CN106575968B - 模拟-数字转换系统、x射线ct装置及医用图像拍摄装置 - Google Patents

模拟-数字转换系统、x射线ct装置及医用图像拍摄装置 Download PDF

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Abstract

为了提供一种AD转换器的输出误差小的高精度的模拟‑数字转换系统，在测量期间TL与对采样周期S乘以采样数N而得的结果不一致的情况下，从测量期间TL的开始时间到第(N‑1)次的采样为止，以固定的采样周期S进行采样，在第(N‑1)次与第N次的采样的时间间隔变为采样周期S的预先确定好的系数k倍的定时进行第N次采样，此时，将k的值设定为根据N的值预先求出的非整数的最佳值，由此使AD转换器的检测值的误差为最小。

Description

模拟-数字转换系统、X射线CT装置及医用图像拍摄装置
技术领域
本发明涉及一种具有低噪声且宽动态范围的模拟-数字转换器系统、涉及X射线CT装置和医用图像拍摄装置。
背景技术
作为在医疗用图像诊断装置、例如CT(计算机断层，Computed Tomography)扫描中使用的模拟-数字转换电路(AD转换电路)的特性，希望兼顾低噪声且宽动态范围的特性。具体来说，由于通过低密度的身体部位的放射线非常强，因此为了将检测放射线而得的模拟信号转换为数字信号，认为需要120dB的动态范围的AD转换电路。但是另一方面，由于通过骨骼或较大的被检体的放射线非常弱，因此要求AD转换电路为极低噪声。
为了解决这2个课题，专利文献1及专利文献2中公开了一种模拟-数字转换电路，其使用动态范围受限的AD转换器、积分电路、以及比较器，通过积分放大电路对检测到放射线的检测器的输出进行积分，并通过AD转换器对积分放大电路的输出进行采样而转换为数字信号。
AD转换器在预定的测量期间中以预定的样本周期对积分电路的输出进行多次采样。在比较器检测到积分放大电路的输出达到预定的上限电压电平这一情况的情况下，将积分放大电路的输出重置到预定的下限电压电平。由此，通过动态范围受限的AD转换器，可将强度大的放射线转换为数字信号的电路结构。另外，在专利文献1中，为了降低AD转换器的噪声，具备：在AD转换器的样本事件中通过检测器使积分放大电路断路的断路电路、以及在积分放大电路重置时通过反馈电容器使积分放大电路断路的断路电路等。由此，公开了能够将强度小的放射线低噪声地转换为数字信号的技术。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特表2008-541576号公报
专利文献2：美国专利第7136005号说明书
发明内容
发明要解决的课题
已知，当AD转换器在所输入的电压信号大于电压阈值时，所检测的值产生误差。产生这种测量误差的过程，可以通过由如下所示的若干个电路动作造成的误差来进行说明。例如，如图1中的(a)所示，若所输入的电压信号接近设计时设想的最大输入范围并大于电压阈值，则构成AD转换器的比较器的输入补偿电压具有减少或增加的特性(图1中的(a)的V025或者V026)，从而使AD转换器的检测值产生误差。
另外，作为另一种现象，在从大幅超过电压阈值的电位S017’向S017的重置中，由于伴随着较大的电压变动，因此将对电路施加比通常大的噪声，由此认为采样S017的检测值所具有的误差会增加。在产生该现象时，仍可以认为采样S017’的检测值具有较大测量误差。
这样通过各种电路动作将使AD转换器产生测量误差，但是在本发明中，将使用对随着向AD转换器的输入电压所设想的范围的边缘行进，AD转换器的输入补偿电压产生变化且测量误差增大这样的简化模型来进行说明。
另外，在图1中的(a)中，为了使说明简单，示出了对电压增高的方向(从V022向V023施加)使AD转换器的测量误差增加的情况，但是在实际的电路特性中，也可以对电压降低的方向(从V022向V021施加)，使AD转换器的测量误差增大。
使用具有这种电路特性的AD转换器，如专利文献1、2中提出的模拟-数字转换电路，在AD转换器在1个测量期间TL中进行多次采样的电路中，如图1中的(a)所示，当某个采样S016中的输入电压(积分放大电路的输出)比电压阈值稍小时，下一个采样S017’的输入电压以与1个采样周期对应的量超过了电压阈值。在AD转换器检测该采样S017’的电压后，重置积分放大电路的输出。因此，AD转换器的采样S017’的检测值包含输入补偿电压的变动部分的误差。
另外，在为了将X射线CT装置的X射线的检测器的输出信号转换为数字信号而使用模拟-数字转换电路的情况下，测量期间TL对应于视图的间隔而由X射线CT装置的系统结构或拍摄条件(旋转速度等)来决定。另一方面，AD转换器的采样周期由ASIC的动作规格来决定。因此，有时测量期间与对AD转换器的采样周期乘以采样数而得的结果不一致。
另外，在X射线CT装置的情况下，由于搭载有X射线检测器等的旋转圆盘的旋转不均匀，从而存在视图间隔也产生不均匀，使测量期间延长或缩短的情况。这样，在测量期间不是采样周期的整数倍的情况下、在测量期间延长或缩短的情况下，为了在测量期间中进行预定次数的采样，需要使某一个采样间隔延长或缩短的技术。
这种状况下，在使采样间隔之一延长时，若如图2所示延长的采样间隔(S026与S027’的间隔)包含到达电压阈值的定时，则采样S027’的时刻的输入电压以与延长的采样周期SL相对应的部分超过电压阈值。因此，相比于图1的采样S017’的检测值，AD转换器的采样S027’的检测值包含更大的误差。
本发明的目的在于，提供一种AD转换器的输出误差小的高精度的模拟-数字转换系统。
用于解决课题的手段
本发明所涉及的模拟-数字转换系统在测量期间与对采样周期乘以采样数而得的结果不一致时，从测量期间的开始时间直至第(N-1)次采样为止，以一定的采样周期S进行采样，在第(N-1)次与第N次采样的时间间隔为采样周期S的预先确定好的系数k倍的定时进行第N次的采样。此时，将k的值设定为根据N的值而预先求出的非整数的最佳值，由此使AD转换器的检测值的误差为最小。
发明的效果
根据本发明，能够提供一种能够使AD转换器的检测值的误差为最小的高精度的模拟-数字转换系统。
附图说明
图1中，(a)是表示AD转换器的输入补偿电压的特性的图表，(b)是表示基于现有的AD转换系统的测量期间TL内的采样的说明图。
图2是表示在现有的AD转换系统中，当采样间隔变宽时的检测误差VML的说明图。
图3是第1实施方式的AD转换系统的框图。
图4是表示AD转换系统所延长的采样间隔SL为采样间隔S的整数倍的情况的说明图。
图5是表示第1实施方式的AD转换系统的采样间隔S和SL、以及检测误差VML的说明图。
图6是表示第1实施方式的AD转换系统的时间比k与AD转换器0112的输出误差的变化量的关系的图表。
图7是按采样数N表示对第1实施方式的AD转换系统的检测误差进行抑制的时间比k的图表。
图8是表示第1实施方式的AD转换系统的各电路的输出信号的图表。
图9是表示第1实施方式的采样定时调整电路0113的动作的流程图。
图10是表示第1实施方式的采样定时调整电路0113求取测量期间(视图间隔)时使用的表格(通常拍摄时(1200张(视图)/旋转)的说明图。
图11是表示第1实施方式的采样定时调整电路0113求取测量期间(视图间隔)时使用的表格(高速拍摄时(2880张(视图)/旋转)的说明图。
图12是表示第2实施方式的采样定时调整电路0113的动作的流程图。
图13是表示第2实施方式的AD转换系统的采样间隔S和SL的说明图。
图14是表示第2实施方式的AD转换系统的采样间隔S和SL的说明图。
图15是表示第3实施方式的采样定时调整电路0113的动作的流程图。
图16是表示第3实施方式的AD转换系统的采样间隔S和SL的说明图。
图17是表示第4实施方式的采样定时调整电路0113的动作的流程图。
图18是表示第4实施方式的AD转换系统的采样间隔S2的说明图。
图19是表示第2或第3实施方式的采样的一例的说明图。
图20是表示第2或第3实施方式的采样的一例的说明图。
图21是表示第2或第3实施方式的采样的一例的说明图。
图22是表示第2或第3实施方式的采样的一例的说明图。
图23是表示第4实施方式的采样的一例的说明图。
图24是表示比较例的采样的一例的说明图。
图25是表示比较例的采样的一例的说明图。
图26是第5实施方式的X射线CT装置的框图。
图27是第6实施方式的MRI装置的框图。
图28是表示第7实施方式的采样的一例的说明图。
具体实施方式
针对本发明的实施方式进行说明。
＜＜第1实施方式＞＞
在本实施方式的AD转换系统中，在被指定的测量期间与对采样周期乘以采样数而得的结果不一致时，从测量期间的开始时间至第(N-1)次采样为止，以一定的采样周期S进行采样，在测量期间结束的同时且第(N-1)次与第N次的采样的时间间隔变为采样周期S的预先确定好的系数k倍的定时，进行第N次采样。此时，发明人发现，将k的值设定为根据N的值而预先求出的最佳值，由此能够使AD转换器的检测值的误差为最小。下面使用图3等对使上述实现的模拟-数字(AD)转换系统进行说明。
即，第1实施方式的AD转换系统如图3所示，具有：AD转换器(ADC)0112、重置电路(0110)、以及定时电路(下面为采样定时调整电路)0113。如图4所示，AD转换器0112在每当经过测量期间TL时，重复以下动作：在被指定的测量期间TL内，以样本数N对从模拟电路011a、012a输出的模拟信号进行采样。
如果AD转换器0112采样而得的信号值超过预先确定好的上限电压(V022)，则重置电路(0110)在每当所采样而得的信号值超过上限电压(V022)时，重复进行使模拟信号的电压下降至预定下限电压并将其输入至AD转换器0112的动作。进而，采样定时调整电路(0113)向AD转换器0112指示对模拟信号进行采样的定时。
此时，如图4所示，在根据将采样数N与采样周期S相乘的结果而计算的实质的测量期间，相对于测量期间TL而产生差(SL)的情况下，采样定时调整电路(0113)以下面说明的方式来对采样的定时进行指示，从而进行抑制，使得AD转换器0112的检测值的误差VML为接近最小值的值。
即，如图5所示，采样定时调整电路(0113)在从测量期间TL的开始时间至第(N-1)次的采样(S059)为止，以一定的采样周期S进行指示，在测量期间TL结束的同时且第(N-1)次与第N次的采样的时间间隔SL变为采样周期S的预先确定好的系数k倍(SL＝k×S)的定时，指示第N次的采样(S0510)。对于下一个测量期间(时刻T510以后)也是同样的。
系数k使用预先求出的值。例如，k使用满足(M+0.3)≤k≤(M+0.5(其中，M是不为负的整数)的值。换句话说，k使用接近半整数倍的值。
由此，采样定时调整电路(0113)能够如图5所示，以抑制输入至AD转换器0112的模拟信号超过上限电压(V022)的方式来执行采样。
这样，根据第1实施方式，由于能够以抑制超过上限电压(V022)的方式来进行采样，因此，如图5所示，采样S058’时、以及采样S0513’时的输入至AD转换器0112的输入电压与上限电压(V022)之间的差，小于如图4所示将时间间隔SL设为采样周期S的整数倍的情况。由此，对于AD转换器0112的检测值的误差VML，本实施方式的图5的情况小于图4的情况。
接着，进一步对上述系数k的最佳值进行详细说明。这里作为模型，考虑以下例子，即，测量期间TL不是采样周期S的整数倍，如图4所示，直至第(N-1)次的采样S049为止，以样本周期S进行采样，将第(N-1)次与第N次的样本间隔延长为SL(＞S)，使第N次的采样S0410与测量期间TL的结束时刻一致。
此时，如图4所示，由于采样S048’和S0414’的检测电位周期性地、而且以与采样周期S对应的电压差(S048’－S047、或者S0414’－S0413)，超过上限电压(下面，称为电压阈值)V022，因此AD转换器0112的检测值的误差VML变大。这是因为，由于图4中系数k＝2是整数，因此始终在相同定时产生超过电压阈值V022的情况。
因此，认为将系数k偏离于整数，来平均地抑制采样的电压阈值V022的超过量。图6表示在设为采样数N＝10的情况下，通过7次采样正好生成1次重置的输入量中(相当于图4)，对AD转换器的输出误差与系数k的关系进行计算而得的结果。此外，为了使计算简单，通过插入被延长的周期SL，假设超过电压阈值V022的超过量有所变化，进而，设AD转换器0112的检测误差与所采样的电压的相对于电压阈值V022的超过量呈比例，从而来计算AD转换器0112的检测误差。
由图6可知，抑制AD转换器的输出误差的系数k具有1.1、2.1、x.1(x为整数)和多个极小点，但是，如果系数k在此基础上即使再稍微变小，则输出误差将急剧增加，因此可以知道在实际使用上只要设定为1.3～1.5、2.3～2.5、···以及M+0.3≤k≤M+0.5(其中，M是不为负的整数)，就能够稳定地抑制测量误差。
图7将求出每个采样数N的最合适的系数k而得的结果表示为图表。根据图6所示，由于针对各采样数N存在多个能够得到大致同等效果的系数k，因此用2个图表来表示与各个极小值相对应的系数k。另外，在k＞3的区域也存在取极小值的k，但是在图7中并未图示。可以从这些多个系数k之中选择与系统的结构主要部件相匹配且最合适的k。
根据这些结果可知，从测量期间TL的开始时间至第(N-1)次为止，以一定的采样周期S进行采样，在测量期间TL结束的同时且在第(N-1)次与第N次的采样的时间间隔SL变为采样周期S的预先确定好的系数k倍(SL＝k×S)定时执行第N次的采样(S039)，由此可以抑制AD转换器0112的检测误差。
此时，根据图6、图7可知，可以将M设成不为负的整数，并设定k为M+0.3～M+0.5、也就是不为负的半整数倍。
这里，对第1实施方式的图3的AD转换系统的详细结构和其动作进行说明。作为一例，图3的AD转换系统表示将X射线CT装置的X射线检测器的n个通道内的光电二极管011a(包含静电电容012a)所输出的模拟电压信号设为输入电压，将X射线CT装置的视图间隔设为测量期间TL，从而转换(检测)为数字信号的情况。然而，第1实施方式的AD转换系统并不限定为用于X射线CT装置。
图3的AD转换系统具备：开关013、016、017、放大电路(积分电路或积分放大电路)014、开关0115、反馈电容器015、基准电压源018、比较器、采样保持电路019、多路复用器(multiplexer，多路调制器)0111、AD转换器0112、作为定时电路的采样定时调整电路0113、与采样定时调整电路0113一起构成重置电路0110的比较器、以及样本再构成电路0114。其中，多路复用器0111、AD转换器0112、采样定时调整电路0113、样本再构成电路0114相对于X射线检测器的n个通道而通用(共用)地设置，除此以外的电路201针对X射线检测器的每个通道而配置。
放大电路014的2个输入，经由开关013，与X射线检测器的光电二极管011a和静电电容012a的两极连接。另一方面，放大电路014的输出与开关0115连接。在放大电路014的输入的一方与经由开关0115的放大电路014的输出之间，连接有反馈电容器015。反馈电容器015的两极分别经由开关016、017与基准电压源018连接。
放大电路014的输出信号VINT经由开关0115、采样保持电路019及多路复用器0111，被输入至AD转换器0112。另外，放大电路014的输出信号VINT也被输入至比较器。
采样定时调整电路0113生成指示采样的定时的信号“样本(SAMPLE)”，并输入至AD转换器0112、样本再构成电路0114及比较器。另外，采样定时调整电路0113生成输出信号“保持”，并向采样保持电路019、开关013输入。
接着，使用图8对图3的AD转换系统的动作进行说明。
将来自X射线检测器的光电二极管011a的电荷输入至积分电路014并进行积分。如图8所示，积分电路014的输出VINT，通过由光电二极管011a供给的电荷，随时刻的经过一起上升。积分电路014的输出VINT经由采样保持电路019及多路复用器0111向AD转换器0112输入。
AD转换器0112在采样定时调整电路0113输出的信号“样本”的定时(图8的时刻T082、T086)，对积分电路014的输出进行采样并转换为数字信号，输出至样本再构成电路0114。
在基于AD转换器0112的采样时，为了抑制反馈电容器015的电容噪声，进而抑制来自光电二极管011a的电荷损失，在采样期间及其前后(时刻T081～T083、T085～T088)，采样定时调整电路0113的信号“保持”变为VHIGH电平。通过该信号“保持”，在进行AD转换器0112的采样的期间及其前后，开关013断开，抑制来自光电二极管011a的电荷损失。另外，采样保持电路019呈保持状态，保持向AD转换器0112的输入。由此，抑制反馈电容器015的电容噪声。
另外，积分电路014的输出VINT也被输入至比较器。相当于预定的阈值电压(V022)的电压VTH从未图示的基准电压产生源被输入至比较器。另外，信号“样本”从采样定时调整电路0113输入至比较器。比较器将积分电路014的输出电压VINT与电压VTH(阈值电压(V022))进行比较，在输出电压VINT超过电压阈值VTH的情况下(图8的T084)，在之后信号“保持”立即变为VHIGH电平的期间(T085～T088)中，如果信号“样本”进行了VLOW→VHIGH→VLOW的转变(T086)，则在其稍后的定时(T087)，使信号“重置(RESET)”进行VLOW→VHIGH→VLOW的转变并输出。另外，比较器输出与信号“重置”互补的信号即信号“重置B(RESET B)”。
通过比较器所输出的信号“重置”(VHIGH)，使开关016、017闭合(接通)，从而将反馈电容器015与基准电压源018连接。由此，积分电路014的输出将降低至重置电压(基准电压)V021并被重置。在积分电路014的重置的同时，通过信号“重置B”，将开关0115断开，由于信号“保持”变为VLOW从而将开关013断开。
样本再构成电路0114将对测量期间TL内的信号“重置”的次数乘以阈值电压V022(VTH)与重置电压V021(基准电压)的差而得的结果，与最后的采样中得到的电压值相加。由此，在该测量期间TL中检测出的电压值(数字信号)从样本再构成电路0114被输出。
接着，对采样定时调整电路0113生成在预定定时指示采样的信号”样本”的动作进行说明。在第1实施方式中，如上所述，采样定时调整电路(定时电路)0113输出信号“样本”，使得在从测量期间TL的开始时间至第(N-1)次的采样为止，以一定的采样周期S进行执行，并输出信号“样本”，使得在测量期间结束的同时且第(N-1)次与第N次的采样的时间间隔变为采样周期S的预先确定好的系数k倍的定时进行第N次的采样。系数k为根据样本数N预先求出的值。
首先，采样定时调整电路0113从接受模拟信号的输入的装置(这里是X射线CT装置)接受测量期间TL，从操作者接受采样次数N(图9的步骤F091)。此外，也可以不从操作者接受采样次数N，而是使用预先确定好的值。另外，采样定时调整电路0113也可以从X射线CT装置接受拍摄条件(视图数(拍摄张数/次))，求出对应于该拍摄条件的测量期间TL。
具体来说，例如，如图10、图11所示，可以参照按拍摄条件(例如视图数(拍摄张数/次))通过计算或实验求出并预先储存于存储部0116(图3)中的表，求出包含与拍摄条件相对应的波动成分的测量期间TL。此时，如图10、图11所示，即使在每个视图的测量期间TL偏离于理想的测量期间TL的情况下，仍可以求出每个视图的测量期间TL。
接着，采样定时调整电路0113参照存储部0116中储存的表示采样次数N与采样周期S与最佳的k的关系的表等，求出与在步骤F091中接受的采样次数N相对应的最佳的k(步骤F092)。此时，使采样定时调整电路0113满足(N-1)·S+k·S＝TL。在由于AD转换器的特性而存在多个备选的情况下，可以适当选择最合适的值来作为采样周期S。采样定时调整电路0113在从测量期间TL的开始起以采样周期S输出了(N-1)次指示采样的信号“样本”之后，在从第(N-1)次起经过了时间k·S的定时输出指示第N次采样的信号“样本”(步骤F093)。
由此，在第1实施方式中，可以进行对AD转换器0112的检测误差进行了抑制的采样。
此外，图9的采样定时调整电路0113的流程的动作也可以通过CPU来执行预先存储在存储部0116等中的程序，由此以软件实现，还可以通过ASIC或FPGA等可编程IC等的硬件来实现。
另外，在上述的实施方式中，在图9的步骤F091中，采样定时调整电路0113为从接受模拟信号的输入的装置(这里是X射线CT装置)接受测量期间TL，或接受拍摄条件来求出与拍摄条件相对应的测量期间TL的结构，但是并不局限于该结构。在从X射线CT装置输出测量期间TL、拍摄条件的情况下，采样定时调整电路0113对其接受，在未输出的情况下，可以使用预先确定好的测量期间TL。另外，对于采样次数N也是同样，并不局限于从操作者接受采样次数N的结构，在操作者不输入采样次数N的情况下，可以使用预先确定好的采样次数。
＜＜第2实施方式＞＞
对第2实施方式的AD转换系统进行说明说明。
第2实施方式的AD转换系统与第1实施方式同样地，即使在测量期间TL与对采样周期S乘以样本数N而得的结果不一致的情况下，也可以在测量期间TL的变动足够小时，减小AD转换器0112的检测误差。定时电路(采样定时调整电路)0113在根据测量期间TL的长度来决定指示采样的定时时，将N次采样间隔之中的1个以上设定得比其他采样间隔长。延长的采样间隔是除了与测量期间TL的结束同时的第N次与第(N-1)次的采样的间隔之外的采样间隔。另外，定时电路针对每个采样预测下一个采样中取得的信号值，在预测出的值不超过上限电压(V022)的情况下，将采样间隔设定得较长。
在第2实施方式中，将延长的采样间隔称为采样间隔SL或调整时间SL，将除此以外的采样间隔称为样本周期S。与第1实施方式不同的是，样本周期S直接使用预先确定好的值，SL以外的样本周期S不会变更。
采样定时调整电路0113基于采样中得到的AD转换器0112的输出，对下一个采样中由AD转换器0112检测的输出值进行预测，在下一个输出值不超过上限电压(V022)的定时，插入延长的采样间隔SL。使用图12的流程和图13对其具体说明。
首先，如图12所示，采样定时调整电路0113在某个测量期间的最终采样中，接受下一个测量期间TL的长度和采样次数N(步骤F121、F122)。可以从输出模拟信号的装置(例如，X射线CT装置)接受测量期间TL的长度，也可以与图9的步骤F091同样地，由采样定时调整电路0113根据拍摄条件来进行计算。也可是使用预先确定好的值的测量期间TL。采样次数N从操作者接受，或使用预先确定好的值。
接着，在步骤F123中，采样定时调整电路0113在下一个测量期间，通过SL＝TL－(N-1)·S，来计算延长的采样间隔SL。TL及N为步骤F122中接受的测量期间TL和采样次数N。S为预先确定好的采样周期。由此，在测量期间TL与在S上乘以N而得的结果不一致的情况下，仍可以延长一个采样间隔SL而通过AD转换器0112来进行采样。
接下来，在步骤F124中，采样定时调整电路0113求取在最终采样与在其之前的采样中由AD转换器0112检测出的值的差，使其与最终采样的检测值相加。由此，预测在下一个采样中AD转换器0112检测的值。在预测值不超过阈值V022的情况下，转入步骤F125，在当前的测量期间TL中未插入调整时间SL的情况下，转入步骤F126。在步骤F126中，使直至下一个采样为止的间隔延长至SL。由此，如图13所示，当前的测量期间TL的最初采样间隔变为调整时间SL。
另外，在步骤F125中，在当前的测量期间中已插入有调整时间SL时，转入步骤127，将直至下一个采样为止的间隔设为未延长的采样周期S。
另一方面，在步骤F124中，在下一个采样的预测值超过电压阈值V022的情况下，如图14所示，到下一个采样S142’为止的间隔不延长，直接设为采样周期S。由此，防止下一个采样S143因延长的采样间隔SL而大幅超过电压阈值V022。
这样，在第2实施方式中，在测量期间TL与对采样周期乘以采样数而得的结果不一致的情况下，预测AD转换器0112在采样中检测出的电压值，在不大幅超过电压阈值V022的定时使采样间隔延长至SL。即，如图13所示，在测量期间TL的采样间隔的前部插入调整时间SL，或如图14所示在重置后立即插入调整时间SL。因此，在某个采样间隔超过电压阈值V022的情况下，由于是采样周期S，因此可以抑制检测值的误差，而不会使AD转换器0112的检测值大幅超过电压阈值。
由于其他结构与第1实施方式相同，因此省略说明。
＜＜第3实施方式＞＞
对第3实施方式的AD转换系统进行说明。
第3实施方式的AD转换系统与第2实施方式相同，但是随机决定插入延长采样间隔而得的调整时间SL的位置。使用图15对其进行说明。
如图15所示，采样定时调整电路0113与第2实施方式的步骤F121～F123同样地进行步骤F151～F153，来计算延长采样间隔而得的调整时间SL。然后，转入步骤F154，采样定时调整电路0113在基于采样次数N的N个采样间隔之中，随机选择将哪个采样间隔设为调整时间SL。
采样定时调整电路0113，以采样周期S来输出指示采样的信号“样本”(步骤F155、步骤F157)，直至作为调整时间SL而选择的采样间隔的采样为止。然后，如果变为步骤F154中选择的采样间隔的采样次数，则使采样间隔延长为SL并输出指示采样的信号“样本”(步骤F155、步骤F156)。图16示出了在第2次的采样S162与第3次的采样S163之间插入调整时间SL的例子。
由此，由于可以随机插入调整时间SL，因此，相较于始终在将最终采样间隔设为调整时间SL的情况下所决定的定时插入调整时间SL的情况，能够使调整时间SL的采样间隔大幅超过电压阈值V022的概率降低。因此，可以抑制AD转换器0112的检测值的误差。
＜＜第4实施方式＞＞
对第4实施方式的AD转换系统进行说明。
第4实施方式的AD转换系统与第1～3的实施方式不同，使N个采样间隔均等地延长或缩短，并使其与测量期间TL一致。使用图17、图18对其进行说明。
如图17所示，采样定时调整电路0113与第2实施方式同样地进行步骤F171～F172，并接受下一个测量期间的长度TL和采样次数N。并且，在步骤F173中，采样定时调整电路0113计算将测量期间TL以基于采样次数N的N个采样间隔来均等分割而得的采样间隔S2。以计算出的采样间隔S2输出在该测量期间TL中指示采样的信号“样本”。
由此，如图18所示，采样间隔S2比采样周期S大，但是比仅将一个采样间隔作为调整时间SL时的SL小。因此，即使是采样间隔S2超过电压阈值V022的情况，相较于调整时间SL超过电压阈值V022的情况，能够抑制AD转换器0112的检测值的误差。
＜＜实施方式的采样的例子＞＞
图19表示根据第2或第3实施方式，将调整时间SL插入到最初的采样间隔(在测量期间TL的开始与第1次的采样S192之间)的例子。
由此，在超过电压阈值的采样间隔S192和S193’以及S195和S196’中，采样间隔并未延长。因此，具有抑制AD转换器0112的检测值的误差的效果。
图20表示根据第2或第3实施方式，将调整时间SL插入到第1次的测量期间TL的最终的采样间隔(S206与S207之间)、以及第2次的测量期间TL的最初的采样间隔(S207和S208之间)的例子。
由此，在跨过电压阈值的采样间隔S2011和S2012’中，采样间隔并未延长。因此，具有抑制AD转换器0112的检测值的误差的效果。
图21表示在2个测量期间中，当具有施加3次重置的输入电压时，根据第2或第3实施方式，将调整时间SL插入到第1次测量期间TL的最终采样间隔(S213与S214之间)、以及第2次测量期间TL的第4次采样间隔(S215和S216)之间的例子。这样，即使来自测量期间TL中的光电二极管011a的输入电荷量大时，在第2及第3实施方式的AD转换器中，由于可以抑制跨过电压阈值的采样间隔的延长，因此具有抑制AD转换器0112的检测值的误差的效果。
图22表示根据第2或第3实施方式，将调整时间SL插入到测量期间TL的最终采样间隔(S226与S227之间)的例子。由于跨过电压阈值的采样间隔(S225和S226’)并未延长，因此具有抑制AD转换器0112的检测值的误差的效果。
图23表示根据第4实施方式，使采样间隔S2等间隔地设定的例子。图23为在1个测量期间TL中，3次重置生成的输入电压较大的例子，但是由于使采样间隔S2等间隔设定，因此不会产生大幅超过电压阈值的样本点，抑制了AD转换器0112的检测值的误差。
＜＜比较例的采样的例子＞＞
图24作为本实施方式的图19及图23的比较例，表示将调整时间SL插入到测量期间TL的最后的采样间隔、即跨过电压阈值V022的采样间隔的例子。由于调整时间SL比其他采样周期S长，因此检测出大幅超过电压阈值V022的采样S247’的电压，相较于本实施方式的图19及图23，AD转换器0112的检测误差更大。
图25表示作为本实施方式的图20的比较例，将调整时间SL插入到第2次测量期间TL的最后采样间隔、即跨过电压阈值V022的采样间隔的例子。由于调整时间SL比其他采样周期S长，在超过电压阈值V022的采样S2513’中检测电压，相较于本实施方式的图22，AD转换器0122的检测误差更大。
＜＜第5实施方式＞＞
作为第5实施方式，针对第1～第4实施方式中的任意一个AD转换系统的医用图像拍摄装置，使用图26进行说明。图26作为一例对X射线CT装置进行了说明。
如图26所示，X射线CT装置1具备扫描台架部100和操作单元120。
扫描台架部100具备：X射线管装置101、旋转圆盘102、准直器103、X射线检测器106、数据收集装置107、寝台装置105、台架控制装置108、寝台控制装置109、以及X射线控制装置110。
X射线管装置101是对寝台装置105上载置的被检体照射X射线的装置。准直器103是对从X射线管装置101照射的X射线的放射范围进行限制的装置。旋转圆盘102具备供寝台装置105上载置的被检体进入的开口部104，并且搭载有X射线管装置101和X射线检测器106，在被检体的周围旋转。
X射线检测器106是与X射线管装置101相对配置并检测透过被检体后的X射线，由此来测量透过X射线的空间分布的装置，并将多个检测元件(通道)在旋转圆盘102的旋转方向上呈1维排列、或者将多个检测元件在旋转圆盘102的旋转方向和旋转轴方向上呈2维排列。
检测元件(通道)包含：将X射线转换为光的荧光体元件、以及将荧光体元件发出的光转换为电信号的光电二极管011a(参照图2)。
数据收集装置107是收集由X射线检测器106检测出的X射线量来作为数字数据的装置。数据收集装置107搭载有第1～第4实施方式中的任意一种AD转换系统，来将光电二极管011a的输出转换为数字信号。
台架控制装置108是控制旋转圆盘102的旋转及倾斜的装置。寝台控制装置109是控制寝台装置105的上下前后左右活动的装置。此外，上下前后左右的各方向为图26中所示的方向，在下面的说明中也分别将其称为Y方向、Z方向、X方向。X射线控制装置110是控制输入至X射线管装置101的电力的装置。
操作单元120具备：输入装置121、图像处理装置122、显示装置125、存储装置123、以及系统控制装置124。输入装置121是用于输入被检体姓名、检查日期时间、拍摄条件(视图数等)等的装置，具体来说，就是键盘或指示器、触摸面板等。图像处理装置122是对由数据收集装置107发送的测量数据进行运算处理来进行CT图像的再构成的装置。显示装置125是显示由图像处理装置122制成的CT图像等的装置，具体来说，是CRT(电子射线管)或液晶显示器等。存储装置123是对由数据收集装置107收集的数据以及由图像处理装置122制成的CT图像的图像数据等进行存储的装置，具体来说就是HDD(硬盘驱动器)等。系统控制装置124是对这些装置、以及台架控制装置108、寝台控制装置109、X射线控制装置110进行控制的装置。
基于从输入装置121输入的拍摄条件、特别是X射线管电压或X射线管电流等，X射线控制装置110控制输入至X射线管装置101的电力，由此X射线管装置101对被检体照射与拍摄条件相对应的X射线。X射线检测器106通过多个X射线检测元件来检测由X射线管装置101照射的并透过被检体后的X射线，测量透过X射线的分布。旋转圆盘102被台架控制装置108控制，基于从输入装置121输入的拍摄条件、特别是旋转速度等，来进行旋转。寝台装置105被寝台控制装置109控制，基于由输入装置121输入的拍摄条件、特别是螺距(らせんピッチ)等，来进行动作。
通过使来自X射线管装置101的X射线照射和基于X射线检测器106的透过X射线分布的测量，与旋转圆盘102的旋转一起进行重复，从而取得各种角度的投影数据。投影数据与表示各角度的视图(View)以及X射线检测器106的检测元件编号即通道(ch)编号及列编号相关联。将已取得的各种角度的投影数据发送至图像处理装置122。图像处理装置122通过对发送来的各种角度的投影数据进行逆投影处理，来再构成CT图像。将再构成得到的CT图像显示于显示装置125。
由于通过将第1～第4实施方式的AD转换系统用于X射线CT装置的数据收集装置107，可以取得抑制了检测误差而得的数字信号，因此可以较少人为因素(artifact)地再构成高解析度的CT图像。
＜＜第6实施方式＞＞
作为第6实施方式，作为与使用第1～第4实施方式中任意一种AD转换系统的医用图像拍摄装置不同的例子，针对MRI装置，使用图27来进行说明。
图27为MRI装置的一个结构例的概略图。MRI装置13具备：静磁场磁体1302，其在被检体1301的周围产生静磁场；梯度磁场线圈1303，其产生梯度磁场；照射线圈1304，其对被检体照射高频磁场脉冲(也称为“RF脉冲”)；接收线圈1305，其检测来自被检体的NMR信号；以及床1306，其供被检体1301横卧。
静磁场磁体1302配置在绕着被检体1301并具有一定宽度的空间中，由永久磁体、超导磁体、常导磁体中的任意一个构成，在与被检体1301的体轴平行或垂直的方向上产生均匀的静磁场。
梯度磁场线圈1303按照来自梯度磁场电源1307的信号，对被检体1301施加X、Y、Z这3轴方向的梯度磁场。根据梯度磁场的施加方法，来设定被检体的拍摄截面。
照射线圈1304基于RF发送部1308的信号产生RF脉冲。通过该RF脉冲，激发由梯度磁场线圈1303设定好的被检体1301的拍摄截面的、构成生物体组织的原子的原子核，从而感应出NMR(核磁共振，Nuclear Magnetic Resonance)现象。
通过由照射线圈1304照射的RF脉冲所感应的、构成被检体1301的生物体组织的原子的原子核的NMR现象而产生的NMR信号即回波信号，通过接近被检体1301配置的接收线圈1接收，并转换为模拟的电信号。信号检测部1309在对RF线圈1305的输出进行检波之后，转换为数字信号。
在信号检测部1309中使用第1～第4实施方式中任意一个AD转换系统，将检波后的模拟信号转换为数字信号。
信号检测部1309输出的数字信号通过信号处理部1310进行信号处理并转换为图像。转换后的图像通过显示部1311来显示。
由操作者将拍摄所需要的重复时间(TR)或回波时间(TE)等参数输入至输入部1313，这些参数被发送至显示部1311并进行显示。同样地，这些参数被发送至控制部1312。
控制部1312为了按照由输入部1313接受的参数，以某个预定脉冲序列重复产生分层编码、相位编码、频率编码的各梯度磁场和RF脉冲，控制梯度磁场电源1307、RF发送部1308、信号处理部1310。
通过将第1～第4实施方式的AD转换系统用于MRI装置的信号检测部1309，可以取得抑制了检测误差而得的数字信号，因此可以较少人为因素地再构成高分辨率的MRI图像。
＜＜第7实施方式＞＞
作为第7实施方式，图28示出了在第2或第3实施方式中，将调整时间SL分配给多个采样间隔的例子。在图28中，将调整时间SL分割插入到采样S282与S283之间、以及采样S283与S284之间这2处的采样间隔。这样通过将调整时间SL分割为2个以上而分别插入到采样间隔，能够抑制调整时间SL中的采样间隔的变动，因此将提高插入调整时间SL的自由度。并且，由于能够抑制跨过电压阈值的采样间隔的延长，因此具有抑制AD转换器0112的检测值的误差的效果。
符号说明
011a～011a-n—光电二极管，012a～012a-n—光电二极管中特有的静电电容，013—开关，014—放大电路，015—反馈电容器，016—开关，017—开关，018—基准电压源，019—采样保持电路，0111—多路复用器，0112—AD转换电路，0113—采样定时调整电路，0114—样本再构成电路，0115—开关。

Claims (12)

1.一种模拟-数字转换系统，其特征在于，
该模拟-数字转换系统具有：
模拟-数字转换器，每当经过所指定的测量期间时，该模拟-数字转换器重复进行在所述测量期间内以样本数N对从模拟电路输出的模拟信号进行采样的动作；
重置电路，如果所述模拟-数字转换器采样而得的信号值超过了预先确定的上限电压，该重置电路在每当所采样而得的信号值超过所述上限电压时，重复进行使所述模拟信号的电压下降至下限电压而输入至所述模拟-数字转换器的动作；以及
定时电路，其对所述模拟-数字转换器指示对所述模拟信号进行采样的定时，
从所述测量期间的开始时间至第(N-1)次采样为止，所述定时电路以固定的采样周期S进行指示，并在第(N-1)次与第N次采样的时间间隔变为所述采样周期S的预先确定的系数k倍的定时，指示第N次采样，
所述系数k为根据所述样本数N而预先求出的值，且为非整数。
2.根据权利要求1所述的模拟-数字转换系统，其特征在于，
所述k为(M+0.3)≤k≤(M+0.5)，其中，M是不为负的整数。
3.根据权利要求1所述的模拟-数字转换系统，其特征在于，
所述定时电路指示的定时是，在第(N－2)次与第(N-1)次之间所述模拟信号到达所述上限电压的定时。
4.根据权利要求1所述的模拟-数字转换系统，其特征在于，
所述定时电路基于预先求出的多种的样本数N与对应于该样本数N的系数k之间的关系，取得并使用与所述样本数N对应的所述系数k。
5.一种模拟-数字转换系统，其特征在于，
该模拟-数字转换系统具有：
模拟-数字转换器，在每当经过所指定的测量期间时，该模拟-数字转换器重复进行在所述测量期间内以样本数N对从模拟电路输出的模拟信号进行采样的动作；
重置电路，如果所述模拟-数字转换器采样而得的信号值超过了预先确定的上限电压，该重置电路在每当所采样而得的信号值超过所述上限电压时，重复进行使所述模拟信号的电压下降至下限电压来输入至所述模拟-数字转换器的动作；以及
定时电路，其对所述模拟-数字转换器指示对所述模拟信号进行采样的定时，
所述定时电路根据所述测量期间的长度来决定所述定时，
所述定时电路将N次的采样的间隔中的1个以上设定得比其他采样间隔长。
6.根据权利要求5所述的模拟-数字转换系统，其特征在于，
所述定时电路较长地设定的所述采样间隔是除了第N次和第(N-1)次采样的间隔以外的采样间隔。
7.根据权利要求5所述的模拟-数字转换系统，其特征在于，
所述定时电路在每次采样中预测在下一个采样中取得的信号值，在预测出的值不超过所述上限电压的情况下，将所述采样间隔设定得长。
8.一种X射线CT装置，其特征在于，
该X射线CT装置具有：X射线管，其产生X射线；检测电路，其检测通过被检体后的所述X射线；旋转圆盘，其使所述X射线管及所述检测电路在所述被检体的周围旋转；以及模拟-数字转换系统，其将所述检测电路输出的模拟信号转换为数字信号，
所述模拟-数字转换系统为权利要求1所述的模拟-数字转换系统，
所述模拟-数字转换系统的所述测量期间对应于按照预定角度范围分割所述旋转圆盘的旋转周期而得的多个视图的拍摄时间。
9.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述定时电路基于拍摄条件而求出所述测量期间的变动，并基于变动的所述测量期间来决定该测量期间的采样的定时。
10.一种医用图像拍摄装置，其特征在于，
该医用图像拍摄装置使用权利要求1所述的模拟-数字转换系统。
11.一种X射线CT装置，其特征在于，
该X射线CT装置具有：X射线管，其产生X射线；检测电路，其检测通过被检体后的所述X射线；旋转圆盘，其使所述X射线管及所述检测电路在所述被检体的周围旋转；以及模拟-数字转换系统，其将所述检测电路输出的模拟信号转换为数字信号，
所述模拟-数字转换系统为权利要求5所述的模拟-数字转换系统，
所述模拟-数字转换系统的所述测量期间对应于按照预定角度范围分割所述旋转圆盘的旋转周期而得的多个视图的拍摄时间。
12.一种医用图像拍摄装置，其特征在于，
该医用图像拍摄装置使用权利要求5所述的模拟-数字转换系统。
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