(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射したＸ線を検出するＸ線検出素子が出力した電荷によりフィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとにカウント値を出力するフォトンカウンティング型ＣＴ用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷により前記フィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき積分値を出力する積分型ＣＴ用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送る場合と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型ＣＴ用回路に送る場合とを切り替えるスイッチング回路と、
前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値に基づいて前記積分値を補正する第１の補正部とを備え、
前記フィードバック容量は、前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路及び前記積分型ＣＴ用回路に並列接続されている、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記第１の補正部は、前記積分値及び前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、前記積分型ＣＴ用回路が動作した場合における前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、当該カウント値に基づいて前記積分値を補正する、請求項１に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項３】
基準となるＸ線のエネルギースペクトルの特性Ｘ線によるピークを含むエネルギー帯における前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路が出力するカウント値を含む所定の範囲内に、前記Ｘ線検出素子に入射したＸ線のエネルギースペクトルの当該エネルギー帯における前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路が出力するカウント値が入るように、前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する第２の補正部を更に備え、
前記第１の補正部が行う補正は、前記第２の補正部が行う補正の後に行われる、請求項２に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項４】
基準となるＸ線のエネルギースペクトルと前記Ｘ線検出素子に入射したＸ線のエネルギースペクトルとの前記エネルギー帯における前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路が出力するカウント値の差の前記複数のエネルギー帯に亘る二乗和が最小となるように、前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する第２の補正部を更に備え、
前記第１の補正部が行う補正は、前記第２の補正部が行う補正の後に行われる、請求項２に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記スイッチング回路は、各ビューにおいて、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送る場合と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型ＣＴ用回路に送る場合とを切り替える、請求項１から請求項４のいずれか一つに記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記スイッチング回路に、スイッチング信号を送信する制御回路を更に備え、
前記スイッチング信号は、各ビューにおいて、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送るように前記スイッチング回路を制御するフォトンカウンティング型ＣＴオン信号と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型ＣＴ用回路に送るように前記スイッチング回路を制御する積分型ＣＴオン信号とを含む、請求項５に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項７】
各ビューにおいて、前記フォトンカウンティング型ＣＴオン信号が送信される期間は、前記積分型ＣＴオン信号が送信される期間より短い、請求項６に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項８】
各ビューにおいて、前記制御回路は、前記Ｘ線検出素子に入射するＸ線のフォトン数が増加すると、前記フォトンカウンティング型ＣＴオン信号が送信される期間を短くする、請求項６又は請求項７に記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路及び前記積分型ＣＴ用回路に前記フィードバック容量が複数並列接続され、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷の大きさに応じて電圧パルスの出力に使用する前記フィードバック容量が切り替えられる、請求項１から請求項８のいずれか一つに記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記スイッチング回路は、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷により発生する電圧を増幅する第１アンプと前記Ｘ線検出素子との間に設けられたキャパシタを更に備える、請求項１から請求項９のいずれか一つに記載のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
入射したＸ線を検出するＸ線検出素子が出力した電荷によりフィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとにカウント値を出力するフォトンカウンティング型ＣＴ用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷により前記フィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき積分値を出力する積分型ＣＴ用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送る場合と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型ＣＴ用回路に送る場合とを切り替えるスイッチング回路と、
前記積分値及び前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、前記積分型ＣＴ用回路が動作した場合における前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、当該カウント値に基づいて前記積分値を補正する第１の補正部と、
を備える、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
入射したＸ線を検出するＸ線検出素子が出力した電荷によりフィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとにカウント値を出力するフォトンカウンティング型撮影用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷により前記フィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき積分値を出力する積分型撮影用回路と、
前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型撮影用回路に送る場合と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型撮影用回路に送る場合とを切り替えるスイッチング回路と、
前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値に基づいて前記積分値を補正する第１の補正部と
を備え、
前記フィードバック容量は、前記フォトンカウンティング型撮影用回路及び前記積分型撮影用回路に並列接続されている、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置及びフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置は、被検体を透過したＸ線及び被検体に散乱されたＸ線を、Ｘ線検出器が備える複数のＸ線検出素子により検出する。Ｘ線検出素子は、入射したＸ線を電荷に変換し、データ収集部（Data  Acquisition  System：ＤＡＳ）へ出力する。積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置は、データ収集部が収集した電荷に基づいて、被検体の透視画像、断層画像、三次元画像等を生成する。
【０００３】
積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置が備えるデータ収集部は、Ｘ線検出素子が検出したＸ線のエネルギーの積分値を収集する。すなわち、積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置では、Ｘ線検出素子が検出したＸ線の全てのエネルギーが積分されている。このため、積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置では、相対的にエネルギーが低いＸ線の情報が埋もれてしまう。また、Ｘ線検出素子に接続されている検出回路が備えるフィードバック容量のばらつき等により、検出回路ごとのＸ線のエネルギースペクトルにずれが生じる恐れがある。
【０００４】
しかし、積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置は、Ｘ線検出素子に接続されている検出回路が電荷をフィードバック容量に積分するため、電荷ごとのエネルギーの特定及び検出回路ごとのＸ線のエネルギースペクトルの補正ができない。このため、積分型Ｘ線ＣＴ装置及び積分型Ｘ線診断装置では、ハードビーニング現象によるアーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下により画質が劣化する場合があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０００−０２３９６５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明が解決しようとする課題は、コントラスト分解能が高い画像を得ることができるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置及びフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
実施形態のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置は、積分型ＣＴ用回路と、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路と、スイッチング回路と、第１の補正部とを備える。フォトンカウンティング型ＣＴ用回路は、入射したＸ線を検出するＸ線検出素子が出力した電荷によりフィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとにカウント値を出力する。積分型ＣＴ用回路は、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷により前記フィードバック容量が出力する電圧パルスに基づき積分値を出力する。スイッチング回路は、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送る場合と、前記Ｘ線検出素子が出力した電荷を前記積分型ＣＴ用回路に送る場合とを切り替える。第１の補正部は、前記複数のエネルギー帯ごとのカウント値に基づいて前記積分値を補正する。前記フィードバック容量は、前記フォトンカウンティング型ＣＴ用回路及び前記積分型ＣＴ用回路に並列接続されている。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図２】図２は、第１の実施形態に係るＸ線検出器の一例を示す図である。
【図３】図３は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図４】図４は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が行う処理の一例を示すフローチャートである。
【図５】図５は、第１の実施形態において、図４のステップＳ１１で行われる処理の一例を示すフローチャートである。
【図６】図６は、第１の実施形態に係る制御回路がスイッチング回路に送信するスイッチング信号の一例を示す図ある。
【図７】図７は、ピークシフト補正を施す前のＸ線のエネルギースペクトルを示す図である。
【図８】図８は、ピークシフト補正を施した後のＸ線のエネルギースペクトルを示す図である。
【図９】図９は、ピークシフト補正を説明するための図である。
【図１０】図１０は、カウント値補正を施す前の第２カウンタのカウント値を示す図である。
【図１１】図１１は、異なるＸ線検出素子に入射したＸ線のエネルギースペクトル及びこれらに対応する第１カウンタのカウント値を示す図である。
【図１２】図１２は、カウント値補正を施した後の第２カウンタのカウント値を示す図である。
【図１３】図１３は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図１４】図１４は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図１５】図１５は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図１６】図１６は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図１７】図１７は、第１の実施形態に係る検出回路の一例を示す図である。
【図１８】図１８は、第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置の構成を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、図面を参照して、実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置及びフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置を説明する。
【００１０】
（第１の実施形態）
まず、図１、図２及び図３を参照しながら、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の構成を示す図である。図２は、第１の実施形態に係るＸ線検出器３の一例を示す図である。図３は、第１の実施形態に係る検出回路４の一例を示す図である。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図１に示すように、架台装置２と、寝台装置８と、コンソール装置９とを備える。なお、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の構成は、下記の構成に限定されるものではない。
【００１１】
架台装置２は、被検体ＰにＸ線を照射して後述する投影データを収集する。架台装置２は、架台制御部２１と、Ｘ線発生装置２２と、Ｘ線検出器３と、データ収集部５と、生成部６と、回転フレーム７とを備える。
【００１２】
架台制御部２１は、後述するスキャン制御部９３による制御のもと、Ｘ線発生装置２２及び回転フレーム７の動作を制御する。架台制御部２１は、高電圧発生部２１１と、コリメータ調整部２１２と、架台駆動部２１３とを備える。高電圧発生部２１１は、後述するＸ線管球２２１に管電圧を供給する。コリメータ調整部２１２は、コリメータ２２３の開口度及び位置を調整することにより、Ｘ線発生装置２２から被検体Ｐに照射されるＸ線の照射範囲を調整する。例えば、コリメータ調整部２１２は、コリメータ２２３の開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲、すなわち、Ｘ線のファン角及びコーン角を調整する。架台駆動部２１３は、回転フレーム７を回転駆動させることにより、被検体Ｐを中心とした円軌道上で、Ｘ線発生装置２２及びＸ線検出器３を旋回させる。
【００１３】
Ｘ線発生装置２２は、被検体Ｐに照射するＸ線を発生する。Ｘ線発生装置２２は、Ｘ線管球２２１と、ウェッジ２２２と、コリメータ２２３とを備える。Ｘ線管球２２１は、高電圧発生部２１１から供給される管電圧により、被検体Ｐに照射するビーム状のＸ線を発生させる。Ｘ線管球２２１は、被検体Ｐの体軸方向に沿って、円錐状、角錐状の広がりを有するビーム状のＸ線を発生させる真空管である。このビーム状のＸ線は、コーンビームとも呼ばれる。Ｘ線管球２２１は、回転フレーム７の回転に伴って、コーンビームを被検体Ｐに対して照射する。ウェッジ２２２は、Ｘ線管球２２１から照射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。コリメータ２２３は、コリメータ調整部２１２の制御により、ウェッジ２２２によってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。
【００１４】
Ｘ線検出器３は、図２に示すように、チャンネル方向及びスライス方向に配列された複数のＸ線検出素子３１を備える多列検出器である。チャンネル方向は回転フレーム７の円周方向、スライス方向は被検体Ｐの体軸方向である。Ｘ線検出素子３１は、シンチレータ及びホトダイオードを有する。Ｘ線検出素子３１は、入射したＸ線をシンチレータにより光に変換し、その光をホトダイオードにより電荷に変換する。この電荷は、後述する検出回路へ出力される。シンチレータ及びホトダイオードを有するＸ線検出素子３１を備えるＸ線検出器は、間接変換型の検出器と呼ばれる。
【００１５】
なお、Ｘ線検出器３は、直接変換型の検出器でもよい。直接変換型の検出器とは、Ｘ線検出素子３１に入射したフォトンを直接電荷に変換する検出器である。Ｘ線検出素子３１から出力される電荷は、フォトンの入射によって発生する電子が正電位の集電電極に向かって走行すること及びフォトンの入射によって発生する正孔が負電位の集電電極に向かって走行することの少なくとも一方で出力される。直接変換型の検出器の場合、Ｘ線検出素子３１は、例えば、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）系の半導体素子である。
【００１６】
検出回路４は、図３に示すように、スイッチング回路４０と、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１と、積分型ＣＴ用回路４２とを備える。検出回路４は、Ｘ線検出素子３１ごとに設けられる。
【００１７】
スイッチング回路４０は、図３に示すように、六つのＭＯＳＦＥＴ（Metal  Oxide  Semiconductor  Field  Effect  Transistor）を有する。具体的には、スイッチング回路４０は、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｎ、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｎ及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｎと、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐ、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐ及びｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐとを含む。
【００１８】
スイッチング回路４０は、後述するスイッチング信号を受信して、上述した六つのＭＯＳＦＥＴの導通状態と非導通状態とを切り替える。これにより、スイッチング回路４０は、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷をフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１に送る場合と、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷を積分型ＣＴ用回路４２に送る場合とを切り替える。なお、スイッチング回路４０は、各ビューにおいて、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷をフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１に送る場合と、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷を積分型ＣＴ用回路４２に送る場合とを切り替えてもよい。
【００１９】
フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、図３に示すように、第１アンプ４１ａと、第１カウンタ４１ｃと、フィードバック容量４３と、抵抗器４４とを含む。第１アンプ４１ａの入力端子は、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐを介してＸ線検出素子３１に接続されている。また、第１アンプ４１ａの入力端子は、抵抗器４４のＸ線検出素子３１側の端子と接続されている。第１アンプ４１ａの出力端子は、コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３を介して第１カウンタ４１ｃに接続されている。また、第１アンプ４１ａの出力端子は、抵抗器４４の第１カウンタ４１ｃ側の端子と接続されている。フィードバック容量４３のＸ線検出素子３１側の端子と、抵抗器４４のＸ線検出素子３１側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐを介して接続されている。フィードバック容量４３の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、抵抗器４４の第１カウンタ４１ｃ側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐを介して接続されている。つまり、フィードバック容量４３及び抵抗器４４は、第１アンプ４１ａに並列接続されている。換言すると、フィードバック容量４３及び抵抗器４４は、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１に並列接続されている。なお、コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３の入力端子は、第１アンプ４１ａの出力端子に、コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３の出力端子は、第１カウンタ４１ｃの入力端子に接続されている。
【００２０】
積分型ＣＴ用回路４２は、図３に示すように、第２アンプ４２ａと、第２カウンタ４２ｃと、フィードバック容量４３とを含む。第２アンプ４２ａの入力端子は、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｎを介してＸ線検出素子３１に接続されている。また、第２アンプ４２ａの入力端子は、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｎを介してフィードバック容量４３のＸ線検出素子３１側の端子に接続されている。第２アンプ４２ａの出力端子は、Ａ／Ｄ変換器（Analog-to-Digital  Converter）４２ｂを介して第２カウンタ４２ｃに接続されている。つまり、フィードバック容量４３は、第２アンプ４２ａに並列接続されている。換言すると、フィードバック容量４３及び抵抗器４４は、積分型ＣＴ用回路４２に並列接続されている。また、第２アンプ４２ａの出力端子は、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｎを介してフィードバック容量４３の第２カウンタ４２ｃ側の端子に接続されている。
【００２１】
フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、入射したＸ線を検出するＸ線検出素子３１が出力した電荷によりフィードバック容量４３が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとにカウント値を出力する。具体的には、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、次に説明するように動作する。第１アンプ４１ａは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷により発生する電圧を増幅する。フィードバック容量４３は、第１アンプ４１ａにより増幅された電圧に基づいて、電圧パルスを出力する。コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３には、それぞれ閾値が設定されており、コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３は、受信した電圧パルスの強度が閾値を超えている場合、電気信号を出力する。第１カウンタ４１ｃは、コンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３が出力する電気信号を、それぞれカウントする。すなわち、第１カウンタ４１ｃは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に基づいてフィードバック容量４３が出力する電圧パルスをＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントする。
【００２２】
積分型ＣＴ用回路４２は、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷によりフィードバック容量４３が出力する電圧パルスに基づき積分値を出力する。具体的には、積分型ＣＴ用回路４２は、次に説明するように動作する。第２アンプ４２ａは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷により発生する電圧を増幅する。フィードバック容量４３は、第２アンプ４２ａにより増幅された電圧に基づいて、電圧パルスを出力する。この電圧パルスは、各ビューにおいてＸ線検出素子３１が出力した全ての電荷に基づく電圧を含む。Ａ／Ｄ変換器４２ｂは、受信した電圧パルスをデジタル形式の電気信号に変換して出力する。第２カウンタ４２ｃは、Ａ／Ｄ変換器４２ｂが出力する電気信号をカウントする。すなわち、第２カウンタ４２ｃは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に基づいてフィードバック容量４３が出力する電圧パルスをカウントする。
【００２３】
なお、抵抗器４４は、フィードバック容量４３に蓄積した電荷を放電し、フィードバック容量４３の飽和を防ぐ役割を果たす。
【００２４】
図１に示すように、データ収集部５は、制御回路５１と、フォトンカウンティング型ＣＴデータ収集部５２と、積分型ＣＴデータ収集部５３とを備える。
【００２５】
制御回路５１は、スイッチング回路４０にスイッチング信号を送信する。具体的には、制御回路５１は、上述した六つのＭＯＳＦＥＴのゲート端子にスイッチング信号を送信する。スイッチング信号は、各ビューにおいて、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷をフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１に送るようにスイッチング回路４０を制御するフォトンカウンティング型ＣＴオン信号と、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷を積分型ＣＴ用回路４２に送るようにスイッチング回路４０を制御する積分型ＣＴオン信号とを含む。なお、以下の説明では、フォトンカウンティング型ＣＴオン信号をＰＣオン信号と、積分型ＣＴオン信号をＣＴオン信号と表記する場合がある。
【００２６】
制御回路５１がスイッチング回路４０にフォトンカウンティング型ＣＴオン信号を送信すると、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｎ、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｎ及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｎが非導通状態となり、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐ、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐ及びｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐが導通状態となる。これにより、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷は、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１へ送られる。
【００２７】
制御回路５１がスイッチング回路４０に積分型ＣＴオン信号を送信すると、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｎ、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｎ及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｎが導通状態となり、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐ、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐ及びｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐが非導通状態となる。これにより、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷は、積分型ＣＴ用回路４２へ送られる。
【００２８】
フォトンカウンティング型ＣＴデータ収集部５２は、スイッチング回路４０によりＸ線検出素子３１が出力した電荷がフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１へ送られている場合、第１カウンタ４１ｃのカウント値を収集する。フォトンカウンティング型ＣＴデータ収集部５２が収集したカウント値は、後述する生成部６へ送られる。なお、第１カウンタ４１ｃのカウント値は、上述した通り、フィードバック容量４３が出力する電圧パルスをＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントした結果である。
【００２９】
積分型ＣＴデータ収集部５３は、スイッチング回路４０によりＸ線検出素子３１が出力した電荷が積分型ＣＴ用回路４２へ送られている場合、第２カウンタ４２ｃのカウント値を収集する。積分型ＣＴデータ収集部５３が収集したカウント値は、後述する生成部６へ送られる。なお、第２カウンタ４２ｃのカウント値は、フィードバック容量４３が出力する電圧パルスをＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯に関係無くカウントした結果である。
【００３０】
生成部６は、ピークシフト補正部６１と、カウント値補正部６２と、投影データ生成部６３とを備える。なお、ピークシフト補正部６１は、第２の補正部とも呼ばれる。また、カウント値補正部６２は、第１の補正部とも呼ばれる。
【００３１】
ピークシフト補正部６１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルの特性Ｘ線によるピークを含むエネルギー帯におけるフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が出力するカウント値を含む所定の範囲内に、Ｘ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトルの当該エネルギー帯におけるフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が出力するカウント値が入るように、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。具体的には、ピークシフト補正部６１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルの特性Ｘ線によるピークを含むエネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値を含む所定の範囲内に、Ｘ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトルの当該エネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値が入るように、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。また、カウント値補正部６２が行う補正は、ピークシフト補正部６１が行う補正の後に行われる。
【００３２】
或いは、ピークシフト補正部６１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルとＸ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトルとのエネルギー帯におけるフォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が出力するカウント値の差の複数のエネルギー帯に亘る二乗和が最小となるように、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。具体的には、ピークシフト補正部６１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルとＸ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトルとのエネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値の差の複数のエネルギー帯に亘る二乗和が最小となるように、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。また、カウント値補正部６２が行う補正は、ピークシフト補正部が行う補正の後に行われる。ピークシフト補正部６１が行うこれらの補正の詳細は、後述する。
【００３３】
カウント値補正部６２は、積分値及び複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、積分型ＣＴ用回路が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、当該カウント値に基づいて積分値を補正する。具体的には、カウント値補正部６２は、第２カウンタ４２ｃのカウント値及び第１カウンタ４１ｃによる複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、このカウント値に基づいて第２カウンタ４２ｃのカウント値を補正する。カウント値補正部６２が行う補正の詳細は、後述する。
【００３４】
投影データ生成部６３は、カウント値補正部６２によって補正された第２カウンタ４２ｃのカウント値に基づいて投影データを生成する。
【００３５】
回転フレーム７は、Ｘ線発生装置２２とＸ線検出器３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する円環状のフレームである。回転フレーム７は、架台駆動部２１３によって駆動され、被検体Ｐを中心とした円軌道上で高速で回転する。
【００３６】
寝台装置８は、寝台駆動装置８１と、天板８２とを備える。天板８２は、被検体Ｐが載置されるベッドである。寝台駆動装置８１は、後述するスキャン制御部９３による制御のもと、被検体Ｐが載置される天板８２を体軸方向へ移動させることにより、被検体Ｐを回転フレーム７内で移動させる。なお、架台装置２は、例えば、天板８２を移動させながら回転フレーム７を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置２は、天板８２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム７を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置２は、天板８２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式を実行する。
【００３７】
コンソール装置９は、ユーザによるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の操作を受け付けると共に、架台装置２によって収集された投影データの再構成処理等、各種画像処理を行う。コンソール装置９は、入力部９１と、表示部９２と、スキャン制御部９３と、前処理部９４と、データ記憶部９５と、画像再構成部９６と、画像記憶部９７と、制御部９８とを備える。
【００３８】
入力部９１は、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１のユーザが各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等である。入力部９１は、ユーザから受け付けた指示や設定の情報を、制御部９８に転送する。表示部９２は、ユーザによって参照されるモニタである。表示部９２には、各種画像処理の結果、入力部９１を介してユーザから各種設定を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）等が表示される。
【００３９】
スキャン制御部９３は、制御部９８による制御のもと、架台制御部２１、データ収集部５、生成部６及び寝台駆動装置８１の動作を制御する。具体的には、スキャン制御部９３は、架台制御部２１を制御することにより、フォトンカウンティングＣＴ撮影及び積分型ＣＴ撮影を行う際に、回転フレーム７を回転させ、Ｘ線管球２２１からＸ線を照射させ、コリメータ２２３の開口度及び位置の調整を行う。また、スキャン制御部９３は、制御部９８による制御のもと、データ収集部５を制御する。また、スキャン制御部９３は、制御部９８による制御のもと、被検体Ｐの撮像時において、寝台駆動装置８１を制御することにより、天板８２を移動させる。
【００４０】
前処理部９４は、投影データ生成部６３によって生成された投影データに対して、対数変換、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正、散乱線補正等の補正処理を施し、これをデータ記憶部９５に格納する。なお、前処理部９４により補正処理が施された投影データは、生データ（Raw  Data）とも呼ばれる。
【００４１】
データ記憶部９５は、生データ、すなわち前処理部９４によって補正処理が施された投影データを記憶する。画像再構成部９６は、データ記憶部９５に記憶された投影データを再構成し、再構成画像を生成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered  Back  Projection）法が挙げられる。なお、画像再構成部９６は、例えば、逐次近似法により、再構成処理を行っても良い。画像再構成部９６は、生成した再構成画像を画像記憶部９７に格納する。
【００４２】
なお、上述したデータ記憶部９５及び画像記憶部９７は、ＲＡＭ（Random  Access  Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等で実現することができる。また、上述したスキャン制御部９３、前処理部９４、画像再構成部９６及び制御部９８は、ＡＳＩＣ（Application  Specific  Integrated  Circuit）、ＦＰＧＡ（Field  Programmable  Gate  Array）等の集積回路又はＣＰＵ（Central  Processing  Unit）、ＭＰＵ（Micro  Processing  Unit）等の電子回路で実現することができる。
【００４３】
制御部９８は、架台装置２、寝台装置８及びコンソール装置９の動作を制御することによって、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１を制御する。制御部９８は、スキャン制御部９３を制御してスキャンを実行させ、架台装置２から投影データを収集する。制御部９８は、前処理部９４を制御して投影データに上述した補正処理を施す。制御部９８は、データ記憶部９５が記憶する投影データや画像記憶部９７が記憶する画像データを表示部９２に表示するように制御する。
【００４４】
以下、図４〜図１２を参照しながら、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の処理の一例について説明する。図４は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１が行う処理の一例を示すフローチャートである。
【００４５】
図４に示すように、制御部９８は、投影データを収集し、収集した投影データを補正する（ステップＳ１１）。具体的には、制御部９８は、架台装置２、寝台装置８及びコンソール装置９を制御して、フォトンカウンティング型ＣＴ撮影及び積分型ＣＴ撮影を実行させる。次に、制御部９８は、データ収集部５を制御して、投影データを収集させる。そして、制御部９８は、生成部６を制御して、データ収集部５が収集した投影データに補正を施す。なお、ステップＳ１１の詳細は後述する。
【００４６】
制御部９８は、前処理部９４を制御して投影データに上述した補正処理を施す（ステップＳ１２）。補正処理が施された投影データは、データ記憶部９５に格納される。制御部９８は、画像再構成部９６を制御して、データ記憶部９５に格納された投影データを再構成し、ＣＴ画像を生成する（ステップＳ１３）。生成されたＣＴ画像は、画像記憶部９７に格納される。制御部９８は、表示部９２を制御して、画像記憶部９７に格納されたＣＴ画像を表示させる（ステップＳ１４）。
【００４７】
次に、図５〜図１２を参照しながら、図４のステップＳ１１の詳細について説明する。図５は、第１の実施形態において、図４のステップＳ１１で行われる処理の一例を示すフローチャートである。図６は、第１の実施形態に係る制御回路５１がスイッチング回路４０に送信するスイッチング信号ＳＷの一例を示す図ある。図７は、ピークシフト補正を施す前のＸ線のエネルギースペクトルを示す図である。図８は、ピークシフト補正を施した後のＸ線のエネルギースペクトルを示す図である。図９は、ピークシフト補正を説明するための図である。図１０は、カウント値補正を施す前の第２カウンタのカウント値を示す図である。図１１は、異なるＸ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトル及びこれらに対応する第１カウンタのカウント値を示す図である。図１２は、カウント値補正を施した後の第２カウンタのカウント値を示す図である。
【００４８】
図５に示すように、スキャン制御部９３は、一つのビューにおける処理を開始する（ステップＳ１）。まず、制御回路５１は、図６に示すように、検出回路４が有するスイッチング回路４０にＰＣオン信号を送信し、第１カウンタ４１ｃのカウント値を収集する（ステップＳ２）。次に、制御回路５１は、図６に示すように、検出回路４が有するスイッチング回路４０にＣＴオン信号を送信し第２カウンタ４２ｃのカウント値を収集する（ステップＳ３）。
【００４９】
ここで、図６に示すように、それぞれのビューＶにおいて、フォトンカウンティング型ＣＴオン信号ＰＣｏｎが送信される期間は、積分型ＣＴオン信号ＣＴｏｎが送信される期間より短くなっている。これは、フォトンカウンティング型ＣＴでは、Ｘ線検出素子３１に入射するＸ線の線量が高い場合、Ｘ線の個々のフォトンにより発生する複数の電荷を一つの電荷としてカウントしてしまうパイルアップ（pile  up）という現象が起こるためである。また、Ｘ線検出素子３１に入射するＸ線のフォトン数は、Ｘ線発生装置２２の設定や被検体の大きさ等によって変化する。したがって、制御回路５１は、Ｘ線検出素子３１に入射するＸ線のフォトン数が増加すると、フォトンカウンティング型ＣＴオン信号ＰＣｏｎが送信される期間を短くすることが好ましい。
【００５０】
ピークシフト補正部６１は、第１カウンタ４１ｃのカウント値にピークシフト補正を施す（ステップＳ４）。図７には、ターゲットにタングステンを使用したＸ線管球２２１から照射されたＸ線の異なるＸ線検出素子３１におけるエネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２及びエネルギースペクトルＳｐ３と、タングステンのＫα線のピーク位置である６０ｋｅＶを表す点線ＤＬとが示されている。ピークシフト補正を施す前であるため、図７に示したエネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２及びエネルギースペクトルＳｐ３の特性Ｘ線のピークは、点線ＤＬに一致していない。これは、Ｘ線のフォトンのエネルギーが同じ場合でも、検出回路４が備えるフィードバック容量４３のばらつき等により、検出回路４ごとに検出されるエネルギーがばらつくためである。このため、エネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２、エネルギースペクトルＳｐ３それぞれに対応する第１カウンタ４１ｃのカウント値には、ずれが生じる。
【００５１】
図８には、図７に示したエネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２、エネルギースペクトルＳｐ３にピークシフト補正を施したエネルギースペクトルＳｐ１０、エネルギースペクトルＳｐ２０、エネルギースペクトルＳｐ３０と、タングステンのＫα線のピーク位置である６０ｋｅＶを表す点線ＤＬとが示されている。ピークシフト補正を施した後であるため、図８に示したエネルギースペクトルＳｐ１０、エネルギースペクトルＳｐ２０及びエネルギースペクトルＳｐ３０の特性Ｘ線のピークは、点線ＤＬに一致している。このため、エネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２、エネルギースペクトルＳｐ３それぞれに対応する第１カウンタ４１ｃのカウント値には、ずれが生じない。
【００５２】
なお、フォトンカウンティング型ＣＴで実際に得られるのは、Ｘ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとのフォトンのカウント値である。図７に示したエネルギースペクトルＳｐ１、エネルギースペクトルＳｐ２及びエネルギースペクトルＳｐ３と、図８に示したエネルギースペクトルＳｐ１０、エネルギースペクトルＳｐ２０及びエネルギースペクトルＳｐ３０とは、概念的に示したものである。
【００５３】
次に、図９を参照しながら、ピークシフト補正の詳細について説明する。図９には、第１エネルギー帯Ｂ１、第２エネルギー帯Ｂ２、第３エネルギー帯Ｂ３及び第４エネルギー帯Ｂ４と、一つのビューにおいて異なるＸ線検出素子３１に入射したＸ線のエネルギースペクトルＳ及びエネルギースペクトルＤと、タングステンのＫα線のピーク位置を表す点線ＤＬとが示されている。ここで、エネルギースペクトルＳの形状とエネルギースペクトルＤの形状は異なっている。これは、異なるＸ線検出素子３１に入射するＸ線が、Ｘ線管球２２１からＸ線検出素子３１に入射するまでに透過した物質の種類やその経路長が異なるためである。なお、図９に示したエネルギースペクトルＳ及びエネルギースペクトルＤは、ピークシフト補正について説明するため、概念的に示したものである。
【００５４】
上述した通り、フォトンカウンティング型ＣＴで得られるのは、Ｘ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとのフォトンのカウント値である。したがって、エネルギースペクトルＳの第１カウンタ４１ｃによるカウント値は、第１エネルギー帯Ｂ１内の線分ＳＬ１、第２エネルギー帯Ｂ２内の線分ＳＬ２、第３エネルギー帯Ｂ３内の線分ＳＬ３及び第４エネルギー帯Ｂ４内の線分ＳＬ４で示される。また、エネルギースペクトルＤの第１カウンタ４１ｃによるカウント値は、第１エネルギー帯Ｂ１内の線分ＤＬ１、第２エネルギー帯Ｂ２内の線分ＤＬ２、第３エネルギー帯Ｂ３内の線分ＤＬ３及び第４エネルギー帯Ｂ４内の線分ＤＬ４で示される。
【００５５】
図９に示すように、第３エネルギー帯Ｂ３は、タングステンのＫα線のピーク位置である６０ｋｅＶを表す点線ＤＬを含むエネルギー帯であり、四つのエネルギー帯の中で最も幅が小さい。このように、第３エネルギー帯Ｂ３の幅を小さく設定しておくと、特性Ｘ線によるピークが含まれるか否かによって第１カウンタ４１ｃのカウント値が大きく異なるため、第１カウンタ４１ｃのカウント値から特性Ｘ線によるピーク位置をある程度特定することができる。図９では、エネルギースペクトルＳの特性Ｘ線のピークは、第３エネルギー帯Ｂ３に含まれており、エネルギースペクトルＤの特性Ｘ線のピークは、第３エネルギー帯Ｂ３に含まれていない。このため、図９に線分ＳＬ３及び線分ＤＬ３で示したように、第３エネルギー帯Ｂ３における第１カウンタ４１ｃのカウント値は、エネルギースペクトルＤよりエネルギースペクトルＳの方が大きくなっている。
【００５６】
ピークシフト補正部６１が、エネルギースペクトルＤの特性Ｘ線のピークが第３エネルギー帯Ｂ３に入るように、エネルギースペクトルＤを矢印Ａ０の方向へ平行移動させたと仮定する。これは、ピークシフト補正部６１が、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算することに相当する。加算するエネルギー値は、正の値又は負の値となる。この場合、エネルギースペクトルＤを持つＸ線の第１カウンタ４１ｃのカウント値は、次のように変化する。第１エネルギー帯Ｂ１、第２エネルギー帯Ｂ２及び第３エネルギー帯Ｂ３では、エネルギースペクトルＤで囲まれた面積が増加するため、第１カウンタ４１ｃによるカウント値は増加する。つまり、第１エネルギー帯Ｂ１内の線分ＤＬ１、第２エネルギー帯Ｂ２内の線分ＤＬ２、第３エネルギー帯Ｂ３内の線分ＤＬ３は、それぞれ矢印Ａ１、矢印Ａ２、矢印Ａ３で示した方向へ移動する。第４エネルギー帯Ｂ４では、エネルギースペクトルＤで囲まれた面積が減少するため、第１カウンタ４１ｃによるカウント値は減少する。つまり、第４エネルギー帯Ｂ４内の線分ＤＬ４は、矢印Ａ４で示した方向へ移動する。
【００５７】
つまり、ピークシフト補正部６１は、エネルギースペクトルＤをエネルギー方向に平行移動させることで、特性Ｘ線によるピークを含むエネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値のずれを低減させることができる。ピークシフト補正部６１は、例えば、エネルギースペクトルＤの第３エネルギー帯Ｂ３における第１カウンタ４１ｃのカウント値が、エネルギースペクトルＳの第３エネルギー帯Ｂ３における第１カウンタ４１ｃのカウント値に一致するようにエネルギースペクトルＤをエネルギー方向に平行移動させる。或いは、ピークシフト補正部６１は、例えば、エネルギースペクトルＤの第３エネルギー帯Ｂ３における第１カウンタ４１ｃのカウント値が、エネルギースペクトルＳの第３エネルギー帯Ｂ３における第１カウンタ４１ｃのカウント値を含む所定の範囲内に入るようにエネルギースペクトルＤをエネルギー方向に平行移動させてもよい。
【００５８】
また、仮にエネルギースペクトルＤの全てのエネルギー帯におけるフォトン数が図９に示した値の定数倍となっている場合、ピークシフト補正部６１は、各エネルギー帯の第１カウンタ４１ｃのカウント値の差の二乗和が最小となるようにエネルギースペクトルＤをエネルギー方向に平行移動させるとよい。
【００５９】
なお、上述の説明では、エネルギースペクトルＳの特性Ｘ線によるピークが、タングステンのＫα線のピーク位置である６０ｋｅＶを表す点線ＤＬと一致している場合について説明したが、少なくともエネルギースペクトルＳの特性Ｘ線によるピーク全体が、第３エネルギー帯Ｂ３に含まれていればよい。基準となるＸ線のエネルギースペクトル、すなわち特性Ｘ線によるピーク全体が第３エネルギー帯Ｂ３に含まれるエネルギースペクトルＳの第１カウンタ４１ｃによるカウント値を予め用意しておけば、ピークシフト補正部６１は、上述した補正を行うことができる。
【００６０】
カウント値補正部６２は、ピークシフト補正を施した第１カウンタ４１ｃのカウント値に基づいて、積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出する（ステップＳ５）。算出方法の詳細は、次に述べる通りである。
【００６１】
第１カウンタ４１ｃによる第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値をｎｐ（Ｂ１）、第２エネルギー帯Ｂ２のカウント値をｎｐ（Ｂ２）、第３エネルギー帯Ｂ３のカウント値をｎｐ（Ｂ３）、第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値をｎｐ（Ｂ４）、第１エネルギー帯Ｂ１から第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値の合計をｎｐとすると、以下の式（１）が成り立つ。
【００６２】
【数１】
0006615503.tif 000002
【００６３】
積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値をＮｐ（Ｂ１）、第２エネルギー帯Ｂ２のカウント値をＮｐ（Ｂ２）、第３エネルギー帯Ｂ３のカウント値をＮｐ（Ｂ３）、第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値をＮｐ（Ｂ４）、第１エネルギー帯Ｂ１から第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値の合計をＮｐとすると、以下の式（２）が成り立つ。
【００６４】
【数２】
0006615503.tif 000003
【００６５】
また、第１エネルギー帯Ｂ１から第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値の合計ｎｐ、第１エネルギー帯Ｂ１から第４エネルギー帯Ｂ４のカウント値の合計Ｎｐ、第１カウンタ４１ｃによる第ｋエネルギー帯Ｂｋのカウント値ｎｐ（Ｂｋ）及び積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第ｋエネルギー帯Ｂｋのカウント値Ｎｐ（Ｂｋ）（ｋ＝１，２，３，４）について、以下の式（３）の関係が成り立つ。カウント値補正部６２は、式（３）を用いることで、ピークシフト補正を施した第１カウンタ４１ｃのカウント値に基づいて、積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出することができる。
【００６６】
【数３】
0006615503.tif 000004
【００６７】
カウント値補正部６２は、ステップＳ５の算出結果に基づいて、第２カウンタ４２ｃのカウント値を補正する（ステップＳ６）。具体的には、カウント値補正部６２は、ステップＳ５の算出結果に基づいて、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから、ノイズが多く含まれているエネルギー帯の積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合におけるカウント値を差し引く。以下の説明では、第１エネルギー帯Ｂ１に散乱線によるノイズが出ている場合について説明する。
【００６８】
第１エネルギー帯Ｂ１に出ている散乱線によるノイズの影響を取り除くためには、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値Ｎｐ（Ｂ１）を差し引けばよい。ここで、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値Ｎｐ（Ｂ１）を差し引いた値をＮｐ´とすると、以下の式（４）が成り立つ。
【００６９】
【数４】
0006615503.tif 000005
【００７０】
式（３）及び式（４）から以下の式（５）を導くことができる。式（５）は、積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値Ｎｐ（Ｂ１）を第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから差し引いた値Ｎｐ´が、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐと、第１カウンタ４１ｃによる第１エネルギー帯のカウント値ｎｐ（Ｂ１）、第２エネルギー帯のカウント値ｎｐ（Ｂ２）、第３エネルギー帯のカウント値ｎｐ（Ｂ３）及び第４エネルギー帯のカウント値ｎｐ（Ｂ４）とから算出できることを意味している。
【００７１】
【数５】
0006615503.tif 000006
【００７２】
カウント値補正部６２は、式（５）を用いて、次に述べるような手順で第２カウンタ４２ｃのカウント値を補正する。図１０には、曲線Ｃ１、曲線Ｃ２及び曲線Ｃ３が示されている。曲線Ｃ１、曲線Ｃ２及び曲線Ｃ３は、それぞれ異なるスライス方向における、補正を施す前の第２カウンタ４２ｃのカウント値のチャンネル方向に沿った分布を示している。曲線Ｃ１、曲線Ｃ２及び曲線Ｃ３には、上述した散乱線によるノイズが含まれている。
【００７３】
そこで、カウント値補正部６２は、図１１に示した第１カウンタ４１ｃのカウント値及び式（５）を用いて、積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合における第１エネルギー帯Ｂ１のカウント値Ｎｐ（Ｂ１）を第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから差し引いた値Ｎｐ´を算出する。図１１に示すように、エネルギースペクトルＳｐ１０の各エネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値は、線分ＳＬ１０、線分ＳＬ２０、線分ＳＬ３０及び線分ＳＬ４０で表されている。エネルギースペクトルＳｐ２０の各エネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値は、線分ＤＬ１０、線分ＤＬ２０、線分ＤＬ３０及び線分ＤＬ４０で表されている。エネルギースペクトルＳｐ３０の各エネルギー帯における第１カウンタ４１ｃのカウント値は、線分ＣＬ１０、線分ＣＬ２０、線分ＣＬ３０及び線分ＣＬ４０で表されている。
【００７４】
図１２は、異なるスライス方向における、算出したＮｐ´のチャンネル方向に沿った分布を示している。図１２に示された曲線Ｃ１０、曲線Ｃ２０及び曲線Ｃ３０には、上述した散乱線によるノイズは含まれていない。
【００７５】
上述の説明では、散乱線によるノイズが出ている第１エネルギー帯Ｂ１の積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合におけるカウント値Ｎｐ（Ｂ１）を差し引く場合について説明したが、カウント値補正部６２が行う補正は、これに限定されない。例えば、カウント値補正部６２は、フォトンカウンティング型ＣＴ撮影及び積分型ＣＴ撮影を行う領域に金属が存在する場合、この金属によるピークを含むエネルギー帯の積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合におけるカウント値を、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから差し引いてもよい。これにより、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、メタルアーチファクトを低減させることができる。或いは、カウント値補正部６２は、ノイズの影響が強く出ているエネルギー帯の積分型ＣＴ用回路４２が動作した場合におけるカウント値を、第２カウンタ４２ｃのカウント値Ｎｐから差し引いてもよい。
【００７６】
スキャン制御部９３は、ステップＳ１〜ステップＳ６の処理を行うべきビューが残っているか否かを判定する（ステップＳ７）。スキャン制御部９３が、ステップＳ１〜ステップＳ６の処理を行うべきビューが残っていると判定した場合（ステップＳ７肯定）、ステップＳ１に戻る。スキャン制御部９３が、ステップＳ１〜ステップＳ６の処理を行うべきビューが残っていないと判定した場合（ステップＳ７否定）、処理を終了する。
【００７７】
なお、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図３に示した検出回路４の代わりに、図１３に示した検出回路４ｘを備えていてもよい。検出回路４ｘは、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１ｘを有する。フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１ｘは、Ａ／Ｄ変換器４１ｂｘと、演算回路４１ｅｘとを有する。検出回路４ｘの動作及びその他の構成は、上述した検出回路４と同様であるため、説明は省略する。
【００７８】
Ａ／Ｄ変換器４１ｂｘは、第１アンプ４１ｃから受信した電圧パルスをデジタル形式の電気信号に変換して出力する。演算回路４１ｅｘは、上述したコンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３に相当する機能及び第１カウンタ４１ｃに相当する機能を有する回路である。演算回路４１ｅｘは、上述したコンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３に相当する機能により、Ａ／Ｄ変換器４１ｂｘが出力した電気信号を、Ｘ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯のいずれかに振り分ける。そして、演算回路４１ｅｘは、第１カウンタ４１ｃに相当する機能により、電気信号をＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントする。
【００７９】
或いは、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図３に示した検出回路４の代わりに、図１４に示した検出回路４ｙを備えていてもよい。検出回路４ｙは、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１ｙを有する。フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１ｙは、Ａ／Ｄ変換器４１ｂｙと、メモリ４１ｍと、演算回路４１ｅｙとを有する。検出回路４ｙの動作及びその他の構成は、上述した検出回路４と同様であるため、説明は省略する。
【００８０】
Ａ／Ｄ変換器４１ｂｙは、第１アンプ４１ａから受信した電圧パルスをデジタル形式の電気信号に変換して出力する。メモリ４１ｍは、例えば、書き込み、リセット、スワップを繰り返すダブルバッファ構造のメモリである。メモリ４１ｍは、Ａ／Ｄ変換器４１ｂｙが出力した単位時間当たりの電気信号を、例えば、１０ビットのパルス列として保管し、これを演算回路４１ｅｙへ出力する。演算回路４１ｅｙは、上述したコンパレータ４１１、コンパレータ４１２及びコンパレータ４１３に相当する機能により、メモリ４１ｍが出力したパルス列を、Ｘ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯のいずれかに振り分ける。そして、演算回路４１ｅｙは、第１カウンタ４１ｃに相当する機能により、パルス列をＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントする。
【００８１】
或いは、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図３に示した検出回路４の代わりに、図１５に示した検出回路４ｚを備えていてもよい。検出回路４ｚは、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１及び積分型ＣＴ用回路４２に並列接続された複数のフィードバック容量を有する。電圧パルスの出力に使用するフィードバック容量は、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷の大きさに応じて切り替えられる。
【００８２】
検出回路４ｚは、図３に示したフィードバック容量４３の代わりに、フィードバック容量４３１と、フィードバック容量４３２と、フィードバック容量４３３と、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１と、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２と、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３とを備える。
【００８３】
フィードバック容量４３１のＸ線検出素子３１側の端子と、抵抗器４４のＸ線検出素子３１側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐを介して接続されている。フィードバック容量４３１の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、抵抗器４４の第１カウンタ４１ｃ側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐを介して接続されている。つまり、フィードバック容量４３１は、抵抗器４４及び第１アンプ４１ａに並列接続されている。また、フィードバック容量４３１の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐとの間には、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１が設けられている。
【００８４】
フィードバック容量４３２のＸ線検出素子３１側の端子と、抵抗器４４のＸ線検出素子３１側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐを介して接続されている。フィードバック容量４３２の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、抵抗器４４の第１カウンタ４１ｃ側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐを介して接続されている。つまり、フィードバック容量４３２は、抵抗器４４及び第１アンプ４１ａに並列接続されている。また、フィードバック容量４３２の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐとの間には、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２が設けられている。
【００８５】
フィードバック容量４３３のＸ線検出素子３１側の端子と、抵抗器４４のＸ線検出素子３１側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０２ｐを介して接続されている。フィードバック容量４３３の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、抵抗器４４の第１カウンタ４１ｃ側の端子とは、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐを介して接続されている。つまり、フィードバック容量４３３は、抵抗器４４及び第１アンプ４１ａに並列接続されている。また、フィードバック容量４３３の第１カウンタ４１ｃ側の端子と、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０３ｐとの間には、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が設けられている。
【００８６】
ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３の導通状態と非導通状態の切り替えは、上述したスイッチング回路４０に含まれるＭＯＳＦＥＴの導通状態と非導通状態の切り替えから独立している。すなわち、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３の導通状態と非導通状態の切り替えは、上述したスイッチング信号の以外に信号により行われる。また、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３の導通状態と非導通状態の切り替えは、互いに独立している。
【００８７】
ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３の導通状態と非導通状態は、Ｘ線検出素子３１が出力する電荷の大きさに応じて切り替えられる。Ｘ線検出素子３１が出力する電荷の大きさは、第１アンプ４１ａにより増幅された電圧の大きさと相関関係がある。
【００８８】
例えば、Ｘ線検出素子３１が出力する電荷が大きい場合、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が導通状態となる。これにより、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３は、一つのフィードバック容量として、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。したがって、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、一つのフィードバック容量として働くフィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとに正確なカウント値を出力することができる。
【００８９】
一方、Ｘ線検出素子３１が出力する電荷が小さい場合、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２又はｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が導通状態となる。これにより、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２又はフィードバック容量４３３は、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。また、或いは、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２又はｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が非導通状態となってもよい。この場合、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３のうち二つが、一つのフィードバック容量として、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。
【００９０】
したがって、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３の少なくとも一つが出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとに正確なカウント値を出力することができる。
【００９１】
或いは、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３の導通状態と非導通状態は、Ｘ線管球２２１に供給される管電圧や管電流の大きさに応じて切り替えられる。Ｘ線管球２２１に供給される管電圧や管電流の大きさは、Ｘ線検出素子３１が出力する電荷の大きさ及び第１アンプ４１ａにより増幅された電圧の大きさと相関関係がある。
【００９２】
例えば、Ｘ線管球２２１に供給される管電圧が大きい場合、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２及びｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が導通状態となる。これにより、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３は、一つのフィードバック容量として、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。したがって、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、一つのフィードバック容量として働くフィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３が出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとに正確なカウント値を出力することができる。
【００９３】
一方、Ｘ線管球２２１に供給される管電圧が小さい場合、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２又はｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が導通状態となる。これにより、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２又はフィードバック容量４３３は、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。また、或いは、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０１、ｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０２又はｎ型ＭＯＳＦＥＴ７０３が非導通状態となってもよい。この場合、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３のうち二つが、一つのフィードバック容量として、飽和することなく、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷に応じた電圧パルスを出力することができる。
【００９４】
したがって、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１は、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３の少なくとも一つが出力する電圧パルスに基づき複数のエネルギー帯ごとに正確なカウント値を出力することができる。
【００９５】
なお、フィードバック容量４３１、フィードバック容量４３２及びフィードバック容量４３３の静電容量の大きさは、任意である。また、検出回路４ｚが有するフィードバック容量の数は、特に限定されない。
【００９６】
或いは、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図３に示した検出回路４の代わりに、図１６に示した検出回路４ｉを備えていてもよい。検出回路４ｉは、図３に示した検出回路４の代わりに、図１６に示したスイッチング回路４０ｉを備える。スイッチング回路４０ｉは、図１６に示すように、図３に示したスイッチング回路４０にキャパシタ７１１を追加したものである。すなわち、スイッチング回路４０ｉは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷により発生する電圧を増幅する第１アンプ４１ａとＸ線検出素子３１との間に設けられたキャパシタ７１１を備える。
【００９７】
キャパシタ７１１は、図１６に示すように、Ｘ線検出素子３１とｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐとの間に設けられている。キャパシタ７１１は、Ｘ線検出素子３１から出てくる直流成分が第１アンプ４１ａに流れ込むことを防止する。このため、フィードバック容量４３が出力する電圧パルスは、Ｘ線検出素子３１から出てくる直流成分の影響を受けない。したがって、検出回路４ｉは、複数のエネルギー帯ごとに正確なカウント値を検出することができる。なお、Ｘ線検出素子３１から出てくる直流成分は、例えば、暗電流である。
【００９８】
或いは、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、図３に示した検出回路４の代わりに、図１７に示した検出回路４ｊを備えていてもよい。検出回路４ｊは、図３に示した検出回路４の代わりに、図１７に示したスイッチング回路４０ｊを備える。スイッチング回路４０ｊは、図１７に示すように、図３に示したスイッチング回路４０にキャパシタ７１２を追加したものである。すなわち、スイッチング回路４０ｊは、Ｘ線検出素子３１が出力した電荷により発生する電圧を増幅する第１アンプ４１ａとＸ線検出素子３１との間に設けられたキャパシタ７１２を備える。
【００９９】
キャパシタ７１２は、図１７に示すように、ｐ型ＭＯＳＦＥＴ４０１ｐと、第１アンプ４１ａ、フィードバック容量４３及び抵抗器４４との間に設けられている。キャパシタ７１２の役割は、上述したキャパシタ７１１と同様である。検出回路４ｊは、キャパシタ７１２を有するため、検出回路４ｉと同様の効果を奏する。
【０１００】
以上、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の処理の一例について説明した。上述したように、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、検出回路４ごとに第１カウンタ４１ｃのカウント値を補正するピークシフト補正と、検出回路４ごとに第１カウンタ４１ｃのカウント値を用いて第２カウンタ４２ｃのカウント値を補正するカウント値補正とを行う。このため、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、検出回路４が備えるフィードバック容量４３のばらつき等により、検出回路４ごとに検出されるフォトンのエネルギーがばらつくことを抑制することができる。したがって、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、コントラスト分解能が高い画像を得ることができる。
【０１０１】
また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、スイッチング回路４０、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路４１及び積分型Ｘ線ＣＴ用回路４２を備えるため、フォトンカウンティング型ＣＴ撮影のみ又は積分型ＣＴ撮影のみを行うこともできる。さらに、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、フィードバック容量４３が第１アンプ４１ａ及び第２アンプ４２ａに共有させることで、検出回路４の回路規模をコンパクトにすることができる。
【０１０２】
なお、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１が備える検出回路は、第１アンプ４１ａ及び第２アンプ４２ａに共有されているフィードバック容量４３を備えていなくともよい。この場合、フォトンカウンティング型ＣＴ用回路及び積分型ＣＴ用回路は、それぞれ専用のフィードバック容量を備え、具体的な構成は次のようになる。
【０１０３】
フォトンカウンティング型ＣＴ用回路は、第１カウンタと、第１アンプとを有する。第１カウンタは、入射したＸ線を電荷に変換するＸ線検出素子が出力した電荷に基づいてフィードバック容量が出力する電圧パルスを、Ｘ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントする。第１アンプは、入力端子がＸ線検出素子に接続され、出力端子が第１カウンタに接続されている。積分型ＣＴ用回路は、第２カウンタと、第２アンプとを有する。第２カウンタは、Ｘ線検出素子が出力した電荷に基づいてフィードバック容量が出力する電圧パルスをカウントする。第２アンプは、入力端子がＸ線検出素子に接続され、出力端子が第２カウンタに接続されている。スイッチング回路は、Ｘ線検出素子が出力した電荷をフォトンカウンティング型ＣＴ用回路に送る場合と、Ｘ線検出素子が出力した電荷を積分型ＣＴ用回路に送る場合とを切り替える。
【０１０４】
また、この場合、カウント値補正部は、第２カウンタのカウント値及び第１カウンタによる複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、積分型ＣＴ用回路が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、当該カウント値に基づいて第２カウンタのカウント値を補正する。
【０１０５】
フォトンカウンティング型ＣＴ用回路及び積分型ＣＴ用回路は、それぞれ専用のフィードバック容量を備えるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１が備える検出回路も、ピークシフト補正及びカウント値補正を行うことができる。したがって、この場合でも、フォトンカウンティング型ＣＴ装置１は、コントラスト分解能が高い画像を得ることができる。また、フォトンカウンティング型ＣＴ装置１は、フォトンカウンティング型ＣＴ撮影のみ又は積分型ＣＴ撮影のみを行うこともできる。
【０１０６】
（第２の実施形態）
図１８を参照しながら、第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００の構成について説明する。図１８は、第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００の構成を示す図である。フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、図１８に示すように、高電圧発生部１１０と、Ｘ線管球１２０と、Ｘ線絞り装置１３０と、天板１４０と、Ｃアーム１５０と、Ｘ線検出器１６０と、データ収集部１７０と、補正部１８０と、Ｃアーム回転・移動機構１９０と、天板移動機構２００と、Ｃアーム・天板機構制御部２１０と、絞り制御部２２０と、画像生成部２３０と、画像記憶部２４０と、画像処理部２５０と、入力部２６０と、表示部２７０と、システム制御部２８０とを備える。
【０１０７】
高電圧発生部１１０は、Ｘ線管球１２０に管電圧を供給する。Ｘ線管球１２０は、高電圧発生部１１０から供給される管電圧により、被検体Ｐに照射するＸ線を発生させる。高電圧発生部１１０は、Ｘ線管球１２０に供給する電圧を調整することで、被検体Ｐに照射するＸ線の線量の調整や、被検体ＰへのＸ線照射のオン／オフの制御を行う。Ｘ線絞り装置１３０は、Ｘ線管球１２０が発生させたＸ線が被検体Ｐの関心領域へ選択的に照射されるように絞り込むための装置である。例えば、Ｘ線絞り装置１３０は、スライド可能な四枚の絞り羽根を有し、これらの絞り羽根をスライドさせることで、Ｘ線管球１２０が発生させたＸ線を絞り込む。天板１４０は、被検体Ｐが載置されるベッドである。
【０１０８】
Ｃアーム１５０は、Ｘ線管球１２０、Ｘ線絞り装置１３０及びＸ線検出器１６０を保持する湾曲した部材である。Ｘ線管球１２０及びＸ線絞り装置１３０と、Ｘ線検出器１６０とは、Ｃアーム１５０により被検体Ｐを挟んで対向するように配置される。
【０１０９】
Ｘ線検出器１６０は、マトリクス状に配列された複数のＸ線検出素子を備える多列検出器である。Ｘ線検出素子には、Ｘ線検出素子に入射したＸ線のフォトンのエネルギーを検出する検出回路が設けられている。Ｘ線検出素子の構成及び動作は、第１の実施形態に係るＸ線検出素子と同様である。検出回路は、スイッチング回路と、フォトンカウンティング型撮影用回路と、積分型撮影用回路とを備える。スイッチング回路の構成及び動作は、第１の実施形態に係るスイッチング回路と同様である。フォトンカウンティング型撮影用回路の構成及び動作は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型ＣＴ用回路と同様である。積分型撮影用回路の構成及び動作は、第１の実施形態に係る積分型ＣＴ用回路と同様である。つまり、フォトンカウンティング型撮影用回路及び積分型撮影用回路には、フィードバック容量が並列接続されている。
【０１１０】
データ収集部１７０は、制御回路１７１と、フォトンカウンティング型データ収集部１７２と、積分型データ収集部１７３とを備える。
【０１１１】
制御回路１７１は、スイッチング回路にスイッチング信号を送信する。具体的には、制御回路１７１は、スイッチング回路が有する六つのＭＯＳＦＥＴのゲート端子にスイッチング信号を送信する。スイッチング信号は、各Ｘ線照射において、Ｘ線検出素子が出力した電荷をフォトンカウンティング型撮影用回路に送るようにスイッチング回路を制御するフォトンカウンティング型撮影オン信号と、Ｘ線検出素子が出力した電荷を積分型撮影用回路に送るようにスイッチング回路を制御する積分型撮影オン信号とを含む。スイッチング信号を受信した六つのＭＯＳＦＥＴの動作は、第１の実施形態に係る六つのＭＯＳＦＥＴと同様である。
【０１１２】
フォトンカウンティング型データ収集部１７２は、スイッチング回路によりＸ線検出素子が出力した電荷がフォトンカウンティング型撮影用回路へ送られている場合、第１カウンタのカウント値を収集する。フォトンカウンティング型データ収集部１７２が収集したカウント値は、後述する補正部１８０へ送られる。なお、第１カウンタのカウント値は、上述した通り、フィードバック容量が出力する電圧パルスをＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯ごとにカウントした結果である。
【０１１３】
積分型データ収集部１７３は、スイッチング回路によりＸ線検出素子が出力した電荷が積分型撮影用回路へ送られている場合、第２カウンタのカウント値を収集する。積分型データ収集部１７３が収集したカウント値は、後述する補正部１８０へ送られる。なお、第２カウンタのカウント値は、フィードバック容量が出力する電圧パルスをＸ線のエネルギースペクトル上に設定された複数のエネルギー帯に関係無くカウントした結果である。
【０１１４】
補正部１８０は、ピークシフト補正部１８１と、カウント値補正部１８２とを備える。
【０１１５】
ピークシフト補正部１８１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルの特性Ｘ線によるピークを含むエネルギー帯における第１カウンタのカウント値を含む所定の範囲内に、Ｘ線検出素子に入射したＸ線のエネルギースペクトルの当該エネルギー帯における第１カウンタのカウント値が入るように、フォトンカウンティング型撮影用回路が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。また、カウント値補正部１８２が行う補正は、ピークシフト補正部１８１が行う補正の後に行われる。
【０１１６】
或いは、ピークシフト補正部１８１は、基準となるＸ線のエネルギースペクトルとＸ線検出素子に入射したＸ線のエネルギースペクトルとのエネルギー帯における第１カウンタのカウント値の差の複数のエネルギー帯に亘る二乗和が最小となるように、フォトンカウンティング型撮影用回路が検出したフォトンのエネルギーに所定のエネルギー値を加算する。また、カウント値補正部１８２が行う補正は、ピークシフト補正部が行う補正の後に行われる。ピークシフト補正部１８１が行うこれらの補正の詳細は、後述する。
【０１１７】
カウント値補正部１８２は、第２カウンタのカウント値及び第１カウンタによる複数のエネルギー帯ごとのカウント値から、積分型撮影用回路が動作した場合における複数のエネルギー帯ごとのカウント値を算出し、このカウント値に基づいて第２カウンタのカウント値を補正する。カウント値補正部１８２が行う補正の詳細は、後述する。
【０１１８】
Ｃアーム回転・移動機構１９０は、Ｃアーム１５０を回転及び移動させるための機構である。また、Ｃアーム回転・移動機構１９０は、Ｘ線管球１２０とＸ線検出器１６０との距離であるＳＩＤ（Source  Image  receptor  Distance）を変更することもできる。また、Ｃアーム回転・移動機構１９０は、Ｃアーム１５０に保持されているＸ線検出器１６０を回転させることもできる。
【０１１９】
天板移動機構２００は、天板１４０を移動させるための機構である。Ｃアーム・天板機構制御部２１０は、後述するシステム制御部２８０の制御の下、Ｃアーム回転・移動機構１９０及び天板移動機構２００を制御することで、Ｃアーム１５０の回転及び移動と、天板１４０の移動とを調整する。絞り制御部２２０は、後述するシステム制御部２８０の制御の下、Ｘ線絞り装置１３０が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Ｐに照射されるＸ線の照射範囲を制御する。
【０１２０】
画像生成部２３０は、カウント値補正部１８２によって補正された第２カウンタのカウント値に基づいてＸ線画像を生成する。画像記憶部２４０は、画像生成部２３０によって生成されたＸ線画像を記憶する。画像処理部２５０は、画像生成部２３０によって生成されたＸ線画像に対して各種画像処理を実行する。例えば、画像処理部２５０は、画像生成部２３０から直接、Ｘ線画像を取得して、各種画像処理を行う。また、例えば、画像処理部２５０は、画像生成部２３０によって生成されたＸ線画像を、画像記憶部２４０から取得して、各種画像処理を行う。なお、画像処理部２５０は、画像処理後の画像データを、画像記憶部２４０に格納することもできる。
【０１２１】
入力部２６０は、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００のユーザが各種指示や各種設定の入力に用いるマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティック、フットスイッチ等である。入力部２６０は、ユーザから受け付けた指示を、後述するシステム制御部２８０に転送する。表示部２７０は、ユーザによって参照されるモニタである。表示部２７０には、各種画像処理の結果、入力部２６０を介してユーザから各種設定を受け付けるためのＧＵＩ等が表示される。
【０１２２】
システム制御部２８０は、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００全体の動作を制御する。例えば、システム制御部２８０は、入力部２６０から転送されたユーザの指示に従って高電圧発生部１１０を制御し、Ｘ線管球１２に供給する電圧を調整することで、被検体Ｐに照射されるＸ線の線量や、被検体ＰへのＸ線照射のオン／オフを制御する。また、例えば、システム制御部２８０は、ユーザの指示に従ってＣアーム・天板機構制御部２１０を制御し、Ｃアーム１５０の回転及び移動と、天板１４０の移動とを調整する。また、例えば、システム制御部２８０は、ユーザの指示に従って絞り制御部２２０を制御し、Ｘ線絞り装置１３０が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Ｐに照射されるＸ線の照射範囲を制御する。
【０１２３】
また、例えば、システム制御部２８０は、ユーザの指示に従って、画像生成部２３０によるＸ線画像生成処理や、画像処理部２５０による画像処理等を制御する。また、例えば、システム制御部２８０は、ユーザの指示を受け付けるためのＧＵＩや、画像記憶部２４０が記憶する画像データ等を、表示部２７０に表示するように制御する。
【０１２４】
第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１が行う処理を行う。なお、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１が各ビューについて行う処理を、Ｘ線照射中の各フレームにおいて行ってもよい。
【０１２５】
以上、第２の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００について説明した。上述したように、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、検出回路ごとに第１カウンタのカウント値を補正するピークシフト補正と、検出回路ごとに第１カウンタのカウント値を用いて第２カウンタのカウント値を補正するカウント値補正とを行う。このため、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、検出回路が備えるフィードバック容量のばらつき等により、検出回路ごとに検出されるフォトンのエネルギーがばらつくことを抑制することができる。したがって、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、コントラスト分解能が高い画像を得ることができる。
【０１２６】
また、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、スイッチング回路、フォトンカウンティング型撮影用回路及び積分型Ｘ線撮影用回路を備えるため、フォトンカウンティング型撮影のみ又は積分型撮影のみを行うこともできる。さらに、フォトンカウンティング型Ｘ線診断装置１００は、フィードバック容量が第１アンプ及び第２アンプに共有させることで、検出回路の回路規模をコンパクトにすることができる。
【０１２７】
（画像処理システム）
上述した実施形態においては、データ収集部、ピークシフト補正部及びカウント値補正部が各種処理を実行する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されない。例えば、データ収集部、ピークシフト補正部及びカウント値補正部を含む画像処理システムが、上述した各種処理を実行してもよい。ここで、画像処理システムとは、例えば、ワークステーション、ＰＡＣＳ（Picture  Archiving  and  Communication  System）の画像保管装置（画像サーバ）、ビューワ、電子カルテシステムの各種装置等である。この場合、例えば、画像処理システムは、投影データ、フォトンカウンティング型データ、積分型データ等を収集する。また、画像処理システムは、投影データ生成部によって生成された投影データ、フォトンカウンティング型データ収集部が収集したフォトンカウンティング型データ、積分型データ収集部が収集した積分型データ等を、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置又はフォトンカウンティング型Ｘ線診断装置からネットワーク経由で受信すること、記録媒体を介してユーザから入力されること等により取得し、これをメモリ等に記憶する。そして、画像処理システムは、メモリ等に記憶した投影データ、フォトンカウンティング型データ、積分型データ等に対して各種処理を実行してもよい。
【０１２８】
上述した各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示した通りに構成されていることを要しない。すなわち、各構成要素の分散又は統合の具体的な形態は図示したものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散又は統合して構成することができる。さらに、各構成要素の各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵ及びこのＣＰＵにおいて実行されるプログラムによって実現される。或いは、各構成要素の各処理機能は、その全部または任意の一部が、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現される。
【０１２９】
以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、コントラスト分解能が高い画像を得ることができる。
【０１３０】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１３１】
４０  スイッチング回路
４１  フォトンカウンティング型ＣＴ用回路
４２  積分型ＣＴ用回路
【図１】
0006615503.tif 000007
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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