WO2016039054A1 - フォトンカウンティングｃｔ装置および推定被ばく量算出方法 - Google Patents

フォトンカウンティングｃｔ装置および推定被ばく量算出方法 Download PDF

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WO2016039054A1
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WO
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unit
energy range
ray
estimated
exposure
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PCT/JP2015/072422
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English (en)
French (fr)
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小嶋　進一
恵介 山川
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
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    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus (hereinafter referred to as a PCCT apparatus) having a photon counting mode, and more particularly to a technique for managing the exposure amount of a subject in the PCCT apparatus.
  • a PCCT apparatus Computed Tomography apparatus
  • the X-ray CT apparatus obtains X-ray transmission data of a subject while rotating a pair of an X-ray source and an X-ray detector arranged opposite to each other with the subject interposed therebetween, and calculates a tomographic image (hereinafter referred to as a CT image). And is used as industrial and security inspection devices, medical diagnostic imaging devices, and the like.
  • Medical X-ray CT apparatuses include a PCCT apparatus equipped with a photon counting mode.
  • a photon counting type detector counts X-ray photons (X-ray photons) transmitted through a subject for each detection element.
  • X-ray photons X-ray photons
  • the X-ray intensity for each energy value can be obtained by discriminating each counted X-ray photon by the energy value.
  • the PCCT apparatus may extract and image only X-rays in a specific energy range and use it for diagnosis. In this case, by reducing X-rays outside the energy range as much as possible, the exposure amount of the patient as the subject can be reduced.
  • an X-ray attenuation body (hereinafter referred to as an X-ray filter) capable of changing the thickness is inserted between the X-ray source and the subject. Yes (see, for example, Patent Document 1).
  • an X-ray filter capable of changing the thickness
  • the exposure dose is calculated by changing the current value when the tube voltage is constant.
  • the distribution (spectrum) of the energy value of the irradiated X-rays is changed by the filter (including the bow tie filter), and the exposure amount is also increased. Change. For this reason, an accurate exposure amount cannot be obtained only by changing the current value.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances.
  • the exposure amount of the subject is accurately estimated with a simple configuration regardless of the spectrum shape of the irradiated X-ray.
  • an exposure dose by X-rays with a predetermined intensity for each predetermined energy range is obtained and stored as exposure data for each band.
  • the number of photons (intensity) of incident X-rays for each energy range is obtained as an X-ray spectrum that is irradiated according to the set imaging conditions and is incident on the detector without a subject.
  • the incident X-ray intensity is multiplied by the band-unit exposure data, and the result is added up for the entire energy range. Thereby, the exposure amount by irradiation X-rays irradiated according to the set imaging conditions is estimated.
  • the exposure amount of a subject can be estimated accurately with a simple configuration regardless of the spectrum shape of the irradiated X-ray.
  • FIG. 1 It is a block diagram of the photon counting CT apparatus of embodiment of this invention.
  • (A) And (b) is explanatory drawing for demonstrating the X-ray detector of embodiment of this invention. It is a functional block diagram of the calculating part of embodiment of this invention. It is explanatory drawing for demonstrating the principle of the X-ray photon count of the photon counting CT apparatus.
  • (A) is explanatory drawing for demonstrating the band unit exposure amount database of embodiment of this invention
  • (b) is explanatory drawing for demonstrating the data stored in the same band unit exposure amount database. is there.
  • (A) is explanatory drawing for demonstrating the band unit exposure amount database preparation method of embodiment of this invention
  • (b) is for demonstrating the spectrum acquisition method by the spectrum acquisition part of embodiment of this invention.
  • a photon counting CT apparatus having a photon counting type detector is used as an X-ray CT apparatus, instead of a conventional integral type (current mode measurement type) detector.
  • PCCT apparatus photon counting CT apparatus
  • photons (X-ray photons) derived from X-rays transmitted through a subject are counted by a detector.
  • X-ray photons have different energies.
  • X-ray photons are discriminated and counted for each predetermined energy band. Thereby, the number of X-ray photons for each energy band, that is, the X-ray intensity is obtained.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a PCCT apparatus 100 according to the present embodiment.
  • the PCCT apparatus 100 of this embodiment includes a UI unit 200, a measurement unit 300, and a calculation unit 400.
  • the UI unit 200 receives an input from the user and presents the processing result of the calculation unit 400 to the user. For this reason, the UI unit 200 includes an input device 210 such as a keyboard and a mouse, and an output device 220 such as a display device (monitor) and a printer.
  • the display device includes a liquid crystal display, a CRT (Cathode Ray Tube), and the like. Note that the display device may have a touch panel function and be configured to be used as the input device 210.
  • the measurement unit 300 irradiates the subject 101 with X-rays and measures X-ray photons transmitted through the subject 101 under the control of the calculation unit 400.
  • the measurement unit 300 includes an X-ray irradiation unit 310, an X-ray detection unit 320, a gantry (gantry) 330, a control unit 340, and a table 102 on which the subject 101 is placed.
  • a circular opening 331 for placing the subject 101 and the table 102 on which the subject 101 is placed is provided. Inside the gantry 330 are arranged a rotating plate 332 on which an X-ray tube 311 and an X-ray detector 321 described later are mounted, and a driving mechanism for rotating the rotating plate 332.
  • the circumferential direction of the opening 331 is defined as the x direction
  • the radial direction is defined as the y direction
  • the direction orthogonal thereto is defined as the z direction.
  • the z direction is the body axis direction of the subject 101.
  • the X-ray irradiation unit 310 generates X-rays and irradiates the subject 101 with the generated X-rays.
  • the X-ray irradiation unit 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 in accordance with the control of an 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 rotating plate 332 of the gantry 330 described later rotates.
  • the X-ray filter 312 adjusts the X-ray dose of X-rays emitted from the X-ray tube 311. That is, the X-ray spectrum is changed.
  • the X-ray filter 312 of this 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 exposure amount of the patient who is the subject 101. For this reason, it is designed so that the dose in the required energy band is increased.
  • the bow tie filter 313 suppresses the exposure amount of the peripheral part. Considering that the cross section of the human body that is the subject 101 is an ellipse, it is used to increase the dose near the center and lower the surrounding dose to optimize the exposure dose.
  • the X-ray detection unit 320 Each time an X-ray photon enters, the X-ray detection unit 320 outputs a signal capable of measuring the energy value of the X-ray photon.
  • the X-ray detection unit 320 includes an X-ray detector 321.
  • the X-ray detector 321 of this embodiment includes a plurality of detection elements 322 and a collimator 323 that limits the incident direction to the X-ray detector 321.
  • the structure shown in FIG. 2A is repeated in the x direction.
  • the X-ray detector 321 has a large number of detection elements 322 arranged in the x direction and the z direction at substantially equal distances from the X-ray generation point of the X-ray tube 311. You may have a structure.
  • planar detectors detector modules
  • the central portion of the plane is an arc
  • pseudo arc shape to obtain an X-ray detector. It is good also as 321.
  • Each detection element 322 outputs one pulse of an electrical signal (analog signal) each time an X-ray photon enters.
  • the output signal is input to the arithmetic unit 400 described later.
  • the detection element 322 an incident X-ray photon is directly converted into an electric signal, for example, a CdTe telluride cadmium telluride semiconductor element is used.
  • the detection element 322 may be a scintillator that emits fluorescence upon receiving X-rays and a photodiode that converts fluorescence into electricity.
  • the number of detection elements 322 (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 required time for rotation of the rotating plate 332 depends on the parameters input by the user via the UI unit 200.
  • the time required for rotation is 1.0 s / time.
  • the number of times of photographing in one rotation by the measurement unit 300 is 900, and one photographing is performed every time the rotating plate 332 rotates 0.4 degrees.
  • the control unit 340 controls the X-ray detection in the irradiation controller 341 that controls the irradiation of the X-rays from the X-ray tube 311, the gantry controller 342 that controls the rotational drive of the rotating plate 332, and the X-ray detector 321.
  • a controller 343 and a table controller 344 that controls driving of the table 102 are provided. These operate according to control by a measurement control unit 420 of the calculation unit 400 described later.
  • the calculation unit 400 controls the overall operation of the PCCT apparatus 100 and performs imaging by processing the data acquired by the measurement unit 300. As shown in FIG. 3, the calculation unit 400 of the present embodiment includes an imaging condition setting unit 410, a measurement control unit 420, a data collection unit 430, an exposure amount estimation unit 440, an image generation unit 450, and a band unit. An exposure dose database (DB) 470.
  • DB exposure dose database
  • the calculation unit 400 includes a central processing unit (CPU) 401, a memory 402, and an HDD (Hard disk drive) device 403.
  • CPU central processing unit
  • memory 402 a memory
  • HDD Hard disk drive
  • each function is realized by causing the central processing unit 401 to load a program stored in the HDD device 403 in advance into the memory 402 and execute it.
  • arithmetic unit 400 may be realized by an integrated circuit such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array).
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • the HDD device 403 stores data used for processing, data generated during processing, data obtained as a result of processing, and the like.
  • the processing result is also output to the output device 220 of the UI unit 200.
  • the band unit exposure DB 470 is constructed on the HDD device 403, for example.
  • the shooting condition setting unit 410 receives and sets shooting conditions from the user. For example, the shooting condition setting unit 410 displays a reception screen for receiving shooting conditions on the display device, and receives the shooting conditions via the reception screen. The user inputs photographing conditions by operating a mouse, a keyboard, and a touch panel, for example, via the reception screen.
  • the imaging conditions to be set are, for example, the tube current and tube voltage of the X-ray tube 311, the imaging range of the subject 101, the shape of the X-ray filter 312, the shape of the bow tie filter 313, and the resolution.
  • shooting conditions do not necessarily have to be input by the user every time.
  • typical shooting conditions may be stored in advance, and read and used.
  • the measurement control unit 420 controls the control unit 340 according to the shooting conditions set by the user, and performs measurement.
  • the measurement control unit 420 causes the table controller 343 to move the table 102 in a direction perpendicular to the rotary plate 332, and when the shooting position of the rotary plate 332 matches the specified shooting position. To stop moving. Thereby, the arrangement of the subject 101 is completed.
  • the measurement control unit 420 instructs the gantry controller 342 to operate the drive motor and start the rotation of the rotating plate 332 at the same timing as the instruction to the table controller 343.
  • the measurement control unit 420 instructs the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 311 to the irradiation controller 341, and the detection controller 344 instructs the imaging timing of the X-ray detector 321 to 344. Thereby, the measurement control unit 420 starts X-ray irradiation and X-ray photon detection, that is, measurement.
  • the measurement control unit 420 measures the entire photographing range by repeating these instructions.
  • the data collection unit 430 counts the photons derived from the X-rays detected by the X-ray detector 321 (X-ray photons) for each energy range of the first energy range section, and counts for each energy range. get information.
  • the data collection unit 430 of this embodiment includes a data collection system (DAS: Data Acquisition System, hereinafter referred to as DAS), and this DAS counts X-ray photons detected by the measurement unit 300.
  • DAS Data Acquisition System
  • the DAS acquires the 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.
  • the energy bin is a storage area set for each energy range of the first energy range section.
  • the first energy range section is obtained by dividing an energy range from 0 keV to the maximum energy of the X-ray tube 311 by a predetermined energy width ⁇ B.
  • the energy width ⁇ B is set to 20 keV, for example.
  • the maximum energy is 140 keV
  • the total energy range 0 keV to 140 keV is changed to B1 (0 to 20 keV), B2 (20 to 40 keV), B3 (40 to 60 keV), B4 (60 to 80 keV), B5 (80 to 100 keV). ), B6 (100 to 120 keV), and B7 (120 to 140 keV).
  • the DAS adds to the count result of the energy bin provided in association with the corresponding energy range according to the detected energy value of the X-ray photon.
  • the data collection unit 430 counts the number of X-ray photons for each energy range.
  • the obtained result shows the distribution of energy values (unit keV) of X-ray photons. Accordingly, the data collection unit 430 thereby obtains the energy distribution (spectrum) of the X-rays detected by the X-ray detector 321.
  • the data collection unit 430 outputs the obtained result as counting information.
  • the total energy range, the first energy range classification, that is, the number of energy bins, and the energy range corresponding to each energy bin are set in advance according to instructions from the user or the like.
  • the image generation unit 450 reconstructs an X-ray CT image from the number of X-ray photons (counting information) stored in each energy bin. For example, the image is reconstructed by performing Log transformation on the number of X-ray photons.
  • Various known methods such as the FeldKamp method and the successive approximation method can be used for the reconstruction.
  • the image generation unit 450 may perform various correction processes on the count information. Examples of the correction processing performed here include circuit linearity correction, logarithmic conversion processing, offset processing, sensitivity correction, and beam hardening correction.
  • projection data stored in all energy bins may not be used for generating an image. Only projection data stored in an energy bin corresponding to a predetermined energy range may be used.
  • the exposure dose estimation unit 440 obtains an estimated exposure dose of the subject 101 according to the shooting conditions set by the user.
  • the exposure amount band unit exposure amount
  • X-rays in each energy range (energy band) of the predetermined second energy range section are irradiated with a predetermined irradiation intensity (unit irradiation intensity).
  • the exposure dose estimation unit 440 includes a spectrum (energy distribution) acquisition unit 441 and an estimated exposure dose calculation unit 442.
  • a band-unit exposure dose DB 470 created in advance is used.
  • the exposure dose estimation unit 440 of the present embodiment presents the calculated estimated exposure dose to the user.
  • the presentation is performed, for example, by displaying the estimated exposure dose on a display device.
  • the band unit exposure DB 470 holds the exposure amount per unit irradiation intensity in each energy range for each predetermined second energy range section as band unit exposure data.
  • the second energy range classification is obtained by dividing the entire energy range of X-ray photons by a predetermined energy width ⁇ E.
  • the energy width ⁇ E is, for example, 1 keV.
  • the band-unit exposure dose DB 470 divides this total energy range into 140 energy ranges (energy bands) for each ⁇ E (1 keV), The exposure amount per unit irradiation intensity in the energy range is stored.
  • the band unit exposure amount DB 470 includes the band unit exposure amounts D (E1), D (E2),... D for each energy range E1, E2,. (En),... D (EN) are stored.
  • N is an integer greater than or equal to 1, for example, 140.
  • N is an integer from 1 to N.
  • the band unit exposure dose is obtained, for example, by irradiating X-rays of known energy from the X-ray tube 311 and actually measuring.
  • the actual measurement is performed, for example, with an X-ray measuring instrument 601 inserted at a plurality of positions in the phantom 610 as shown in FIG.
  • the phantom 610 is disposed at a position where the subject 101 is disposed.
  • a CTDI (Computed Tomography Dose Index) value (unit mSv) is used as the band unit exposure amount.
  • the CTDI value obtained by actual measurement is a discrete value at the energy point (E) of irradiated X-rays.
  • this discrete value is used as the band unit exposure amount of each energy range.
  • the CTDI value D (E) actually measured using the irradiation X-rays of energy E is set as a dose exposure unit in the band in the energy range of ⁇ ⁇ E / 2 with the energy point E as the center. .
  • the CTDI value by X-rays of (139 to 140 ⁇ EkeV) is stored in the band unit exposure dose DB 470.
  • the CTDI values of the respective energy ranges are ⁇ E / 2, ⁇ E + ⁇ E / 2,... (N ⁇ 1) ⁇ E + ⁇ E / 2, 139 ⁇ E + ⁇ E / 2. It is set as the CTDI value by X-rays of each energy.
  • a radioactive ray source that emits monochromatic radiation or radiation of a predetermined energy is used.
  • radioactive ray source when a radioactive ray source is used, only X-rays and ⁇ -rays having energy specific to the radioactive substance used can be obtained. For example, when Americium-241 ( 241 Am) is used, 59.5 keV gamma rays are generated. When iodine-125 ( 125 I) is used, 35 keV and 27 keV ⁇ rays are generated. Similarly, other radioactive radiation sources generate only ⁇ rays with a predetermined energy.
  • the band unit exposure dose DB 470 interpolates the exposure doses calculated using a plurality of different radioactive sources to obtain the band unit exposure dose of each energy band, Is done.
  • the bandwidth unit exposure DB 470 does not necessarily have to be created by actual measurement.
  • a physical phenomenon related to the behavior of radiation may be treated as probabilistic, and the unit dose of each energy may be calculated using Monte Carlo simulation that tracks the physical process of radiation (particles) using random numbers. In this case, it is desirable to perform correction by comparing the simulation result with the actually measured value in the energy value that can be actually measured by the radioactive radiation source.
  • the band unit exposure dose DB 470 is created in advance at a predetermined timing before photographing, such as when the apparatus is manufactured or installed. At this time, the estimated exposure dose can be obtained more accurately by reducing the energy range width ⁇ E.
  • the exposure amount in each energy range may not be due to X-rays having a predetermined unit intensity. X-rays with different intensities may be used.
  • the X-ray intensity used when calculating the exposure dose is also stored in the band unit exposure dose DB 470.
  • the estimated exposure dose is calculated by taking into account the X-ray intensity at the time of data acquisition.
  • the spectrum acquisition unit 441 uses the count information for each energy range section collected by the data collection unit 430 and the energy distribution (spectrum) of X-rays emitted from the X-ray tube 311 according to the imaging conditions set by the imaging condition setting unit 410. Get. At this time, the spectrum is obtained without arranging the subject 101 as shown in FIG.
  • the spectrum acquisition unit 441 acquires a spectrum in a state where these filters used for actual photographing are installed.
  • the spectrum acquisition unit 441 instructs the measurement control unit 420 to irradiate X-rays according to the imaging conditions without the subject 101, and acquires a spectrum.
  • the spectrum acquired by the spectrum acquisition unit 441 is a discrete spectrum of the X-ray intensity incident on the X-ray detector 321 for each energy range of the first energy range section.
  • each energy range width ⁇ B according to the first energy range section of the PCCT apparatus 100 is set to each of the second energy range sections that are intervals used in the band unit exposure amount DB 470 described later.
  • the description will be made assuming that the energy range is the same as the width ⁇ E, and that each energy range is the same.
  • the estimated exposure amount calculation unit 442 includes band unit exposure amount data that is exposure amount data per unit intensity for each energy range (energy band) of a predetermined second energy range section of X-rays, and a spectrum acquisition unit.
  • the estimated exposure dose is calculated using the spectrum acquired by 441. That is, using the value of the band unit exposure DB 470 and the spectrum acquired by the spectrum acquisition unit 441, the exposure amount (estimated exposure amount) of the subject 101 when shooting is performed under the set shooting conditions.
  • the estimated exposure dose EsD (E) at this energy value E is expressed by the following equation (1).
  • EsD (E) D (E) ⁇ S (E) (1)
  • the band-unit exposure dose D held in the band-unit exposure DB 470 and the values that can be taken by the spectrum S acquired by the spectrum acquisition unit 441 are both discrete values with an interval ⁇ E. Accordingly, the estimated dose calculation unit 442 actually calculates the estimated dose EsD all according to the following equation (3).
  • S (i ⁇ E) is the spectrum of the energy band between (i-1) ⁇ ⁇ E and i ⁇ ⁇ E
  • D (i ⁇ E) is the energy between (i-1) ⁇ ⁇ E and i ⁇ ⁇ E. This is the exposure amount of the band in band units.
  • the total range is set from 1 to infinity for convenience.
  • the upper limit of the generated photon energy is determined by the voltage value set by the X-ray source, and therefore it is sufficient to add within the range.
  • the above equation (3) is expressed by the following equation (4).
  • the estimated exposure amount calculation unit 442 of the present embodiment multiplies the band unit exposure amount of the energy range section and the X-ray intensity of the energy range section for each first energy range section. To calculate the estimated exposure dose of the energy range category. And the estimated exposure amount of the whole energy range is obtained by adding the estimated exposure amount of each energy range division.
  • FIG. 7 is a processing flow of the photographing process of the present embodiment.
  • the band unit exposure DB 470 is created in advance.
  • the shooting condition setting unit 410 receives and sets shooting conditions from the user via the UI unit 200 (step S1101) (step S1102).
  • Imaging conditions for accepting input include tube voltage, tube current, thickness and shape of the X-ray filter 312, and shape of the bow tie filter 313.
  • the exposure dose estimation unit 440 calculates the estimated exposure dose under the accepted imaging conditions (step S1103). Then, the exposure dose estimation unit 440 presents the calculation result to the user (step S1104) and accepts an input indicating whether or not it is possible (step S1105). At this time, the exposure dose estimation unit 440 may be configured to further display not only the estimated exposure dose but also the spectrum as a calculation result.
  • step S1105 upon receiving a possible instruction from the user, the measurement control unit 420 performs measurement in accordance with the shooting conditions set in step S1102 (step S1106), and the data collection unit 430 collects data.
  • the image generation unit 450 generates an image from the data collected by the data collection unit 430 (step S1107), and ends the process.
  • step S1105 if a non-permitted instruction is received from the user, the process returns to step S1101, and the shooting condition setting unit 410 receives a new shooting condition.
  • the shooting condition setting unit 410 may automatically change the shooting condition without receiving an input of a new shooting condition from the user. In this case, the process returns to step S1102, the changed shooting condition is set, and the process is repeated.
  • the impossibility instruction is usually given when the estimated exposure dose is large. Therefore, for example, the tube voltage may be automatically reduced. Alternatively, only an instruction from the user to increase or decrease the exposure amount may be received, and the tube voltage may be changed by a predetermined voltage accordingly.
  • step S1105 the estimated exposure dose is presented to the user, and an acceptability instruction is accepted.
  • the present invention is not limited to this.
  • the shooting condition setting unit 410 automatically determines according to the estimated exposure dose calculated in step S1103, and changes the shooting condition as necessary. You may comprise.
  • a threshold value for determining whether or not it is possible is held in advance.
  • a parameter to be changed when it is determined as impossible and a change amount thereof are also held.
  • the imaging condition setting unit 410 allows the process to proceed to step S1106 and execute measurement. On the other hand, if it is equal to or greater than the threshold, the imaging condition setting unit 410 subtracts the tube voltage from the current value by ⁇ V, and repeats the processing from step S1102.
  • the exposure amount estimation unit 440 instructs the measurement control unit 420 and the data collection unit 430 to count X-rays detected by irradiating X-rays without the subject 101 under the imaging conditions at that time. Is obtained (step S1201).
  • the spectrum acquisition unit 441 acquires a spectrum (energy value (X-ray intensity) of each energy range) based on the count information (step S1202).
  • the estimated dose calculation unit 442 calculates the estimated dose for the entire energy range.
  • the estimated exposure amount calculation unit 442 calculates an estimated exposure amount EsD (i ⁇ E) in the i-th energy range, that is, the energy range (band) between (i ⁇ 1) ⁇ ⁇ E and i ⁇ ⁇ E (Ste S1204). As described above, the calculation is performed by multiplying the band unit exposure amount D (i ⁇ E) held in the band unit exposure amount DB 470 of the energy range (band) by the spectrum S (i ⁇ E) of the energy range. .
  • the estimated radiation amount calculation unit 442 the estimated exposure of ESD of the calculated i-th energy range (band) to (AiderutaE), is added to the estimated amount of exposure ESD all the entire energy range (step S1205).
  • the estimated dose calculation unit 442 repeats the above processing until the counter i becomes larger than the total number N (steps S1206 and S1207). Then, the estimated exposure amount EsD all at the time when the counter i reaches N + 1 is set as the estimated exposure amount, and the process is terminated.
  • the estimated exposure dose EsD (i ⁇ E) calculated for each energy range is added to the EsD all calculated so far to obtain the estimated exposure dose of the entire energy range.
  • the estimated exposure doses may be summed up.
  • the exposure dose estimation unit 440 may further include a correction unit 443 as shown in FIG.
  • the correction unit 443 corrects the influence of scattered radiation on the estimated exposure amount calculated by the estimated exposure amount calculation unit 442.
  • the correction unit 443 performs correction by subtracting the scattered dose from the energy value of each energy range of the first energy range section acquired by the spectrum acquisition unit 441.
  • the scattered dose is estimated by, for example, calculating the scattered dose for each energy range segment incident on each detection element 322 by Monte Carlo simulation including the collimator 323 and the substrate on the back of the detection element 322.
  • the correction unit 443 uses the Monte Carlo simulation to detect each detection element 322.
  • the scattered dose incident on is calculated for each energy range.
  • amendment part 443 each subtracts a scattered dose from a measurement X dose for every energy range, and obtains the dose after correction
  • the estimated dose calculation unit 442 estimates the dose using the corrected dose. That is, the corrected dose EsD all is calculated using the corrected dose as S (i ⁇ E) in the above equation (3).
  • an estimated exposure amount can be calculated more accurately.
  • the PCCT apparatus 100 includes the X-ray irradiation unit 310 that irradiates X-rays, the photon counting X-ray detector 321 that detects the X-rays, and the X-ray detector 321.
  • the X-ray photons derived from the X-rays detected in step 1 are counted for each energy range of the predetermined first energy range section, and the data collection unit 430 for obtaining count information for each energy range, and the imaging set by the user
  • An exposure dose estimation unit 440 that obtains an estimated exposure dose of the subject 101 according to conditions, and the exposure dose estimation unit 440 distributes the energy distribution of X-rays emitted from the X-ray irradiation unit 310 according to the imaging conditions.
  • a spectrum acquisition unit 441 that obtains the spectrum from the count information of each energy range of the first energy range section, and a predetermined number of X-rays
  • An estimated exposure amount calculation unit 442 for calculating the estimated exposure amount using the band unit exposure amount data which is exposure amount data per unit intensity for each energy range of the energy range section and the spectrum. .
  • the band unit exposure amount database 470 may be created by interpolating the exposure dose calculated using a plurality of radioactive sources having different energies.
  • the said exposure amount estimation part 440 may further be provided with the correction
  • the display device may further display the X-ray spectrum.
  • the PCCT apparatus 100 can accurately estimate the exposure dose with a simple configuration regardless of the spectrum shape of the irradiated X-rays. Therefore, even if the shape of the irradiation spectrum is changed using a filter or the like, the exposure dose can be estimated with high accuracy according to the imaging conditions, and the accuracy of exposure dose management of the subject 101 is increased. Accordingly, the inspection can be executed efficiently.
  • each energy range (energy range by 1st energy range division) of energy bin set to PCCT apparatus 100, and each energy range (energy by 2nd energy range division) of band unit exposure amount DB470. (Range) is described as matching.
  • the data collection unit 430 sets energy bins for each unit band ⁇ E and counts X-ray photons, and the spectrum acquisition unit 441 matches each energy range of the band unit exposure DB 470. For each energy range, an X-ray intensity is obtained and a spectrum is obtained.
  • the energy bin bandwidth (energy range width) ⁇ B is different from each energy range width ⁇ E of the band unit exposure dose DB 470.
  • a processing method in such a case will be described.
  • the energy range width of the band unit exposure dose DB 470 is 1 keV.
  • the bandwidth of the energy bin of the PCCT apparatus 100 is 1 keV, the amount of data becomes enormous.
  • the maximum energy of the X-ray tube 311 is 120 keV, 120 energy bins are required, and the spectrum acquisition unit 441 discriminates X-ray photons into 120 energy bands. The same applies to the subsequent measurement processing.
  • the energy bandwidth ⁇ B is set larger than the energy range width ⁇ E of the band unit exposure amount DB 470 ( ⁇ B > ⁇ E).
  • FIG. 9 illustrates a case where ⁇ B is 10 times ⁇ E.
  • the estimated dose calculation unit 442 performs multiplication after matching the widths of the two.
  • the estimated exposure amount calculation unit 442 converts either one of the count information and the band unit exposure amount data into a value acquired in the other energy range section, and calculates the estimated exposure amount. .
  • a conversion method As a conversion method, a method (first method) of converting each band unit exposure amount of the band unit exposure amount DB 470 into a value of each energy range of the energy bin, and an energy range of the energy bin acquired by the spectrum acquisition unit 441 There is a method (second method) in which the X-ray intensity for each is converted into the value of each energy range of the band unit exposure dose DB 470.
  • the average value of the band unit exposure amount for each energy range of the first energy range section in the band unit exposure amount DB 470 is calculated, and the band unit exposure of each energy range of the first energy range section is calculated. Amount.
  • the band unit exposure amount DB 470 includes 0 to 1 keV, 1 to 2 keV, 2 to 3 keV,..., 9 to 10 keV, 10 to 11 keV, The dose unit D of the band unit in each energy range is held. Further, when the energy range width ⁇ B of the PCCT apparatus 100 is 10 keV and the maximum tube voltage is 120 keV, the spectrum acquisition unit 441 has each energy range of 0 to 10 keV, 10 to 20 keV, 20 to 30 keV,..., 110 to 120 keV. X-ray intensity is acquired.
  • the estimated exposure dose calculation unit 442 extracts 10 band unit exposure doses of 0 to 1 keV, 1 to 2 keV, 2 to 3 keV,..., 9 to 10 keV from the band unit exposure dose DB 470, and averages these values. Is calculated as the band unit exposure amount in the energy range of 0 to 10 keV. For other energy ranges, the same calculation is performed to obtain the band unit exposure amount of each energy range by the first energy range section.
  • the estimated dose calculation unit 442 interpolates the X-ray intensity of a finer energy range from the X-ray intensity of each energy range acquired by the spectrum acquisition unit 441 by the first energy range section by interpolation. obtain. First, an intermediate energy value of each energy range of the first energy range section is determined as an energy range value by the second energy range section. And using these, the value of the energy range of another 2nd energy range division is calculated by interpolation.
  • the energy range width ⁇ B by the first energy range section is 10 keV
  • the energy range width ⁇ E by the second energy range section is 1 keV.
  • the estimated dose calculation unit 442 converts the X-ray intensity of each energy range width acquired by the spectrum acquisition unit 441 into an X-ray intensity of 1/10 energy range width.
  • the X-ray intensity in the energy range of 1 keV in the vicinity of the intermediate value of 5 keV is set to 1/10 of the initial value.
  • the X-ray intensity in the energy range of 1 keV in the vicinity of 15 keV is set to 1/10 of the initial value
  • the X-ray intensity in the energy range of 1 keV in the vicinity of 25 keV, 1/10 of the initial value is obtained from the obtained X-ray intensities of 5 keV, 15 keV, 25 keV,....
  • the X-ray intensity of each energy range in 1 keV increments of the entire range is obtained by interpolation.
  • the X-ray intensity by X-ray photons in that state is 0.
  • the maximum tube voltage for example, 120 kV
  • X-rays exceeding this tube voltage are not generated. Therefore, the X-ray intensity of the X-ray photon at the maximum tube voltage is also set to zero.
  • the X-ray intensity of each energy range is obtained by interpolation from these boundary values and each X-ray intensity of 5 keV, 15 keV,.
  • the interpolation is performed by, for example, linear interpolation or interpolation using a spline function.
  • the exposure amount can be estimated with high accuracy. Even in the case where the PCCT apparatus 100 cannot count in units of energy ranges equivalent to the band unit exposure amount, the exposure amount can be estimated with high accuracy regardless of the spectrum shape.
  • the transfer data amount can be reduced when obtaining the spectrum by setting it wide.
  • it is configured to obtain a spectrum that matches the energy range of the band unit exposure DB 470 by changing the energy range to be measured for each measurement, instead of converting after acquiring the spectrum. May be.
  • the number of energy bins is 12.
  • the first measurement measurement is made in the energy range of 0 to 12 keV, and in each energy bin, the energy band of 0 to 1 keV, 1 to 2 keV, ... 11 to 12 keV, respectively.
  • X-ray photons are counted.
  • the second measurement measurement is made in the energy range of 12 to 24 keV, and X-ray photons in the energy band of 12 to 13 keV, 13 to 14 keV,..., 23 to 24 keV are counted in each energy bin, respectively.
  • measurement in the energy range of 0 to 120 keV is realized.
  • the measurement control unit 420 controls the measurement in this way, so that a finer energy bandwidth can be measured with the same number of energy bins. Therefore, even with a PCCT apparatus having a small number of energy bins, it is possible to obtain an X-ray intensity for each energy range equivalent to the band-unit exposure dose DB 470, and the estimated exposure dose calculation unit 442 calculates a highly accurate estimated exposure dose. It can be calculated.
  • the exposure dose is confirmed using only the estimated exposure dose.
  • an image acquired under the shooting conditions may be presented to the user as reference data and asked to make a determination.
  • the calculation unit 400 further includes an image database (image DB) 490 that holds images acquired in association with shooting conditions, as shown in FIG.
  • image DB 490 is constructed in the HDD device 403.
  • the image DB 490 is created by storing image data acquired in association with the shooting conditions for acquiring the image every time the image is acquired.
  • the image DB 490 stores image data that can specify the image quality in association with the shooting conditions that affect the image quality among the shooting conditions.
  • imaging conditions that affect image quality include, for example, tube voltage, tube current, the shape of the X-ray filter 312, the shape of the bow tie filter 313, and the like.
  • the image data held in the image DB 490 may be further associated with the physique information of the subject 101.
  • the physique information of the subject 101 includes, for example, height, weight, waist circumference, chest circumference, and the like. Further, when an image is already held under the same shooting condition at the time of storage, the image may be updated to the latest one.
  • the exposure dose estimation unit 440 presents the image held in the image database according to the set shooting condition to the user together with the estimated exposure dose in step S1104.
  • the presented image data is image data held in the image DB 490 in association with the shooting conditions at that time.
  • FIG. 10B shows a screen example 710 displayed. As shown in this figure, in this case, an estimated exposure dose 711 and image data 712 are presented to the user. As described above, a spectrum may be further displayed.
  • step S1105 the user instructs to perform photographing as possible in step S1105, and otherwise instructs that it is not possible. In this case, the process returns to step S1101 to change the shooting conditions.
  • the estimated exposure dose and the image quality image are simultaneously presented to the user. Therefore, the user can grasp these simultaneously. Therefore, the user can grasp the diagnostic ability of the obtained image and can prevent invalid exposure due to insufficient dose.
  • the calculation unit 400 may further include an estimated dose database (estimated dose DB) 480 that holds estimated doses calculated in association with imaging conditions.
  • the exposure dose estimation unit 440 refers to the estimated exposure dose DB 480 prior to acquisition of the X-ray spectrum, and if the estimated exposure dose is held in association with the set imaging conditions, the exposure dose is stored. The estimated exposure dose is obtained as the estimated exposure dose of the subject.
  • the exposure dose estimation unit 440 does not calculate the estimated exposure dose but estimates the estimated exposure dose. Acquired from the quantity DB 480.
  • this estimated dose DB 480 stores the estimated dose in association with the imaging conditions.
  • the estimated exposure dose DB 480 holds the calculated estimated exposure dose in association with the imaging conditions set when the estimated exposure dose is calculated. By creating.
  • the estimated dose DB 480 is built in the HDD device 403.
  • the exposure amount estimation unit 440 first determines whether or not the imaging condition that matches the set imaging condition is stored in the estimated exposure DB 480 before acquiring the spectrum. . And when it memorize
  • the calculation unit 400 has been described as being included in the PCCT apparatus 100, but is not limited to this configuration.
  • the PCCT apparatus 100 may be constructed on an information processing apparatus that can transmit and receive data and is independent of the PCCT apparatus 100.
  • the UI unit 200 may have an independent configuration capable of transmitting / receiving information to / from the PCCT apparatus 100.
  • the UI unit 200 and the calculation unit 400 may be realized by a single information processing apparatus.
  • FFS Fluorescence focal spot imaging
  • the focal position moving method of the X-ray tube 311 is determined according to the resolution of the subject 101 and set as imaging conditions.

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Abstract

　フォトンカウンティングＣＴ装置において、照射されるＸ線のスペクトル形状によらず、簡易な構成で、精度よく、被写体の被ばく量を推定する。　予め、所定のエネルギー範囲毎の、所定の強度のＸ線による被ばく量を得、帯域単位被ばく量データとして保持しておく。撮影条件が設定されると、設定された撮影条件に応じて照射され、被写体のない状態で検出器に入射するＸ線のスペクトルとして、エネルギー範囲毎の入射Ｘ線のフォトン数（強度）を得る。エネルギー範囲毎に、入射Ｘ線の強度と帯域単位被ばく量データとを乗算し、その結果を、全エネルギー範囲について合算する。これにより、設定された撮影条件に応じて照射される照射Ｘ線による被ばく量を推定する。

Description

フォトンカウンティングＣＴ装置および推定被ばく量算出方法
　本発明はフォトンカウンティング（ｐｈｏｔｏｎ　ｃｏｕｎｔｉｎｇ）モードを有するＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置（以下、ＰＣＣＴ装置と呼ぶ。）に係り、特に、ＰＣＣＴ装置における被写体の被ばく量を管理する技術に関する。
　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、工業用およ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。
　医学用のＸ線ＣＴ装置には、フォトンカウンティングモードを搭載したＰＣＣＴ装置がある。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、被写体を透過したＸ線の光子（Ｘ線フォトン）を検出素子毎にカウントする。これにより、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得、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、カウントした個々のＸ線フォトンをエネルギー値で弁別することにより、エネルギー値毎の、Ｘ線強度を得ることができる。これを利用し、ＰＣＣＴ装置では、特定のエネルギー範囲のＸ線のみを抽出して画像化し、診断に用いることがある。この場合、当該エネルギー範囲以外のＸ線を極力減らすことにより、被写体である患者の被ばく量を低減できる。
　このエネルギー範囲外のＸ線を減らす手法には、例えば、Ｘ線源と被写体との間に、厚さの変更が可能なＸ線減弱体（以後、Ｘ線フィルタと呼ぶ）を挿入するものがある（例えば、特許文献１参照）。特許文献１の手法では、Ｘ線フィルタにより、不要なエネルギー範囲のＸ線を低減させる。
特開２０１４－６９０３９号公報
　被ばくを低減するには、被ばく量の正確な算定が重要である。一般に、被ばく量は、管電圧が一定の場合、電流値の変化により算出する。しかしながら、特許文献１のように、様々な形状や厚みのフィルタを使用する場合、フィルタ(ボウタイフィルタも含む)により、照射されるＸ線のエネルギー値の分布（スペクトル）が変化し、被ばく量も変化する。このため、電流値の変化だけでは正確な被ばく量は得られない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ＰＣＣＴ装置において、照射されるＸ線のスペクトル形状によらず、簡易な構成で、精度よく、被写体の被ばく量を推定する。
　予め、所定のエネルギー範囲毎の、所定の強度のＸ線による被ばく量を得、帯域単位被ばく量データとして保持しておく。撮影条件が設定されると、設定された撮影条件に応じて照射され、被写体のない状態で検出器に入射するＸ線のスペクトルとして、エネルギー範囲毎の入射Ｘ線のフォトン数（強度）を得る。エネルギー範囲毎に、入射Ｘ線の強度と帯域単位被ばく量データとを乗算し、その結果を、全エネルギー範囲について合算する。これにより、設定された撮影条件に応じて照射される照射Ｘ線による被ばく量を推定する。
　本発明により、ＰＣＣＴ装置において、照射されるＸ線のスペクトル形状によらず、簡易な構成で、精度よく、被写体の被ばく量を推定できる。
本発明の実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成図である。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の実施形態のＸ線検出器を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の演算部の機能ブロック図である。 フォトンカウンティングＣＴ装置のＸ線フォトン数計数の原理を説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の帯域単位被ばく量データベースを説明するための説明図であり、（ｂ）は、同帯域単位被ばく量データベースに格納されるデータを説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の帯域単位被ばく量データベース作成手法を説明するための説明図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態のスペクトル取得部によるスペクトル取得手法を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の撮影処理のフローチャートである。 本発明の実施形態の推定被ばく量算出処理のフローチャートである。 本発明の実施形態の変形例その１の各エネルギー範囲幅を説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の画像データベースを説明するための説明図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態の表示画面例を説明するための説明図であり、（ｃ）は、本発明の実施形態の推定被ばく量データベースを説明するための説明図である。
　本発明の実施形態の一例を説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　［Ｘ線ＣＴ装置の概略構成］
　本実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置として、従来の積分型（電流モード計測方式）の検出器ではなく、フォトンカウンティング方式の検出器を有するフォトンカウンティングＣＴ装置（ＰＣＣＴ装置）を用いる。ＰＣＣＴ装置では、被写体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線フォトン）を、検出器で計数する。
　個々のＸ線フォトンは、異なるエネルギーを有する。ＰＣＣＴ装置では、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。
　このような特徴を有する、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００の構成を説明する。図１は、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００の概略構成図である。本図に示すように、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００は、ＵＩ部２００と、計測部３００と、演算部４００と、を備える。
　ＵＩ部２００は、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。このため、ＵＩ部２００は、キーボード、マウスといった入力装置２１０と、表示装置（モニタ）、プリンタといった出力装置２２０とを備える。表示装置は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ　Ｒａｙ　Ｔｕｂｅ）等で構成される。なお、表示装置は、タッチパネル機能を有し、入力装置２１０として使用するよう構成してもよい。
　［計測部］
　計測部３００は、演算部４００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と、Ｘ線検出部３２０と、ガントリ（Ｇａｎｔｒｙ：構台）３３０と、制御部３４０と、被写体１０１を載置するテーブル１０２と、を備える。
　　［ガントリ］
　ガントリ３３０の中央には、被写体１０１と、被写体１０１を載置するテーブル１０２とを配置するための円形の開口部３３１が設けられる。ガントリ３３０の内部には、後述するＸ線管３１１および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。
　なお、以下、本明細書において、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。
　　［Ｘ線照射部］
　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、ファン角およ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考慮し、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］
　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を備える。
　Ｘ線検出器３２１の一部を図２（ａ）に例示する。本実施形態のＸ線検出器３２１は、複数の検出素子３２２と、Ｘ線検出器３２１への入射方向を制限するコリメータ３２３と、を備える。
　また、図２（ａ）に示す構造はｘ方向に繰り返される。また、Ｘ線検出器３２１は、図２（ｂ）に示すように、Ｘ線管３１１のＸ線発生点から略等距離の位置に多数の検出素子３２２を、ｘ方向およびｚ方向に配列した構成を有していてもよい。
　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は、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）を出力する。出力される信号は、後述する演算部４００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）およ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。
　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回転における撮影回数は、例えば、９００回であり、回転板３３２が０．４度回転する毎に１回の撮影が行われる。
　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。
　　［制御部］
　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、Ｘ線検出器３２１におけるＸ線検出を制御する検出制御器３４３、テーブル１０２の駆動を制御するテーブル制御器３４４、を備える。これらは、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］
　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処理することにより、撮影を行う。本実施形態の演算部４００は、図３に示すように、撮影条件設定部４１０と、計測制御部４２０と、データ収集部４３０と、被ばく量推定部４４０と、画像生成部４５０と、帯域単位被ばく量データベース（ＤＢ）４７０と、を備える。
　演算部４００は、中央処理装置（ＣＰＵ：Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）４０１と、メモリ４０２と、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ　ｄｉｓｋ　ｄｒｉｖｅ）装置４０３と、を備える。例えば、ＨＤＤ装置４０３に予め保持するプログラムを、中央処理装置４０１がメモリ４０２にロードして実行することにより、各機能を実現する。
　なお、演算部４００の全部または一部の機能は、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）などの集積回路などにより実現してもよい。
　また、ＨＤＤ装置４０３には、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が保存される。なお、処理結果は、ＵＩ部２００の出力装置２２０にも出力される。帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、例えば、ＨＤＤ装置４０３上に構築される。
　［撮影条件設定部］
　撮影条件設定部４１０は、ユーザから撮影条件を受け付けて設定する。例えば、撮影条件設定部４１０は、撮影条件を受け付ける受付画面を表示装置に表示し、受付画面を介して撮影条件を受け付ける。ユーザは、受付画面を介して、例えば、マウス、キーボード、タッチパネルを操作することにより、撮影条件を入力する。
　設定する撮影条件は、例えば、Ｘ線管３１１の管電流、管電圧、被写体１０１の撮影範囲、Ｘ線フィルタ３１２の形状、ボウタイフィルタ３１３の形状、分解能等である。
　なお、撮影条件は、必ずしも毎回ユーザが入力する必要はない。例えば、事前に、典型的な撮影条件を保存し、それを読み出して用いてもよい。
　［計測制御部］
　計測制御部４２０は、ユーザが設定した撮影条件に従って、制御部３４０を制御し、計測を実行する。
　具体的には、計測制御部４２０は、テーブル制御器３４３に対し、テーブル１０２を回転板３３２に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮影位置が指定された撮影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。
　また、計測制御部４２０は、テーブル制御器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を動作させ、回転板３３２の回転を開始するよう指示を行う。
　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し、検出制御器３４４に対し、Ｘ線検出器３２１の撮影タイミングを指示する。これにより、計測制御部４２０は、Ｘ線の照射およびＸ線フォトンの検出、すなわち、計測を開始する。
　計測制御部４２０は、これらの指示を繰り返すことで撮影範囲全体を計測する。
　なお、公知のヘリカルスキャン（Ｈｅｌｉｃａｌ　Ｓｃａｎ）のように、テーブル１０２を移動させながら撮影を行うよう制御してもよい。
　［データ収集部］
　データ収集部４３０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、予め定めた第一のエネルギー範囲区分の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。本実施形態のデータ収集部４３０は、データ収集システム（ＤＡＳ：Ｄａｔａ　Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　Ｓｙｓｔｅｍ、以下ＤＡＳと表記）を備え、このＤＡＳが、計測部３００が検出したＸ線フォトンの計数を行う。
　ＤＡＳ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、第一のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎に設定される記憶領域である。
　第一のエネルギー範囲区分は、０ｋｅＶ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。エネルギー幅ΔＢは、例えば、２０ｋｅＶとする。例えば、最大エネルギーを１４０ｋｅＶとすると、全エネルギー範囲０ｋｅＶ～１４０ｋｅＶを、Ｂ１（０～２０ｋｅＶ）、Ｂ２（２０～４０ｋｅＶ）、Ｂ３（４０～６０ｋｅＶ）、Ｂ４（６０～８０ｋｅＶ）、Ｂ５（８０～１００ｋｅＶ）、Ｂ６（１００～１２０ｋｅＶ）、Ｂ７（１２０～１４０ｋｅＶ）の７つのエネルギー範囲に区分する。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。
　その結果の例を図４に示す。このように、データ収集部４３０は、エネルギー範囲毎に、Ｘ線フォトンの数を計数する。本図に示すように、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４３０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４３０は、得られた結果を、計数情報として出力する。
　なお、全エネルギー範囲、第一のエネルギー範囲区分、すなわち、エネルギービン数、各エネルギービンに対応するエネルギー範囲は、予め、ユーザからの指示等に従って設定される。
　［画像生成部］
　画像生成部４５０は、各エネルギービンに保存されたＸ線フォトン数（計数情報）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。
　なお、画像の再構成にあたり、画像生成部４５０は、計数情報に対して、各種の補正処理を行ってもよい。ここで行う補正処理は、例えば、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などである。
　なお、画像の生成には、全てのエネルギービンに保存された投影データを用いなくてもよい。予め定めたエネルギー範囲に対応するエネルギービンに保存された投影データのみを用いてもよい。
　［被ばく量推定部］
　被ばく量推定部４４０は、ユーザが設定した撮影条件に応じて、被写体１０１の推定被ばく量を得る。本実施形態では、予め定めた第二のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲（エネルギー帯域）のＸ線を、予め定めた照射強度（単位照射強度）で照射した際の、被ばく量（帯域単位被ばく量）を用い、撮影条件で設定された照射Ｘ線による、被写体１０１の被ばく量（推定被ばく量）を推定する。
　これを実現するため、被ばく量推定部４４０は、スペクトル（エネルギー分布）取得部４４１と、推定被ばく量算出部４４２と、を備える。また、推定被ばく量の算出には、予め作成した帯域単位被ばく量ＤＢ４７０を用いる。
　なお、本実施形態の被ばく量推定部４４０は、算出した推定被ばく量をユーザに提示する。提示は、例えば、推定被ばく量を表示装置に表示することにより行う。
　　［帯域単位被ばく量ＤＢ］
　帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、予め定めた第二のエネルギー範囲区分毎の各エネルギー範囲の、単位照射強度あたりの被ばく量を帯域単位被ばく量データとして保持する。
　第二のエネルギー範囲区分は、Ｘ線フォトンの想定される全エネルギー範囲を、所定のエネルギー幅ΔＥで区切ったものである。エネルギー幅ΔＥは、例えば、１ｋｅＶとする。例えば、Ｘ線フォトンの想定される全エネルギー範囲を０～１４０ｋｅＶとすると、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、この全エネルギー範囲を、ΔＥ（１ｋｅＶ）毎に１４０のエネルギー範囲（エネルギー帯域）に分け、それぞれのエネルギー範囲の、単位照射強度あたりの被ばく量を格納する。
　帯域単位被ばく量ＤＢ４７０が保持するデータの例を、図５（ａ）に示す。本図に示すように、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０には、エネルギー範囲Ｅ１、Ｅ２、・・・Ｅｎ・・・ＥＮ毎の、帯域単位被ばく量Ｄ（Ｅ１）、Ｄ（Ｅ２）、・・・Ｄ（Ｅｎ）、・・・Ｄ（ＥＮ）が格納される。なお、Ｎは、１以上の整数で、例えば、１４０である。また、ｎは、１以上Ｎ以下の整数である。
　帯域単位被ばく量は、例えば、既知のエネルギーのＸ線を、Ｘ線管３１１から照射し、実測することにより得る。実測は、例えば、図６（ａ）に示すように、ファントム６１０内の複数の位置に挿入したＸ線計測器６０１で行う。ファントム６１０は、被写体１０１が配置される位置に配置する。ここでは、帯域単位被ばく量として、例えば、ＣＴＤＩ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　Ｄｏｓｅ　Ｉｎｄｅｘ）値（単位ｍＳｖ）を用いる。
　実測により得られるＣＴＤＩ値は、照射Ｘ線のエネルギー点（Ｅ）における離散値である。本実施形態の帯域単位被ばく量ＤＢ４７０では、この離散値を、各エネルギー範囲の帯域単位被ばく量とする。本実施形態では、エネルギーＥの照射Ｘ線を用いて実測されたＣＴＤＩ値Ｄ（Ｅ）を、エネルギー点Ｅを中心とした、±ΔＥ／２の幅のエネルギー範囲の、帯域単位被ばく量とする。
　エネルギー帯域幅をΔＥとすると、本実施形態では、各エネルギー範囲Ｅ１（０～ΔＥｋｅＶ）、Ｅ２（ΔＥ～２ΔＥｋｅＶ）、・・・、Ｅｎ（（ｎ－１）ΔＥ～ｎΔＥｋｅＶ）、・・・Ｅ１４０（１３９～１４０ΔＥｋｅＶ）のＸ線によるＣＴＤＩ値を、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０に格納する。このとき、各エネルギー範囲のＣＴＤＩ値は、図５（ｂ）に示すように、ΔＥ/２、ΔＥ+ΔＥ/２、・・・（ｎ－１）ΔＥ+ΔＥ/２、１３９ΔＥ+ΔＥ/２の各エネルギーのＸ線によるＣＴＤＩ値とする。
　帯域単位被ばく量ＤＢ４７０作成時には、単色の放射光、あるいは、所定のエネルギーの放射線を照射する放射性線源を用いる。
　なお、放射性線源を用いる場合、用いる放射性物質に固有のエネルギーのＸ線、γ線しか得ることができない。例えば、アメリシウム－２４１（241Ａｍ）を用いる場合、５９．５ｋｅＶのγ線が発生する。また、ヨウ素－１２５（125Ｉ）を用いる場合、３５ｋｅＶと２７ｋｅＶのγ線が発生する。その他の放射性線源も同様に、所定のエネルギーのγ線のみを発生する。
　そのため、放射性線源を用いて、必要な全てのエネルギーについて単位被ばく量を求めることは難しい。そこで、特定の計測可能なエネルギーについて放射性線源を用いて測定し、その間のエネルギーについては、それらのデータを用いて、補間により算出する。すなわち、複数の異なるエネルギーの放射性線源を用いる場合、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、複数の異なる放射性線源を用いて算出した被ばく量を補間し、各エネルギー帯域の帯域単位被ばく量を得、作成される。
　なお、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、必ずしも実測により作成する必要はない。例えば、放射線の挙動に関する物理現象を確率的なものとして扱い、放射線(粒子)の物理過程を、乱数を用いて追跡するモンテカルロシミュレーションを用いて、各エネルギーの単位被ばく量を算出してもよい。この場合、放射性線源により実測可能なエネルギー値において、シミュレーション結果と実測値とを比較し、補正を行うことが望ましい。
　この帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、装置製造時、設置時等、撮影より前の所定のタイミングで、予め作成しておく。このとき、エネルギー範囲幅ΔＥを細かくすることで、より正確に推定被ばく量を求めることができる。
　また、各エネルギー範囲の被ばく量は、予め定めた単位強度のＸ線によるものでなくてもよい。個々に異なる強度のＸ線によるものであってもよい。この場合、被ばく量を算出した際に用いたＸ線強度も、併せて帯域単位被ばく量ＤＢ４７０に格納する。そして、推定被ばく量は、そのデータ取得時のＸ線強度を加味して算出する。
　　［スペクトル取得部］
　スペクトル取得部４４１は、データ収集部４３０が収集したエネルギー範囲区分毎の計数情報から、撮影条件設定部４１０が設定した撮影条件に従って、Ｘ線管３１１から照射されたＸ線のエネルギー分布（スペクトル）を得る。このとき、スペクトルは、図６（ｂ）に示すように、被写体１０１を配置せずに得る。
　実際の撮影時には、Ｘ線フィルタ３１２やボウタイフィルタ３１３などが用いられる。スペクトル取得部４４１は、実際の撮影時に用いるこれらのフィルタを設置した状態で、スペクトルを取得する。
　すなわち、本実施形態のスペクトル取得部４４１は、被写体１０１無しの状態で、撮影条件に従ってＸ線が照射されるよう計測制御部４２０に指示し、スペクトルを取得する。本実施形態では、ＰＣＣＴ装置１００であるため、第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲のフォトン数（エネルギー値；Ｘ線量）を取得し、これをスペクトルとする。従って、スペクトル取得部４４１が取得するスペクトルは、第一のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、Ｘ線検出器３２１に入射したＸ線強度、という離散的なスペクトルである。
　なお、以下、本実施形態では、ＰＣＣＴ装置１００の第一のエネルギー範囲区分による、各エネルギー範囲の幅ΔＢを、後述する帯域単位被ばく量ＤＢ４７０で用いる間隔である第二のエネルギー範囲区分の、各エネルギー範囲の幅ΔＥと同じ幅とし、各エネルギー範囲は同一であるものとし、説明する。
　　［推定被ばく量算出部］
　推定被ばく量算出部４４２は、Ｘ線の、予め定めた第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲（エネルギー帯域）毎の、単位強度あたりの被ばく量データである帯域単位被ばく量データと、スペクトル取得部４４１が取得したスペクトルとを用いて、推定被ばく量を算出する。すなわち、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の値と、スペクトル取得部４４１が取得したスペクトルとを用いて、設定された撮影条件で撮影した場合の、被写体１０１の被ばく量（推定被ばく量）を算出する。
　エネルギー値Ｅの、帯域単位被ばく量をＤ（Ｅ）、スペクトルをＳ（Ｅ）とすると、このエネルギー値Ｅにおける推定被ばく量ＥｓＤ（Ｅ）は、以下の式（１）で表される。
　　　ＥｓＤ（Ｅ）＝Ｄ（Ｅ）×Ｓ（Ｅ）　・・・（１）
推定被ばく量算出部４４２が算出する推定被ばく量ＥｓＤallは、ＥｓＤ（Ｅ）を、全エネルギー範囲について積算したものである。従って、以下の式（２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 なお、Ｄ（０）はエネルギー０の光子に伴う被ばくであるため、０（Ｄ（０）＝０）である。
　上述のように、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０に保持される帯域単位被ばく量Ｄ、および、スペクトル取得部４４１が取得するスペクトルＳが取り得る値は、ともに、間隔がΔＥの離散値である。従って、推定被ばく量算出部４４２は、実際には、以下の式（３）に従って、推定被ばく量ＥｓＤallを算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 ここで、Ｓ（ｉΔＥ）は、（ｉ－１）・ΔＥからｉ・ΔＥの間のエネルギー帯域の、スペクトル、Ｄ（ｉΔＥ）は、（ｉ－１）・ΔＥからｉ・ΔＥの間のエネルギー帯域の、帯域単位被ばく量である。
　なお、上記式（３）では、便宜上総和の範囲を１から無限大までとした。しかしながら、実際には、Ｘ線源で設定した電圧値によって、発生する光子エネルギーの上限が決まるため、その範囲で足し合わせればよい。例えば、エネルギーの範囲を０から１４０ｋｅＶまで、ΔＥを１ｋｅＶとすると、上記式（３）は、以下の式（４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　このように、本実施形態の推定被ばく量算出部４４２は、第一のエネルギー範囲区分毎に、当該エネルギー範囲区分の、帯域単位被ばく量と、当該エネルギー範囲区分のＸ線強度とを乗算することにより、当該エネルギー範囲区分の推定被ばく量を算出する。そして、各エネルギー範囲区分の推定被ばく量を合算することにより、全エネルギー範囲の推定被ばく量を得る。
　［撮影処理の流れ］
　次に、演算部４００による本実施形態の撮影処理の流れについて説明する。図７は、本実施形態の撮影処理の処理フローである。なお、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０は、予め作成されているものとする。
　まず、撮影条件設定部４１０は、ＵＩ部２００を介して、ユーザから撮影条件を受け付け（ステップＳ１１０１）、設定する（ステップＳ１１０２）。ここで入力を受け付ける撮影条件には、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、被ばく量推定部４４０は、受け付けた撮影条件における推定被ばく量を算出する（ステップＳ１１０３）。そして、被ばく量推定部４４０は、算出結果をユーザに提示し（ステップＳ１１０４）、可否の入力を受け付ける（ステップＳ１１０５）。なお、このとき、被ばく量推定部４４０は、算出結果として、推定被ばく量だけでなく、スペクトルもさらに表示するよう構成してもよい。
　ステップＳ１１０５において、ユーザから可の指示を受けつけると、計測制御部４２０は、ステップＳ１１０２で設定された撮影条件に従って、計測を実行し（ステップＳ１１０６）、データ収集部４３０は、データを収集する。
　その後、画像生成部４５０は、データ収集部４３０が収集したデータから画像を生成し（ステップＳ１１０７）、処理を終了する。
　一方、ステップＳ１１０５において、ユーザから不可の指示を受け付けると、ステップＳ１１０１へ戻り、撮影条件設定部４１０は、新たな撮影条件を受け付ける。
　なお、不可の指示を受け付けた場合、ユーザから新たな撮影条件の入力を受け付けることなく、撮影条件設定部４１０が、自動的に撮影条件を変更するよう構成してもよい。この場合、ステップＳ１１０２へ戻り、変更後の撮影条件を設定し、処理を繰り返す。
　なお、不可の指示は、通常、推定被ばく量が大きい場合になされる。従って、例えば、自動的に管電圧を低下させるよう構成してもよい。あるいは、ユーザから、被ばく量を増大させるか低下させるかの指示のみを受け付け、それに応じて、予め定めた電圧だけ、管電圧を変化させるよう構成してもよい。
　また、ステップＳ１１０５において、ユーザに推定被ばく量を提示し、可否の指示を受け付けるよう構成しているが、これに限定されない。例えば、ステップＳ１１０５においてユーザに推定被ばく量を提示することなく、ステップＳ１１０３で算出された推定被ばく量に応じて、撮影条件設定部４１０が、自動的に判別し、必要に応じて撮影条件を変更するよう構成してもよい。
　この場合、可否を判別する閾値は、予め保持される。また、不可と判別された場合に変化させるパラメータおよびその変化量（例えば、管電圧の変化量ΔＶ）も併せて保持される。
　すなわち、撮影条件設定部４１０は、ステップＳ１１０３において算出された推定被ばく量が当該閾値以下であれば、ステップＳ１１０６へ移行して計測を実行することを許可する。一方、閾値以上であれば、撮影条件設定部４１０は、管電圧を現在値からΔＶだけ減算し、ステップＳ１１０２から処理を繰り返す。
　［推定被ばく量算出処理の流れ］
　次に、ステップＳ１１０３の推定被ばく量算出処理の流れを図８に従って説明する。ここでは、エネルギー範囲の幅をΔＥ、エネルギー範囲数（区分数）をＮとする。
　まず、被ばく量推定部４４０は、計測制御部４２０、データ収集部４３０に指示をし、その時点の撮影条件で、被写体１０１無しでＸ線を照射して検出したＸ線を計数し、計数情報を得る（ステップＳ１２０１）。スペクトル取得部４４１は、計数情報に基づき、スペクトル（各エネルギー範囲のエネルギー値（Ｘ線強度））を取得する（ステップＳ１２０２）。
　次に、推定被ばく量算出部４４２は、全エネルギー範囲の推定被ばく量を算出する。ここでは、まず、カウンタｉを初期化（ｉ＝１）する（ステップＳ１２０３）。
　そして、推定被ばく量算出部４４２は、ｉ番目のエネルギー範囲、すなわち、（ｉ－１）・ΔＥからｉ・ΔＥの間のエネルギー範囲（帯域）の、推定被ばく量ＥｓＤ（ｉΔＥ）を算出する（ステップＳ１２０４）。算出は、上述のように、当該エネルギー範囲（帯域）の、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０に保持される帯域単位被ばく量Ｄ（ｉΔＥ）に、当該エネルギー範囲のスペクトルＳ（ｉΔＥ）を乗算することにより行う。
　そして、推定被ばく量算出部４４２は、算出したｉ番目のエネルギー範囲（帯域）の推定被ばく量ＥｓＤ（ｉΔＥ）を、全エネルギー範囲の推定被ばく量ＥｓＤallに加算する（ステップＳ１２０５）。
　以上の処理を、推定被ばく量算出部４４２は、カウンタｉが、全区分数Ｎより大きくなるまで繰り返す（ステップＳ１２０６、Ｓ１２０７）。そして、カウンタｉがＮ＋１になった時点での推定被ばく量ＥｓＤallを、推定被ばく量とし、処理を終了する。
　なお、上記推定被ばく量算出処理では、エネルギー範囲毎に、算出した推定被ばく量ＥｓＤ（ｉΔＥ）を、それまでに算出したＥｓＤallに加算することにより、全エネルギー範囲の推定被ばく量を得ているが、この処理に限定されない。例えば、全エネルギー範囲毎にそれぞれ推定被ばく量ＥｓＤ（ｉΔＥ）を算出後、各推定被ばく量を合算するよう構成してもよい。
　　［補正部］
　なお、被ばく量推定部４４０は、図３に示すように、さらに、補正部４４３を備えてもよい。この補正部４４３は、推定被ばく量算出部４４２が算出した推定被ばく量における散乱線の影響を補正する。本実施形態では、補正部４４３は、スペクトル取得部４４１が取得した、第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲のエネルギー値から、散乱線量を減算することにより補正する。
　まず、散乱線補正の必要性について簡単に記す。被写体１０１が無い場合でも、図２のようにＸ線検出器３２１の検出素子３２２の前面にあるコリメータ３２３で散乱した散乱線や、図示していないがＸ線検出器３２１の背面にある基板などからの後方散乱線がＸ線検出器３２１に入射する。通常の場合は、これらの散乱線は、全体に広がるため、画質への影響はやや空間分解能を低下させるだけである。しかし、被ばく見積もりの時には、これらの散乱線により、被ばく量が増加したように見える。このため、照射以上の被ばくを受けたと誤解を招く要因となる。そこで、コリメータ３２３やＸ線検出器３２１背面にある基板からＸ線検出器３２１に入射する散乱線量を算出し、散乱線を除く必要がある。
　散乱線量は、例えば、コリメータ３２３や検出素子３２２背面の基板などを含んだモンテカルロシミュレーションで各検出素子３２２に入射する各エネルギー範囲区分の散乱線量を計算することにより、見積もる。
　従って、散乱線の影響を補正する場合、スペクトル取得部４４１が第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲のエネルギー値（計測Ｘ線量）を取得すると、補正部４４３は、モンテカルロシミュレーションで各検出素子３２２に入射する散乱線量を、各エネルギー範囲について算出する。そして、補正部４４３は、エネルギー範囲毎に、計測Ｘ線量から散乱線量をそれぞれ減算し、補正後の線量を得る。
　そして、推定被ばく量算出部４４２は、補正後の線量を用いて被ばく量を推定する。すなわち、補正後の線量を、上記式（３）のＳ（ｉΔＥ）とし、推定被ばく量ＥｓＤallを算出する。このように、補正部４４３を備えることにより、より精度よく推定被ばく量を算出できる。
　以上説明したように、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００は、Ｘ線を照射するＸ線照射部３１０と、前記Ｘ線を検出するフォトンカウンティング方式のＸ線検出器３２１と、前記Ｘ線検出器３２１で検出したＸ線に由来するＸ線フォトンを、予め定めた第一のエネルギー範囲区分の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４３０と、ユーザが設定した撮影条件に応じて、被写体１０１の推定被ばく量を得る被ばく量推定部４４０と、を備え、前記被ばく量推定部４４０は、前記撮影条件に従って前記Ｘ線照射部３１０から照射されたＸ線のエネルギー分布であるスペクトルを、前記第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲の計数情報から得るスペクトル取得部４４１と、Ｘ線の、予め定めた第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、単位強度あたりの被ばく量データである帯域単位被ばく量データと、前記スペクトルとを用いて、前記推定被ばく量を算出する推定被ばく量算出部４４２と、を備える。
　前記第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、前記帯域単位被ばく量データを保持する帯域単位被ばく量データベース４７０を備えてもよい。
　そして、前記帯域単位被ばく量データベース４７０は、複数の異なるエネルギーの放射性線源を用いて算出した被ばく量を補間することにより作成されてもよい。
　また、前記被ばく量推定部４４０は、前記算出した推定被ばく量における散乱線の影響を補正する補正部４４３をさらに備えてもよい。
　算出した前記推定被ばく量を表示する表示装置をさらに備えてもよい。そして、前記表示装置には、前記Ｘ線のスペクトルがさらに表示されてもよい。
　このように、本実施形態によれば、ＰＣＣＴ装置１００において、照射されるＸ線のスペクトル形状によらず、簡易な構成で、精度よく被ばく量を推定できる。従って、たとえ、フィルタ等を用いて、照射スペクトル形状が変化した場合であっても、撮影条件に応じて精度よく被ばく量を見積もることができ、被写体１０１の被ばく量管理の精度が高まる。これに伴い、効率よく検査を実行できる。
　＜変形例その１＞
　上記実施形態では、ＰＣＣＴ装置１００に設定されるエネルギービンの各エネルギー範囲（第一のエネルギー範囲区分によるエネルギー範囲）と、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の、各エネルギー範囲（第二のエネルギー範囲区分によるエネルギー範囲）とは一致しているものとして説明している。
　すなわち、上記実施形態では、データ収集部４３０は、単位帯域ΔＥ毎に、エネルギービンを設定し、Ｘ線フォトンを計数し、スペクトル取得部４４１は、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の各エネルギー範囲に合致したエネルギー範囲毎に、Ｘ線強度を得、スペクトルを得る。
　しかしながら、実際は、エネルギービンの帯域幅（エネルギー範囲幅）ΔＢは、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の各エネルギー範囲幅ΔＥとは異なる。本変形例では、このような場合の処理手法について説明する。
　例えば、上述のように、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０のエネルギー範囲幅は１ｋｅＶとしている。しかしながら、ＰＣＣＴ装置１００のエネルギービンの帯域幅を１ｋｅＶとすると、データ量が膨大となる。例えば、Ｘ線管３１１の最大エネルギーが１２０ｋｅＶとすると、１２０のエネルギービンが必要となるとともに、スペクトル取得部４４１は、１２０のエネルギー帯に、Ｘ線フォトンを弁別する。その後の計測処理においても同様である。
　つまり、ＰＣＣＴ装置１００では、エネルギービンの数に応じて、転送するデータ量が増大し、その分、処理量も増大する。このため、転送データ量および処理量を所定量以内に収めるため、一般に、図９に示すように、エネルギー帯幅ΔＢは、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０のエネルギー範囲幅ΔＥよりも大きく設定される（ΔＢ＞ΔＥ）ことが多い。図９では、ΔＢがΔＥの１０倍である場合を例示する。
　このように、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０のエネルギー範囲幅ΔＥと、ＰＣＣＴ装置１００のエネルギービン幅（エネルギー帯幅）ΔＢとが異なる場合、特に、エネルギービン幅ΔＢが、エネルギー範囲幅ΔＥより大きい場合、推定被ばく量算出部４４２は、両者の幅を合わせてから、乗算を行う。
　すなわち、ΔＢとΔＥとが異なる場合、推定被ばく量算出部４４２は、計数情報および帯域単位被ばく量データのいずれか一方を他方のエネルギー範囲区分で取得した値に換算し、推定被ばく量を算出する。
　換算の手法として、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の各帯域単位被ばく量を、エネルギービンの各エネルギー範囲の値に換算する手法（第一の手法）と、スペクトル取得部４４１が取得したエネルギービンのエネルギー範囲毎のＸ線強度を、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の各エネルギー範囲の値に換算する手法（第二の手法）とがある。
　第一の手法では、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の、第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲分の帯域単位被ばく量の平均値を算出し、第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲の帯域単位被ばく量とする。
　例えば、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の、エネルギー範囲幅ΔＥが１ｋｅＶとすると、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０には、０～１ｋｅＶ、１～２ｋｅＶ、２～３ｋｅＶ、・・・、９～１０ｋｅＶ、１０～１１ｋｅＶ、・・・の各エネルギー範囲の、帯域単位被ばく量Ｄが保持される。また、ＰＣＣＴ装置１００のエネルギー範囲幅ΔＢを１０ｋｅＶ、最大管電圧を１２０ｋｅＶとすると、スペクトル取得部４４１は、０～１０ｋｅＶ、１０～２０ｋｅＶ、２０～３０ｋｅＶ、・・・、１１０～１２０ｋｅＶの各エネルギー範囲のＸ線強度を取得する。
　推定被ばく量算出部４４２は、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０の、０～１ｋｅＶ、１～２ｋｅＶ、２～３ｋｅＶ、・・・、９～１０ｋｅＶの１０個の帯域単位被ばく量を抽出し、これらの平均値を計算し、エネルギー範囲０～１０ｋｅＶの、帯域単位被ばく量とする。他のエネルギー範囲についても、同様の計算を行い、第一のエネルギー範囲区分による各エネルギー範囲の帯域単位被ばく量を得る。
　第二の手法では、推定被ばく量算出部４４２は、スペクトル取得部４４１が取得した、第一のエネルギー範囲区分による各エネルギー範囲のＸ線強度から、より細かいエネルギー範囲のＸ線強度を、補間により得る。まず、第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲の中間エネルギー値の、第二のエネルギー範囲区分によるエネルギー範囲の値を、定める。そして、これらを用いて、補間により、他の第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲の値を算出する。
　例えば、第一のエネルギー範囲区分によるエネルギー範囲幅ΔＢが１０ｋｅＶ、第二のエネルギー範囲区分によるエネルギー範囲幅ΔＥが１ｋｅＶとする。このとき、推定被ばく量算出部４４２は、スペクトル取得部４４１が取得した各エネルギー範囲幅のＸ線強度を、１/１０のエネルギー範囲幅のＸ線強度に換算する。
　この場合、例えば、０～１０ｋｅＶの範囲のスペクトルについては、中間値の５ｋｅＶ付近の１ｋｅＶ刻みのエネルギー範囲のＸ線強度を、当初の値の１／１０とする。以下、１０～２０ｋｅＶについては１５ｋｅＶの付近の１ｋｅＶ刻みのエネルギー範囲のＸ線強度を、当初の値の１/１０に、２０ｋｅＶ～３０ｋｅＶについては２５ｋｅＶ付近の１ｋｅＶ刻みのエネルギー範囲のＸ線強度を、当初の値の１／１０とする。求めた、各５ｋｅＶ、１５ｋｅＶ、２５ｋｅＶ、・・・のＸ線強度から、補間により、全範囲の、１ｋｅＶ刻みの各エネルギー範囲のＸ線強度を求める。
　このとき、０ｋｅＶはエネルギーがない状態なのでその状態のＸ線フォトンによるＸ線強度は０である。また、最大管電圧（例えば、１２０ｋＶとする）では、この管電圧を超えるＸ線は発生しない。そのため、最大管電圧におけるＸ線フォトンのＸ線強度も０とする。これらの境界値と５ｋｅＶ、１５ｋｅＶ、・・・の各Ｘ線強度から内挿により、各エネルギー範囲のＸ線強度を得る。内挿は、例えば、直線補間、スプライン関数を用いた補間、等により行う。
　本変形例によれば、エネルギービン幅ΔＢが、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０のエネルギー幅ΔＥと異なる場合であっても、精度よく、被ばく量を推定できる。ＰＣＣＴ装置１００において、帯域単位被ばく量と同等のエネルギー範囲単位で計数できない場合であっても、スペクトル形状によらず、精度よく被ばく量を推定できる。
　また、エネルギービン幅ΔＢを自由に設定できるため、広く設定することによりスペクトルを求める際に、転送データ量を低減できる。
　なお、更なる変形例として、スペクトル取得後に換算するのではなく、計測時に、計測毎に、計測するエネルギー範囲を変えることにより、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０のエネルギー範囲に合致するスペクトルを得るよう構成してもよい。
　すなわち、例えば、エネルギービン数を１２個とする。この１２個のエネルギービンを用い、１回目の計測では、０～１２ｋｅＶのエネルギー範囲で計測し、各エネルギービンにおいて、それぞれ、０～１ｋｅＶ、１～２ｋｅＶ、・・・１１～１２ｋｅＶのエネルギー帯のＸ線フォトンを計数する。また、２回目の計測では、１２～２４ｋｅＶのエネルギー範囲で計測し、各エネルギービンにおいて、それぞれ、１２～１３ｋｅＶ、１３～１４ｋｅＶ、・・・、２３～２４ｋｅＶのエネルギー帯のＸ線フォトンを計数する。これを１０回繰り返すことにより、０～１２０ｋｅＶのエネルギー範囲の計測を実現する。
　計測制御部４２０がこのように計測を制御することにより、同じエネルギービン数で、より細かいエネルギー帯幅の計測を実現できる。従って、エネルギービン数が少ないＰＣＣＴ装置であっても、帯域単位被ばく量ＤＢ４７０と同等のエネルギー範囲毎のＸ線強度を得ることができ、推定被ばく量算出部４４２は、高精度な推定被ばく量を算出できる。
　＜変形例その２＞
　上記実施形態では、被ばく量の確認は、推定被ばく量のみを用いて行う。しかしながら、これに限定されない。例えば、その撮影条件で取得される画像も、参考データとしてユーザに合わせて提示し、判断を仰ぐよう構成してもよい。
　この場合、演算部４００は、図１０（ａ）に示すように、撮影条件に対応づけて取得した画像を保持する画像データベース（画像ＤＢ）４９０をさらに備える。画像ＤＢ４９０は、ＨＤＤ装置４０３に構築される。
　［画像データベース］
　画像ＤＢ４９０は、画像を取得する毎に、当該画像を取得した撮影条件に対応づけて取得した画像データを格納することにより作成される。本変形例では、図１０（ａ）に例示するように、画像ＤＢ４９０には、撮影条件のうち、画質に影響のある撮影条件に対応づけて、画質を特定可能な画像データが保持される。
　画質を特定可能な画像データとして、例えば、過去に当該撮影条件で取得した画像データを保持する。また、画質に影響のある撮影条件は、例えば、管電圧、管電流、Ｘ線フィルタ３１２の形状、ボウタイフィルタ３１３の形状などがある。
　なお、画像ＤＢ４９０に保持される画像データは、さらに、被写体１０１の体格情報にも関連付けられていてもよい。被写体１０１の体格情報には、例えば、身長、体重、腹囲、胸囲などがある。また、格納時に同じ撮影条件で既に画像が保持されている場合は、最新のものに更新するよう構成してもよい。
　本変形例においては、被ばく量推定部４４０は、上記ステップＳ１１０４において、設定された前記撮影条件に応じて前記画像データベースに保持される画像を、推定被ばく量とともにユーザに提示する。提示される画像データは、その時点の撮影条件に対応づけて画像ＤＢ４９０に保持される画像データである。
　図１０（ｂ）に表示される画面例７１０を示す。本図に示すように、この場合、推定被ばく量７１１と、画像データ７１２とがユーザに提示される。なお、上述のように、さらに、スペクトルを表示するよう構成してもよい。
　本変形例の場合、ユーザは、両者が満足のいくものである場合、ステップＳ１１０５において、可として撮影を行うよう指示し、そうでない場合は、不可と指示する。この場合、ステップＳ１１０１へ戻り、撮影条件を変更する。
　この変形例では、ユーザに、推定被ばく量と画質イメージとを同時に提示する。従って、ユーザはこれらを同時に把握できる。従って、ユーザは、得られる画像の診断能が把握でき、線量不足による無効被曝を防ぐことができる。
　＜変形例その３＞
　また、演算部４００は、撮影条件に対応づけて算出した推定被ばく量を保持する推定被ばく量データベース（推定被ばく量ＤＢ）４８０をさらに備えてもよい。この場合、被ばく量推定部４４０は、Ｘ線のスペクトルの取得に先立ち、推定被ばく量ＤＢ４８０を参照し、設定された撮影条件に対応づけて推定被ばく量が保持されている場合、当該保持されている推定被ばく量を、被写体の推定被ばく量として得る。
　すなわち、撮影条件設定部４１０により設定された撮影条件に対応づけた推定被ばく量が推定被ばく量ＤＢ４８０に保持されている場合は、被ばく量推定部４４０は、推定被ばく量を算出せず、推定被ばく量ＤＢ４８０から取得する。
　この推定被ばく量ＤＢ４８０の例を図１０（ｃ）に示す。本図に示すように、推定被ばく量ＤＢ４８０には、撮影条件に対応づけて、推定被ばく量が格納される。この推定被ばく量ＤＢ４８０は、被ばく量推定部４４０が、推定被ばく量を算出する毎に、当該推定被ばく量を算出する際に設定された撮影条件に対応づけて、算出した推定被ばく量を保持することにより、作成する。推定被ばく量ＤＢ４８０は、ＨＤＤ装置４０３に構築される。
　この場合、撮影条件が入力されると、被ばく量推定部４４０は、スペクトルを取得する前に、まず、設定された撮影条件に合致する撮影条件が、推定被ばく量ＤＢ４８０に記憶されているか判別する。そして、記憶されている場合は、上記手法で算出する代わりに、推定被ばく量ＤＢ４８０から、記憶されている推定被ばく量を抽出し、これを処理に用いる。
　これにより、撮影条件が設定される毎に推定被ばく量を算出する必要がなく、推定被ばく量算出に係る時間を短縮できる。
　なお、上記実施形態および各変形例では、演算部４００は、ＰＣＣＴ装置１００が備えるものとして説明したが、この構成に限定されない。例えば、ＰＣＣＴ装置１００と、データの送受信が可能な、ＰＣＣＴ装置１００とは独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。
　また、ＵＩ部２００も同様に、ＰＣＣＴ装置１００と情報の送受信が可能な、独立した構成としてもよい。
　さらに、ＵＩ部２００と演算部４００とは、１つの情報処理装置で実現されてもよい。
　また、本実施形態のＰＣＣＴ装置１００では、面内の空間分解能を向上させるためにＦＦＳ（Ｆｌｙｉｎｇ　ｆｏｃａｌ　ｓｐｏｔ）撮影を行ってもよい。ＦＦＳ撮影を行う場合、Ｘ線管３１１の焦点位置移動方法については、被写体１０１の分解能に応じて決定され、撮影条件として設定される。
　１００：ＰＣＣＴ装置、１０１：被写体、１０２：テーブル、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、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、４１０：撮影条件設定部、４２０：計測制御部、４３０：データ収集部、４４０：被ばく量推定部、４４１：スペクトル取得部、４４２：推定被ばく量算出部、４４３：補正部、４５０：画像生成部、４７０：帯域単位被ばく量ＤＢ、４８０：推定被ばく量ＤＢ、４９０：画像ＤＢ、６０１：Ｘ線計測器、６１０：ファントム、７１０：画面例、７１１：推定被ばく量、７１２：画像データ

Claims (10)

  1. 　Ｘ線を照射するＸ線照射部と、
    　前記Ｘ線を検出するフォトンカウンティング方式のＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線検出器で検出したＸ線に由来するＸ線フォトンを、予め定めた第一のエネルギー範囲区分の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と、
    　ユーザが設定した撮影条件に応じて、被写体の推定被ばく量を得る被ばく量推定部と、を備え、
    　前記被ばく量推定部は、
    　前記撮影条件に従って前記Ｘ線照射部から照射されたＸ線のエネルギー分布であるスペクトルを、前記第一のエネルギー範囲区分の各エネルギー範囲の計数情報から得るスペクトル取得部と、
    　Ｘ線の、予め定めた第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、単位強度あたりの被ばく量データである帯域単位被ばく量データと、前記スペクトルとを用いて、前記推定被ばく量を算出する推定被ばく量算出部と、を備えること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  2. 　請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　前記第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、前記帯域単位被ばく量データを保持する帯域単位被ばく量データベースを備えること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  3. 　請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　前記被ばく量推定部は、前記算出した推定被ばく量における散乱線の影響を補正する補正部をさらに備えること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  4. 　請求項２記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　前記帯域単位被ばく量データベースは、複数の異なるエネルギーの放射性線源を用いて算出した被ばく量を補間することにより作成されること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  5. 　請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　算出した前記推定被ばく量を撮影条件に対応づけて保持する推定被ばく量データベースをさらに備え、
    　前記被ばく量推定部は、前記スペクトルの取得に先立ち、前記推定被ばく量データベースを参照し、設定された前記撮影条件に対応づけて前記推定被ばく量が保持されている場合、当該保持されている推定被ばく量を前記被写体の推定被ばく量として得ること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  6. 　請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　前記推定被ばく量算出部は、前記計数情報および前記帯域単位被ばく量データのいずれか一方を他方のエネルギー範囲区分で取得した値に換算し、前記推定被ばく量を算出すること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  7. 　請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　算出した前記推定被ばく量を表示する表示装置をさらに備えること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  8. 　請求項７記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　前記表示装置には、前記スペクトルがさらに表示されること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  9. 　請求項７記載のフォトンカウンティングＣＴ装置であって、
    　撮影条件毎に取得した画像を保持する画像データベースをさらに備え、
    　前記表示装置には、設定された前記撮影条件に応じて前記画像データベースに保持される画像をさらに表示すること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置。
  10. 　ユーザが設定した撮影条件に従って照射されるＸ線を検出し、
    　前記検出したＸ線に由来するＸ線フォトンを、予め定めた第一のエネルギー範囲区分の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、
    　前記計数情報から前記Ｘ線のエネルギー分布であるスペクトルを得、
    　Ｘ線の、予め定めた第二のエネルギー範囲区分のエネルギー範囲毎の、単位強度あたりの被ばく量データである帯域単位被ばく量データと、前記スペクトルとを用いて、前記撮影条件における推定被ばく量を算出すること
    　を特徴とするフォトンカウンティングＣＴ装置における推定被ばく量算出方法。
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