JP2022013739A - Ｘ線ｃｔ装置及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】線束にかかわらず安定したＸ線の検出を行うこと。【解決手段】実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源と、スキャン制御回路と、検出器と、フォトン計数回路と、接続回路と、処理回路とを備える。スキャン制御回路は、Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射する。検出器は、Ｘ線源からＸ線を受けるように配置されると共に、グループ状に配列された複数の画素を有する。フォトン計数回路は、画素の各々に対して設けられる。接続回路は、第１モードで、各画素をフォトン計数回路の１つにそれぞれ接続し、第２モードで、グループ内の各画素を単一のフォトン計数回路に接続する。処理回路は、接続回路とフォトン計数回路とに接続され、検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、第１モードまたは第２モードを選択する。【選択図】図２

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置及び方法に関する。具体的には、本明細書及び図面に記載の実施形態はフォトン計数検出器を備えたＸ線コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）装置に関する。

従来、フォトン計数型のＸ線ＣＴ装置などの、医療用画像システムでは、フォトン計数型検出器によって被検体を透過したＸ線を検出する。フォトン計数型検出器は、各入射Ｘ線フォトンのエネルギーを記録するように構成されている。通常のＣＴスキャン環境においては、フォトン計数型検出器には、高線束の入射フォトンを高いエネルギー解像精度で記録できることが要求される。検出器には、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ）やカドミウム亜鉛テルル（ＣＺＴ）などの直接変換型半導体検出器あるいはシンチレータなどの間接変換型検出器が用いられる。通常、フォトン計数型ＣＴには、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）であって、増幅器を用いて検出器からの出力信号を増幅した後、信号レベルに応じて分割されたウィンドウ毎に入射Ｘ線フォトンの数をカウントするＡＳＩＣが用いられる。

ｄＴｅ／ＣＺＴセンサは、標準サイズが２５０μｍ－１ｍｍの画素で構成されている。図１は、フォトン計数回路の一例を示す図である。図１に示すように、画素内でＸ線の相互作用が起きると、誘起信号が電荷感応型プリアンプに組み込まれ、電荷感応型プリアンプの出力が波形整形回路に送られた後、信号が種々の閾値と比較される。Ｘ線のエネルギー範囲がカウンタで記録されてビン内に配列される。

ＣＴスキャンの間に、Ｘ線束は空間領域に限らず時間領域においても急激に変動する。画素形態（画素サイズまたはピッチサイズ）と回路パラメータ（すなわちプリアンプの減衰定数、波形整形定数、および比較器の閾値など）とは検出器の性能に著しい影響を与える。しかしながら、最適化されたパラメータが常に同じになるとは限らない。また、パラメータは、Ｘ線の線束とエネルギーとに強い依存性がある。

例えば、高線束の場合は、パルスパイルアップの問題が相対的に起きにくいため、狭ピッチサイズ設計（２５０μｍピッチ未満）が好ましい。しかしながら、この設計は同時に電荷共有が顕著になることで検出器の応答性を劣化させる場合がある。またその場合、クロストーク効果が起こる可能性がある。別の劣化要因として狭ピッチ間の電荷損失がある。ピッチサイズが５００μｍ程度まで大きくなると、電荷共有とクロストーク効果とが減少し、検出器の応答性が向上する。しかしながら、ピッチサイズを大きくした検出器には高線束域で顕著なパルスパイルアップの問題が生じる。これまでの研究によれば、材料分解ノイズの観点から、高線束シナリオではピッチサイズを小さくすること（例えば、２５０μｍ未満）が好ましい。一方、低線束域では大きいピッチサイズ（例えば、約５００μｍ）が好ましい。

また、プリアンプのパラメータはフォトン計数にも影響を与える。正確なエネルギー情報のためには、アクティブリセット型プリアンプでは信号積分時間を長くし、フィードバック抵抗型プリアンプでは減衰定数を大きくすることが好ましい。しかしながら、積分時間や減衰定数が増すと、Ｘ線束が高い場合にはパイルアップが増加して検出器性能が劣化するので、好ましくない。また、波形整形時間を長くすることも正確なエネルギー情報のためには好ましいが、やはりパイルアップの問題が生じる。最後に、信号計数の閾値を最適化することで信号対雑音比を著しく高めることができる。ただし、最適な閾値はＸ線の線束とスペクトルとに強い依存性がある。

１つの手法として、高線束用に最適化された、プリアンプと波形整形電子回路とを含む読み出し電子回路を伴う、均一かつ一定の小画素（２２５μｍ～５００μｍ）パターン構成を用いることができる。ここで、比較器の閾値は特定の場合に対して最適化される。ただし、この設計は高線束の場合に対処し得るものであるが、電荷共有とクロストークによって性能の劣化が起こる。

ここで、Ｘ線束の空間的不均一に対処するために、米国特許第７９１６８３６号に不均一な画素パターンを有する検出器が提案されている。かかる検出器は、高線束での照射時には、小画素によるスイッチングによって構成され、低線束での照射時には、大画素によるスイッチングで構成されている。しかしながら、Ｘ線束は空間領域と時間領域との両方で変動する。１回のＣＴスキャンにおいて、同一の検出器が、あるビューでは高線束に曝され別のビューでは低線束に曝されることがあり得る。また、線束もスキャン毎に変化する可能性がある。米国特許第７９１６８３６号記載の検出器は検査プロトコルまたは患者のサイズに基づいて変化させられるもので、変動する線束にリアルタイムで適合するように画素パターンを変えることはできない。

また、米国特許第７４８８９４５号では、画素配列を前のビューで検出された計数率に応じて適応的に設定することができるようになっている。このため検出器は前のビューのデータを用いて画素構成を調整することができる。しかし、この調整は、連続した２つのビュー間で線束（計数率）が急激に変化し得る程高速なものにはなり得ない。さらに、副画素間のストリートでの電荷損失を避けることができない。また、米国特許第７９１６８３６号と第７４８８９４５号とはいずれも、読み出し電子回路の動作パラメータを計数率とスペクトルとに基づいて適応的に最適化していない。計数率とスペクトルとはフォトン計数検出器とＣＴ性能とに影響する重要因子であり、やはり空間領域と時間領域との両方で変動する可能性がある。

高線束の課題と不均一の課題とに対処する別の手法として２層式検出器がある。この検出器では、第１層が線束の９０％～９９％を吸収し、第２層が残りの線束を吸収する。米国特許第７６０６３４７号に本システムが開示されている。本システムの設計は、第１層の副画素をモニタリングすることと、飽和した副画素からの信号を抑制することと、抑制された信号を第２層の検出器によって補うこととを含んでいる。本システムは複雑であって製造コストが高くなる。

米国特許第７９１６８３６号明細書 米国特許第７４８８９４５号明細書 米国特許第７６０６３４７号明細書

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、線束にかかわらず安定したＸ線の検出を行うことである。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。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源と、スキャン制御回路と、検出器と、フォトン計数回路と、接続回路と、処理回路とを備える。スキャン制御回路は、前記Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射する。検出器は、前記Ｘ線源からＸ線を受けるように配置されると共に、グループ状に配列された複数の画素を有する。フォトン計数回路は、前記画素の各々に対して設けられる。接続回路は、第１モードで、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続し、第２モードで、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する。処理回路は、前記接続回路と前記フォトン計数回路とに接続され、検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、前記第１モードまたは前記第２モードを選択する。

図１は、フォトン計数回路の一例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係るフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置の構成の一例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係るデータ取得回路の一例を示す図である。 図４は、変形例に係るデータ取得回路の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係る可調フォトン計数回路を示す図である。 図６Ａは、図５の電荷感応型プリアンプ（Charge Sensitive Preamplifier：ＣＳＰ）の一例を示す図である。 図６Ｂは、図５のＣＳＰの別の例を示す図である。 図７Ａは、第１の実施形態に係る信号波形整形回路の一例を示す図である。 図７Ｂは、第１の実施形態に係る信号波形整形回路の別の例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係る処理回路の一例を示す図である。 図９は、第１の実施形態に係る方法のフローチャートである。 図１０は、第１の実施形態に係る取得データの後処理のフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、Ｘ線ＣＴ装置及び方法の一実施形態を詳細に説明する。以下の実施形態では、例えば、Ｘ線ＣＴ装置としてフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置を用いて説明を行う。

（第１の実施形態）
先ず、フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置の一実施形態について説明する。図２は、第１の実施形態に係るフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１の構成の一例を示す図である。図２に示したように、第１の実施形態に係るフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ１０と、寝台装置２０と、コンソール３０とを備えている。

ガントリ１０は、被検体Ｐ（患者）にＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を検出し、検出したＸ線をコンソール３０に出力する。ガントリ１０は、Ｘ線照射制御回路１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、データ取得システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）１４と、回転フレーム１５と、ガントリ駆動回路１６とを備えている。

回転フレーム１５は環状のフレームであって、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とが被検体Ｐを挟んで向い合うようにＸ線発生装置１２と検出器１３とを支持し、ガントリ駆動回路１６によって被検体Ｐの周囲の円軌道上を高速で回転するフレームである。

Ｘ線照射制御回路１１は高電圧発生装置として機能してＸ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａが、Ｘ線照射制御回路１１から供給された高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御回路１１は、後述するスキャン制御回路３３の制御の下、Ｘ線管１２ａに供給される管電圧または管電流を調整して被検体Ｐに照射されるＸ線の量を調整する。

Ｘ線照射制御回路１１はウェッジ１２ｂのスイッチングを行う。さらに、Ｘ線照射制御回路１１はコリメータ１２ｃの開口数を調整することでＸ線の放射範囲（ファン角または円錐角）を調整する。また、本実施形態では、複数種類のウェッジがオペレータにより手動で切り替えられる場合もある。

Ｘ線発生装置１２はＸ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐに照射する装置であり、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを備えている。

Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御回路１１によって供給される高電圧を用いて被検体ＰにＸ線ビームを照射する真空管であり、回転フレーム１５の回転に応じて被検体ＰにＸ線ビームを照射する。Ｘ線管１２ａは、あるファン角および円錐角での拡がりをもつＸ線ビームを発生する。例えば、Ｘ線照射制御回路１１の制御の下で、Ｘ線管１２ａは、被検体Ｐの周囲全体にＸ線を連続照射してフル再構成が行われるようにする、またはハーフ再構成を行い得る照射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続照射してハーフ再構成が行われるようにする機能を有する。さらに、Ｘ線照射制御回路１１の制御の下で、Ｘ線管１２ａは、あらかじめ設定された位置（管位置）で断続的にＸ線を照射する（パルスＸ線）機能を有する。さらに、Ｘ線照射制御回路１１は、Ｘ線管１２ａから放出されたＸ線の強度を変える機能を有する。例えば、Ｘ線照射制御回路１１は、ある特定の管位置ではＸ線管１２ａから放出されたＸ線の強度を高め、その特定の管位置以外の領域ではＸ線管１２ａから放出されたＸ線の強度を下げる。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから放出されたＸ線のＸ線量を調整するＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから放出されたＸ線を透過および減衰させ、それによりＸ線管１２ａから被検体Ｐに向けて放出されたＸ線が所定の分布を示すようにするフィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂは、アルミニウムを加工して所定の目標角度または所定の厚さを有するようにすることで得られるフィルタである。このウェッジはウェッジフィルタまたはボウタイフィルタとも呼ばれている。

コリメータ１２ｃは、後述のＸ線照射制御回路１１の制御の下で、ウェッジ１２ｂによって調整されたＸ線量を有するＸ線の照射範囲を狭めるスリットである。

ガントリ駆動回路１６は、回転フレーム１５を回転駆動して、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とが被検体Ｐの周囲の円軌道上を回転するようにする回路である。

Ｘ線のフォトンが入射する度に、検出器１３は信号を出力し、この信号によりＸ線フォトンのエネルギー値が計測される。Ｘ線フォトンは、例えば、Ｘ線管１２ａから放出されて被検体Ｐを透過したＸ線フォトンである。検出器１３は複数の検出素子で構成されており、それら検出素子はＸ線フォトンが入射する度に１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する。フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１は、電気信号（パルス）の数をカウントすることで各検出素子に入射するＸ線フォトンの数をカウントする。さらに、フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１は、上記信号に演算処理を施して、信号出力の因となるＸ線フォトンのエネルギー値を計測する。

前述の検出素子は、例えば、シンチレータと、光電子増倍管などの光センサとで構成されている。この場合は、図２に示した検出器１３は間接変換型の検出器であって、シンチレータを用いて入射Ｘ線フォトンをシンチレータ光に変換し、さらに光電子増倍管などの光センサを用いてそのシンチレータ光を電気信号に変換する検出器である。また、前述の検出素子が、例えば、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ）やカドミウム亜鉛テルル（ＣｄＺｎＴｅ）などの半導体デバイスである場合もある。この場合は、図２に示した検出器１３は、入射Ｘ線フォトンを直接電気信号に変換する直接変換型検出器である。

例えば、図２に示した検出器１３は面検出器であり、検出素子がチャネル方向（図２のＸ軸方向）にＮ列配列され、ガントリ１０が傾斜していない方向である、回転フレーム１５の回転中心軸方向（図２のＺ軸方向）にＭ列配列されている。フォトンが入射すると、検出素子は１パルスの電気信号を出力する。フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１は、検出素子１３１から出力される個々のパルスを識別することにより、検出素子１３１に入射するＸ線フォトンの数をカウントする。さらに、フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１はパルスの強度に基づく演算処理を行うことにより、カウントされたＸ線フォトンのエネルギー値を計測する。

データ取得システム（回路）１４はＤＡＳであり、検出器１３によって検出されたＸ線の検出データを取得する。例えば、データ取得システム１４は、エネルギー帯毎に、被検体を透過したＸ線から入射するフォトン（Ｘ線フォトン）を計数することで計数データを作成し、作成した計数データを後述のコンソール３０に送る。例えば、回転フレーム１５が回転している状態でＸ線がＸ線管１２ａから連続放出されている場合、データ取得システム１４は全外周（３６０度）での計数データ群を取得する。データ取得システム１４はビュー毎にデータを取得することもできる。また、データ取得システム１４は、取得された各計数データを管位置に関連付けて後述のコンソール３０に送る。管位置は、計数データの投影方向を示す情報である。

寝台装置２０は被検体Ｐを載置する装置であり、図２に示したように、寝台駆動装置２１と天板２２とを含んでいる。寝台駆動装置２１は天板２２をＺ軸方向に動かすことで被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。天板２２は被検体Ｐを載置するボードである。本実施形態では、ガントリ１０と天板２２との相対的位置を天板２２の調整によって変化させる場合について説明するが、本実施形態はこれに限定されない。例えば、ガントリ１０が自力で走行する場合は、ガントリ１０と天板２２との相対的位置をガントリ１０の駆動を制御することによって変化させてもよい。

また、例えば、ガントリ１０は、天板２２を動かしつつ回転フレーム１５を回転させることで、被検体Ｐを螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを行う。あるいは、ガントリ１０は、天板２２を移動させた後被検体Ｐの位置を固定して回転フレーム１５を回転させることで、円軌道上で被検体Ｐをスキャンする従来式のスキャンを行う。また、ガントリ１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させることによって複数のスキャン領域で従来式のスキャンを行う、ステップアンドシュート（step-and-shoot）法を実行する。

コンソール３０は、フォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１の操作指令をオペレータから受けて、ガントリ１０によって取得された投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。図２に示したように、コンソール３０は、入力インターフェース３１と、ディスプレイ３２と、スキャン制御回路３３と、前処理回路３４と、メモリ回路３５と、画像再構成回路３６と、処理回路３７とを備えている。

入力インターフェース３１は、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティックなどを含み、種々のコマンドや種々の設定値を入力するためにフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１のオペレータによって使用されると共に、オペレータが入力したコマンドや設定に関する情報を処理回路３７に転送する回路である。例えば、入力インターフェース３１は、オペレータから、Ｘ線ＣＴ画像データの取得条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する再構成条件や、Ｘ線ＣＴ画像データの画像処理条件などを入力される。

ディスプレイ３２はオペレータによって観察されるモニタであり、処理回路３７の制御の下で、Ｘ線ＣＴ画像データから作成された画像データをオペレータに表示する、または種々のコマンドや種々の設定値などを、入力インターフェース３１を介してオペレータから受け取るためのグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）を表示する。

スキャン制御回路３３は、処理回路３７の制御の下で、Ｘ線照射制御回路１１と、ガントリ駆動回路１６と、データ取得システム１４と、寝台駆動装置２１との動作を制御することによりガントリ１０によるデータ取得処理を制御する。例えば、スキャン制御回路３３は、詳細は後述するが、データ取得システム１４にシーケンス制御コマンドを送って照射動作を制御する。

前処理回路３４は、データ取得システム１４によって作成された計数データに、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、またはビームハードニング補正などの補正処理を施して、補正済投影データを作成する。

メモリ回路３５は、前処理回路３４によって作成された投影データを保存する。さらに、メモリ回路３５は、後述の画像再構成回路３６によって作成された画像データなども保存する。また、メモリ回路３５は、後述の処理回路３７による処理結果を適宜保存する。

画像再構成回路３６は、メモリ回路３５に保存された投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成法には様々な方法があり、例えば、逆投影処理などがある。さらに、逆投影処理として、例えば、フィルタ逆投影（ＦＢＰ）法を用いた逆投影処理がある。あるいは、画像再構成回路３６は逐次近似法を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成してもよい。また、画像再構成回路３６はＸ線ＣＴ画像データに各種の画像処理を施すことにより画像データを作成する。さらに、画像再構成回路３６は、再構成されたＸ線ＣＴ画像データまたは各種の画像処理の間に作成された画像データをメモリ回路３５に保存する。

処理回路３７は、ガントリ１０と、寝台装置２０と、コンソール３０との動作を制御することでフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１の全体的な制御を行う。具体的には、処理回路３７はスキャン制御回路３３を制御することでガントリ１０によるＣＴスキャンを制御する。また、処理回路３７は画像再構成回路３６を制御することでコンソール３０による画像再構成処理または画像生成処理を制御する。さらに、処理回路３７は、メモリ回路３５に保存された各種の画像データがディスプレイ３２に表示されるように制御を行う。

これまで、第１の実施形態に係るフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１の全体構成を説明してきた。前述の各回路で実行される各処理機能は、コンピュータにより実行されるプログラムとしてメモリ回路３５に保存される。各回路はメモリ回路３５から各プログラムを読み出して実行することにより前述の各種機能を果たす。

一例では、データ取得システム１４の動作に対応するプログラムが、コンピュータにより実行されるプログラムとしてメモリ回路３５に保存される。処理回路（プロセッサ）３７は、このデータ取得システム１４に関するプログラムを実行し、データ取得システム１４にインストラクションを送って該システム１４を制御して、データ取得システム１４から転送されたデータを取得すると共にその転送データを制御する。第２の例では、データ取得システム１４がプロセッサを含んで、このプロセッサがメモリ回路３５から各プログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実行する。

さらに、上述の説明で用いた「プロセッサ」という語は、例えば、中央演算処理装置（ＣＰＵ）、図形処理装置（Graphics Processing Unit：ＧＰＵ）、またはＡＳＩＣなどの回路、またはプログラム可能論理回路（例えば、単純プログラム可能論理回路（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ））、結合プログラム可能論理回路（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、またはフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））などを意味する。プロセッサは、メモリ回路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果たす。さらに、メモリ回路にプログラムを保存する代わりに、プログラムを直接プロセッサの回路にインストールする構成もある。この場合、プロセッサは、回路にインストールされたプログラムを読み出して実行することで機能を果たす。さらに、本実施形態に係るプロセッサは、各プロセッサを１つの回路として構成する代わりに、複数の独立した回路を組合せて１つのプロセッサとして構成して機能を実行してもよい。

前述の構成によって、第１の実施形態に係るフォトン計数型Ｘ線ＣＴ装置１は、エネルギーと線束とに基づきデータ取得を最適化するデータ取得システム１４の動作により画像取得を向上させることができる。これについては後に詳しく述べる。図３にデータ取得システム１４の概略を示す。検出器内のアノード群を符号４０で示す。アノード４０－１乃至４０－４は標準サイズが５００μｍ以下である。これらのアノードは選択的にグループ化されて１つの大画素を形成すると共に複数の小画素として個別に用いられる。本例では、矩形のグループ状に配列された４つの隣接アノード４０－１乃至４０－４が結合して大画素を形成すると共に、個々のアノードが小画素を形成している。他の配列および数のアノードを集合して大画素を形成することもできる。例えば、１×２、１×４、または３×３配列のアノードグループを形成可能である。

各アノード間には、通常１０μｍ～５０μｍ幅のストリートが形成されている。ストリートの中央には、標準サイズが５μｍ～４５μｍで、アノード４０－１乃至４０－４よりも低い電圧を有する共通導電片４０－５が位置している。この共通導電片は、Ｘ線によって生成された電荷がストリートにトラップされることを防いでいる。アノードは通常０Ｖに接地されており、共通導電片は通常０Ｖ～１００Ｖの範囲にバイアスされている。

アノードの出力部はスイッチング回路４１に接続されている。スイッチング回路４１は、スイッチ４４が上方位置にあるときに、アノード４０－１乃至４０－４の１つを可調フォトン計数回路４２－１乃至４２－４の対応する１つに接続する。各アノードからのデータは可調フォトン計数回路４２－１乃至４２－４によって個別に収集される。スイッチング回路４１は、スイッチ４４が下方位置にあるときに、全アノードを可調フォトン計数回路４２－５に接続して、個々のアノードをデータが収集される１つの大画素に統合する。

可調フォトン計数回路４２－１乃至４２－５はフォトンをカウントして、カウントされたフォトン数をエネルギービン内に集めて収集データを作成する。収集データは処理回路４３に出力される。

処理回路４３は、検出動作と照射動作との両方で収集されたデータを受け取り、解析して記憶装置４５に保存する。記憶装置４５は、ＲＡＭまたはＮＡＮＤなどの、任意の種類のメモリでよい。この処理回路は、センシング動作で得られたデータを受け取ってＸ線信号の線束を決定し、最適なデータ収集のためのスイッチング信号と１つ以上のパラメータ信号とを生成する。なお、パラメータ信号は、動作パラメータの一例である。センシング動作の後、アノードが小画素または大画素として最適に構成され、可調フォトン計数回路４２－１乃至４２－５が照射データを収集するための最適な設定値を有した状態で、照射動作が行われる。

処理回路４３は、スイッチング信号を生成してスイッチング回路４１を制御し、それによりアノード４０－１乃至４０－４を個別の（小）画素または１つの大画素となるように適宜接続する。また、１つ以上のパラメータ信号を生成して可調フォトン計数回路４２－１乃至４２－５の動作を調整する。なお、図ではパラメータ信号ラインと回路４２－１乃至４２－４との接点が１つしか示されていないが、回路４２－１乃至４２－４はそれぞれがパラメータ信号ラインに接続されてパラメータ信号を受信するようになっている。処理回路４３については後により詳細に述べる。

図３の回路の一変形例を図４に示す。可調フォトン計数電子回路は４２－１乃至４２－４の４つだけである。回路４２－４は、該回路が個別アノードモード（小型画素）で接続されている場合はアノード４０－４からデータを収集し、大画素モードで接続されている場合はアノード４０－１乃至４０－４全体からデータを収集する。この変形例では可調フォトン計数回路の数が減少しているため、簡単かつ安価な構成になる。

図５は、可調フォトン計数電子回路４２－１乃至４２－５をさらに詳細に示した図である。ＣＳＰ４６（詳細は図６Ａ、６Ｂを参照して後述する）が、画素の１つから出力される、１フォトンにより生成される電流を受け取る。この電流がＣＳＰ４６のフィードバックキャパシタ（Ｃｐ）に蓄積されて電圧信号出力に変換される。ＣＳＰ４６によって出力された信号は、信号を所望の形状（通常はパルス幅を狭めて信号のエネルギー情報を維持した形状）に変化させる波形整形回路４７に入力される。所望の形状については図７Ａ、７Ｂを参照して後述する。

波形整形回路４７から出力された信号は、複数の比較回路を有する比較器４８であって、各比較回路は波形整形された信号を基準電圧回路Ｖ１乃至Ｖ５により生成された基準電圧と比較する、比較器４８に入力される。基準電圧を選択して、カウント数を波形整形回路４７の出力信号のエネルギーを表すエネルギービン内に配置させる。本実施形態では、５つの比較回路が波形整形回路４７の出力信号を基準電圧回路Ｖ１乃至Ｖ５の基準電圧とそれぞれ比較し、５つのカウンタが、波形整形信号が各エネルギービン内で電圧値を有する回数を記録する。本発明の比較回路の数は５に限定されない。システム要件と設計とに基づいて他の個数の比較／基準電圧回路を用いることもできる。

パラメータ信号が基準電圧回路Ｖ１乃至Ｖ５の設定値を含むこともある。センシング動作の結果に基づいてデータを収集するべく基準電圧回路Ｖ１乃至Ｖ５の電圧を最適に設定する。

図６Ａ、６ＢにＣＳＰ回路４６の２つの例を示す。図６Ａはアクティブリセット型ＣＳＰを示し、図６Ｂはフィードバック抵抗型ＣＳＰを示す。正確なエネルギー情報を得るためには、信号積分時間を長くすることが好ましい。一方、パイルアップの増加により検出器性能が低下することを考慮すると、積分時間の延長はＸ線束が高い場合には好ましくない。

図６Ａにおいて、スイッチ５０は電荷積分期間には開いており、増幅器５１のリセット時に閉じられる。適当な時間は５ｎｓ～１００ｎｓの範囲にあり、センシング動作で読み出された線束とエネルギーとに基づいて選択される。図６Ｂでは、可変抵抗５２の値を選択して、５ｎｓ～１００ｎｓの範囲の、適当な減衰定数（Ｒ^＊Ｃｐ）を設定する。センシング回路４３が、積分時間または減衰定数を適切に設定するためのパラメータ信号を出力する。本発明はこれら２種類のプリアンプに限定されず、周期的リセット型プリアンプなどの、他の種類のプリアンプをシステム要件と設計とに応じて使用することができる。

図７Ａ、７Ｂに波形整形回路４６の２つの例を示す。図７Ａに可調ＣＲ－ＲＣ波形整形回路を示し、図７Ｂに可調単線遅延整形回路を示す。正確なエネルギー情報を得るためには、パルス幅を広げる（波形整形時間を伸ばす）ことが好ましい。一方、パイルアップが増えると検出器性能が低下することを考慮すると、Ｘ線束が高い場合にはパルス幅を広げることは好ましくない。

図７Ａにおいて、可変抵抗（Ｒ１、Ｒ２）の値は、センシング動作で読み出された線束とエネルギーとに基づいて、Ｃｐ_１×Ｒ_１とＣｐ_２×Ｒ_２とによって決定される、適切な波形整形幅を設定するように選択される。Ｅ_ｏｕｔ、Ｅはそれぞれ波形整形の前と後との信号を表し、以下の式（１）によって与えられる。なお、式中のｔは時間を示す。

同様に、図７Ｂにおいては、可変遅延時間Ｔの値は、センシング動作で読み出された線束とエネルギーとに基づいて適切に設定されるように選択される。本発明はこれら２種類のプリアンプに限定されず、多段ＣＲ－ＲＣ^ｎ波形整形回路または複数ライン遅延波形整形回路、アクティブパルス波形整形回路、三角型波形整形回路、および台形型波形整形回路などの他の種類のプリアンプもシステム要件と設計とに基づいて使用可能である。本発明の波形整形回路の重要な特徴は、これらの波形整形回路の波形整形パラメータ（動作パラメータ）を入力されたＸ線束とエネルギーとに基づいて調整できることである。

図７Ａ、７Ｂはそれぞれ、元の信号と波形整形された２つの信号とを示している。遅延時間を長くすると信号波形は良好に保たれるがパルス幅が広くなる。遅延時間を短くするとパルス幅が短くなるメリットがあるが、信号は劣化した状態になる。

図８において、処理回路４３をより詳細に示す。処理回路４３は、一組の抵抗５２とルックアップテーブル（look-up table：ＬＵＴ）５４とに接続されたプロセッサ５３を含む。ＬＵＴには、アノードと、ＣＳＰと、信号波形整形回路と、エネルギー値と線束値との関数である参照電圧レベルとの最適設定値が保存されている。

一実施形態では、上記最適設定値は、以下の式（２）によってあらかじめ計算される。

スイッチング回路４１と可調フォトン計数電子回路４２－１乃至４２－ｎが最適に設定されると、シーケンス制御装置は、選択されたスキャンパラメータを用いて被検体をビュー全体にわたって所定時間照射するようにシステムに指示し、かつ照射データを収集する。照射が完了すると、プロセッサはレジスタに指示してデータを出力させる。

第１の実施形態に係るシステムは、アノードを空間的に検出器全体にわたって最適に配置する。この配置は、Ｘ線照射により得られたデータを最適に取得するように構成された、小画素配置と大画素配置との両方を含むことができる配置である。同様に、フォトン計数回路と、波形整形回路と、参照電圧とに関連する設定値も、空間的に検出器全体にわたって配置される。検出器を空間的に最適化して照射データを収集することもできる。

上記実施形態の第１の変形例では、各センシング回路がプロセッサとＬＵＴとを有する代わりに、回路系は、全レジスタからのセンシングデータを処理する、ＬＵＴを備えた１つの中央処理装置を有して配置され得る。第２の変形例では、複数のプロセッサが所定数のレジスタを処理するように配置されてもよい。これら２つの変形例では回路系がより小型になる。

この検出器は不均一空間サンプリングを有する。データを処理して不均一空間サンプリングを補うことで均一なサンプリングを行うことができる。第１の手法では、大画素データが高解像度の小画素にアップサンプリングされる。第２の手法では、ダウンサンプリングにより小画素データが低解像度の大画素に結合される。また第３の手法では、再構成アルゴリズムを用いて不均一サンプリングが処理される。この再構成アルゴリズムは典型的な反復再構成法であり、不均一な検出器サンプリングデータから不均一に抽出されたイメージング対象を再構成することができる。このアップサンプリングと、ダウンサンプリングと、再構成アルゴリズムとは前処理回路３４で実行される。

本実施形態に係るシステムは複数の効果をもたらす。従来の均一画素ピッチ構成と比較して、本適応画素構成では、高線束シナリオと低線束シナリオの両方で情報が良好に保たれ、線量ペナルティは無視できる程度である。また、本適応画素構成により検出器が常に最適モードで動作することが可能になり、全放射線量の問題とパイルアップの問題とを軽減しつつ情報収集効率と検出器の応答性とが向上する。さらに、低線束領域が大画素モードに切り替えられることでアクティブチャネルの総数が減少するため、電力消費全体を下げることができる。これにより、効率的なフォトン計数ＣＴの開発において常に主要な障害の１つである、フォトン計数ＣＴにおける温度管理タスクが軽減される。

本システムの第２の実施形態では、異なるフォトン計数回路を用いてもよい。このシステムは、プリアンプと、波形整形回路と、電圧比較器とを用いた前述の実施形態に限定されない。適応画素構成を用いることで、波形整形回路または画素スイッチング回路を用いずに設計された上記の他の回路の性能を最適化することができる。一般に、波形整形回路またはスイッチング回路を除去すると検出器性能は低下するが回路構成は簡素になり得る。

検出器全体に対する、スイッチング回路４１と、可調フォトン計数回路４２－ｎと、処理回路４３とはＡＳＩＣとして実装されることが好ましい。この他に独立の回路要素を用いた構成も可能である。

第１の実施形態に係る方法を図９に示す。ユーザは、例えば、キーボードまたはタッチスクリーンを介してコマンド、インストラクション、および／またはパラメータを入力することによって入力インターフェースを操作する（ステップ６０）。ステップ６１で、ＣＴ装置は複数のビューにわたって被検体をスキャンする照射計画を作成する。第１のビューから始まる各ビューにおいて（ステップ６２）、第１の期間でＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線の線束とエネルギーとを検知するセンシング動作を行う。被検体は、照射線量を最小にするために、数十マイクロ秒といった短時間照射される。この照射における線量は、例えば、照射データの作成に用いた線量の１％未満である。検出器は検知された照射データ（線束およびエネルギー）を取得し、フォトン計数回路はエネルギービン内で収集データを作成する（ステップ６３）。

検知された照射データから、第２の期間で、Ｘ線ＣＴ装置は最適なフォトン計数モードを設定する。最適モードの設定は、空間的に最適な画素サイズを選択することによって検出器の形状全体にわたって最適画素形状を設定することと、最適なプリアンプの設定値と、波形整形の設定値と、エネルギー比較器の閾値の設定値とを検出器の形状全体にわたって空間的に設定することとを含む（ステップ６４）。これらのパラメータの１つ以上を調整して最適な照射条件を求める。この選択プロセスは、既知のサンプルおよび／またはサンプル材料を用いた補正プロセスによって実験的に導出された所定の各設定値を含むルックアップテーブル（ＬＵＴ）を用いて実現される。第２の期間は通常１ｎｓ～１μｓの範囲にある。

第３の期間で、被検体はビュー全体にわたって照射され、照射データが取得される（ステップ６５）。通常、このデータ取得は数百乃至数千マイクロ秒の間続けられる。このため、センシングとパラメータ設定とにおける線量ペナルティはわずか１％程度である。

センシング手順と、パラメータ設定手順と、データ取得手順とが最後のビューに達するまでビュー毎に繰り返されると（ステップ６６）、一連の手順が終了する（ステップ６７）。

図１０に、第１の実施形態に係る方法の追加工程を示す。全ビューにおいてステップ６５の照射データの取得を行った後、システムのユーザは、取得データを後処理するインストラクションを入力することができる（ステップ７０）。取得データは、インストラクションにしたがってアップサンプリング（ステップ７１）、ダウンサンプリング（ステップ７２）、または再構成アルゴリズムを実行（ステップ７３）することにより処理される。後処理されたデータが取得される（ステップ７４）。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、線束にかかわらず安定したＸ線の検出を行うことができる。

以上の実施形態に関し、発明の一側面及び選択的な特徴として以下の付記を開示する。

（付記１）
Ｘ線源と、
前記Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射するスキャン制御回路と、
前記Ｘ線源からＸ線を受けるように配置されると共に、グループ状に配列された複数の画素を有する検出器と、
前記画素の各々に対して設けられるフォトン計数回路と、
第１モードで、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続し、第２モードで、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する接続回路と、
前記接続回路と前記フォトン計数回路とに接続され、検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、前記第１モードまたは前記第２モードを選択する処理回路と、を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
（付記２）
前記フォトン計数回路は、調整可能な動作パラメータを有し、
前記処理回路は、前記カウントレートに基づいて、前記動作パラメータを調整してもよい。
（付記３）
前記スキャン制御回路は、第１の照射と当該第１の照射後の第２の照射を含む前記スキャンの間、前記Ｘ線源を制御して前記被検体に前記Ｘ線を照射し、
前記処理回路は、前記第１モードまたは第２モードを選択して、前記第１の照射に基づいて動作パラメータを調整してもよい。
（付記４）
前記第１の照射は前記第２の照射に比べて持続時間が短くかつＸ線照射レベルが低くてもよい。
（付記５）
前記フォトン計数回路の各々は、前記第１の照射の間に対応する画素におけるフォトン数乃至はフォトンのエネルギー分布を決定してもよい。
（付記６）
前記処理回路は、
プロセッサと、
前記Ｘ線の線束とエネルギーとの関数である、モードデータと動作パラメータデータとを含む記憶装置と、を備え、
前記プロセッサは、前記スキャンにおける前記第１の照射でのカウントレートを前記記憶装置内のデータと比較して前記第１モードまたは前記第２モードのいずれかを選択しかつ前記動作パラメータを調整してもよい。
（付記７）
前記スキャン制御回路は、前記スキャンにおける第１の照射でのカウントレートに基づく前記比較からの、前記選択されたモードと調整された動作パラメータとを用いて、前記Ｘ線源を制御して前記スキャンにおける前記第２の照射の間に前記被検体にＸ線を照射してもよい。
（付記８）
前記記憶装置は、ルックアップテーブルでもよい。
（付記９）
前記処理回路は、
空間的均一性を高めるように前記第２の照射にて取得された照射データを処理してもよい。
（付記１０）
前記処理回路は、前記フォトン計数回路の１つに接続された前記画素から収集された照射データをダウンサンプリングし、前記グループ内の接続された画素から収集された照射データをアップサンプリングしてもよい。
（付記１１）
前記フォトン計数回路は、
パルス信号を出力する電荷感応型プリアンプと、
前記パルス信号の形状と幅とのうち少なくとも一方を調整する波形整形回路とを有してもよい。
（付記１２）
前記電荷感応型プリアンプの積分時間と前記波形整形回路のパルス幅との少なくとも一方を動作パラメータとし、前記処理回路は、前記カウントレートに基づいて、前記積分時間と前記パルス幅とのうち少なくとも一方を調整してもよい。
（付記１３）
前記パルス信号の形状と幅とのうち少なくとも一方を動作パラメータとし、前記波形整形回路は、Ｘ線のエネルギーと線束との少なくとも一方に基づいて、前記形状と前記幅とのうち少なくとも一方を調整してもよい。
（付記１４）
前記画素の電圧より低い印加電圧を有する前記複数の画素間に配置された共通導電片を有してもよい。
（付記１５）
フォトン計数型コンピュータ断層撮影方法であって、
Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射し、
グループ状に配列された複数の画素を有する検出器と、前記複数の画素の各々に対して設けられたフォトン計数回路とを用いて、複数のビュー毎にカウントレートを検出し、
検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続する第１モード、又は、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する第２モードを選択すること、
を含む、方法。
（付記１６）
Ｘ線源と、
前記Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射するスキャン制御回路と、
前記Ｘ線源からＸ線を受けるように配置されると共に、グループ状に配列された複数の画素を有する検出器と、
前記画素の各々に対して設けられ、かつそれぞれ調整可能な動作パラメータを有するフォトン計数回路と、
第１モードで、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続し、第２モードで、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する接続回路と、
前記接続回路と前記フォトン計数回路とに接続され、検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、前記第１モードまたは前記第２モードを選択し、前記動作パラメータを調整する処理回路と、を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
（付記１７）
フォトン計数型コンピュータ断層撮影方法であって、
各ビューが第１の照射と前記第１の照射後の第２の照射とを含む、複数のビューからのスキャンの間被検体にＸ線を照射し、
前記複数のビュー毎に、フォトン計数回路とグループ状に配列された複数の画素を有する検出器とを用いて前記第１の照射の間に受けたＸ線のカウントレートを検出し、
前記第１の照射の間に受けた前記カウントレートに基づいて、各グループ内の画素の数と前記フォトン計数回路の動作パラメータとを選択し、
前記選択された画素の数と動作パラメータとに基づいて、前記第２の期間の間前記被検体に照射すること、を含む、方法。

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、実施形態同士の組み合わせ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ＣＴ装置
１２ａ Ｘ線管
１３ 検出器
３３ スキャン制御回路
４２ 可調フォトン計数回路
４３、５３ 処理回路
４４ スイッチ

Claims (14)

1. Ｘ線源と、
   前記Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射するスキャン制御回路と、
   前記Ｘ線源からＸ線を受けるように配置されると共に、グループ状に配列された複数の画素を有する検出器と、
   前記画素の各々に対して設けられるフォトン計数回路と、
   第１モードで、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続し、第２モードで、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する接続回路と、
   前記接続回路と前記フォトン計数回路とに接続され、検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、前記第１モードまたは前記第２モードを選択する処理回路と、を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記フォトン計数回路は、調整可能な動作パラメータを有し、
   前記処理回路は、前記カウントレートに基づいて、前記動作パラメータを調整する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記スキャン制御回路は、第１の照射と当該第１の照射後の第２の照射を含む前記スキャンの間、前記Ｘ線源を制御して前記被検体に前記Ｘ線を照射し、
   前記処理回路は、前記第１モードまたは前記第２モードを選択して、前記第１の照射に基づいて動作パラメータを調整する、請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記第１の照射は前記第２の照射に比べて持続時間が短くかつＸ線照射レベルが低い、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記フォトン計数回路の各々は、前記第１の照射の間に対応する画素におけるフォトン数乃至はフォトンのエネルギー分布を決定する、請求項３又は４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記処理回路は、
   プロセッサと、
   前記Ｘ線の線束とエネルギーとの関数である、モードデータと動作パラメータデータとを含む記憶装置と、を備え、
   前記プロセッサは、前記スキャンにおける前記第１の照射でのカウントレートを前記記憶装置内のデータと比較して前記第１モードまたは前記第２モードのいずれかを選択しかつ前記動作パラメータを調整する、請求項３～５のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記スキャン制御回路は、前記スキャンにおける第１の照射でのカウントレートに基づく前記比較からの、前記選択されたモードと調整された動作パラメータとを用いて、前記Ｘ線源を制御して前記スキャンにおける前記第２の照射の間に前記被検体にＸ線を照射する、請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記処理回路は、
   空間的均一性を高めるように前記第２の照射にて取得された照射データを処理する、請求項３～７のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記処理回路は、前記フォトン計数回路の１つに接続された前記画素から収集された照射データをダウンサンプリングし、前記グループ内の接続された画素から収集された照射データをアップサンプリングする、請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記フォトン計数回路は、
    パルス信号を出力する電荷感応型プリアンプと、
    前記パルス信号の形状と幅とのうち少なくとも一方を調整する波形整形回路とを有する、請求項１～９のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記電荷感応型プリアンプの積分時間と前記波形整形回路のパルス幅との少なくとも一方を動作パラメータとし、
    前記処理回路は、前記カウントレートに基づいて、前記積分時間と前記パルス幅とのうち少なくとも一方を調整する、請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記パルス信号の形状と幅とのうち少なくとも一方を動作パラメータとし、
    前記波形整形回路は、Ｘ線のエネルギーと線束との少なくとも一方に基づいて、前記形状と前記幅とのうち少なくとも一方を調整する、請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
13. 前記画素の電圧より低い印加電圧を有する前記複数の画素間に配置された共通導電片を有する、請求項１～１２のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
14. フォトン計数型コンピュータ断層撮影方法であって、
    Ｘ線源を制御して複数のビューでのスキャンの間被検体にＸ線を照射し、
    グループ状に配列された複数の画素を有する検出器と、前記複数の画素の各々に対して設けられたフォトン計数回路とを用いて、複数のビュー毎にカウントレートを検出し、
    検出されたカウントレートに基づいて、各ビューにおいて、各画素を前記フォトン計数回路の１つにそれぞれ接続する第１モード、又は、グループ内の各画素を単一の前記フォトン計数回路に接続する第２モードを選択すること、
    を含む、方法。

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