CN105073010A - X射线计算机断层摄影装置 - Google Patents

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Abstract

实施方式的X射线计算机断层摄影装置存储分别与多个管电压或管电流对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。估计单元根据第二系数数据与上述多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流。校正单元使用根据估计出的管电压或管电流而求得的能谱，校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据。重建部根据校正后的第一计数数据，来重建医用图像数据。

Description

X射线计算机断层摄影装置
技术领域
本发明的实施方式涉及X射线计算机断层摄影装置。
背景技术
以往，在X射线计算机断层摄影装置(Computedtomography：以下，称为X射线CT装置)中，由于X射线管电压的波动或随时间的变化等原因，有时从X射线管照射的X射线的照射剂量(以下，称为X射线量)会每次时间都改变。此时，由于透射被检体而由X射线检测器检测到的X射线量也发生变动，所以产生不能准确地重建断层图像的问题。
在X射线CT装置中，为了避免这样的问题，在X射线不通过被检体而只透射空气区域的位置设置校正检测器(参考检测器)，根据校正检测器的输出来校正X射线检测器的输出。由于以往的X射线检测器是积分型输出，所以校正检测器观测(检测器输出相对于)X射线的全部能量范围中的总量即可。所谓积分型输出意味着表示在全部能带中将X射线能量值与该能量值下的检测器灵敏度的积进行积分所得的结果的输出。
另外，作为与积分型不同类型的X射线CT装置，有光子计数型的X射线CT装置。在光子计数型的X射线CT装置中，主要目的在于取得每个X射线能量或每个X射线能带(能量仓)的断层图像。
在这种X射线CT装置中，已知使用光子计数型的第二X射线检测器，确定X射线的能量信息的方法。在该方法中，例如，如进行双能量摄影时那样，当将X射线管电压按照每个视角进行切换来摄影时，能够通过第二X射线检测器来确定从X射线管照射的X射线的能量信息。其中，在此所谓的X射线的能量信息是能够使用特定的能量范围的平均值等来取得视角的X射线量的信息，但不是能够估计或校正从X射线管照射的X射线的能谱的信息。
然而，光子计数型的X射线CT装置在X射线的能谱发生变动时，虽然能够使用光子计数型的X射线检测器来观测X射线量(全部或者特定范围的能量的总和或平均值)，但不能校正各能量或各能带的X射线量的变动。因此，在光子计数型的X射线CT装置中，存在不能准确地重建每个能量或每个X射线能带的断层图像的问题。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2009-201885号公报
专利文献2：日本特开2006-101926号公报
专利文献3：日本特开2010-82031号公报
发明内容
发明所要解决的技术问题
如以上说明的那样，在光子计数型的X射线CT装置中，当从X射线管照射的X射线能谱发生变动时，存在不能准确地重建每个能量或每个能带的断层图像的问题。
目的在于，提供一种能够校正从X射线管照射的X射线的能谱的变动、并能够准确地重建每个能量或每个能带的断层图像的X射线计算机断层摄影装置。
解决技术问题的技术方案
实施方式的X射线计算机断层摄影装置具备X射线管、第一X射线检测器、第二X射线检测器、计数结果收集单元、存储单元、估计单元、校正单元以及重建部。
上述X射线管照射X射线。
上述第一X射线检测器对被照射的上述X射线的第一区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。
上述第二X射线检测器对被照射的上述X射线的第二区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。
上述计数结果收集单元收集上述第一X射线检测器以及第二X射线检测器的计数结果，输出表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据。
上述存储单元存储分别与用于从上述X射线管照射X射线的多个管电压或管电流对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。
上述估计单元根据上述第二计数数据与上述多个基准计数数据的各个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流。
上述校正单元使用根据估计出的上述管电流或管电压而求得的能谱，校正与上述第二计数数据一起得到的上述第一计数数据。
上述重建部根据校正后的上述第一计数数据，来重建医用图像数据。
附图说明
图1是示出第一实施方式的X射线CT装置的结构的示意图。
图2是示出该实施方式中的X射线CT装置的概略结构的示意图。
图3是用于说明该实施方式中的X射线能谱的校正方法的示意图。
图4是用于说明该实施方式中的动作的流程图。
图5是用于说明第二实施方式中的第二计数数据的示意图。
图6是用于说明第四实施方式中的多个能带的示意图。
具体实施方式
以下，针对各实施方式的计算机断层摄影装置(X射线CT装置)，使用附图进行说明。
＜第一实施方式＞
图1是示出第一实施方式的X射线CT装置的结构的框图，图2是示出该X射线CT装置的概略结构的示意图。如图1所述，该X射线CT装置与架台(扫描架)4以及控制台6电连接。另外，X射线CT装置具有载置被检体P的病床5。架台4收容X射线***1以及光学***2与检测***3的对，同时收容使该对以病床5上的被检体P的体轴为中心旋转的旋转支承机构(未图示)。旋转支承机构具有旋转环、以旋转轴Z为中心自由旋转地支承旋转环的环支承机构、以及驱动环的旋转的驱动部。在旋转环上，搭载有X射线管12和还被称为二维阵列型或多列型的X射线检测器31。当进行摄影或扫描时，在架台4中的X射线管12与X射线检测器31之间的圆筒形的摄影区域内，被检体P被载置于病床5并被***。
X射线***1、光学***2以及检测***3被架台4内的架台控制传送部41控制。架台控制传送部41与控制台6内的***控制部61可传送地连接。控制台6具备***控制部61、校正处理部62、重建部63、图像存储部64、显示部65、输入部66以及存储部67。
在此，X射线***1具备高电压发生部11以及X射线管12。
高电压发生部11具有用于向X射线管12的阳极靶与阴极灯丝之间施加高电压的未图示的高电压电源和用于向X射线管12的阴极灯丝供给灯丝电流的未图示的灯丝电流产生器。
X射线管12从高电压发生部11经由滑动环(未图示)接受电压的施加(以下，称为管电压)以及灯丝电流的供给并产生X射线，从X射线的焦点放射(照射)X射线。从X射线的焦点放射出的X射线经由安装于X射线管12的X射线放射窗的光学***2内的楔形物21以及缝隙22，被整形为例如锥束形(角锥形)。另外，楔形物21是用于降低被辐射的滤波器，缝隙22是用于对射线束进行整形的间隙。X射线的放射范围由虚线表示。X轴是与旋转轴Z正交、且通过被放射的X射线的焦点的直线。Y轴是与X轴以及旋转轴Z正交的直线。设本实施方式中的X射线管12是旋转阳极型的X射线管。另外，即使是固定阳极型的X射线管以外的其它类型的X射线管，也可以应用于本实施方式。
另一方面，检测***3具备X射线检测器31以及数据收集部(DAS)32。
X射线检测器31在夹着旋转轴Z与X射线管12对置的位置以及角度被安装。X射线检测器31具有在与被检体P的体轴(或旋转轴Z方向)正交的通道方向和沿着被检体P的体轴的列方向格子状地排列的多个X射线检测元件。另外，在X射线检测器31中，还将位于第二区域(例，通道方向的一端部区域)的X射线检测器称为第二X射线检测器31b，将位于第一区域(例如，第二X射线检测器31b以外的区域)的X射线检测器称为第一X射线检测器31a。第一区域也可以设为至少包含与载置于病床5的被检体P对应的区域的区域。第二区域是与第一区域不同的区域。在该例子中，第二X射线检测器31b与第一X射线检测器31a的端部连接地设置。通道方向也可以设为与旋转轴正交、并且以放射的X射线的焦点为中心、以从该中心到1通道相应量的X射线检测元件的受光部中心为止的距离为半径的圆弧方向。列方向也可以称为切片方向。第二X射线检测器31b也可以称为校正检测器或参考检测器。
另外，作为一个例子，示出第二X射线检测器31b与第一X射线检测器31a的端部连接地设置的情况，但第二X射线检测器31b的位置并不限于此。由于第二X射线检测器31b被设置于X射线不会透射被检体的位置即可，因此不一定需要与检测器31a连接，也可以固定设置在空间上远离第一X射线检测器31a的位置、X射线管12的附近、或者旋转部内部的任意的位置。
这些第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b是相互相同的结构。其中，第一X射线检测器31a对被照射的X射线的第一区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。第二X射线检测器31b对被照射的X射线的第二区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。例如，第一X射线检测器31a对从X射线管12照射并透射被检体P的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。第二X射线检测器31b对在向被检体P照射的同时被照射、并且没有透射被检体P的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。另外，因为第二X射线检测器31b被设定在从X射线管12照射的X射线只透射空气区域的位置即可，因此例如也可以设置在X射线管12与楔形物21之间的端部区域。X射线管12与楔形物21之间的端部区域也可以被称为X射线管12的附近。
总之，对X射线检测器31a、31b内的多个X射线检测元件的每一个安装会聚所入射的X射线的方向性的准直器。X射线检测器31a内的多个X射线检测元件各自将从X射线管12照射并透射被检体P的X射线转换成光子并检测。同样地，X射线检测器31b内的多个X射线检测元件各自将从X射线管12照射并且没有透射被检体P的X射线转换成光子并检测。例如，透射被检体P的X射线向X射线检测元件入射。向X射线检测元件入射的X射线被准直器会聚而入射至闪烁体并被转换成光子。光子向光电二极管入射并产生电荷，放出由对光电二极管施加的偏置电压而被充电的电荷。被放电的电荷由作为读出开关的CMOS开关通过读出线而被充电，生成具有与该X射线的能量对应的波高的第一检测信号。来自多个X射线检测元件各自的第一检测信号经由连接切换部(未图示)向计数部(未图示)输出(读出)。计数部针对规定的每个波高范围对第一检测信号的个数进行计数，并将计数结果向数据收集部(DAS)32输出。另外，与向上述的被检体的照射同时照射而没有透射被检体P的X射线向X射线检测元件入射时，也同样地生成以及输出具有与该X射线的能量对应的波高的第二检测信号。另外，同样地，计数部针对规定的每个波高范围，对第二检测信号的个数进行计数，并将计数结果向数据收集部(DAS)32输出。另外，X射线检测器31也可以使用不使用闪烁体的直接转换型的半导体检测器。另外，将X射线转换成光子并进行检测的动作也可以设为检测X射线光子的动作。另外，作为X射线检测器31，能够对X射线光子进行计数即可，也可以使用利用SiPM(硅光电倍增管)的检测器、利用CdTe或锗的检测器等任意的检测器。另外，规定的波高范围的设定数是任意的，当设定数少时，针对每个能带对检测信号的个数进行计数，当设定数多时，针对每个能量对检测信号的个数进行计数。即，波高范围的辨别的细微度与能带分辨的细微度对应。
数据收集部(DAS)32具有构成计数结果收集单元的多个数据收集电路。计数结果收集单元收集第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，并输出表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据。具体而言，例如，多个数据收集电路收集从各X射线检测元件独立地读出的第一检测信号的计数结果，并将(由该收集到的计数结果构成、)表示透射被检体P的X射线的能谱的第一计数数据向架台控制传送部41输出。同样地，多个数据收集电路收集从各X射线检测元件独立地读出的第二检测信号的计数结果，并将(由该收集到的计数结果构成、)表示没有透射被检体P的X射线的能谱的第二计数数据向架台控制传送部41输出。数据收集电路的个数一般比X射线检测元件的个数少。各数据收集电路只设置与未图示的连接切换部的输出端子(或开关)的个数相同的数量，安装于例如各段的每个通道(ch)。
架台控制传送部41将从数据收集部(DAS)32接受的第一计数数据以及第二计数数据分别经由***控制部61向校正处理部62送出。
校正处理部62构成根据第二计数数据与多个基准数据的每一个的能谱的比较，估计照射X射线时的管电压或管电流的估计单元。另外，校正处理部62构成使用根据估计出的管电压或管电流而求得的能谱来校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据的校正单元。
具体而言，例如，当从数据收集部32经由架台控制传送部41以及***控制部61来接受第一计数数据以及第二计数数据时，校正处理部62根据第二计数数据来校正第一计数数据。作为基于第二计数数据的校正，例如，由第二X射线检测器31b检测X射线管12的管电压的变动，根据收集所得到的第二检测信号而成的第二计数数据来估计能谱。之后，根据表示估计出的能谱的第三计数数据，执行对每个能带将第一计数数据进行归一化来校正X射线强度的变动的参考处理。
具体而言，基于第二计数数据的校正能够通过以下的各功能(f62-1)～(f62-3)来执行。
(f62-1)第一估计功能，对第二计数数据与多个基准计数数据的每一个进行比较，将与具有最大相似度的基准计数数据对应的管电压或管电流估计为照射X射线时的管电压或管电流。具体而言，第一估计功能如在图3中示出一个例子那样，计算存储部67内的各基准计数数据与第二计数数据的相似度，并根据计算出的相似度和该各基准计数数据来估计向被检体P照射时的X射线管12的管电压(或管电流)。另外，图3的中央列的各图与存储部67内的各基准计数数据对应。图3的右列上侧所示的图与第二计数数据对应。图3的右列下侧所示的图与管电压(或管电流)的估计处理对应。
在此，第一估计功能(f62-1)也可以将具有该计算出的相似度中的最大相似度(在图3中为b)的基准计数数据的管电压(与图3右下方的b点对应的100.0kV)(或管电流)估计为向被检体P照射时的管电压(或管电流)。另外，也可以代替第一估计功能(f62-1)而计算第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的相似度，另外，以曲线来近似各相似度，将与该曲线示出最大值时的相似度相关的管电压或管电流估计为照射X射线时的管电压或管电流。例如，也可以以曲线来近似该计算的相似度与具有该相似度的各基准计数数据的管电压(或管电流)的关系，将与该曲线示出最大值时的相似度相关的管电压(图3右下方的虚线所示的99.8kV)(或管电流)估计为向被检体P照射时的管电压(或管电流)。
(f62-2)第二估计功能，根据估计出的管电压(或管电流)以及该各基准计数数据来估计以该估计出的管电压(或管电流)照射的X射线的能谱。
另外，第二估计功能(f62-2)也可以根据该估计出的管电压(或管电流)和分别与夹着该管电压(或管电流)的两个管电压(或管电流)对应的两个各基准计数数据，来对该各基准计数数据所示的两个能谱之间进行插值(例如，线性插值)，从而估计照射的X射线的能谱。
(f62-3)校正功能，根据该估计出的能谱来校正第一计数数据。
在此，第一以及第二估计功能(f62-1)、(f62-2)是估计单元的一个例子。校正功能(f62-3)是校正单元的一个例子。
重建部63根据由校正处理部62校正后的第一计数数据，来重建被检体P的医用图像数据。例如，重建部63根据校正后的第一计数数据，产生投影数据。具体而言，重建部63将校正后的第一计数数据内的多个计数结果相加，产生投影数据。
所谓投影数据是指即将进行重建处理之前的数据，是与透射被检体P的X射线的强度对应的数据值的集合。投影数据与进行数据收集时表示视角角度的数据关联起来，被存储于具备磁盘、光磁盘、或半导体存储器的未图示的存储部。在此，为了便于说明，将一次(oneshot)大致同时收集到的视角角度相同的全部通道中的一组投影数据称为投影数据组。另外，投影数据组的相对于各通道的投影数据通过视角角度、锥角、通道编号来识别。视角角度是将从旋转轴Z垂直向上的圆形轨道的最上部设为0°、由360°的范围的角度来表示X射线管12以旋转轴Z为中心旋转的圆形轨道的各位置。
另外，重建部63根据视角角度为360°或180°+扇形角度的范围内的投影数据组，来重建表示被检体P的断层图像的医用图像数据。在此，针对重建方法，还能够针对所希望的能带应用例如专利文献2所记载的方法。
图像存储部64存储由重建部63重建的医用图像数据。
显示部65显示存储于图像存储部64的医用图像数据或为了进行X射线计算机断层摄影而设定的条件等。
输入部66输入操作者所希望的X射线计算机断层摄影的摄影条件、以及被检体的信息等。具体而言，输入部66将来自操作者的各种指示、命令、信息、选择、设定取入X射线CT装置。虽然没有图示，但输入部66具备用于进行关注区域的设定等的轨迹球、开关按钮、鼠标、键盘等。输入部66检测在显示画面上显示的光标的坐标，并将检测到的坐标向***控制部61输出。另外，输入部66也可以是被设置成覆盖显示画面的触摸屏。此时，输入部66按照电磁感应式、电磁应变式、感压式等坐标读取原理来检测触摸指示的坐标，并将检测到的坐标向***控制部61输出。
存储部(存储单元)67存储分别与用于从X射线管12照射X射线的多个管电压或管电流对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。例如，存储部67存储以预先设定的多个管电压(或管电流)从X射线管12照射X射线、并由第二X射线检测器31b以及数据收集部(DAS)32得到的表示X射线的能谱的多个基准计数数据。
***控制部61作为X射线CT装置的中枢来发挥作用。***控制部61具备未图示的CPU和存储器。***控制部61根据存储于未图示的存储部的检查进度数据和控制程序，为了进行X射线计算机断层摄影而控制病床5以及架台4和高电压发生部11。具体而言，***控制部61将从输入部66发送来的操作者的指示或图像处理的条件等信息临时存储在未图示的存储器中。***控制部61根据临时存储在存储器中的这些信息，控制病床5以及架台4和高电压发生部11。***控制部61从未图示的存储部读出用于执行规定的图像产生·显示等的控制程序，并在自身所具有的存储器上展开，执行与各种处理相关的运算、处理等。
接着，针对如以上那样构成的X射线CT装置的动作，使用图4的流程图进行说明。另外，步骤ST3～ST4的说明以管电压或管电流中的管电压为例进行叙述。即，步骤ST3～ST4的说明也可以将管电压改读为管电流。
首先，在X射线CT装置中，不使用被检体P，以预先设定的多个管电压从X射线管12照射X射线。此时，通过第二X射线检测器31b以及数据收集部(DAS)32，得到表示该各管电压中的X射线的能谱的多个基准计数数据。多个基准计数数据经由架台控制传送部41以及***控制部61被存储在存储部67中(ST1)。由此，存储部67存储分别与用于从X射线管12照射X射线的多个管电压(或管电流)对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。
对步骤ST1进行补充说明。当X射线管12的管电压发生变动时，如图3左侧所示，从X射线管12照射的X射线的能谱，即，每个能量的X射线强度的分布发生变动。
因此，在开始被检体P的摄影之前，预先使管电压在规定的范围(例，99.5kV～100.5kV)内进行变动，取得由第二X射线检测器测量到的X射线的能谱(图3的中央列)。在第二X射线检测器31b中，由于检测器的能量分辨率，不能精密地测量从X射线管12放射出的X射线的能谱(图3的左侧)，如图3的中央的实线所示，能量不足的谱被测量。将该测量结果预先存储在存储部67中。
接着，用X射线CT装置进行被检体P的摄影。即，在X射线CT装置中，在以旋转轴Z为中心旋转的X射线管12与X射线检测器31之间的圆筒形的摄影区域内，被检体被P载置于病床5并被***。在该状态下，X射线管12照射X射线。第一X射线检测器31a对被照射的X射线的第一区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。例如，第一X射线检测器31a将被照射并透射被检体P的X射线转换成光子并检测，对规定的每个波高范围将具有与该X射线的能量对应的波高的第一检测信号的个数进行计数。
数据收集部(DAS)32收集第一X射线检测器31a的计数结果，并输出表示透射被检体P的X射线的能谱的第一计数数据。
另一方面，第二X射线检测器31b对被照射的X射线的第二区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量。例如，第二X射线检测器31b将与向被检体P照射的同时被照射、且没有透射该被检体P的X射线转换成光子并检测，对规定的每个波高范围将具有与该X射线的能量对应的波高的第二检测信号的个数进行计数。
同样地，数据收集部(DAS)32收集第二X射线检测器31b的计数结果，并输出表示没有透射被检体P的X射线的能谱的第二计数数据。
即，数据收集部(DAS)32收集第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，并输出表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据。
这些第一计数数据以及第二计数数据经由架台控制传送部41以及***控制部61被向校正处理部62送出。
校正处理部62根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流(ST2～ST3)。
例如，校正处理部62计算存储部67内的各基准计数数据与该第二计数数据的相似度(ST2)。作为相似度，可以使用归一化相关值等、表示多维数据间的距离的任意统计量。
接着，校正处理部62根据计算出的相似度与该各基准计数数据的管电压，估计向被检体P照射时的X射线管12的管电压(ST3)。在此，管电压的估计也可以设为具有最大相似度的基准计数数据的管电压。即，校正处理部62也可以将具有该计算出的相似度中的最大相似度(在图3中为b)的基准计数数据的管电压(与图3右下方的b点对应的100.0kV)估计为向被检体P照射时的管电压。或者，管电压的估计也可以对计算出的相似度进行内插。即，校正处理部62以曲线来近似该计算出的相似度与具有该相似度的各基准计数数据的管电压的关系，并将与该曲线表示最大值时的相似度相关的管电压(图3右下方的虚线所示的99.8kV)估计为向被检体P照射时的管电压。当通过曲线近似来对计算出的相似度进行内插时，与根据最大相似度来估计时的情况比较，能够精密地估计管电压。
接着，校正处理部62使用根据估计出的管电压(或管电流)而求得的能谱，校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据(ST4～ST5)。
例如，校正处理部62根据在步骤ST3估计出的管电压以及存储部67内的各基准计数数据，估计以该估计出的管电压照射的X射线的能谱(ST4)。能谱的估计也可以通过附近电压的谱的插值(线性插值等)来执行。即，校正处理部62也可以通过根据该估计出的管电压和分别与夹着该管电压的两个管电压对应的两个各基准计数数据，来对该各基准计数数据所示的两个能谱之间进行线性插值，从而估计以该估计出的管电压照射的X射线的能谱。
校正处理部62根据在步骤ST4估计出的能谱来校正第一计数数据(ST5)。
具体而言，例如，校正处理部62也可以使用如下的参考校正来执行步骤ST5，在该参考校正中，对每个能量(带)，将第一计数数据除以表示估计出的能谱的第三计数数据来进行归一化。即，校正处理部62也可以使用专利文献2所记载的方法来执行步骤ST5。此时，设X射线的能量流量为Ψ(E)’，设X射线的能谱为设能量加权函数为w(E)，将它们的关系式设为另外，能量流量Ψ(E)’相当于校正后的第一计数数据中的每个波高范围的计数结果。能谱相当于校正前的第一计数数据中的每个波高范围的计数结果。能量加权函数w(E)与由步骤ST4估计出的能谱中的每个能量(带)E的加权系数对应。加权系数使用由步骤ST4估计出的能谱中的每个能量(带)E的X射线强度(＝第二检测信号的每个波高范围的计数结果)的倒数。
总之，重建部63根据由步骤ST5校正后的第一计数数据，来重建被检体P的医用图像数据。重建后的医用图像数据被写入图像存储部64。图像存储部64内的医用图像数据由显示部65来显示。
如上述那样，根据本实施方式，存储分别与用于从X射线管12照射X射线的多个管电压(或管电流)对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。接着，收集第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，输出表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据。另外，根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流。另外，使用根据估计出的管电压或管电流而求得的能谱，校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据。另外，根据校正后的第一计数数据，重建医用图像数据。由此，能够校正从X射线管12照射的X射线的能谱的变动，能够准确地重建每个能量或每个能带的断层图像。
另外，在步骤ST3中，当将具有计算出的相似度中的最大相似度的基准计数数据的管电压估计为向被检体P照射时的管电压时，能够简单快速地估计管电压。
另外，在步骤ST3中，当通过曲线来近似计算出的相似度与具有该相似度的各基准计数数据的管电压的关系、将与该曲线表示最大值时的相似度相关的管电压估计为向被检体P照射时的管电压时，能够以高精度估计管电压。
另外，在步骤ST4中，当根据估计出的管电压和分别与夹着该管电压的两个管电压对应的两个各基准计数数据，对该各基准计数数据所示的两个能谱之间进行插值，来估计以该估计出的管电压来照射的X射线的能谱时，能够估计与以高精度估计出的管电压对应的能谱。
另外，在步骤ST5中，校正处理部62也可以不是校正第一计数数据而是校正照射时的管电压。如之前叙述的那样，考虑尽管应该照射的管电压为100.0kV，但估计出的(认为实际被照射的)管电压会发生变动，例如会成为99.8kV那样的低的值的情况。在这样的情况下，校正处理部62提高照射的管电压的电压。具体而言，一边使管电压的值逐渐地上升一边继续管电压的估计处理，采用估计出的管电压成为100.0kV的时间点的管电压来进行摄像。当估计出的管电压高于应该照射的管电压时，相反地一边逐渐降低管电压的电压一边进行管电压的调整。
＜第二实施方式＞
接着，参照图1，对第二实施方式的X射线CT装置进行说明。
第二实施方式是第一实施方式的变形例，使用在摄影中针对每个视角将管电压在高电压(例如，135kV)和低电压(例如，80kV)之间切换的kV转换方式。
随之，作为X射线管12，使用一边在时间上调制管电压一边被驱动的X射线管。
另外，校正处理部62具有根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，估计在时间上调制后的管电压的功能。
在此，作为比较对象的第二计数数据，如在图5中示出一个例子那样，使用对在管电压的目标值(例如，135kV)相同的1视角(view)内的多个时间点(例如，t1～t5)取得的多个第二计数数据进行平均而得到的结果。即，比较对象的第二计数数据如图5的下部所示的那样，具有X射线的能谱。在图5的上部中，纵轴表示管电压，横轴表示时刻。另外，图5的上段中，点划线的矩形波表示“管电压的目标值”，实线的粗的矩形波表示管电压的实测值。另外，当在摄影中不切换管电压时(当管电压的实测值为恒定时)，将对在任意的多个时间点取得的多个第二计数数据进行平均而得到的结果作为比较对象的第二计数数据即可。此时，可将在时间上调制后的管电压的平均值作为估计结果来得到。
其它的结构与第一实施方式相同。
接着，参照图4的流程图，说明如以上那样构成的X射线CT装置的动作。
现在，设如上述那样，已执行步骤ST1。
在步骤ST1之后，在X射线CT装置中，一边在时间上调制管电压，一边驱动X射线管12，进行被检体P的摄影。
数据收集部(DAS)32收集第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，并将表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据向校正处理部62输出。
当接受到第一计数数据以及第二计数数据时，校正处理部62对在管电压的目标值相同的1视角内的多个时间点取得的多个第二计数数据进行平均，得到比较对象的第二计数数据。
之后，校正处理部62根据比较对象的第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计在时间上调制后的管电压。具体而言，校正处理部62使用比较对象的第二计数数据，与上述相同地执行步骤ST2～ST3。
以下，X射线CT装置与上述相同地执行步骤ST4～ST5，重建被检体P的医用图像数据。其中，用于重建的运算根据kV切换方式适当地变更。
如上述那样，根据本实施方式，即使在在时间上调制管电压驱动X射线管12的情况下，也根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计在时间上调制后的管电压。由此，即使在使用kV切换方式的情况下，也能够得到与第一实施方式相同的效果。
另外，本实施方式对多个时间点的第二计数数据进行平均，根据得到的第二计数数据来估计管电压。其中，本实施方式也可以变形为根据多个时间点的第二计数数据来估计多个时间点的管电压，对得到的结果进行平均来估计管电压。
＜第三实施方式＞
接着，对第三实施方式的X射线CT装置，参照图1进行说明。
第三实施方式是第一或第二实施方式的变形例，例如，能够根据被检体P的体型等，变更第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的区域。
如果进行补充，第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b将X射线检测器31划分为两个区域来使用。然而，该划分根据被检体P的体型等有可能会不合适。例如，根据被检体P的体型等，有可能被检体P的一部分会覆盖与第二X射线检测器31b对应的第二区域。
从而，本实施方式能够变更第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的区域。例如，也可以将第二X射线检测器31b的区域从X射线检测器31的左侧的端部区域变更为右侧的端部区域。或者，也可以使用X射线检测器31的左侧的端部区域作为第二X射线检测器31b的区域不变，而变更该端部区域的列数。
随之，输入部(输入装置)66根据操作者的操作，接受用于切换作为第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b来使用的区域的输入信号。另外，输入部66将所接受的输入信号经由***控制部61以及架台控制传送部41向数据收集部(DAS)32送出。
数据收集部(DAS)32具有根据输入部66所接受的输入信号，切换X射线检测器31中的、作为第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b而使用的区域的控制功能(控制部)。
根据以上那样的结构，输入部66预先接受输入信号。数据收集部(DAS)32根据输入部66所接受到的输入信号，切换X射线检测器31中的、作为第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b来使用的区域。
本实施方式在预先切换了作为第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b来使用的区域之后，与第一或第二实施方式相同地进行动作，因此，能够得到与第一或第二实施方式相同的效果。
＜第四实施方式＞
接着，参照图1，对第四实施方式的X射线CT装置进行说明。
第四实施方式是第一至第三的任一实施方式的变形例，根据能谱的一部分的区域来计算相似度。
随之，校正处理部62将第二计数数据和多个基准计数数据的每一个划分为多个能带，并将该各能带中的至少一个能带彼此进行比较，来求得相似度。
例如如图6所示，设分别将第二计数数据(实线)和多个基准计数数据(虚线)的各个划分为四个能带B1～B4。该划分例如由操作者设定能带的阈值即可。另外，该划分是一个例子，也可以适当地变更为其它的划分。
在此，第一能带B1是在低能量侧倾斜最大的带。另外，倾斜的大小是与其它的能带的倾斜进行比较时的大小。
第二能带B2与第一能带B1相邻，是在比该带B1高能量侧、倾斜小的带。
第三能带B3与第二能带B2相邻，是在比该带B2高能量侧、倾斜大幅变化的带。
第四能带B4与第三能带B3相邻，是在比该带B3高能量侧、倾斜小的带。
这四个能带B1～B4根据管电压而上下变化。在此，如图6所示，第二以及第四能带B2，B4的倾斜小，因此，曲线在与管电压(99.5kV～100.5kV)对应的变化的前后不重合，易于产生差异。
因此，校正处理部62通过比较划分出的各能带B1～B4中的至少一个能带B2彼此或B4彼此，来求得相似度。
其它的结构与第一至第三的任一实施方式相同。
接着，参照图4的流程图，说明如以上那样构成的X射线CT装置的动作。
现在，设如上述那样，已执行步骤ST1。
在步骤ST1之后，在X射线CT装置中，驱动X射线管12，进行被检体P的摄影。
数据收集部(DAS)32收集第一X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，并将表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据向校正处理部62输出。
当接受到第一计数数据以及第二计数数据时，校正处理部62将第二计数数据和多个基准计数数据的每一个划分成多个能带，通过比较该各能带中的至少一个能带彼此，来求得相似度(ST2)。
以下，X射线CT装置与上述相同，执行步骤ST3～ST5，重建被检体P的医用图像数据。
如上述那样，根据本实施方式，将第二计数数据和多个基准计数数据的每一个划分成多个能带B1～B4。另外，通过比较该各能带B1～B4中的至少一个能带B2彼此或B4彼此，来求得相似度。
由此，本实施方式除了得到与第一至第三实施方式相同的效果之外，与比较能带的全部区域时相比较，能够减少用于求得相似度的运算的负荷。
根据以上说明的至少一个实施方式，根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流。另外，使用根据估计出的管电压或管电流求得的能谱，校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据。另外，根据校正后的第一计数数据，重建医用图像数据。由此，能够校正从X射线管12照射的X射线的能谱的变动，能够准确地重建每个能量或每个能带的断层图像。
虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意在限定本发明的范围。这些新颖的实施方式能够以其它的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形被包含于发明的范围或要旨中，并且包含于权利要求书记载的发明及其等同的范围中。

Claims (10)

1.一种X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：
X射线管，照射X射线；
第一X射线检测器，对上述被照射的X射线的第一区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量；
第二X射线检测器，对上述被照射的X射线的第二区域中的X射线光子进行计数，取得该X射线光子的能量；
计数结果收集单元，收集上述第一X射线检测器以及第二X射线检测器的计数结果，输出表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据；
存储单元，存储分别与用于从上述X射线管照射X射线的多个管电压或管电流对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据；
估计单元，根据上述第二计数数据与上述多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流；
校正单元，使用根据估计出的上述管电压或管电流求得的能谱，校正与上述第二计数数据一起得到的上述第一计数数据；以及
重建部，根据上述校正后的第一计数数据，重建医用图像数据。
2.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述估计单元对上述第二计数数据与上述多个基准计数数据的每一个进行比较，将与具有最大相似度的基准计数数据对应的管电压或管电流估计为照射上述X射线时的管电压或管电流。
3.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述估计单元计算上述第二计数数据与上述多个基准计数数据的每一个的相似度，另外通过曲线来近似各相似度，将与上述曲线表示最大值时的相似度相关的管电压或管电流估计为照射上述X射线时的管电压或管电流。
4.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述估计单元通过对估计出的上述管电压或管电流、和两个上述各基准计数数据之间进行插值，来估计上述照射的X射线的能谱，两个上述各基准计数数据分别与夹着该管电压或管电流的两个管电压或管电流对应。
5.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述存储单元存储以预先设定的多个管电压或管电流从上述X射线管照射X射线、并通过上述第二X射线检测器以及上述计数结果收集单元得到的表示X射线的能谱的多个基准计数数据。
6.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
还具有载置被检体的病床，
上述第一区域至少包含与载置于上述病床的被检体对应的区域，
上述第二区域是与上述第一区域不同的区域。
7.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述第二X射线检测器与上述第一X射线检测器的端部连接地被设置。
8.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述估计单元将上述第二计数数据和上述多个基准计数数据的每一个划分为多个能带，将该各能带中的至少一个能带彼此进行比较，从而求出上述相似度。
9.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述第一X射线检测器以及第二X射线检测器将X射线检测器划分为两个区域来使用，
该X射线计算机断层摄影装置还具有：
输入装置，接受输入信号；以及
控制部，根据上述输入信号，切换作为上述X射线检测器中的上述第一X射线检测器以及第二X射线检测器来使用的区域。
10.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述X射线管一边在时间上调制管电压一边被驱动，
上述估计单元根据上述第二计数数据与上述多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计上述在时间上调制后的管电压。
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