(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公開特許公報(A)
(11)【公開番号】P2023135610
(43)【公開日】2023-09-28
(54)【発明の名称】放射線診断装置、放射線検出器、および出力決定方法
(51)【国際特許分類】
A61B 6/03 20060101AFI20230921BHJP
【ＦＩ】
A61B6/03 350F
A61B6/03 373
【審査請求】未請求
【請求項の数】13
【出願形態】ＯＬ
(21)【出願番号】P 2023006867
(22)【出願日】2023-01-19
(31)【優先権主張番号】P 2022039916
(32)【優先日】2022-03-15
(33)【優先権主張国・地域又は機関】JP
(71)【出願人】
【識別番号】594164542
【氏名又は名称】キヤノンメディカルシステムズ株式会社
(74)【代理人】
【識別番号】110002147
【氏名又は名称】弁理士法人酒井国際特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】石田 祥大
【テーマコード（参考）】
4C093
【Ｆターム（参考）】
4C093AA22
4C093EB13
4C093EB17
4C093EB28
4C093FC18
4C093FC30
4C093FD12
4C093FD20
4C093FE30
(57)【要約】
【課題】放射線検出器への放射線の斜入による影響を低減すること。
【解決手段】本実施形態に係る放射線診断装置は、複数の放射線検出素子と、決定部と、を有する。複数の放射線検出素子は、２次元方向に配列される。決定部は、前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。
【選択図】図１
【特許請求の範囲】
【請求項1】
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子と、
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する決定部と、
を備える放射線診断装置。
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する決定部と、
を備える放射線診断装置。
【請求項2】
前記決定部は、前記２次元方向のうち前記第１の検出素子と前記第２の検出素子とを含む平面内の方向において、基準線から第１の検出素子までの第１の角度に応じた第１の重みと、前記基準線から前記第２の検出素子までの第２の角度に応じた第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定する、
請求項１に記載の放射線診断装置。
請求項１に記載の放射線診断装置。
【請求項3】
前記決定部は、前記第１の出力に前記第１の重みを乗算した第１の乗算値と、前記第２の出力に前記第２の重みを乗算した第２の乗算値と、を加算することにより、前記再構成位置に対応する出力を決定する、
請求項２に記載の放射線診断装置。
請求項２に記載の放射線診断装置。
【請求項4】
前記放射線診断装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置であって、
前記２次元方向は、コーン角方向とファン角方向とであって、
放射線はＸ線であって、
前記第１の検出素子と、前記第２の検出素子とは、前記コーン角方向に沿って配列され、
前記決定部は、基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた前記第１の重みと、前記基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた前記第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定する、
請求項２または３に記載の放射線診断装置。
前記２次元方向は、コーン角方向とファン角方向とであって、
放射線はＸ線であって、
前記第１の検出素子と、前記第２の検出素子とは、前記コーン角方向に沿って配列され、
前記決定部は、基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた前記第１の重みと、前記基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた前記第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定する、
請求項２または３に記載の放射線診断装置。
【請求項5】
前記第１の出力と前記第２の出力と前記再構成位置に対応する出力とは、前記Ｘ線における光子をカウントしたカウント数である、
請求項４に記載の放射線診断装置。
請求項４に記載の放射線診断装置。
【請求項6】
前記第１の出力は、前記Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第１のカウント数であって、
前記第２の出力は、前記複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数であって、
前記決定部は、前記複数のエネルギービンごとに、前記第１の重みと、前記第２の重みと、前記第１のカウント数と、前記第２のカウント数とに基づいて、前記複数のエネルギービンごとの前記再構成位置に対応する出力としてのカウント数を決定する、
請求項５に記載の放射線診断装置。
前記第２の出力は、前記複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数であって、
前記決定部は、前記複数のエネルギービンごとに、前記第１の重みと、前記第２の重みと、前記第１のカウント数と、前記第２のカウント数とに基づいて、前記複数のエネルギービンごとの前記再構成位置に対応する出力としてのカウント数を決定する、
請求項５に記載の放射線診断装置。
【請求項7】
前記複数のエネルギービン各々における前記第１の重みは、前記複数のエネルギービンを代表する複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど減少し、
前記複数のエネルギービン各々における前記第２の重みは、前記複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加する、
請求項６に記載の放射線診断装置。
前記複数のエネルギービン各々における前記第２の重みは、前記複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加する、
請求項６に記載の放射線診断装置。
【請求項8】
前記第１の重みと前記第２の重みとは、
前記第１の検出素子および前記第２の検出素子において放射線を電子または可視光に変換する材質と、前記材質の厚みと、前記放射線が前記第１の検出素子に入射する第１の角度とに基づいて設定され、
前記第１の角度が大きくなるにしたがって前記第１の重みは減少し、前記第２の重みは増加する、
請求項２に記載の放射線診断装置。
前記第１の検出素子および前記第２の検出素子において放射線を電子または可視光に変換する材質と、前記材質の厚みと、前記放射線が前記第１の検出素子に入射する第１の角度とに基づいて設定され、
前記第１の角度が大きくなるにしたがって前記第１の重みは減少し、前記第２の重みは増加する、
請求項２に記載の放射線診断装置。
【請求項9】
前記第１の検出素子と前記第２の検出素子との間に隙間がある場合、前記第１の重みは前記隙間がない場合に比べて小さく設定され、前記第２の重みは前記隙間がない場合に比べて大きく設定される、
請求項２に記載の放射線診断装置。
請求項２に記載の放射線診断装置。
【請求項10】
前記再構成位置に対応する出力に基づく投影データに対して再構成処理を実行し、再構成画像を生成する再構成処理部をさらに備える、
請求項１に記載の放射線診断装置。
請求項１に記載の放射線診断装置。
【請求項11】
前記再構成位置は、前記出力に基づく再構成の計算で用いられ、かつ前記第１の検出素子の代表点を示す位置である、
請求項１に記載の放射線診断装置。
請求項１に記載の放射線診断装置。
【請求項12】
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子と、
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子からの出力に基づいて、第１のカウント数を収集し、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子からの出力に基づいて、第２のカウント数を収集するデータ収集回路と、
前記第１のカウント数と前記第２のカウント数とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応するカウント数を決定する決定部と、
を備える放射線検出器。
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子からの出力に基づいて、第１のカウント数を収集し、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子からの出力に基づいて、第２のカウント数を収集するデータ収集回路と、
前記第１のカウント数と前記第２のカウント数とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応するカウント数を決定する決定部と、
を備える放射線検出器。
【請求項13】
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する、
ことを備える出力決定方法。
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する、
ことを備える出力決定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本明細書及び図面に開示の実施形態は、放射線診断装置、放射線検出器、および出力決定方法に関する。
【背景技術】
【0002】
従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＣＴ）装置において、面状にＸ線変換素子が配列された検出モジュールをファン角方向に円弧状に並べることで、円弧面状のＸ線検出器を構築する技術が知られている。このような円弧面状のＸ線検出器はコーン角方向に平坦であるため、コーン角が大きくなる箇所ほどＸ線変換素子に対するＸ線の入射角が大きくなる。
【0003】
一般に、検出されたＸ線の再構成理論としては、Ｘ線は入射したＸ線変換素子表面の位置で入射したものと見なされる。しかしながら、Ｘ線変換素子表面に対してＸ線が斜入した場合には、Ｘ線変換素子の深部方向においてどこで当該Ｘ線が吸収されるかは確率事象でるため、当該Ｘ線は入射したＸ線変換素子に限らず、隣接する他のＸ線変換素子で吸収される可能性がある。これによってＸ線検出器のコーン角方向の空間分解能が低下し、例えば、被検体の体軸方向に沿って画像が伸びるなど、Ｘ線画像データの画質の低下の要因となる場合がある。
【0004】
このため、複数のＸ線変換素子により構成される検出器モジュールを小モジュール化して、各小モジュール単位でＸ線変換素子表面を、Ｘ線入射方向に向ける技術がある。しかしながら、このような構造では、小モジュールの構造体に起因する散乱線の発生などにより、画質が悪化することがある。
【0005】
また、半導体または希ガスなどを用いてＸ線を直接的に電荷に変換する直接変換型Ｘ線検出器として使用されるＸ線変換素子は、Ｘ線の吸収断面積が間接変換型検出器に比べて小さい。また、直接変換型Ｘ線検出器の厚みは、光電変換素子として作用する半導体結晶により、間接変換型Ｘ線検出器で使用されるＸ線変換素子よりも一般的に厚くなる。これらのことから、直接変換型Ｘ線検出器のＸ線変換素子内において斜入したＸ線の通過距離が長くなり、直接変換型Ｘ線検出器では、Ｘ線の斜入による影響をより受けやすくなる。
【0006】
また、一般Ｘ線撮影に用いられるＸ線平面検出器（フラットパネルディテクター：Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ（ＦＰＤ））においては、全てのＸ線変換素子が大面積の面上に配位される。このため、列方向（コーン角方向）だけでなく、チャンネル方向（ファン角方向）についてもＸ線の斜入による影響を受け、Ｘ線画像データの画質が悪化することがある。また、Ｘ線光子の透過力は、当該Ｘ線光子のエネルギーに応じて異なるため、例えば、光子計数型検出器（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）においては、Ｘ線の斜入の影響の程度がＸ線のエネルギー域によって異なる。これにより、エネルギービンによって投影されるＸ線変換素子の位置がずれるため、Ｘ線画像データの画質が悪化することがある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【0007】
【特許文献1】特開２０２０－０７５０７８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0008】
本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、放射線検出器への放射線の斜入による影響を低減することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。
【課題を解決するための手段】
【0009】
本実施形態に係る放射線診断装置は、複数の放射線検出素子と、決定部と、を有する。複数の放射線検出素子は、２次元方向に配列される。決定部は、前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。
【図面の簡単な説明】
【0010】
【発明を実施するための形態】
【0011】
以下、図面を参照しながら、放射線診断装置、放射線検出器、および出力決定方法の実施形態について説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。なお、本願に係る放射線診断装置および放射線検出器は、以下に示す実施形態に限定されるものではない。また、説明を具体的にするために、実施形態に係る放射線は、Ｘ線であるものとする。なお、実施形態に係る放射線はＸ線に限定されず、他の放射線（荷電粒子や各種波長に応じた電磁波）などであってもよい。
【0012】
実施形態に係る放射線検出器は、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子を有する。２次元方向は、例えば、コーン角方向およびファン角方向である。コーン角方向およびファン角方向については後ほど説明する。以下、説明を具体的にするために、フォトンカウンティング方式のＸ線検出器（以下、光子計数型Ｘ線検出器と呼ぶ）であるものとする。光子計数型Ｘ線検出器は、例えば、入射したＸ線を直接的に電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型のＸ線検出器を有する。なお、光子計数型Ｘ線検出器は、直接変換型のＸ線検出器の代わりに、間接変換型のＸ線検出器を有していてもよい。
【0013】
なお、実施形態に係る放射線検出器は、光子計数型Ｘ線検出器に限定されず、積分型（電流モード計測方式またはエネルギー積分型ともいう）のＸ線検出器であってもよい。このとき、積分型のＸ線検出器は、直接変換型または間接変換型のＸ線検出器を有する。例えば、放射線検出器は、積分型のＸ線検出器として、一般Ｘ線撮影に用いられるＸ線平面検出器（フラットパネルディテクター：Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ（ＦＰＤ））を有していてもよい。
【0014】
また、実施形態に係る放射線診断装置は、説明を具体的にするために、Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＣＴ）装置であるものとする。より詳細には、実施形態に係る放射線診断装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能な光子計数（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ）型のＸ線ＣＴ装置（以下、ＰＣＣＴ装置と呼ぶ）として説明する。ＰＣＣＴ装置は、例えば、直接変換型のＸ線検出器を用いて被検体を透過したＸ線を計数することで、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。なお、実施形態に係る放射線診断装置は、光子計数型Ｘ線検出器に代わりに、積分型のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置であってもよい。また、放射線診断装置は、ＦＰＤを有するＸ線診断装置（例えば、一般撮影用Ｘ線診断装置、循環器用Ｘ線診断装置（血管撮影装置（アンギオグラフィ：Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ））など）であってもよい。
【0015】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＰＣＣＴ装置１の構成の一例を示す図である。なお、ＰＣＣＴ装置１は放射線画像診断装置と称されてもよい。図１に示すように、ＰＣＣＴ装置１は、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを有する。なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１３の回転軸又は寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向とそれぞれ定義するものとする。図１では、説明の都合上、架台装置１０を複数描画しているが、実際のＰＣＣＴ装置１の構成としては、架台装置１０は、一つである。
図１は、第１の実施形態に係るＰＣＣＴ装置１の構成の一例を示す図である。なお、ＰＣＣＴ装置１は放射線画像診断装置と称されてもよい。図１に示すように、ＰＣＣＴ装置１は、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを有する。なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１３の回転軸又は寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向とそれぞれ定義するものとする。図１では、説明の都合上、架台装置１０を複数描画しているが、実際のＰＣＣＴ装置１の構成としては、架台装置１０は、一つである。
【0016】
架台装置１０及び寝台装置３０は、コンソール装置４０を介したユーザからの操作、或いは架台装置１０、または寝台装置３０に設けられた操作部を介したユーザからの操作に基づいて動作する。架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とは互いに通信可能に有線または無線で接続されている。
【0017】
架台装置１０は、被検体ＰにＸ線１００を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線１００の検出データを収集する撮影系を有する装置である。より具体的には、架台装置１０は、Ｘ線管１１（Ｘ線発生部）と、ウェッジ１６と、コリメータ１７と、Ｘ線検出器１２と、Ｘ線高電圧装置１４と、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１８と、回転フレーム１３と、制御装置１５とを有する。
【0018】
Ｘ線管１１は、Ｘ線高電圧装置１４からの高電圧の印加及びフィラメント電流の供給により、陰極（フィラメント）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を照射することでＸ線１００を発生する真空管である。熱電子がターゲットに衝突することによりＸ線１００が発生される。Ｘ線管１１における管球焦点で発生したＸ線１００は、例えばコリメータ１７を介してコーンビーム形に成形され、被検体Ｐに照射される。例えば、Ｘ線管１１には回転する陽極に熱電子を照射することでＸ線を発生させる回転陽極型のＸ線管がある。
【0019】
図１に示すように、コーンビーム形に照射されたＸ線１００は、Ｘ軸方向に扇（ファン）型に広がる形状となる。このため、コーンビーム形に照射されたＸ線１００のＸ軸方向の広がりを示す角度をファン角という。また、コーンビーム形に照射されたＸ線１００のＺ軸方向の奥行きを示す角度をコーン角という。このため、Ｘ軸方向をファン角方向、Ｚ軸方向をコーン角方向ともいう。
【0020】
Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管１１により発生したＸ線の光子を検出する。具体的には、Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管１１から照射され、被検体Ｐを通過したＸ線を光子単位で検出し、当該Ｘ線量に対応した電気信号をＤＡＳ１８へと出力する。Ｘ線検出器１２は、例えば、Ｘ線管１１の焦点を中心として１つの円弧に沿ってファン角方向（チャネル方向ともいう）に複数の検出素子（Ｘ線検出素子ともいう）が配列された複数の検出素子列を有する。Ｘ線検出器１２において、複数の検出素子列は、Ｚ軸方向に沿って平坦に配列される。すなわち、Ｘ線検出器１２は、例えば、当該検出素子列がコーン角方向（列方向、ｒｏｗ方向、スライス方向ともいう）に沿って平坦に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器１２における複数の検出素子は、放射線検出器における複数の放射線検出素子に対応する。
【0021】
なお、ＰＣＣＴ装置１には、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とが一体として被検体Ｐの周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ（第３世代ＣＴ）、リング状にアレイされた多数の検出素子が固定され、Ｘ線管１１のみが被検体Ｐの周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ（第４世代ＣＴ）等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。
【0022】
Ｘ線検出器１２は、入射したＸ線を電荷に変換する半導体素子を有する直接変換型のＸ線検出器である。本実施形態のＸ線検出器１２は、例えば、少なくとも１つの高電圧電極と、少なくとも１つの半導体結晶と、複数の読出電極とを備える。半導体素子は、Ｘ線変換素子ともいう。半導体結晶は、例えば、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム：ｃａｄｍｉｕｍ ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ）やＣｄＺｎＴｅ（テルル化カドミウム亜鉛：ｃａｄｍｉｕｍ Ｚｉｎｃ ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ：ＣＺＴ）などにより実現される。Ｘ線検出器１２において、半導体結晶を挟んで対向し、Ｙ方向に直交する２つの面には、電極が設けられる。すなわち、Ｘ線検出器１２には、複数のアノード電極（読出電極、または画素電極ともいう）とカソード電極（共通電極ともいう）とが、半導体結晶を挟んで設けられる。以下、カソード電極により形成される面をカソード面と呼ぶ。
【0023】
読出電極と共通電極との間には、バイアス電圧が印加される。Ｘ線検出器１２では、Ｘ線が半導体結晶に吸収されると電子正孔対が生成されて、電子が陽極側（アノード電極（読出電極）側）へと移動し、正孔が陰極側（カソード電極側）に移動することで、Ｘ線の検出に関する信号が、Ｘ線検出器１２からＤＡＳ１８へ出力される。
【0024】
回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを回転軸回りに回転可能に支持する。具体的には、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とを対向して支持する。回転フレーム１３は、後述する制御装置１５によってＸ線管１１とＸ線検出器１２とを回転させる円環状のフレームである。回転フレーム１３は、アルミニウム等の金属により形成された固定フレームに回転可能に支持される。回転フレーム１３は、制御装置１５の駆動機構からの動力を受けて回転軸回りに一定の角速度で回転する。
【0025】
なお、回転フレーム１３は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２とに加えて、Ｘ線高電圧装置１４やＤＡＳ１８を更に支持する。このような回転フレーム１３は、撮影空間をなす開口（ボア）が形成された略円筒形状の筐体に収容されている。開口の中心軸は、回転フレーム１３の回転軸に一致する。
【0026】
Ｘ線高電圧装置１４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有し、Ｘ線管１１に印加する高電圧およびＸ線管１１に供給するフィラメント電流を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１１が照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。なお、Ｘ線高電圧装置１４は、回転フレーム１３に設けられてもよいし、架台装置１０の固定フレーム（図示しない）側に設けられても構わない。なお、固定フレームは回転フレーム１３を回転可能に支持するフレームである。
【0027】
制御装置１５は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等を有する処理回路と、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構とを有する。処理回路は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等のプロセッサとＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等のメモリとを有する。また、制御装置１５は、例えば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等のプロセッサにより実現されてもよい。
【0028】
プロセッサが例えばＣＰＵである場合、プロセッサはメモリに保存されたプログラムを読み出して実行することで機能を実現する。一方、プロセッサがＡＳＩＣである場合、メモリにプログラムを保存する代わりに、当該機能がプロセッサの回路内に論理回路として直接組み込まれる。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。
【0029】
また、制御装置１５は、コンソール装置４０もしくは架台装置１０に取り付けられた入力インターフェース４３からの入力信号を受けて、架台装置１０及び寝台装置３０の動作制御を行う機能を有する。例えば、制御装置１５は、入力信号を受けて回転フレーム１３を回転させる制御や、架台装置１０をチルトさせる制御、及び寝台装置３０及び天板３３を動作させる制御を行う。なお、架台装置１０をチルトさせる制御は、架台装置１０に取り付けられた入力インターフェース４３によって入力される傾斜角度（チルト角度）情報により、制御装置１５がＸ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１３を回転させることによって実現されてもよい。また、制御装置１５は架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられても構わない。
【0030】
ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から照射されたＸ線１００のＸ線量を調節するためのフィルタである。具体的には、ウェッジ１６は、Ｘ線管１１から被検体Ｐへ照射されるＸ線１００が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１１から照射されたＸ線１００を透過して減衰するフィルタである。ウェッジ１６は、例えばウェッジフィルタ（ｗｅｄｇｅ ｆｉｌｔｅｒ）またはボウタイフィルタ（ｂｏｗ－ｔｉｅ ｆｉｌｔｅｒ）であり、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。
【0031】
コリメータ１７は、ウェッジ１６を透過したＸ線１００をＸ線照射範囲に絞り込むための鉛板等であり、複数の鉛板等の組み合わせによってスリットを形成する。
【0032】
ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１８は、複数の計数回路を有する。複数の計数回路各々は、Ｘ線検出器１２の各検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、増幅された電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを有し、Ｘ線検出器１２の検出信号を用いた計数処理の結果である検出データを生成する。計数処理の結果は、エネルギービン（Ｅｎｅｒｇｙ ＢＩＮ）ごとのＸ線の光子数を割り当てたデータである。エネルギービンは、所定の幅のエネルギー域に相当する。例えば、ＤＡＳ１８は、Ｘ線管１１から照射されて被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）を計数し、当該計数した光子のエネルギーを弁別した計数処理の結果を、検出データとして生成する。ＤＡＳ１８はデータ収集部の一例である。
【0033】
ＤＡＳ１８が生成した検出データは、コンソール装置４０へと転送される。検出データは、生成元の検出器画素のチャンネル番号、列番号、収集されたビュー（投影角度ともいう）を示すビュー番号、及び検出されたＸ線の線量を示す値のデータのセットである。なお、ビュー番号としては、ビューが収集された順番（収集時刻）を用いてもよく、Ｘ線管１１の回転角度を表す番号（例、１～１０００）を用いてもよい。ＤＡＳ１８における複数の計数回路各々は、例えば、検出データを生成可能な回路素子を搭載した回路群により実現される。なお、本実施形態において、単に「検出データ」という場合、Ｘ線検出器１２により検出され、前処理が施される前の純生データと、純生データに対して前処理が施された生データの両方の意味を包括する。なお、前処理前のデータ（検出データ）および前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。
【0034】
寝台装置３０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、天板支持フレーム３４とを備えている。基台３１は、天板支持フレーム３４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置３２は、被検体Ｐが載置された天板３３を天板３３の長軸方向に移動させるモータあるいはアクチュエータである。寝台駆動装置３２は、コンソール装置４０による制御、または制御装置１５による制御に従い、天板３３を移動する。天板支持フレーム３４の上面に設けられた天板３３は、被検体Ｐが載置される板である。なお、寝台駆動装置３２は、天板３３に加え、天板支持フレーム３４を天板３３の長軸方向に移動してもよい。
【0035】
コンソール装置４０は、架台装置１０の制御、および架台装置１０によるスキャン結果に基づくＣＴ画像データの生成等を実行する装置である。コンソール装置４０は、メモリ４１（記憶部）と、ディスプレイ４２（表示部）と、入力インターフェース４３（入力部）と、処理回路４４（処理部）とを有する。メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、処理回路４４との間のデータ通信は、バス（ＢＵＳ）を介して行われる。
【0036】
メモリ４１は、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）やＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、光ディスク等により実現される。また、メモリ４１は、ＣＤ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ）、ＤＶＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ Ｄｉｓｃ）、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体や、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等の半導体メモリ素子等との間で種々の情報を読み書きする駆動装置であってもよい。メモリ４１は、例えば、投影データや再構成画像データを記憶する。また、メモリ４１の保存領域は、ＰＣＣＴ装置１内にあってもよいし、ネットワークで接続された外部記憶装置内にあってもよい。また、メモリ４１は、本実施形態に係る制御プログラムを記憶する。また、メモリ４１は、記憶部の一例である。
【0037】
ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路４４によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等を出力する。例えば、ディスプレイ４２としては、例えば、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）、有機ＥＬディスプレイ（ＯＥＬＤ：Ｏｒｇａｎｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ Ｄｉｓｐｌａｙ）、プラズマディスプレイまたは他の任意のディスプレイが、適宜、使用可能となっている。また、ディスプレイ４２は、架台装置１０に設けられてもよい。また、ディスプレイ４２は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。
【0038】
入力インターフェース４３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路４４に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。入力インターフェース４３としては、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等が適宜、使用可能となっている。
【0039】
なお、本実施形態において、入力インターフェース４３は、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等の物理的な操作部品を備えるものに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を処理回路４４へ出力する電気信号の処理回路も入力インターフェース４３の例に含まれる。また、入力インターフェース４３は、入力部の一例である。また、入力インターフェース４３は、架台装置１０に設けられてもよい。また、入力インターフェース４３は、コンソール装置４０本体と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。
【0040】
処理回路４４は、入力インターフェース４３から出力される入力操作の電気信号に応じて、ＰＣＣＴ装置１全体の動作を制御する。例えば、処理回路４４は、システム制御機能４４１、前処理機能４４２、再構成処理機能４４３、スキャン制御機能４４４、画像処理機能４４５、表示制御機能４４６、および決定機能４４７を備える。ここで、例えば、図１に示す処理回路４４の構成要素であるシステム制御機能４４１、前処理機能４４２、再構成処理機能４４３、スキャン制御機能４４４、画像処理機能４４５、表示制御機能４４６、および決定機能４４７が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ４１内に記録されている。
【0041】
処理回路４４は、例えば、プロセッサであり、メモリ４１から各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路４４は、図１の処理回路４４内に示された各機能を有することとなる。システム制御機能４４１を実現する処理回路４４は、制御部の一例である。前処理機能４４２を実現する処理回路４４は、前処理部の一例である。再構成処理機能４４３を実現する処理回路４４は、再構成処理部の一例である。スキャン制御機能４４４を実現する処理回路４４は、スキャン制御部の一例である。画像処理機能４４５を実現する処理回路４４は、画像処理部の一例である。表示制御機能４４６を実現する処理回路４４は、表示制御部の一例である。決定機能４４７を実現する処理回路４４は、決定部の一例である。また、処理回路４４を制御部の一例としてもよい。
【0042】
なお、図１においてはシステム制御機能４４１、前処理機能４４２、再構成処理機能４４３、スキャン制御機能４４４、および表示制御機能４４６が単一の処理回路４４によって実現される場合を示したが、本実施形態はこれに限られるものではない。例えば、処理回路４４は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、処理回路４４が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。
【0043】
処理回路４４は、システム制御機能４４１により、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路４４の各種機能を制御する。
【0044】
処理回路４４は、前処理機能４４２により、決定機能４４７により決定された理想的な検出データに対して、対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生成する。理想的な検出データについては、後ほど説明する。
【0045】
処理回路４４は、再構成処理機能４４３により、前処理機能４４２にて生成された投影データに対して、フィルタ補正逆投影法または逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する。
【0046】
処理回路４４は、スキャン制御機能４４４により、スキャン範囲、撮影条件等を決定するための被検体Ｐの２次元の位置決め画像データを取得する。なお、位置決め画像データは、スキャノ画像データまたはスカウト画像データと呼ばれる場合もある。
【0047】
処理回路４４は、画像処理機能４４５により、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、再構成処理機能４４３によって生成されたＣＴ画像データを公知の方法により、任意断面の断層像データや３次元画像データに変換する。なお、３次元画像データの生成は再構成処理機能４４３が直接行なっても構わない。
【0048】
処理回路４４は、表示制御機能４４６により、画像処理機能４４５によって処理された断層像データおよび３次元画像データをディスプレイ４２に表示させる。また、表示制御機能４４６は、各種のＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を、ディスプレイ４２に表示させる。
【0049】
処理回路４４は、決定機能３３７により、複数の放射線検出素子（Ｘ線検出器１２における複数の検出素子）に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、当該第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。当該再構成位置は、例えば、決定された出力に基づく再構成の計算で用いられ、かつ第１の検出素子の代表点を示す位置である。再構成位置は、例えば、当該第１の検出素子においてＸ線が到達する表面（カソード面）である。なお、再構成位置は、当該第１の検出素子におけるカソード面に限定されない。例えば、第１の検出素子におけるアノード電極上の半導体結晶内部の任意の位置であってもよい。以下、説明を具体的にするために、再構成位置は、第１の検出素子にＸ線がカソード面に入射する入射位置であるものとする。
【0050】
処理回路４４は、決定機能３３７より、Ｘ線検出器１２における複数の検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、当該第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、当該第１の検出素子においてＸ線が到達する表面（カソード面）をＸ線の入射位置とした場合の当該第１の検出素子に関する理想的な出力を決定する。Ｘ線の入射位置は、例えば、当該第１の検出素子へのＸ線パス（レイともいう）が最初にぶつかるＸ線検出器１２の表面である。換言すれば、Ｘ線の入射位置は、例えば、Ｘ線の散乱線ではなく、被検体Ｐを透過したＸ線パスまたは被検体Ｐを透過しない直接線パスが、カソード面にぶつかる位置に相当する。
【0051】
第２の検出素子は、例えば、第１の検出素子に隣接する少なくとも一つの検出素子に限定されず、第１の検出素子を取り囲む複数の検出素子である。第１の出力は第１の検出素子に関する検出データ（純生データまたはカウント数）に相当し、第２の出力は第２の検出素子に関する検出データ（純生データまたはカウント数）に相当する。なお、放射線診断装置が、Ｘ線診断装置および積分型のＸ線ＣＴ装置である場合、例えば、第１の出力は、第１の検出素子から出力された純生データに相当し、第２の出力は、第２の検出素子から出力された純生データに相当する。
【0052】
理想的な出力とは、例えば、第１の検出素子の読出電極（以下、第１の電極と呼ぶ）に対向するカソード面（以下、対向面と呼ぶ）にＸ線が斜入した場合、当該Ｘ線により生成された電子が第１の電極で読み出されたときの、第１電極に関する出力（例えば、カウント数または電流値）に相当する。例えば、対向面は、Ｙ軸方向に沿った、第１の電極の直上の面に相当する。また、第２の検出素子は、対向面に斜入するＸ線のレイの入射角度に応じて、予め設定される。ＰＣＣＴ装置１では、第１の出力と第２の出力と第１の検出素子の再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力と称されてもよい）とは、Ｘ線における光子をカウントしたカウント数である。このとき、理想的な出力は、第１の検出素子へのＸ線パスが最初にぶつかるＸ線検出器１２の表面をＸ線の入射位置としてカウントした場合の出力カウントに相当する。
【0053】
具体的には、処理回路４４は、決定機能４４７により、複数の検出素子が配列される２次元方向（チャネル方向および列方向）のうち第１の検出素子と第２の検出素子とを含む平面内の方向（例えば、列方向）において、基準線から第１の検出素子までの第１の角度に応じた第１の重みと、当該基準線から第２の検出素子までの第２の角度に応じた第２の重みとを用いて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力（第１の検出素子に関する理想的な出力）を決定する。すなわち、決定機能４４７は、Ｘ線検出器１２における複数の検出素子各々において、当該検出素子各々の周囲の検出素子の出力を用いて加重計算を行うことで、統計的に当該検出素子各々で本来出力されると期待される出力、すなわち尤もらしい理想的な出力を演算する。
【0054】
基準線とは、例えば、Ｘ線検出器１２におけるコーン角方向の中央（ミッドプレーン）と、管球焦点とを結ぶ線である。第１の重みと第２の重みとは、第１の検出素子および第２検出素子においてＸ線（放射線）を電子または可視光に変換する材質と、当該材質の厚みと、Ｘ線が第１の検出素子に入射する角度とに基づいて設定される。例えば、直接変換型のＸ線検出器である場合、当該材質は半導体結晶である。また、間接変換型のＸ線検出器である場合、当該材質は、例えば、シンチレータである。Ｘ線が第１の検出素子に入射する角度は、上記第１の角度に対応する。第１の重みと第２の重みとは、例えば、第１の角度と半導体結晶の厚みと材質などとを用いた各種シミュレーション（例えば、モンテカルロシミュレーション）、または事前の校正試験（実験）などにより、予め設定される。
【0055】
第１の検出素子と第２の検出素子とを含む平面内の方向が、例えばコーン角方向（列方向）である場合、すなわち第１の検出素子と第２の検出素子とがコーン角方向に沿って配列されている場合、基準線から第１の検出素子までの角度は、第１の検出素子と管球焦点とを結ぶ直線と基準線との間の角度（以下、第１コーン角と呼ぶ）に相当する。また、第１の検出素子と第２の検出素子とを含む平面内の方向が、例えばコーン角方向（列方向）である場合、基準線から第２の検出素子までの角度（以下、第２のコーン角と呼ぶ）は、第２の検出素子と管球焦点とを結ぶ直線と基準線との間の角度に相当する。
【0056】
すなわち、第１の検出素子と、第２の検出素子とは、コーン角方向に沿って配列された場合、処理回路４４は、決定機能４４７により、上記基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた第１の重みと、前記基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた第２の重みとを用いて、例えば、第１の出力に第１の重みを乗算した第１の乗算値と第２の出力に第２の重みを乗算した第２の乗算値とを加算して、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力（第１の検出素子に関する理想的な出力）を決定する。
【0057】
図２は、ミッドプレーンより開口の端部側のＸ線検出器１２の一部を、Ｘ線検出器１２に斜入するＸ線とともに示す図である。より詳細には、図２は、Ｚ軸方向の＋側における開口の端部、すなわち図１に示す天板１３１のＺ軸方向の＋側の端部（被検体Ｐの足部）から近い開口の端部に近いＸ線検出器１２の一部を、Ｘ線検出器１２に斜入するＸ線とともに示している。
【0058】
図２において、第１の検出素子は、読出電極ＣＮであるものとする。また、図２において、Ｘ線管１１において発生されたＸ線の一部分Ｎｓｅｇは、第１の検出素子に対応する読出電極ＣＮに対向するカソード面（対向面）を斜入するＸ線（以下、斜入Ｘ線と呼ぶ）を示している。図２では、斜入Ｘ線に起因する複数の読出電極（読出電極ＣＮ、読出電極ＣＮ＋１、読出電極ＣＮ＋２）からの全出力に対する読出電極ＣＮから出力される第１の出力の割合は、７０％で示されている。換言すれば、上記７０％は、読出電極ＣＮの直上の領域の点線で囲まれた半導体結晶において、Ｘ線の一部分Ｎｓｅｇが電荷に変換される割合を示している。
【0059】
また、図２では、斜入Ｘ線に起因する複数の読出電極（読出電極ＣＮ、読出電極ＣＮ＋１、読出電極ＣＮ＋２）からの全出力に対する読出電極ＣＮ＋１から出力される第２の出力の割合は、２９％で示されている。換言すれば、上記２９％は、読出電極ＣＮ＋１の直上の領域の点線で囲まれた半導体結晶において、Ｘ線の一部分Ｎｓｅｇが電荷に変換される割合を示している。
【0060】
また、図２では、斜入Ｘ線に起因する複数の読出電極（読出電極ＣＮ、読出電極ＣＮ＋１、読出電極ＣＮ＋２）からの全出力に対する読出電極ＣＮ＋２から出力される第２の出力の割合は、１％で示されている。換言すれば、上記１％は、読出電極ＣＮ＋２の直上の領域の点線で囲まれた半導体結晶において、Ｘ線の一部分Ｎｓｅｇが電荷に変換される割合を示している。図２に示す例では、第２の検出素子は、読出電極ＣＮ＋１と、読出電極ＣＮ＋２との２つに対応する。
【0061】
すなわち、図２に示すような検出素子のジオメトリとＸ線の斜入とを想定した場合、Ｘ線の一部分Ｎｓｅｇに関して、読出電極ＣＮからの出力の７０％と、読出電極ＣＮ＋１からの出力の２９％と、読出電極ＣＮ＋２からの出力の１％とが、第１の出力の理想的な出力ＣｉＮに寄与する。具体的には、図２に示す例では、第１の検出素子（読出電極ＣＮ）に関する理想的な出力ＣｉＮは、以下の式（１）で算出される。
【0062】
【数1】
【0063】
式（１）の右辺において、ＣＮは、第１の検出素子、すなわち読出電極ＣＮに関する出力（第１の出力）を示している。また、式（１）の右辺において、ＣＮ＋１およびＣＮ＋２は、第２の検出素子（読出電極ＣＮ＋１および読出電極ＣＮ＋２）に関する第２の出力を示している。また、式（１）の右辺において、ｋＮ，Ｎは第１の重みを示し、ｋＮ，Ｎ＋１およびｋＮ，Ｎ＋２は、第２の重み示している。図２に示すように、第１の重みｋＮ，Ｎは０．７であって、第２の重みｋＮ，Ｎ＋１、ｋＮ，Ｎ＋２は、それぞれ０．２９、０．０１である。このため、処理回路４４は、決定機能４４７により、第１の検出素子（読出電極ＣＮ）に関する理想的な出力ＣｉＮを、以下の計算式（２）で決定する。
【0064】
【数2】
【0065】
図２および式（２）における第１の重みと第２の重みとにおける数値（０．７、０．２９．０．０１）は、一例であって、第１の検出素子へのＸ線の入射角、すなわち列番号に依存して変化する。一般的には、列方向に沿った検出素子の総数がｎであって、コーン角方向（Ｚ軸方向）に沿って１からｎまで付番されている場合、式（１）は、以下の式（３）で一般化して表される。
【0066】
【数3】
【0067】
上式（３）における左辺のベクトル
は、複数の検出素子にそれぞれ対応する複数の理想的な出力を成分として有する理想出力ベクトルを示している。また、上式（３）における右辺のベクトル
は、複数の検出素子にそれぞれ対応する複数の出力（実測値）をベクトルの成分として有する実測出力ベクトルを示している。
【数4】
【数5】
【0068】
また、上式（３）における右辺の行列（以下、重み行列と呼ぶ）
は、複数の検出素子に関する複数の重みを行列として表している。換言すれば、重み行列は、Ｘ線検出器１２に関する出力の実測値を示す実測出力ベクトル
と、Ｘ線検出器１２に関する理想的な出力を示す理想出力ベクトル
とにおける各成分（複数の検出素子各々に関する出力）の相関係数を重みとして示す係数行列（例えば、相関行列）に相当する。列方向に沿った検出素子の総数ｎが奇数の場合、素子番号ｎ／２＋１は、ミッドプレーンに対応する。このとき、重みｋｎ／２＋１，ｉ（１≦ｉ≦ｎ：ｎ／２＋１を除く）は、すべてゼロとなり、重みｋｎ／２＋１，ｎ／２＋１は１となる。また、理想的には、係数行列は、１行Ｎ列とＮ行１列とを結ぶ対角線に対して対称な成分を有する行列となる。
【数6】
【数7】
【数8】
【0069】
重み行列において、定性的にはコーン角が大きな検出素子ほど、当該検出素子よりコーン角の大きい方向の隣接素子（および当該隣接素子を含み、当該大きい方向に沿った複数の検出素子）の重みは大きくなり、当該検出素子そのものの出力に関する重みは小さくなる。例えば、重み行列の対角成分において、ミッドプレーンに対応する重みｋｎ／２，ｎ／２から、行数および列数が増減するにつれて、第１の重みは小さくなる。また、例えば、重み行列の非対角成分において、ミッドプレーンに対応する重みｋｎ／２，ｎ／２から、行数および列数が増減するにつれて、コーン角の大きい方向に沿った第２の検出素子に関する第２の重みは増大する。換言すれば、重み行列において、複数の検出素子各々において、第１の角度が大きくなるにしたがって第１の重みは減少し、第２の重みは増加する。各種シミュレーション（例えば、モンテカルロシミュレーション）、または事前の校正試験（実験）により生成された重み行列は、メモリ４１に記憶される。
【0070】
図２および上記数式で示す例では、コーン角方向にのみ着目をしたが、コーン角方向の代わりにファン角方向に着目してもよい。また、例えば、Ｘ線検出器１２としてＦＰＤが用いられる場合、すなわちファン角が大きなチャンネルにおいてＸ線の入射角が大きくなる場合には、上記数式による行列演算の次元は、拡張されてもよい。このとき、実測出力ベクトルおよび理想出力ベクトルは、例えば、コーン角方向およびファン角方向に関する複数の検出素子に関する出力を示す行列となり、重み行列は、コーン角方向およびファン角方向を引数（添え字）として有する４回のテンソルとなる。
【0071】
なお、決定機能４４７により実現される上記処理は、前処理機能４４２により実現されてもよい。このとき、前処理機能４４２は、前処理の実行前において、前処理前のデータ（例えば、カウント数）に対して、決定機能４４７による処理内容を実行する。また、決定機能４４７により実現される上記処理は、ＤＡＳ１８により実現されてもよい。このとき、ＤＡＳ１８は、検出データ（例えば、純生データまたは生データ（カウント数））に対して、決定機能４４７による処理内容を実行する。
【0072】
処理回路４４は、決定機能４４７により、複数の検出素子各々に関して決定された理想的な出力を、前処理機能４４２に出力する。決定機能４４７により理想的な出力の決定は、Ｘ線検出器１２に対するＸ線の斜入の影響を補正することに対応する。すなわち、理想的な出力は、Ｘ線検出器１２に対するＸ線の斜入の影響が補正された補正データに相当する。前処理機能４４２は、補正データに対して前処理を実行して、投影データ（以下、補正投影データと呼ぶ）を生成する。当該補正投影データでは、Ｘ線検出器１２に対するＸ線の斜入の影響が低減された投影データに対応する。再構成処理機能４４３は、補正投影データに対する再構成処理により、再構成画像（以下、補正再構成画像と呼ぶ）を生成する。すなわち、処理回路４４は、再構成処理機能４４３により、再構成位置に対応する出力に基づく投影データに対して再構成処理を実行し、再構成画像（補正再構成画像）を生成する。補正再構成画像は、例えば、メモリ４１に記憶されるとともに、表示制御機能４４６により、ディスプレイ４２に表示される。補正再構成画像は、Ｘ線検出器１２に対するＸ線の斜入の影響が補正された再構成画像に相当する。
【0073】
以上、放射線診断装置の一例としてのＰＣＣＴ装置１の全体構成について説明した。以下、出力決定処理の手順について、図３を用いて説明する。出力決定処理は、収集された第１の出力と第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定することにある。図３は、出力決定処理の手順の一例を示すフローチャートである。
【0074】
（出力決定処理）
（ステップＳ３０１）
データ収集回路１８は、被検体Ｐに対するスキャンにより、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とを収集する。これにより、第１の出力と第２の出力とが取得される。
（ステップＳ３０１）
データ収集回路１８は、被検体Ｐに対するスキャンにより、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とを収集する。これにより、第１の出力と第２の出力とが取得される。
【0075】
（ステッＳ３０２）
処理回路４４は、決定機能４４７により、第１の出力と第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。当該再構成位置に対応する出力の決定は、上記説明に準拠するため、説明は、省略する。
処理回路４４は、決定機能４４７により、第１の出力と第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。当該再構成位置に対応する出力の決定は、上記説明に準拠するため、説明は、省略する。
【0076】
以上に述べた第１の実施形態に係る放射線診断装置は、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力（例えば、第１の検出素子に関する理想的な出力）を決定する。例えば、本実施形態に係る放射線診断装置は、２次元方向のうち第１の検出素子と第２の検出素子とを含む平面内の方向において、基準線から第１の検出素子までの第１の角度に応じた第１の重みと、基準線から第２の検出素子までの第２の角度に応じた第２の重みとを用いて、再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）を決定する。具体的には、本実施形態に係る放射線診断装置は、第１の出力に第１の重みを乗算した第１の乗算値と、第２の出力に第２の重みを乗算した第２の乗算値と、を加算することにより、再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）を決定する。
【0077】
例えば、第１の実施形態に係る放射線診断装置は、Ｘ線ＣＴ装置であって、２次元方向は、コーン角方向とファン角方向とであって、放射線はＸ線であって、第１の検出素子と第２の検出素子とはコーン角方向に沿って配列され、基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた前記第１重みと、基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた第２重みとを用いて、再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）を決定する。このとき、本実施形態に係る放射線診断装置において、第１の出力と第２の出力と再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）とは、Ｘ線における光子をカウントしたカウント数であってもよい。本実施形態に係る放射線診断装置は、再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）に基づく投影データに対して再構成処理を実行し、再構成画像を生成する。また、第１の実施形態に係る放射線診断装置において、第１の重みと第２の重みとは、第１の検出素子および第２検出素子において放射線を電子または可視光に変換する材質と、当該材質の厚みと、当該放射線が前記第１の検出素子に入射する角度（すなわち対向面に斜入するＸ線の入射角）とに基づいて設定され、第１の角度が大きくなるにしたがって第１の重みは減少し、第２の重みは増加する。
【0078】
これらのことから、第１の実施形態に係る放射線診断装置によれば、コーン角とファン角とのうち少なくとも一つに起因する対向面へのＸ線の斜入による純生データまたは生データへの影響を補正することができる。これにより、本放射線診断装置によれば、Ｘ線の斜入に起因する放射線の検出位置の位置ずれを補正し、本来のＸ線の検出位置に対応する位置での投影データを得ることができる。以上のことから、本放射線診断装置によれば、被検体Ｐの体軸方向および／または左右方向における画像の伸びなどの画質の悪化が低減され、空間分解能を向上させた医用画像（投影データに基づくＸ線画像または補正再構成画像）を生成することができる。このため、本放射線診断装置によれば、被検体Ｐに対する放射線検査の質を向上させることができる。
【0079】
（応用例）
ＰＣＣＴ装置１は、エネルギー域（エネルギービン）ごとにデータ（カウント数）を収集する。また、ＰＣＣＴ装置１におけるＸ線検出器１２の半導体結晶は、通常の積分型のＸ線検出器に比べてＸ線の吸収断面積が小さい。このため、ＰＣＣＴ装置１におけるＸ線検出器１２の厚みは、通常の積分型のＸ線検出器に比べて厚くなる。これらのことから、Ｘ線のエネルギーが高くなるほど、再構成画像に対するＸ線の斜入により影響は大きくなる。すなわち、従来のＰＣＣＴ装置１では、エネルギービンごとに再構成された再構成画像は、エネルギービンを代表するエネルギーが高くなるほど、すなわち高エネルギーの再構成画像ほど被検体Ｐの体軸方向に沿って画像が伸びることとなる。
ＰＣＣＴ装置１は、エネルギー域（エネルギービン）ごとにデータ（カウント数）を収集する。また、ＰＣＣＴ装置１におけるＸ線検出器１２の半導体結晶は、通常の積分型のＸ線検出器に比べてＸ線の吸収断面積が小さい。このため、ＰＣＣＴ装置１におけるＸ線検出器１２の厚みは、通常の積分型のＸ線検出器に比べて厚くなる。これらのことから、Ｘ線のエネルギーが高くなるほど、再構成画像に対するＸ線の斜入により影響は大きくなる。すなわち、従来のＰＣＣＴ装置１では、エネルギービンごとに再構成された再構成画像は、エネルギービンを代表するエネルギーが高くなるほど、すなわち高エネルギーの再構成画像ほど被検体Ｐの体軸方向に沿って画像が伸びることとなる。
【0080】
このため、本応用例は、複数のエネルギービンに対応する複数の重み行列を用いて、複数のエネルギービンごとに、理想的な出力を決定することにある。複数の重み行列において、第１の重みに対応する自身の検出素子への寄与率ｋＮ，Ｎは低下し、Ｚ軸方向の＋側の端部に近いＸ線検出器１２において隣接素子を含む第２の検出素子から第１の検出素子への第２の重みに対応する寄与率ｋＮ，Ｎ’＞Ｎは増加する。また、複数の重み行列において、Ｚ軸方向の－側の端部に近いＸ線検出器１２において隣接素子を含む第２の検出素子から第１の検出素子への第２の重みに対応する寄与率ｋＮ，Ｎ’＜Ｎは増加する。換言すれば、複数のエネルギービン各々における第１の重みは、複数のエネルギービンを代表する複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど減少し、複数のエネルギービン各々における第２の重みは、複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加する。
【0081】
本応用例における第１の出力は、例えば、Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第１のカウント数である。また、本応用例における第２の出力は、例えば、Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数である。このとき、処理回路４４は、決定機能４４７により、複数のエネルギービンごとに、第１の重みと第２の重みと第１のカウント数と第２のカウント数とに基づいて、複数のエネルギービンごとの再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）としてのカウント数を決定する。
【0082】
具体的には、処理回路４４は、決定機能４４７により、以下の式（４）を用いて、複数のエネルギービンごとの再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）を決定する。
【数9】
【0083】
上式（４）における左辺のベクトル
は、複数の検出素子にそれぞれ対応する複数の再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）を成分として有する、エネルギービンごとの理想出力ベクトルを示している。また、上式（４）における右辺のベクトル
は、複数の検出素子にそれぞれ対応する複数の出力（実測値）をベクトルの成分として有する、エネルギービンごとの実測出力ベクトルを示している。
【数10】
【数11】
【0084】
また、上式（４）における右辺のエネルギービンごとの重み行列
は、複数の検出素子に関する複数の重みをエネルギービンごとの行列として表している。式（４）の両辺におけるエネルギービンは、すべて同一のエネルギービンを表している。エネルギービンごとの重み行列は、エネルギービンごとの実測出力ベクトル
と、エネルギービンごとの理想出力ベクトル
とにおける各成分（複数の検出素子各々に関する出力）の相関係数を重みとして示す係数行列（例えば、相関行列）に相当する。エネルギービンごとの重み行列における他の特徴は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。また、決定機能４４７における処理も、エネルギービンごとに第１の実施形態と同様な処理が繰り返されるため、説明は省略する。
【数12】
【数13】
【数14】
【0085】
以上に述べた第１の実施形態の応用例に係る放射線診断装置では、第１の出力は、Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第１のカウント数であって、第２の出力は、複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数であって、複数のエネルギービンごとに、第１の重みと第２の重みと第１のカウント数と第２のカウント数とに基づいて、複数のエネルギービンごとの再構成位置に対応する出力（例えば、理想的な出力）としてのカウント数を決定する。また、本応用例に係る放射線診断装置では、複数のエネルギービン各々における第１の重みは、複数のエネルギービンを代表する複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど減少し、複数のエネルギービン各々における第２の重みは、複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加する。
【0086】
以上のことから第１の実施形態の応用例に係る放射線診断装置によれば、Ｘ線のエネルギーによって寄与率が異なるため、エネルギービンごとの重み行列（係数行列）を用いて、エネルギービンごとに独立して計測されたカウント数を補正することができる。本応用例に係る放射線診断装置によれば、Ｘ線の斜入に関してより正確な補正が可能となり、カウント数の補正の精度をさらに向上させることができる。また、Ｘ線検出器１２として用いられる半導体検出器ではＸ線断面積が小さく、Ｘ線の斜入の影響が大きくなる傾向にあるため、本応用例に係る放射線診断装置によれば、より補正の効果を増大させることができる。
【0087】
加えて、本応用例に係る放射線診断装置によれば、決定機能４４７における演算によってスペクトラルイメージング（Ｓｐｅｃｔｒａｌ ｉｍａｇｉｎｇ）を行うときのエネルギービン間での斜入の影響の差を緩和でき、さらにスペクトラルイメージングの積算であるカウントイメージング（ｃｏｕｎｔｉｎｇ ｉｍａｇｉｎｇ）においてもＸ線の斜入の影響を精度よく補正できることができる。すなわち、本応用例に係る放射線診断装置によれば、エネルギービンによって程度が異なる位置ずれの程度をエネルギービン毎に補正することができるため、エネルギービン間での位置ずれが補正され、正確なスペクトラルイメージングが可能になる。これらのことから、本応用例に係る放射線診断装置によれば、再構成画像の体軸方向の空間分解能を向上させることができる。他の効果については、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0088】
（変形例）
本変形例は、複数の検出素子を有する複数の小モジュールによりＸ線検出器１２が構成されていることにある。すなわち、本変形例におけるＸ線検出器１２では、複数の検出素子を２次元的に配列させた一体的な構成ではなく、小モジュール単位の検出器を配列することにより、大面積の面検出器が構築される。このとき、小モジュールを設計位置に並べるとき、隣接する２つの小モジュールの間には、必ず隙間が発生する。
本変形例は、複数の検出素子を有する複数の小モジュールによりＸ線検出器１２が構成されていることにある。すなわち、本変形例におけるＸ線検出器１２では、複数の検出素子を２次元的に配列させた一体的な構成ではなく、小モジュール単位の検出器を配列することにより、大面積の面検出器が構築される。このとき、小モジュールを設計位置に並べるとき、隣接する２つの小モジュールの間には、必ず隙間が発生する。
【0089】
図４は、本変形例に係り、ミッドプレーンより開口の端部側のＸ線検出器１２の一部を、Ｘ線検出器１２に斜入するＸ線とともに示す図である。図２と図４との相違は、Ｎ番目の読出電極ＣＮと、（Ｎ＋１）番目の読出電極ＣＮ＋１との間に隙間があることにある。図４に示すように、隙間に斜入したＸ線は、隣接素子を含む読出電極ＣＮの周囲の検出素子へ斜入する。本変形例における重み行列における各成分は、図４に示すように、隙間を考慮して設定される。すなわち、図４に示すように、読出電極ＣＮに対応する第１の検出素子と第２の検出素子との間に隙間がある場合、第１の重みは隙間がない場合に比べて小さく設定され、第２の重みは隙間がない場合に比べて大きく設定される。
【0090】
これらにより、本変形例によれば、第１の実施形態および第１の実施形態の応用例における重み行列における成分（各補正項）は、当該隙間によるＸ線の斜入の増加を加味して設定することができ、Ｘ線検出器１２における小モジュール間の隙間による実測の出力の不連続性の補完を、実行することができる。すなわち、本変形例によれば、小モジュール化された複数の検出器モジュールをタイリングし、干渉防止のために検出器モジュール間の隙間が等間隔でないような領域や、検出器モジュール間の隙間により隣接素子へのＸ線の斜入の影響が大きくなる領域においても、重みの設定によって理想的な出力を算出することができる。本変形例における他の効果については、第１の実施形態および第１の実施形態の応用例と同様なため、説明は省略する。
【0091】
（第２の実施形態）
第１の実施形態のとの相違は、放射線検出器が決定機能４４７を実行する処理回路を有することにある。以下、説明を具体的にするために、放射線検出器は、ＰＣＣＴ装置に搭載されたＸ線検出器であるものとする。このとき、図１に示すＰＣＣＴ装置１では、処理回路４４における決定機能４４７は不要となる。
第１の実施形態のとの相違は、放射線検出器が決定機能４４７を実行する処理回路を有することにある。以下、説明を具体的にするために、放射線検出器は、ＰＣＣＴ装置に搭載されたＸ線検出器であるものとする。このとき、図１に示すＰＣＣＴ装置１では、処理回路４４における決定機能４４７は不要となる。
【0092】
図５は、本実施形態における放射線検出器に対応するＸ線検出器２０の構成の一例を示す図である。図５に示すように、Ｘ線検出器２０は、複数のＸ線検出素子２１と、データ収集回路（ＤＡＳ）１８と、処理回路２３とを有する。複数のＸ線検出素子２１は、２次元方向に配列される複数のＸ線検出素子２１は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。なお、複数のＸ線検出素子２１は、例えば、複数の放射線検出素子に対応する。
【0093】
ＤＡＳ１８は、例えば、複数のＸ線検出出素子に含まれる第１の検出素子からの出力に基づいて、第１のカウント数を収集し、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子からの出力に基づいて、第２のカウント数を収集する。ＤＡＳ１８における構成および機能については、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0094】
処理回路２３は、例えば、プロセッサであり、メモリ４１から各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。処理回路２３のハードウェア構成は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。処理回路２３は、決定機能４４７により、第１のカウント数と第２のカウント数とに基づいて、第１の検出素子において放射線が最初に到達する表面を放射線の入射位置とした場合の第１の検出素子に関する理想的なカウント数を決定する。決定機能４４７による具体的な処理内容は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。また、本実施形態における出力決定処理の処理手順は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0095】
第２の実施形態の応用例および変形例としては、第１の実施形態の応用例および変形例を適宜利用可能であるため、説明は省略する。また、第２の実施形態における効果についても、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0096】
本実施形態における技術的思想を出力決定方法で実現する場合、出力決定方法は、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、第１の出力と第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する。本出力決定方法における処理手順および効果は、第１実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0097】
本実施形態における技術的思想を出力決定プログラムで実現する場合、当該出力決定プログラムは、コンピュータに、２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子に関する第２の出力とを収集させ、第１の出力と第２の出力とに基づいて、第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定すること、を実現させる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。出力決定プログラムにおける処理手順および効果は、第１の実施形態と同様なため、説明は省略する。
【0098】
以上説明した少なくとも一つの実施形態などによれば、放射線検出器への放射線の斜入による影響を低減することができる。
【0099】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【0100】
以上の実施形態等に関し、発明の一側面および選択的な特徴として以下の付記を開示する。
（付記１）
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子と、
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する決定部と、
を備える放射線検出器。
（付記２）
前記決定部は、前記２次元方向のうち前記第１の検出素子と前記第２の検出素子とを含む平面内の方向において、基準線から第１の検出素子までの第１の角度に応じた第１の重みと、前記基準線から前記第２の検出素子までの第２の角度に応じた第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定し、前記第２の重みは、前記複数の第２の検出素子の各々に提供されてもよい。
（付記３）
前記決定部は、前記第１の出力に前記第１の重みを乗算した第１の乗算値と、前記第２の出力に前記第２の重みを乗算した第２の乗算値と、を加算することにより、前記再構成位置に対応する出力を決定してもよい。
（付記４）
前記放射線検出器は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に搭載され、
前記２次元方向は、コーン角方向とファン角方向とであって、
前記放射線はＸ線であって、
前記第１の検出素子と、前記第２の検出素子とは、前記コーン角方向に沿って配列され、
前記決定部は、基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた前記第１の重みと、前記基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた前記第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定してもよい。
（付記５）
前記第１の出力と前記第２の出力と前記再構成位置に対応する出力とは、前記Ｘ線における光子をカウントしたカウント数であってもよい。
（付記６）
前記第１の出力は、前記Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第１のカウント数であって、
前記第２の出力は、前記複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数であって、
前記決定部は、前記複数のエネルギービンごとに、前記第１の重みと、前記第２の重みと、前記第１のカウント数と、前記第２のカウント数とに基づいて、前記複数のエネルギービンごとの前記再構成位置に対応する出力としてのカウント数を決定してもよい。
（付記７）
前記複数のエネルギービン各々における前記第１の重みは、前記複数のエネルギービンを代表する複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど減少し、
前記複数のエネルギービン各々における前記第２の重みは、前記複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加してもよい。
（付記８）
前記第１の重みと前記第２の重みとは、
前記第１の検出素子および前記第２の検出素子において前記放射線を電子または可視光に変換する材質と、前記材質の厚みと、前記放射線が前記第１の検出素子に入射する第１の角度とに基づいて設定され、
前記第１の角度が大きくなるにしたがって前記第１の重みは減少し、前記第２の重みは増加してもよい。
（付記９）
前記第１の検出素子と前記第２の検出素子との間に隙間がある場合、前記第１の重みは前記隙間がない場合に比べて小さく設定され、前記第２の重みは前記隙間がない場合に比べて大きく設定されてもよい。
（付記１０）
付記１乃至１０のいずれかに記載の前記放射線検出器を搭載するＸ線コンピュータ断層撮影装置であって、
前記再構成位置に対応する出力に基づく投影データに対して再構成処理を実行し、再構成画像を生成する再構成処理部を備える、
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置。
（付記１１）
前記再構成位置は、前記出力に基づく再構成の計算で用いられ、かつ前記第１の検出素子の代表点を示す位置であってもよい。
（付記１２）
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子からの出力に基づいて、第１のカウント数を収集し、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子からの出力に基づいて、第２のカウント数を収集するデータ収集回路をさらに備え、
前記決定部は、前記第１のカウント数と前記第２のカウント数とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成の位置に対応するカウント数を決定してもよい。
（付記１３）
付記１乃至１２のいずれかに記載の前記放射線検出器を備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置。
（付記１４）
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する、
ことを備える出力決定方法。
（付記１５）
コンピュータに、
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定すること、
を実現させる出力決定プログラムを記憶するコンピュータが読取可能な不揮発性記憶媒体。
（付記１）
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子と、
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する決定部と、
を備える放射線検出器。
（付記２）
前記決定部は、前記２次元方向のうち前記第１の検出素子と前記第２の検出素子とを含む平面内の方向において、基準線から第１の検出素子までの第１の角度に応じた第１の重みと、前記基準線から前記第２の検出素子までの第２の角度に応じた第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定し、前記第２の重みは、前記複数の第２の検出素子の各々に提供されてもよい。
（付記３）
前記決定部は、前記第１の出力に前記第１の重みを乗算した第１の乗算値と、前記第２の出力に前記第２の重みを乗算した第２の乗算値と、を加算することにより、前記再構成位置に対応する出力を決定してもよい。
（付記４）
前記放射線検出器は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に搭載され、
前記２次元方向は、コーン角方向とファン角方向とであって、
前記放射線はＸ線であって、
前記第１の検出素子と、前記第２の検出素子とは、前記コーン角方向に沿って配列され、
前記決定部は、基準線から第１の検出素子までの第１のコーン角に応じた前記第１の重みと、前記基準線から第２の検出素子まで第２のコーン角に応じた前記第２の重みとを用いて、前記再構成位置に対応する出力を決定してもよい。
（付記５）
前記第１の出力と前記第２の出力と前記再構成位置に対応する出力とは、前記Ｘ線における光子をカウントしたカウント数であってもよい。
（付記６）
前記第１の出力は、前記Ｘ線における複数のエネルギービンに応じた複数の第１のカウント数であって、
前記第２の出力は、前記複数のエネルギービンに応じた複数の第２のカウント数であって、
前記決定部は、前記複数のエネルギービンごとに、前記第１の重みと、前記第２の重みと、前記第１のカウント数と、前記第２のカウント数とに基づいて、前記複数のエネルギービンごとの前記再構成位置に対応する出力としてのカウント数を決定してもよい。
（付記７）
前記複数のエネルギービン各々における前記第１の重みは、前記複数のエネルギービンを代表する複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど減少し、
前記複数のエネルギービン各々における前記第２の重みは、前記複数の代表エネルギーにおいてエネルギーが高くなるほど増加してもよい。
（付記８）
前記第１の重みと前記第２の重みとは、
前記第１の検出素子および前記第２の検出素子において前記放射線を電子または可視光に変換する材質と、前記材質の厚みと、前記放射線が前記第１の検出素子に入射する第１の角度とに基づいて設定され、
前記第１の角度が大きくなるにしたがって前記第１の重みは減少し、前記第２の重みは増加してもよい。
（付記９）
前記第１の検出素子と前記第２の検出素子との間に隙間がある場合、前記第１の重みは前記隙間がない場合に比べて小さく設定され、前記第２の重みは前記隙間がない場合に比べて大きく設定されてもよい。
（付記１０）
付記１乃至１０のいずれかに記載の前記放射線検出器を搭載するＸ線コンピュータ断層撮影装置であって、
前記再構成位置に対応する出力に基づく投影データに対して再構成処理を実行し、再構成画像を生成する再構成処理部を備える、
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置。
（付記１１）
前記再構成位置は、前記出力に基づく再構成の計算で用いられ、かつ前記第１の検出素子の代表点を示す位置であってもよい。
（付記１２）
前記複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子からの出力に基づいて、第１のカウント数を収集し、前記第１の検出素子の周囲の第２の検出素子からの出力に基づいて、第２のカウント数を収集するデータ収集回路をさらに備え、
前記決定部は、前記第１のカウント数と前記第２のカウント数とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成の位置に対応するカウント数を決定してもよい。
（付記１３）
付記１乃至１２のいずれかに記載の前記放射線検出器を備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置。
（付記１４）
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定する、
ことを備える出力決定方法。
（付記１５）
コンピュータに、
２次元方向に配列された複数の放射線検出素子に含まれる第１の検出素子に関する第１の出力と、第２の検出素子に関する第２の出力とを収集し、
前記第１の出力と前記第２の出力とに基づいて、前記第１の検出素子の再構成位置に対応する出力を決定すること、
を実現させる出力決定プログラムを記憶するコンピュータが読取可能な不揮発性記憶媒体。
【符号の説明】
【0101】
１ ＰＣＣＴ装置
１１ Ｘ線管
１２ Ｘ線検出器
１８ ＤＡＳ
２０ Ｘ線検出器
２１ 複数のＸ線検出素子
２３ 処理回路
４０ コンソール装置
４１ メモリ
４２ ディスプレイ
４３ 入力インターフェース
４４ 処理回路
１００ Ｘ線
４４１ システム制御機能
４４２ 前処理機能
４４３ 再構成処理機能
４４４ スキャン制御機能
４４５ 画像処理機能
４４６ 表示制御機能
４４７ 決定機能
Ｐ 被検体
１１ Ｘ線管
１２ Ｘ線検出器
１８ ＤＡＳ
２０ Ｘ線検出器
２１ 複数のＸ線検出素子
２３ 処理回路
４０ コンソール装置
４１ メモリ
４２ ディスプレイ
４３ 入力インターフェース
４４ 処理回路
１００ Ｘ線
４４１ システム制御機能
４４２ 前処理機能
４４３ 再構成処理機能
４４４ スキャン制御機能
４４５ 画像処理機能
４４６ 表示制御機能
４４７ 決定機能
Ｐ 被検体
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】