以下、本発明に係る実施の一形態を図面� ��基づいて説明する。なお、各図において同� ��の符号を付した構成は、同一の構成である� ��とを示し、その説明を省略する。

 (実施形態の構成)
 図1は、本発明の一実施形態におけるX線CT装 置の構成を示すブロック図である。図1にお� �て、X線CT装置1は、X線照射部11と、X線測定部 12と、処理部13と、画像記憶部14と、操作部15� ��、画像表示部16とを備えて構成される。

 X線照射部11は、X線を照射する装置であり 、例えば、X線を生成して放射するX線管111と� ��X線管111にX線を生成させるべく、商用電源� �の入力電圧を所定の電圧値に昇圧してこの� �圧した電圧の電力をX線管111に供給するX線電 源回路112と、X線管111から放射されるX線の放� ��タイミングや放射量等を制御すべく、処理� ��13の制御に従ってX線電源回路112を制御する� ��源制御回路113とを備えて構成される。X線管 111は、例えば、X線電源回路112から供給され� �電力の高電圧(X線管電圧)が陰極と陽極との� �に印加され、陰極のフィラメントから放出� �れた電子が陽極に衝突することによってX線� ��放射する装置である。

 X線測定部12は、被検体Hを介してX線照射� �11と対向するように配置され、被検体Hを透� �した透過X線のうちの被検体Hの内部の検査対 象物に応じた特定のエネルギ範囲における透 過X線の個数を測定する装置である。X線測定� ��12には、X線照射部11から被検体Hに向けて照� ��されたX線が被検体Hを介して入射される。� �なわち、X線照射部11から照射されたX線のう� ��の被検体Hを透過したX線(透過X線)がX線測定� ��12に入射される。X線測定部12は、例えば、� �射するX線のエネルギとその数とを検出するX 線検出器121と、X線検出器121の出力を増幅す� �前置増幅回路122と、前置増幅回路122の出力� �さらに増幅する主増幅回路123と、主増幅回� �123の出力をアナログ信号からディジタル信� �へ変換するアナログディジタル変換回路(AD� �換回路)124と、AD変換回路124の出力を積分す� �積分回路125とを備えて構成される。積分回� �125は、検査対象物(例えばX線造影剤等)のK吸� ��端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ1に対� ��するエネルギ領域のX線の数を積分する第1� �分回路125-1と、検査対象物のK吸収端よりも� �きい所定のエネルギ範囲φ2に対応するエネ� �ギ領域のX線の数を積分する第2積分回路125-2� ��を備えて構成される。このように積分回路1 25は、検査対象物のK吸収端上下に設定される 所定のエネルギ範囲におけるX線の個数を積� �する。すなわち、積分回路125は、エネルギ� �において検査対象物のK吸収端における上側� ��よび下側にそれぞれ設定される、各所定の� ��ネルギ範囲におけるX線の個数をそれぞれ積 分する。

 また例えば、X線測定部12は、入射するX線 を電流として測定するX線検出器121と、X線検� ��器121の出力を増幅する前置増幅回路122と、� ��置増幅回路122の出力をアナログ信号からデ� ��ジタル信号へ変換するアナログディジタル� ��換回路(AD変換回路)124と、図略のエネルギ分 布導出部と、前記エネルギ分布導出部の出力 を積分する積分回路125とを備えて構成される 。X線測定器121は、複数の検出素子がX線の入� ��方向に並べられており、各検出素子から出� ��された電流をそれぞれに接続された前置増� ��回路122が増幅し、アナログディジタル変換� ��路124が数値化する。前記エネルギ分布導出� ��によって、これらの数値化された電流値が� ��析され、入射X線エネルギ分布が導出される 。そして、前記エネルギ分布導出部を介して 、積分回路125は、検査対象物のK吸収端上下� �設定される所定のエネルギ範囲におけるX線� ��個数を積分する。

 X線検出器121は、エネルギを測定でき、計 数率が高いものが好ましい。このようなX線� �出器121としては、例えば、特許文献2(D2)に開 示の検出器が好ましく、例えば、入射したX� �から付与されたエネルギによって電荷を発� �する検出媒体と、前記検出媒体における前� �X線の入射端からの距離が互いに異なる位置� ��、当該検出媒体に設置された複数の電極と� ��備えて構成される。より具体的には、X線検 出器121は、X線の入射方向に沿って延設され� �長方形のシリコン板と、X線の入射端からX線 の入射方向に沿ってこのシリコン板の一方主 面上に形成された第1ないし第4電極と、第1な いし第4電極にそれぞれ接続された第1ないし� ��4ダイオードとを備え、シリコン板が接地さ れている。なお、電極は、4個に限定される� �のではなく、複数であってよい。X線検出器1 21の材料は、シリコンに限らず、例えば、半� ��体、CdTe、InSbおよびシンチレータ等の放射� �検出器の母材として利用されている公知の� �料でよい。また、X線検出器121は、シリコン� ��と該シリコン板の表裏の主面上に形成され� ��2つの電極により形成されたシリコン検出器 をX線の進行方向に複数並べて構成されても� �い。また、X線検出器121は、被検体を透過し� ��透過X線の進行方向に並べられた複数の検出 媒体から成り、前記透過X線から付与された� �ネルギによって個々の前記検出媒体におい� �電荷を発生するとともに、前記検出媒体が� �記透過X線の吸収体ともなるため、個々の前� ��検出媒体に前記透過X線が到達するまでに透 過する吸収体の厚さが異なるものである。こ れら構成のX線検出器121によれば、電流測定� �X線CT装置の場合と同等の処理速度で、被検� �を透過したX線のうち、被検体の内部の検査� ��象物に応じた特定のエネルギ範囲における� ��過X線の個数を測定することができ、CT画像� ��描画することが可能となる。したがって、� ��り実用的なX線CT装置1が提供される。

 また例えば、X線検出器121は、特許文献3(D 3)に開示の検出器が好ましく、例えば、化合� ��半導体であるInSbを母材とした単結晶を用い た放射線検出器であって、不純物を人工的に ドープしない高純度InSb単結晶に表面障壁層� �形成されることによってダイオード特性を� �ち、動作温度が2K以上50K以下とされる。また 例えば、X線検出器121は、化合物半導体であ� �InSbを母材とした単結晶を用いた放射線検出� ��であって、不純物を人工的にドープしない� ��純度InSb単結晶にpn接合が形成されることに� ��ってダイオード特性を持ち、動作温度が2K� �上115K以下とされる。また例えば、X線検出器 121は、化合物半導体であるInSbを母材とした� �結晶を用いた放射線検出器であって、InSb単� ��晶にGeをドープしたp型InSb単結晶に、pn接合� ��形成されることによってダイオード特性を� ��ち、動作温度が4.2K以上115K以下とされる。

 そして、X線照射部11とX線測定部12とは、� ��検体HのCT画像を生成するために、所定の角� ��間隔で全方向の被検体Hの透過X線を測定す� �く、図略の駆動機構によって被検体Hに対し� ��回転移動するように構成されている。

 処理部13は、X線CT装置1の各部を制御する� ��とによってX線CT装置1全体の動作を制御する 装置であり、例えば、マイクロプロセッサお よびその周辺回路を備えて構成され、機能的 に、システム制御部131、厚さ演算部132および 画像再構成部133を備えている。

 システム制御部131は、X線照射部11との間� ��制御信号を送受信することによってX線照射 部11のX線照射動作を制御すると共に、X線測� �部12との間で制御信号を送受信することによ ってX線測定部12のX線測定動作を制御する。� �ステム制御部131の制御によって、X線照射部1 1によってX線が被検体Hに向けて照射され、被 検体Hを透過した透過X線がX線測定部12によっ� ��測定され、その測定出力が処理部13に入力� �れる。

 厚さ演算部132は、X線測定部12で測定した� ��記特定のエネルギ範囲における透過X線の個 数に基づいて被検体H内の検査対象物の厚さ� �演算する。

 画像再構成部133は、所定のCT画像化法を� �いて厚さ演算部132で演算された検査対象物� �厚さに基づいて被検体HのCT画像(CT画像デー� �)を再構成する。例えば、画像再構成部133は� ��厚さ演算部132で演算された検査対象物の厚� ��を投影データとして、投影データと所定の� ��構成関数とをコンボリューション(convolution) し(畳み込み)、この結果を逆投影(backprojection) することによって、被検体HのCT画像(CT画像デ ータ)を生成する。所定の再構成関数(フィル� ��)は、例えば、臨床目的により各種用意され 、診断目的や被検体Hの診断部位等により適� �に選択される。

 画像記憶部14は、処理部13の画像再構成部133 で生成されたCT画像(CT画像データ)を記憶する 装置であり、例えば、比較的大容量の記憶容 量を備えるハードディスク装置である。また 例えば、画像記憶部14は、例えばCD-R(Compact Di sc Recordable)やDVD-R(Digital
Versatile Disc Recordable)等の記録媒体との間で� �ータを書き込みおよび/または読み込みを行� ��装置であり、例えば、CD-RドライブやDVD-Rド� ��イブ等である。

 操作部15は、X線CT装置1を操作するための� ��種操作指示を入力するための装置である。

 画像表示部16は、処理部13の画像再構成部 133で生成されたCT画像を表示する装置であり� ��例えばCRTディスプレイ、LCD、有機ELディス� �レイまたはプラズマディスプレイ等の表示� �置である。

 次に、本実施形態の動作について説明す� ��。

 (実施形態の動作)
 例えば、ヨウ素造影剤、バリウム造影剤お� ��び金造影剤等のX線造影剤のうちの例えば診 断目的や診断部位に応じた適宜な造影剤が被 検体Hに投与される。そして、ユーザによっ� �操作部15から撮影開始の指示が入力されると 、処理部13のシステム制御部131の制御によっ� ��、X線照射部11が制御され、X線照射部11からX 線が被検体Hに向けて照射され、そして、X線� ��定部12が制御され、被検体Hを透過した透過X 線がX線測定部12で測定される。すなわち、X� �照射部11では、システム制御部13から制御信� ��が入力されると、電源制御回路113がX線電源 回路112を制御することによって所定のタイミ ングで所定の電圧の電力がX線電源回路112か� �X線管111へ供給され、X線管111が被検体Hに向� �てX線を照射する。被検体Hに向けて照射され たX線は、被検体Hを通過してX線測定部12に入� ��される。X線測定部12では、被検体Hを透過し た透過X線がX線検出器121に入射され、透過X線 がX線検出器121で検出される。X線検出器121か� ��の検出出力は、前置増幅回路122および主増� ��回路123で増幅され、AD変換回路124でAD変換さ れる。AD変換回路124でAD変換されたディジタ� �出力は、積分回路125の第1および第2積分回路 125-1、125-2にそれぞれ入力され、第1および第2 積分回路125-1、125-2でそれぞれ積分され、処� �部13に入力される。

 被検体Hに対してX線照射部11およびX線測� �部12を所定の角度ずつずらしながらこのよう な上記動作が実行され、所定の角度間隔で全 方向における被検体Hの透過X線のデータが処� ��部13に入力される。

 ここで、被検体Hに照射されるX線は、被� �体Hの被曝量を低減するために、例えばラン� ��ン等で構成されたフィルタを透過したフィ� ��タX線であることが好ましい。フィルタを透 過することによって白色X線に比べて所定の� �ネルギ成分(例えばランタンフィルタでは高� ��ネルギ成分)のX線の強度が減衰するため、� �検体Hの被曝量が低減される。

 そして、処理部13の厚さ演算部132は、こ� �ら透過X線のデータから被検体H内におけるX� �造影剤等の検出対象物の厚さを演算する。� �の演算は、前記特許文献1(D1)や前記特許文献 2(D2)等に開示されており、大略、次のように� ��われる。

 まず、X線管から発生しn種類の物質を透� �した後におけるX線スペクトルψ(E)は、X線管� ��ターゲットの原子番号をZ、X線管電圧をE0(kV )、物質iの減衰係数をμi、物質iの密度をρi、 物質iの厚さをxi、定数をcとすると、式1によ� ��て与えられる。

 ψ(E)=c×Z×((E0-E)/E)×exp(-σ(μi(E)/ρi)ρi×xi)(た だし、σは、i=1からi=nまでの和を求める。) � � ・・・(式1)

 所定のエネルギ範囲におけるX線のカウン ト数の積分値φは、式1に基づいて数値積分を 行うと、式2によって与えられる。

 φ=φ0×exp(-σai×xi)(ただし、σは、i=1からi=n までの和を求める。)   ・・・(式2)

 ここで、φ0は、透過する物質iの厚さが全 て0の場合の値、すなわち、白色X線のカウン� ��数のこの積分範囲における積分値であり、a iは、積分範囲および物質iに依存する定数で� ��る。

 また、積分範囲をn個、被検体H中の物質� �m種類とすると、n個の連立方程式が得られる が、被検体HにX線造影剤が投与され、被検体H が生体である場合では、被検体Hを通過するX� ��は、生体に多量に存在する水とこのX線造影 剤とによって主に吸収され、被検体Hを通過� �るに従って減衰する。したがって、被検体H� ��投与されたX線造影剤が存在する部分(X線造� ��剤の厚さ)は、未知の物質が水とX線造影剤� �けであるから、積分範囲を2個とって式2から 得られる連立方程式を解くことによって求め られる。ここで、2個の積分範囲は、X線造影� ��のK吸収端の上/下(前/後)のエネルギにおい� �X線の吸収が増大/減少するため、K吸収端を� �んだ上下のエネルギ領域が選択され、X線造� ��剤のK吸収端の上下に所定のエネルギ範囲で それぞれ設定される。例えば、ヨウ素造影剤 の場合では、ヨウ素のK吸収端が33.2keVである� ��とから、2個の積分範囲は、33.2KeVよりも小� �い所定のエネルギ範囲φ1および33.2KeVよりも� ��きい所定のエネルギ範囲φ2にそれぞれ設定� ��れる。所定のエネルギ範囲は、任意でよい� ��、エネルギ範囲が広過ぎるとX線造影剤の有 無に敏感ではなくなる一方、エネルギ範囲が 狭過ぎるとそのエネルギ範囲にあるX線の数� �少なくなって統計精度が好ましくない。

 このように厚さ演算部132は、検査対象物� ��K吸収端よりも小さい所定のエネルギ範囲φ1 における透過X線の個数と、検査対象物のK吸� ��端よりも大きい所定のエネルギ範囲φ2にお� ��る透過X線の個数との比φ1/φ2から検査対象� �の厚さを求めることができる。より具体的� �は、厚さ演算部132は、検査対象物のK吸収端� ��りも小さい所定のエネルギ範囲φ1に対応す� ��エネルギ領域におけるX線の数の積分値と、 検査対象物のK吸収端よりも大きい所定のエ� �ルギ範囲φ2に対応するエネルギ領域におけ� �X線の数の積分値との比から検査対象物の厚� ��を求めることができる。

 一例を挙げると、フィルタX線エネルギ差 分法によるCT測定の場合では、比φ1/φ2は、式 3のように与えられ、これを検査対象物以外� �領域である空気の結果について規格化する� �、比φ1/φ2は、式4のように与えられる。

 ここで、ψ(E _n )は、エネルギE _n のX線スペクトルであり、上バー付きのμ _I (E _n )および上バー付きのμ _W (E _n )は、それぞれ、エネルギ範囲E _n のX線に対するヨウ素および水の平均減衰係� �であり、t _I およびt _w は、それぞれ、ヨウ素および水の厚さである 。

 そして、処理部13の画像再構成部133は、� �定のCT画像化法を用いて厚さ演算部132で演算 された検査対象物の厚さに基づいて被検体H� �CT画像(CT画像データ)を再構成する。例えば� �画像再構成部133は、厚さ演算部132で演算さ� �た検査対象物の厚さを投影データとして、� �影データと所定の再構成関数とをコンボリ� �ーションし(畳み込み)、この結果を逆投影す ることによって、被検体HのCT画像(CT画像デー タ)を生成する。より具体的には、従来の測� �法である透過X線を電流として測定する場合� ��は、その電流値を投影データとしてCT画像� �生成するが、本実施形態では、この電流値� �代わりに、検査対象物のK吸収端よりも小さ� ��所定のエネルギ範囲φ1における透過X線の個 数と、検査対象物のK吸収端よりも大きい所� �のエネルギ範囲φ2における透過X線の個数と� ��比φ1/φ2を投影データとしてCT画像を生成す� ��。

 被検体HのCT画像(CT画像データ)が生成され ると、処理部13は、必要に応じて被検体HのCT� ��像を画像表示部16に表示する。また、処理� �13は、必要に応じて被検体HのCT画像データを 画像記憶部14に記憶する。

 このようにX線CT装置1では、特定のエネル ギ範囲φ1、φ2における透過X線の個数に基づ� �て検査対象物(例えばX線造影剤等)の厚さが� �算され、この演算された検査対象物の厚さ� �基づいて被検体HのCT画像が再構成される。� �のため、本実施形態にかかるX線CT装置1は、� ��検体Hの大きさやX線管電圧(X線のエネルギ分 布)に依存することなく、検査対象物の厚さ� �対して一定のCT値を得ることができ、安定的 に被検体HのX線CT画像を生成することができ� �。そして、X線のビームハードニングに対し� ��略不感であり、X線の吸収係数が比較的高い 物質のCT画像を生成する場合でもアーチファ� ��トが軽減される。

 (実施例および比較例)
 次に、本発明の実施例およびその比較例に� ��いて説明する。

 図2は、前記実施形態における一実施例の 構成を示す図である。実施例は、シミュレー ション計算によって行われた。実施例の構成 は、図2に示すように、X線を照射するX線照射 部21と、X線を測定するX線測定部22と、生体を 模した水ファントム23とを備えて構成される� ��水ファントム23は、所定長の直径を持つ円� �状であり、その中心に直径1cmのヨウ素領域23 1が形成されている。このヨウ素領域231内に� �影剤として様々な濃度のヨウ素が充填され� �。そして、水ファントム23は、X線照射部21と X線測定部22とを結ぶ直線と直交する直線上を 移動する。このX線照射部21とX線測定部22とを 結ぶ直線と直交する直線は、x軸とされる。X� ��照射部21は、薬事法によって規定されてい� �厚さ2mmのアルミニウムフィルタ211を通過し� �後に、厚さ100μmのランタンフィルタ212を通� �したX線(フィルタX線)を照射する。

 図3は、実施例におけるヨウ素厚さとX線� �電圧とを変化させた場合における透過X線の� ��ネルギスペクトルを示す図である。図3の横 軸は、keV単位で表すフォトンエネルギであり 、その縦軸は、X線測定部で検出されるX線の� ��ウント数である。図3の実線は、ヨウ素厚さ が0μmである場合(水である場合)を示し、破線 は、ヨウ素厚さが30μmである場合を示し、そ� ��て、一点鎖線は、ヨウ素厚さが60μmである� �合を示す。ヨウ素厚さは、水に混入したヨ� �素の濃度から、X線進行方向について水1cm当� ��りに存在するヨウ素の量を計算した値であ� ��。図3(A)、(B)および(C)は、X線照射部21におけ るX線管(不図示)のX線管電圧がそれぞれ50kV、6 5kVおよび80kVである場合を示す。したがって� �X線照射部21から水ファントム23に照射される X線は、図3(A)、(B)、(C)の順で高エネルギ成分� ��含有率が高くなる。

 図3(A)、(B)および(C)を見ると分かるように 、ヨウ素厚さが0μmである場合ではもちろん� �ウ素の略K吸収端でカウント数の落ち込みは� ��く、ヨウ素厚みが30μmである場合およびヨ� �素厚みが60μmである場合ではヨウ素の略K吸� �端でカウント数の落ち込みが見られ、そし� �、その落ち込みは、ヨウ素厚み60μmの場合の 方がヨウ素厚み30μmの場合よりも大きい。

 図4および図5は、実施例におけるX線管電� ��を変化させた場合における透過X線のカウン ト比φ1/φ2の変化を示す図である。φ1は、ヨ� �素のK吸収端33.2keVよりも小さいエネルギ範囲 27.4keV~33.2keVにおけるカウント数であり、φ2は 、ヨウ素のK吸収端33.2keVよりも大きいエネル� ��範囲33.2keV~38.9keVにおけるカウント数である� ��図4および図5の横軸は、mm単位で表すx軸上� �位置であり、その縦軸は、対数表示のカウ� �ト比φ1/φ2である。X線照射部21とX線測定部22� ��を結ぶ直線とx軸との交点とをx軸の座標原� �として、水ファントム23の中心をx軸の座標� �点に一致させている。図4は、水ファントム2 3の直径が20cmである場合を示し、図5は、水フ ァントムの直径が30cmである場合を示す。図4( A)および図5(A)は、X線照射部21のX線管電圧が50 kVである場合を示し、図4(B)および図5(B)は、X� ��照射部21のX線管電圧が65kVである場合を示し 、そして、図4(C)および図5(C)は、X線照射部21� ��X線管電圧が80kVである場合を示す。

 上述したようにカウント比(計数比)φ1/φ2� ��基づいて水ファントム23内のヨウ素領域231� �ヨウ素厚さが計算され、ヨウ素領域231のX線C T画像が生成される。

 図4の(A)ないし(C)をそれぞれ比較すると分 かるように、カウント比φ1/φ2がX線照射部21� �X線管電圧に依存していないことが理解され� ��。すなわち、カウント比φ1/φ2は、X線照射� �21から水ファントム23に向けて照射されるX線 のエネルギ分布に依存していない。そして、 ヨウ素(ヨウ素造影剤)による吸収が対数表示� ��おいてヨウ素厚さに比例していることも理� ��される。すなわち、ヨウ素厚さ60μmの場合� �おけるヨウ素による吸収効果は、対数表示� �おいて、ヨウ素厚さ30μmの場合におけるヨウ 素による吸収の約2倍となっている。また、� �のことは、図5の(A)ないし(C)をそれぞれ比較� ��ることによっても理解される。

 そして、図4と図5とを比較すると分かる� �うに、カウント比φ1/φ2の対数表示の変化が� ��ウ素厚さの変化に比例していることが理解� ��れる。

 図6は、実施例における測定値に基づく水 ファントムのX線CT画像を示す図である。図6� �は、白色から黒色になるに従ってヨウ素厚� �が高いことを示している。図7および図8は、 実施例における水ファントムの中心を通る径 方向の直線(図6のAA線)に沿ったCT値を示す図� �ある。図7および図8の横軸は、mm単位で表すx 軸上の位置であり、その縦軸は、CT値である� ��図7(A)、(B)および(C)は、X線照射部21のX線管� �圧がそれぞれ50kV、65kVおよび80kVである場合� �示す。そして、図7は、水ファントム23の直� �が20cmである場合を示し、図8(A)および(B)は、 X線管電圧が65kVであって、水ファントム23の� �径がそれぞれ10cmおよび30cmである場合を示す 。

 図6ないし図8を見ると分かるように、CT値 がX線照射部21のX線管電圧に依存しないこと� �よび水ファントム23の大きさに依存しないこ とが理解される。したがって、カウント比φ1 /φ2に基づいて生成されるX線CT画像は、X線の� ��ームハードニングに無関係であり、造影剤� ��撮影が可能である。

 一方、後述の比較例の図9および図10で示� ��ように、従来の測定法である透過X線を電流 として測定しその電流の増減によってX線CT画 像を形成する場合では、電流値がX線照射部21 のX線管電圧に依存すると共に水ファントム23 の大きさに依存しており、一方、透過X線の� �数に基づいてX線CT画像を形成する場合では� �上述したように、カウント比φ1/φ2がX線照射 部21のX線管電圧に依存することなく、水ファ ントム23の大きさにも依存することがない。� ��して、後述の比較例の図11ないし図13で示す ように、透過X線の線量の増減によってX線CT� �像を形成する場合では、CT値がX線照射部21の X線管電圧に依存すると共に水ファントム23の 大きさに依存しており、一方、透過X線の個� �によってX線CT画像を形成する場合では、上� �したように、CT値がX線照射部21のX線管電圧� �依存することなく、水ファントム23の大きさ にも依存することがない。したがって、X線CT 画像を形成する上で、透過X線の個数に基づ� �てX線CT画像を形成する場合の方が透過X線の� ��量、すなわち電流値、の増減によってX線CT� ��像を形成する場合よりも優れている。

 なお、上述の実施例では、造影剤としてヨ� ��素を用いた場合の結果について説明したが� ��他の造影剤、例えば、バリウム造影剤や金� ��影剤等についても同様の結果が得られる。� ��こで、バリウムのK吸収端は、37.4keVであり� �そして、金のK吸収端は、80.7keVである。金造 影剤については、例えば、「J F HAINFELD,D N  SLATKIN,T M FOCELLA and H M SMILOWITZ,”Gold nanopar ticles:a new
X-ray contrast agent”,The British Journal of Radiolo gy,79(2006),248-253」等に開示されている。

 比較例として図2に示す構成で透過X線の� �量の増減によってX線CT画像を形成する場合� �ついて以下に説明する。

 図9および図10は、比較例におけるX線管電 圧を変化させた場合における透過X線を電流� �して測定した結果を示す図である。図9およ� ��図10の横軸は、mm単位で表すx軸上の位置で� �り、その縦軸は、対数表示の電流値である� �X線照射部21とX線測定部22とを結ぶ直線とx軸� ��の交点とをx軸の座標原点として、水ファン トム23の中心をx軸の座標原点に一致させてい る。図9は、水ファントム23の直径が20cmであ� �場合を示し、図10は、水ファントムの直径が 30cmである場合を示す。図9(A)および図10(A)は� �X線照射部21のX線管電圧が50kVである場合を示 し、図9(B)および図10(B)は、X線照射部21のX線� �電圧が65kVである場合を示し、そして、図9(C) および図10(C)は、X線照射部21のX線管電圧が80k Vである場合を示す。

 図9および図10は、それぞれ図4および図5� �対応している。図9の(A)ないし(C)をそれぞれ� ��較すると分かるように、X線照射部21のX線管 電圧が高くなるに従って電流値の変化が小さ くなっており、電流値がX線照射部21のX線管� �圧に依存していることが理解される。すな� �ち、電流値は、X線照射部21から水ファント� �23に向けて照射されるX線のエネルギ分布に� �存している。また、このことは、図10の(A)な いし(C)をそれぞれ比較することによっても理 解される。

 そして、図9と図10とを比較すると分かる� ��うに、水ファントム23の大きさが大きくな� �に従って電流値の変化が小さくなっており� �電流値が水ファントム23の大きさに依存して いることが理解される。

 図11は、比較例における測定値に基づく� �ファントムのX線CT画像を示す図である。図11 では、黒色から白色になるに従ってヨウ素厚 さが厚いことを示している。図12および図13� �、比較例における水ファントムの中心を通� �径方向の直線(図11のBB線)に沿ったCT値を示す 図である。図12および図13の横軸は、mm単位で 表すx軸上の位置であり、その縦軸は、CT値で ある。図12(A)、(B)および(C)は、X線照射部21のX 線管電圧がそれぞれ50kV、65kVおよび80kVである 場合を示す。そして、図12は、水ファントム2 3の直径が20cmである場合を示し、図13(A)およ� �(B)は、X線管電圧が65kVであって、水ファント ム23の直径がそれぞれ10cmおよび30cmである場� �を示す。

 図11ないし図13を見ると分かるように、CT� ��がX線照射部21のX線管電圧に依存することお よび水ファントム23の大きさに依存すること� ��理解される。

 本明細書は、上記のように様々な態様の� ��術を開示しているが、そのうち主な技術を� ��下に纏める。

 一態様におけるX線CT装置は、被検体にX線 を照射するX線照射部と、前記被検体を介し� �前記X線照射部と対向し、前記被検体を透過� ��た透過X線のうちの前記被検体の内部の検査 対象物に応じた特定のエネルギ範囲における 前記透過X線の個数を測定するX線測定部と、� ��記X線測定部で測定した前記透過X線の個数� �基づいて前記検査対象物の厚さを演算する� �さ演算部と、前記厚さ演算部で演算された� �記検査対象物の厚さに基づいてCT画像を再構 成する画像再構成部とを備える。そして、他 の一態様にかかるX線CT方法は、被検体にX線� �照射するX線照射工程と、前記被検体を透過� ��た透過X線のうちの前記被検体の内部の検査 対象物に応じた特定のエネルギ範囲における 前記透過X線の個数を測定するX線測定工程と� ��前記X線測定部で測定した前記透過X線の個� �に基づいて前記検査対象物の厚さを演算す� �厚さ演算工程と、前記厚さ演算工程で演算� �れた前記検査対象物の厚さに基づいてCT画像 を再構成する画像再構成工程とを備える。

 このような構成のX線CT装置およびX線CT方� ��では、前記特定のエネルギ範囲における透� ��X線の個数に基づいて検査対象物の厚さが演 算され、この演算された検査対象物の厚さに 基づいてCT画像が再構成される。このため、� ��発明にかかるX線CT装置およびX線CT方法は、� ��検体の大きさやX線管電圧(X線のエネルギ分� ��)に依存することなく安定的にX線CT画像を生 成することができる。なお、X線造影剤には� �将来、開発される造影剤も含む。

 また、他の一態様では、上述のX線CT装置� ��おいて、好ましくは、前記検査対象物は、X 線造影剤であり、前記特定のエネルギ範囲は 、前記X線造影剤のK吸収端上下に設定される� ��とである。

 この構成によれば、特定のエネルギ範囲� ��X線造影剤のK吸収端上下(K吸収端前後)に設� �されるので、被検体内のX線造影剤が定量的� ��分析され、より鮮明なX線CT画像を生成する� ��とが可能である。

 また、他の一態様では、これら上述のX線 CT装置において、好ましくは、前記厚さ演算� ��は、前記検査対象物のK吸収端よりも小さい 所定のエネルギ範囲における透過X線の個数� �、前記検査対象物のK吸収端よりも大きい所� ��のエネルギ範囲における透過X線の個数との 比に基づいて前記検査対象物の厚さを演算す ることである。

 この構成によれば、検査対象物の厚さを� ��り適切に演算することが可能となる。

 また、他の一態様では、これら上述のX線 CT装置において、好ましくは、前記X線測定部 は、前記被検体を透過した透過X線から付与� �れたエネルギによって電荷を発生する検出� �体と、前記検出媒体における前記透過X線の� ��射端からの距離が互いに異なる位置で、前� ��検出媒体に設置された複数の電極とを備え� ��ことである。

 また、他の一態様では、これら上述のX線 CT装置において、好ましくは、前記X線測定部 は、前記被検体を透過した透過X線の進行方� �に並べられた複数の検出媒体から成り、前� �透過X線から付与されたエネルギによって個� ��の前記検出媒体において電荷を発生すると� ��もに、前記検出媒体が前記透過X線の吸収体 ともなるため、個々の前記検出媒体に前記透 過X線が到達するまでに透過する吸収体の厚� �が異なることである。ここで、前記複数の� �出媒体は、同じ材質の材料から構成されて� �良く、また、異なる材質の材料から構成さ� �ても良い。特に、異なる材質の材料の検出� �体を用いることによって、X線測定部は、好� ��な結果をもたらす。

 これらの構成によれば、電流測定のX線CT� ��置の場合と同等の処理速度で、被検体を透� ��したX線のうち、被検体の内部の検査対象物 に応じた特定のエネルギ範囲における透過X� �の個数を測定することができ、CT画像を描画 することが可能となる。したがって、実用的 なX線CT装置が提供される。

 また、他の一態様では、これら上述のX線 CT装置において、好ましくは、前記X線造影剤 は、ヨウ素造影剤、バリウム造影剤および金 造影剤のうちのいずれかであることである。

 この構成によれば、X線造影剤がヨウ素造 影剤である場合では、被検体の血管が造影さ れ、被検体の血管を造影したCT画像が生成さ� ��る。ヨウ素造影剤は、例えば、血流の観察� ��好適である。また例えば、ヨウ素造影剤は� ��血管の比較的豊富な組織を強調するので、� ��えば癌などの腫瘍の有無の診断に好適であ� ��。X線造影剤がバリウム造影剤である場合で は、被検体の消化器系を造影することができ 、被検体の消化器を造影したCT画像が生成さ� ��る。X線造影剤が金造影剤である場合では、 金造影剤が癌組織に集まる結果、被検体の癌 組織を造影することができ、被検体の癌組織 を造影したCT画像が生成される。

 また、他の一態様では、これら上述のX線 CT装置において、好ましくは、前記X線照射部 は、X線をフィルタに透過させたフィルタX線� ��被検体に照射することである。

 この構成によれば、フィルタによってX線 の一部がカットされるので、被検体の被曝量 が軽減される。

 この出願は、2007年8月15日に出願された日 本国出願特願2007-211948を基礎とするものであ� ��、その内容は、本願に含まれるものである� ��

 本発明を表現するために、上述において� ��面を参照しながら実施形態を通して本発明� ��適切且つ十分に説明したが、当業者であれ� ��上述の実施形態を変更及び/又は改良するこ とは容易に為し得ることであると認識すべき である。従って、当業者が実施する変更形態 又は改良形態が、請求の範囲に記載された請 求項の権利範囲を離脱するレベルのものでな い限り、当該変更形態又は当該改良形態は、 当該請求項の権利範囲に包括されると解釈さ れる。