光子计数CT装置以及估计受辐射量计算方法与流程

本发明涉及具有光子计数(photon counting)模式的X射线CT(Computed Tomography)装置(以下称作PCCT装置)，尤其涉及对PCCT装置中的被摄体的受辐射量进行管理的技术。

背景技术：

X射线CT装置是一边使夹着被摄体而对置配置的X射线源与X射线检测器的对旋转一边获得被摄体的X射线透过数据并通过计算来重构其断层图像(以下设为CT图像)的装置，作为工业用以及安全用的检查装置、医学用的图像诊断装置等来使用。

医学用的X射线CT装置具有搭载了光子计数模式的PCCT装置。在PCCT装置中，通过光子计数方式的检测器，按照每个检测元件来计数透过被摄体之后的X射线的光子(X射线光子)。由此，例如，能够获得能对构成X射线透过的被摄体的内部组织的元素进行估计的能谱，能够获得元素等级的差异被详细绘出的X射线CT图像。

此外，在PCCT装置中，以能量值来辨别计数的各个X射线光子，从而能够获得每个能量值的X射线强度。利用这一性质，在PCCT装置中，有时仅提取特定的能量范围的X射线并进行图像化来用于诊断。在该情况下，尽量减少该能量范围以外的X射线，从而能够降低作为被摄体的患者的受辐射量。

减少该能量范围外的X射线的方法，例如有在X射线源与被摄体之间插入能够变更厚度的X射线削弱体(以后称作X射线过滤器)的方法(例如，参照专利文献1)。在专利文献1的方法中，通过X射线过滤器来降低不需要的能量范围的X射线。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2014-69039号公报

技术实现要素：

发明要解决的课题

为了降低受到的辐射，受辐射量的准确估算较为重要。一般而言，在管电压恒定的情况下，受辐射量根据电流值的变化来计算。然而，在如专利文献1那样使用各种形状、厚度的过滤器的情况下，通过过滤器(也包括蝶形过滤器)，被照射的X射线的能量值的分布(能谱)变化，受辐射量也变化。因而，仅根据电流值的变化是无法获得准确的受辐射量的。

本发明正是鉴于上述情况而完成的，在PCCT装置中，与被照射的X射线的能谱形状无关，以简易的构成来高精度地估计被摄体的受辐射量。

用于解决课题的手段

预先获得每个给定的能量范围的给定的强度的X射线所引起的受辐射量，并作为能带单位受辐射量数据来保持。若设定了拍摄条件，则根据设定的拍摄条件来照射，作为在无被摄体的状态下入射到检测器的X射线的能谱，获得每个能量范围的入射X射线的光子数(强度)。按照每个能量范围，将入射X射线的强度与能带单位受辐射量数据相乘，并将该结果关于整个能量范围来求和。由此来估计根据设定的拍摄条件而照射的照射X射线所引起的受辐射量。

发明效果

根据本发明，在PCCT装置中，与被照射的X射线的能谱形状无关，能够以简易的构成来高精度地估计被摄体的受辐射量。

附图说明

图1是本发明的实施方式的光子计数CT装置的构成图。

图2(a)以及图2(b)是用于说明本发明的实施方式的X射线检测器的说明图。

图3是本发明的实施方式的运算部的功能框图。

图4是用于说明光子计数CT装置的X射线光子数计数的原理的说明图。

图5(a)是用于说明本发明的实施方式的能带单位受辐射量数据库的说明图，图5(b)是用于说明上述能带单位受辐射量数据库中保存的数据的说明图。

图6(a)是用于说明本发明的实施方式的能带单位受辐射量数据库创建方法的说明图，图6(b)是用于说明本发明的实施方式的能谱获取部的能谱获取方法的说明图。

图7是本发明的实施方式的拍摄处理的流程图。

图8是本发明的实施方式的估计受辐射量计算处理的流程图。

图9是用于说明本发明的实施方式的变形例之一的各能量范围宽度的说明图。

图10(a)是用于说明本发明的实施方式的图像数据库的说明图，图10(b)是用于说明本发明的实施方式的显示画面例的说明图，图10(c)是用于说明本发明的实施方式的估计受辐射量数据库的说明图。

具体实施方式

对本发明的实施方式的一例进行说明。以下，在用于说明本发明的实施方式的所有附图中，具有相同功能的部分赋予相同的符号，并省略其重复性的说明。

[X射线CT装置的简要构成]

在本实施方式中，作为X射线CT装置，利用具有不是以往的积分型(电流模式计测方式)的检测器而是光子计数方式的检测器的光子计数CT装置(PCCT装置)。在PCCT装置中，以检测器对来自透过被摄体之后的X射线的光子(X射线光子)进行计数。

各个X射线光子具有不同的能量。在PCCT装置中，按照预先规定的每个能带来辨别X射线光子并进行计数。由此，获得每个该能带的X射线光子的数目即X射线强度。

说明具有这种特征的本实施方式的PCCT装置100的构成。图1是本实施方式的PCCT装置100的简要构成图。如该图所示，本实施方式的PCCT装置100具备UI部200、计测部300和运算部400。

UI部200受理来自用户的输入，并向用户提示运算部400的处理结果。因而，UI部200具备键盘、鼠标这样的输入装置210、显示装置(监视器)和打印机这样的输出装置220。显示装置由液晶显示器、CRT(Cathode Ray Tube；阴极射线管)等构成。另外，显示装置也可以构成为具有触摸面板功能并作为输入装置210来使用。

[计测部]

计测部300按照运算部400的控制，向被摄体101照射X射线，并计测透过了被摄体101的X射线光子。计测部300具备：X射线照射部310、X射线检测部320、台架(Gantry：架台)330、控制部340和载置被摄体101的台102。

[台架]

在台架330的中央，设置有用于配置被摄体101和载置被摄体101的台102的圆形的开口部331。在台架330的内部，配置有搭载后述的X射线管311以及X射线检测器321的旋转板332、和用于使旋转板332旋转的驱动机构。

另外，以下，在本说明书中，将开口部331的周向设为x方向，将径向设为y方向，将与这些方向正交的方向设为z方向。一般而言，z方向成为被摄体101的体轴方向。

[X射线照射部]

X射线照射部310产生X射线，并向被摄体101照射所产生的X射线。X射线照射部310具备X射线管311、X射线过滤器312和蝶形(bowtie)过滤器313。

X射线管311通过按照后述的照射控制器341的控制而供给的高电压，向被摄体101照射X射线束。被照射的X射线束具有扇束角以及锥束角地扩展。X射线束伴随着后述的台架330的旋转板332的旋转而被照射到被摄体101。

X射线过滤器312对从X射线管311照射出的X射线的X射线量进行调节。即，使X射线的能谱变化。本实施方式的X射线过滤器312使从X射线管311照射出的X射线衰减，以使得从X射线管311向被摄体101照射的X射线成为预先规定的能量分布。X射线过滤器312被用于使作为被摄体101的患者的受辐射量最佳化。因而，被设计为所需能带的剂量增强。

蝶形过滤器313抑制周边部的受辐射量。在考虑到作为被摄体101的人体的剖面为椭圆形的情况下，被用于增强中心附近的剂量并降低周围的剂量以使受辐射量最佳化。

[X射线检测部]

X射线检测部320每当入射X射线光子时，输出能够对该X射线光子的能量值进行计测的信号。X射线检测部320具备X射线检测器321。

在图2(a)中例示X射线检测器321的一部分。本实施方式的X射线检测器321具备：多个检测元件322、和限制向X射线检测器321入射的入射方向的准直仪323。

此外，图2(a)所示的构造在x方向上重复。此外，如图2(b)所示，X射线检测器321也可以具有如下构成，即，在距X射线管311的X射线产生点大致相等距离的位置处，在x方向以及z方向上排列多个检测元件322。

另外，为了容易制作，也可以制作多个平面状的检测器(检测器模块)，配置为平面的中心部分呈圆弧来模拟地呈圆弧状排列，从而作为X射线检测器321。

各检测元件322每当入射X射线光子时，输出1脉冲的电信号(模拟信号)。输出的信号被输入至后述的运算部400。

对于检测元件322，利用将入射的X射线光子直接变换为电信号的例如CdTe碲化镉(cadmium telluride)系的半导体元件。另外，检测元件322可以利用接受X射线而发出荧光的闪烁体(Scintillator)以及将荧光变换为电的光电二极管。

X射线检测器321的检测元件322的数目(通道数)例如为1000个。各检测元件的x方向的尺寸例如为1mm。

此外，例如，X射线管311的X射线产生点与X射线检测器321的X射线入射面之间的距离为1000mm。台架330的开口部331的直径为700mm。

旋转板332的旋转的所需时间依赖于用户经由UI部200而输入的参数。在本实施方式中，例如，将旋转的所需时间设为1.0s/次。计测部300在一次旋转中的拍摄次数例如为900次，每当旋转板332旋转0.4度时进行一次拍摄。

另外，各规格并不限定于这些值，能够根据PCCT装置100的构成来进行各种变更。

[控制部]

控制部340具备：对来自X射线管311的X射线的照射进行控制的照射控制器341、对旋转板332的旋转驱动进行控制的台架控制器342、对X射线检测器321中的X射线检测进行控制的检测控制器343、以及对台102的驱动进行控制的台控制器344。这些单元按照后述的运算部400的计测控制部420的控制来动作。

[运算部]

运算部400对PCCT装置100的整体动作进行控制，通过对由计测部300获取到的数据进行处理来进行拍摄。如图3所示，本实施方式的运算部400具备：拍摄条件设定部410、计测控制部420、数据收集部430、受辐射量估计部440、图像生成部450和能带单位受辐射量数据库(DB)470。

运算部400具备：中央处理装置(CPU：Central Processing Unit)401、存储器402和HDD(Hard disk drive；硬盘驱动器)装置403。例如，中央处理装置401将HDD装置403中预先保持的程序加载到存储器402来执行，由此实现各功能。

另外，运算部400的全部或者一部分的功能，例如可以通过ASIC(Application Specific Integrated Circuit；专用集成电路)、FPGA(Field Programmable Gate Array；现场可编程门阵列)等集成电路等来实现。

此外，在HDD装置403中保存有处理所使用的数据、处理中生成的数据、进行处理的结果而获得的数据等。另外，处理结果也被输出至UI部200的输出装置220。能带单位受辐射量DB470例如在HDD装置403上构建。

[拍摄条件设定部]

拍摄条件设定部410从用户受理并设定拍摄条件。例如，拍摄条件设定部410将受理拍摄条件的受理画面显示于显示装置，经由受理画面来受理拍摄条件。用户经由受理画面例如对鼠标、键盘、触摸面板进行操作来输入拍摄条件。

所设定的拍摄条件例如为X射线管311的管电流、管电压、被摄体101的拍摄范围、X射线过滤器312的形状、蝶形过滤器313的形状、分辨率等。

另外，拍摄条件并非每次都由用户进行输入。例如，可以事前保存典型的拍摄条件，并读出该拍摄条件来利用。

[计测控制部]

计测控制部420按照用户设定的拍摄条件对控制部340进行控制，执行计测。

具体而言，计测控制部420对台控制器343作出指示，以使台102在与旋转板332垂直的方向上移动，并且在旋转板332的拍摄位置与被指定的拍摄位置一致的时间点停止移动。由此，被摄体101的配置完成。

此外，计测控制部420在与对台控制器343作出指示相同的定时，对台架控制器342作出指出，以使驱动电动机动作，开始旋转板332的旋转。

若旋转板332的旋转变为恒速状态且被摄体101的配置结束，则计测控制部420对照射控制器341指示X射线管311的X射线照射定时，对检测控制器344指示X射线检测器321的拍摄定时。由此，计测控制部420开始X射线的照射以及X射线光子的检测，即，开始计测。

计测控制部420通过反复执行这些指示来计测整个拍摄范围。

另外，可以进行控制，使得如公知的螺旋扫描(Helical Scan)那样一边使台102移动一边进行拍摄。

[数据收集部]

数据收集部430按照预先规定的第一能量范围区段的每个能量范围，对来自X射线检测器321检测出的X射线的光子(X射线光子)进行计数，获得每个该能量范围的计数信息。本实施方式的数据收集部430具备数据收集系统(DAS：Data Acquisition System，以下标记为DAS)，该DAS进行计测部300检测出的X射线光子的计数。

DAS获取X射线检测器321检测出的X射线光子各自的能量值，根据该能量值而与按照每个能量范围设置的能量区间(Bin)的计数结果进行相加。能量区间是按照第一能量范围区段的每个能量范围设定的存储区域。

第一能量范围区段是将0keV至X射线管311的最大能量的能量范围用给定的能量宽度ΔB进行划分而得到的。能量宽度ΔB例如设为20keV。例如，若将最大能量设为140keV，则将整个能量范围0keV～140keV划分为B1(0～20keV)、B2(20～40keV)、B3(40～60keV)、B4(60～80keV)、B5(80～100keV)、B6(100～120keV)、B7(120～140keV)这7个能量范围。DAS根据检测出的X射线光子的能量值，与相应的能量范围建立对应地设置的能量区间的计数结果进行相加。

在图4中示出该结果的例子。如此，数据收集部430按照每个能量范围来计数X射线光子的数目。如该图所示，获得的结果表示X射线光子的能量值(单位keV)的分布。因此，数据收集部430由此获得X射线检测器321检测出的X射线的能量分布(能谱)。数据收集部430将获得的结果作为计数信息来输出。

另外，整个能量范围、第一能量范围区段，即能量区间数、与各能量区间对应的能量范围预先按照来自用户的指示等来设定。

[图像生成部]

图像生成部450根据各能量区间保存的X射线光子数(计数信息)来重构X射线CT图像。例如，对X射线光子数进行Log变换来重构图像。对于重构，能够利用FeldKamp法、逐次近似法等各种公知的方法。

另外，在重构图像时，图像生成部450可以对计数信息进行各种修正处理。在此进行的修正处理例如为电路的线性修正、对数变换处理、偏置处理、灵敏度修正、射束硬化修正等。

另外，在图像的生成中，可以不利用所有能量区间保存的投影数据。可以仅利用与预先规定的能量范围对应的能量区间保存的投影数据。

[受辐射量估计部]

受辐射量估计部440根据用户设定的拍摄条件来获得被摄体101的估计受辐射量。在本实施方式中，利用以预先规定的照射强度(单位照射强度)照射预先规定的第二能量范围区段的各能量范围(能量带)的X射线时的受辐射量(能带单位受辐射量)，来估计在拍摄条件下设定的照射X射线所引起的被摄体101的受辐射量(估计受辐射量)。

为了实现上述受辐射量估计，受辐射量估计部440具备能谱(能量分布)获取部441和估计受辐射量计算部442。此外，在估计受辐射量的计算中，利用预先创建的能带单位受辐射量DB470。

另外，本实施方式的受辐射量估计部440向用户提示计算出的估计受辐射量。例如，通过将估计受辐射量显示于显示装置来进行提示。

[能带单位受辐射量DB]

能带单位受辐射量DB470将预先规定的每个第二能量范围区段的各能量范围的每单位照射强度的受辐射量作为能带单位受辐射量数据来保持。

第二能量范围区段是将X射线光子的假定的整个能量范围用给定的能量宽度ΔE进行划分而得到的。能量宽度ΔE例如设为1keV。例如，若将X射线光子的假定的整个能量范围设为0～140keV，则能带单位受辐射量DB470将该整个能量范围按照每ΔE(1keV)划分成140个能量范围(能量带)，并保存各个能量范围的每单位照射强度的受辐射量。

在图5(a)中示出能带单位受辐射量DB470保持的数据的例子。如该图所示，在能带单位受辐射量DB470中保存每个能量范围E1、E2、……En……EN的能带单位受辐射量D(E1)、D(E2)、……D(En)、……D(EN)。另外，N为1以上的整数，例如为140。此外，n为1以上且N以下的整数。

例如，从X射线管311照射已知的能量的X射线，并通过实际计测来获得能带单位受辐射量。例如，如图6(a)所示，由插入模型610内的多个位置处的X射线计测器601来进行实际计测。模型610配置在被摄体101所配置的位置。在此，作为能带单位受辐射量，例如利用CTDI(Computed Tomography Dose Index；计算机断层摄影剂量指数)值(单位mSv)。

通过实际计测而获得的CTDI值是照射X射线的能量点(E)处的离散值。在本实施方式的能带单位受辐射量DB470中，将该离散值作为各能量范围的能带单位受辐射量。在本实施方式中，将利用能量E的照射X射线而实际计测出的CTDI值D(E)，作为以能量点E为中心的±ΔE/2的宽度的能量范围的能带单位受辐射量。

若将能量带宽度设为ΔE，则在本实施方式中，将各能量范围E1(0～ΔEkeV)、E2(ΔE～2ΔEkeV)、……、En((n-1)ΔE～nΔEkeV)、……E140(139～140ΔEkeV)的X射线的CTDI值保存至能带单位受辐射量DB470。此时，如图5(b)所示，各能量范围的CTDI值作为ΔE/2、ΔE+ΔE/2、……(n-1)ΔE+ΔE/2、139ΔE+ΔE/2的各能量的X射线的CTDI值。

在创建能带单位受辐射量DB470时，利用照射单色的放射光或给定的能量的放射线的放射性射线源。

另外，在利用放射性射线源的情况下，只能获得所利用的放射性物质固有的能量的X射线、γ射线。例如，在利用镅-241(²⁴¹Am)的情况下，产生59.5keV的γ射线。此外，在利用碘-125(¹²⁵I)的情况下，产生35keV和27keV的γ射线。其他的放射性射线源也同样，仅产生给定的能量的γ射线。

因而，利用放射性射线源，难以针对需要的所有能量求出单位受辐射量。因此，对于特定的能够计测的能量而利用放射性射线源来测量，对于其间的能量而利用那些数据通过插值的方式来计算。即，在利用多个不同的能量的放射性射线源的情况下，对利用多个不同的放射性射线源而计算出的受辐射量进行插值，获得各能量带的能带单位受辐射量，由此创建能带单位受辐射量DB470。

另外，能带单位受辐射量DB470并非一定通过实际计测来创建。例如，可以将与放射线的行为有关的物理现象作为概率性的情形来处理，采用利用随机数对放射线(粒子)的物理过程进行追踪的蒙特卡罗模拟，来计算各能量的单位受辐射量。在该情况下，期望在能够通过放射性射线源实际计测的能量值中，对模拟结果和实际计测值进行比较并进行修正。

该能带单位受辐射量DB470在装置制造时、设置时等拍摄之前的给定的定时预先创建。此时，能够通过使能量范围宽度ΔE变窄而更准确地求出估计受辐射量。

此外，各能量范围的受辐射量可以不基于预先规定的单位强度的X射线。可以分别基于不同强度的X射线。在该情况下，在计算受辐射量时利用的X射线强度也一并保存至能带单位受辐射量DB470。并且，计算估计受辐射量时考虑该数据获取时的X射线强度。

[能谱获取部]

能谱获取部441根据数据收集部430收集到的每个能量范围区段的计数信息，获得按照拍摄条件设定部410设定的拍摄条件从X射线管311照射出的X射线的能量分布(能谱)。此时，如图6(b)所示，在不配置被摄体101的情况下获得能谱。

在实际拍摄时，利用X射线过滤器312、蝶形过滤器313等。能谱获取部441在设置了实际拍摄时利用的这些过滤器的状态下获取能谱。

即，本实施方式的能谱获取部441对计测控制部420作出指示，以使得在无被摄体101的状态下按照拍摄条件照射X射线，由此来获取能谱。在本实施方式中，由于是PCCT装置100，因此获取第一能量范围区段的各能量范围的光子数(能量值；X射线量)，将其作为能谱。因此，能谱获取部441获取的能谱是第一能量范围区段的每个能量范围的入射到X射线检测器321的X射线强度这样的离散能谱。

另外，以下，在本实施方式中，将PCCT装置100的第一能量范围区段的各能量范围的宽度ΔB，设为与后述的能带单位受辐射量DB470中利用的间隔即第二能量范围区段的各能量范围的宽度ΔE相同的宽度，设各能量范围相同来进行说明。

[估计受辐射量计算部]

估计受辐射量计算部442利用X射线的预先规定的第二能量范围区段的每个能量范围(能量带)的每单位强度的受辐射量数据即能带单位受辐射量数据、和能谱获取部441获取到的能谱，来计算估计受辐射量。即，利用能带单位受辐射量DB470的值、和能谱获取部441获取到的能谱，来计算在设定的拍摄条件下拍摄的情况下的被摄体101的受辐射量(估计受辐射量)。

若将能量值E的能带单位受辐射量设为D(E)，将能谱设为S(E)，则该能量值E处的估计受辐射量EsD(E)用以下的式(1)来表示。

EsD(E)＝D(E)×S(E)···(1)

估计受辐射量计算部442计算的估计受辐射量EsD_all是对整个能量范围累计EsD(E)而得的。因此，用以下的式(2)来表示。

[数学式2]

另外，D(0)是与能量0的光子相伴的辐射，因此为0(D(0)＝0)。

如上述，能带单位受辐射量DB470中保持的能带单位受辐射量D、以及能谱获取部441获取的能谱S可取的值均是间隔为ΔE的离散值。因此，估计受辐射量计算部442实际按照以下的式(3)来计算估计受辐射量EsD_all。

[数学式3]

在此，S(iΔE)是(i-1)·ΔE至i·ΔE之间的能量带的能谱，D(iΔE)是(i-1)·ΔE至i·ΔE之间的能量带的能带单位受辐射量。

另外，在上述式(3)中，为了方便起见，将总和的范围设为1至无限大。然而，实际上根据由X射线源设定的电压值来决定产生的光子能量的上限，因此在该范围内求和即可。例如，若将能量的范围设为0～140keV，将ΔE设为1keV，则上述式(3)用以下的式(4)来表示。

[数学式4]

如此，本实施方式的估计受辐射量计算部442按照每个第一能量范围区段来将该能量范围区段的能带单位受辐射量与该能量范围区段的X射线强度相乘，由此来计算该能量范围区段的估计受辐射量。然后，对各能量范围区段的估计受辐射量求和，由此来得到整个能量范围的估计受辐射量。

[拍摄处理的流程]

接下来，说明运算部400所执行的本实施方式的拍摄处理的流程。图7是本实施方式的拍摄处理的处理流程。另外，设能带单位受辐射量DB470被预先创建。

首先，拍摄条件设定部410经由UI部200从用户受理拍摄条件(步骤S1101)，并进行设定(步骤S1102)。在此，受理输入的拍摄条件有管电压、管电流、X射线过滤器312的厚度、形状、蝶形过滤器313的形状等。

然后，受辐射量估计部440计算受理到的拍摄条件下的估计受辐射量(步骤S1103)。然后，受辐射量估计部440向用户提示计算结果(步骤S1104)，受理是否可以的输入(步骤S1105)。另外，此时，受辐射量估计部440可以构成为，作为计算结果不仅显示估计受辐射量而且还显示能谱。

若在步骤S1105中从用户受理到“可以”的指示，则计测控制部420按照在步骤S1102中设定的拍摄条件来执行计测(步骤S1106)，数据收集部430收集数据。

然后，图像生成部450根据数据收集部430收集到的数据来生成图像(步骤S1107)，结束处理。

另一方面，若在步骤S1105中从用户受理到“不可”的指示，则返回到步骤S1101，拍摄条件设定部410受理新的拍摄条件。

另外，在受理到“不可”的指示的情况下，可以构成为，不从用户受理新的拍摄条件的输入，由拍摄条件设定部410自动地变更拍摄条件。在该情况下，返回到步骤S1102，设定变更后的拍摄条件，反复执行处理。

另外，“不可”的指示通常在估计受辐射量大的情况下进行。因此，例如，可以构成为，自动地降低管电压。或者，可以构成为，从用户仅受理是增大还是降低受辐射量的指示，与之相应地，使管电压变化预先规定的电压。

此外，虽然构成为在步骤S1105中向用户提示估计受辐射量并受理是否可以的指示，但并不限定于此。例如，可以构成为，在步骤S1105中不向用户提示估计受辐射量，根据在步骤S1103中计算出的估计受辐射量，由拍摄条件设定部410自动地进行判别，并根据需要来变更拍摄条件。

在该情况下，判别是否可以的阈值被预先保持。此外，在判别为“不可”的情况下发生变化的参数及其变化量(例如管电压的变化量ΔV)也一并保持。

即，如果在步骤S1103中计算出的估计受辐射量为该阈值以下，则拍摄条件设定部410许可转至步骤S1106来执行计测。另一方面，如果为阈值以上，则拍摄条件设定部410将管电压从当前值之中减去ΔV，从步骤S1102起反复执行处理。

[估计受辐射量计算处理的流程]

接下来，按照图8来说明步骤S1103的估计受辐射量计算处理的流程。在此，将能量范围的宽度设为ΔE，将能量范围数(区段数)设为N。

首先，受辐射量估计部440对计测控制部420、数据收集部430作出指示，在该时间点的拍摄条件下无被摄体101地照射X射线，计数检测出的X射线，并获得计数信息(步骤S1201)。能谱获取部441基于计数信息来获取能谱(各能量范围的能量值(X射线强度))(步骤S1202)。

接下来，估计受辐射量计算部442计算整个能量范围的估计受辐射量。在此，首先，将计数器i初始化(i＝1)(步骤S1203)。

然后，估计受辐射量计算部442计算第i个能量范围即(i-1)·ΔE至i·ΔE之间的能量范围(能带)的估计受辐射量EsD(iΔE)(步骤S1204)。如上述，通过在该能量范围(能带)的能带单位受辐射量DB470中保持的能带单位受辐射量D(iΔE)上乘以该能量范围的能谱S(iΔE)来计算。

然后，估计受辐射量计算部442将计算出的第i个能量范围(能带)的估计受辐射量EsD(iΔE)与整个能量范围的估计受辐射量EsD_all相加(步骤S1205)。

直至计数器i大于全部区段数N为止，估计受辐射量计算部442反复执行以上的处理(步骤S1206、S1207)。然后，将计数器i变为N+1的时间点的估计受辐射量EsD_all设为估计受辐射量，结束处理。

另外，在上述估计受辐射量计算处理中，按照每个能量范围，将计算出的估计受辐射量EsD(iΔE)与到此为止计算出的EsD_all相加，由此来获得整个能量范围的估计受辐射量，但并不限定于该处理。例如，可以构成为，按照所有能量范围的每一个分别计算出估计受辐射量EsD(iΔE)之后，将各估计受辐射量求和。

[修正部]

另外，如图3所示，受辐射量估计部440可以还具备修正部443。该修正部443对估计受辐射量计算部442计算出的估计受辐射量中的散射线的影响进行修正。在本实施方式中，修正部443从能谱获取部441获取到的第一能量范围区段的各能量范围的能量值之中减去散射线量来进行修正。

首先，简单记述散射线修正的必要性。在无被摄体101的情况下，如图2那样位于X射线检测器321的检测元件322的前面的准直仪323所散射的散射线、来自虽然未图示但位于X射线检测器321的背面的基板等的后方散射线也会入射到X射线检测器321。在通常的情况下，这些散射线会整体扩展，因此对于画质的影响只是稍微使空间分辨率降低。但是，在估计受到的辐射时，由于这些散射线，能看出受辐射量有所增加。因而，成为导致误解接受到照射以上的辐射的主要因素。因此，需要计算从准直仪323、位于X射线检测器321背面的基板向X射线检测器321入射的散射线量来除去散射线。

例如，通过包括准直仪323、检测元件322背面的基板等的蒙特卡罗模拟，计算入射到各检测元件322的各能量范围区段的散射线量，由此来估计散射线量。

因此，在对散射线的影响进行修正的情况下，若能谱获取部441获取到第一能量范围区段的各能量范围的能量值(计测X射线量)，则修正部443通过蒙特卡罗模拟针对各能量范围计算入射到各检测元件322的散射线量。然后，修正部443按照每个能量范围，从计测X射线量分别减去散射线量，从而获得修正后的剂量。

然后，估计受辐射量计算部442利用修正后的剂量来估计受辐射量。即，将修正后的剂量设为上述式(3)的S(iΔE)，来计算估计受辐射量EsD_all。如此，通过具备修正部443，从而能够更高精度地计算估计受辐射量。

如以上说明的那样，本实施方式的PCCT装置100具备：X射线照射部310，照射X射线；光子计数方式的X射线检测器321，检测所述X射线；数据收集部430，按照预先规定的第一能量范围区段的每个能量范围，对来自由所述X射线检测器321检测出的X射线的X射线光子进行计数，获得每个该能量范围的计数信息；和受辐射量估计部440，根据用户设定的拍摄条件来获得被摄体101的估计受辐射量，所述受辐射量估计部440具备：能谱获取部441，根据所述第一能量范围区段的各能量范围的计数信息来获得能谱，该能谱是按照所述拍摄条件从所述X射线照射部310照射出的X射线的能量分布；和估计受辐射量计算部442，利用能带单位受辐射量数据和所述能谱来计算所述估计受辐射量，该能带单位受辐射量数据是X射线的预先规定的第二能量范围区段的每个能量范围的每单位强度的受辐射量数据。

可以具备对所述第二能量范围区段的每个能量范围的所述能带单位受辐射量数据进行保持的能带单位受辐射量数据库470。

而且，所述能带单位受辐射量数据库470可以对利用多个不同的能量的放射性射线源计算出的受辐射量进行插值来创建。

此外，所述受辐射量估计部440可以还具备对计算出的所述估计受辐射量中的散射线的影响进行修正的修正部443。

可以还具备对计算出的所述估计受辐射量进行显示的显示装置。而且，所述显示装置可以还显示所述X射线的能谱。

如此，根据本实施方式，在PCCT装置100中，与被照射的X射线的能谱形状无关，能够以简易的构成来高精度地估计受辐射量。因此，纵使是利用过滤器等而使照射能谱形状变化的情况，也能够根据拍摄条件来高精度地估计受辐射量，被摄体101的受辐射量管理的精度得到提高。与之相伴，能高效地执行检查。

<变形例之一>

在上述实施方式中，作为对PCCT装置100设定的能量区间的各能量范围(第一能量范围区段的能量范围)与能带单位受辐射量DB470的各能量范围(第二能量范围区段的能量范围)一致的情形进行了说明。

即，在上述实施方式中，数据收集部430按照每个单位能带ΔE，设定能量区间，计数X射线光子，能谱获取部441按照与能带单位受辐射量DB470的各能量范围一致的每个能量范围，获得X射线强度，获得能谱。

然而，实际上，能量区间的能带宽度(能量范围宽度)ΔB与能带单位受辐射量DB470的各能量范围宽度ΔE不同。在本变形例中，说明这种情况下的处理方法。

例如，如上述，能带单位受辐射量DB470的能量范围宽度设为1keV。然而，若将PCCT装置100的能量区间的能带宽度设为1keV，则数据量变得庞大。例如，若X射线管311的最大能量设为120keV，则需要120个能量区间，并且能谱获取部441在120个能带辨别X射线光子。在此后的计测处理中也相同。

即，在PCCT装置100中，根据能量区间的数目而转发的数据量增大，与之相应地，处理量也增大。因而，为了将转发数据量以及处理量收纳在给定量以内，一般如图9所示，能带宽度ΔB设定得比能带单位受辐射量DB470的能量范围宽度ΔE大(ΔB＞ΔE)的情形较多。在图9中，例示ΔB为ΔE的10倍的情况。

如此，在能带单位受辐射量DB470的能量范围宽度ΔE与PCCT装置100的能量区间宽度(能带宽度)ΔB不同的情况下，尤其是能量区间宽度ΔB比能量范围宽度ΔE大的情况下，估计受辐射量计算部442将两者的宽度相加之后进行乘法运算。

即，在ΔB与ΔE不同的情况下，估计受辐射量计算部442将计数信息以及能带单位受辐射量数据之中的任一者换算为在另一者的能量范围区段获取到的值，来计算估计受辐射量。

作为换算的方法而有：将能带单位受辐射量DB470的各能带单位受辐射量换算为能量区间的各能量范围的值的方法(第一方法)、以及将能谱获取部441获取到的能量区间的每个能量范围的X射线强度换算为能带单位受辐射量DB470的各能量范围的值的方法(第二方法)。

在第一方法中，计算能带单位受辐射量DB470的第一能量范围区段的各能量范围的能带单位受辐射量的平均值，作为第一能量范围区段的各能量范围的能带单位受辐射量。

例如，若能带单位受辐射量DB470的能量范围宽度ΔE设为1keV，则在能带单位受辐射量DB470中保持0～1keV、1～2keV、2～3keV、……、9～10keV、10～11keV、……的各能量范围的能带单位受辐射量D。此外，若将PCCT装置100的能量范围宽度ΔB设为10keV，将最大管电压设为120keV，则能谱获取部441获取0～10keV、10～20keV、20～30keV、……、110～120keV的各能量范围的X射线强度。

估计受辐射量计算部442获取能带单位受辐射量DB470的0～1keV、1～2keV、2～3keV、……、9～10keV这10个能带单位受辐射量，计算它们的平均值，作为能量范围0～10keV的能带单位受辐射量。关于其他的能量范围也进行同样的计算，获得第一能量范围区段的各能量范围的能带单位受辐射量。

在第二方法中，估计受辐射量计算部442根据能谱获取部441获取到的第一能量范围区段的各能量范围的X射线强度，通过插值来获得更窄的能量范围的X射线强度。首先，规定第一能量范围区段的各能量范围的中间能量值的、第二能量范围区段的能量范围的值。然后，利用这些值，通过插值来计算其他的第二能量范围区段的能量范围的值。

例如，第一能量范围区段的能量范围宽度ΔB设为10keV，第二能量范围区段的能量范围宽度ΔE设为1keV。此时，估计受辐射量计算部442将能谱获取部441获取到的各能量范围宽度的X射线强度换算为1/10的能量范围宽度的X射线强度。

在该情况下，例如，关于0～10keV的范围的能谱，将中间值的5keV附近的1keV间隔的能量范围的X射线强度设为最初值的1/10。以下，关于10～20keV，将15keV的附近的1keV间隔的能量范围的X射线强度设为最初值的1/10，对于20keV～30keV，将25keV附近的1keV间隔的能量范围的X射线强度设为最初值的1/10。根据求出的各5keV、15keV、25keV、……的X射线强度，通过插值来求出整个范围的1keV间隔的各能量范围的X射线强度。

此时，由于0keV是不具有能量的状态，因此该状态的X射线光子的X射线强度为0。此外，在最大管电压(例如设为120kV)下，不会产生超过该管电压的X射线。因而，最大管电压下的X射线光子的X射线强度也设为0。根据这些边界值与5keV、15keV、……的各X射线强度，通过内插来获得各能量范围的X射线强度。例如，通过线性插值、利用了样条函数的插值等来进行内插。

根据本变形例，即便是能量区间宽度ΔB与能带单位受辐射量DB470的能量宽度ΔE不同的情况，也能够高精度地估计受辐射量。在PCCT装置100中，即便是无法以与能带单位受辐射量相同的能量范围单位来计数的情况，也能够与能谱形状无关地高精度地估计受辐射量。

此外，由于能够自由地设定能量区间宽度ΔB，因此在通过设定得较宽来求出能谱时，能够降低转发数据量。

另外，作为进一步的变形例，也可以构成为，并非在能谱获取后进行换算，而在计测时，通过每当计测时改变计测的能量范围，由此来获得与能带单位受辐射量DB470的能量范围一致的能谱。

即，例如，将能量区间数设为12个。利用这12个能量区间，在第1次的计测中，在0～12keV的能量范围内进行计测，在各能量区间内，分别对0～1keV、1～2keV、……11～12keV的能带的X射线光子进行计数。此外，在第2次的计测中，在12～24keV的能量范围内进行计测，在各能量区间内，分别对12～13keV、13～14keV、……、23～24keV的能带的X射线光子进行计数。将该动作反复执行10次，由此来实现0～120keV的能量范围的计测。

计测控制部420如此控制计测，从而能够以相同的能量区间数来实现更窄的能带宽度的计测。因此，即便是能量区间数少的PCCT装置，也能够获得与能带单位受辐射量DB470相同的每个能量范围的X射线强度，从而估计受辐射量计算部442能够计算高精度的估计受辐射量。

<变形例之二>

在上述实施方式中，仅利用估计受辐射量来进行受辐射量的确认。然而，并不限定于此。例如，也可以构成为，在该拍摄条件下获取的图像也作为参考数据而一并提示给用户，供用户进行判断。

在该情况下，如图10(a)所示，运算部400还具备与拍摄条件建立对应地保持获取到的图像的图像数据库(图像DB)490。图像DB490在HDD装置403上构建。

[图像数据库]

每当获取图像时，与获取到该图像的拍摄条件建立对应地保存获取到的图像数据，由此来创建图像DB490。在本变形例中，如图10(a)中例示的那样，在图像DB490中，与拍摄条件之中对画质有影响的拍摄条件建立对应地保持能够确定画质的图像数据。

作为能够确定画质的图像数据，例如保持过去在该拍摄条件下获取到的图像数据。此外，对画质有影响的拍摄条件例如有管电压、管电流、X射线过滤器312的形状、蝶形过滤器313的形状等。

另外，图像DB490中保持的图像数据可以进一步还与被摄体101的体形信息建立关联。被摄体101的体形信息例如有身高、体重、腰围、胸围等。此外，可以构成为，在保存时已经以相同的拍摄条件保持了图像的情况下，更新为最新的图像。

在本变形例中，受辐射量估计部440在上述步骤S1104中将根据设定的所述拍摄条件被保持于所述图像数据库的图像与估计受辐射量一起提示给用户。所提示的图像数据是与该时间点的拍摄条件建立对应地保持于图像DB490的图像数据。

在图10(b)中示出被显示的画面例710。如该图所示，在该情况下，估计受辐射量引1和图像数据712提示给用户。另外，如上述，也可以构成为，还显示能谱。

在本变形例的情况下，用户在两者令人满意的情况下，在步骤S1105中指示为“可以”来进行拍摄，否则，指示为“不可”。在该情况下，返回到步骤S1101，变更拍摄条件。

在该变形例中，向用户同时提示估计受辐射量和画质图像。因此，用户能够同时掌握两者。因此，用户能够掌握获得的图像的诊断能力，能够防止剂量不足所引起的无效辐射。

<变形例之三>

此外，运算部400可以还具备与拍摄条件建立对应地保持计算出的估计受辐射量的估计受辐射量数据库(估计受辐射量DB)480。在该情况下，受辐射量估计部440在获取X射线的能谱之前，参照估计受辐射量DB480，在与设定的拍摄条件建立对应地保持有估计受辐射量的情况下，将该保持的估计受辐射量作为被摄体的估计受辐射量来获得。

即，在与由拍摄条件设定部410设定的拍摄条件建立了对应的估计受辐射量被保持于估计受辐射量DB480的情况下，受辐射量估计部440不计算估计受辐射量而从估计受辐射量DB480获取。

在图10(c)中示出该估计受辐射量DB480的例子。如该图所示，在估计受辐射量DB480中，与拍摄条件建立对应地保存估计受辐射量。每当受辐射量估计部440计算估计受辐射量时，通过与计算该估计受辐射量时所设定的拍摄条件建立对应地保持计算出的估计受辐射量，由此来创建该估计受辐射量DB480。估计受辐射量DB480在HDD装置403上构建。

在该情况下，若被输入拍摄条件，则在获取能谱之前，受辐射量估计部440首先判别与设定的拍摄条件一致的拍摄条件是否存储于估计受辐射量DB480。而且，在已存储的情况下，取代通过上述方法进行计算，而从估计受辐射量DB480之中提取所存储的估计受辐射量，将其用在处理中。

由此，无需每当设定拍摄条件时计算估计受辐射量，能够缩短估计受辐射量计算所消耗的时间。

另外，在上述实施方式以及各变形例中，虽然说明了运算部400是PCCT装置100所具备的情形，但并不限定于该构成。例如，可以在能够与PCCT装置100收发数据的独立于PCCT装置100的信息处理装置上构建。

此外，UI部200也同样可以采用能够与PCCT装置100收发信息的独立的构成。

进而，UI部200和运算部400可以由一个信息处理装置来实现。

此外，在本实施方式的PCCT装置100中，为了提高面内的空间分辨率，可以进行FFS(Flying focal spot；飞焦点)拍摄。在进行FFS拍摄的情况下，关于X射线管311的焦点位置移动方法，根据被摄体101的分辨率来决定，并作为拍摄条件来设定。

符号说明

100：PCCT装置、101：被摄体、102：台、200：UI部、210：输入装置、220：输出装置、300：计测部、310：X射线照射部、311：X射线管、312：X射线过滤器、313：蝶形过滤器、320：X射线检测部、321：X射线检测器、322：检测元件、323：准直仪、330：台架、331：开口部、332：旋转板、340：控制部、341：照射控制器、342：台架控制器、343：台控制器、344：检测控制器、400：运算部、401：中央处理装置、402：存储器、403：HDD装置、410：拍摄条件设定部、420：计测控制部、430：数据收集部、440：受辐射量估计部、441：能谱获取部、442：估计受辐射量计算部、443：修正部、450：图像生成部、470：能带单位受辐射量DB、480：估计受辐射量DB、490：图像DB、601：X射线计测器、610：模型、710：画面例、711：估计受辐射量、712：图像数据。