JP2013039306A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】パイルアップ現象の再構成画像に対する影響を排除乃至は軽減し、良好な再構成画像を得ること。
【解決手段】一実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、Ｘ線を検出し、検出したＸ線に応じた信号を出力するＸ検出器と、Ｘ線検出器から出力される信号の高周波成分を抽出する第１抽出部と、同信号の低周波成分を抽出する第２抽出部と、Ｘ線検出器によって検出されたＸ線のフォトンに対応する高周波成分の波高値及び低周波成分の波高値を計測する計測部と、計測された高周波成分の波高値及び低周波成分の波高値に基づき、フォトンのエネルギー値を求める補正部と、補正部によって求められたエネルギー値が所定の条件を満たすフォトンをカウントするカウント部と、このカウント部によるカウント結果に基づいて画像を再構成する再構成部と、を備えている。
【選択図】 図５

Description

本発明の実施形態は、フォトンカウンティング方式を採用したＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Computed Tomography：以下Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）は、Ｘ線源を被検体の体軸を中心として回転させるとともに、Ｘ線源に被検体に向けてＸ線を照射させ、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出して得られる投影データに基づき断層像を再構成するものであり、疾病の診断、治療や手術計画の立案等を始めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。

従来、Ｘ線検出器にて検出されるＸ線のフォトン数をカウントし、そのカウント数と各フォトンのエネルギー値に基づいて、被検体に関する画像を再構成する、いわゆるフォトンカウンティング方式を採用したＸ線ＣＴ装置が知られている。

この種のＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器に入射するＸ線のフォトン数が多くなると、各フォトンに対応する電荷パルス同士が時間的に重なり合うパイルアップ現象が生じる場合がある。パイルアップ現象が生じると、各フォトンのエネルギー値が正確に計測できなくなるので、再構成画像におけるアーチファクトの発生原因となる。また、各電荷パルスの弁別が困難となるので、フォトン数の数え漏れを生ずる場合もある。

一方で、パイルアップ現象を生じさせないように被検体への照射線量を減少させると、再構成画像にフォトンノイズが現れる。したがって、十分なＳ／Ｎ比（Signal to Noise ratio：信号対雑音比）を確保するためには、撮影時間を長くする必要があり、被検体及び操作者への負担となる。

特開２００６−１０１９２６号公報

本発明が解決しようとする課題は、パイルアップ現象の再構成画像に対する影響を排除乃至は軽減し、良好な再構成画像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

一実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部にて発生して被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線に応じた信号を出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器から出力される信号の高周波成分を抽出する第１抽出部と、前記Ｘ線検出器から出力される信号の低周波成分を抽出する第２抽出部と、前記Ｘ線検出器によって検出されたＸ線のフォトンに対応する前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値を計測する計測部と、前記計測部によって計測された前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値に基づき、前記フォトンのエネルギー値を求める補正部と、前記補正部によって求められたエネルギー値が所定の条件を満たす前記フォトンをカウントするカウント部と、このカウント部によるカウント結果に基づいて画像を再構成する再構成部と、を備えている。

一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図。 従来のＸ線ＣＴ装置にて使用される電荷読出し回路の一例を示す図。 パイルアップ非発生時における図２中のＡ点又はＢ点の信号の波形図。 パイルアップ発生時における図２中のＡ点又はＢ点の信号の波形図。 一実施形態に係る電荷読出し回路等を示す図。 パイルアップ発生時における図５中のＣ点の信号の波形図。 パイルアップ発生時における図５中のＤ点の信号の波形図。 図５に示した電荷読出し回路の後段に続く回路を示す図。 図５に示した回路における低周波成分及び高周波成分の感度とパイルアップの強度分布との関係を示す図。

以下、一実施形態について図面を参照しながら説明する。

なお、Ｘ線ＣＴシステムの撮影系には、Ｘ線管球と検出器システムとが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプや、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管球のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプのＸ線ＣＴ装置を例として説明する。

また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされが、いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。

また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

［Ｘ線ＣＴ装置の全体構成］
図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の全体構成を示すブロック図である。同図に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、架台装置Ａと、コンソール装置Ｂとを含んで構成されている。

架台装置Ａは、被検体にＸ線を曝射し当該被検体を透過したＸ線を検出して投影データを取得する。

図１に示すように、架台装置Ａは、固定部１０、回転部１１、寝台１２、Ｘ線管球１３（Ｘ線発生部）、Ｘ線検出器１４、データ収集部１５、データ伝送部１６、架台寝台駆動部１７、給電部１８、高電圧発生部１９等を有している。

Ｘ線管球１３は、Ｘ線を発生する真空管であり、回転部１１に設けられている。Ｘ線検出器１４は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する検出器システムであり、Ｘ線管球１３に対向する向きで回転部１１に取り付けられている。

回転部１１には開口部１１０が設けられており、この開口部１１０内に寝台１２が配置されている。寝台１２のスライド天板には被検体Ｐが載置される。架台寝台駆動部１７は、開口部１１０に挿入された被検体Ｐの体軸方向に平行な中心軸のまわりで回転部１１を高速回転させつつ、寝台１２を上記体軸方向に移動させる。このようにして被検体Ｐが広範囲にスキャンされる。

データ収集部１５は、後述の電荷読出し回路等（図５，図８参照）を備えており、Ｘ線検出器１４から出力される信号に基づいて、被検体Ｐを透過してＸ線検出器１４に入射したフォトンをカウントするとともに、カウントしたフォトンのエネルギー値を計測（算出）し、これらカウント結果及びエネルギー値の計測結果を光通信を応用したデータ伝送部１６を介して固定部１０側に伝送する。

固定部１０には、商用交流電源等の外部電源から動作電力が供給される。固定部１０に供給された動作電力は、例えばスリップリングである給電部１８を介して回転部１１の各部に伝達される。

高電圧発生部１９は、高電圧変圧器、フィラメント加熱変換器、整流器、高電圧切替器等で構成されており、給電部１８から供給される動作電力を高電圧変換してＸ線管球１３に供給する。

次に、コンソール装置Ｂについて説明する。コンソール装置Ｂは、コントローラ２１、データ記憶部２２、画像再構成部２３、画像処理部２４、画像表示部２５、操作部２６、及びデータ／制御バス２７等を備えている。
コントローラ２１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等で構成され、撮影処理、データ処理、画像処理等の各種処理に関する統括的な制御を行う。

データ記憶部２２は、データ伝送部１６から送られるデータ（投影データ）や、再構成画像データ等の各種データを記憶する。

画像再構成部２３は、所定の再構成パラメータ、例えば再構成領域サイズ、再構成マトリクスサイズ、関心部位を抽出するための閾値等に基づいて投影データを再構成処理することで、再構成画像データを生成する。

画像処理部２４は、画像再構成部２３により生成された再構成画像データに対して、ウィンドウ変換、ＲＧＢ処理等の表示のための画像処理を行い、画像表示部２５に出力する。また、画像処理部２４は、オペレータの指示に基づき、任意断面の断層像、任意方向からの投影像、３次元表面画像等のいわゆる疑似３次元画像の生成を行い、画像表示部２５に出力する。出力された画像データは、画像表示部２５においてＸ線ＣＴ画像として表示される。

操作部２６は、キーボードや各種スイッチ、マウス等を備え、スライス厚やスライス数等の各種スキャン条件の入力等に用いられる。
データ／制御バス２７は、各ユニット間を接続し、各種データ、制御信号、アドレス情報等を送受信するための信号線である。

［パイルアップ現象］
ここで、パイルアップ現象について説明する。
図２に従来のＸ線ＣＴ装置にて使用される電荷読出し回路の一例を示す。電荷読出し回路は、例えばＸ線検出器の各検出素子１００に接続された増幅器（ＡＭＰ）１０１と、この増幅器１０１に接続されたＡＤコンバータ（ＡＤＣ）１０２とを含む。

検出素子１００が入射したフォトンの電荷に応じて信号を出力し、この信号が増幅器１０１にて所定レベルに増幅され、増幅後の信号がＡＤコンバータ１０２にて時系列の信号振幅を示すデジタル信号に変換される。ＡＤコンバータ１０２にて変換された信号は、図示せぬカウンタに送られる。このカウンタは、予め指定された振幅を超える信号が入力されたときに特定の出力パルスを出力する波高弁別器を有し、この波高弁別器から出力されるパルスの数をカウントすることで、Ｘ線検出器に入射したフォトン数を得る。さらに、このカウンタでカウントされた各フォトンのエネルギー値（波高値）がＡＤコンバータ１０２から出力された信号に基づいて計測され、上記カウント数とともにデータ記憶部に記憶される。

検出素子１００から出力される信号（図中のＡ点の信号）あるいは増幅器１０１から出力される信号（図中のＢ点の信号）の波形は、例えば図３，図４のような時間変化を示す。
図３に示した波形は、パイルアップ現象が生じていないときのものであり、被検体を透過してＸ線検出器に入射したフォトンの電荷に対応する出力が重複せずに時系列で現れている。これに対し、図４に示した波形は、パイルアップ現象が生じているときのものであり、フォトンの電荷に対応する出力がそれぞれ重複し、各出力が本来よりも高い信号値（エネルギー値）を示している。特に重畳の中心付近において、本来のエネルギー値と実測値との剥離が顕著となる。

このようなパイルアップ現象が生じると、フォトンのエネルギー値が正確に計測できなくなり、また、フォトンの数え漏れが生じる虞があるため、再構成画像におけるアーチファクト発生の原因となる。

［本実施形態に係る電荷読出し回路］
本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１が備える電荷読出し回路について説明する。
図５は、Ｘ線検出素子と本実施形態に係る電荷読出し回路とを示す回路図である。この電荷読出し回路は、例えばデータ収集部１５に実装される。

Ｘ線検出器１４が備える複数の検出素子３０にそれぞれ増幅器３１が接続され、この増幅器３１の出力線が２経路に分離し、一方が微分回路３２に、他方が積分回路３３に接続されている。

微分回路３２は、本実施形態に係る第１抽出部として機能するものであり、その出力線は増幅器３４ａに接続され、この増幅器３４ａの出力線がＡＤコンバータ３５ａに接続されている。他方、積分回路３３は、本実施形態に係る第２抽出部として機能するものであり、その出力線は増幅器３４ｂに接続され、この増幅器３４ｂの出力線がＡＤコンバータ３５ｂに接続されている。

微分回路３２は、増幅器３１と増幅器３４ａとを結ぶ信号線上に設けられたコンデンサ３２１と、同信号線上におけるコンデンサ３２１と増幅器３４ａとの間に一端が接続され、他端が接地された抵抗３２２とを含む。この微分回路３２を介在させると、増幅器３１から出力される信号から高周波成分が抽出される。抽出された高周波成分を示す信号は、増幅器３４ａにて増幅され、ＡＤコンバータ３５ａにて時系列の振幅を示すデジタル信号に変換される。

一方、積分回路３３は、増幅器３１と増幅器３４ｂとを結ぶ信号線上に設けられた抵抗３３１と、同信号線上における抵抗３３１と増幅器３４ｂとの間に一端が接続され、他端が接地されたコンデンサ３３２とを含む。この積分回路３３を介在させると、増幅器３１から出力される信号から低周波成分が抽出さる。抽出された低周波成分を示す信号は、増幅器３４ｂにて増幅され、ＡＤコンバータ３５ｂにて時系列の振幅を示すデジタル信号に変換される。

検出素子３０からパイルアップした信号が出力されたとき、増幅器３４ａから出力される信号（図中のＣ点の信号）の波形は、例えば図６のような時間変化を示し、増幅器３４ｂから出力される信号（図中のＤ点の信号）の波形は、例えば図７のような時間変化を示す。

すなわち、増幅器３４ａから出力される信号には、検出素子３０に入射した各フォトンの電荷に対応する出力が、微分回路３２の作用により互いに重畳しないパルスとして現れる。

一方、増幅器３４ｂから出力される信号は、検出素子３０に入射した各フォトンの本来のエネルギー値を概ね平均化した値をとり、パイルアップの程度を反映する。すなわち、検出素子３０から出力される信号において、パイルアップによる重畳が顕著であるほど波高値が高くなる。

［フォトンの計数及びエネルギー値の算出］
図５に示した回路の後段に続く回路及び同回路で行われる処理につき、図８を用いて説明する。

ＡＤコンバータ３５ａからの出力（以下、信号Ｘと称す）及びＡＤコンバータ３５ｂからの出力（以下、信号Ｙと称す）は、例えばプロセッサやメモリにて構成される演算部４０に入力される。演算部４０は、上記プロセッサによって上記メモリ等に記憶されたコンピュータプログラムを実行することにより、計測部４１、計数率算出部４２、補正部４３等の機能を実現する。

計測部４１は、検出素子３０に入射したフォトンの電荷に対応する信号Ｘの波高値を計測する。具体的には、例えば図６の波形図に含まれる各パルスについて、そのピークの波高値を計測する。計測部４１は、信号Ｘに基づいてフォトンの電荷に対応する波高値を計測する都度、計測した波高値を補正部４３に出力するとともに、計数率算出部４２に検出信号を出力する。

さらに、計測部４１は、検出素子３０に入射したフォトンの電荷に対応する信号Ｙの波高値を計測する。具体的には、信号Ｘに関し、上記各パルスについてそのピークの波高値を計測したタイミングで、信号Ｙの波高値を計測する。計測部４１は、信号Ｙに基づいてフォトンの電荷に対応する波高値を計測する都度、計測した波高値を補正部４３に出力する。

計数率算出部４２は、直前の単位時間当たりに計測部４１から入力される検出信号数（フォトンの計数率）を算出し、算出した計数率を補正部４３に出力する。

補正部４３は、計測部４１によって計測された信号Ｘの波高値、信号Ｙの波高値、及び計数率に基づき、検出素子３０に入射したフォトンのエネルギー値を算出し、算出したエネルギー値をカウント部４４に出力する。具体的には、補正部４３は、信号Ｘの波高値、信号Ｙの波高値、及び計数率をパラメータとして補正値（フォトンの本来のエネルギー値）を算出するための計算式や、テーブルを予め記憶しており、これら計算式やテーブルを用いて本来のエネルギー値を算出する。上記計算式やテーブルは、事前の実験により、あるいは理論的に、信号Ｘ，Ｙの波高値及び計数率に基づいて補正値が一意に定まるようその具体的な内容を定めればよい。

カウント部４４は、例えば補正部４３からの信号が入力される複数のコンパレータと、各コンパレータに接続されたカウンタとを備えている。各コンパレータには、それぞれのコンパレータで重複しないエネルギー域が設定されている。各コンパレータは、自身に設定されたエネルギー域の信号が補正部４３から入力されると、自身に接続されたカウンタにパルスを出力する。各カウンタは、自身に入力されたパルスをカウントする。各カウンタのカウント結果は、後段のカウント数読み出し回路（不図示）によって読み出され、Ｘ線検出器１４が備える他の検出素子３０に関するカウント結果とともに、データ記憶部２２に送られる。

かくして、被検体Ｐを透過したフォトンの数と、各フォトンのエネルギー値とを加味した投影データが得られる。画像再構成部２３は、この投影データに基づいて、被検体Ｐの断層像を再構成する。再構成にあたっては、例えば特定のエネルギー域の透過フォトン数を用いることで、特定の物質（例えば骨等）を強調した画像を得ることができる。また、各エネルギー域の透過フォトン数を用いて再構成した画像をそれぞれ彩色を分けて組み合せたカラー合成像を得ることもできる。

［補正部による演算の具体例］
上記補正部４３による演算の具体例について説明する。
検出素子３０から出力される信号の高周波成分は、検出素子３０から出力される本来の信号の波高値（Ｘ線フォトンのエネルギー）に比例した値となる。特に本実施形態では、微分回路３２にて高周波成分が抽出されているため、信号Ｘは、上記本来の信号の波形の微分値となる。この微分値は、上記本来の信号の波高値が大きい場合には大きく、小さい場合には小さくなる。

この関係は、以下の数式（１）のように表される。

ここに、「ａ」は係数であり、「ｈ_ｎ」は高周波成分の波形に現れるｎ番目のフォトンの電荷に対応する信号Ｘの波高値である。

また、検出素子３０から出力される信号の低周波成分は、上記本来の信号が計測された時刻ｔ_ｎの直前までの信号の波高値と、その信号の入力時刻の関数と考えることができ、以下の数式（２）のように表される。

ここに、「ｂ」は係数であり、残りの部分が信号Ｙの波高値である。なお、「τ」は、検出素子３０からの出力波形の減衰に関する時定数であり、微分回路３２や積分回路３３のフィードバック系の抵抗値やコンデンサ容量等に基づき、決定される。

以上の関係を元に、上記本来の信号のエネルギー値Ｅｎは、以下の数式（３）のように表される。

このようにエネルギー値Ｅｎが表されるのは、高周波成分といえども完全にパイルアップの影響を除去することが困難であるため、主にパイルアップの程度を測定可能な低周波成分を用いた高周波成分の補正が必要であることに基づく。この関係を、図９に模式的に示している。実際のグラフの形状は、例えば検出素子３０の性能、積分回路３３，３４ａ，３４ｂの応答性、増幅器３１及び微分回路３２を構成するコンデンサ３２１，３３２の容量や抵抗３２２，３３１の値に依存して異なる。

係数ａ，ｂは、例えば単一エネルギーのＲＩ（Radio Isotope）を用いて算出することができる。すなわち、上記ＲＩをＸ線検出器１４との距離が一定となるように開口部１１０内に配置すると、計数率が一定に保たれ、さらにエネルギー値Ｅｎ及び信号Ｘ，Ｙの波高値が既知となる。そこで、Ｘ線検出器１４と上記ＲＩとの距離を変化させることで、計数率を変化させて、各計数率における係数ａ，ｂの関係（例えば計数ａを１とした場合の係数ｂの値）を得ることができる。

そして、実際に被検体Ｐの断層像を撮影する際、補正部４３は、例えば計測部４１にて計測された信号Ｘの波高値及び信号Ｙの波高値と、計数率算出部４２にて算出された計数率に応じた係数ａ，ｂとを数式（３）に代入してフォトンの本来のエネルギー値を算出すればよい。あるいは、数式（３）に基づき、計数率毎に信号Ｘ，Ｙの波高値とフォトンの本来のエネルギー値とを対応付けたテーブルを作成して予め補正部４３のメモリに記憶しておき、計測部４１にて計測された信号Ｘ，Ｙの波高値と、計数率算出部４２にて算出された計数率とを用いて上記テーブルからフォトンの本来のエネルギー値を求めるようにしてもよい。

一方で、Ｘ線管球を使用するＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線のフォトンのエネルギーが単一ではなく、管電圧によって決定される連続的なエネルギー分布を持っている。したがって、エネルギーが異なる何種類かのＲＩを使用し、それぞれのエネルギーのフォトンに対して上記のように係数ａ，ｂを求め、求めた係数を各エネルギー間で補間することにより、連続的なエネルギー分布を模擬する補正テーブルあるいは数式を作成してもよい。なお、エネルギー分布の形状は、補正対象である時点の信号に時間的に近い高周波成分の大まかな分布によって想定することにより、透過フォトンの本来のエネルギー値の算出精度の向上が図れる。

また、Ｘ線管球１３を用いて係数ａ，ｂを求めることも可能である。Ｘ線管球１３から放射されるＸ線のエネルギー分布は、管電圧を固定することで一定に保つことができる。そこで、管電圧を固定した状態で管電流を変化させ、エネルギー分布を一定に保ったまま計数率を変化させることにより、上記ＲＩの場合と同様に計数率に応じた係数ａ，ｂを求めることができる。さらに、このようにして係数ａ，ｂを求める際に、例えば水ファントムを開口部１１０に配置しておくことで、実際の被検体の撮影時に近いエネルギー分布での補正データの収集が可能となり、補正精度の向上が図れる。

以上説明した本実施形態に係る構成によれば、Ｘ線検出器１４に入射したＸ線のフォトンの本来のエネルギー値を、パイルアップ現象の発生時であっても正確に把握できる。また、このようにフォトンの本来のエネルギー値が正確に把握できるので、フォトンの数え漏れも防止できる。したがって、パイルアップ現象が発生した場合であっても、再構成画像に対する悪影響が排除乃至は軽減され、良好な再構成画像を得ることができるようになる。

また、パイルアップ現象を生じさせないように被検体への照射線量を減少させる必要がないので、十分なＳ／Ｎ比を確保しつつも短時間での撮影が可能となり、被検体及び操作者への負担が軽減される。

また、より具体的には、検出素子３０からの出力から抽出した高周波成分及び低周波成の波高値に加え、フォトンの計数率をも考慮してフォトンの本来のエネルギー値を求めている。このように計数率を考慮することで、より正確にフォトンの本来のエネルギー値を求めることができるようになる。

［変形例］
上記実施形態に開示された構成は、実施段階において各構成要素を適宜変形して具体化できる。

例えば、上記実施形態では、検出素子３０から出力された信号から微分回路３２によって高周波成分を抽出し、積分回路３３によって低周波成分を抽出するとした。しかしながら、微分回路や積分回路に限らず、他の手法を用いて高周波成分及び低周波成分を抽出してもよい。

また、上記実施形態で開示した回路構成は、適宜修正して実施してもよい。例えば、微分回路３２から出力される信号や積分回路３３から出力される信号を増幅する必要がないならば、増幅器３４ａ，３４ｂを設けなくてもよい。さらに、複数の検出素子３０に対してスイッチング回路を介して１つの読出し回路（微分回路３２及び積分回路３３等）を接続し、電荷を読み出す対象の検出素子３０を上記スイッチング回路によって適宜変更しながら、各検出素子３０を対象として演算部４０にエネルギー値の算出等の処理を実行させてもよい。

また、上記実施形態では、計測部４１及び補正部４３が演算部４０のプロセッサによって実現されるとした。しかしながら、計測部４１、計数率算出部４２、及び補正部４３の全てあるいは一部を、種々の電子部品を用いて回路的に実現してもよい。

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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

１…Ｘ線ＣＴ装置、１３…Ｘ線管球、１４…Ｘ線検出器、１５…データ収集部、２２…データ記憶部、２３…画像再構成部、２５…画像表示部、３０…検出素子、３２…微分回路、３３…積分回路、３１，３４ａ，３４ｂ…増幅器、３５ａ，３５ｂ…ＡＤコンバータ、４０…演算部、４１…計測部、４２…計数率算出部、４３…補正部、４４…カウント部

Claims (5)

1. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部にて発生して被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線に応じた信号を出力するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器から出力される信号の高周波成分を抽出する第１抽出部と、
   前記Ｘ線検出器から出力される信号の低周波成分を抽出する第２抽出部と、
   前記Ｘ線検出器によって検出されたＸ線のフォトンに対応する前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値を計測する計測部と、
   前記計測部によって計測された前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値に基づき、前記フォトンのエネルギー値を求める補正部と、
   前記補正部によって求められたエネルギー値が所定の条件を満たす前記フォトンをカウントするカウント部と、
   このカウント部によるカウント結果に基づいて画像を再構成する再構成部と、
   を備えていることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記第１抽出部は、前記Ｘ線検出器に接続された微分回路であり、前記第２抽出部は、前記Ｘ線検出器に接続された積分回路であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. 単位時間当たりに前記Ｘ線検出器によって検出されるフォトン数を示す計数率を算出する計数率算出部をさらに備え、
   前記補正部は、前記計測部によって計測された前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値と、前記計数率算出部によって算出された計数率とに基づいて前記フォトンのエネルギー値を求めることを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記補正部は、前記高周波成分の波高値に対して前記計数率に応じた第１係数を乗じた値と、前記低周波成分の波高値に対して前記計数率に応じた第２係数を乗じた値とを加算することで、前記エネルギー値を算出することを特徴とする請求項３に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 前記補正部は、前記計数率毎に前記高周波成分の波高値及び前記低周波成分の波高値の組み合わせに対するフォトンのエネルギー値を規定したテーブルを用いて、前記フォトンのエネルギー値を求めることを特徴とする請求項３に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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