JP5875790B2 - 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 - Google Patents

光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 Download PDF

Info

Publication number
JP5875790B2
JP5875790B2 JP2011151158A JP2011151158A JP5875790B2 JP 5875790 B2 JP5875790 B2 JP 5875790B2 JP 2011151158 A JP2011151158 A JP 2011151158A JP 2011151158 A JP2011151158 A JP 2011151158A JP 5875790 B2 JP5875790 B2 JP 5875790B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
energy
characteristic
pixel
tube
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.)
Active
Application number
JP2011151158A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2013019698A (ja
Inventor
永井　清一郎
清一郎 永井
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
Priority to JP2011151158A priority Critical patent/JP5875790B2/ja
Priority to CN201280002885.8A priority patent/CN103109205B/zh
Priority to EP12807377.2A priority patent/EP2730948B1/en
Priority to PCT/JP2012/067396 priority patent/WO2013005848A1/ja
Publication of JP2013019698A publication Critical patent/JP2013019698A/ja
Priority to US13/924,131 priority patent/US9213108B2/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5875790B2 publication Critical patent/JP5875790B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/025—Tomosynthesis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
    • A61B6/0407—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body
    • A61B6/0414—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body with compression means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/502—Clinical applications involving diagnosis of breast, i.e. mammography

Description

本実施形態は、Ｘ線光子（粒子）を計数する光子計数型画像検出器と、その光子計数型画像検出器を備えるＸ線診断装置及びＸ線コンピュータ断層装置（Ｘ線ＣＴ装置）とに関する。
Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置では、半導体セル（Ｘ線検出物質）と、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路とを備えた光子計数型画像検出器が用いられている。光子計数型画像検出器の理想の動作では、ある画素にエネルギーＥｉｎのＸ線光子がＮ個吸収された場合、Ｘ線光子の入射画素で検出される信号がＥｉｎ×Ｎに比例し、かつ、Ｘ線光子の入射画素の周辺画素の信号がゼロであることが望ましい。
特開２００６−１０１９２６号公報 特開２０００−２３９６１号公報 特開２００７−７４０７号公報
新井康夫 「ＳＯＩ技術による一体化ピクセル検出器の開発」 ２００７年６月、高エネルギーニュース ２００７年６月１日
しかしながら、従来技術によると、実際には、Ｘ線の検出過程において、周辺画素への信号漏れがあるため、Ｘ線光子の入射画素の信号が、Ｅｉｎ×Ｎに比例せず、しかも、Ｘ線光子の入射画素の周辺画素の信号がゼロでない。
Ｘ線光子の入射画素ではない周辺画素に信号が現れるということは、画像特性としては、空間分解能が劣化していることになる。
また、周辺画素への信号の漏れる過程は確率過程であるため、複数のＸ線光子がある画素に入射した場合、入射１回ごとに周辺画素への信号漏れの結果は異なる。これは画像特性としては、画像のノイズを形成することに寄与する。
本実施形態の光子計数型画像検出器は、上述した課題を解決するために、Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、前記検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成する電気パルス生成部と、前記電気パルスの波高値を基に前記電気パルスを弁別する弁別部と、前記弁別された電気パルスのうち、前記Ｘ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する制御部と、前記制御部による制御に従って、前記弁別された電気パルスを計数する計数部と、を備えた。
本実施形態のＸ線診断装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線管、及び光子計数型画像検出器を備えるＸ線診断装置において、前記光子計数型画像検出器は、Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、前記検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成する電気パルス生成部と、前記電気パルスの波高値を基に前記電気パルスを弁別する弁別部と、前記弁別された電気パルスのうち、前記Ｘ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する制御部と、前記制御部による制御に従って、前記弁別された電気パルスを計数する計数部と、を備えた。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線管、及び光子計数型画像検出器を備えるＸ線コンピュータ断層装置において、前記光子計数型画像検出器は、Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、前記検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成する電気パルス生成部と、前記電気パルスの波高値を基に前記電気パルスを弁別する弁別部と、前記弁別された電気パルスのうち、前記Ｘ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する制御部と、前記制御部による制御に従って、前記弁別された電気パルスを計数する計数部と、を備えた。
本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置の全体の外観構成を示す斜視図。 本実施形態の光子計数型画像検出器を中心とした電気的なブロック図。 （ａ）〜（ｅ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器の吸収エネルギーの例を示す図。 （ａ）〜（ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の入射画素の吸収エネルギーのイベント数を示す図。 （ａ）〜（ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の非入射画素の吸収エネルギーのイベント数を示す図。 （ａ），（ｂ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に複数のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器のエネルギースペクトルの例を示す図。 本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素にＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器の吸収エネルギーの例を示す図。 本実施形態の光子計数型画像検出器の第１変形例における、比較器を中心とした電気的なブロック図。 ４段の比較器を用いて特性Ｘ線のエネルギーを非計数とする論理演算を説明するための図。 Ｘ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置で用いられる、連続Ｘ線スペクトル及び累積光子数をグラフとして示す図。 胸部Ｘ線エネルギー領域で、半導体センサとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果をグラフとして示す図。 乳房Ｘ線エネルギー領域で、半導体センサとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果をグラフとして示す図。
本実施形態の光子計数型画像検出器、Ｘ線診断装置、及びＸ線ＣＴ装置について、添付図面を参照して説明する。
本実施形態の光子計数型画像検出器は、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置等に備えられるものであるが、以下、光子計数型画像検出器を、Ｘ線診断装置としての乳房Ｘ線撮影装置に備えるものとして説明する。
図１は、本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置の全体の外観構成を示す斜視図である。
図１は、患者の乳房（被検体）を撮影する、本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置１を示す。乳房Ｘ線撮影装置１は、撮影台装置１１及び撮影制御／画像処理装置１２によって構成される。
撮影台装置１１は、アーム部１５、スタンド部１６、接続部１７、及び操作部１８を備える。アーム部１５は、接続部１７を介して回転可能なようにスタンド部１６に支持される。
アーム部１５は、Ｘ線管２１、線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２、フェイスガード２３、圧迫板２４、グリッド２５、光子計数型画像検出器２６、圧迫フットペダル２７、Ｃアーム上下／回転微調整スイッチ２８、及び報知ランプ２９を備える。スタンド部１６は、情報表示パネル３０及びサイドパネル３１を備える。操作部１８は、撮影条件設定パネル３２及び高電圧供給装置３３を備える。
アーム部１５のＸ線管２１は、操作部１８の高電圧供給装置３３からの高電圧電力の供給を受けて、この高電圧電力の条件に応じて患者の乳房を介して光子計数型画像検出器２６に向かってＸ線を照射するための真空管である。
線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２は、Ｘ線管２１の前面に配置される。線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２は、Ｘ線管２１によって発生されたＸ線の線質を調整したり照射野を制限したりするための調整器具である。
フェイスガード２３は、撮影時に患者の頭部をＸ線被曝から保護するための防護器具である。
圧迫板２４は、光子計数型画像検出器２６との間で患者の乳房を圧迫するために光子計数型画像検出器２６の上方に設けられる圧迫器具である。圧迫板２４は、透明な樹脂で形成されており、光子計数型画像検出器２６に対して接離可能に支持されている。そして、圧迫板２４を光子計数型画像検出器２６側に移動させることによって患者の乳房を圧迫し、乳房の厚さを薄く略均一にすることが可能である。圧迫板２４は、圧迫フットペダル２７が技師等の撮影者によって操作された場合に、圧迫板２４を上下方向に移動させるためのモータからなる駆動機構（図示しない）が駆動することによって上下方向に移動する。
グリッド２５は、散乱線を除去して撮影画像のコントラストを改善するための器具である。
光子計数型画像検出器２６は、後述する、半導体セル（Ｘ線検出物質）Ｓと、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路Ｃとを備える。光子計数型画像検出器２６から出力されるデジタル信号は、撮影制御／画像処理装置１２に出力される。
圧迫フットペダル２７は、圧迫板２４の上下方向への位置を調整するための、操作者が踏むためのペダルである。
Ｃアーム上下／回転微調整スイッチ２８は、Ｘ線管２１や光子計数型画像検出器２６等から構成されるＣアームを上下に移動したり回転したりするためのスイッチである。
報知ランプ２９としては、ＬＥＤ（ｌｉｇｈｔ ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅ）や、ＬＣＤ（ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌ ｄｉｓｐｌａｙ）等が挙げられる。報知ランプ２９は、撮影制御／画像処理装置１２の制御によって点灯又は点滅する。
スタンド部１６の情報表示パネル３０は、圧迫情報等の各種情報を表示するためのパネルである。
サイドパネル３１は、乳房Ｘ線撮影装置１の各部を制御するための操作パネルである。
操作部１８の撮影条件設定パネル３２は、Ｘ線撮影の条件を設定するためのパネルである。
高電圧供給装置３３は、アーム部１５のＸ線管２１に電圧を供給する装置である。
撮影台装置１１のＸ線管２１によってＸ線が発生されると、そのＸ線は線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２によって照射範囲を絞られたうえで、圧迫板２４と光子計数型画像検出器２６との間で圧迫された乳房に照射される。そして、乳房を透過したＸ線は光子計数型画像検出器２６によって検出され、デジタル信号として撮影制御／画像処理装置１２に出力される。
撮影制御／画像処理装置１２は、乳房Ｘ線撮影装置１全体の動作制御や、撮影台装置１１によって取得された撮影画像に関する画像処理等を行なう装置である。撮影制御／画像処理装置１２は、入力装置４２、表示装置４３、及びスピーカ４４等を含む。
図２は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を中心とした電気的なブロック図である。
図２に示すように、光子計数型画像検出器２６は、画素Ｐ毎に、半導体セルＳと、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路Ｃとを備える。ここで、図２に示す光子計数型画像検出器２６が、図３に示すように、Ａ列１チャンネルの画素Ｐ［Ａ１］からＥ列５チャンネルの画素Ｐ［Ａ１］までの２５個の画素Ｐを備えるものとして説明する。
各処理回路Ｃは、チャージアンプ５１、波形整形回路５２、ｎ（ｎ：正の整数）段の比較器（Ｄｕａｌ Ｄｉｓｃｒｉ）５３１〜５３ｎ、ｎ段のスイッチ５４１〜５４ｎ、閾値論理回路（Ｄｉｓｃｒｉ Ｌｏｇｉｃ）５５、及びｍ段のカウンタ（Ｃｏｕｎｔｅｒ ＣＬＫ）５６１〜５６ｍを備える。
チャージアンプ５１は、半導体セルＳの複数の集電電極のそれぞれに接続される。チャージアンプ５１は、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷を電圧パルス信号として出力する。チャージアンプ５１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５２に接続される。
波形整形回路５２は、検知した電圧パルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。波形整形回路５２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。画素毎の波形整形回路５２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各収集チャンネルの波形整形回路５２から出力された、波形整形されたパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギー量を反映した特性を有することになり、画素間のかかるばらつきは殆ど解消される。波形整形回路５２の出力端は、複数の比較器５３１〜５３ｎの比較入力端にそれぞれ接続される。
比較器５３１〜５３ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）〜ＴＨｎ（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。波形整形回路５２から１個のパルス信号の波高値（吸収されたＸ線光子のエネルギー）を異なる基準値ＴＨ１〜ＴＨｎで比較することで、半導体セルＳで吸収されたＸ線光子（Ｘ線粒子）のエネルギーを、事前に複数に分けて設定されたエネルギー領域のうちいずれかに弁別できる。例えば、ｎが３である場合、パルス信号の波高値が基準値ＴＨ１〜ＴＨ３のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギー領域が異なる。波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第１のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第２のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ３（下限基準値ＴＨＬ）以下の場合や、基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、外乱や半導体セルＳやチャージアンプ５１からのホワイトノイズを検出させないものとして弁別される。基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、他にもＸ線光子が２個以上同時に画素に入射した場合にも起こりうるが、ここではそのような事象は発生確率が低いものとし画像情報を形成する主な信号ではないとして外乱などと同様に扱うものとする。
なお、基準値の数が３、すなわち、弁別可能なエネルギー領域の数が３の場合に限定されるものではない。基準値の数は、２や４等であってもよいし、場合によっては、１個であってもよい。基準値の数が１の場合には、Ｘ線光子が入射したか否かの情報のみが得られる。比較器５３１〜５３ｎの出力端は、スイッチ５４１〜５４ｎに接続される。
スイッチ５４１〜５４ｎは、比較器５３１〜５３ｎからそれぞれ出力されるパルス信号がスイッチ５４１〜５４ｎの基準値ＴＨ１〜ＴＨｎを超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。例えば、スイッチ５４１は、比較器５３１から出力されるパルス信号がスイッチ５４１の基準値ＴＨ１を超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。スイッチ５４１〜５４ｎの出力端は、閾値論理回路５５に接続されている。
閾値論理回路５５は、スイッチ５４１〜５４ｎからそれぞれ出力されるパルス信号を基に、比較器５３１〜５３ｎのうちいずれがオン（オフ）になっているかを読み取り、オンになっている比較器５３１〜５３ｎのうちの最大のパルス信号に対応する出力パルスを計数（カウント）するようにクロックパルスを発生する。閾値論理回路５５の複数の出力端は、複数のカウンタ５６１〜５６ｍに各別に接続され、クロックパルスを計数する。複数のカウンタ５６１〜５６ｍはパルス信号の波高に対応してそれぞれのカウンタに計数するように動作する。例えばＴＨ２を超えＴＨ１より小さなパルスはカウンタ５６１で計数され、ＴＨ３を超えＴＨ２より小さなパルスはカウンタ５６2で計数される（以下同様）。この場合は、必要なカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＝ｎ−１となる。
別の例ではカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＜ｎ−１となることもある。各比較器で波高弁別されたパルス数をそれぞれの波高範囲毎ではなく、複数の波高範囲をまとめて計数する場合がそれに当たる。もっとも小さいカウンタの数ｍは、ｍ＝１である。この場合、閾値論理回路５５が出力するクロックパルスを１つのカウンタにより計数するので、Ｘ線光子のエネルギーの区別をせずに光子数を計数することになる。
カウンタ５６１〜５６ｍは、閾値論理回路５５から出力されるクロックパルスをカウントアップして、各担当するエネルギー領域に入るＸ線光子の数を一定時間に渡って計測する。
このように、光子計数型画像検出器２６は、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６１〜５６ｍにより、光子計数型画像検出器２６の各画素Ｐに入射したＸ線光子の数をカウンタの段数ｍに応じたエネルギー領域毎に計測する。その結果としての計数値、すなわち、Ｘ線光子の計数値は、複数のカウンタ５６１〜５６ｍからデジタル量の検出データ（生データ）として読み出される。データ読出しは、ＡＳＩＣ層ＡＳ内に画素Ｐ毎に行なわれる。
画素Ｐ［Ａ１］〜Ｐ［Ｅ５］の計数値データは、撮影制御／画像処理装置１２にそれぞれ送られる。
図３は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーの例を示す図である。一般に放射線の検出は放射線と検出物質の確率的な相互作用に基づいているため検出物質の層の厚さが十分厚くないと放射線が相互作用をせずに通り抜けてしまうことがある。光子計数型画像検出器２６では半導体セルＳが充分厚く、入射したＸ線光子のほぼ１００％が半導体セルＳ内にエネルギーを付与する相互作用をおこなうものとする。
図３（ａ）は、光子計数型画像検出器２６を構成する画素ＰのうちＣ列３チャンネルの画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］にＸ線光子の全エネルギーＥｉｎが吸収された場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（ｂ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるＫ−Ｘ線の全エネルギーＥｋが入射画素Ｐ［Ｃ３］以外の非入射画素Ｐ［Ｃ２］に吸収された場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（ｃ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ−Ｘ線が検出膜外に飛び出した場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（ｄ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ−Ｘ線が非入射画素Ｐ［Ｃ２］で光電効果を起こし、発生したＬ線の全エネルギーＥｌが非入射画素Ｐ［Ｃ２］以外の非入射画素Ｐ［Ｄ１］に吸収される場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（ｅ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ−Ｘ線が非入射画素Ｐ［Ｃ２］で光電効果を起こし、発生したＬ線の全エネルギーＥｌが入射画素Ｐ［Ｃ３］に吸収される場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。
Ｘ線が検出膜に吸収される過程が確率過程であることから、図３（ｂ）〜図３（ｅ）に示した各例はどれもが起こり得るものであるため、エネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が画素Ｐ［Ｃ３］に入射する場合を例にとってみても、入射画素Ｐ［Ｃ３］以外の非入射画素Ｐにもエネルギーが吸収されてしまうため、Ｘ線画像の解像度が劣化する。また、図３（ｂ）〜図３（ｅ）に示した各例において入射画素Ｐ［Ｃ３］に蓄積されるエネルギーが一定でなく、また、エネルギーを吸収する非入射画素Ｐが一定していないので、Ｘ線画像の画像ノイズの原因となる。
図４は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の入射画素Ｐの吸収エネルギーのイベント数を示す図である。なお、図４において、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
図４（ａ）は、図３（ａ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎのイベント数を示す。図４（ｂ）は、図３（ｂ）〜図３（ｄ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎ−Ｅｋのイベント数を示す。図４（ｃ）は、図３（ｅ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎ−Ｅｋ＋Ｅｌのイベント数を示す。図４及び後述の図５では、比較器の段数ｎとカウンタの段数ｍが十分大きく、入射Ｘ線及び特性Ｘ線のエネルギーを弁別できることを前提としている。
図５は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の非入射画素Ｐの吸収エネルギーのイベント数を示す図である。なお、図５において、図４と同様に、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
図５（ａ）は、図３（ｂ）に示す非入射画素Ｐ［Ｃ２］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｃ２］の吸収エネルギーＥｋのイベント数を示す。図５（ｂ）は、図３（ｄ）及び図３（ｅ）に示す非入射画素Ｐ［Ｃ２］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｃ２］の吸収エネルギーＥｋ−Ｅｌのイベント数を示す。図５（ｃ）は、図３（ｄ）に示す非入射画素Ｐ［Ｄ１］のカウンタ５６１〜５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｄ１］の吸収エネルギーＥｌのイベント数を示す。
図６は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに複数のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６のエネルギースペクトルの例を示す図である。なお、図６において、図４及び図５と同様に、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
図６（ａ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの複数のＸ線光子がそれぞれ入射する場合の入射画素Ｐ［Ｃ３］のエネルギースペクトルを示す。図６（ｂ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの複数のＸ線光子がそれぞれ入射する場合の非入射画素Ｐのエネルギースペクトルを示す。
複数のＸ線光子が画素Ｐ［Ｃ３］に入射した場合、Ｘ線光子の入射毎に、図３（ａ）乃至図３（ｅ）を用いて説明したどれかの現象がある確率分布で起こり、これらがＸ線照射期間中に光子計数型画像検出器２６に蓄積される。Ｘ線光子を検出しその吸収エネルギーを弁別する機能が画素Ｐ毎に構成されている光子計数型画像検出器２６において、Ｘ線光子の入射画素Ｐ［Ｃ３］では、図４（ａ）乃至図４（ｃ）に基づく図６（ａ）のエネルギースペクトルが得られ、Ｘ線光子の非入射画素Ｐでは、図５（ａ）乃至図５（ｃ）に基づく図６（ｂ）のエネルギースペクトルが得られる。なお、図６（ａ）及び図６（ｂ）では、ある確率分布を仮定している。縦軸は相対値を示す。
図６（ａ）に示すように、入射画素Ｐ［Ｃ３］には、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌは現れない。逆に、図６（ｂ）に示すように、非入射画素Ｐには、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌとそれらの差分エネルギーＥｋ−Ｅｌが現れる。なお、図６（ａ）及び図６（ｂ）で示す例は、入射Ｘ線のエネルギーＥｉｎの値、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌの値、各現象が起こる確率を適当に設定したものであるが、現実の半導体セルＳについても同様のことが起きる。
図７は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素ＰにＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーの例を示す図である。
図７は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎのＭ（Ｍ：正の整数）個のＸ線光子が入射する場合の、光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。入射画素Ｐ［Ｃ３］では、エネルギーＥｉｎがｍ１（ｍ１≦Ｍ）回、エネルギーＥｉｎ−Ｅｋがｍ２（ｍ２≦Ｍ）回、エネルギーＥｉｎ−Ｅｋ＋Ｅｌがｍ３（ｍ３≦Ｍ）回検出される。よって、入射画素Ｐ［Ｃ３］の計数結果Ｍは、Ｍ＝（ｍ１＋ｍ２＋ｍ３）であり、特性Ｘ線が確率に支配されて非入射画素Ｐに吸収されたり検出膜の外側に放出されたりすることにより、ｍ１、ｍ２、ｍ３の値が変わってもこれらの合計値である入射画素Ｐ［Ｃ３］の計数結果Ｍは影響を受けない。入射したＸ線光子が半導体セルＳと全く相互作用せずに透過してしまう場合は計数されないが、前述したように光子計数型画像検出器２６では、半導体セルＳが充分厚く入射したＸ線光子のほぼ１００％が半導体セルＳ内にエネルギーを付与する相互作用をおこなうものとするため、上述したように計数結果Ｍは確率の影響をほとんど受けない。
図２に示す光子計数型画像検出器２６の画素Ｐ毎の複数の比較器５３１〜５３ｎは、非入射画素Ｐで発生する特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ−Ｅｌと、それ以外であって入射画素Ｐで吸収されるエネルギー（入射エネルギーＥｉｎと、差分エネルギーＥｉｎ−Ｅｋ，Ｅｉｎ−Ｅｋ＋Ｅｌ）とを弁別し（ｎは４以上）、閾値論理回路５５は、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ−Ｅｌとに基づくクロックパルスをカウンタ５６１〜５６ｍに送信しない。よって、カウンタ５６１〜５６ｍは、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ−Ｅｌとを計数しないことになる。よって、光子計数型画像検出器２６は、入射画素Ｐから漏れ出たＸ線に基づく信号を除去できる。
また、光子計数型画像検出器２６は、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌ以外のエネルギーについては、エネルギーによらず１イベントは１個と計数することにより、画素Ｐに吸収されたＸ線光子の数を数え落としなく計数できるので、Ｘ線光子の数をノイズなしに知ることができる。
（第１変形例）
Ｘ線診断装置で使用する入射Ｘ線のエネルギーと半導体セルＳを構成するＸ線検出物質により、入射Ｘ線のエネルギー−特性Ｘ線のエネルギーと、特性Ｘ線のエネルギーと、入射Ｘ線のエネルギーとが次の式（１）に示すような大小関係の場合がある。その場合、上述の光子計数型画像検出器２６によると、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とするためには、比較器５３１〜５３ｎ等が多段である必要があり、光子計数型画像検出器２６の回路規模が大きくなるが、次のように実施することができる。
［数１］
入射Ｘ線のエネルギー − 特性Ｘ線のエネルギー
＜ 特性Ｘ線のエネルギー ＜ 入射Ｘ線のエネルギー …（１）
図８は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６の第１変形例における、比較器５３１〜５３ｎを中心とした電気的なブロック図である。
図８に示す光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、図２に示す各処理回路Ｃのｎを４としている。すなわち、光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、各処理回路Ｃは、チャージアンプ５１、波形整形回路５２、４段の比較器５３１〜５３４、閾値論理回路５５、及び４段のカウンタ５６１〜５６４を備える。
光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、比較器５３１の基準入力端には基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）が印加され、比較器５３２の基準入力端には基準値ＴＨ２が印加され、比較器５３３の基準入力端には基準値ＴＨ３が印加され、比較器５３４の基準入力端には基準値ＴＨ４（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。ここで、基準値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３，ＴＨ４をそれぞれ次の式（２）のように設定する。
［数２］
ＴＨ４ ＜ 入射Ｘ線のエネルギー − 特性Ｘ線のエネルギー ＜ ＴＨ３
＜ 特性Ｘ線のエネルギー ＜ ＴＨ２ ＜ 入射Ｘ線のエネルギー
＜ ＴＨ１ …（２）
図９は、４段の比較器５３１〜５３４を用いて特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とする論理演算を説明するための図である。
図９に示すように、閾値論理回路５５は、比較器５３４からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３３，５３２，５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは入射Ｘ線のエネルギー−特性Ｘ線のエネルギーであると判断する。閾値論理回路５５は、比較器５３３からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３２，５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは特性Ｘ線のエネルギーであると判断する。閾値論理回路５５は、比較器５３２からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは入射Ｘ線のエネルギーであると判断する。
図９で説明した閾値論理回路５５によると特性Ｘ線エネルギーを識別できるので、吸収されたエネルギーが特性Ｘ線エネルギーと判断された場合にカウンタ５６１〜５６ｍにクロックパルスを出力しないことで、４段の比較器５３１〜５３４で特性Ｘ線エネルギーを非計数とする構成を実現できる。
（第２変形例）
上述の光子計数型画像検出器２６によると、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とするためには、比較器５３１〜５３ｎ等が多段である必要があり、光子計数型画像検出器２６の回路規模が大きくなる。入射Ｘ線のエネルギー−特性Ｘ線のエネルギーと、特性Ｘ線のエネルギーと、入射Ｘ線のエネルギーとが次の式（３）に示すような大小関係となるようにＸ線診断装置で用いられるＸ線エネルギーと半導体セルＳを構成するＸ線検出物質とを適切に選定することにより回路規模を小さくすることができる。なお、次の式（３）に示す閾値余裕幅（ｅｎ）は、回路ノイズにより決まる電圧をＸ線エネルギーに換算したもので、回路ノイズが小さければ、閾値余裕幅（ｅｎ）も小さくてよい。
［数３］
入射Ｘ線のエネルギー − 特性Ｘ線のエネルギー
＞ 特性Ｘ線のエネルギー ＋ 閾値余裕幅（ｅｎ） …（３）
式（３）に示す関係は、次の式（４）に変形できる。
［数４］
入射Ｘ線のエネルギー
＞ ２ × 特性Ｘ線エネルギー ＋ 閾値余裕幅（ｅｎ） …（４）
また、ここで、特性Ｘ線のエネルギーとして、入射Ｘ線によって発生する特性Ｘ線のエネルギーのみを考える。特性Ｘ線、例えば、Ｋ−Ｘ線が発生するためには、入射Ｘ線のエネルギーがＫ吸収端よりも大きいことが必要である。入射Ｘ線のエネルギーが、実用上Ｋ吸収端よりも小さい範囲に限定されている場合は、Ｋ−Ｘ線は考慮せず、Ｌ−Ｘ線及びＭ−Ｘ線を考慮する。つまり、光子計数型画像検出器２６を備える乳房Ｘ線撮影装置１等のＸ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置では連続スペクトルのＸ線が用いられるので、Ｘ線スペクトルの上限エネルギーがＫ吸収端よりも小さい範囲に限定されている場合は、Ｋ−Ｘ線は考慮しなくてよい。
図１０は、Ｘ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置で用いられる、連続Ｘ線スペクトル及び累積光子数をグラフとして示す図である。図１０は、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの上限エネルギー及び下限エネルギーの一例を示す。
図１０は、Ｘ線スペクトルの全体が含まれるエネルギー範囲のＸ線スペクトル（光子数）と、ある物理量（例えば、エネルギー及び光子数等）の累積積分曲線としての累積光子数とを示す。図１０に示す例では、Ｘ線スペクトルの上限エネルギーを、光子数全体の９９％以上に相当するエネルギー範囲の下限と定義する。また、Ｘ線スペクトルの下限エネルギーを、光子数全体の１％以下に相当するエネルギー範囲の上限と定義する。
撮影制御／画像処理装置１２は、入射Ｘ線のＸ線スペクトル及び、Ｘ線スペクトルの上限エネルギー及び下限エネルギーを図１０に示すように制御するために、Ｘ線管２１の陽極材料と、Ｘ線管２１に印加する管電圧と、線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２とを制御することでＸ線の線質を制御する。
以上のように入射Ｘ線のスペクトルを制御し半導体セルＳの適切な選定を行なえば、２段の比較器５４１，５４２を備える構成とすることができることを以下に示す。入射Ｘ線のエネルギーと半導体セルＳとの適切な制御及び選定を行ない、基準値ＴＨＨ，ＴＨＬを、次の式（５−１），（５−２）にように設定する。なお、式（５−１）に示す入射Ｘ線の最大エネルギー（電圧）は、入射Ｘ線の内の最大エネルギーを電圧に換算した場合の電圧値である。また、式（５−２）に示す特性Ｘ線のエネルギー（電圧）は、特性Ｘ線のエネルギーを電圧に換算した場合の電圧値である。
［数５］
比較器５４１の上限基準値ＴＨＨ
＝ 入射Ｘ線の最大エネルギー（電圧） …（５−１）
比較器５４２の下限基準値ＴＨＬ
＝ 特性Ｘ線のエネルギー（電圧） ＋ 閾値余裕幅（ｅｎ） …（５−２）
光子計数型画像検出器２６を備える乳房Ｘ線撮影装置１等のＸ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置では、連続スペクトルのＸ線が用いられるが、式（４）の関係を連続スペクトルの場合に適用すると、次の式（６）のようになる。
［数６］
Ｘ線スペクトルの下限エネルギー
＞ ２ × 特性Ｘ線のエネルギー ＋ 閾値余裕幅（ｅｎ） …（６）
また、式（５−１）は、次の式（７）のように変換できる。
［数７］
比較器５４１の上限基準値ＴＨＨ
＝ Ｘ線スペクトルの上限エネルギー（電圧） …（７）
式（７）を用いて、Ｘ線スペクトルの上限エネルギー（例えば、図１０）から比較器５４１の上限基準値ＴＨＨを決定できる。また、式（５−２）を用いて、特性Ｘ線のエネルギーを基に比較器５４２の下限基準値ＴＨＬを決定できる。
ここで、「特性Ｘ線」は、詳しくは複数のエネルギーのＸ線をひとまとまりにした名称である。すなわち、Ｋ−Ｘ線であれば、Ｋα１（Ｋ−Ｌ３）線、Ｋα２（Ｋ−Ｌ２）線、及びＫβ１（Ｋ−Ｍ３）線等を含んでいる。また、特性Ｘ線は、Ｋ−Ｘ線だけに限らず、Ｌ−Ｘ線やＭ−Ｘ線等も含んでいる。これらは異なるエネルギーをもつので、本実施形態の趣旨からは、式（６）における「特性Ｘ線のエネルギー」は、「入射Ｘ線により発生する特性Ｘ線のうちの最大のエネルギー」を指すものとする。
また、元素の吸収端エネルギーは「特性Ｘ線のうちの最大のエネルギー」より僅かに大きいので、次の式（８）を用いても実用上同様の効果を得ることができる。
［数８］
Ｘ線スペクトルの下限エネルギー
＞ ２ × 吸収端エネルギー ＋ 閾値余裕幅（ｅｎ） …（８）
本実施形態の光子計数型画像検出器２６の第２変形例について、図１１及び図１２を用いて説明する。
図１１は、胸部Ｘ線エネルギー領域（約５０ｋｅＶ以上）で、半導体センサＳとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果をグラフとして示す図である。
胸部Ｘ線エネルギー領域の場合、図１１に示すグラフを基に、Ｃｄ（Ｃａｄｍｉｕｍ）のＫ吸収端のエネルギーと、Ｔｅ（Ｔｅｌｌｕｒｉｕｍ）のＫ吸収端のエネルギーとは次の式（９）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、式（８）を基に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、Ｋ吸収端のエネルギーが大きいＴｅのＫ吸収端のエネルギーの２倍である６３.６ｋｅＶより大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
［数９］
ＣｄのＫ吸収端
＝ ２６．７ｋｅＶ ＜ ＴｅのＫ吸収端 ＝ ３１．８ｋｅＶ …（９）
図１２は、乳房Ｘ線エネルギー領域（約１０ｋｅＶ以上）で、半導体センサＳとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果をグラフとして示す図である。
乳房Ｘ線エネルギー領域の場合、図１２に示すグラフを基に、ＣｄのＫ吸収端のエネルギーと、ＴｅのＫ吸収端のエネルギーとは次の式（１０−１）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの上限エネルギーが、ＣｄのＫ吸収端のエネルギー２６．７ｋｅＶより小さくなるようにＸ線の線質を制御する。また、乳房Ｘ線エネルギー領域の場合、図１２に示すグラフを基に、ＣｄのＬ１吸収端のエネルギーと、ＴｅのＬ１吸収端のエネルギーとは次の式（１０−２）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、式（８）を基に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、ＴｅのＬ１吸収端のエネルギーの２倍である９．９ｋｅＶより大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
［数１０］
ＣｄのＫ吸収端 ＝ ２６．７ｋｅＶ
＜ ＴｅのＫ吸収端 ＝ ３１．８ｋｅＶ …（１０−１）
ＣｄのＬ１吸収端 ＝ ４．２ｋｅＶ
＜ ＴｅのＬ１吸収端 ＝ ４．９５ｋｅＶ …（１０−２）
なお、撮影制御／画像処理装置１２が行なうＸ線スペクトルの上限エネルギーの制御の具体例を説明する。Ｘ線管２１の管電圧をＥｔｕｂｅ［ｋＶ］とすると、入射Ｘ線のＸ線スペクトルは、Ｅｔｕｂｅ［ｋｅＶ］以下に制限される。また、別の方法として、Ｘ線管２１の照射口付近に、所定の元素を含むビームフィルタを設置すると、元素のＫ吸収端Ｅｋ＿ｂｍｆｌｔよりわずかに大きいエネルギーでのＸ線吸収が大きくなるので、Ｅｋ＿ｂｍｆｌｔがＸ線スペクトルの高エネルギー側に相当する元素を選択することにより、スペクトルの上限を制御することができる。
また、撮影制御／画像処理装置１２が行なうＸ線スペクトルの下限エネルギーの制御の具体例を説明する。Ｘ線画像の生成に使用するエネルギー範囲よりも小さいＫ吸収端を有する（軽い）元素をビームフィルタとして用いる。その場合、エネルギーが小さくなるに従って吸収が大きくなるので、それを利用してＸ線スペクトルの下限エネルギーを制御する。
本実施形態の光子計数型画像検出器２６や、光子計数型画像検出器２６を備えるＸ線診断装置及びＸ線ＣＴ装置によると、検出器内部での信号の広がりを低減できるので、解像度の高いＸ線画像を提供することができる。また、信号の広がりは確率的な現象であるので、信号広がりを低減することでＸ線画像の画像ノイズを低減することもできる。
さらに、本実施形態の光子計数型画像検出器２６の変形例や、光子計数型画像検出器２６の変形例を備えるＸ線診断装置及びＸ線ＣＴ装置によると、複雑な（多段の）回路構成を用いることなく、解像度の高いＸ線画像を提供することができる。
１ 乳房Ｘ線撮影装置（Ｘ線診断装置）
２１ Ｘ線管
２２ 線質調整フィルタ／照射野制限マスク
２６ 光子計数型画像検出器
５１ チャージアンプ
５２ 波形整形回路
５３１〜５３ｎ 比較器
５４１〜５４ｎ スイッチ
５５ 閾値論理回路
５６１〜５６ｍ カウンタ
Ｓ 半導体セル
Ｃ 処理回路

Claims (7)

  1. Ｘ線光子を検出する、複数の画素にそれぞれ対応する複数のＸ線検出物質と、
    前記Ｘ線光子に応答して集電される電荷を基に、前記複数の画素の各画素で電気パルスを生成する電気パルス生成部と、
    前記各画素で前記電気パルスを波高弁別する弁別部と、
    前記各画素で波高弁別された前記電気パルスのうち、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスと、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する、複数の異なる特性Ｘ線のエネルギーの差分エネルギーに対応する電気パルスとを非計数とするように制御する制御部と、
    前記制御部による制御に従って、前記各画素で波高弁別された前記電気パルスをエネルギー領域ごとに計数する計数部と、
    を備えた光子計数型画像検出器。
  2. Ｘ線管、及び光子計数型画像検出器を備えるＸ線診断装置において、
    前記光子計数型画像検出器は、
    Ｘ線光子を検出する、複数の画素にそれぞれ対応する複数のＸ線検出物質と、
    前記Ｘ線光子に応答して集電される電荷を基に、前記複数の画素の各画素で電気パルスを生成する電気パルス生成部と、
    前記各画素で前記電気パルスを波高弁別する弁別部と、
    前記各画素で波高弁別された前記電気パルスのうち、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスと、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する、複数の異なる特性Ｘ線のエネルギーの差分エネルギーに対応する電気パルスとを非計数とするように制御する制御部と、
    前記制御部による制御に従って、前記各画素で波高弁別された前記電気パルスをエネルギー領域ごとに計数する計数部と、
    を備えたＸ線診断装置。
  3. 前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線管から照射されるＸ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記複数のＸ線検出物質の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２に記載のＸ線診断装置。
  4. 前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線管から照射されるＸ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性Ｘ線エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２に記載のＸ線診断装置。
  5. Ｘ線管、及び光子計数型画像検出器を備えるＸ線コンピュータ断層装置において、
    前記光子計数型画像検出器は、
    Ｘ線光子を検出する、複数の画素にそれぞれ対応する複数のＸ線検出物質と、
    前記Ｘ線光子に応答して集電される電荷を基に、前記複数の画素の各画素で電気パルスを生成する電気パルス生成部と、
    前記各画素で前記電気パルスを波高弁別する弁別部と、
    前記各画素で波高弁別された前記電気パルスのうち、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスと、前記各画素に対応するＸ線検出物質で発生する、複数の異なる特性Ｘ線のエネルギーの差分エネルギーに対応する電気パルスとを非計数とするように制御する制御部と、
    前記制御部による制御に従って、前記各画素で波高弁別された前記電気パルスをエネルギー領域ごとに計数する計数部と、
    を備えたＸ線コンピュータ断層装置。
  6. 前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線管から照射されるＸ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記複数のＸ線検出物質の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項５に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
  7. 前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線管から照射されるＸ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性Ｘ線エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項５に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
JP2011151158A 2011-07-07 2011-07-07 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 Active JP5875790B2 (ja)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011151158A JP5875790B2 (ja) 2011-07-07 2011-07-07 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置
CN201280002885.8A CN103109205B (zh) 2011-07-07 2012-07-06 光子计数型图像检测器、x射线诊断装置、以及x射线计算机断层装置
EP12807377.2A EP2730948B1 (en) 2011-07-07 2012-07-06 Photon counting image detector, x-ray diagnosis apparatus, and x-ray computerized tomography apparatus
PCT/JP2012/067396 WO2013005848A1 (ja) 2011-07-07 2012-07-06 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置
US13/924,131 US9213108B2 (en) 2011-07-07 2013-06-21 Photon counting type image detector, X-ray diagnosis apparatus and X-ray computed tomography apparatus

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011151158A JP5875790B2 (ja) 2011-07-07 2011-07-07 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2013019698A JP2013019698A (ja) 2013-01-31
JP5875790B2 true JP5875790B2 (ja) 2016-03-02

Family

ID=47437190

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2011151158A Active JP5875790B2 (ja) 2011-07-07 2011-07-07 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9213108B2 (ja)
EP (1) EP2730948B1 (ja)
JP (1) JP5875790B2 (ja)
CN (1) CN103109205B (ja)
WO (1) WO2013005848A1 (ja)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5914381B2 (ja) * 2013-02-19 2016-05-11 株式会社リガク Ｘ線データ処理装置、ｘ線データ処理方法およびｘ線データ処理プログラム
JP6305692B2 (ja) * 2013-05-28 2018-04-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置
EP3006924B1 (en) 2013-05-29 2019-09-11 Tokyo Metropolitan Industrial Technology Research Institute Device and method for image reconstruction at different x-ray energies
CN104198502A (zh) * 2013-06-18 2014-12-10 深圳市锋瑞佳实业发展有限公司 一种伽马射线米级探伤装置
CN105706439B (zh) * 2013-09-16 2019-06-28 超龙凯姆公司 动态、单个光电二极管像素电路及其操作方法
EP2871496B1 (en) * 2013-11-12 2020-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation detector and computed tomography apparatus using the same
WO2015078753A1 (en) * 2013-11-27 2015-06-04 Koninklijke Philips N.V. Detection device for detecting photons and method therefore
JP6474350B2 (ja) * 2013-12-09 2019-02-27 浜松ホトニクス株式会社 二次元フォトンカウンティング素子
CN105828718B (zh) * 2013-12-18 2021-01-19 皇家飞利浦有限公司 光子计数探测器
CN103685991B (zh) * 2013-12-31 2017-10-24 北京唯迈医疗设备有限公司 一种串行读出光子计数芯片
JP2015181563A (ja) * 2014-03-20 2015-10-22 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
WO2015146691A1 (ja) * 2014-03-26 2015-10-01 株式会社 日立メディコ Ｘ線撮影装置
JP6448930B2 (ja) * 2014-06-30 2019-01-09 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 フォトンカウンティング型ｘ線ｃｔ装置及びフォトンカウンティング型イメージングプログラム
US10117628B2 (en) * 2014-10-01 2018-11-06 Toshiba Medical Systems Corporation Photon counting apparatus
WO2016076767A1 (en) * 2014-11-10 2016-05-19 Prismatic Sensors Ab X-ray imaging based on image data from a photon-counting multi bin x-ray detector
CN104568175B (zh) * 2014-12-29 2018-03-09 成都麟鑫泰来科技有限公司 单光子阵列探测成像装置
ES2795831T3 (es) * 2015-04-07 2020-11-24 Shenzhen Xpectvision Tech Co Ltd Detector de rayos X semiconductor
EP3281040B1 (en) 2015-04-07 2021-11-24 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Semiconductor x-ray detector
IL254537B2 (en) 2015-04-07 2023-10-01 Shenzhen Xpectvision Tech Co Ltd Methods for making semiconductor X-ray detectors
JP2016223950A (ja) * 2015-06-01 2016-12-28 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その駆動方法及びプログラム
JP6680470B2 (ja) 2015-06-05 2020-04-15 地方独立行政法人東京都立産業技術研究センター 画像取得装置及び画像取得方法並びに画像補正プログラム
EP3320371A4 (en) 2015-06-10 2019-03-06 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. DETECTOR FOR X-RAY FLUORESCENCE
EP3320374B1 (en) 2015-07-09 2020-05-20 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Methods of making semiconductor x-ray detector
US10098595B2 (en) * 2015-08-06 2018-10-16 Texas Instruments Incorporated Low power photon counting system
CN108449982B (zh) * 2015-08-27 2020-12-15 深圳帧观德芯科技有限公司 利用能够分辨光子能量的检测器的x射线成像
WO2017041221A1 (en) 2015-09-08 2017-03-16 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Methods for making an x-ray detector
JP6700737B2 (ja) * 2015-11-20 2020-05-27 キヤノン株式会社 放射線撮像システム、信号処理装置、及び、放射線画像の信号処理方法
CN109475334B (zh) * 2016-08-18 2023-03-14 深圳帧观德芯科技有限公司 专用乳房电脑断层摄影系统
US10162066B2 (en) * 2017-02-06 2018-12-25 General Electric Company Coincidence-enabling photon-counting detector
US10151845B1 (en) 2017-08-02 2018-12-11 Texas Instruments Incorporated Configurable analog-to-digital converter and processing for photon counting
US10024979B1 (en) 2017-11-01 2018-07-17 Texas Instruments Incorporated Photon counting with coincidence detection
US20190154852A1 (en) * 2017-11-16 2019-05-23 NueVue Solutions, Inc. Analog Direct Digital X-Ray Photon Counting Detector For Resolving Photon Energy In Spectral X-Ray CT
JP7224115B2 (ja) * 2018-06-12 2023-02-17 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 乳房用ｘ線撮影装置及びプログラム
CN109151349B (zh) * 2018-09-10 2020-06-05 中国科学院高能物理研究所 全信息读出的像素单元电路及全信息读出方法
US10890674B2 (en) 2019-01-15 2021-01-12 Texas Instruments Incorporated Dynamic noise shaping in a photon counting system

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0640077B2 (ja) 1983-10-12 1994-05-25 松下電器産業株式会社 放射線受像方法
JP2502555B2 (ja) * 1987-01-09 1996-05-29 松下電器産業株式会社 放射線エネルギ−弁別方法
JPH11352233A (ja) 1998-06-08 1999-12-24 Toshiba Corp 核医学診断装置
DE59912639D1 (de) 1998-06-23 2006-02-23 Siemens Ag Mammographie-Röntgengerät mit einem Festkörper-Detektor
JP2000189409A (ja) * 1998-12-25 2000-07-11 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線画像信号検出装置
FR2814666A1 (fr) 2000-07-07 2002-04-05 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Procede et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit de contraste
JP4161578B2 (ja) * 2002-01-23 2008-10-08 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
US7248671B2 (en) * 2002-06-26 2007-07-24 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray diagnosis apparatus
SE528366C2 (sv) 2004-02-13 2006-10-31 Sectra Mamea Ab Metod och anordning avseende röntgenbildtagning
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
CN101084290B (zh) 2004-12-21 2012-07-18 日立金属株式会社 荧光材料以及其制造方法，使用荧光材料的放射线检测器，与x射线ct装置
US7212604B2 (en) 2005-06-29 2007-05-01 General Electric Company Multi-layer direct conversion computed tomography detector module
WO2007049168A2 (en) * 2005-10-28 2007-05-03 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Method and apparatus for spectral computed tomography
JP4594855B2 (ja) * 2005-11-30 2010-12-08 株式会社日立製作所 核医学診断装置及び放射線カメラ並びに核医学診断装置における放射線検出方法
JPWO2008044439A1 (ja) * 2006-10-06 2010-02-04 コニカミノルタエムジー株式会社 骨塩量測定装置
US7829860B2 (en) 2006-10-31 2010-11-09 Dxray, Inc. Photon counting imaging detector system
US8050385B2 (en) 2007-02-01 2011-11-01 Koninklijke Philips Electronics N.V. Event sharing restoration for photon counting detectors
JP2008272093A (ja) * 2007-04-26 2008-11-13 Toshiba Corp 乳房用ｘ線撮影装置および乳房用ｘ線撮影方法
US7696483B2 (en) 2007-08-10 2010-04-13 General Electric Company High DQE photon counting detector using statistical recovery of pile-up events
EP2596751B1 (en) * 2008-04-01 2019-02-20 Koninklijke Philips N.V. Spectral detector calibration
JP5461547B2 (ja) 2008-07-07 2014-04-02 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｋ端イメージング
DE102009013301A1 (de) * 2009-03-16 2010-09-30 Siemens Aktiengesellschaft Röntgen- oder Gammadetektorarray
JP5431866B2 (ja) * 2009-10-22 2014-03-05 住友重機械工業株式会社 検出結果補正方法、その検出結果補正方法を用いた放射線検出装置、その検出結果補正方法を実行するためのプログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体
WO2012144589A1 (ja) * 2011-04-21 2012-10-26 株式会社テレシステムズ 光子計数型放射線検出器のキャリブレーション装置及びそのキャリブレーション方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP2730948A4 (en) 2015-04-08
WO2013005848A1 (ja) 2013-01-10
JP2013019698A (ja) 2013-01-31
CN103109205B (zh) 2016-03-02
EP2730948A1 (en) 2014-05-14
CN103109205A (zh) 2013-05-15
EP2730948B1 (en) 2020-03-25
US20130287175A1 (en) 2013-10-31
US9213108B2 (en) 2015-12-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5875790B2 (ja) 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置
US7480362B2 (en) Method and apparatus for spectral computed tomography
JP5984257B2 (ja) 光子計数型のｘ線コンピュータ断層装置及び散乱線補正方法
Samei et al. An experimental comparison of detector performance for direct and indirect digital radiography systems
JP7179009B2 (ja) 光子計数に基づくｘ線検出システム
WO2016042981A1 (ja) Ｘ線撮影装置
JP6335120B2 (ja) 検出器アレイ及び光子を検出する方法
JP6375054B2 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像方法
US10159450B2 (en) X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector
JP7167055B2 (ja) 適応型反同時計数システムを有する光子計数ｘ線検出器システム
US20150131785A1 (en) Digital radiography detector image readout system and process
JP6076363B2 (ja) オフセット決定を伴う光子検出装置、該検出装置を有する撮像装置、光子検出方法、該方法を利用した撮像方法ならびに該検出方法・撮像方法に関するコンピュータプログラム
JP2020507753A (ja) 一致を可能にする光子計数検出器
WO2016094503A1 (en) Beam detection with continuous detector readout
WO2017150068A1 (ja) Ｘ線検出器、ｘ線ｃｔ装置、ｘ線検出方法、及びｘ線検出プログラム
KR20160060506A (ko) 광계수 방법, 이를 이용한 광계수 장치, 및 방사선 촬영 장치
JP2006284472A (ja) 放射線診断装置及び放射線検出装置
JP2007267980A (ja) 回転機構のない連続処理型ｘ線ｃｔ装置
JP2015031683A (ja) 放射線検出装置、放射線分析装置及び放射線検出方法
EP3475731A1 (en) Beam detection and filtering noise

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20140624

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20150602

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20150612

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20150724

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20151222

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20160120

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5875790

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350