮影に必要な情報を入力しやすいGUIが提供される。特にシミュレーション部によって作成されたスペクトルやシミュレーション画像を撮影前に提示することにより、操作者は撮影条件をより適切に設定することができる。
　＜応用例＞
　上述の各実施形態及びその変更例では、エネルギー分別方式のX線検出器として、フォトンカウンティング型の検出器を用いた場合を例に説明を行ったが、本発明はこれに限るものではない。例えばX線検出器104は、エネルギー分別を行った後に、それらの信号量を積分して出力するような検出器であっても良い。
　上述の各実施形態及びその変更例では、検出X線エネルギー分布変更手段として、照射するX線のスペクトルを変更するスペクトル変更部と、X線検出器がエネルギー分別を行う際のエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部を例示したが、検出X線エネルギー分布変更手段はこれらに限るものではなく、各エネルギー範囲においてX線検出器で検出されるX線のエネルギー分布を変更する別の様々な手段が採りえる。
　上述の各実施形態及びその変更例では、医療用のX線CT装置を例に説明を行ったが、本発明はこれに限るものではなく、検出素子に入射した放射線を、エネルギー範囲毎に分別してフォトン数のカウントを行うフォトンカウンティング方式の放射線検出器を搭載したあらゆるCT装置に適用できることは言うまでも無い。その一例として、非破壊検査用のX線CT装置、X線コーンビームCT装置なども在り得る。
　更に本発明は、上記した実施形態に限定されるものではなく、実施の段階では、その要旨を逸脱しない範囲でさまざまに変形して実施することが可能である。更に、上記実施形態にはさまざまな段階が含まれており、開示される複数の構成要素における適宜な組み合わせにより、さまざまな発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素が、削除されても良い。
　その一例として、再構成処理部1053を有せずに画像再構成処理を行わず、マルチエネルギー投影データ144やこれを基に算出した画像を作成、表示する様々な放射線撮影装置が有り得る。その一例としては、X線画像診断装置、X線画像撮影装置、X線透視装置、マンモグラフィー、デジタルサブトラクション装置、核医学検診装置、放射線治療装置などが在り得る。
　本発明によれば、フォトンカウンティング方式の検出器を備え、マルチエネルギー像や物質識別や分別の高精度化や、回路数の低減を実現した撮影装置が提供される。
　100　X線源、101　ガントリー回転部、103　寝台天板、104　X線検出器、105　演算部、106　表示部、107　制御部、108　信号収集部、109　記憶部、110　入力部、111　スペクトル変更部、112　エネルギー閾値変更部、123～125　サンプリング時間、130、135　低エネルギー範囲、131、136　高エネルギー範囲、132、133、 138　エネルギー閾値、134、137　狭エネルギー範囲、400　X線検出素子、401　検出層、402～403　電極、405　読み出し回路、1050　主制御部、1051　補正処理部、1052　マルチエネルギー演算部、1053　画像再構成部、1054　欠陥素子補正部、1055　エア補正部、1056　密度画像算出部、1057　マルチエネルギー投影データ算出部、1058　狭エネルギー範囲データ算出部、1059　Kエッジ画像算出部、1060　撮影条件決定部、1061　X線フォトン数比算出部、1062　スペクトル条件決定部、1063　模擬被検体選択部、1064　シミュレーション部、1071　スキャナ制御部、1072　X線検出器制御部、1073　表示制御部、1074　タイミング制御部、1075　撮影条件制御部

Claims (20)

  1. 　X線を照射するX線源と、
    　入射したX線を複数のエネルギー範囲に分別して検出するX線検出器と、
    　前記複数のエネルギー範囲のそれぞれにおいて、前記X線検出器で検出される検出X線エネルギー分布を変更する検出エネルギー分布変更部と、
    　複数の検出X線エネルギー分布で、前記複数のエネルギー範囲の前記X線検出器の出力信号を処理して投影データを取得する信号収集部と、
    　前記投影データを再構成して再構成像を作成する再構成部と、
    　複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した前記投影データを用いてマルチエネルギー投影データを作成する、及び/または、複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した前記再構成像を用いてマルチエネルギー像を作成するマルチエネルギー演算部と、
    　を具備することを特徴とするX線CT装置。
  2. 　請求項1に記載されたX線CT装置において、
    　前記検出エネルギー分布変更部は、前記X線検出器の前記エネルギー範囲を決めるエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部を具備し、前記エネルギー閾値変更部により前記エネルギー閾値を変更して前記検出X線エネルギー分布を変更し、
    　前記マルチエネルギー演算部は、前記エネルギー閾値が異なる場合に取得した複数の前記投影データを用いて、前記マルチエネルギー投影データを作成することを特徴とするX線CT装置。
  3. 　請求項2に記載されたX線CT装置において、
    　前記X線検出器は、前記エネルギー閾値を隔て、低エネルギー側の第1のエネルギー範囲と高エネルギー側の第2のエネルギー範囲とで分けて計数を行い、
    　前記エネルギー閾値変更部は、前記エネルギー閾値が、少なくとも、第1のエネルギー閾値と、前記第1のエネルギー閾値よりも高い第2のエネルギー閾値と、を取るように変更し、
    　前記信号収集部は、前記エネルギー閾値が前記第1のエネルギー閾値の場合と、前記第2のエネルギー閾値の場合とのそれぞれについて、前記投影データを作成し、
    　前記マルチエネルギー演算部は、前記第1のエネルギー範囲と前記第2のエネルギー範囲の少なくとも一方のエネルギー範囲で取得した、前記第1のエネルギー閾値の場合の前記投影データと前記第2のエネルギー閾値の場合の前記投影データとを用いて、前記第1のエネルギー閾値と前記第2のエネルギー閾値の間のエネルギー範囲の投影データである狭エネルギー範囲投影データを算出する狭エネルギー範囲データ算出部を備えたことを特徴とするX線CT装置。
  4. 　請求項3に記載されたX線CT装置において、
    　前記狭エネルギー範囲データ算出部は、
    　前記第1のエネルギー閾値の場合の前記第1のエネルギー範囲の投影データにおけるX線フォトン数と、前記第2のエネルギー閾値の場合の前記第2のエネルギー範囲の投影データにおけるX線フォトン数と、を用いて各投影データの雑音を推定し、
    　雑音が小さい方のエネルギー範囲の、第1のエネルギー閾値の場合の投影データと第2のエネルギー閾値の場合の投影データとを差分して前記狭エネルギー範囲投影データを算出することを特徴とするX線CT装置。
  5. 　請求項2に記載されたX線CT装置において、
    　前記X線検出器は、前記エネルギー閾値を隔て、低エネルギー側の第1のエネルギー範囲と高エネルギー側の第2のエネルギー範囲とで分けて計数を行い、
    　前記エネルギー閾値変更部は、前記エネルギー閾値を、第1のエネルギー閾値と、前記第1のエネルギー閾値よりも高いエネルギーである第2のエネルギー閾値と、前記第2のエネルギー閾値よりも高いエネルギーである第3のエネルギー閾値と、に切り替えて変更し、
    　前記信号収集部は、前記エネルギー閾値が前記第1のエネルギー閾値の場合と、前記第2のエネルギー閾値の場合と、前記第3のエネルギー閾値の場合とで、それぞれ前記投影データを作成し、
    　前記マルチエネルギー演算部は、前記第1のエネルギー範囲と前記第2のエネルギー範囲の少なくとも一方のエネルギー範囲で取得した、前記第1のエネルギー閾値の場合の前記投影データと前記第2のエネルギー閾値の場合の前記投影データを用いて、前記第1のエネルギー閾値と前記第2のエネルギー閾値の間のエネルギー範囲の投影データである第1の狭エネルギー範囲投影データを算出し、前記第2のエネルギー閾値の場合の前記投影データと前記第3エネルギー閾値の場合の前記投影データから、前記第2のエネルギー閾値と前記第3のエネルギー閾値の間のエネルギー範囲の投影データである第2の狭エネルギー範囲投影データを算出する狭エネルギー範囲データ算出部を具備することを特徴とするX線CT装置。
  6. 　請求項5に記載されたX線CT装置において、
    　前記エネルギー閾値変更部は、前記第2のエネルギー閾値が計測対象物質のKエッジのエネルギーと大よそ同じ値となるように前記エネルギー閾値を変更し、
    　前記マルチエネルギー演算部は、前記第1の狭エネルギー範囲投影データと、前記第2の狭エネルギー範囲投影データと、を差分処理して前記マルチエネルギー投影データを作成し、
    　前記再構成部は、前記マルチエネルギー投影データを再構成して、前記KエッジのエネルギーにおけるKエッジ画像を作成することを特徴とするX線CT装置。
  7. 　請求項2に記載されたX線CT装置において、
    　前記エネルギー閾値変更部は、前記エネルギー閾値が計測対象物質のKエッジのエネルギーの値以上となるように前記エネルギー閾値を変更することを特徴とするX線CT装置。
  8. 　請求項1に記載されたX線CT装置において、
    　前記検出エネルギー分布変更部は、前記X線源が照射するX線の照射エネルギースペクトルを変更する照射X線スペクトル変更部を具備し、前記照射X線スペクトル変更部により前記照射エネルギースペクトルを変更して、前記エネルギー範囲毎の前記検出X線エネルギー分布を変更することを特徴とするX線CT装置。
  9. 　請求項8に記載されたX線CT装置において、
    　前記マルチエネルギー演算部は、前記照射エネルギースペクトルの種類数よりも多く且つ前記エネルギー範囲の数よりも多い個数の前記投影データを用いて前記マルチエネルギー投影データを作成する、及び/または、前記照射エネルギースペクトルの種類数よりも多く且つ前記エネルギー範囲の数よりも多い個数の前記再構成像を用いて前記マルチエネルギー像を作成すること、を特徴とするX線CT装置。
  10. 　請求項8に記載されたX線CT装置において、
    　前記マルチエネルギー演算部は、
    　前記マルチエネルギー投影データ、及び/または、前記マルチエネルギー像を基に物質を識別する物質識別部を具備することを特徴とするX線CT装置。
  11. 　請求項8に記載されたX線CT装置において、
    　複数の前記照射エネルギースペクトルでそれぞれ行う複数の撮影の、少なくとも一つの撮影の撮影条件を決定する撮影条件決定部をさら備え、
    　前記撮影条件決定部は、第1の照射X線エネルギースペクトルを用いて行われた第1の撮影の前記投影データを用いて、前記第1の照射エネルギースペクトルとは異なる第2の照射エネルギースペクトルを用いて行われる第2の撮影の撮影条件を決定することを特徴とするX線CT装置。
  12. 　請求項11に記載されたX線CT装置において、
    　前記撮影条件決定部が決定する撮影条件は、管電圧、X線フィルタの有無及び/または厚さ、管電流、ビュー時間、及び、撮影時間の少なくとも1つを含むことを特徴とするX線CT装置。
  13. 　請求項12に記載されたX線CT装置において、
    　前記X線源はX線管であり、
    　前記照射X線スペクトル変更部は、前記X線管の管電圧を、前記第1の撮影よりも前記第2の撮影で低くすることを特徴とするX線CT装置。
  14. 　請求項1に記載されたX線CT装置において、
    　前記検出エネルギー分布変更部は、前記X線源から照射するX線の照射エネルギースペクトルを変更する照射X線スペクトル変更部と、前記X線検出器の前記エネルギー範囲を決定するエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部とを具備し、
    　前記信号収集部は、前記照射X線スペクトルのそれぞれで、前記エネルギー範囲を変更して前記投影データを作成し、
    　前記照射X線スペクトル変更部による前記照射エネルギースペクトルの変更のタイミングと、前記エネルギー閾値変更部による前記エネルギー閾値の変更のタイミングと、前記X線検出器の出力信号の収集タイミングとをそれぞれ制御するタイミング制御部をさらに備え、
    　前記タイミング制御部は、周期的にかつそれぞれが異なる周期で、前記照射エネルギースペクトルと前記エネルギー閾値とを変化させることを特徴とするX線CT装置。
  15. 　請求項14に記載されたX線CT装置において、
    　前記エネルギー閾値変更部は、単数ビュー、複数ビュー、前記X線検出器の回転の半周、または1周に同期して、前記エネルギー閾値を切り替えることを特徴とするX線CT装置。
  16. 　請求項1に記載されたX線CT装置において、
    　模擬被検体のマルチエネルギー像をシミュレーションにて作成するシミュレーション部と、
    　前記シミュレーション部で使用する被検体情報を含む情報を入力する入力部と、
    　複数の被検体モデルを記憶する記憶部と、をさらに具備し、
    　前記シミュレーション部は、
    　前記入力部を介して入力された前記被検体情報を基に、前記記憶部に記憶した前記被検体モデルから、シミュレーションを行う模擬被検体を決定し、決定した前記模擬被検体のマルチエネルギー像を作成することを特徴とするX線CT装置。
  17. 　請求項16に記載されたX線CT装置において、
    　照射X線のスペクトルと前記模擬被検体を透過したX線スペクトルとの少なくとも一方を表示する表示部をさらに備え、
    　前記表示部は、表示されたスペクトルに重ねてエネルギー閾値を表示し、
    　前記検出エネルギー分布変更部は、前記X線検出器の前記エネルギー範囲を決めるエネルギー閾値を変更するエネルギー閾値変更部を具備し、前記エネルギー閾値変更部は、前記入力部を介した、前記表示部に表示された前記エネルギー閾値の変更を受け付け、前記エネルギー閾値を変更することを特徴とするX線CT装置。
  18. 　請求項16に記載されたX線CT装置において、
    　前記シミュレーション部は、決定した前記模擬被検体の情報を基に、シミュレーションで使用するエネルギー範囲を変更して、前記模擬被検体について複数のマルチエネルギー像を作成し、作成した複数のマルチエネルギー像から物理量を算出して比較し、最適なエネルギー範囲を決定することを特徴とするX線CT装置。
  19. 　請求項16に記載されたX線CT装置において、
    　前記模擬被検体のマルチエネルギー像を表示する表示部をさらに備えることを特徴とするX線CT装置。
  20. 　X線源からX線を照射する照射工程と、
    　入射したX線をX線検出器により複数のエネルギー範囲に分別して検出する検出工程と、
    　前記複数のエネルギー範囲のそれぞれにおいて、前記X線検出器で検出される検出X線エネルギー分布を変更する変更工程と、
    　複数の検出X線エネルギー分布で、前記複数のエネルギー範囲の前記X線検出器の出力信号を処理して投影データを取得する取得工程と、
    　前記投影データを再構成して再構成像を作成する再構成工程と、
    　複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した前記投影データを用いてマルチエネルギー投影データを作成する、及び/または、複数の前記検出X線エネルギー分布で取得した前記再構成像を用いてマルチエネルギー像を作成するマルチエネルギー演算工程と、
    　を具備することを特徴とするマルチエネルギー像作成方法。
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