JP2015173980A - Ｘ線ｃｔ装置、データ収集装置及びｘ線検出器 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置、データ収集装置及びｘ線検出器 Download PDF

Info

Publication number
JP2015173980A
JP2015173980A JP2015042927A JP2015042927A JP2015173980A JP 2015173980 A JP2015173980 A JP 2015173980A JP 2015042927 A JP2015042927 A JP 2015042927A JP 2015042927 A JP2015042927 A JP 2015042927A JP 2015173980 A JP2015173980 A JP 2015173980A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
energy
value
energy value
data collection
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2015042927A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6870908B2 (ja
Inventor
ジン・チュン・ワン
Chun Wang Jing
ダニエル・ガグノン
Daniel Gagnon
ユー・ジョウ
Zou Yu
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of JP2015173980A publication Critical patent/JP2015173980A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6870908B2 publication Critical patent/JP6870908B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/06—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption
    • G01N23/083—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays
    • G01N23/087—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays using polyenergetic X-rays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

【課題】コントラスト対雑音比を向上させること。
【解決手段】実施形態のＸ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器と、データ収集装置と、再構成部とを備える。光子計数型検出器は、Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する。データ収集装置は、前記出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを前記各第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する。再構成部は、前記データ収集装置によって算出された前記加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。
【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置、データ収集装置及びＸ線検出器に関する。
従来のスペクトルＣＴイメージングでは、光子計数型検出器は、１組の所定のエネルギー閾値を用いて、所定のエネルギー範囲に当てはまるイベント数を計数する。
特開２００６−１０１９２６号公報
Taly Gilat Schmidt, 「Optimal "image-based" weighting for energy-resolved CT」, Medical physics ２００９年７月 第３６巻， ｐ．３０１８
本発明が解決しようとする課題は、コントラスト対雑音比を向上させることができるＸ線ＣＴ装置、データ収集装置及びＸ線検出器を提供することである。
実施形態のＸ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器と、データ収集装置と、再構成部とを備える。光子計数型検出器は、Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する。データ収集装置は、前記出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを前記各第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する。再構成部は、前記データ収集装置によって算出された前記加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。
図１は、所定のエネルギー範囲に当てはまる事象数を計数するための所定のエネルギー閾値を有する１組の比較器に接続された、光子計数型検出器のブロック図である。 図２は、エネルギー重み付けビニングを示す図である。 図３は、エネルギー重み付けビニングを実行する装置を示す図である。 図４は、図３の装置の要素の信号出力を示す図である。 図５は、ＣＴスキャナシステムを示す図である。 図６Ａは、光子計数型検出器を有する第４世代スキャナを示す図である。 図６Ｂは、光子計数型検出器を有する第４世代スキャナを示す図である。 図７は、第２の実施形態に係るデジタル処理回路における、加算値算出処理の一例を示す図である。
以下、図面を参照して、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置、データ収集装置及びＸ線検出器を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。
一実施形態によると、デジタル処理回路を備える装置が提供され、デジタル処理回路は、（１）光子計数型検出器の出力信号に対応するデジタル信号を取得し、（２）取得したデジタル信号から、測定期間中に光子計数型検出器が受け取る複数のＸ線光子を決定し、（３）複数のＸ線光子のそれぞれの対応するエネルギーレベルを第１のエネルギー値として決定し、（４）対応するエネルギーレベルに基づき、複数のＸ線光子のそれぞれに対応する重みを決定し、（５）各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与して複数のＸ線光子の対応する第２のエネルギー値を計算するよう構成される。
別の実施形態では、装置は、光子計数型検出器の出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路を備える。
別の実施形態では、装置は、光子計数型検出器の出力信号を増幅して増幅信号を生成するプリアンプを備え、増幅信号は、アナログ−デジタル変換回路に入力される。
別の実施形態では、デジタル処理回路は、対応する重みを、対応するエネルギーレベルの３乗の逆数に比例するように決定する。
別の実施形態では、デジタル処理回路は、対応する重みを、プログラム可能なルックアップテーブルにアクセスすることにより決定する。
別の実施形態では、装置は、計算した合計をエネルギー重み付けされたビン値として格納するメモリを備える。
別の実施形態によると、（１）Ｘ線源と、（２）複数の光子計数型検出器と、（３）複数のデータ収集装置とを備えるコンピュータ断層撮影スキャナが提供され、各データ収集装置はデジタル処理回路を備え、デジタル処理回路は、光子計数型検出器の出力信号に対応するデジタル信号を取得し、取得したデジタル信号から、測定期間中に光子計数型検出器が受け取る複数のＸ線光子を決定し、複数のＸ線光子のそれぞれの対応するエネルギーレベルを第１のエネルギー値として決定する。そして、デジタル処理回路は、第１のエネルギー値に基づき、複数のＸ線光子のそれぞれに対応する重みを決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与して複数のＸ線光子の対応する第２のエネルギー値を計算するよう構成される。
（第１の実施形態）
ここで図面を参照すると、同じ参照番号は、図面全体を通して同一のまたは対応する要素を示す。図１は、従来技術に係る光子計数型検出器１０２の構成例を示す図である。また、図１は、従来技術に係る光子計数型検出器１０２から出力される信号が１組の比較器１０４、１０６、１０８等に入力されるシステムの一例を示す。比較器１０４、１０６、１０８は、例えば、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３等で示された、対応する１組の所定のエネルギー閾値を有する。比較器の１つは、光子計数型検出器１０２から出力される信号のエネルギーレベルが所定のエネルギー閾値によって決定されたエネルギー範囲のうち対応するエネルギー範囲に当てはまる場合に、出力信号を生成する。各比較器の出力は、対応する計数器１１０、１１２、１１４等に接続される。このため、各計数器は、対応するエネルギー範囲で受け取られる光子の数を計数する。
しかし、図１に示した従来技術に係る方法は、エネルギー閾値（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、・・・）の数が限られていることにより検出器レベルにおいてエネルギー重み付けビニングの可能性が損なわれるので、限定的である。
したがって、第１の実施形態では、Ｘ線検出器レベルにおいてエネルギー重み付けビニングを実行可能なＸ線ＣＴ装置を説明する。第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器と、データ収集装置と、プロセッサとを備える。光子計数型検出器は、Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する。データ収集装置は、光子計数型検出器の出力信号から識別できる各受光Ｘ線のエネルギーを分解する。言い換えると、データ収集装置は、出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定する。例えば、受光Ｘ線は、例えば、Ｅ１、Ｅ２、・・・、Ｅｎといった任意のエネルギー値を有することができる。ここで、各エネルギー値に対応する重みを、例えば、Ｗ（Ｅ１）、Ｗ（Ｅ２）、・・・、Ｗ（Ｅｎ）で示す。なお、各エネルギー値に対応する重みは、事前に設定されるものとする。データ収集装置は、この重みを用いて、任意のエネルギー値を持つＸ線光子毎に、エネルギー値に対応する重みの１つが得られるようにする。言い換えると、データ収集装置は、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得る。例えば、第１の実施形態に係るデータ収集装置は、ルックアップテーブルを参照して重みを決定する。また、データ収集装置は、重みが第１のエネルギー値を変数とする重み関数で設定される場合には、重み関数に第１のエネルギー値を代入することで得られる値を第２のエネルギー値とする。
より具体的には、データ収集装置は、エネルギーＥ１のＸ線光子を受け取る場合、例えば、ルックアップテーブルから重みＷ（Ｅ１）が得られる。なお、限られた数の重みやエネルギーレベルを用いることもでき、あるいは、重みをより一般的なエネルギーの関数とすることもできる。重みの最適数は、エネルギー分解能により決定される。例えば、最適数に達した後は、それ以上の重み付けを実行してもコストがかかるだけであり、性能面で有利になることはない。実行できるものは、（事前に計算された重みを含む）ルックアップテーブル、または、例えば、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）を用いてリアルタイムに計算される関数である。
次に、データ収集装置は、所定のスキャンまたは測定期間において得られた重みの全てを合計して、エネルギー重み付けされたビン値を計算する。言い換えると、データ収集装置は、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する。
なお、データ収集装置は、ルックアップテーブルを参照して重みを決定するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、第１の実施形態の変形例では、データ収集装置は、対応するエネルギー値Ｅの累乗に比例した重みを用いてもよい。ここで、累乗は臨床アプリケーションにより決まる。例えば、各重みＷ（Ｅｉ）は、１／Ｅｉ ３に比例するとしてもよい。すなわち、データ収集装置は、第１のエネルギー値の３乗の逆数に比例するように重みを決定する。
図３は、第１の実施形態に係るデータ収集装置の構成例を示す図であり、図４は、第１の実施形態に係るデータ収集装置の処理動作を説明するための図である。図３に示す例では、データ収集装置は、光子計数型検出器の近傍に設けられる。これにより、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出器レベルでのエネルギー重み付けを実行可能である。図３では、高速アナログ−デジタル変換器（Analog-to-Digital Converter：ＡＤＣ）３０６とデジタル処理回路３０８を組み合わせて用い、Ｘ線検出器レベルにおいてエネルギー重み付けビニングを実行する。図３に示す例では、光子計数型検出器３０２の出力が、プリアンプ３０４に入力される。プリアンプ３０４の出力（図４のグラフ４１０に示す）は、ＡＤＣ３０６に入力される。これにより、ＡＤＣ３０６は、図４のグラフ４２０に示すデジタル信号を生成する。ＡＤＣ３０６から出力されたデジタル信号は、デジタル処理回路３０８に入力される。そして、デジタル処理回路３０８は、出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する。
図４のグラフ４３０に示すように、デジタル処理回路３０８は、リアルタイムでＡＤＣ３０６から出力されたデジタル信号を解析して、複数の光子とそれに対応するエネルギーレベルを検出する。言い換えると、デジタル処理回路３０８は、出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定する。
まず、デジタル処理回路３０８は、出力信号からＸ線イベントの発生を検出する。一例をあげると、デジタル処理回路３０８は、４点又は５点について移動平均しながら微分値の変化を判定して、微分値が極大値となる場合にイベントの発生を検出する。図４のグラフ４３０では、デジタル処理回路３０８は、時間Ｔ１で信号振幅がＡ１であるイベントの発生を検出し、時間Ｔ２で信号振幅がＡ２であるイベントの発生を検出し、時間Ｔ３で信号振幅がＡ３であるイベントの発生を検出した場合を示す。なお、図４のグラフ４３０において、信号振幅Ａ０未満をオフセットとする。
そして、デジタル処理回路３０８は、検出したＸ線イベントの信号値と、前回検出したＸ線イベントの信号値との差に基づいて、第１のエネルギー値を決定する。より具体的には、図４のグラフ４３０において、時間Ｔ１において検出したイベントの信号振幅がＡ１であるので、デジタル処理回路３０８は、信号振幅Ａ１から基準値Ａ０を減算して、この時間Ｔ１において検出されたイベントのエネルギー値（Ｅ１）を決定する。また、時間Ｔ２において検出されたイベントの信号振幅がＡ２である場合、この時間Ｔ２において検出されたイベントのエネルギー値（Ｅ２）は、Ａ２−Ａ１となる。同様に、時間Ｔ３において検出されたイベントの信号振幅がＡ３である場合、この時間Ｔ３において検出されたイベントのエネルギー値（Ｅ３）は、Ａ３−Ａ２となる。このように、デジタル処理回路３０８は、Ｘ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定する。
なお、デジタル処理回路３０８は、検出したＸ線イベントの信号値を所定のタイミングでリセットする。例えば、デジタル処理回路３０８は、検出した信号値が、カウンタの容量に対して設定された所定の閾値以上になった場合、カウンタをリセットする。或いは、デジタル処理回路３０８は、線量次第では、ビューの切れ目でカウンタをリセットするようにしてもよい。更に、デジタル処理回路３０８は、１０万パルスくらい耐えられる深さがあるなら、１スキャンごとにカウンタをリセットしてもよく、或いは、撮影が終了しＸ線の照射が停止したときにカウンタをリセットするようにしてもよい。
また、デジタル処理回路３０８は、（例えば、エネルギーＥを有する）検出された光子毎に、（例えば、ルックアップテーブルを用いて）光子のエネルギーレベルＥに対応する重みＷＥを取得する。そして、デジタル処理回路３０８は、測定期間中に取得した全ての重みＷＥをさらに合計して、エネルギー重み付けされたビン値（加算値）を算出する。
図２は、第１の実施形態に係るデジタル処理回路３０８における、加算値算出処理の一例を示す図である。なお図２に示す例では、デジタル処理回路３０８が、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対してパラレルに加算値算出処理を実行する場合について説明する。
図２に示す要素２０２−１、２０２−２、・・・、２０２−ｎは、例えば、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対応するエネルギー値を示す。言い換えると、図２に示す要素２０２−１、２０２−２、２０２−３、・・・２０２−ｎは、エネルギーの実測値である。ここで、例えば、要素２０２−１は、時間Ｔ１で検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅ１）を示し、要素２０２−２は、時間Ｔ２で検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅ２）を示し、要素２０２−ｎは、時間Ｔｎで検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅｎ）を示す。
また、図２に示す要素２０８−１、２０８−２、・・・、２０８−ｎは、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与することで得た第２のエネルギー値を示す。例えば、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを有する。このルックアップテーブルは、それぞれのエネルギー値に対応する重みを記憶する。このため、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを参照して、第１のエネルギー値に対応する重みを取得し、取得した重みを第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得る。図２に示す例では、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを参照して、要素２０２−１のエネルギー値Ｅ１に対応する重みを取得してエネルギー値Ｅ１に付与することで要素２０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１）を得る。デジタル処理回路３０８は、要素２０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１）を加算器２１４に出力する。同様に、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを参照して、要素２０２−２のエネルギー値Ｅ２に対応する重みを取得してエネルギー値Ｅ２に付与することで要素２０８−２のエネルギー値Ｗ（Ｅ２）を得る。デジタル処理回路３０８は、要素２０８−２のエネルギー値Ｗ（Ｅ２）を加算器２１４に出力する。また、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを参照して、要素２０２−ｎのエネルギー値Ｅｎに対応する重みを取得してエネルギー値Ｅｎに付与することで要素２０８−ｎのエネルギー値Ｗ（Ｅｎ）を得る。デジタル処理回路３０８は、要素２０８−ｎのエネルギー値Ｗ（Ｅｎ）を加算器２１４に出力する。
そして、デジタル処理回路３０８では、所定のタイミングごとに加算値を算出する。例えば、加算器２１４は、検出したＸ線イベントの信号値を所定のタイミングでリセットする際に、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値（エネルギー重み付けされたビン値２１６）を算出する。また、加算器２１４は、検出したＸ線イベントの信号値をリセットするまでの間に、第２のエネルギー値を得るタイミングごとに逐次複数の第２のエネルギーを加算することで加算値を算出してもよい。加算器２１４は、例えば、検出したＸ線イベントの信号値がリセットされるタイミング、すなわち加算値を算出したタイミングで当該加算値をプロセッサ６に出力する。
図５は、第１の実施形態に係るＸ線検出器を備えるＸ線ＣＴ装置の基本構造の一例を示す図である。図５のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管１、フィルタとコリメータ２、およびＸ線検出器３を含む。また、図６Ａおよび図６Ｂに示すように、Ｘ線ＣＴ装置は、固定された疎らなエネルギー識別検出器を備え、第４世代スキャナを形成する。Ｘ線ＣＴ装置は、ガントリモータや、ガントリの回転を制御し、Ｘ線源を制御し、患者ベッドを制御するコントローラ４等の、他の機械的構成部品および電気的構成部品も含む。Ｘ線ＣＴ装置は、データ収集装置５、および、プロセッサ６も含む。プロセッサ６は、データ収集装置５により収集された投影（ビュー）データに基づいてＣＴ画像を生成する。言い換えると、プロセッサ６は、データ収集装置５によって算出された加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。ここで、データ収集装置５からプロセッサ６に転送されるデータ量は、加算値（エネルギー重み付けされたビン値２１６）であり、転送するデータ量を軽減することが可能となる。すなわち、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、データ収集装置５からプロセッサ６へのデータ転送が簡便になる。なお、プロセッサ６は、コンピュータプログラムを実行することができるＣＰＵ等のハードウェア処理回路であってもよい。プロセッサ６およびデータ収集装置５は、例えば、Ｘ線検出器３から取得された投影データおよび再構成画像を記憶するように構成されたメモリ７を利用する。
当業者には自明であるが、デジタル処理回路３０８は、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、ＤＳＰ／ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、または他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）等の個別論理ゲートとして実装することができるＣＰＵ（Central Processing Unit）を備えることができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ等のハードウェア記述言語でコード化してもよく、またそのコードを直接ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ内の電子メモリの中に、または別の電子メモリとして、格納してもよい。さらにメモリは、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable Read Only Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）、またはフラッシュメモリ等の不揮発性メモリとしてもよい。またメモリは、静的ＲＡＭ（Random Access Memory）や動的ＲＡＭ等の揮発性メモリとしてもよく、また、マイクロコントローラやマイクロプロセッサ等のプロセッサを、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリとの間の相互作用と同様、電子メモリを管理するために設けてもよい。
あるいは、デジタル処理回路３０８内のＣＰＵは、実施形態に記載の機能を実行する１組のコンピュータ可読命令を含むコンピュータプログラムであって、上記の非一時的電子メモリおよび／またはハードディスクドライブ、ＣＤ（Compact Disc）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）、フラッシュドライブ、または他の任意の公知の記憶媒体のうちのいずれかに格納されているプログラムを実行することができる。
さらに、プロセッサ６内のＣＰＵは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、ＤＳＰ／ＧＰＵ、または他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）等の個別論理ゲートとして実装することができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ等のハードウェア記述言語でコード化してもよく、またそのコードを直接ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ内の電子メモリの中に、または別の電子メモリとして、格納してもよい。
さらに、プロセッサ６内のＣＰＵは、本明細書に記載の様々な機能を実行する１組のコンピュータ可読命令を含むコンピュータプログラムであって、上記の非一時的電子メモリおよび／またはハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ、または他の任意の公知の記憶媒体のうちのいずれかに格納されているプログラムを実行することができる。さらに、コンピュータ可読命令は、米国インテル社によるＸｅｎｏｎプロセッサや米国ＡＭＤ社によるＯｐｔｅｒｏｎプロセッサ等のプロセッサ、ならびにＭｉｃｒｏｓｏｆｔ ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ ＭＡＣ−ＯＳ、および当業者に公知の他のオペレーティングシステム等のオペレーティングシステムと一緒に実行する、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせとして提供してもよい。
従来のスペクトルＣＴイメージングでは、画像領域であれ、データ領域であれ、エネルギー重み付けによりコントラスト対雑音比（Contrast-to-Noise Ratio：ＣＮＲ）が向上することが理論上知られていた。上述したように、第１の実施形態によれば、検出器レベルでエネルギー値に重み付けする。これにより、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、ノイズを低減して画像を再構成することが可能となる。この結果、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置によれば、コントラスト対雑音比を向上させることができる。さらに、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、検出器レベルのエネルギー重み付けは、このＣＮＲの利点を有しつつ、画像領域のエネルギー重み付けと比べて処理時間を大幅に短縮する。さらに、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、デジタル処理回路における重みを計算する方法は、特定のアプリケーションに適合するように簡単に修正することができる。
更に第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、データ収集装置５からプロセッサ６に転送されるデータ量は、加算値（エネルギー重み付けされたビン値２１６）である。このため、データ収集装置５からプロセッサ６へのデータ転送量を減少させることができる。
上述した実施形態では、デジタル処理回路３０８が、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対してパラレルに加算値算出処理を実行する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、デジタル処理回路３０８は、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対してシリアルに加算処理を実行してもよい。かかる場合、例えば、データ収集装置は、第２のエネルギー値を得るごとに加算値を算出する。また、データ収集装置５は、加算値を格納するメモリを更に備えるようにしてもよい。
また、データ収集装置５は、撮像条件に応じて重みを決定するようにしてもよい。例えば、データ収集装置５は、造影剤存在下で撮影する場合と、造影剤非存在下で撮影する場合とで、重みを変更可能とするようにしてもよい。これにより、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、造影剤存在下や造影剤非存在下など撮影条件に応じて適切な重み付けを行うことが可能となる。或いは、データ収集装置５は、軟組織を撮影する場合と、骨を撮影する場合とで、重みを変更可能とするようにしてもよい。これにより、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、軟組織の撮影や骨の撮影など撮影条件に応じて適切な重み付けを行うことが可能となる。
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、デジタル処理回路３０８内に加算器２１４が１つ設けられることでエネルギー重み付けされたビン値２１６を１つ得る場合について説明した。言い換えると、デジタル処理回路３０８内に、加算器２１４を１つ備えた重み回路が１つ設けられ、エネルギー重み付けされたビン値２１６を１つ得る場合について説明した。しかしながら実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、デジタル処理回路３０８において、複数の重み回路が設けられてもよい。そこで、第２の実施形態では、デジタル処理回路３０８内に複数の重み回路が設けられる場合について説明する。
第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成は、デジタル処理回路３０８の構成が異なる点を除いて、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成と同様である。このため、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成として、デジタル処理回路３０８についてのみ説明する。
図７は、第２の実施形態に係るデジタル処理回路３０８における、加算値算出処理の一例を示す図である。なお図７に示す例では、デジタル処理回路３０８が、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対してパラレルに加算値算出処理を実行する場合について説明する。なお、図７では、デジタル処理回路３０８には、重み回路４００と、重み回路５００と、重み回路６００とが設けられる場合について説明する。
図７に示す要素４０２−１、４０２−２、・・・、４０２−ｎ、５０２−１、５０２−２、・・・、５０２−ｎ、６０２−１、６０２−２、・・・、６０２−ｎは、例えば、デジタル処理により検出されたＸ線光子それぞれに対応するエネルギー値を示す。ここで、例えば、要素４０２−１、５０２−１、及び６０２−１は、時間Ｔ１で検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅ１）を示し、要素４０２−２、５０２−２、及び６０２−２は、時間Ｔ２で検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅ２）を示し、要素４０２−ｎ、５０２−ｎ、及び６０２−ｎは、時間Ｔｎで検出されたＸ線光子のエネルギー値（Ｅｎ）を示す。すなわち、図７に示す例では、各重み付け回路のそれぞれには、各時間で検出されたＸ線光子のエネルギー値がそれぞれ入力される。
また、図７に示す要素４０８−１、４０８−２、・・・、４０８−ｎ、５０８−１、５０８−２、・・・、５０８−ｎ、６０８−１、６０８−２、・・・、６０８−ｎは、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与することで得た第２のエネルギー値を示す。例えば、デジタル処理回路３０８は、ルックアップテーブルを有する。このルックアップテーブルは、それぞれのエネルギー値に対応する重みを記憶する。ここで、重み回路４００と、重み回路５００と、重み回路６００とが有するルックアップテーブルは、それぞれ異なる重みを記憶する。例えば、重み回路４００は、軟組織に適した重みを記憶するルックアップテーブルを有し、重み回路５００は、骨に適した重みを記憶するルックアップテーブルを有し、重み回路６００は、造影剤存在下に適した重みを記憶するルックアップテーブルを有する。
そして、デジタル処理回路３０８において各重み回路は、ルックアップテーブルを参照して、第１のエネルギー値に対応する重みを取得し、取得した重みを第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得る。図７に示す例では、デジタル処理回路３０８の重み回路４００は、ルックアップテーブルを参照して、要素４０２−１のエネルギー値Ｅ１に対応する重みを取得してエネルギー値Ｅ１に付与することで要素４０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−１）を得る。重み回路４００は、要素４０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−１）を加算器４１４に出力する。同様に、重み回路４００は、エネルギー値Ｅ２に対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅ２−１）を得、エネルギー値Ｅｎに対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅｎ−１）を得る。
また、デジタル処理回路３０８の重み回路５００は、ルックアップテーブルを参照して、要素５０２−１のエネルギー値Ｅ１に対応する重みを取得してエネルギー値Ｅ１に付与することで要素５０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−２）を得る。重み回路５００は、要素５０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−２）を加算器５１４に出力する。同様に、重み回路５００は、エネルギー値Ｅ２に対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅ２−２）を得、エネルギー値Ｅｎに対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅｎ−２）を得る。
また、デジタル処理回路３０８の重み回路６００は、ルックアップテーブルを参照して、要素６０２−１のエネルギー値Ｅ１に対応する重みを取得してエネルギー値Ｅ１に付与することで要素６０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−ｎ）を得る。重み回路６００は、要素６０８−１のエネルギー値Ｗ（Ｅ１−ｎ）を加算器６１４に出力する。同様に、重み回路６００は、エネルギー値Ｅ２に対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅ２−ｎ）を得、エネルギー値Ｅｎに対応する重みを付与してエネルギー値Ｗ（Ｅｎ−ｎ）を得る。
そして、デジタル処理回路３０８において各重み回路では、第１の実施形態と同様に、検出したＸ線イベントの信号値を所定のタイミングでリセットする際に、所定のタイミングごとに加算値を算出する。例えば、加算器４１４は、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値（エネルギー重み付けされたビン値４１６）を算出し、加算器５１４は、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値（エネルギー重み付けされたビン値５１６）を算出し、加算器６１４は、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値（エネルギー重み付けされたビン値６１６）を算出する。このように第２の実施形態に係るデジタル処理回路３０８では、エネルギー重み付されたビンが複数生成される。そして、プロセッサ６は、各重み回路により生成されたエネルギー重み付けされたビン値を用いて、ＣＴ画像を再構成する。この結果、プロセッサ６は、例えば、重み回路４００で生成されたエネルギー重み付けされたビン値４１６を用いることで、精度良く軟組織の画像を再構成することができる。また、プロセッサ６は、例えば、重み回路５００で生成されたエネルギー重み付けされたビン値５１６を用いることで、精度良く骨の画像を再構成することができ、重み回路６００で生成されたエネルギー重み付けされたビン値６１６を用いることで、精度良く血管の画像を再構成することができる。
（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。例えば、Ｘ線検出器は、光子計数型検出器と、データ収集装置とを備えるようにしてもよい。かかる場合、光子計数型検出器は、Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する。そして、データ収集装置は、出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定する。続いて、データ収集装置は、各第１のエネルギー値に対応する重みを各第１のエネルギー値に付与した第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する。
さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。
以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、コントラスト対雑音比を向上させることができる。
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。
１ Ｘ線管
２ フィルタとコリメータ
３ Ｘ線検出器
４ コントローラ
５ データ収集装置
６ プロセッサ
７ メモリ
３０２ 光子計数型検出器
３０４ プリアンプ
３０６ ＡＤＣ
３０８ デジタル処理回路

Claims (12)

  1. Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する光子計数型検出器と、
    前記出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを前記各第１のエネルギー値に付与して第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出するデータ収集装置と、
    前記データ収集装置によって算出された前記加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部と
    を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
  2. 前記データ収集装置は、前記出力信号からＸ線イベントの発生を検出し、検出したＸ線イベントの信号値と、前回検出したＸ線イベントの信号値との差に基づいて、第１のエネルギー値を決定する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
  3. 前記データ収集装置は、所定のタイミングごとに前記加算値を算出する、請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 前記データ収集装置は、第２のエネルギー値を得るごとに前記加算値を算出する、請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 前記データ収集装置は、第１のエネルギー値の３乗の逆数に比例するように前記重みを決定する、請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 前記データ収集装置は、ルックアップテーブルを参照して前記重みを決定する、請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
  7. 前記データ収集装置は、撮像条件に応じて前記重みを決定する、請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
  8. 前記データ収集装置は、前記出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路を備える、請求項１〜７のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
  9. 前記データ収集装置は、前記出力信号を増幅して増幅信号を生成するプリアンプを更に備え、
    前記アナログ−デジタル変換回路は、前記増幅信号から前記デジタル信号を生成する、請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
  10. 前記データ収集装置は、前記加算値を格納するメモリを更に備える、請求項１〜９のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
  11. 光子計数型検出器によって検出されたＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを前記各第１のエネルギー値に付与した第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出する、データ収集装置。
  12. Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する光子計数型検出器と、
    前記出力信号から複数のＸ線光子それぞれに対応する第１のエネルギー値を決定し、各第１のエネルギー値に対応する重みを前記各第１のエネルギー値に付与した第２のエネルギー値を得て、複数の第２のエネルギー値を加算した加算値を算出するデータ収集装置と
    を備える、Ｘ線検出器。
JP2015042927A 2014-03-14 2015-03-04 Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線検出器 Active JP6870908B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/212,637 US9706967B2 (en) 2014-03-14 2014-03-14 Energy-weighted single-binning for a photon-counting detector
US14/212,637 2014-03-14

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2015173980A true JP2015173980A (ja) 2015-10-05
JP6870908B2 JP6870908B2 (ja) 2021-05-12

Family

ID=54067628

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2015042927A Active JP6870908B2 (ja) 2014-03-14 2015-03-04 Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線検出器

Country Status (2)

Country Link
US (1) US9706967B2 (ja)
JP (1) JP6870908B2 (ja)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015180859A (ja) * 2014-03-05 2015-10-15 株式会社東芝 フォトンカウンティングｃｔ装置
WO2016078958A1 (en) * 2014-11-20 2016-05-26 Koninklijke Philips N.V. Method for generation of synthetic mammograms from tomosynthesis data
US9851460B1 (en) 2016-09-07 2017-12-26 Toshiba Medical Systmes Corporation Apparatus and method for a high-flux photon-counting spectral application-specific integrated circuit (ASIC) having a charge summing mode
DE102019111567A1 (de) * 2019-05-03 2020-11-05 Wipotec Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Röntgeninspektion von Produkten, insbesondere von Lebensmitteln
KR102444195B1 (ko) * 2020-08-24 2022-09-19 주식회사 메디트 3차원 스캐너 디바이스, 동작 방법, 및 그 동작 방법을 실행하기 위한 프로그램이 저장된 컴퓨터 판독 가능 저장 매체

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006101926A (ja) * 2004-09-30 2006-04-20 M & C:Kk 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法
US20060109949A1 (en) * 2004-11-24 2006-05-25 Tkaczyk J E System and method for acquisition and reconstruction of contrast-enhanced, artifact-reduced ct images
US20070076842A1 (en) * 2005-09-30 2007-04-05 Tkaczyk John E Adaptable energy discriminating computed tomography system
JP2010511169A (ja) * 2006-11-30 2010-04-08 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 相関付けられた光子数及びエネルギー測定値を用いるスペクトルコンピュータ断層撮影
JP2013039306A (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6950493B2 (en) * 2003-06-25 2005-09-27 Besson Guy M Dynamic multi-spectral CT imaging

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006101926A (ja) * 2004-09-30 2006-04-20 M & C:Kk 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法
US20060109949A1 (en) * 2004-11-24 2006-05-25 Tkaczyk J E System and method for acquisition and reconstruction of contrast-enhanced, artifact-reduced ct images
US20070076842A1 (en) * 2005-09-30 2007-04-05 Tkaczyk John E Adaptable energy discriminating computed tomography system
JP2010511169A (ja) * 2006-11-30 2010-04-08 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 相関付けられた光子数及びエネルギー測定値を用いるスペクトルコンピュータ断層撮影
JP2013039306A (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JURGEN GIERSCH ET AL.: ""The influence of energy weighting on X-ray imaging quality"", NUCLEAR INSTRUMENTS AND METHODS IN PHYSICS RESEARCH A, vol. 531, JPN6019023111, 21 September 2004 (2004-09-21), pages 68 - 74, ISSN: 0004059059 *
伊藤 俊英: "「１．基礎編 １−４．フォトンカウンティング検出器ＣＴ」", 日獨医報, vol. 第５７巻、第２号, JPN6019023110, 31 December 2012 (2012-12-31), pages 27 - 36, ISSN: 0004059058 *
尾川 浩一: "「フォトンカウンティングＣＴ」", JAPANESE JOURNAL OF MEDICAL PHYSICS, vol. Vo. 33、No. 3, JPN6019023109, 31 December 2013 (2013-12-31), pages 105 - 111, ISSN: 0004059057 *

Also Published As

Publication number Publication date
US20150257722A1 (en) 2015-09-17
US9706967B2 (en) 2017-07-18
JP6870908B2 (ja) 2021-05-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6870908B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線検出器
JP7059180B6 (ja) 検出値決定システム
JP6073675B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び制御プログラム
US10117628B2 (en) Photon counting apparatus
KR102465367B1 (ko) 광자 계수 기반의 x-선 검출기 시스템
JP5771180B2 (ja) イメージング検出器およびイメージング検出方法
JP5595478B2 (ja) 画像処理システムにおけるディテクタ配列装置及び方法
JP6629026B2 (ja) 光子計数装置及びｘ線ｃｔ装置
EP2831630A2 (en) Conventional imaging with an imaging system having photon counting detectors
US10117626B2 (en) Apparatus and method for pile-up correction in photon-counting detector
WO2014181315A1 (en) Photon-counting detector calibration
JP2019520909A (ja) 光子カウントコンピュータ断層撮影
US9784854B2 (en) Direct conversion radiation detector digital signal processing electronics
JP2014000409A (ja) Ｃｔ画像化における散乱評価を補助する低密度かつエネルギー弁別型のコリメーションを伴うｘ線コンピュータ断層撮像装置用検出器、ｘ線コンピュータ断層撮像装置及びその制御方法
US20130200269A1 (en) Photon counting-based virtual detector
JP6595154B2 (ja) Ｘ線ｃｔを用いた画像診断装置
Bornefalk et al. Theoretical comparison of the iodine quantification accuracy of two spectral CT technologies
KR102605320B1 (ko) 컨버터의 상대적인 이득 및 오프셋 추정을 위한 방법 및 시스템
US20200069266A1 (en) Photon counting detector and x-ray computed tomography apparatus
CN109381214B (zh) 利用不同能量门限集的计算机断层摄影记录
Gaudreault et al. Comparative study of image quality in time-correlated single-photon counting computed tomography
CN115427839A (zh) 用于光子计数x射线检测器的总超阈值时间(ttot)处理
JP2019058488A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2017086901A (ja) データ収集装置、ｘ線ｃｔ装置及び核医学診断装置
US20230419564A1 (en) Photon counting x-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing apparatus, and non-volatile computer-readable storage medium storing therein photon counting information obtaining program

Legal Events

Date Code Title Description
RD01 Notification of change of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7421

Effective date: 20151102

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711

Effective date: 20160513

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20160928

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20161021

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20180122

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20181128

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20181211

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20190122

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20190625

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20190823

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20191203

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20200128

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20200428

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20200728

C60 Trial request (containing other claim documents, opposition documents)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C60

Effective date: 20200728

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20200806

C21 Notice of transfer of a case for reconsideration by examiners before appeal proceedings

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C21

Effective date: 20200811

A912 Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912

Effective date: 20200828

C211 Notice of termination of reconsideration by examiners before appeal proceedings

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C211

Effective date: 20200901

C22 Notice of designation (change) of administrative judge

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C22

Effective date: 20200915

C13 Notice of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C13

Effective date: 20201110

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210107

C23 Notice of termination of proceedings

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C23

Effective date: 20210209

C03 Trial/appeal decision taken

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C03

Effective date: 20210316

C30A Notification sent

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C3012

Effective date: 20210316

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20210415

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6870908

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150