WO2019039033A1 - Ｘ線ｃｔ装置及び画像生成方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及び画像生成方法 Download PDF

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WO2019039033A1
WO2019039033A1 PCT/JP2018/021414 JP2018021414W WO2019039033A1 WO 2019039033 A1 WO2019039033 A1 WO 2019039033A1 JP 2018021414 W JP2018021414 W JP 2018021414W WO 2019039033 A1 WO2019039033 A1 WO 2019039033A1
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WO
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ray
data
energy
unit
detector
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/021414
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
小嶋　進一
史人 渡辺
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
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus (Photon Counting Computed Tomography ”) equipped with a photon counting type detector that acquires energy information of incident X-rays by counting incident X-ray photons.
  • X-ray CT apparatus Photon Counting Computed Tomography
  • the present invention relates to a PCCT apparatus) and an image generation method.
  • the X-ray CT apparatus obtains X-ray transmission data (projection data) of a subject while rotating a pair of an X-ray source and an X-ray detector disposed opposite to each other across the subject, and generates a tomographic image (hereinafter referred to as a CT image) Device) by calculation, and is used as an inspection device for industrial use and security, an image diagnosis device for medical use, etc.
  • a CT image tomographic image
  • a semiconductor detector, a scintillator detector, or the like is applied to generate an amount of charge or light proportional to the energy of X-rays incident on the detector, and this is obtained by detection
  • a tomographic image is acquired by reconstructing projection data.
  • the scintillator detector when X-rays of, for example, 20 keV are incident on the scintillator detector, photons corresponding to 20 keV in the detector, that is, proportional to the energy of 20 keV are generated. It converts to an electric signal with a multiplier and outputs it. Therefore, in the X-ray CT apparatus, it is possible to obtain a signal value according to the energy of the incident X-ray, that is, a CT value.
  • a PCCT apparatus which is an X-ray CT apparatus equipped with a photon counting type detector, is known (for example, Patent Document 1 and Patent Document 2).
  • photon detectors X-ray photons
  • the PCCT apparatus can acquire, for example, a spectrum capable of estimating an element constituting an internal tissue of an object through which X-rays are transmitted, and can obtain an X-ray CT image in which differences in element level are depicted in detail.
  • the X-ray CT apparatus to which a scintillator detector, a semiconductor detector or the like is applied, it is possible to obtain a signal value according to the energy of the incident X-ray, and eventually a CT value.
  • the PCCT apparatus only the count number in the preset energy width can be obtained, and detailed energy information can not be obtained for each count value. For example, if the energy range is set to 40 to 60 keV and 5 counts are obtained within the predetermined time within that range, no information on how much each of those energies is obtained.
  • the present invention has been made in view of the above-mentioned circumstances, and it is an object of the present invention to accurately acquire projection data and CT values in an X-ray CT apparatus to which a photon counting type detector is applied.
  • the present invention provides the following means.
  • a detector for detecting X-ray photons emitted from an X-ray source circulating around a subject on a bed and transmitted through the subject, and collecting and processing the X-ray photons detected by the detector.
  • a data collection unit for outputting a count value for each energy range for a plurality of predetermined energy ranges, and the count value output from the data collection unit is determined for each energy range, and the energy range
  • a data addition unit that performs addition processing by multiplying the median value of the data by a weight proportional to the sum, and an image generation unit that generates an image by performing a reconstruction processing using the data added by the data addition unit.
  • an X-ray CT apparatus to which a photon counting type detector is applied, it is possible to accurately acquire projection data, and thus CT values.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is a block diagram showing a part of detector of X-ray CT system concerning a 1st embodiment of the present invention. It is a block diagram which shows schematic structure of the calculating part of the X-ray CT apparatus which concerns on the 1st Embodiment of this invention. It is a flowchart which shows the flow of the imaging process in the X-ray CT apparatus which concerns on the 1st Embodiment of this invention. (A) is a graph showing the attenuation coefficient of water, and (b) shows the amount detected when the amount of input X-rays in all energy ranges is 1 when 100 mm of water is transmitted.
  • 5 is a graph showing an energy distribution of the X-ray tube, and in particular, a peak depending on a set tube voltage and a plurality of peaks due to a target material of the X-ray tube.
  • An X-ray CT apparatus comprises a detector for detecting X-ray photons emitted from an X-ray source circulating around a subject on a bed and transmitted through the subject, and X-rays detected by the detector.
  • Data collection unit that outputs count values for each of a plurality of predetermined energy ranges by collecting and processing photons, and count values output from the data collection unit are defined for each of the energy ranges
  • a data addition unit that performs addition processing by multiplying the median value of the energy range by a proportional weight, and an image generation unit that generates an image by performing reconstruction processing using data added by the data addition unit, Is equipped.
  • the X-ray CT apparatus is a photon counting CT apparatus (PCCT apparatus) provided with a photon counting type detector, in which photons (X-ray photons) derived from X-rays transmitted through an object are detected.
  • Count The individual x-ray photons have different energies, and the detector discriminates and counts the x-ray photons in a predetermined energy band. Thereby, the number of X-ray photons for each energy band, that is, X-ray intensity is obtained.
  • the PCCT apparatus 100 includes a UI unit 200, a measurement unit 300, and an operation unit 400.
  • the UI unit 200 includes an input unit 210 including a keyboard and a mouse, and an output unit 220 such as a display unit (monitor) and a printer, receives an input from the user, and presents the processing result by the calculation unit 400 to the user.
  • a liquid crystal display, a CRT (Cathode Ray Tube), or the like can be applied as the display unit, and the display unit can also have a touch panel function and function as the input device 210.
  • the measurement unit 300 irradiates the subject 101 with X-rays under the control of the CPU 401 of the calculation unit 400 described later, and measures X-ray photons transmitted through the subject 101.
  • the measurement unit 300 includes an X-ray irradiation unit 310, an X-ray detection unit 320, a gantry 330, a control unit 340, a data collection unit 404, and a bed 102 on which the subject 101 is placed.
  • a circular opening 331 for disposing the subject 101 and the bed 102 on which the subject 101 is placed is provided.
  • a rotary plate 332 on which an X-ray tube 311 and an X-ray detector 321 described later are mounted, and a drive mechanism for rotating the rotary plate 332 are disposed.
  • the circumferential direction of the opening 331 is the x direction
  • the radial direction is the y direction
  • the direction orthogonal to them is the z direction.
  • the z direction is the body axis direction of the subject 101.
  • X-rays are emitted from various directions of the subject 101 by rotating the rotary plate 332 and moving the bed 102 in the z direction, and the X-ray detector 321 transmits X-rays transmitted through the subject 101. Detect and acquire data.
  • the rotary plate 332 does not rotate, and only the bed 102 is moved once in the z direction to finish, or the X-ray irradiation direction is changed after the imaging (for example, 90 ° rotary plate 332 After rotating, imaging is repeated a specified number of times, and data acquisition of irradiation from one direction is performed a plurality of times at different angles to obtain data.
  • the required time for the rotation of the rotary plate 332 depends on the parameter input by the user via the UI unit 200. In the present embodiment, for example, the required time for rotation is 1.0 s / rotation.
  • the number of imaging in one rotation by the measuring unit 300 is, for example, 900, and one imaging is performed each time the rotation plate 332 rotates by 0.4 degrees.
  • the specifications are not limited to these values, and can be variously changed according to the configuration of the PCCT apparatus 100.
  • the X-ray irradiation unit 310 generates X-rays and irradiates the generated X-rays to the subject 101.
  • the X-ray irradiator 310 includes an X-ray tube 311, an X-ray filter 312, and a bowtie filter 313.
  • the X-ray tube 311 irradiates the subject 101 with an X-ray beam by a high voltage supplied under the control of the irradiation controller 341 described later.
  • the irradiated x-ray beam spreads with a fan angle and a cone angle.
  • the X-ray beam is applied to the subject 101 as the rotation plate 332 of the gantry 330 described later rotates.
  • the X-ray filter 312 adjusts the X-ray dose of the X-ray irradiated from the X-ray tube 311. That is, the spectrum of X-rays is changed.
  • the X-ray filter 312 of the present embodiment attenuates the X-rays irradiated from the X-ray tube 311 so that the X-rays irradiated from the X-ray tube 311 to the subject 101 have a predetermined energy distribution.
  • the X-ray filter 312 is used to optimize the dose of the patient as the subject 101. For this reason, the required energy band dose is designed to be strong.
  • the bow tie filter 313 suppresses the exposure of the periphery. It is used to optimize the exposure dose by intensifying the dose near the center and lowering the ambient dose by using the elliptical cross section of the human body which is the subject 101.
  • the X-ray detection unit 320 outputs a signal capable of measuring the energy value of the X-ray photon each time the X-ray photon is incident.
  • the X-ray detector 320 includes an X-ray detector 321. A part of the X-ray detector 321 is illustrated in FIG.
  • the X-ray detector 321 according to this embodiment includes a plurality of detection elements 322, a counting circuit 324, and a collimator 323 for limiting the incident direction to the X-ray detector 321.
  • a plurality of flat detectors are prepared in order to facilitate manufacture, arranged so that the central part of the plane is an arc, and arranged in a pseudo arc shape, X-ray detector It is good also as 321.
  • the X-ray incident on each detection element 322 is converted by the counting circuit 324 into an electrical signal (analog signal) of one pulse each time one X-ray photon is incident.
  • the converted electrical signal is input to the data acquisition unit 404.
  • the detection element 322 for example, a CdTe cadmium telluride-based semiconductor element is used which directly converts incident X-ray photons into an electrical signal.
  • the detection element 322 may use a scintillator that emits X-rays and emits fluorescence, and a photodiode that converts the fluorescence into electricity.
  • the number of detection elements 322 (the number of channels) of the X-ray detector 321 is, for example, 1000.
  • the size of each detection element in the x direction is, for example, 1 mm.
  • the distance between the X-ray generation point of the X-ray tube 311 and the X-ray incident surface of the X-ray detector 321 is 1000 mm.
  • the diameter of the opening 331 of the gantry 330 is 700 mm.
  • the specifications are not limited to these values, and can be variously changed according to the configuration of the PCCT apparatus 100.
  • the control unit 340 controls the irradiation of X-rays from the X-ray tube 311, the gantry controller 342 that controls the rotational drive of the rotary plate 332, and the bed controller 343 that controls the drive of the bed 102, X A detection controller 344 that controls X-ray detection in the line detector 321 is provided. These units operate in accordance with control by a measurement control unit 420 of the calculation unit 400 described later.
  • the arithmetic unit 400 controls the entire operation of the PCCT apparatus 100, collects data acquired by the measuring unit 300, and performs imaging by processing. As shown in FIG. 1 and FIG. 3, when the processing unit 400 performs processing of the central processing unit (hereinafter referred to as “CPU”) 401 that performs various processing of data obtained by causing the measuring unit 300 to perform imaging. And a hard disk drive (HDD) device 403 which stores in advance necessary programs and data used for processing, data generated during processing, data obtained as a result of processing, and the like. The processing result of the arithmetic unit 400 is also output to the output device 220 of the UI unit 200.
  • CPU central processing unit
  • HDD hard disk drive
  • the CPU 401 includes an imaging condition setting unit 410, a measurement control unit 420, a data addition unit 430, a correction unit 440, and an image generation unit 450, as shown in FIG.
  • a positioning image is acquired, and automatic exposure control is performed to determine an X-ray dose based on the positioning image.
  • the functions of the units included in the CPU 401 can be realized as software by the CPU 401 reading and executing a program stored in advance in a storage device such as the HDD device 403 or the like.
  • part or all of the operations performed by each unit included in the CPU 401 can be realized by hardware such as an application specific integrated circuit (ASIC) or a field-programmable gate array (FPGA).
  • ASIC application specific integrated circuit
  • FPGA field-programmable gate array
  • the imaging condition setting unit 410 sets an imaging condition input from the user via the UI 200.
  • the imaging condition setting unit 410 causes the display device 220 to display an acceptance screen for accepting imaging conditions, and accepts and sets an input of imaging conditions by the user via the acceptance screen.
  • the imaging conditions include, for example, the tube current of the X-ray tube 311, the tube voltage, the imaging range of the subject 101, the shape of the X-ray filter 312, the shape of the bowtie filter 313, resolution, and the like.
  • the imaging conditions do not necessarily have to be input every time by the user.
  • typical imaging conditions may be stored in advance in the HDD device 403 or the like, and the CPU 401 may read and use them.
  • the measurement control unit 420 controls the control unit 340 and executes measurement in accordance with the imaging condition set by the imaging condition setting unit 410.
  • the CT image capturing method performed under the control of the measurement control unit 420 will be specifically described below.
  • the measurement control unit 420 causes the bed controller 343 to move the bed 102 in a direction perpendicular to the rotary plate 332, and stops the movement when the imaging position of the rotary plate 332 matches the designated imaging position. To tell. Thereby, the arrangement of the subject 101 is completed.
  • the measurement control unit 420 operates the drive motor to the gantry controller 342 at the same timing as the instruction to the bed controller 343 and instructs the rotating plate 332 to start rotation.
  • the measurement control unit 420 instructs the irradiation controller 341 to generate X of the X-ray tube 311.
  • the controller 344 instructs the detection controller 344 to perform imaging timing of the X-ray detector 321.
  • the measurement control unit 420 performs X-ray irradiation and detection of X-ray photons by the detector, and starts measurement.
  • the measurement control unit 420 measures the entire imaging range by the measurement unit 300 by repeating these instructions a predetermined number of times. In addition, you may control so that imaging may be performed moving the bed 102 like well-known helical scan (Helical Scan).
  • the measurement control unit 420 moves the bed 102 in the direction perpendicular to the rotation plate 332 with respect to the bed controller 343 and stops the movement when the imaging position of the rotation plate 332 matches the designated imaging position. Instruct Thereby, the arrangement of the subject 101 is completed.
  • the measurement control unit 420 only instructs the bed controller 343 to move, and does not instruct the gantry controller 342 at all. Therefore, only the bed 102 moves without the rotation plate 332 rotating.
  • the measurement control unit 420 instructs the irradiation controller 341 on the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 311 and instructs the detection controller 344 on the imaging timing of the X-ray detector 321.
  • the measurement control unit 420 performs X-ray irradiation and detection of X-ray photons by the detector, and starts measurement. Then, when the movement distance of the bed 102 reaches the distance designated by the user or the movement limit distance of the bed 102, the imaging is ended.
  • This operation is repeated by changing the angle of the rotary plate 332 between imaging and imaging, changing the irradiation-measurement direction of the X-ray tube 311 and the X-ray detector 321 and acquiring transmission data in a plurality of directions. be able to. Transmission data relating to the X-ray photons detected by the detector 321 in this manner is collected by the data collection unit 404.
  • the collection of data by the data collection unit 404 is performed, for example, in the case of a scanogram as follows.
  • the rotary plate 332 moves the bed 102 while irradiating X-rays in a stationary state. Meanwhile, for example, the count number of each energy width detected by the X-ray detector 321 every 0.1 ms and discriminated into a plurality of predetermined energy ranges is obtained.
  • the X-ray irradiation range is wide, multiple data collection is performed while passing through the X-ray irradiation range. In that case, the accuracy of the data is improved by using the average value for the data at the same position.
  • the data collected by such a method is stored, or stored after the correction unit 440 or the image generation unit 450 performs an operation.
  • a method of limiting the irradiation range in the z direction for example, a method of turning on / off voltage application to the X-ray tube or a shutter for attenuating and absorbing X-rays in front of the X-ray tube is provided. You may control the line.
  • the rotary plate 332 may be rotated by, for example, 90 degrees, and data may be generated in which X-rays are irradiated from another angle.
  • the data collection unit 404 counts the number of X-ray photons for each energy range.
  • the results obtained by counting indicate the distribution of energy values (unit: keV) of X-ray photons. Accordingly, the data collection unit 404 thereby obtains the energy distribution (spectrum) of the X-ray detected by the X-ray detector 321.
  • the data collection unit 404 outputs the obtained result to the CPU 401 as counting information. Details of the energy range of the data collection unit 404 will be described later.
  • the data addition unit 430 weights and adds the data for each energy range collected by the data collection unit 404. Details of the data addition unit 430 will be described later.
  • the correction unit 440 performs correction processing on the data collected by the data collection unit 404 in accordance with predetermined correction data.
  • the correction processing performed here is, for example, linearity correction of the reference correction circuit, logarithmic conversion processing, offset processing, sensitivity correction, beam hardening correction, water phantom calibration, CT value correction and the like.
  • the correction data is, for example, an X-ray attenuation coefficient in each energy range of the reference material, which is required when discriminating the reference material from the data in each energy range.
  • correction data or CT value correction data in each energy range when performing phantom calibration in which correction is performed according to the size of the phantom may be required for each set energy range.
  • the correction data is generated, for example, by executing a correction data acquisition command from the UI unit 200 and calculating data obtained by imaging the correction phantom such as an acrylic container containing water by the correction data generation program by the correction unit 440. Ask for.
  • correction data By presetting the correction data in advance of the setting of the energy range from the scanogram or the like before imaging, calculation before imaging becomes possible, and the image creation time can be shortened. Note that these correction data can be generated for each imaging, and in the case where the data does not change even if the subject 101 changes, the correction data can also be collected in advance.
  • the image generation unit 450 reconstructs an X-ray CT image from the data added by the data addition unit 430.
  • the image is reconstructed, for example, by performing Log conversion on the number of X-ray photons.
  • Various known methods such as Feld Kamp method and successive approximation method can be used for reconstruction.
  • the data collection unit 404 counts photons (X-ray photons) derived from the X-rays detected by the X-ray detector 321 for each of a plurality of predetermined energy ranges, and counts information for each of the energy ranges. obtain.
  • the data acquisition unit 404 acquires an energy value of each X-ray photon detected by the X-ray detector 321 and adds it to the counting result of energy bins (Bin) provided for each energy range according to the energy value.
  • An energy bin is a storage area set for each energy range. The energy range is obtained by dividing the energy range from a certain minimum energy to the maximum energy of the X-ray tube 311 by a predetermined energy width ⁇ B.
  • the setting of the energy width is important to obtain the CT value with high accuracy.
  • the larger the energy range the higher the possibility of errors.
  • the error of the CT value in the water which entered the polyethylene container of 165 cm and 5 mm thickness was obtained by the ray trace simulation, when the energy range was set to one, the deviation of about 8 CT values occurred at the maximum When the energy range was set to 5, the maximum was 1 or less at maximum and 2 or less when 4 was set.
  • energy resolution is several keV.
  • the energy resolution is not unique because it depends on temperature, but with an energy resolution of 2 keV, when the tube voltage is 120 kV, the energy range is 60 from 120/2.
  • the data acquisition unit 404 sets the energy width ⁇ B to, for example, 20 keV, and the minimum energy to 40 keV and the maximum energy to 140 keV. That is, the energy range of 40 keV to 140 keV is divided into five energy ranges of B1 (40 to 60 keV), B2 (60 to 80 keV), B3 (80 to 100 keV), B4 (100 to 120 keV), and B5 (120 to 140 keV). Do.
  • the energy width ⁇ B does not have to be the same value in B1 to B5, or it may be set to overlap data of a part of energy or not to detect data of a specific energy. It is possible.
  • the DAS adds to the counting result of the energy bins provided corresponding to the corresponding energy range according to the energy value of the detected X-ray photon.
  • the PCCT apparatus can only obtain a count number of a specific energy width and can not obtain detailed energy information, making it difficult to obtain a high-precision CT value. It is.
  • a CT value proportional to the magnitude of energy This can be said to be a value that is substantially weighted according to the energy of the X-ray and added.
  • the data addition unit 430 multiplies the counting result of each energy range obtained from the data collection unit 404 by an appropriate weight in consideration of the X-ray attenuation rate and energy distribution.
  • a CT value can be obtained according to the magnitude of energy.
  • Attenuation rate of X-rays becomes higher as energy is smaller except in special situations such as K-edge.
  • K edge is also limited, and generally speaking, the smaller the energy, the higher. Therefore, when X-rays uniformly distributed in the energy direction are irradiated, the X-rays on the high energy side become more after transmission through the object. This means that when cutting off a certain energy range, the average energy is higher after object transmission than before object transmission. In view of this effect, more accurate CT values can be obtained by weighting.
  • the X-rays emitted from the X-ray tube are not uniformly distributed in the energy direction as described above.
  • the energy of X-rays has a distribution with a peak at around 60 keV. Due to the distribution, on the high energy side, it shifts to a lower energy side than the central value of the energy range before the transmission of the object, and on the low energy side, it shifts to a higher energy side than the central value. Weighting including these effects is more accurate.
  • the photon counting type detector if all the signals in one detector are attenuated, all X-ray energy is converted to the electric signal of the corresponding detector, but some of the signals are attenuated in another detector. When the energy of a certain X-ray signal is determined, it may be measured as a signal of another energy range, such as when X-rays enter. If weights are calculated including these effects, it is possible to obtain more accurate CT values than the above.
  • the data addition unit 430 performs addition processing in which the weight determined based on each of the above-described characteristics is multiplied, and processing such as reconstruction is performed by the image generation unit 450, thereby achieving the conventional X-ray CT apparatus and It is possible to obtain substantially equivalent projection data. Then, by using the projection data obtained here and performing data processing equivalent to the conventional one, it becomes possible to obtain a CT value equivalent to that of the conventional X-ray CT apparatus.
  • the data addition unit 430 first calculates weights.
  • a weight in the present embodiment, a median in each energy range is used. Specifically, it is 50 keV in the case of B1 (40 to 60 keV), and 70 keV in the case of B2 (60 to 80 keV).
  • the weight in addition to the weight set in advance as described above, the weight may be calculated each time according to the subject.
  • the imaging condition setting unit 410 receives an imaging condition from the user via the UI unit 200 (step S101).
  • imaging conditions for receiving an input include a tube voltage, a tube current, a thickness and a shape of the X-ray filter 312, and a shape of the bow-tie filter 313.
  • a scanogram is imaged (step S102). The imaging is acquired without rotating the rotating plate as described in the description of the data acquisition unit 404.
  • the data collection unit 404 sets or changes the energy range (step S103).
  • the ranges of B1 (40 to 60 keV), B2 (60 to 80 keV), B3 (80 to 100 keV), B4 (100 to 120 keV), and B5 (120 to 140 keV) described above are set.
  • correction data to be used in the correction unit 440 and the image generation unit 450 is created (step S104). Since five energy ranges are set in this embodiment, correction data necessary for these five settings are created.
  • the measurement control unit 420 performs imaging in accordance with the imaging condition set in step S102 (step S105), and the data acquisition unit 404 acquires data in accordance with the method of CT imaging in which the rotating plate is rotated.
  • the collected data is added (step S106).
  • the weights set in each energy range are multiplied and added.
  • an intermediate value of each energy range is used as a weight. Note that only data after addition may be stored, or data before addition may be left as needed.
  • the correction unit 440 corrects the data collected by the data collection unit 404 (step S107).
  • the correction unit 440 may process the count information as it is, or may convert the information into the distance information of the base material and then perform the process.
  • the image generation unit 450 generates an image using the data corrected in step S107 (step S108).
  • the image generation is performed using the correction data generated in step S104.
  • the image generated in step S108 is stored in the HDD device 403, and the image is displayed on the monitor of the input device 210, for example, thereby completing the imaging sequence (step S109). After that, the user diagnoses using the image, and performs image analysis as needed.
  • the data adding unit 430 multiplies the weights in the process of adding the count value of each energy range, and then performs processing such as reconstruction, whereby the photon counting detector is obtained. It is possible to obtain projection data equivalent to the projection data obtained in the conventional X-ray CT apparatus not in use. Therefore, a desired CT value with high accuracy can be obtained by performing a predetermined process according to the projection data.
  • the data addition unit 430 uses the center value of the energy range as the weight, but another value may be used as long as it is in the energy range. For example, it is possible to use the maximum value or the minimum value of the energy range. In addition, the condition of the weight used may be changed for each energy range.
  • B4 100 to 120 keV
  • B5 120 to 140 keV
  • B3 80 to 100 keV
  • median 90 keV is used
  • B1 40 to 60 keV
  • maximum values of 60 keV and 80 keV may be used, respectively.
  • the median is applied as a weight to each energy range, but for example, the weight is adjusted according to the transmission distance of the subject for each energy range. It may be optimized.
  • the X-ray CT apparatus has the same configuration as the X-ray CT apparatus in the first embodiment described above, and only the processing performed by each unit included in the calculation unit 400 is different. Therefore, the components constituting the X-ray CT apparatus according to the present embodiment are denoted by the same reference numerals as the components of the X-ray CT apparatus in the first embodiment, and detailed descriptions thereof will be omitted.
  • the weight set for each energy range is changed according to the transmission distance of the subject. That is, in the present embodiment, the data addition unit 430 corrects the weight by adding a value in consideration of the change due to the transmission distance of the subject to the predetermined weight (for example, the median value in each energy range). , Adding the corrected weight.
  • the X-ray CT apparatus holds in advance the correction coefficient for correcting the weight in the HDD 403, and performs the addition process using the weight corrected based on the correction coefficient.
  • the predetermined weight is the median of each energy range, for example, a deviation from the median of the energy range is stored in the HDD 403 as a correction coefficient for correcting the weight.
  • the "deviation" with respect to the center value of the energy range calculated according to the following procedure is stored as a correction coefficient.
  • the water phantom Prior to imaging the subject 101, several water phantoms are prepared and imaged.
  • the water phantom is, for example, a phantom filled with water in an acrylic container, which simulates the human body composed mostly of water or a material having a density close to water.
  • the water phantom prepares four water phantoms of diameter 100 mm, 200 mm 300 mm, 400 mm, for example.
  • the energy range is set by setting each energy range more finely. For example, in B1 (40 to 60 keV), settings are made in 40-42 keV, 42-44 keV,. In this embodiment, this is imaged in 2 phantom steps in 4 phantoms and 5 energy ranges.
  • the deviation from the median value of each energy range in the water phantom of each diameter is calculated. More specifically, the deviation of the energy range relative to the median is calculated based on the respective counts of the energy range set in 2 keV steps.
  • the deviation with respect to the energy after phantom transmission in the energy range of 40-60 keV is calculated as follows.
  • Average energy is calculated as (count number of 58-60 keV) ⁇ 59 keV) / (count number of 40-60 keV), and the difference between the value and the median is calculated.
  • the energy distribution usually shifts to the high energy side because the X-rays on the high energy side are transmitted through the phantom.
  • FIG. 5 (a) the attenuation count of water is shown in FIG. 5 (a).
  • the amount detected when the amount of input X-rays in all energy ranges is 1 is as shown in FIG. 5 (b).
  • the energy spectrum of the input shifts to the high energy side if it is constant regardless of the energy.
  • the average energy is calculated for each phantom.
  • the average energy when the count as shown in FIG. 5B is obtained is 50.8 keV, and the deviation is 0.8 keV.
  • the method of measuring the correction coefficient is obtained by measurement in the present embodiment, calculation may be performed using, for example, Monte Carlo simulation or theoretical attenuation.
  • the imaging condition setting unit 410 receives an imaging condition from the user via the UI unit 200, and images a scanogram in step S202.
  • the energy range is set or changed, and correction data is created in step S204 according to the set energy range.
  • the data addition unit 430 corrects the weight used when performing the addition process. That is, the data addition unit 430 calculates the size of the subject from the scanogram captured in step S202, reads the correction coefficient for the captured data close to the size of the subject from the HDD 430, and uses this to correct the weight.
  • the data addition unit 430 may perform linear interpolation on the values of data of two phantoms without using a correction coefficient for imaging data close to the size of the subject, or performs function fitting of several correction coefficients. The weights may be corrected accordingly.
  • the following Determine the correction factor For example, when the range of 40-50 keV is set, the energy after phantom transmission in the corresponding range is once again determined from the values of five imaging data of 40-42, 42-44,. The deviation of the range is calculated to be a correction coefficient.
  • main imaging may be performed prior to weight correction without using scanogram data, and the size of the subject 101 may be determined from data obtained by the main imaging. .
  • the deviation from the median value is used as the correction coefficient, but it is not limited to the deviation amount, and may be used as the calculated average energy correction factor .
  • step S206 the measurement control unit 420 executes imaging according to the imaging conditions set in step S202, and the data acquisition unit 404 collects data.
  • the collected data is output to the data addition unit 430, and in step S207, the weights set and corrected in the respective energy ranges are multiplied and added in step S205.
  • the correction unit 440 corrects the data collected by the data collection unit 404 according to the correction data (step S208). Note that the correction unit 440 may process the count information collected by the data collection unit 404 as it is, or may convert the information into the distance information of the base material and then perform the process.
  • the image generation unit 450 generates an image using the data corrected in step S208 (step S209), stores the generated image in the HDD device 403, and displays the image on a monitor of the input device 210, for example.
  • the imaging sequence is completed (step S210).
  • the data adding unit 430 multiplies the weights in the process of adding the count value of each energy range, and then performs processing such as reconstruction, whereby the photon counting detector is obtained. It is possible to obtain projection data equivalent to the projection data obtained in the conventional X-ray CT apparatus not in use. Therefore, a desired CT value with high accuracy can be obtained by performing a predetermined process according to the projection data. Then, the CT value with higher accuracy can be calculated by correcting the weight used in the addition processing in the data addition unit 430 according to the shift of the energy range accompanying the size of the subject.
  • the weight can be optimized according to the energy distribution of incident X-rays. .
  • the X-ray CT apparatus has the same configuration as the X-ray CT apparatus in the first embodiment and the second embodiment described above, and the processing performed by each unit included in the arithmetic unit 400 is different. It is. Therefore, the components constituting the X-ray CT apparatus according to the present embodiment are denoted by the same reference numerals as the components of the X-ray CT apparatus in the first embodiment, and detailed descriptions thereof will be omitted.
  • the weight set for each energy range is changed in accordance with the energy distribution of incident X-rays. That is, in the present embodiment, the data addition unit 430 adds weights to predetermined weights (for example, median values in each energy range) by taking into consideration values in consideration of changes due to the energy distribution of incident X-rays. A correction is performed to apply the corrected weight.
  • predetermined weights for example, median values in each energy range
  • the X-ray CT apparatus holds in advance the correction coefficient for correcting the weight in the HDD 403, and performs the addition process using the weight corrected based on the correction coefficient.
  • the predetermined weight is the median of each energy range, for example, a deviation from the median of the energy range is stored in the HDD 403 as a correction coefficient for correcting the weight.
  • the "deviation" with respect to the center value of the energy range calculated according to the following procedure is stored as a correction coefficient.
  • imaging Prior to imaging of the subject 101, imaging is performed without a phantom.
  • the energy range is set by setting each energy range more finely. For example, in B1 (40 to 60 keV), imaging is performed in 40-42 keV, 42-44 keV,... Then, using the obtained imaging data, the deviation of the median value of each energy range is calculated for each detector.
  • the first is that there is a change in the energy spectrum in the axial direction of the subject due to the heel effect well known as the physical phenomenon of X-rays.
  • the imaging center is thin, and a thicker metal (for example, aluminum) is used toward the outside of the imaging field of view. This is because the distribution of X-rays changes in both the body axis direction and the X-ray tube rotation direction because a filter that suppresses X-ray irradiation is used for the portion that does not pass through.
  • the data obtained by imaging can be used to determine the deviation from the median value in each energy range of X-rays before entering the object 101. it can.
  • the energy distribution of an X-ray tube has a peak depending on a set tube voltage and a plurality of peaks caused by a target material of the X-ray tube (the case may exist depending on the material) (see FIG. 7).
  • the range higher than the peak depending on the set tube voltage is shifted to the low energy side as viewed from the center, and conversely, the portion lower than the peak is shifted to the high energy side as viewed from the center.
  • the energy distribution is also changed by the filter that suppresses the X-ray irradiation. For example, as in the above-described imaging with the water phantom, the high energy side is transmitted, and the low energy side is more scattered and absorbed, so that the energy distribution changes.
  • the correction according to the change of the X-ray energy spectrum due to the structure of other X-ray tubes and X-ray irradiated parts can be determined.
  • a method of obtaining a correction coefficient by performing imaging in the absence of a phantom that is, a method of obtaining a correction coefficient by measurement is shown, but using, for example, Monte Carlo simulation or using a theoretical attenuation amount
  • the correction factor can also be calculated by calculation.
  • the weight corrected in advance using the correction coefficient obtained in consideration of the energy distribution is stored in advance, and this is stored in the data addition unit 430. It can also be applied in the process of adding to the count value of the energy range.
  • the data adding unit 430 multiplies the weights in the process of adding the count value of each energy range, and then performs processing such as reconstruction, whereby the photon counting detector is obtained. It is possible to obtain projection data equivalent to the projection data obtained in the conventional X-ray CT apparatus not in use. Therefore, a desired CT value with high accuracy can be obtained by performing a predetermined process according to the projection data. Then, the CT value with higher accuracy can be calculated by correcting the weight used in the addition processing in the data addition unit 430 according to the deviation caused by the energy distribution.
  • the correction coefficient corresponding to the transmission distance of the subject in the second embodiment described above can be stored in the HDD 403. In this case, since the weight can be corrected in accordance with the transmission distance of the subject while considering the energy distribution, the weight can be further optimized and the CT value with high accuracy can be calculated.
  • the weights applied at the time of addition processing can be optimized by taking account of deviation due to energy distribution, considering the transmission distance of the subject, etc., and also taking into consideration fluctuations in detection in the detector. Can be optimized.
  • Fluctuations in detection by the detector include, for example, pile-up in a photon counting detector. That is, in the photon counting type detector, when the amount of incident X-rays increases, countdown occurs due to pile-up, so it is preferable to correct this.
  • the correction coefficient in consideration of pileup is stored in advance in the HDD 403.
  • the correction factor is calculated as follows. Before imaging an object, imaging is performed without a phantom.
  • the energy range at the time of imaging is set by finely setting each energy range as in the second embodiment described above. For example, in B1 (40 to 60 keV), imaging is performed by changing the tube current by setting 40 to 42 keV, 42 to 44 keV,.
  • the deviation of the median of each energy range is calculated for each detector, and the calculated deviation is stored in the HDD 403 as a correction coefficient.
  • the reason for calculating the deviation for each detector is that there is a concern that the detector characteristics may vary.
  • the count number increases in direct proportion.
  • pileup occurs, it deviates from a direct proportion relationship.
  • the amount of signal in each energy range decreases.

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Abstract

フォトンカウンティング方式の検出器を適用したＸ線ＣＴ装置において、精度よく投影データ、延いてはＣＴ値を取得する。　寝台上の被写体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被写体を透過したＸ線フォトンを検出する検出器と、該検出器によって検出されたＸ線フォトンを収集し処理することにより、予め定めた複数のエネルギー範囲について、エネルギー範囲毎に計数値を出力するデータ収集部と、前記データ収集部により出力された計数値に対して、前記エネルギー範囲毎に定められ、該エネルギー範囲の中央値に比例した重みを乗じて加算処理を行うデータ加算部と、前記データ加算部により加算されたデータを用いで再構成処理を行うことにより画像を生成する画像生成部と、を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置及び画像生成方法
　本発明は、入射したＸ線の光子を計数することにより入射したＸ線のエネルギー情報を取得するフォトンカウンティング（ｐｈｏｔｏｎ　ｃｏｕｎｔｉｎｇ）方式の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置（Ｐｈｏｔｏｎ　Ｃｏｕｎｔｉｎｇ　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ・・・以下、ＰＣＣＴ装置と呼ぶ。）及び画像生成方法に関する。
　Ｘ線ＣＴ装置は、被写体を挟んで対向配置されたＸ線源とＸ線検出器の対を回転させながら被写体のＸ線透過データ（投影データ）を得、その断層画像（以下、ＣＴ画像とする）を計算により再構成する装置であり、工業用及びセキュリティ用の検査装置や医学用の画像診断装置等として用いられる。
　このようなＸ線ＣＴ装置では、半導体検出器やシンチレータ検出器などを適用して、検出器に入射したＸ線のエネルギーに比例した電荷量又は光を生じさせ、これを検出して得られた投影データを再構成することにより断層画像を取得している。より具体的な例として、シンチレータ検出器では、シンチレータ検出器に例えば２０ｋｅＶのＸ線が入射した場合、検出器内で２０ｋｅＶに相当する、つまり２０ｋｅＶのエネルギーに比例した光子が発生し、それを光電子増倍管で電気信号に変換して出力する。従って、Ｘ線ＣＴ装置では、入射したＸ線のエネルギーに応じた信号値、延いてはＣＴ値を得ることができる。
　ところで、近年、フォトンカウンティング方式の検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置であるＰＣＣＴ装置が知られている（例えば、特許文献１及び特許文献２）。ＰＣＣＴ装置では、フォトンカウンティング方式の検出器により、Ｘ線源から照射されて被写体を透過したＸ線の光子（Ｘ線フォトン）を検出素子毎に計数（カウント）し、これによって得られるカウント値に基づいてＸ線ＣＴ画像を再構成する。ＰＣＣＴ装置では、例えば、Ｘ線が透過した被写体の内部組織を構成する元素を推定可能なスペクトラムを取得し、元素レベルの違いが詳細に描出されたＸ線ＣＴ画像を得ることができる。また、ＰＣＣＴ装置では、物質毎に存在するｋ－エッジ付近のエネルギー範囲のＸ線のみを抽出して画像化し、ｋ－エッジが存在する元素のみの画像を作成して診断に用いることができる。
特開２０１５－１９８８３３号公報 国際公開２０１２／０２９４９６号
　上述のようにシンチレータ検出器や半導体検出器等を適用したＸ線ＣＴ装置では、入射したＸ線のエネルギーに応じた信号値、延いてはＣＴ値を得ることができる。
　しかしながら、ＰＣＣＴ装置では、予め設定したエネルギー幅におけるカウント数を得ることができるに過ぎず、各カウント値について詳細なエネルギー情報を得ることができない。例えば、エネルギー範囲が４０～６０ｋｅＶに設定されており、その範囲に所定の時間内に５カウント得られた場合、それらの各々のエネルギーがどの程度であるかの情報は得られない。従って、ＰＣＣＴ装置では、エネルギーに応じた情報が得られないことから、シンチレータ検出器等を適用した一般的なＸ線ＣＴ装置で得られるＣＴ値を得ることができない。
　このため、これまでのＸ線ＣＴ装置による検査での知見を生かすために、ＰＣＣＴ装置においても、従来と同等のＣＴ値を得ることが求められている。
　ここで、仮想単色画像等からＣＴ値を求めることも考えられるが、基底物質に分解した時点で選択した基底物質の組み合わせで該当する物質の減衰曲線が表される必要がある。その結果、複数の基底物質を選んでも、該当物質がそれらの組み合わせで表現できなければ誤差が発生し、その物質のＣＴ値を精度よく求めることができない。よって、ＰＣＣＴ装置においても、正確なＣＴ値を得るために、投影データを求めることが求められている。
　本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、フォトンカウンティング方式の検出器を適用したＸ線ＣＴ装置において、精度よく投影データ延いてはＣＴ値を取得することを目的とする。
　上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明は、寝台上の被写体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被写体を透過したＸ線フォトンを検出する検出器と、該検出器によって検出されたＸ線フォトンを収集し処理することにより、予め定めた複数のエネルギー範囲について、エネルギー範囲毎に計数値を出力するデータ収集部と、前記データ収集部により出力された計数値に対して、前記エネルギー範囲毎に定められ、該エネルギー範囲の中央値に比例した重みを乗じて加算処理を行うデータ加算部と、前記データ加算部により加算されたデータを用いで再構成処理を行うことにより画像を生成する画像生成部と、を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。
　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適用したＸ線ＣＴ装置において、精度よく投影データ、延いてはＣＴ値を取得することができる。
本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の検出器の一部を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の演算部の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における撮像処理の流れを示すフローチャートである。 （ａ）は水の減弱係数を示すグラフであり、（ｂ）は１００ｍｍの水を透過した場合において、全てのエネルギー範囲での入力Ｘ線の量を１とした場合に検出される量を示すグラフである。 本発明の第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における撮像処理の流れを示すフローチャートである。 Ｘ線管のエネルギー分布を示し、特に、設定管電圧に依存するピークと、Ｘ線管のターゲット材質に起因する複数のピークを示すグラフである。
　本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、寝台上の被写体の周囲を周回するＸ線源から照射され被写体を透過したＸ線フォトンを検出する検出器と、検出器によって検出されたＸ線フォトンを収集し処理することにより、予め定めた複数のエネルギー範囲について、エネルギー範囲毎に計数値を出力するデータ収集部と、データ収集部により出力された計数値に対して、エネルギー範囲毎に定められ、エネルギー範囲の中央値に比例した重みを乗じて加算処理を行うデータ加算部と、データ加算部により加算されたデータを用いで再構成処理を行うことにより画像を生成する画像生成部と、を備えている。
　以下、より詳細に本発明の実施形態について、図面を参照してより詳細に説明する。
（第１の実施形態）
　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティング方式の検出器を備えたフォトンカウンティングＣＴ装置（ＰＣＣＴ装置）であり、被写体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線フォトン）を検出器において計数する。個々のＸ線フォトンは、異なるエネルギーを有しており、検出器では、Ｘ線フォトンを予め定めたエネルギー帯毎に弁別して計数する。これにより、当該エネルギー帯毎のＸ線フォトンの数、すなわちＸ線強度を得る。
　図１に示すように、本実施形態に係るＰＣＣＴ装置１００は、ＵＩ部２００と、計測部３００と、演算部４００と、を備えている。
　ＵＩ部２００は、キーボードやマウス等からなる入力部２１０と、表示部（モニタ）やプリンタ等の出力部２２０とを備え、ユーザからの入力を受け付け、演算部４００による処理結果をユーザに提示する。表示部として、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ　Ｒａｙ　Ｔｕｂｅ）等を適用することができる他、表示部がタッチパネル機能を有し、入力装置２１０として機能するようにすることもできる。
　計測部３００は、後述する演算部４００のＣＰＵ４０１による制御に従って、被写体１０１にＸ線を照射し、被写体１０１を透過したＸ線フォトンを計測する。計測部３００は、Ｘ線照射部３１０、Ｘ線検出部３２０、ガントリ３３０、制御部３４０、データ収集部４０４、及び被写体１０１を載置する寝台１０２を備えている。
　ガントリ３３０の中央には、被写体１０１と、被写体１０１を載置する寝台１０２とを配置するための円形の開口部３３１が設けられている。ガントリ３３０の内部には、後述するＸ線管３１１及びＸ線検出器３２１を搭載する回転板３３２と、回転板３３２を回転させるための駆動機構が配置される。以下の説明において、開口部３３１の周方向をｘ方向、径方向をｙ方向、それらに直交する方向をｚ方向とする。一般にｚ方向は、被写体１０１の体軸方向となる。
　通常の撮像時は、回転板３３２が回転し、かつ寝台１０２がｚ方向に動くことで被写体１０１の様々な方向からＸ線を照射し、被写体１０１を透過したＸ線をＸ線検出器３２１で検出してデータを取得する。一方、スキャノグラム撮像時は、回転板３３２は回転せず、寝台１０２のみをｚ方向に１回移動させて終了する、もしくはその撮像の後Ｘ線の照射方向を変化（例えば９０度回転板３３２を回転）させた後撮像する、を規定回数くりかえし、ある一方向からの照射のデータ取得を角度を変えて複数回行ってデータを得る。
　回転板３３２の回転の所要時間は、ユーザがＵＩ部２００を介して入力したパラメータに依存する。本実施形態では、例えば、回転の所要時間を１．０ｓ／回とする。計測部３００による１回転における撮像回数は、例えば、９００回であり、回転板３３２が０．４度回転する毎に１回の撮像が行われる。なお、各仕様はこれらの値に限定されるものはなく、ＰＣＣＴ装置１００の構成に応じて種々変更可能である。
　Ｘ線照射部３１０は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被写体１０１に照射する。Ｘ線照射部３１０は、Ｘ線管３１１と、Ｘ線フィルタ３１２と、ボウタイ（ｂｏｗｔｉｅ）フィルタ３１３と、を備えている。
　Ｘ線管３１１は、後述する照射制御器３４１の制御に従って供給される高電圧により、被写体１０１にＸ線ビームを照射する。照射されるＸ線ビームは、ファン角及びコーン角を持って広がる。Ｘ線ビームは、後述するガントリ３３０の回転板３３２の回転に伴って、被写体１０１に照射される。
　Ｘ線フィルタ３１２は、Ｘ線管３１１から照射されたＸ線のＸ線量を調節する。すなわち、Ｘ線のスペクトルを変化させる。本実施形態のＸ線フィルタ３１２は、Ｘ線管３１１から被写体１０１へ照射されるＸ線が、予め定めたエネルギー分布となるよう、Ｘ線管３１１から照射されたＸ線を減衰させる。Ｘ線フィルタ３１２は、被写体１０１である患者の被ばく量を最適化するために用いられる。このため、必要なエネルギー帯の線量が強くなるよう設計される。
　ボウタイフィルタ３１３は、周辺部の被ばく量を抑える。被写体１０１である人体の断面が楕円形であることを用い、中心付近の線量を強くし、周囲の線量を低くして被ばく量を最適化するために用いられる。
　Ｘ線検出部３２０は、Ｘ線フォトンが入射する毎に、当該Ｘ線フォトンのエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線検出部３２０は、Ｘ線検出器３２１を備えている。
　図２に、Ｘ線検出器３２１の一部を例示する。本実施形態のＸ線検出器３２１は、複数の検出素子３２２、カウンティング回路３２４、及びＸ線検出器３２１への入射方向を制限するコリメータ３２３と、を備えている。
　なお、製作を容易にするために平面状の検出器（検出器モジュール）を複数作成し、平面の中心部分が円弧になるように配置して疑似的に円弧状に配列し、Ｘ線検出器３２１としてもよい。
　各検出素子３２２に入射したＸ線は、カウンティング回路３２４により、１つのＸ線フォトンが入射する毎に、１パルスの電気信号（アナログ信号）に変換される。変換された電気信号は、データ収集部４０４に入力される。
　検出素子３２２には、入射したＸ線フォトンを、直接電気信号に変換する、例えば、ＣｄＴｅテルル化カドミウム（cadmium telluride）系の半導体素子を用いる。なお、検出素子３２２は、Ｘ線を受けて蛍光を発するシンチレータ（Scintillator）及び蛍光を電気に変換するフォトダイオードを用いてもよい。
　Ｘ線検出器３２１の検出素子３２２の数（チャンネル数）は、例えば、１０００個である。各検出素子の、ｘ方向のサイズは、例えば、１ｍｍである。
　また、例えば、Ｘ線管３１１のＸ線発生点と、Ｘ線検出器３２１のＸ線入射面との距離は、１０００ｍｍである。ガントリ３３０の開口部３３１の直径は、７００ｍｍである。
　なお、ガントリと同様に各仕様はこれらの値に限定されるものはなく、ＰＣＣＴ装置１００の構成に応じて種々変更可能である。
　制御部３４０は、Ｘ線管３１１からのＸ線の照射を制御する照射制御器３４１、回転板３３２の回転駆動を制御するガントリ制御器３４２、寝台１０２の駆動を制御する寝台制御器３４３、Ｘ線検出器３２１におけるＸ線検出を制御する検出制御器３４４を備えている。これら各部は、後述する演算部４００の計測制御部４２０による制御に従って動作する。
　演算部４００は、ＰＣＣＴ装置１００の動作全体を制御し、計測部３００で取得したデータを収集し、処理することにより撮像を行う。図１及び図３に示すように、演算部４００は、計測部３００に撮像を実行させて得られたデータの各種処理を行う中央処理装置（以下、「ＣＰＵ」という）４０１と、処理の際の作業領域となるメモリ４０２と、予め必要なプログラムや処理に用いるデータ、処理中に生成されるデータ、処理の結果得られるデータ等を記憶したＨＤＤ（Hard disk drive）装置４０３を備えている。なお、演算部４００による処理結果は、ＵＩ部２００の出力装置２２０にも出力される。
　ＣＰＵ４０１は、図３に示すように、撮像条件設定部４１０と、計測制御部４２０と、データ加算部４３０と、補正部４４０と、画像生成部４５０を含み、ＣＰＵ４０１に含まれる各部によって、被写体の位置決め画像を取得し、位置決め画像に基づいてＸ線照射量を決定する自動露光制御を行う。
　なお、ＣＰＵ４０１に含まれる各部の機能は、ＣＰＵ４０１が予めＨＤＤ装置４０３等の記憶装置に格納されたプログラムを読み込んで実行することによりソフトウエアとして実現することができる。また、ＣＰＵ４０１に含まれる各部が実行する動作の一部又は全部を、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field-programmable gate array）等のハードウェアにより実現することもできる。
　撮像条件設定部４１０は、ユーザからＵＩ２００を介して入力された撮像条件を設定する。例えば、撮像条件設定部４１０は、撮像条件を受け付ける受付画面を表示装置２２０に表示させ、受付画面を介してユーザによる撮像条件の入力を受け付け、設定する。
　撮像条件には、例えば、Ｘ線管３１１の管電流、管電圧、被写体１０１の撮像範囲、Ｘ線フィルタ３１２の形状、ボウタイフィルタ３１３の形状、分解能等が含まれる。なお、撮像条件は、必ずしも毎回ユーザが入力する必要はない。例えば、予め典型的な撮像条件をＨＤＤ装置４０３等に保存しておき、ＣＰＵ４０１が読み出して用いてもよい。
　計測制御部４２０は、撮像条件設定部４１０により設定された撮像条件に従って、制御部３４０を制御し計測を実行する。
　以下、計測制御部４２０の制御に従って行われるＣＴ像撮像方法について具体的に説明する。
　計測制御部４２０は、寝台制御器３４３に対し、寝台１０２を回転板３３２に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮像位置が指定された撮像位置と一致した時点で移動を停止するように指示する。これにより、被写体１０１の配置が完了する。
　計測制御部４２０は、寝台制御器３４３への指示と同じタイミングで、ガントリ制御器３４２に対して駆動モーターを動作させ、回転板３３２に対して回転を開始するよう指示を行う。
　この指示により回転板３３２が回転を開始し回転板３３２の回転が定速状態になり、かつ被写体１０１の配置が終了すると、計測制御部４２０は、照射制御器３４１に対しＸ線管３１１のＸ線照射タイミングを指示すると共に、検出制御器３４４に対してＸ線検出器３２１の撮像タイミングを指示する。これにより、計測制御部４２０は、Ｘ線の照射及び検出器によるＸ線フォトンの検出を行い、計測を開始する。計測制御部４２０が、これらの指示を所定回数繰り返すことで計測部３００による撮像範囲全体の計測を行う。なお、公知のヘリカルスキャン（Helical Scan）のように、寝台１０２を移動させながら撮像を行うよう制御してもよい。
　次に、スキャノグラムの撮像方法を示す。計測制御部４２０は、寝台制御器３４３に対し寝台１０２を回転板３３２に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮像位置が指定された撮像位置と一致した時点で移動を停止するように指示する。これにより、被写体１０１の配置が完了する。
　次に、計測制御部４２０は、寝台制御器３４３へ移動の指示のみを出し、ガントリ制御器３４２に対しては何も命令しない。よって、回転板３３２は回転せずに寝台１０２のみが移動する。この状態で計測制御部４２０は、照射制御器３４１に対しＸ線管３１１のＸ線照射タイミングを指示し、検出制御器３４４に対しＸ線検出器３２１の撮像タイミングを指示する。これにより、計測制御部４２０は、Ｘ線の照射及び検出器によるＸ線フォトンの検出を行い、計測を開始する。そして、寝台１０２の移動距離がユーザの指定した距離、もしくは寝台１０２の移動限界距離に達すると撮像を終了する。
　この作業を撮像と撮像の間に回転板３３２の角度を変化させてＸ線管３１１、及びＸ線検出器３２１の照射－計測方向を変化させて繰り返すことで複数の方向における透過データを取得することができる。このようにして検出器３２１が検出したＸ線フォトンに係る透過データは、データ収集部４０４により収集される。
　データ収集部４０４によるデータの収集は、例えば、スキャノグラムの場合以下のように行われる。上述のように、回転板３３２は静止した状態でＸ線を照射しながら寝台１０２を移動させる。その間、例えば０．１ｍｓ毎にＸ線検出器３２１で検出され、予め定めた複数のエネルギー範囲に弁別されたそれぞれのエネルギー幅のカウント数を得る。
　ここで、Ｘ線照射範囲が広い場合は、Ｘ線照射範囲を通過する間に複数データ収集が実施される。その場合は同じ位置のデータに関して平均値を使用することでデータの精度を高める。このような方法で収集したデータを保存、もしくは補正部４４０や画像生成部４５０の演算実施後に保存する。
　なお、必要に応じてＸ線のｚ方向の照射範囲を限定してもよい。ｚ方向の照射範囲を限定する方法としては例えばＸ線管への電圧印加をＯＮ／ＯＦＦする方法や、Ｘ線管の前にＸ線を減衰、吸収するシャッターを設けシャッターのＯＮ／ＯＦＦでＸ線を制御してもよい。また、回転板３３２を例えば９０度回転させるなどをし、別の角度からＸ線を照射したデータも作成してもよい。
　このように、データ収集部４０４は、エネルギー範囲毎に、Ｘ線フォトンの数を計数する。計数して得られる結果は、Ｘ線フォトンのエネルギー値（単位ｋｅＶ）の分布を示す。従って、データ収集部４０４は、これにより、Ｘ線検出器３２１で検出したＸ線のエネルギー分布（スペクトル）を得る。データ収集部４０４は、得られた結果を、計数情報としてＣＰＵ４０１に出力する。
　データ収集部４０４のエネルギー範囲の詳細については後述する。
　データ加算部４３０は、データ収集部４０４で収集したエネルギー範囲毎のデータについて重みを付けて加算する。データ加算部４３０の詳細については後述する。
　補正部４４０は、データ収集部４０４により収集されたデータに対し、所定の補正データに従って補正処理を実施する。ここで行う補正処理は、例えば、リファレンス補正回路のリニアリティ補正、対数変換処理、オフセット処理、感度補正、ビームハードニング補正、水ファントムキャリブレーション、ＣＴ値補正などである。
　補正データとしては、例えば各エネルギー範囲のデータから基準となる物質を弁別する際に必要となる、基準物質の各エネルギー範囲におけるＸ線減弱係数である。他にも、ファントムのサイズに応じて補正を行うファントムキャリブレーションを実施する場合の各エネルギー範囲における補正データやＣＴ値補正データなども設定したエネルギー範囲ごとに必要となる場合がある。補正データの作成は、たとえばＵＩ部２００から補正データ取得命令を実施して、水の入ったアクリル容器等の補正用ファントムを撮像したデータを、補正部４４０で補正データ作成用のプログラムにより計算することで求める。
　それらの補正データを予めエネルギー範囲の設定をスキャノグラム等から撮像前に予め設定することで撮像前での演算が可能となり、画像作成時間の短縮が可能となる。なお、これらの補正データは、撮像毎に生成することができる他、被写体１０１が変わっても変化しないデータである場合には、予め補正データを収集することもできる。
　画像生成部４５０は、データ加算部４３０で加算したデータから、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。画像は、例えば、Ｘ線フォトン数に対し、Ｌｏｇ変換を行い、再構成する。再構成には、ＦｅｌｄＫａｍｐ法、逐次近似法など、各種の公知の手法を用いることができる。
　データ収集部４０４は、Ｘ線検出器３２１が検出したＸ線に由来するフォトン（Ｘ線フォトン）を、予め定めた複数のエネルギー範囲についてエネルギー範囲毎に計数し、当該エネルギー範囲毎の計数情報を得る。
　データ収集部４０４は、Ｘ線検出器３２１が検出したＸ線フォトン１つ１つのエネルギー値を取得し、そのエネルギー値に応じてエネルギー範囲毎に設けられたエネルギービン（Ｂｉｎ）の計数結果に加算する。エネルギービンは、エネルギー範囲毎に設定される記憶領域である。なお、エネルギー範囲は、ある最小エネルギーからＸ線管３１１の最大エネルギーまでのエネルギー範囲を、所定のエネルギー幅ΔＢで区切ったものである。
　ここで、ＣＴ値を精度良く求めるにはエネルギー幅の設定が重要となる。エネルギー範囲が大きいほど誤差が発生する可能性が高くなる。レイトレースシミュレーションにより１６５ｃｍの５ｍｍ厚さのポリエチレン容器に入った水におけるＣＴ値の誤差を求めたところ、エネルギー範囲を１つに設定した場合は最大で約８ほどのＣＴ値のずれが発生したが、エネルギー範囲を５に設定したところ最大でも１以下となり、４に設定すると２以下となった。
　ＣＴ値は２以上ずれなければ臨床上問題ないと考えられているため、エネルギー範囲を４以上で設定すれば問題ないと考えられる。一方、エネルギー範囲を細かく設定しても検出器のエネルギー分解能以上に設定した場合は、エネルギーの弁別の正しさが問題となるため細かくしすぎる必要はない。
　ＣｄＴｅ半導体検出器を常温で用いた場合は数ｋｅＶのエネルギー分解能となる。エネルギー分解能は温度に依存することから一義的ではないものの、２ｋｅＶのエネルギー分解能で、管電圧が１２０ｋＶである場合、１２０/２より、エネルギー範囲は６０となる。しかし、６０以上のエネルギー範囲を使用しても画質の向上は期待できない上に、データの転送量は多くなることからシステムが複雑化する。そのため、本実施形態ではエネルギー範囲を４以上６０以下とすることが望ましいと考えられる。また、各エネルギー範囲において、上限値と下限値との差が検出器が検出可能なエネルギー範囲の半値幅より大きいことが望ましい。
　従って、本実施形態において、データ収集部４０４はエネルギー幅ΔＢを、例えば２０ｋｅＶとし、最小エネルギーを４０ｋｅＶ、最大エネルギーを１４０ｋｅＶとする。つまり、エネルギー範囲４０ｋｅＶ～１４０ｋｅＶを、Ｂ１（４０～６０ｋｅＶ）、Ｂ２（６０～８０ｋｅＶ）、Ｂ３（８０～１００ｋｅＶ）、Ｂ４（１００～１２０ｋｅＶ）、Ｂ５（１２０～１４０ｋｅＶ）の５つのエネルギー範囲に区分する。
　なお、エネルギー幅ΔＢはＢ１～Ｂ５で同じ値でなくてもよいし、一部のエネルギーのデータを重複させるように設定したり、特定のエネルギーのデータを検出しないように設定したりすることも可能である。ＤＡＳは、検出したＸ線フォトンのエネルギー値に応じて、該当するエネルギー範囲に対応づけて設けられたエネルギービンの計数結果に加算する。
　（データ加算部４３０の詳細）
　上述のように、ＣＴ値を求める場合において、ＰＣＣＴ装置では、特定のエネルギー幅のカウント数が得られるに留まり、詳細なエネルギー情報を得ることができないことから精度の高いＣＴ値を求めることが困難である。一方、フォトンカウンティング方式ではない検出器を適用したＸ線ＣＴ装置では、エネルギーの大きさに比例したＣＴ値を得ることができる。これは、実質的にＸ線のエネルギーに応じた重みがかかって加算された値ということができる。そこで、ＰＣＣＴ装置においても、データ加算部４３０が、データ収集部４０４から得られた各エネルギー範囲の計数結果に対して、Ｘ線の減衰率やエネルギー分布を考慮して適切な重みを乗じることでエネルギーの大きさに応じたＣＴ値を得ることができる。
　Ｘ線の減衰率（単位距離進む間に散乱、吸収されるＸ線の割合）はＫエッジなどの特殊な状況を除いてエネルギーが小さいほど高くなる。また、Ｋエッジの効果も限定的で総じてみればエネルギーが小さいほど高くなる。そのため、エネルギー方向に均一分布しているＸ線を照射した場合、被写体透過後は高エネルギー側のＸ線のほうが多くなる。これは、あるエネルギー範囲を切り取った時に平均エネルギーが被写体透過前に比べて被写体透過後の方が高くなることを意味する。この効果に鑑みて、重みをかけることでより正確なＣＴ値を得ることができる。
　さらに、Ｘ線管から照射されるＸ線も上記のようなエネルギー方向に均一分布しているわけではない。たとえば１２０ｋＶの管電圧の場合、Ｘ線のエネルギーは６０ｋｅＶ前後にピークを持つ分布となる。その分布により、高エネルギー側では被写体透過前の時点でエネルギー範囲の中央値よりも低エネルギー側にシフトし、低エネルギー側では中央値よりも高エネルギー側にシフトしている。これらの効果を含めて重みをかけることでさらに正確になる。
　フォトンカウンティング方式の検出器では１つの検出器の中で信号がすべて減衰すれば全Ｘ線エネルギーが該当検出器の電気信号に変換されるが、一部の信号が別の検出器で減衰したり、あるＸ線の信号のエネルギーを求めているときにさらにＸ線が入るなどして別のエネルギー範囲の信号として計測されることが発生する。これらの効果を含めて重みを計算すると上記よりもさらに正確なＣＴ値を得ることができる。
　データ加算部４３０により、上記した各特性を踏まえて決定した重みを乗じた加算処理を実施し、これを画像生成部４５０において再構成等の処理を行うことで、従来型のＸ線ＣＴ装置とほぼ同等の投影データを得ることが可能となる。そして、ここで得た投影データを用いて、従来と同等のデータ処理を実施することで、従来型のＸ線ＣＴ装置と同等のＣＴ値を得ることが可能となる。
　したがって、データ加算部４３０は、先ず、重みを計算する。例えば、重みとして、本実施形態では各エネルギー範囲における中央値を使う。具体的には、Ｂ１（４０～６０ｋｅＶ）の場合には５０ｋｅＶであり、Ｂ２（６０～８０ｋｅＶ）の場合には７０ｋｅＶとなる。重みは、このように予め設定した重みを適用することができる他、被写体に併せて重みを都度算出してもよい。
　続いて、このように構成されたＸ線ＣＴ装置における撮像処理について、図４のフローチャートに従って説明する。
　まず、撮像条件設定部４１０が、ＵＩ部２００を介して、ユーザから撮像条件を受け付ける（ステップＳ１０１）。ここで入力を受け付ける撮像条件には、管電圧、管電流、Ｘ線フィルタ３１２の厚み、形状、ボウタイフィルタ３１３の形状などがある。
　次にスキャノグラムを撮像する（ステップＳ１０２）。撮像は、データ収集部４０４の説明で示したように回転板を回転させずに収集する。
　次に、データ収集部４０４は、エネルギー範囲を設定又は変更する（ステップＳ１０３）。本実施形態においては上述したＢ１（４０～６０ｋｅＶ）、Ｂ２（６０～８０ｋｅＶ）、Ｂ３（８０～１００ｋｅＶ）、Ｂ４（１００～１２０ｋｅＶ）、Ｂ５（１２０～１４０ｋｅＶ）の範囲を設定する。
　次にこの設定に従って、補正部４４０及び画像生成部４５０において使用する補正データの作成を行う（ステップＳ１０４）。本実施形態ではエネルギー範囲を５つ設定しているため、これら５つの設定に必要な補正データを作成する。
　次に、計測制御部４２０は、ステップＳ１０２で設定された撮像条件に従って、撮像を実行し（ステップＳ１０５）、データ収集部４０４は、回転板を回転させたＣＴ撮像の方法に従ってデータを収集する。
　次に収集したデータを加算する（ステップＳ１０６）。それぞれのエネルギー範囲において設定された重みを乗算して加算する。本実施形態ではたとえば各エネルギー範囲の中間値を重みに用いる。なお、加算後のデータのみを保存してもよいし、必要に応じて加算前のデータも残しておいてもよい。
　その後、補正部４４０は、データ収集部４０４が収集したデータを補正する（ステップＳ１０７）。ここで、ステップＳ１０４において予め作成した補正データを用いて補正することで画像生成時間の短縮が可能となる。補正部４４０では、そのまま収集したカウントの情報で処理してもよいし、一旦基底物質の距離の情報に変換してから処理を実施してもよい。
　画像生成部４５０は、ステップＳ１０７において補正されたデータを用いて画像を生成する（ステップＳ１０８）ここでも、必要に応じてステップＳ１０４で作成した補正データを用いて画像生成を実施する。ステップＳ１０８で生成された画像をＨＤＤ装置４０３に保存し、例えば入力装置２１０のモニタに画像を表示することで撮像のシーケンスが完了する（ステップＳ１０９）。その後はユーザが画像を用いて診断し、必要に応じて画像解析を実施する。
　このように本実施形態によれば、データ加算部４３０において、各エネルギー範囲のカウント値に対する加算処理の際に重みを乗じ、その後再構成等の処理を行うことで、フォトンカウンティング方式の検出器を用いていない従来型のＸ線ＣＴ装置において得られる投影データと同等の投影データを得ることができる。従って、この投影データに従って所定の処理を行うことにより精度の高い所望のＣＴ値を得ることができる。
　なお、上述の例では、データ加算部４３０は、エネルギー範囲の中央値を重みとして使用したが、エネルギー範囲の間であれば別の値を使用することも可能である。例えば、そのエネルギー範囲の最大値を使用したり、最小値を使用したりすることも可能である。また、エネルギー範囲毎に使用する重みの条件を変化させてもよい。
　例えば、Ｂ４（１００～１２０ｋｅＶ）、Ｂ５（１２０～１４０ｋｅＶ）のエネルギー範囲では最小値の１００ｋｅＶ、１２０ｋｅＶをそれぞれ使用し、Ｂ３（８０－１００ｋｅＶ）では中央値の９０ｋｅＶを使用、そしてＢ１（４０～６０ｋｅＶ）、Ｂ２（６０～８０ｋｅＶ）ではそれぞれ最大値の６０ｋｅＶ、８０ｋｅＶを使ってもよい。
（第２の実施形態）
　上述した第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置においては、各エネルギー範囲に対して、中央値を重みとして適用していたが、例えば、エネルギー範囲毎に、被写体の透過距離に合わせて重みを最適化させてもよい。
　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置と同一の構成を有し、演算部４００に含まれる各部が行う処理が異なるのみである。従って、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を構成する各部について、第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の各構成と同一の符号を付し、夫々詳細な説明は省略する。
　以下に説明する本実施形態では、被写体の透過距離に応じてエネルギー範囲毎に設定された重みを変化させる。つまり、本実施形態では、データ加算部４３０において、予め定めた重み（例えば、各エネルギー範囲における中央値）に対して、被写体の透過距離による変化を考慮した値を加味することで重みを補正し、補正された重みを適用して加算処理を行う。
　このため、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、予めＨＤＤ４０３に重みを補正するための補正係数を保持しており、補正係数に基づいて補正した重みを用いて加算処理を行う。予め定めた重みが、各エネルギー範囲の中央値である場合には、重みを補正するための補正係数として、例えば、エネルギー範囲の中央値に対するずれをＨＤＤ４０３に記憶しておく。
　ＨＤＤ４０３には、例えば、以下の手順で算出された、エネルギー範囲の中央値に対する「ずれ」が補正係数として記憶されている。
　被写体１０１の撮像に先立って、いくつかの水ファントムを準備し撮像する。水ファントムはたとえばアクリルの容器の中に水を満たしたファントムで、ほとんどが水や水と近い密度の物質で構成される人体を模擬する。水ファントムは例えば直径１００ｍｍ、２００ｍｍ３００ｍｍ、４００ｍｍの４つの水ファントムを準備する。
　これらのファントムを撮像する際に、エネルギー範囲は各エネルギー範囲をより細かく設定して撮像する。例えば、Ｂ１（４０～６０ｋｅＶ）において、４０－４２ｋｅＶ、４２－４４ｋｅＶ、…と２ｋｅＶ刻みで設定する。これを本実施形態では４つのファントム、５つのエネルギー範囲において２ｋｅＶ刻みで撮像する。
　次に、このようにして得られた撮像データに基づいて、各直径の水ファントムにおける各エネルギー範囲の中央値に対するずれを計算する。より具体的には、２ｋｅＶ刻みで設定したエネルギー範囲の夫々の計数値に基づいて、中央値に対するエネルギー範囲のずれを計算する。
　例えば、４０－６０ｋｅＶのエネルギー範囲のファントム透過後のエネルギーに対するずれは、次のように計算する。本実施形態では４０－４２ｋｅＶ、４２－４４ｋｅＶ、…と２ｋｅＶ刻みのエネルギー範囲に対して夫々、（（４０－４２ｋｅＶのカウント数）×４１ｋｅＶ＋（４２－４４ｋｅＶのカウント数）×４３ｋｅＶ＋...＋（５８－６０ｋｅＶのカウント数）×５９ｋｅＶ）/（４０－６０ｋｅＶのカウント数）として平均エネルギーを算出し、その値と中央値とのずれを計算する。
　ファントムを透過すると高エネルギー側のＸ線ほど透過するため、エネルギー分布は通常高エネルギー側にシフトする。
　ここで、図５（ａ）に水の減弱計数を示す。１００ｍｍの水を透過した場合、全てのエネルギー範囲での入力Ｘ線の量を１とした場合に検出される量は図５（ｂ）のようになる。このように入力のエネルギースペクトルが、エネルギーによらず一定の場合は高エネルギー側にシフトする。その平均エネルギーを各ファントムについて計算する。
　例えば図５（ｂ）に示すようなカウントが得られた場合の平均エネルギーは５０．８ｋｅＶとなり、０．８ｋｅＶがずれ量となる。なお、本実施形態では実測して補正係数を求める方法を示したが、たとえばモンテカルロシミュレーションを用いたり、理論的な減衰量を用いたりして計算することもできる。
　以下、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における撮像処理について、図６のフローチャートに従って説明する。
　まず、ステップＳ２０１において、撮像条件設定部４１０が、ＵＩ部２００を介して、ユーザから撮像条件を受け付け、ステップＳ２０２においてスキャノグラムを撮像する。ステップＳ２０３で、エネルギー範囲を設定又は変更し、設定されたエネルギー範囲に応じてステップＳ２０４で補正データの作成を行う。
　次のステップＳ２０５において、データ加算部４３０において加算処理を行う際に用いる重みを補正する。すなわち、データ加算部４３０は、ステップＳ２０２において撮像したスキャノグラムから被写体のサイズを算出し、その被写体のサイズに近い撮像データに対する補正係数をＨＤＤ４３０から読み込み、これを用いて重みを補正する。ここで、データ加算部４３０は、被写体のサイズに近い撮像データに対する補正係数を使用せずに、２つのファントムのデータの値を線形補間してもよいし、数点の補正係数を関数フィッティングすることにより重みを補正してもよい。
　ここで、データ加算部４３０において重みを補正する際に、ＨＤＤ４０３に記憶された補正係数を算出するときに適用されたエネルギー範囲がスキャノグラムを撮像したエネルギー範囲と変わっている場合には、以下のように補正係数を決定する。
　例えば４０－５０ｋｅＶの範囲が設定された場合は、２ｋｅＶ刻みで撮像した４０－４２、４２－４４、...４８－５０の５つの撮像データの値からもう一度、対応範囲におけるファントム透過後のエネルギー範囲のずれを算出して補正係数とする。
　さらに、より被写体のサイズを正確に求めるためには、スキャノグラムのデータを用いずに、重みの補正に先立って本撮像を行い、本撮像によって得られたデータから被写体１０１のサイズを求めてもよい。
　なお、本実施形態における説明では、予め定めた重みをエネルギー範囲の中央値としているため、この中央値に対するずれを補正係数としたが、ずれ量に限られず、計算した平均エネルギー補正係数としてもよい。
　ステップＳ２０６では、ステップＳ２０２で設定された撮像条件に従って、計測制御部４２０により撮像を実行し、データ収集部４０４によってデータを収集する。収集されたデータはデータ加算部４３０に出力され、ステップＳ２０７において、ステップＳ２０５において、それぞれのエネルギー範囲において設定され補正された重みを乗算して加算される。
　その後、補正部４４０により、データ収集部４０４により収集されたデータが補正データに従って補正される（ステップＳ２０８）。なお、補正部４４０は、データ収集部４０４が収集したカウントのそのままの情報で処理してもよいし、一旦基底物質の距離の情報に変換してから処理を実施してもよい。
　画像生成部４５０は、ステップＳ２０８において補正されたデータを用いて画像を生成し（ステップＳ２０９）、生成された画像をＨＤＤ装置４０３に保存し、例えば入力装置２１０のモニタに画像を表示することで撮像のシーケンスを完了させる（ステップＳ２１０）。
　このように本実施形態によれば、データ加算部４３０において、各エネルギー範囲のカウント値に対する加算処理の際に重みを乗じ、その後再構成等の処理を行うことで、フォトンカウンティング方式の検出器を用いていない従来型のＸ線ＣＴ装置において得られる投影データと同等の投影データを得ることができる。従って、この投影データに従って所定の処理を行うことにより精度の高い所望のＣＴ値を得ることができる。そして、データ加算部４３０における加算処理の際に用いる重みを、被写体の大きさに伴うエネルギー範囲のずれに応じて補正することにより、より精度の高いＣＴ値を算出可能である。
（第３の実施形態）
　上述した第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置においては、各エネルギー範囲の中央値を重みとして適用していたが、例えば、入射Ｘ線のエネルギー分布に合わせて重みを最適化させることもできる。
　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した第１の実施形態及び第２の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置と同一の構成を有し、演算部４００に含まれる各部が行う処理が異なるのみである。従って、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を構成する各部について、第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の各構成と同一の符号を付し、夫々詳細な説明は省略する。
　以下に説明する本実施形態では、入射Ｘ線のエネルギー分布に合わせてエネルギー範囲毎に設定された重みを変化させる。つまり、本実施形態では、データ加算部４３０において、予め定めた重み（例えば、各エネルギー範囲における中央値）に対して、入射Ｘ線のエネルギー分布による変化を考慮した値を加味することで重みを補正し、補正された重みを適用して加算処理を行う。
　このため、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、予めＨＤＤ４０３に重みを補正するための補正係数を保持しており、補正係数に基づいて補正した重みを用いて加算処理を行う。予め定めた重みが、各エネルギー範囲の中央値である場合には、重みを補正するための補正係数として、例えば、エネルギー範囲の中央値に対するずれをＨＤＤ４０３に記憶しておく。
　ＨＤＤ４０３には、例えば、以下の手順で算出された、エネルギー範囲の中央値に対する「ずれ」が補正係数として記憶されている。
　被写体１０１の撮像に先立って、ファントムのない状態で撮像を行う。撮像の際に、エネルギー範囲は各エネルギー範囲をより細かく設定して撮像する。例えば、Ｂ１（４０～６０ｋｅＶ）において、４０－４２ｋｅＶ、４２－４４ｋｅＶ、…と２ｋｅＶ刻みで設定し、撮像を行う。そして、得られた撮像データを用いて各エネルギー範囲の中央値のずれを検出器毎に計算する。
　検出器毎に計算する理由は、主として二つある。１つ目は、Ｘ線の物理現象としてよく知られたヒール効果により被写体の体軸方向にエネルギースペクトルの変化があることである。また、２つ目は、Ｘ線管回転方向に対して被写体１０１への被ばくを低減するために、撮像中心は薄く、撮像視野の外側に行くほど厚い金属（たとえばアルミ製）を用い、あまり体を通らない部分に対してＸ線照射を抑制するフィルタを用いるため、体軸方向、Ｘ線管回転方向の双方にＸ線の分布が変化するからである。
　補正係数を算出するためにファントムがない状態で撮像を行っていることから、撮像によって得られたデータにより被写体１０１に入射する前のＸ線の各エネルギー範囲における中央値とのずれを求めることができる。
　一般的にＸ線管のエネルギー分布は、設定管電圧に依存するピークと、Ｘ線管のターゲット材質に起因する複数のピーク（材質によってはない場合も存在する）がある（図７参照）。設定管電圧に依存するピークより高い範囲は、中心から見て低エネルギー側にずれており、逆にピークより低い部分は、中心から見て高エネルギー側にずれている。
　また、Ｘ線照射を抑制するフィルタによってもエネルギー分布が変化する。例えば、上述した水ファントムをおいた撮像のように、高エネルギー側が透過し、低エネルギー側がより散乱、吸収されるので、エネルギー分布が変化する。
　従って、上記した設定管電圧に依存するずれ及びフィルタ等によるずれ等の複合的な要因に加え、他のＸ線管やＸ線照射部分の構造に伴うＸ線のエネルギースペクトルの変化に応じた補正係数を求めることができる。なお、本実施形態では、ファントムがない状態で撮像を行うことにより、すなわち、実測により補正係数を求める方法を示したが、たとえばモンテカルロシミュレーションを用いたり、理論的な減衰量を用いたりして、計算により補正係数を算出することもできる。
　なお、被写体毎に重みを算出しなおす必要がない場合には、エネルギー分布を考慮して得られた補正係数を用いて補正した重みを予め記憶させておき、これをデータ加算部４３０において、各エネルギー範囲のカウント値に対する加算処理の際に適用することもできる。
　このように本実施形態によれば、データ加算部４３０において、各エネルギー範囲のカウント値に対する加算処理の際に重みを乗じ、その後再構成等の処理を行うことで、フォトンカウンティング方式の検出器を用いていない従来型のＸ線ＣＴ装置において得られる投影データと同等の投影データを得ることができる。従って、この投影データに従って所定の処理を行うことにより精度の高い所望のＣＴ値を得ることができる。そして、データ加算部４３０における加算処理の際に用いる重みを、エネルギー分布に起因するずれに応じて補正することにより、より精度の高いＣＴ値を算出することができる。
　なお、エネルギー分布に起因するずれを考慮した補正計数に加えて、上述した第２の実施形態における被写体の透過距離に応じた補正係数をＨＤＤ４０３に記憶させておくこともできる。この場合、エネルギー分布を考慮しながら、且つ、被写体の透過距離に合わせて重みを補正することができるので、重みをより最適化し、精度の高いＣＴ値を算出することができる。
（第４の実施形態）
　上述したように、加算処理時に適用する重みについて、エネルギー分布に起因するずれを考慮したり、被写体の透過距離を考慮する等によって最適化させることができる他、検出器における検出の揺らぎを考慮して最適化させることもできる。
　検出器での検出の揺らぎとは、例えば、フォトンカウンティング方式の検出器におけるパイルアップなどがある。すなわち、フォトンカウンティング方式の検出器では、Ｘ線の入射量が多くなると、パイルアップにより数え落としが発生するため、これを補正することが好ましい。
　このため、ＨＤＤ４０３に予めパイルアップを考慮した補正係数を記憶させておく。補正係数は以下のように算出する。
　被写体の撮像前に、ファントムの無い状態で撮像を行う。この撮像時のエネルギー範囲は、上述した第２の実施形態と同様に、各エネルギー範囲をより細かく設定して撮像する。例えば、Ｂ１（４０～６０ｋｅＶ）において、４０－４２ｋｅＶ、４２－４４ｋｅＶ、…と２ｋｅＶ刻みで設定し、管電流を変化させて撮像する。
　次に、この撮像により得られた撮像データを用いて各エネルギー範囲の中央値のずれを検出器ごとに算出し、算出されたずれを補正係数としてＨＤＤ４０３に記憶しておく。検出器ごとにずれを算出する理由は、検出器特性にばらつきがあることが懸念されるためである。管電流が増大してＸ線入射量が増えると、カウント数が正比例で増加する。しかし、パイルアップが発生すると、正比例の関係から逸脱する。この正比例からの逸脱に伴い、各エネルギー範囲の信号量が減少する。この分布の変化を計測し、その減少した信号量を補正することでより正確な補正が可能となる。
　パイルアップによる揺らぎ、すなわち、数え落としを補正する場合は、撮像データから単位時間当たりのカウント数を計算し、その結果を用いて補正を実施する必要がある。このため、重みの補正は、撮像後に行われる。
１００・・・ＰＣＣＴ装置、１０１・・・被写体、１０２・・・寝台、２００・・・ＵＩ部、２１０・・・入力装置、２２０・・・出力装置、３００・・・計測部、３１０・・・Ｘ線照射部、３１１・・・Ｘ線管、３１２・・・Ｘ線フィルタ、３１３・・・ボウタイフィルタ、３２０・・・Ｘ線検出部、３２１・・・Ｘ線検出器、３２２・・・検出素子、３２３・・・コリメータ、３２４・・・カウンティング回路、３２５・・・積分回路、３３０・・・ガントリ、３３１・・・開口部、３３２・・・回転板、３４０・・・制御部、３４１・・・照射制御器、３４２・・・ガントリ制御器、３４３・・・テーブル制御器、３４４・・・検出制御器、４００・・・演算部、４０１・・・中央処理装置、４０２・・・メモリ、４０３・・・ＨＤＤ装置、４０４・・・データ収集部、４１０・・・撮像条件設定部、４２０・・・計測制御部、４３０・・・データ加算部、４４０・・・補正部、４５０・・・画像生成部

Claims (6)

  1. 　寝台上の被写体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被写体を透過したＸ線フォトンを検出する検出器と、
    　該検出器によって検出されたＸ線フォトンを収集し処理することにより、予め定めた複数のエネルギー範囲について、エネルギー範囲毎に計数値を出力するデータ収集部と、
    　前記データ収集部により出力された計数値に対して、前記エネルギー範囲毎に定められ、該エネルギー範囲の中央値に比例した重みを乗じて加算処理を行うデータ加算部と、
    　前記データ加算部により加算されたデータを用いで再構成処理を行うことにより画像を生成する画像生成部と、を備えたＸ線ＣＴ装置。
  2. 　被写体の大きさに応じて前記重みを補正するための補正係数を記憶した記憶部を備え、
    　前記データ加算部が、加算処理に際して前記補正係数を用いて重みを補正する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  3. 　入射Ｘ線のエネルギー分布に応じて前記重みを補正するための補正係数を記憶した記憶部を備え、
    　前記データ加算部が、加算処理に際して前記補正係数を用いて重みを補正する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 　前記検出器の特性に応じて前記重みを補正するための補正係数を記憶した記憶部を備え、
    　前記データ加算部が、加算処理に際して前記補正係数を用いて重みを補正する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 　前記データ収集部が、前記エネルギー範囲を４以上設定し、
    　各前記エネルギー範囲において、上限値と下限値との差が前記検出器の半値幅より大きい請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 　寝台上の被写体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被写体を透過したＸ線フォトンを検出し、
    　検出されたＸ線フォトンを収集し処理することにより、予め定めた複数のエネルギー範囲についてエネルギー範囲毎に計数値を出力し、
    　前記計数値に対して、前記エネルギー範囲毎に定められ、該エネルギー範囲の中央値に比例した重みを乗じて加算処理を行い、
    　前記加算処理によって得られたデータを用いで再構成処理を行うことにより画像を生成する画像生成方法。
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