JP6566825B2 - Ａ／ｄ変換回路および放射線画像診断装置 - Google Patents

Description

本発明の一態様としての本実施形態は、Ａ／Ｄ変換回路および放射線画像診断装置に関する。

従来から、医療機器や産業機器では、アナログ信号（Ａｎａｌｏｇ Ｓｉｇｎａｌ）をデジタル信号（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ）に変換するアナログ−デジタル変換器（以下、Ａ／Ｄ変換器ともいう。）が用いられている。

特に、医療機器や産業機器では、ダイナミックレンジが広く、かつ高速でアナログ信号を処理することが望まれている。そのため、一般的には取り扱うアナログ信号に合わせた分解能及びサンプリング周波数に対応するＡ／Ｄ変換器が選択されて使用されている。

しかしながら、Ａ／Ｄ変換器が小さい信号を取り扱う場合は、電子回路雑音（いわゆるノイズ）が混ざってしまうため、低ノイズのデジタル信号を取り出すことができない、という問題がある。

そこで、小さい信号を取り扱う場合、より高分解能のＡ／Ｄ変換器を用いるか、或いは高速で動作するＡ／Ｄ変換器を用いてサンプリング周波数を高くしてオーバーサンプリングを行うことによりノイズを低減させていた。

また、従来の関連するＡ／Ｄ変換回路に関し、例えば、分解能の異なる複数のＡ／Ｄ変換器を有し、アナログ信号が入力されるコンバータ選択回路により分解能の異なるＡ／Ｄ変換器から対応するＡ／Ｄ変換器が選択され、出力されるデジタル信号を選択するＡ／Ｄ変換回路が開示されている。

特開平４−３２６６２５号公報

従来の技術では、ダイナミックレンジの広いＡ／Ｄ変換器と、オーバーサンプリングによってノイズを低減できる高速のＡ／Ｄ変換器との両立を図ることができず、ダイナミックレンジの広いＡ／Ｄ変換器の性能、またはノイズを低減できる高速のＡ／Ｄ変換器の性能のいずれかが犠牲となっていた。

そこで、ダイナミックレンジの広いＡ／Ｄ変換器の性能と、ノイズを低減できる高速のＡ／Ｄ変換器の性能の両立を図ることができるＡ／Ｄ変換回路および放射線画像診断装置が望まれていた。

本実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路は、上述した課題を解決するために、入力される１つのアナログ信号をデジタル信号に変換する、第１のアナログ−デジタル変換器と第２のアナログ−デジタル変換器とを含む複数のアナログ−デジタル変換器と、変換された前記デジタル信号を選択して出力する処理回路と、を備え、前記第１のアナログ−デジタル変換器は、前記第２のアナログ−デジタル変換器よりもダイナミックレンジが広く、前記第２のアナログ−デジタル変換器は、前記第１のアナログ−デジタル変換器よりもサンプリング周波数が高い。

第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路の電気的構成を示すブロック図。 第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路が、第１のＡ／Ｄコンバータ又は第２のＡ／Ｄコンバータのデジタル信号を選択して出力するＡ／Ｄコンバータ選択処理の動作を示すフローチャート。 第２の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路の電気的構成を示すブロック図。 第３の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路の電気的構成を示すブロック図。 第４の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路の電気的構成を示すブロック図。 第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路をＸ線ＣＴ装置に適用した場合の構成例を示す図。

（第１の実施形態）
本実施形態に係るＡ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ）変換回路について、添付図面を参照して説明する。

（構成）
図１は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０の電気的構成を示すブロック図である。

図１に示すように、Ａ／Ｄ変換回路７０は、入力バッファ回路５０、第１のＡ／Ｄコンバータ（アナログ−デジタル変換器）５１、第２のＡ／Ｄコンバータ（アナログ−デジタル変換器）５２及び処理回路５３を備えて構成されている。

入力バッファ回路５０は、アナログ信号Ｓｉｎを入力するものであり、その出力端子には、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と第２のＡ／Ｄコンバータ５２とが共通して接続されている。

第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、いずれも入力されるアナログ信号をデジタル信号に変換するが、ダイナミックレンジ及びサンプリング周波数がそれぞれ異なっている。なお、本実施形態では、各Ａ／Ｄコンバータ５１、５２の最大入力電圧の範囲をダイナミックレンジと呼ぶものとする。

処理回路５３は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２により変換されたデジタル信号を、選択して出力する回路である。第１の実施形態の場合には、処理回路５３は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２によって変換されたデジタル信号の値に基づいて、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号を切り替えるようになっている。

処理回路５３は、例えば、変換されたデジタル信号の値の大きさに基づいて、切り替えることができる。また、処理回路５３は、例えば、変換されたデジタル信号の値の正負や変化に基づいて、切り替えるようにしてもよい。

第１の実施形態では、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２により、複数のＡ／Ｄコンバータを構成しているが、Ａ／Ｄコンバータの数は、２つに限定されるものではない。例えば、ダイナミックレンジに合わせて、３つのＡ／Ｄコンバータを使用してもよい。

また、第１の実施形態に係る第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、単位量子化幅がそれぞれ同等である。ここで、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の単位量子化幅について、説明する。

第１のＡ／Ｄコンバータ５１は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２よりもダイナミックレンジが広く、例えば、０．０［Ｖ］〜４．０［Ｖ］、または、−２．０［Ｖ］〜＋２．０［Ｖ］の４．０［Ｖ］に設定されている。また、サンプリング周波数は、例えば、１Ｍサンプル／秒であり、第２のＡ／Ｄコンバータ５２よりも低い。

ここで、Ａ／Ｄコンバータの単位量子化幅は、次式で表わされる。

単位量子化幅＝入力電圧範囲／（（分解能（２のべき乗））―１） ・・・（１）

第１のＡ／Ｄコンバータ５１の分解能を１８ｂｉｔ（２の１８乗（１８ビット））とした場合、第１のＡ／Ｄコンバータ５１の単位量子化幅は、式（１）により、
第１のＡ／Ｄコンバータ５１の単位量子化幅＝４．０／（（２の１８乗）―１）
≒１５．２５８８４７２７ ［μＶ］
となる。

第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１よりもダイナミックレンジが狭く、例えば、０．０［ｍＶ］〜５０．０［ｍＶ］、または、−２５．０［ｍＶ］〜＋２５．０［ｍＶ］の５０．０［ｍＶ］に設定されている。また、サンプリング周波数は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１よりも高く、例えば、１Ｇサンプル／秒である。

第２のＡ／Ｄコンバータ５２の分解能を１２ｂｉｔ（２の１２乗（１２ビット））とした場合、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の単位量子化幅は、式（１）により、
第２のＡ／Ｄコンバータ５２の単位量子化幅＝０．０５／（（２の１２乗）―１）
≒１２．２１００１２２１ ［μＶ］
となる。

本実施形態では、第１のＡ／Ｄコンバータ５１の単位量子化幅は、約１５．２６［μＶ］となる一方、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の単位量子化幅は、約１２．２１［μＶ］となるため、単位当たりの分解能（単位量子化幅）は、それぞれ同等となる。

また、第１のＡ／Ｄコンバータ５１のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）１と、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のＳＮＲ２との比は、それぞれのサンプリング周波数の比率によって、統計的に次式で示される。

（ＳＮＲ１／ＳＮＲ２）＝１０×ｌｏｇ_１０（（サンプリング周波数の比率）^１／２）
・・・（２）
今、第１のＡ／Ｄコンバータ５１のサンプリング周波数を１Ｍサンプル／秒とし、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のサンプリング周波数を１Ｇサンプル／秒とすると、サンプリング周波数の比率は、１／１０００となる。

したがって、式（２）により、
（ＳＮＲ１／ＳＮＲ２）＝１０×ｌｏｇ_１０（（サンプリング周波数の比率）^１／２）
＝１０×ｌｏｇ_１０（１／１０００）^１／２
＝（１／２）×１０×ｌｏｇ_１０（１／１０００）
＝−（１／２）×１０×ｌｏｇ_１０（１０００）
＝−１５ ［ｄｂ］
となる。

このように、第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、１Ｇ［サンプル／秒］のサンプリング周波数によってオーバーサンプリング（高速サンプリング）することにより、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と比較して発生する電子回路雑音（ノイズ）を、−１５［ｄｂ］に、低減することができる。これにより、第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、低ノイズの信号を出力することができる。

（Ａ／Ｄコンバータ選択処理）
図２は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０が、第１のＡ／Ｄコンバータ５１又は第２のＡ／Ｄコンバータ５２のデジタル信号を選択して出力するＡ／Ｄコンバータ選択処理の動作を示すフローチャートである。

まず、Ａ／Ｄ変換回路７０は、入力バッファ回路５０にアナログ信号Ｓｉｎが入力される（ステップＳ００１）。入力バッファ回路５０は、入力されたアナログ信号Ｓｉｎを、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と第２のＡ／Ｄコンバータ５２の入力端子に入力する。

次に、各Ａ／Ｄコンバータは、入力されたアナログ信号Ｓｉｎをデジタル信号に変換する（ステップＳ００３）。第１のＡ／Ｄコンバータ５１と第２のＡ／Ｄコンバータ５２とでは、入力されたアナログ信号をそれぞれデジタル信号に変換する。また、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、変換されたデジタル信号を、それぞれ処理回路５３に入力する。

例えば、入力バッファ回路５０に入力された電圧Ｓｉｎが、３．０［Ｖ］の場合であっても、または、０．１［Ｖ］の場合であっても、第１のＡ／Ｄコンバータ５１と第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、それぞれデジタル信号に変換して、処理回路５３に入力する。なお、入力される電圧は、一例として、０．０［Ｖ］〜４．０［Ｖ］とする。

処理回路５３は、低ノイズの小信号が必要か否かを判定しており（ステップＳ００５）、例えば、Ａ／Ｄ変換回路７０を使用するアプリケーションや機器の種類などにより判定する。すなわち、処理回路５３は、予め使用する用途に応じて、アプリケーションや機器の種類などにより、低ノイズの小信号を取り扱うか否かを判定する。

例えば、低ノイズの小信号を扱わないアプリケーションや機器の場合には、低ノイズの小信号が不要と判定して（ステップＳ００５のＮＯ）、処理回路５３は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１から入力されたデジタル信号を、出力信号として選択する（ステップＳ００７）。

一方、低ノイズの小信号が必要と判定した場合であって（ステップＳ００５のＹＥＳ）、さらに、入力されたデジタル信号が、例えば、０．０［ｍＶ］〜５０．０［ｍＶ］の範囲の場合は、処理回路５３は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲内と判定し（ステップＳ００９のＹＥＳ）、第２のＡ／Ｄコンバータ５２から入力されたデジタル信号を、出力信号として選択する（ステップＳ０１１）。

また、処理回路５３は、低ノイズの小信号が必要と判定した場合であっても（ステップＳ００５のＹＥＳ）、入力されたデジタル信号が、例えば、５０．０［ｍＶ］を超える場合には、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲外と判定し（ステップＳ００９のＮＯ）、第１のＡ／Ｄコンバータ５１から入力されたデジタル信号を、出力信号として選択する（ステップＳ００７）。

なお、本実施形態の場合では、ステップＳ００５において、例えば、アプリケーションや機器の種類によって低ノイズの信号が必要と判定された場合であって、デジタル信号の値により第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲外と判定された場合でも（ステップＳ００９のＮＯ）、次のアナログ信号が入力バッファ回路５０に入力された場合には（ステップＳ００１）、再び、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲内か否か判定する（ステップＳ００９）。

このように、低ノイズの信号が必要なアプリケーションや機器の場合は、アナログ信号が入力バッファ回路５０に入力される度に、第１のＡ／Ｄコンバータ５１の出力信号か、又は第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号かを選択して切り替えることができる。

以上説明したように、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０は、低ノイズの信号が必要なアプリケーションや機器の場合であって、入力バッファ回路５０に入力されたアナログ信号が、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲内と判定した場合には、第２のＡ／Ｄコンバータ５２において変換されたデジタル信号を、出力信号として選択することができる。

これにより、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２のダイナミックレンジの範囲内と判定した場合には、オーバーサンプリング（高速サンプリング）による低ノイズのデジタル信号を、出力信号として選択することができる。

なお、第１の実施形態では、ダイナミックレンジの判定として、０．０［ｍＶ］〜５０．０［ｍＶ］の範囲の場合に、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号を選択するようになっていたが、これに限定されるものではない。

Ａ／Ｄ変換回路７０は、例えば、入力されるアナログ信号Ｓｉｎの値に所定の範囲を設定し、入力されたアナログ信号Ｓｉｎの値に基づいて、第１のＡ／Ｄコンバータ５１か、または第２のＡ／Ｄコンバータ５２かを選択するようにしてもよい。すなわち、入力されるアナログ信号Ｓｉｎの値として、第２のＡ／Ｄコンバータ５２に所定の範囲を設定するようにしてもよい。

例えば、入力されるアナログ信号Ｓｉｎについて、１．０［Ｖ］を中心とし、０．７５［ｍＶ］〜１．２５［ｍＶ］の範囲において低ノイズのデジタル信号を取得したい場合には、処理回路５３は、０．７５［ｍＶ］〜１．２５［ｍＶ］の範囲のデジタル信号について、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号を選択することができる。

なお、第１の実施形態では、処理回路５３に入力されたデジタル信号の値の大きさによって、第１のＡ／Ｄコンバータ５１か第２のＡ／Ｄコンバータ５２かを判定するようになっているが、これに限定されるものではない。例えば、処理回路５３は、入力されたデジタル信号の正負で判定してもよく、また、デジタル信号の変化に基づいて、出力信号を選択するようにしてもよい。

また、第１の実施形態では、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２の他、複数のＡ／Ｄコンバータにより、Ａ／Ｄ変換回路７０を構成してもよい。この場合、例えば、入力されるアナログ信号のダイナミックレンジに合わせて、３つのＡ／Ｄコンバータを使用してもよい。なお、単位当たりの分解能（単位量子化幅）を同等とすることが望ましく、ダイナミックレンジに合わせて分解能（２のべき乗）を設定することで、実現できる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、第２のＡ／Ｄコンバータ５２は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１よりもダイナミックレンジが狭いため、オーバーフローを生じやすい。第２のＡ／Ｄコンバータ５２にオーバーフローが生じた場合、一般的には、クロストークによるノイズが伝播することが想定される。クロストークによるノイズは、接続されている信号に伝播するため、入力バッファ回路５０の出力信号として第１のＡ／Ｄコンバータ５１の入力側にも伝播することが想定される。

そこで、第２の実施形態では、第２のＡ／Ｄコンバータ５２にオーバーフローが生じた場合、クロストークによるノイズの伝播を回避するため、オーバーフロー検出回路５４を設けることとした。

図３は、第２の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７１の電気的構成を示すブロック図である。

図３に示すように、Ａ／Ｄ変換回路７１は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０に対し、さらにオーバーフロー検出回路５４が設けられている。第１の実施形態と異なる点は、オーバーフロー検出回路５４であるため、オーバーフロー検出回路５４について、説明する。

オーバーフロー検出回路５４は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２が、入力されたアナログ信号によりオーバーフローした場合に、第２のＡ／Ｄコンバータ５２への入力を遮断する機能を有している。例えば、オーバーフロー検出回路５４では、第２のＡ／Ｄコンバータ５２に入力されるアナログ信号を検出し、オーバーフローを生じるか否かを判定する。そして、オーバーフローを生じる場合には、第２のＡ／Ｄコンバータ５２に入力される経路を遮断する。

また、オーバーフロー検出回路５４は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２に入力された信号が、オーバーフローを生じるか否かを判定して、オーバーフローを生じた場合に、第２のＡ／Ｄコンバータ５２に入力される経路を遮断するようにしてもよい。

このように、入力されるアナログ信号に応じて、第２のＡ／Ｄコンバータ５２への入力側に遮断回路を設けることにより、第１のＡ／Ｄコンバータ５１に伝播するクロストークによるノイズを防止することができる。

（第３の実施形態）
第１の実施形態、及び第２の実施形態では、処理回路５３は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１、又は第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号を切り替えるようになっていた。第３の実施形態では、変換されたデジタル信号に対してそれぞれデジタル信号処理等を施し、処理された信号に基づいて、処理回路５３は、出力信号を選択するようになっている。

図４は、第３の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７２の電気的構成を示すブロック図である。

図４に示すように、第３の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７２は、第１の実施形態のＡ／Ｄ変換回路７０に対し、さらに、前処理部５５、補正回路５６、前処理部５７及び補正回路５８が設けられている。以下、第１の実施形態と異なる点について、説明する。

前処理部５５は、入力されたデジタル信号（例えば、投影データ）に対して対数変換処理や感度補正等の処理（前処理）を行なう機能を有している。この場合、前処理部５５は、第１のＡ／Ｄコンバータ５１の出力信号に対して、前処理を行うようになっている。

補正回路５６は、前処理されたデジタル信号（例えば、投影データ）に対して散乱線の除去処理（補正処理）を行なう機能を有している。例えば、補正回路５６は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なう。補正回路５６は、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正（補正処理）を行なう。この場合、補正回路５６は、前処理部５５によって前処理がされた投影データに対して、補正処理を行うようになっている。

前処理部５７は、前処理部５５と同様に、入力されたデジタル信号（例えば、投影データ）に対して対数変換処理や感度補正等の処理（前処理）を行なう機能を有している。この場合、前処理部５７は、第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号に対して、前処理を行うようなっている。

補正回路５８は、補正回路５６と同様に、前処理されたデジタル信号（例えば、投影データ）に対して散乱線の除去処理を行なう機能を有している。この場合、補正回路５８は、前処理部５７によって前処理がされた投影データに対して、補正処理を行うようになっている。

第３の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７２は、前処理部５５、補正回路５６、前処理部５７及び補正回路５８を備え、処理回路５３は、補正回路５６の出力信号または補正回路５８の出力信号を選択して切り替えるようになっている。

このように、第３の実施形態では、第１のＡ／Ｄコンバータ５１及び第２のＡ／Ｄコンバータ５２によって変換されたデジタル信号がそれぞれ前処理や補正処理された状態で、処理回路５３は、出力信号を選択することができる。

（第４の実施形態）
第１から第３の実施形態では、処理回路５３は、出力信号を切り替えるようになっていた。第４の実施形態では、入力されるアナログ信号に対し、予めデジタル変換するＡ／Ｄコンバータを設定（判定）するための比較回路を備えるようになっている。

第４の実施形態では、比較回路を備えることにより、第１のＡ／Ｄコンバータ５１か、または第２のＡ／Ｄコンバータ５２のいずれのＡ／Ｄコンバータでデジタル変換するかを予め設定（判定）する。

これにより、第４の実施形態では、処理回路５３は、比較回路によって選択された第１のＡ／Ｄコンバータ５１か、または第２のＡ／Ｄコンバータ５２のいずれか一方を選択して出力することができるようになっている。

図５は、第４の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７３の電気的構成を示すブロック図である。

図５に示すように、第４の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７３は、第１の実施形態のＡ／Ｄ変換回路７０に対し、さらに比較回路６０及びセレクタ６１が設けられている。以下、第１の実施形態と異なる点について、説明する。

比較回路６０は、入力バッファ回路５０からアナログ信号を取得して、入力電圧を比較する機能を有している。比較回路６０は、取得したアナログ信号によって、ダイナミックレンジの広い第１のＡ／Ｄコンバータ５１でデジタル変換するか、または、オーバーサンプリング（高速サンプリング）された第２のＡ／Ｄコンバータ５２でデジタル変換するかを判定する。そして、比較回路６０は、判定結果に基づいて、セレクタ６１を切り替えて、デジタル変換する第１のＡ／Ｄコンバータ５１または第２のＡ／Ｄコンバータ５２を選択する。また、比較回路６０は、判定結果に基づいて処理回路５３の出力信号を選択する。

このように、第４の実施形態では、処理回路５３は、比較回路６０によって選択された第１のＡ／Ｄコンバータ５１か、または第２のＡ／Ｄコンバータ５２のいずれか一方で、デジタル変換されたデジタル信号を選択して出力することができる。

（Ｘ線ＣＴ装置への適用例）
次に、上述した第１から第４の実施形態のＡ／Ｄ変換回路ついて、例えば、放射線画像診断装置であるＸ線ＣＴ装置に適用した場合について、説明する。なお、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０をＸ線ＣＴ装置に適用する場合について説明するが、第１から第４のいずれの実施形態であっても、Ｘ線ＣＴ装置に適用することができる。

また、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と検出器とが１体として患者Ｏの周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが患者Ｏ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実施形態を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。

また、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は例示であり、これに限定されるものではない。Ａ／Ｄ変換回路を使用する装置、例えば、Ｘ線診断装置にも適用することができる。

図６は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０をＸ線ＣＴ装置１に適用した場合の構成例を示す図である。

図６では、医用画像処理装置１２を備えるＸ線ＣＴ装置１を示している。Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ装置１１及び画像処理装置１２によって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者Ｏ（被検体）に関するＸ線の投影データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、投影データを再構成して、再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り（コリメータ）２２、ウェッジ３３、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、Ｘ線高電圧装置２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板３０、天板駆動装置３１及びコントローラ３２を設ける。

Ｘ線管２１は、Ｘ線高電圧装置２６から供給された管電圧に応じて金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、Ｘ線検出器２３に向かって照射する。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。Ｘ線管２１は、Ｘ線高電圧装置２６を介したコントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給される。

絞り２２は、絞り駆動装置２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線の照射範囲（照射野）を調整する。すなわち、絞り駆動装置２７により絞り２２の開口を調整することによって、ファン角及びコーン角におけるＸ線照射範囲を変更できる。

ウェッジ３３は、Ｘ線管２１から照射されたＸ線が患者Ｏを透過する前に、低エネルギーのＸ線成分を低減させる。ウェッジ３３は、ウェッジ駆動装置（図示しない）によって、絞り２２の開度に応じてＸ方向における凹部の幅が調整される。ウェッジ３３は、例えば、装備された、数種類の凹部をもつ複数のウェッジの中から、絞り２２の開度に応じて選択される。

Ｘ線検出器２３は、チャンネル方向に複数、及び列（スライス）方向に単数の検出素子を有する１次元アレイ型の検出器である。又は、Ｘ線検出器２３は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数、及びスライス方向に複数の検出素子を有する２次元アレイ型の検出器（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出器２３がマルチスライス型検出器である場合、１回転のスキャン（ＣＴ撮影及びＣＴ透視）で列方向に幅を有する３次元領域のデータを収集することができる（ボリュームスキャン）。Ｘ線検出器２３は、Ｘ線管２１から照射されたＸ線を検出する。

ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２３の各検出素子が検出する透過データの信号を増幅して、デジタル信号に変換し投影データを生成する。ＤＡＳ２４の投影データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に供給される。なお、ＣＴ透視を行なう場合、ＤＡＳ２４は、投影データの収集レートを短くする。

本実施形態では、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０をＤＡＳ２４に適用することができる。すなわち、ＤＡＳ２４は、入力バッファ回路５０、第１のＡ／Ｄコンバータ５１、第２のＡ／Ｄコンバータ５２及び処理回路５３を備えることにより、投影データを生成する際に、第１のＡ／Ｄコンバータ５１の出力信号と第２のＡ／Ｄコンバータ５２の出力信号とを選択する。

回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、ウェッジ３３、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、Ｘ線高電圧装置２６、及び絞り駆動装置２７を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、ウェッジ３３、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、Ｘ線高電圧装置２６、及び絞り駆動装置２７を一体として患者Ｏの周りに回転できるように構成されている。Ｘ線高電圧装置２６は、回転部２５に保持されるものであってもよい。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をＺ方向、そのＺ方向に直交する平面をＸ方向、Ｙ方向で定義する。

Ｘ線高電圧装置２６は、コントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。

絞り駆動装置２７は、コントローラ３２による制御によって、絞り２２におけるＸ線のファン角及びコーン角における照射範囲を調整する機構を有する。

回転駆動装置２８は、コントローラ３２による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有する。

天板３０は、患者Ｏを載置可能である。

天板駆動装置３１は、コントローラ３２による制御によって、天板３０をＹ方向に沿って昇降動させると共に、Ｚ方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部に、天板３０に載置された患者Ｏが挿入される。

コントローラ３２は、図示しない制御回路としてのＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）及びメモリ等を備える。コントローラ３２は、画像処理装置１２からの指示によってＸ線検出器２３、ＤＡＳ２４、Ｘ線高電圧装置２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板駆動装置３１、及びウェッジ駆動装置（図示しない）等の制御を行なってスキャンを実行させる。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、ネットワーク（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）Ｎと相互通信可能である。画像処理装置１２は、プロセッサとしての処理回路４１、記憶回路４２、入力回路４４、表示ディスプレイ４５及びＩＦ（Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）４６等の基本的なハードウェアから構成される。処理回路４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記録媒体ドライブ４７を具備する場合もある。

処理回路４１は、術者等の操作者によって入力回路４４が操作等されることにより指令が入力されると、処理回路４１は、記憶回路４２のメモリに記憶しているプログラムを実行する。又は、処理回路４１は、記憶回路４２のＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤにインストールされたプログラム、又は記録媒体ドライブ４７に装着された記録媒体から読み出されてＨＤＤにインストールされたプログラムを、メモリにロードして実行する。

記憶回路４２のメモリは、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等を含む記憶装置である。メモリは、ＩＰＬ（Ｉｎｉｔｉａｌ Ｐｒｏｇｒａｍ Ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（Ｂａｓｉｃ Ｉｎｐｕｔ／Ｏｕｔｐｕｔ Ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、処理回路４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。

記憶回路４２のＨＤＤは、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、術者等の操作者に対するディスプレイ４５への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力回路４４によって行なうことができるＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を、ＯＳに提供させることもできる。

入力回路４４は、操作者によって操作が可能なポインティングデバイス（マウス等）やキーボード等の入力デバイスからの信号を入力する回路であり、ここでは、入力デバイス自体も入力回路４４に含まれるものとする。本実施形態では、術者等の操作に従った入力信号が入力回路４４から処理回路４１に送られる。

ディスプレイ４５は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（Ｖｉｄｅｏ Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、及び表示パネル等を含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データ等を合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データをディスプレイに展開する。表示パネルは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）等によって構成され画像を表示する。

ＩＦ４６は、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによって構成される。ＩＦ４６は、各規格に応じた通信制御を行ない、電話回線を通じてネットワークＮに接続することができる機能を有しており、これにより、Ｘ線ＣＴ装置１をネットワークＮ網に接続させる。

画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された投影データに対して対数変換処理や感度補正等の補正処理（前処理）を行なって、記憶回路４２のＨＤＤ等の記憶装置に記憶させる。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理（補正処理）を行なう。

画像処理装置１２は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正（補正処理）を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データに基づいて、スキャンに基づくＣＴ画像データを生成（再構成）して、記憶回路４２のＨＤＤ等の記憶装置に記憶させたり、ＣＴ画像としてディスプレイ４５に表示させたりする。

なお、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４は、アナログ信号である透過データからデジタル信号である投影データを生成することができるので、画像処理装置１２は、デジタル信号である投影データを取得して、前処理や補正処理を行うことができる。なお、この場合、処理回路５３に対応する機能は、画像処理装置１２に設けられる。

また、第１から第４の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０等をＸ線ＣＴ装置１のＤＡＳ２４に適用した場合、例えば、患者Ｏの撮影領域（範囲）が広い場合には、第１のＡ／Ｄコンバータ５１を適用したデジタル信号を選択する一方、患者Ｏの撮影領域（範囲）が狭い場合や特定の小さい部位について正確に撮影したい場合には、第２のＡ／Ｄコンバータ５２を適用したデジタル信号を選択して出力する。

なお、第１のＡ／Ｄコンバータ５１か、或いは第２のＡ／Ｄコンバータ５２かの選択は、撮影したい部位によって限定されるものではない。そのため、例えば、骨であっても血管であっても、低ノイズの信号を取り出すことができる。

このように、第１から第４の実施形態に係るＡ／Ｄ変換回路７０等をＸ線ＣＴ装置１に適用した場合でも、ダイナミックレンジの広いＡ／Ｄ変換器の性能と、ノイズを低減できる高速のＡ／Ｄ変換器の性能の両立を図ることができる。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、Ａ／Ｄ変換回路及びＸ線ＣＴ装置は、ダイナミックレンジの広いＡ／Ｄ変換器の性能と、ノイズを低減できる高速のＡ／Ｄ変換器の性能の両立を図ることができる。

なお、上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、専用又は汎用のＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ） ａｒｉｔｈｍｅｔｉｃ Ｃｉｒｃｕｉｔ（Ｃｉｒｃｕｉｔｒｙ）、或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。図６では、プロセッサ（処理回路４１）が、１つの場合を例示しているが、プロセッサの数は２つ以上であってもよい。

プロセッサは、記憶回路４２に保存された、もしくはプロセッサの回路内に直接組み込まれたプログラムを読み出し、実行することで各機能を実現する。プロセッサが複数設けられた場合は、プログラムを記憶する記憶回路４２は、プロセッサごとに個別に設けられるものであっても構わないし、或いは、図６の記憶回路４２が、各プロセッサの機能に対応するプログラムを記憶するものであっても構わない。

以上、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、変更を行なうことができる。これらの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
１１…スキャナ装置
１２…画像処理装置
４１…処理回路
４２…記憶回路
４４…入力回路
４５…ディスプレイ
４６…ＩＦ
４７…記憶媒体ドライブ
５０…入力バッファ回路
５１…第１のＡ／Ｄコンバータ
５２…第２のＡ／Ｄコンバータ
５３…処理回路
５４…オーバーフロー検出回路
５５、５７…前処理部
５６、５８…補正回路
６０…比較回路
６１…セレクタ
７０、７１、７２、７３…Ａ／Ｄ変換回路

Claims (4)

1. 入力される１つのアナログ信号をデジタル信号に変換する、第１のアナログ−デジタル変換器と第２のアナログ−デジタル変換器とを含む複数のアナログ−デジタル変換器と、
   変換された前記デジタル信号を選択して出力する処理回路と、
   を備え、
   前記第１のアナログ−デジタル変換器は、
   前記第２のアナログ−デジタル変換器よりもダイナミックレンジが広く、
   前記第２のアナログ−デジタル変換器は、
   前記第１のアナログ−デジタル変換器よりもサンプリング周波数が高く、
   前記処理回路は、
   低ノイズの小信号が必要か否かを判定すると共に、前記第１のアナログ−デジタル変換器及び前記第２のアナログ−デジタル変換器によって変換された前記デジタル信号の値に基づいて、前記第２のアナログ−デジタル変換器のダイナミックレンジの範囲内であるか否かを判定し、
   低ノイズの小信号が必要でない場合には、前記第１のアナログ−デジタル変換器の出力を選択し、低ノイズの小信号が必要であり、かつ、前記デジタル信号が前記第２のアナログ−デジタル変換器のダイナミックレンジの範囲内である場合には、前記第２のアナログ−デジタル変換器の出力を選択する、
   Ａ／Ｄ変換回路。
2. 前記複数のアナログ−デジタル変換器は、
   前記アナログ信号の入力電圧範囲をそれぞれの分解能で除算した単位量子化幅が、同等である、前記第１のアナログ−デジタル変換器と前記第２のアナログ−デジタル変換器とを含む
   請求項１に記載のＡ／Ｄ変換回路。
3. 前記第２のアナログ−デジタル変換器が、入力された前記アナログ信号によりオーバーフローした場合、前記第２のアナログ−デジタル変換器への入力を遮断する遮断回路を、
   さらに備える請求項１又は２に記載のＡ／Ｄ変換回路。
4. Ｘ線を照射するＸ線管と、
   照射された前記Ｘ線を検出する検出器と、
   前記検出器の各検出素子が検出する透過データの信号を増幅して、デジタル信号に変換し投影データを生成するデータ収集部と、
   を備え、
   前記データ収集部は、
   入力される１つのアナログ信号をデジタル信号に変換する、第１のアナログ−デジタル変換器と第２のアナログ−デジタル変換器とを含む複数のアナログ−デジタル変換器と、
   変換された前記デジタル信号を選択して出力する処理回路と、
   を備え、
   前記第１のアナログ−デジタル変換器は、
   前記第２のアナログ−デジタル変換器よりもダイナミックレンジが広く、
   前記第２のアナログ−デジタル変換器は、
   前記第１のアナログ−デジタル変換器よりもサンプリング周波数が高く、
   前記処理回路は、
   低ノイズの小信号が必要か否かを判定すると共に、前記第１のアナログ−デジタル変換器及び前記第２のアナログ−デジタル変換器によって変換された前記デジタル信号の値に基づいて、前記第２のアナログ−デジタル変換器のダイナミックレンジの範囲内であるか否かを判定し、
   低ノイズの小信号が必要でない場合には、前記第１のアナログ−デジタル変換器の出力を選択し、低ノイズの小信号が必要であり、かつ、前記デジタル信号が前記第２のアナログ−デジタル変換器のダイナミックレンジの範囲内である場合には、前記第２のアナログ−デジタル変換器の出力を選択する、
   放射線画像診断装置。

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