JP6800047B2

JP6800047B2 - X-ray imaging device

Info

Publication number: JP6800047B2
Application number: JP2017035213A
Authority: JP
Inventors: 崇章石津; 高橋　勲; 勲高橋
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2017-02-27
Filing date: 2017-02-27
Publication date: 2020-12-16
Anticipated expiration: 2037-02-27
Also published as: JP2018139760A

Description

本発明は、Ｘ線撮像装置及びそのデータ転送に係り、特に微細ピクセルを用いたＸ線撮像装置における信号処理に関する。 The present invention relates to an X-ray imaging apparatus and its data transfer, and particularly relates to signal processing in an X-ray imaging apparatus using fine pixels.

Ｘ線撮像装置のひとつであるＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管から発生したＸ線が被検体を透過した際の減衰率から被検体の断層像を求める装置である。これまでＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を光に変換するシンチレータと、その光を電気信号に変換するフォトダイオードが使用されており、Ｘ線の検出情報は一定時間にシンチレータ―にて検出されたＸ線のエネルギーの総和としてしか得られなかった。このため被検体を透過している途中でＸ線のスペクトルが変化するビームハードニングが生じても、その変化を見分けることができないためにアーチファクトとなるという問題があり、この問題を回避するために特許文献１のようなモデルに基づいた補正を行う必要があった。 The X-ray CT apparatus, which is one of the X-ray imaging apparatus, is an apparatus for obtaining a tomographic image of a subject from the attenuation rate when X-rays generated from an X-ray tube pass through the subject. Until now, X-ray CT devices have used scintillators that convert X-rays into light and photodiodes that convert the light into electrical signals, and X-ray detection information was detected by the scintillator at a fixed time. It was only obtained as the sum of the X-ray energies. For this reason, even if beam hardening occurs in which the X-ray spectrum changes while passing through the subject, there is a problem that the change cannot be discerned and becomes an artifact. To avoid this problem, It was necessary to make corrections based on a model as in Patent Document 1.

一方、この問題を解決する別の手段として、特許文献２に挙げられるように、検出器で検出された個々のＸ線のエネルギーを区別するフォトンカウンティングと呼ばれる手法が提案されている。この手法は、個々のＸ線をカウントできることからＸ線強度が低くとも正確な測定が可能であるほか、エネルギー毎の減衰を測定することでビームハードニングの問題を回避することができる。このフォトンカウンティング手法は、エネルギー毎の減衰率の違いから被検体内部の元素分布を知る等、より詳細な情報を取得することが可能である。 On the other hand, as another means for solving this problem, as mentioned in Patent Document 2, a method called photon counting for distinguishing the energy of individual X-rays detected by a detector has been proposed. Since this method can count individual X-rays, accurate measurement is possible even if the X-ray intensity is low, and the problem of beam hardening can be avoided by measuring the attenuation for each energy. With this photon counting method, it is possible to obtain more detailed information such as knowing the element distribution inside the subject from the difference in the attenuation rate for each energy.

Ｘ線の個々のエネルギーを知るためには、Ｘ線から電気信号への変換効率を高める必要があり、半導体を用いた直接変換型の検出器が用いられる。半導体の材料としてはCdTeやCZT(Cd Zn Te)等の実効原子番号、密度が大きいものが使われる。これはＸ線の阻止能を上げるためであり、検出器を薄くすることが可能になる。半導体素子はピクセル毎に用意するのではなく、１つの大きな半導体素子の表面に分割した電極を形成することで検出ピクセルとする。 In order to know the individual energy of X-rays, it is necessary to increase the conversion efficiency from X-rays to electrical signals, and a direct conversion type detector using a semiconductor is used. As a semiconductor material, a material having a large effective atomic number and density such as CdTe or CZT (Cd Zn Te) is used. This is to increase the stopping power of X-rays, and it is possible to make the detector thinner. The semiconductor element is not prepared for each pixel, but is made into a detection pixel by forming an electrode divided on the surface of one large semiconductor element.

特開平６−１４２０９４号公報JP-A-6-142094 特許第４９０４３４９号公報Japanese Patent No. 4904349 米国特許第８７７４３５３号明細書U.S. Pat. No. 8,774,353

Ｘ線撮像装置のひとつであるフォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置（以下、フォトンカウンティングＣＴと呼ぶ）によりＸ線撮像を行う場合、同様に放射線のカウンティングを行う核医学用の検査よりも、放射線フォトンの発生数が多く、検出器における計数率が高くなる。このため、検出器ピクセルを小さくすることでチャンネル当たりの計数率を下げる必要がある。通常のＸ線ＣＴ装置（以下、従来のＣＴと呼ぶ）の検出器では、約１ｍｍピッチで検出器が並ぶが、フォトンカウンティングＣＴでは０．５ｍｍから０．０５ｍｍピッチと検出器ピクセルを微細化する必要がある。しかし、検出器ピクセルを微細化すると読み出しチャンネル数が増大し、それに伴いデータ量も増加する。加えてフォトンカウンティングＣＴではエネルギーウインドウ毎のカウント数を取得するため、従来のＣＴよりデータ転送量を増やす必要がある。一方で、従来のＣＴもフォトンカウンティングＣＴにおいても、回転する円盤に搭載された検出器からデータを転送するために、スリップリングを介した通信を行う必要があり、検出器が固定された機器と比べるとデータ転送速度に制限がある。このため、大量のデータを転送することは望ましくなく、データの圧縮が必要であり、微細化した検出器のデータを加算してから転送することが望ましい。 When X-ray imaging is performed with a photon counting X-ray CT device (hereinafter referred to as photon counting CT), which is one of the X-ray imaging devices, radiation photons are generated rather than a nuclear medicine examination that also performs radiation counting. The number is large and the counting rate in the detector is high. Therefore, it is necessary to reduce the count rate per channel by reducing the size of the detector pixels. In the detector of a normal X-ray CT device (hereinafter referred to as conventional CT), the detectors are lined up at a pitch of about 1 mm, but in the photon counting CT, the detector pixels are miniaturized to a pitch of 0.5 mm to 0.05 mm. There is a need. However, when the detector pixels are miniaturized, the number of read channels increases, and the amount of data increases accordingly. In addition, since the photon counting CT acquires the count number for each energy window, it is necessary to increase the data transfer amount as compared with the conventional CT. On the other hand, in both the conventional CT and the photon counting CT, in order to transfer data from the detector mounted on the rotating disk, it is necessary to communicate via a slip ring, and the detector is fixed. There is a limit to the data transfer speed in comparison. Therefore, it is not desirable to transfer a large amount of data, it is necessary to compress the data, and it is desirable to add the data of the miniaturized detector before transferring.

従来のＣＴでは、カウントを行わず、発生電荷量を検出する手法であったため、特許文献３に示すように検出器からの信号をつなぎかえることで個々の検出器の信号を切り替える手法が使用可能であり、信号の加算をアナログ的に行うことが可能である。しかしながら、フォトンカウンティングＣＴでは複数の検出器を１つの検出回路につないで信号の加算を行うと計数率特性の改善が望めないため、個々の検出器の信号を個別の信号読み出し回路に接続し、読み出し回路からのカウント情報を加算することが必要である。 Since the conventional CT is a method of detecting the amount of generated charge without counting, a method of switching the signals of individual detectors by connecting the signals from the detectors as shown in Patent Document 3 can be used. Therefore, it is possible to add signals in an analog manner. However, in photon counting CT, if a plurality of detectors are connected to one detection circuit and signals are added, improvement in count rate characteristics cannot be expected. Therefore, the signals of the individual detectors are connected to individual signal reading circuits. It is necessary to add the count information from the read circuit.

フォトンカウンティングＣＴにおいては、通常の計測では加算後のデータを用いることで十分な画像を取得することが出来るものの、個々の検出器や回路の感度、特性のばらつきを補正するためにデータを取得する必要があり、そのためには加算前の個々の検出器ピクセルの情報が必要になる。また、加算前のデータは、より詳細な位置情報を含んでおり、高解像度の画像を取得する場合には加算前のデータを用いることが望ましい。このため、一般的なデータ取得時とは違い、補正データ取得時や高解像度画像取得時は、加算によるデータ圧縮を行うことが出来ず、広いデータ帯域を用意するなどの手法が必要になり、このようなデータ取得用に別途収集システムを用意するとシステムが大規模化、複雑化する問題がある。 In photon counting CT, although it is possible to acquire a sufficient image by using the added data in normal measurement, data is acquired in order to correct variations in the sensitivity and characteristics of individual detectors and circuits. It is necessary, and for that purpose, the information of each detector pixel before addition is required. Further, the data before addition includes more detailed position information, and it is desirable to use the data before addition when acquiring a high-resolution image. For this reason, unlike general data acquisition, when correcting correction data or acquiring high-resolution images, data compression by addition cannot be performed, and a method such as preparing a wide data band is required. If a separate collection system is prepared for such data acquisition, there is a problem that the system becomes large-scale and complicated.

本発明の目的は、補正用もしくは位置分解能の精度を変えたデータの転送を回路を複雑化させることなく実現することにある。 An object of the present invention is to realize the transfer of data for correction or with different accuracy of position resolution without complicating the circuit.

上記課題を解決するために、本発明によれば、複数のサブピクセルに分割され、それぞれＸ線フォトンを検出する検出器と、検出器のサブピクセルごとの検出結果をビュー時間ごとにカウントする読出し回路と、読出し回路のカウント結果を処理し、転送可能な予め定めたデータ配列で順に出力する出力回路と、出力回路の出力したデータを受け取って、少なくとも画像再構成を行うデータ処理装置と、出力回路に、隣接する所定数のサブピクセルによって構成されるマクロピクセルごとにカウント結果を加算させて出力させるよう設定する第１モード、および、サブピクセルごとのカウント結果を出力させるよう設定する第２モードのいずれかの選択をユーザーから受け付ける入力部とを有する。出力回路は、設定されたモードに対応するデータを出力する。 In order to solve the above problem, according to the present invention, a detector that is divided into a plurality of subpixels and each detects an X-ray photon, and a read that counts the detection result for each subpixel of the detector for each view time. An output circuit that processes the count results of the circuit and the read circuit and outputs them in order in a transferable predetermined data array, a data processing device that receives the data output by the output circuit and at least reconstructs the image, and an output. A first mode in which the circuit is set to add and output a count result for each macropixel composed of a predetermined number of adjacent subpixels, and a second mode in which the count result is set to be output for each subpixel. It has an input unit that accepts any of the above selections from the user. The output circuit outputs the data corresponding to the set mode.

本発明によれば、補正用もしくは位置分解能の精度を変えたデータの転送を、回路の複雑化させることなく行うことができる。 According to the present invention, it is possible to transfer data for correction or with different accuracy of position resolution without complicating the circuit.

本発明の第１実施例における装置の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the apparatus in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における検出器パネルの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the detector panel in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるデータ処理回路の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the data processing circuit in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるフロントエンドICの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the front-end IC in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるモード切り替え用ＵＩを示す図である。It is a figure which shows the mode switching UI in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における処理フローを示す図である。It is a figure which shows the processing flow in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるデータ転送を示す図である。It is a figure which shows the data transfer in the 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるデータフォーマットの内容を示す図である。It is a figure which shows the content of the data format in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における別のデータ転送を示す図である。It is a figure which shows another data transfer in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における通常計測時のデータ割り当てを示す図である。It is a figure which shows the data allocation at the time of a normal measurement in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における補正データおよび高解像度データ収集時のデータ割り当ての例を示す図である。It is a figure which shows the example of the data allocation at the time of collecting the correction data and high resolution data in the 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における回路動作の例を示す図である。It is a figure which shows the example of the circuit operation in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における通常計測時の回路動作の詳細例を示す図である。It is a figure which shows the detailed example of the circuit operation at the time of a normal measurement in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における通常計測時のアドレス生成回路のテーブルを示す図である。It is a figure which shows the table of the address generation circuit at the time of a normal measurement in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における補正モードおよび高解像度モード時の回路動作の詳細を示す図である。It is a figure which shows the detail of the circuit operation in the correction mode and the high resolution mode in 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例における補正モードおよび高解像度モード時のアドレス生成回路のテーブルの例を示す図である。It is a figure which shows the example of the table of the address generation circuit in the correction mode and the high resolution mode in the 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるデータ割り当ての変形例を示す図である。It is a figure which shows the modification of the data allocation in the 1st Example of this invention. 本発明の第１実施例におけるデータ割り当ての変形例の際のアドレス生成回路のテーブルを示す図である。It is a figure which shows the table of the address generation circuit at the time of the modification of the data allocation in the 1st Example of this invention. 本発明の第２実施例におけるデータ処理回路の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the data processing circuit in the 2nd Example of this invention. 本発明の第２実施例における補正モードおよび高解像度モード時のデータ割り当ての例を示す図である。It is a figure which shows the example of the data allocation in the correction mode and the high resolution mode in the 2nd Example of this invention. 本発明の第２実施例における補正モードおよび高解像度モード時のバッファへの割り当ての例を示す図である。It is a figure which shows the example of the allocation to the buffer in the correction mode and the high resolution mode in the 2nd Example of this invention. 本発明の第２実施例における補正モードおよび高解像度モード時の回路動作を示す図である。It is a figure which shows the circuit operation in the correction mode and the high resolution mode in the 2nd Example of this invention. 本発明の第２実施例における補正モードおよび高解像度モード時の回路動作の詳細を示す図である。It is a figure which shows the detail of the circuit operation in the correction mode and the high resolution mode in the 2nd Example of this invention. 本発明の第３実施例における補正データ収取時のデータ割り当ての例を示す図である。It is a figure which shows the example of the data allocation at the time of collecting the correction data in the 3rd Example of this invention. 本発明の第３実施例における高解像度モード時の回路動作を示す図である。It is a figure which shows the circuit operation in the high resolution mode in the 3rd Example of this invention. 本発明の第４実施例における補正データ収取時のデータ割り当ての例を示す図である。It is a figure which shows the example of the data allocation at the time of collecting the correction data in the 4th Example of this invention.

以下に本発明のデータ処理の実施例を、図面を用いて説明する。 Examples of the data processing of the present invention will be described below with reference to the drawings.

＜第１実施例＞
本発明のデータ処理方法の第１の実施例を図１から図１８を用いて説明する。図１は、本実施例のＸ線ＣＴ装置の例を示したものである。Ｘ線ＣＴ装置は、ガントリ１と、収集されたデータを処理して画像再構成するデータ処理装置２と、処理された画像を表示する表示装置３とを備えて構成される。ガントリ１にはベッド４が付属しており、ベッド４には被検者５が保持（搭載）される。ベッド４は、ガントリ１の開口部１ａに向けて水平移動する機構部が内蔵されており、被検者５をガントリ１内に移動させることができる。 <First Example>
A first embodiment of the data processing method of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 18. FIG. 1 shows an example of the X-ray CT apparatus of this embodiment. The X-ray CT apparatus includes a gantry 1, a data processing apparatus 2 that processes collected data to reconstruct an image, and a display device 3 that displays the processed image. A bed 4 is attached to the gantry 1, and a subject 5 is held (mounted) on the bed 4. The bed 4 has a built-in mechanism for horizontally moving toward the opening 1a of the gantry 1, so that the subject 5 can be moved into the gantry 1.

ガントリ１内には、Ｘ線管６と、検出器パネル７と、Ｘ線管６と検出器パネル７とを開口部１ａを挟んで対向させて搭載する円盤（不図示）が配置されている。Ｘ線管６は、１００ｋＶ程度の高電圧により電子を加速し、ターゲットに当てることでＸ線を発生させる。発生したＸ線は、被検者５を透過し検出器パネル７に到達する。このときＸ線の強度は被検者５により減衰するので、その減衰量を知ることで体内の情報を取得することができる。エネルギーによる減衰量の違いを知るためにＸ線管の電圧や、発生量を制御する電流を変化させることがおこなわれる。円盤には回転駆動部（不図示）が備えられ、回転駆動部が円盤を回転させることにより、Ｘ線管６と検出器パネル７は、被検者５の周囲を対向した状態で１秒間に１回から４回程度、回転する。この間、Ｘ線管６からＸ線を被検者５に照射し、被検者５を透過したＸ線を所定のタイミングで検出器パネル７にて検出することにより、被検者５の各方向からの投影画像が取得される。また、投影画像は、1秒の間に3000枚程度取得される。 In the gantry 1, a disk (not shown) is arranged in which the X-ray tube 6, the detector panel 7, and the X-ray tube 6 and the detector panel 7 are mounted so as to face each other with the opening 1a interposed therebetween. .. The X-ray tube 6 accelerates electrons with a high voltage of about 100 kV and hits a target to generate X-rays. The generated X-rays pass through the subject 5 and reach the detector panel 7. At this time, since the intensity of X-rays is attenuated by the subject 5, information in the body can be obtained by knowing the amount of attenuation. In order to know the difference in the amount of attenuation due to energy, the voltage of the X-ray tube and the current that controls the amount of generation are changed. The disk is provided with a rotation drive unit (not shown), and the rotation drive unit rotates the disk so that the X-ray tube 6 and the detector panel 7 face each other around the subject 5 in 1 second. Rotate about 1 to 4 times. During this period, the subject 5 is irradiated with X-rays from the X-ray tube 6, and the X-rays transmitted through the subject 5 are detected by the detector panel 7 at a predetermined timing in each direction of the subject 5. The projected image from is obtained. In addition, about 3000 projected images are acquired in 1 second.

図２は、検出器パネル７の構成の例を示したものである。検出器パネル７は被検者５などで発生する散乱線を除去するためのコリメータ１１と、Ｘ線を電気信号に変換する放射線検出器１０と、その電気信号を読み出すためのデータ処理回路１４とを備えて構成される。コリメータ１１は、タングステンやモリブデンなど比重、原子番号の大きい金属でできており、多数の穴が開いている。Ｘ線は、図２の上方から下方に向かって入射し、コリメータ１１の穴を通過した後、放射線検出器１０で検出される。放射線検出器１０は、複数のサブピクセル１２から構成され、それぞれのサブピクセル１２がＸ線フォトンを検出する。図２では、サブピクセル１２毎に放射線検出器１０が独立している（切り分けられている）ように描かれているが、実際には共通する１枚の半導体素子表面に、サブピクセル１２ごとに分割された電極を形成することでサブピクセル１２が形成されている。放射線検出器１０は、CdTe（テルル化カドミウム）やCZT（カドミウム亜鉛テルル）などの半導体素子をここでは用いる例を説明するが、シンチレータとフォトダイオード等の光検出器との組み合わせたものを放射線検出器１０として用いてもよい。マクロピクセル１３は、隣り合う複数のサブピクセル１２によって構成される。マクロピクセル１３は、コリメータ１１の穴の位置に一致するように配置されていることが望ましい。なお、コリメータ１１の形状は、本実施例が示すようなＸ、Ｙ方向ともにグリッド状になっているものに限られず、一方向のみに櫛状に壁が存在するよう形状のコリメータ１１を用いてもよい。その場合、壁面が存在しない方向のマクロピクセル１３のサイズは、コリメータの穴のサイズと一致しなくてもよい。図２の１つのマクロピクセル１３は、２×２の４つのサブピクセル１２からなっているが、１つのマクロピクセル１３を構成するサブピクセルの数および配列は、２×２に限られず、９個や１６個のサブピクセルで構成されるマクロピクセルや、Ｘ、Ｙ方向でサブピクセルの配列数が異なるマクロピクセルでも良い。 FIG. 2 shows an example of the configuration of the detector panel 7. The detector panel 7 includes a collimator 11 for removing scattered rays generated by a subject 5, a radiation detector 10 for converting X-rays into an electric signal, and a data processing circuit 14 for reading the electric signal. Is configured with. The collimator 11 is made of a metal having a large specific gravity and atomic number such as tungsten and molybdenum, and has a large number of holes. The X-rays are incident from the upper side to the lower side in FIG. 2, pass through the hole of the collimator 11, and then are detected by the radiation detector 10. The radiation detector 10 is composed of a plurality of subpixels 12, and each subpixel 12 detects X-ray photons. In FIG. 2, the radiation detector 10 is drawn as if it is independent (divided) for each subpixel 12, but in reality, each subpixel 12 is on the surface of one common semiconductor element. The subpixel 12 is formed by forming the divided electrodes. An example of using a semiconductor element such as CdTe (cadmium telluride) or CZT (cadmium telluride) as the radiation detector 10 will be described here, but a combination of a scintillator and a photodetector such as a photodiode is used for radiation detection. It may be used as a vessel 10. The macro pixel 13 is composed of a plurality of adjacent subpixels 12. It is desirable that the macro pixel 13 is arranged so as to match the position of the hole of the collimator 11. The shape of the collimator 11 is not limited to a grid shape in both the X and Y directions as shown in this embodiment, and the collimator 11 having a shape such that a wall exists in a comb shape in only one direction is used. May be good. In that case, the size of the macro pixel 13 in the direction in which the wall surface does not exist does not have to match the size of the hole of the collimator. One macropixel 13 in FIG. 2 is composed of four 2x2 subpixels 12, but the number and arrangement of subpixels constituting one macropixel 13 is not limited to 2x2 and is nine. , A macropixel composed of 16 subpixels, or a macropixel having a different number of subpixels arranged in the X and Y directions.

データ処理回路１４は、基板上に搭載された複数のＩＣを含み、放射線検出器１０で変換された電気信号をデジタル化し、特定のデータフォーマット（データ配列）としてシステムに送信する。 The data processing circuit 14 includes a plurality of ICs mounted on the substrate, digitizes the electric signal converted by the radiation detector 10, and transmits it to the system as a specific data format (data array).

図３は、検出器パネル７に含まれる回路の例である。検出器パネル７は、放射線検出器（以下単に、検出器とも呼ぶ）１０と、複数の検出器１０につながれ、検出器１０のサブピクセル１２ごとの検出結果をビュー時間ごとにカウントする読出し回路（フロントエンドＩＣ）１５と、複数のフロントエンドＩＣ１５に接続され、読出し回路のカウント結果を処理し、転送可能な予め定めたフォーマットのデータに変換して順に出力する出力回路（データ処理ＩＣ）１６を含む。また、複数のデータ処理ＩＣ１６からのデータを束ね、スリップリング１８と介してデータ処理装置２へと出力するデータ転送回路１７を含む。フォトンカウンティングＣＴ装置では、数千から数万個の検出器１０を用いるため、実際にはデータ転送回路１７は１つではなく、複数のＩＣに分割される。データ処理ＩＣ１６には、サブピクセルバッファ２０、データ処理回路２１、マクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂ、アドレス生成回路２３、制御回路２４、および、データ出力制御回路２５が含まれる。 FIG. 3 is an example of a circuit included in the detector panel 7. The detector panel 7 is connected to a radiation detector (hereinafter, also simply referred to as a detector) 10 and a plurality of detectors 10, and a readout circuit (reading circuit) that counts the detection result for each subpixel 12 of the detector 10 for each view time. A front-end IC) 15 and an output circuit (data processing IC) 16 connected to a plurality of front-end ICs 15 that processes the count result of the read circuit, converts it into data in a predetermined format that can be transferred, and outputs it in order. Including. It also includes a data transfer circuit 17 that bundles data from a plurality of data processing ICs 16 and outputs the data to the data processing device 2 via a slip ring 18. Since the photon counting CT apparatus uses thousands to tens of thousands of detectors 10, the data transfer circuit 17 is actually divided into a plurality of ICs instead of one. The data processing IC 16 includes a sub-pixel buffer 20, a data processing circuit 21, macro pixel buffers 22A and 22B, an address generation circuit 23, a control circuit 24, and a data output control circuit 25.

検出器１０は、放射線を受けると、受けたサブピクセル１２において電気信号を発生させる。フロントエンドIC１５では、検出器１０からの信号をデジタル化した放射線強度の信号に変換する。 When the detector 10 receives radiation, it generates an electric signal at the received subpixel 12. The front-end IC 15 converts the signal from the detector 10 into a digitized radiation intensity signal.

図４は、フロントエンドＩＣ１５の回路構成の一例である。検出器１０の一つのサブピクセル１２は、フロントエンドＩＣ１５内の１つのチャンネル読み出し回路３１に接続される。フロントエンドＩＣ１５は、複数のチャンネル読み出し回路３１を含み、複数のチャンネル読み出し回路３１が、データマルチプレクサ３９に接続されている。フロントエンドＩＣ１５は、チャンネル読み出し回路３１によりチャンネルごとにデジタル化されたデータを、データマルチプレクサ３９を用いて外部に出力する。 FIG. 4 is an example of the circuit configuration of the front-end IC 15. One subpixel 12 of the detector 10 is connected to one channel readout circuit 31 in the front end IC 15. The front-end IC 15 includes a plurality of channel read-out circuits 31, and the plurality of channel read-out circuits 31 are connected to the data multiplexer 39. The front-end IC 15 outputs the data digitized for each channel by the channel reading circuit 31 to the outside by using the data multiplexer 39.

チャンネル読み出し回路３１は、チャージアンプ３２を含み、チャージアンプの入力端子は、検出器１０のサブピクセル１２の出力電極に接続されている。チャージアンプ３２の出力端子は、波形整形回路３３に接続されている。波形整形回路３３の出力端子は、複数のコンパレータ３４に一方の入力端子に接続されている。コンパレータ３４のもう一方の入力端子は、それぞれDAC(Digital Analog Converter)３５に接続されている。コンパレータ３４の出力端子は、２つのカウンタ３７Ａ、３７Ｂに接続されている。 The channel readout circuit 31 includes a charge amplifier 32, and the input terminal of the charge amplifier is connected to the output electrode of the subpixel 12 of the detector 10. The output terminal of the charge amplifier 32 is connected to the waveform shaping circuit 33. The output terminal of the waveform shaping circuit 33 is connected to one of the input terminals of the plurality of comparators 34. The other input terminal of the comparator 34 is connected to a DAC (Digital Analog Converter) 35, respectively. The output terminal of the comparator 34 is connected to two counters 37A and 37B.

このような構成において、検出器１０の一つのサブピクセル１２において、電荷の信号に変換された放射線（フォトン）の信号は、チャージアンプ３２にて電圧信号に変換される。チャージアンプ３２は、反転増幅器にフィードバック素子としてコンデンサを接続した構成であり、入力された電荷信号をコンデンサに充電することで電圧信号に変換する。なお、アンプの安定動作やコンデンサに蓄積した電荷を放電するためにコンデンサと並列に抵抗が接続される。また蓄積した電荷を高速に放電させ、計数率特性を向上させるスイッチを備えていてもよい。波形整形回路３３は、特定の周波数の信号を通過させるものであり、チャージアンプ３２からの信号のノイズを低減する。また、信号が無い際のベースラインを一定にする役割も果たす。コンパレータ３４は、波形整形回路３３からの信号をＤＡＣ３５からの基準電圧と比較し、電圧が高ければパルスを発生する。波形制御回路３３の出力端子には、複数のコンパレータ３４とＤＡＣ３５の組が並列に接続されており、複数のＤＡＣはそれぞれ異なる基準電圧を出力する。よって、波形整形回路３３の出力する信号のエネルギーによって、パルスを発生するコンパレータ３４が変わる。通常、複数のコンパレータ３４とＤＡＣ３５のセットにおいて、波形整形回路３３の出力する信号にエネルギーが大きくなるにつれて、複数のコンパレータ３４が順にパルスを発生するように、各ＤＡＣ３５の電圧（閾値）を設定する。これにより、その隣接するコンパレータ３４のパルス発生の有無から、入射したＸ線のエネルギーがどのエネルギーウインドウ内に入ったかを判断することができる。なお、本実施例の図４では、コンパレータ３４の出力を直接カウンタ３７に接続しているが、エネルギーウインドウの判定回路を加え、ウインドウ内のカウントを行うようにしても良い。 In such a configuration, in one subpixel 12 of the detector 10, the radiation (photon) signal converted into the charge signal is converted into the voltage signal by the charge amplifier 32. The charge amplifier 32 has a configuration in which a capacitor is connected to the inverting amplifier as a feedback element, and the input charge signal is converted into a voltage signal by charging the capacitor. A resistor is connected in parallel with the capacitor for stable operation of the amplifier and discharge of the electric charge accumulated in the capacitor. Further, it may be provided with a switch that discharges the accumulated charge at high speed to improve the count rate characteristic. The waveform shaping circuit 33 passes a signal of a specific frequency, and reduces noise of the signal from the charge amplifier 32. It also serves to keep the baseline constant when there is no signal. The comparator 34 compares the signal from the waveform shaping circuit 33 with the reference voltage from the DAC 35, and generates a pulse if the voltage is high. A set of a plurality of comparators 34 and a DAC 35 is connected in parallel to the output terminal of the waveform control circuit 33, and the plurality of DACs output different reference voltages. Therefore, the comparator 34 that generates the pulse changes depending on the energy of the signal output by the waveform shaping circuit 33. Normally, in a set of a plurality of comparators 34 and a DAC 35, the voltage (threshold value) of each DAC 35 is set so that the plurality of comparators 34 generate pulses in order as the energy of the signal output by the waveform shaping circuit 33 increases. .. Thereby, it is possible to determine in which energy window the energy of the incident X-rays has entered from the presence or absence of pulse generation of the adjacent comparator 34. In FIG. 4 of this embodiment, the output of the comparator 34 is directly connected to the counter 37, but a determination circuit of an energy window may be added to perform counting in the window.

コンパレータ３４で判定され、発生されたＸ線のイベント（パルス）は、カウンタ３７でカウントされる。フォトンカウンティングＣＴでは、ガントリを回転させながら１秒間に数千枚の画像を取得し、断層像の再構成に必要なデータを取得する。このため、１枚の画像を取得する際の周期をビュー時間と呼び、この時間内に入射した放射線の情報を１枚の投影画像として取得する。ビューの切り替えに時間がかかると無効被ばくが増加するため切り替え時間は短いことが望ましく、そのためにカウンタ３７を２セット（カウンタ３７Ａとカウンタ３７Ｂ）用意し、ビューごとに切り替える手法を使用する。このため図４のように、コンパレータ３６には、カウンタ３７Ａとカウンタ３７Ｂが接続されている。これにより一方のカウンタ３７Ａで、データ（パルス）をカウントアップしている間に、もう一方のカウンタ３７Ｂからデータを読み出し、別のビューにおいては、それぞれ逆のカウンタ３７がデータのカウントアップと読み出しを行うことが可能であり、切り替えの時間を最小化することが出来る。これらの制御をデータ制御回路３８にて行う。 The X-ray event (pulse) determined by the comparator 34 and generated is counted by the counter 37. In the photon counting CT, thousands of images are acquired per second while rotating the gantry, and the data necessary for reconstructing the tomographic image is acquired. Therefore, the cycle for acquiring one image is called the view time, and the information of the radiation incident within this time is acquired as one projected image. It is desirable that the switching time is short because the invalid exposure increases when it takes time to switch the views. Therefore, two sets of counters 37 (counter 37A and counter 37B) are prepared, and a method of switching for each view is used. Therefore, as shown in FIG. 4, the counter 37A and the counter 37B are connected to the comparator 36. As a result, while the data (pulse) is being counted up by one counter 37A, the data is read from the other counter 37B, and in another view, the opposite counters 37 count up and read the data, respectively. It can be done and the switching time can be minimized. These controls are performed by the data control circuit 38.

データ処理ＩＣ１６では、フロントエンドＩＣ１５で取得されたＸ線の強度情報であるカウント数の情報を、データマルチプレクサ３９を介して、データ処理ＩＣのサブピクセルバッファ２０に転送する。データ選択回路２１では、サブピクセルバッファ２０に転送されたサブピクセル１２の情報（カウント数）を取得し、マクロピクセル１３に含まれるサブピクセル１２のカウント数をすべて加算し、マクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂに保存する。データ処理ＩＣ１６は、マクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂに保存されたデータ（加算後のカウント数）を一定のフォーマットにしたがってデータ出力制御回路２５へ出力し、データ出力制御回路は、データ転送回路１７にデータを出力する。データ転送回路１７は、複数のデータ処理ＩＣ１６からのデータをマージし、スリップリング１８を介してデータ処理装置２に転送する。 The data processing IC 16 transfers the count number information, which is the X-ray intensity information acquired by the front-end IC 15, to the subpixel buffer 20 of the data processing IC via the data multiplexer 39. In the data selection circuit 21, the information (count number) of the subpixel 12 transferred to the subpixel buffer 20 is acquired, all the counts of the subpixel 12 included in the macro pixel 13 are added, and the macro pixel buffers 22A and 22B are added. Save to. The data processing IC 16 outputs the data (count number after addition) stored in the macro pixel buffers 22A and 22B to the data output control circuit 25 according to a certain format, and the data output control circuit outputs the data to the data transfer circuit 17. Is output. The data transfer circuit 17 merges the data from the plurality of data processing ICs 16 and transfers the data to the data processing device 2 via the slip ring 18.

次に本実施例におけるデータ処理装置２のデータ処理について説明する。 Next, the data processing of the data processing device 2 in this embodiment will be described.

図５は本実施例におけるデータ収集モードの設定用ＵＩの例である。設定用ＵＩは、データ処理装置２が表示装置３に表示される。データ処理装置２に接続されているマウスやキーボード等の入力部を介してユーザーが表示装置の画面上のモード表示を選択することにより、データ処理装置２は、ユーザーからモードの選択を受け付ける。本実施例では、図５のように、データ収集モードとして、撮像モード５１である通常撮像モード５２に加え、高解像度モード５３を有し、さらに、撮像モード５１とは別に補正モード５５を含む。ユーザーは、これらのモードのいずれかを図５の設定用ＵＩ（画面）上で入力部を介してデータ処理装置２に対して選択することができる。高解像度モード５３においては、通常撮像モード５２よりも高空間分解能の撮像が行われる。補正モード５５では、検出器１０の特性の補正を行うためのデータ取得が行われ、取得されたデータを元に各種の補正用データが計算される。補正の例としては、各チャンネルの感度やゲイン、デッドタイムの補正などがある。検出感度は、検出器１０の面積などに依存し、一定の強度のＸ線が照射された際のカウント数の効率で求まる。そのほかにも検出器１０の接続不良が発生した場合はサブピクセル１２の１つ分の感度低下が起きることがある。またサブピクセル１２がノイズを発生するモードで故障した場合は、正常な計測ができなくなるため、フロントエンドＩＣ１５において、故障したサブピクセル１２のチャンネル読出し回路３１をディスエーブルにするなどの処理が必要になる。検出器１０のゲインは、検出器１０の変換効率やデータ収集回路のゲインなどにより決まるため、個々のサブピクセル１２でばらつく。このようなばらつきは、取得エネルギーの精度低下につながるため補正が必要である。またデッドタイムは、Ｘ線強度が強い場合にカウント数の非直線性が出るものであり、サブピクセル１２毎の調整が必要になる。フォトンカウンティングＣＴにおいては、このように多種の補正データの計算が必要であるが、通常撮像モード５２においてはサブピクセルのデータは、上述のようにデータ選択回路２１において加算されてしまう為、補正モード５５においてはサブピクセル１２の加算を行わずにデータ収集を行う必要がある。また高解像度モード５３においてにおいても、補正モード５５と同様に加算を行わないデータ取得を行う必要がある。 FIG. 5 is an example of the data collection mode setting UI in this embodiment. As for the setting UI, the data processing device 2 is displayed on the display device 3. When the user selects a mode display on the screen of the display device via an input unit such as a mouse or a keyboard connected to the data processing device 2, the data processing device 2 accepts the mode selection from the user. In this embodiment, as shown in FIG. 5, as the data acquisition mode, in addition to the normal imaging mode 52 which is the imaging mode 51, the high resolution mode 53 is provided, and the correction mode 55 is included separately from the imaging mode 51. The user can select any of these modes for the data processing device 2 via the input unit on the setting UI (screen) of FIG. In the high resolution mode 53, imaging with a higher spatial resolution than in the normal imaging mode 52 is performed. In the correction mode 55, data acquisition for correcting the characteristics of the detector 10 is performed, and various correction data are calculated based on the acquired data. Examples of correction include correction of sensitivity, gain, and dead time of each channel. The detection sensitivity depends on the area of the detector 10 and the like, and is obtained by the efficiency of the number of counts when X-rays of a constant intensity are irradiated. In addition, if a poor connection of the detector 10 occurs, the sensitivity of one subpixel 12 may decrease. Further, if the subpixel 12 fails in a mode in which noise is generated, normal measurement cannot be performed. Therefore, it is necessary to perform processing such as disabling the channel read circuit 31 of the failed subpixel 12 in the front end IC 15. Become. Since the gain of the detector 10 is determined by the conversion efficiency of the detector 10, the gain of the data acquisition circuit, and the like, it varies among the individual subpixels 12. Such variations lead to a decrease in the accuracy of the acquired energy, and therefore need to be corrected. Further, the dead time is such that the count number becomes non-linear when the X-ray intensity is strong, and it is necessary to adjust each subpixel 12. In the photon counting CT, it is necessary to calculate various correction data in this way, but in the normal imaging mode 52, the subpixel data is added in the data selection circuit 21 as described above, so that the correction mode In 55, it is necessary to collect data without adding the subpixels 12. Further, also in the high resolution mode 53, it is necessary to acquire data without addition as in the correction mode 55.

本実施例では１つの高解像度モード５３のみを選択できるようにしているが，複数の解像度を選択できるようにしても良い。 In this embodiment, only one high resolution mode 53 can be selected, but a plurality of resolutions may be selected.

図６は、本実施例におけるフォトンカウンティング装置における、データ取得の処理の流れを示したフローである。本装置では、まず初めに、処理１０１においてユーザーから、データ収集モード（通常撮像モード５２、高解像度モード５３、補正モード５５のいずれか）の設定を受け付ける。処理１０２においてデータ処理装置２は、設定された収集モードに基づきデータ処理ＩＣ１６のモードを設定する。処理１０３において、ユーザーがデータ収集の開始の指示を行うと、データ収集（Ｘ線の照射および検出）が開始され、処理１０４において、データ処理ＩＣ１６からデータ処理装置２へとデータが送信される。処理１０６では、データ処理装置２が、設定されているデータ収集モードに基づきデータ処理の方法を変更する。通常撮像モード５２もしくは高解像度モード５３が設定されている場合、データ処理装置２は、あらかじめ内蔵するメモリに保存されている補正データを読み込み、収集されたデータを補正した後、画像再構成を行う。その後、再構成画像を表示装置３に表示する。一方、データ補正モード５５が設定されている場合、処理１１１においてデータ処理装置２は、受信したデータを元にサブピクセル１２毎の感度や、エネルギー補正用のデータを計算する。そして、処理１１１において、補正後の結果は、データ処理装置２内のメモリに保存するとともに、処理１１３において、データ処理装置２は補正結果を、スリップリングを介してデータ処理ＩＣ１６に送り、データ処理ＩＣ内の補正データを更新する。なお、データ処理装置２内に補正用データを保存することで次回の起動時に保存データを読み込むだけで、補正データをデータ処理ＩＣ１６に設定することが出来る。また、データ処理ＩＣ１６に不揮発性の記憶領域を持たせても良い。 FIG. 6 is a flow showing a flow of data acquisition processing in the photon counting device of this embodiment. In the present device, first, in the process 101, the user accepts the setting of the data acquisition mode (any of the normal imaging mode 52, the high resolution mode 53, and the correction mode 55). In the process 102, the data processing device 2 sets the mode of the data processing IC 16 based on the set collection mode. When the user gives an instruction to start data collection in the process 103, the data collection (irradiation and detection of X-rays) is started, and in the process 104, the data is transmitted from the data processing IC 16 to the data processing device 2. In the process 106, the data processing device 2 changes the data processing method based on the set data collection mode. When the normal imaging mode 52 or the high resolution mode 53 is set, the data processing device 2 reads the correction data stored in the built-in memory in advance, corrects the collected data, and then reconstructs the image. .. After that, the reconstructed image is displayed on the display device 3. On the other hand, when the data correction mode 55 is set, in the process 111, the data processing device 2 calculates the sensitivity for each subpixel 12 and the data for energy correction based on the received data. Then, in the process 111, the corrected result is stored in the memory in the data processing device 2, and in the process 113, the data processing device 2 sends the corrected result to the data processing IC 16 via the slip ring for data processing. Update the correction data in the IC. By saving the correction data in the data processing device 2, the correction data can be set in the data processing IC 16 only by reading the saved data at the next startup. Further, the data processing IC 16 may have a non-volatile storage area.

次に、本実施例のデータ転送回路１７によるデータ転送について説明する。図７は、本実施例におけるデータフォーマットの例である。データは、ビューごとに取得される。ビューはある一方向の投影画像であり、毎秒３０００ビュー程度のデータレートになる。このため、１つのビューの期間は、３００μ秒程度である。このビューの期間に固定のデータフォーマットを用いて、データ転送回路１７から、スリップリング１８を介して、データ処理装置２へのデータ転送がなされる。データは、図７に示すように、ヘッダー８１とデータ本体８２とフッター８３を含み、データ本体にはそれぞれのマクロピクセル１３のカウントデータが含まれる。 Next, data transfer by the data transfer circuit 17 of this embodiment will be described. FIG. 7 is an example of the data format in this embodiment. Data is acquired for each view. A view is a one-way projection image with a data rate of about 3000 views per second. Therefore, the period of one view is about 300 μsec. Data is transferred from the data transfer circuit 17 to the data processing device 2 via the slip ring 18 using a fixed data format during this view period. As shown in FIG. 7, the data includes a header 81, a data body 82, and a footer 83, and the data body includes count data of each macro pixel 13.

図８は、本実施例におけるデータフォーマットの詳細の例である。ヘッダー部８１は、データパケットの開始を示すプリアンブル部、ビューの番号、データ収集モードや検出器の状態を示すデータからなる。また、フッター８３は、ＣＲＣ（Cyclic Redundancy Check）によるエラーチェック用のデータを含む。データ部８２は、データ処理回路１４によりカウントされた、すべてのマクロピクセル１３のデータを含む。フォトンカウンティングＣＴでは、被検者５の軸方向（Ｙ）に１６から３００列程度、周方向（Ｘ）に１０００ｃｈ程度の検出ピクセルが必要であり、これらを複数の検出器モジュールに分割して搭載した検出器パネル７によりデータ収集を行っている。本実施例のデータフォーマットは、Ｙ方向６４個、Ｘ方向３２個のマクロピクセル１３が配列されたモジュールを用いる例である。またエネルギーウインドウの数は、一例として４つとするが、必ずしもこの値でなくても良い。 FIG. 8 is an example of the details of the data format in this embodiment. The header unit 81 includes a preamble unit indicating the start of a data packet, a view number, data collection mode, and data indicating the state of the detector. Further, the footer 83 includes data for error checking by CRC (Cyclic Redundancy Check). The data unit 82 includes data of all macro pixels 13 counted by the data processing circuit 14. Photon counting CT requires about 16 to 300 rows of detection pixels in the axial direction (Y) of the subject 5 and about 1000 channels in the circumferential direction (X), and these are divided into a plurality of detector modules and mounted. Data is collected by the detector panel 7. The data format of this embodiment is an example of using a module in which 64 macro pixels 13 in the Y direction and 32 macro pixels 13 in the X direction are arranged. The number of energy windows is four as an example, but it does not necessarily have to be this value.

データ部８２は、エネルギー、Ｙ座標およびＸ座標のループからなり、データ部８２は４×６４×３２個のカウントデータを含む。なお、データの並びは必ずしもこの通りでなくてもよい。またデータは、可逆圧縮手段やその他のエンコード方法により変換することも可能であるが、含まれるカウントデータの個数は一定数である。 The data unit 82 includes a loop of energy, Y coordinate, and X coordinate, and the data unit 82 includes 4 × 64 × 32 count data. The arrangement of data does not necessarily have to be this way. The data can also be converted by a lossless compression means or other encoding method, but the number of count data included is a fixed number.

エネルギー、位置座標のすべての組み合わせのデータを一括してパケットとすると、１つのパケット長が長くなるため、データ処理の観点からパケットを複数に分割することも可能である、図９は、特定のエネルギー毎に、ヘッダー８１、データ本体８２、フッター８３を含むフォーマットに分割した例である。また、検出器パネル７は複数の領域に分割されているため、それぞれのパケットはデータ転送回路１７においてマージされる。 If data of all combinations of energy and position coordinates are collectively made into a packet, the length of one packet becomes long, so that it is possible to divide the packet into a plurality of packets from the viewpoint of data processing. FIG. 9 shows a specific packet. This is an example of dividing each energy into a format including a header 81, a data body 82, and a footer 83. Further, since the detector panel 7 is divided into a plurality of regions, the packets are merged in the data transfer circuit 17.

図１０は、データ処理ＩＣ１６におけるサブピクセル１２の情報の処理方法を示したものである。通常モードにおいては、１つのビュー時間において取得されたデータは、４つのサブピクセル１２のデータが合計され、１つのマクロピクセル１３の情報としてストアされる。この処理は、データ選択回路２１において、隣接する４つのサブピクセル１２のデータをサブピクセルバッファ２０内から選択し、加算後、マクロピクセルバッファ２２Ａまたは２２Ｂに書き出すことで行われる。 FIG. 10 shows a method of processing information of the subpixel 12 in the data processing IC 16. In the normal mode, the data acquired in one view time is the sum of the data of the four subpixels 12 and stored as the information of one macro pixel 13. This process is performed by selecting the data of the four adjacent subpixels 12 from the subpixel buffer 20 in the data selection circuit 21, adding the data, and then writing the data to the macro pixel buffer 22A or 22B.

本実施例における装置では、検出器１０の補正データ取得時において、上記加算モードの他に、個々のサブピクセル１２のデータをそのまま出力するデータ出力モードを持つ。図１１は、補正モード５５および高解像度モード５３におけるデータ出力を示したものである。２つのモード５３、５５は、データ処理装置２での処理が異なるものの、データ処理回路１４内での処理は同一である。図１１のように、補正モード５５および高解像度モード５３では、個々のサブピクセル１２のデータを加算せずにマクロピクセルバッファ２２Ａまたは２２Ｂに割り当てる。本実施例では、サブピクセル１２の加算を行わないため、本来４つのサブピクセルで構成されるマクロピクセル１３のデータ領域に、１つのサブピクセルのデータを割り当てる。そのため、本来出力可能であった４つのサブピクセル１２のデータ内３／４の情報は破棄されることになる。なお、出力を行うサブピクセル１２は、本来のマクロピクセル１３の選択を離散的に選び、１つのマクロピクセル１３に含まれる１つのサブピクセル１２に限定することも可能であるし、図１１のように、マクロピクセルバッファ２２Ａ、３３ＢのＸ、Ｙ方向のデータ領域に詰めることで限られた範囲内ですべて隣接したサブピクセル１２の情報を出力することも可能である。出力可能なサブピクセル１２の情報は、本来の面積の1/4のみに制限されが、マクロピクセルに割り当てるサブピクセルの位置を変え、4回測定することですべてのサブピクセルの情報を取得することができる。 The apparatus in this embodiment has a data output mode in which the data of the individual subpixels 12 is output as it is, in addition to the above addition mode when the correction data of the detector 10 is acquired. FIG. 11 shows the data output in the correction mode 55 and the high resolution mode 53. Although the processing in the data processing device 2 is different between the two modes 53 and 55, the processing in the data processing circuit 14 is the same. As shown in FIG. 11, in the correction mode 55 and the high resolution mode 53, the data of the individual subpixels 12 are allocated to the macro pixel buffer 22A or 22B without being added. In this embodiment, since the subpixels 12 are not added, the data of one subpixel is allocated to the data area of the macro pixel 13 originally composed of four subpixels. Therefore, the information of 3/4 of the data of the four subpixels 12 that could be originally output will be discarded. It should be noted that the sub-pixel 12 that outputs the data can be limited to one sub-pixel 12 included in one macro pixel 13 by selecting the original selection of the macro pixel 13 discretely, as shown in FIG. It is also possible to output the information of all adjacent sub-pixels 12 within a limited range by filling the data areas of the macro pixel buffers 22A and 33B in the X and Y directions. The information of the subpixel 12 that can be output is limited to only 1/4 of the original area, but the information of all the subpixels can be obtained by changing the position of the subpixel assigned to the macro pixel and measuring 4 times. Can be done.

図１２は、本実施例の通常撮像モード５２におけるデータ処理ＩＣ１６に含まれる各回路の動作を示したものである。それぞれの回路は、並行してデータの処理を実施する。まず初めに処理２０１において制御回路１６が、データ処理装置２からデータ収集モードを受信する。制御回路２４は、アドレス生成パターンをアドレス生成回路２３に設定する。データ収集（Ｘ線照射と検出）が始まると、各回路は並列に処理を開始する。各ブロックの処理は、ビューごとに繰り返しで行われる。本実施例では２つのマクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂを用い、ビュー毎にバッファ２２Ａ、２２Ｂを切り替えて処理を行う。ビューの開始である処理２０３において、制御回路２４はフロントエンドＩＣ１５を制御し、サブピクセル１２のデータをサブピクセルバッファ２０に転送する。アドレス生成回路２３は、処理２０３と同時に加算すべきサブピクセル１２のアドレスを生成する（処理２１２）。データ選択回路２１は、生成されたアドレスを元にサブピクセルバッファ２０にアクセスし、そのアドレスのカウントデータを取得した後、加算し、結果をマクロピクセルバッファ２２Ａに書き込む（処理２２１）。これらの処理はすべてのマクロピクセル１３について行われ、１つのビュー時間内に終了する。データ出力制御回路２５は、これらの処理が行われている間に、マクロピクセルバッファ２５Ｂのデータを出力する。 FIG. 12 shows the operation of each circuit included in the data processing IC 16 in the normal imaging mode 52 of this embodiment. Each circuit performs data processing in parallel. First, in the process 201, the control circuit 16 receives the data acquisition mode from the data processing device 2. The control circuit 24 sets the address generation pattern in the address generation circuit 23. When data collection (X-ray irradiation and detection) begins, each circuit starts processing in parallel. The processing of each block is repeated for each view. In this embodiment, two macro pixel buffers 22A and 22B are used, and the buffers 22A and 22B are switched for each view to perform processing. In process 203, which is the start of the view, the control circuit 24 controls the front-end IC 15 and transfers the data of the sub-pixel 12 to the sub-pixel buffer 20. The address generation circuit 23 generates the address of the subpixel 12 to be added at the same time as the process 203 (process 212). The data selection circuit 21 accesses the subpixel buffer 20 based on the generated address, acquires the count data of the address, adds the data, and writes the result to the macro pixel buffer 22A (process 221). These processes are performed for all macro pixels 13 and are completed within one view time. The data output control circuit 25 outputs the data of the macro pixel buffer 25B while these processes are being performed.

データ出力制御回路２５による出力処理は、３つの処理に分割されており、処理２３１でヘッダー部の出力、処理２３２でデータ部の出力、処理２３３でフッター部の出力が行われ、この出力処理もビュー時間内で完了する。上位のシステムからビューの切り替え信号を受け取ると、次のデータ処理に移る。制御回路２４やアドレス生成回路２３は、すべてのビューにおいて同一の動作をするが、データ選択回路２１とデータ出力制御回路２５は、ビューごとにバッファ２２Ａ、２２Ｂの切り替えを行う（処理２０４〜２２２）。なお、サブピクセルバッファ２０については、処理を行うべきサブピクセル１２のデータを選択的にフロントエンドＩＣ１５から取得することですべてのカウントデータをサブピクセルバッファ２０に保存することなく逐次的に処理を実施することも可能であり、これにより処理の待ち時間とバッファ容量の低減を図ることができる。 The output process by the data output control circuit 25 is divided into three processes. Process 231 outputs the header section, process 232 outputs the data section, and process 233 outputs the footer section. This output process also Complete within view time. When the view switching signal is received from the upper system, the next data processing is performed. The control circuit 24 and the address generation circuit 23 operate in the same manner in all views, but the data selection circuit 21 and the data output control circuit 25 switch the buffers 22A and 22B for each view (processes 204 to 222). .. Regarding the sub-pixel buffer 20, by selectively acquiring the data of the sub-pixel 12 to be processed from the front-end IC 15, all the count data is sequentially processed without being stored in the sub-pixel buffer 20. It is also possible to reduce the processing waiting time and the buffer capacity.

図１３は、本実施例の通常撮像モード５２における、データ処理ＩＣ１６の１ビュー分の処理の詳細を示す例である。制御回路２４は、連続的にフロントエンドＩＣ１５からサブピクセルバッファ２０へデータの転送を実施する（処理２４１）。アドレス生成回路２３は個々のマクロピクセル１３について、そこに含まれるサブピクセル１２のアドレスを計算し提供する。本実施例では処理２５１にて( Y_m,X_m ) = (0,0)のアドレスが生成され，処理２５２にて( Y_m,X_m ) = (0,1)のアドレスが生成され、以下同様に順番にアドレスが計算される（処理２５１〜２５６）。本実施例ではX_mを先に増加させているが、計算対象となるマクロピクセル１３の順番は任意であり、これ以外の順番でもよい。通常モード５２においては１つのマクロピクセル１３に４つのサブピクセル１２が含まれる。そのため処理２５１では４つのサブピクセル１２のアドレスが生成される。このサブピクセル１２の情報は、データ選択回路２１に渡される。データ選択回路２１では、渡されたアドレス情報をもとにサブピクセルバッファ２０にアクセスし、データを取得する。データ選択回路２１は、取得したデータの加算を行った後、マクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂに書き込む（処理２６１〜２６６）。データ出力制御回路２５は、ヘッダー部８１を出力し、マクロピクセルバッファ２２Ａまたは２２Ｂ内のデータを順にデータ部８２として出力、フッター部８３を出力する（処理２７１〜２７３）。 FIG. 13 is an example showing details of processing for one view of the data processing IC 16 in the normal imaging mode 52 of this embodiment. The control circuit 24 continuously transfers data from the front-end IC 15 to the sub-pixel buffer 20 (process 241). The address generation circuit 23 calculates and provides the addresses of the subpixels 12 contained therein for each macro pixel 13. In this embodiment, the address of (Y _m , X _m ) = (0,0) is generated in the process 251 and the address of (Y _m , X _m ) = (0,1) is generated in the process 252. Addresses are calculated in order in the same manner (processes 251 to 256). In this embodiment, X _m is increased first, but the order of the macro pixels 13 to be calculated is arbitrary, and may be any other order. In the normal mode 52, one macro pixel 13 includes four subpixels 12. Therefore, in the process 251, the addresses of the four subpixels 12 are generated. The information of the subpixel 12 is passed to the data selection circuit 21. The data selection circuit 21 accesses the subpixel buffer 20 based on the passed address information and acquires data. The data selection circuit 21 adds the acquired data and then writes the acquired data to the macro pixel buffers 22A and 22B (processes 261 to 266). The data output control circuit 25 outputs the header unit 81, outputs the data in the macro pixel buffer 22A or 22B in order as the data unit 82, and outputs the footer unit 83 (processes 271-273).

本実施例におけるアドレス生成回路２３は、マクロピクセル１３のアドレスからサブピクセル１２のアドレスを計算するものであるが、図１４の様なテーブルをあらかじめ内蔵するメモリ内に保持しておいても良い。このテーブルはすべてのマクロピクセル１３に対して対応するサブピクセル１２を保持する。なお、テーブルによる保持と計算とを組み合わせてサブピクセルのアドレスを計算しても良い。 The address generation circuit 23 in this embodiment calculates the address of the sub-pixel 12 from the address of the macro pixel 13, but a table as shown in FIG. 14 may be stored in the built-in memory in advance. This table holds the corresponding subpixels 12 for all macropixels 13. The address of the subpixel may be calculated by combining the holding by the table and the calculation.

つぎに、実施例の補正モード５５および高解像度モード５３の際のデータ処理ＩＣ１６の各部の処理動作について説明する。本実施例では補正モード５５等でもデータ処理ＩＣ１６の処理の基本は、上述の通常撮像モード５２の図１３の処理と同様であるが、アドレス生成回路２３の処理動作が、通常撮像モード５２とは異なる。図１５は、補正モード５５等の際のデータ処理ＩＣ１６の処理動作の詳細の例を示し、通常撮像モード５２の場合の処理動作を示す図１３に対応する。図１６は、アドレス生成回路２３は、マクロピクセル１３のアドレスからサブピクセル１２のアドレスを求めるためのテーブルであり、通常撮像モード５２の場合の図１４のテーブルに対応する。図１５および図１６のように、補正モード５５等では、アドレス生成回路２３は、マクロピクセル１３に含まれる１つのサブピクセル１２のアドレスを生成する（処理２９１〜２９６）。データ選択回路２１は、このアドレスを受け取り、サブピクセルバッファ２０の値を読み取った後に、１つのみであるため加算を行わずに、マクロピクセルバッファ２２Ａまたは２２Ｂに保存する（処理３０１〜３０６）。本実施例では２×２で構成されるサブピクセル１２のデータの内、Ｘ、Ｙ方向とも１／２の領域のカウントデータのみを出力するようにしているが、Ｘ方向にのみ１／４ピクセル数に制限するなどの方法でもよい。また、必ずしもマクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂのすべてにデータを書き込む必要はなく、より少ない数のサブピクセルの情報のみをマクロピクセルバッファに書き込み，残りのマクロピクセルバッファにダミーのデータを埋め、任意の範囲にサブピクセルのデータ出力範囲を変更することも考えられる。これはマクロピクセルが３×３のサブピクセルで構成されており、Ｘ方向のみを１／９の領域に限定してすべてのサブピクセルをしようとした場合、端数が出るため、より小さい領域に限定したうえで使用しないバッファにダミーデータを埋め込むことが考えられる。 Next, the processing operation of each part of the data processing IC 16 in the correction mode 55 and the high resolution mode 53 of the embodiment will be described. In this embodiment, the processing of the data processing IC 16 is the same as the processing of FIG. 13 of the normal imaging mode 52 described above even in the correction mode 55 and the like, but the processing operation of the address generation circuit 23 is different from that of the normal imaging mode 52. different. FIG. 15 shows a detailed example of the processing operation of the data processing IC 16 in the correction mode 55 and the like, and corresponds to FIG. 13 showing the processing operation in the case of the normal imaging mode 52. FIG. 16 shows a table in which the address generation circuit 23 obtains the address of the subpixel 12 from the address of the macro pixel 13, and corresponds to the table of FIG. 14 in the case of the normal imaging mode 52. As shown in FIGS. 15 and 16, in the correction mode 55 and the like, the address generation circuit 23 generates the address of one subpixel 12 included in the macro pixel 13 (processes 291 to 296). After receiving this address and reading the value of the subpixel buffer 20, the data selection circuit 21 stores it in the macro pixel buffer 22A or 22B without adding because there is only one (processes 301 to 306). In this embodiment, out of the data of the sub-pixel 12 composed of 2 × 2, only the count data in the area of 1/2 in both the X and Y directions is output, but only the 1/4 pixel in the X direction. You may also limit the number. In addition, it is not always necessary to write data to all of the macro pixel buffers 22A and 22B, only the information of a smaller number of subpixels is written to the macro pixel buffer, dummy data is filled in the remaining macro pixel buffer, and an arbitrary range is used. It is also possible to change the data output range of the subpixel. This is because the macro pixel is composed of 3x3 subpixels, and if you try to limit all the subpixels to the 1/9 area only in the X direction, a fraction will appear, so limit it to a smaller area. After that, it is conceivable to embed dummy data in a buffer that is not used.

図１７は本実施例の変形例である。変形例ではＹ方向の２つのサブピクセル１２の情報は加算するものの、Ｘ方向については分離する。このためＸ方向の隣接した本来のマクロピクセル１３に対応するバッファ２２Ａまたは２２Ｂのデータ領域とＸ方向に隣接したマクロピクセル１３のバッファのデータ領域の２つを用いて２つのサブピクセル１２を加算したデータを２つマクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂのデータ領域にストアする。このようなデータのストアにより、通常撮像モード５２よりもマクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂのデータ領域の面積を半減させることができ、しかも、分解能を高めることが出来る。 FIG. 17 is a modified example of this embodiment. In the modified example, the information of the two subpixels 12 in the Y direction is added, but the information in the X direction is separated. Therefore, two sub-pixels 12 are added using two data areas of the buffer 22A or 22B corresponding to the original macro pixel 13 adjacent to the X direction and the data area of the buffer of the macro pixel 13 adjacent to the X direction. Two data are stored in the data area of the macro pixel buffers 22A and 22B. By such a data store, the area of the data area of the macro pixel buffers 22A and 22B can be halved as compared with the normal imaging mode 52, and the resolution can be improved.

図１８は、図１７の変形例において、アドレス生成回路２３がアドレスを求める際に用いるテーブルの例である。一つのマクロピクセル１３に対し、２つのサブピクセル１２のアドレスが生成される。このサブピクセル１２のアドレスがデータ選択回路２１に渡されることで、補正モード５５などと同様に処理が実行される。 FIG. 18 is an example of a table used by the address generation circuit 23 when obtaining an address in the modified example of FIG. Addresses of two subpixels 12 are generated for one macro pixel 13. By passing the address of the subpixel 12 to the data selection circuit 21, the process is executed in the same manner as in the correction mode 55 and the like.

このように本実施例ではアドレス生成回路２３の動作を変えるのみで、データ収集モード（通常撮像モード５２、高解像度モード５３、補正モード５５）の切り替えを行うことが可能であり、データ処理ＩＣ１６の回路の簡素化を図ることが可能である。 As described above, in this embodiment, it is possible to switch the data acquisition mode (normal imaging mode 52, high resolution mode 53, correction mode 55) only by changing the operation of the address generation circuit 23, and the data processing IC 16 can be switched. It is possible to simplify the circuit.

本実施例ではマクロピクセル１３に含まれるサブピクセル１２の数を２×２の４ピクセルとして示したが、これ以外の数のサブピクセルで構成されるものでもよい。 In this embodiment, the number of subpixels 12 included in the macro pixel 13 is shown as 2 × 2 4 pixels, but it may be composed of other subpixels.

＜第２実施例＞
図１９から図２３を用いて第２の実施例について説明する。 <Second Example>
A second embodiment will be described with reference to FIGS. 19 to 23.

第２の実施例は１つのビュー時間に取得したデータを複数のビュー時間を用いてデータ転送することが第１実施例と異なる。図１９は、本実施例におけるデータ処理回路の構成を示したものである。本実施例ではデータ処理ＩＣ１６内のマクロピクセルバッファ２２の数が第１実施例よりも多く、複数の時間のマクロピクセル１３のカウントデータをデータ処理ＩＣ１６内に保持することが出来る。 The second embodiment is different from the first embodiment in that the data acquired in one view time is transferred using a plurality of view times. FIG. 19 shows the configuration of the data processing circuit in this embodiment. In this embodiment, the number of macro pixel buffers 22 in the data processing IC 16 is larger than that in the first embodiment, and the count data of the macro pixels 13 at a plurality of times can be held in the data processing IC 16.

第１実施例では、あるビュー時間内に取得したデータは、そのビュー時間内にマクロピクセルバッファ２２Ａ、２２Ｂにデータ領域に割り当てられ、転送されていた。本実施例においては通常撮像モード５２においては第１実施例と同様のデータ転送を行い、補正モード５５および高解像度モードでは、４ビュー分の時間を用いてデータを転送する。この場合、空間方向の解像度は上がるが、時間方向の分解能は低下することになる。 In the first embodiment, the data acquired within a certain view time is allocated to the data area and transferred to the macro pixel buffers 22A and 22B within the view time. In this embodiment, the same data transfer as in the first embodiment is performed in the normal imaging mode 52, and the data is transferred using the time for four views in the correction mode 55 and the high resolution mode. In this case, the resolution in the spatial direction increases, but the resolution in the temporal direction decreases.

図２０は、第２の実施例におけるサブピクセル１２のデータのマクロピクセルバッファ２２Ａ〜２２Ｅへのデータ割り付けの例を示したものである。図２０に示すようにあるビュー時間Nにおいて、サブピクセルバッファ２０に取り込まれた４つのデータを、ビュー時間N+1からN+4 におけるマクロピクセル１３のデータとして転送する。図２０は１つのマクロピクセルについてのみ説明しているが、ほかの位置のマクロピクセル１３に含まれるサブピクセル１２のデータについても同様の処理が行われる。データ処理ＩＣ１６から出力されるデータはそれぞれのビュー時間において、同一マクロピクセル１３の異なるサブピクセル１２のデータであることになる。具体的には、図１９のように、本実施例のデータ処理ＩＣ１６は、複数面のマクロピクセルバッファ２２Ａ−２２Ｅを備えている。図２１は、本実施例におけるデータ転送を実施する際にデータが書き込まれる様子を示す例である。データ処理ＩＣ１６は、５つのマクロピクセルバッファ２２（マクロピクセルバッファ２２Ａ−２２Ｅ）を用いて処理を行う。時間Ｎにおいては、それ以前の時間Ｎ−４に収集したデータの一部が、マクロピクセルバッファ２２Ｅにストアされており、マクロピクセルバッファ２２Ｅに含まれるデータがデータ処理ＩＣ１６から出力される（以下、出力しているマクロピクセルバッファを、出力中バッファ４０と呼ぶ）。同時にサブピクセルバッファ２０にストアされたデータがマクロピクセルバッファ２２Ａから２２Ｄにそれぞれ書き込まれる。使用するマクロピクセルバッファ２２が異なるため、これらの処理は並行して行うことが可能である。時間Ｎ＋１において、出力中バッファ４０をマクロピクセルバッファ２２Ａに設定し、時間Ｎ＋１では、出力中バッファ４０をマクロピクセルバッファ２２Ｂに設定し、それぞれ出力中バッファ４０内のデータをデータ処理ＩＣ１６から出力し、時間Ｎ＋４において最後のマクロピクセルバッファ２２Ｄを出力中バッファ４０に設定し、データを出力する。このようにして４つのビュー時間を用いて１つのマクロピクセル１３のデータを、データ処理装置２に転送することが出来る。時間Ｎ＋４では、次のサブピクセル１２のデータがサブピクセルバッファ２０にストアされ、マクロピクセルバッファ２２Ｄが出力中であるが、マクロピクセルバッファ２２Ａ−２２Ｃおよびマクロピクセルバッファ２２Ｅの内容はすでに転送された後であるため、これら４つのバッファに対してサブピクセルバッファの内容を書き込む。 FIG. 20 shows an example of data allocation of the data of the subpixel 12 to the macro pixel buffers 22A to 22E in the second embodiment. As shown in FIG. 20, at the view time N, the four data taken into the subpixel buffer 20 are transferred as the data of the macro pixel 13 at the view times N + 1 to N + 4. Although FIG. 20 describes only one macro pixel, the same processing is performed for the data of the subpixel 12 included in the macro pixel 13 at another position. The data output from the data processing IC 16 is the data of different sub-pixels 12 of the same macro pixel 13 at each view time. Specifically, as shown in FIG. 19, the data processing IC 16 of this embodiment includes macro pixel buffers 22A-22E having a plurality of surfaces. FIG. 21 is an example showing how data is written when the data transfer in this embodiment is performed. The data processing IC 16 performs processing using five macro pixel buffers 22 (macro pixel buffers 22A-22E). At time N, a part of the data collected in time N-4 before that is stored in the macro pixel buffer 22E, and the data included in the macro pixel buffer 22E is output from the data processing IC 16 (hereinafter, The output macro pixel buffer is called the output buffer 40). At the same time, the data stored in the sub-pixel buffer 20 is written to the macro pixel buffers 22A to 22D, respectively. Since the macro pixel buffers 22 used are different, these processes can be performed in parallel. At time N + 1, the output buffer 40 is set to the macro pixel buffer 22A, at time N + 1, the output buffer 40 is set to the macro pixel buffer 22B, and the data in the output buffer 40 is output from the data processing IC 16, respectively. At time N + 4, the last macro pixel buffer 22D is set in the outputting buffer 40, and data is output. In this way, the data of one macro pixel 13 can be transferred to the data processing device 2 using the four view times. At time N + 4, the data of the next subpixel 12 is stored in the subpixel buffer 20 and the macropixel buffer 22D is outputting, but after the contents of the macropixel buffer 22A-22C and the macropixel buffer 22E have already been transferred. Therefore, the contents of the sub-pixel buffer are written to these four buffers.

図２２は本実施例における補正モード５５、高解像度モード５３におけるデータ処理ＩＣ１６の処理動作例を示す図である。通常撮像モードの処理動作と異なり、データ選択回路２１は４ビューに一回のみマクロピクセルバッファ２２への書き込みを行う。具体的には、データ選択回路２１は、処理３４１ではマクロピクセルバッファ２２のＡからＤに書き込み、その後、処理３４２、３４３、３４４ではバッファの書き込みを行わず、処理３４５においてマクロピクセルバッファ２２Ｅ、２２Ａ、２２Ｂ、２２Ｃへの書き込みを行う。データ選択回路２１は、書き込み先のマクロピクセルバッファをずらしながら書き込みを行っていく。制御回路２４の処理３２１〜３２２、３２３〜３２７は、図１２の処理２０１〜２０２、２０３〜２０４に対応しているので説明を省略する。同様に、アドレス生成回路２３の処理３３１、３３２〜３３６はそれぞれ、図１２の処理２１１、２１２〜２１３に対応し、データ出力制御回路２５の処理３５１〜３５３、３５４〜３５６、３５７〜３５９、３６０〜３６２、３６３〜３６５は、それぞれ図１２の処理２３１〜２３３に対応しているので説明を省略する。 FIG. 22 is a diagram showing a processing operation example of the data processing IC 16 in the correction mode 55 and the high resolution mode 53 in this embodiment. Unlike the processing operation in the normal imaging mode, the data selection circuit 21 writes to the macro pixel buffer 22 only once in each of the four views. Specifically, the data selection circuit 21 writes from A to D of the macro pixel buffer 22 in the process 341, and then does not write the buffer in the processes 342, 343, and 344, and the macro pixel buffers 22E and 22A in the process 345. , 22B, 22C are written. The data selection circuit 21 writes while shifting the macro pixel buffer of the writing destination. The processes 321 to 322 and 323 to 327 of the control circuit 24 correspond to the processes 201 to 202 and 203 to 204 of FIG. 12, and thus the description thereof will be omitted. Similarly, the processes 331 and 332 to 336 of the address generation circuit 23 correspond to the processes 211 and 212 to 213 of FIG. 12, respectively, and the processes 351 to 53, 354 to 356, 357 to 359, 360 of the data output control circuit 25, respectively. Since 362 and 363 to 365 correspond to the processes 231 to 233 of FIG. 12, respectively, the description thereof will be omitted.

なお、本実施例ではアドレス生成回路２３は常に書き込みアドレスを生成しているが（処理３３１〜３３６）、アドレス生成回路２３でのアドレス生成を停止することでデータ選択回路２１での書き込みを制御しても良い。 In this embodiment, the address generation circuit 23 always generates a write address (processes 331 to 336), but the writing in the data selection circuit 21 is controlled by stopping the address generation in the address generation circuit 23. You may.

図２３は本実施例における補正モード、高解像度モードにおける回路動作の詳細を示す図である。制御回路２４とデータ出力制御回路２５の処理２４１、２７１〜２７３は、図１３の処理２４１、２７１〜２７３と同様にデータ取り込み、出力を行う。アドレス生成回路２３ではＸ、Ｙの組み合わせの他に時間ｔを含むマクロピクセルバッファに対してサブピクセルのアドレスを出力する。処理３８１ではｔ＝０におけるマクロピクセル１３に対するサブピクセル１２のアドレスが計算される。処理３９１では書き込み先マクロピクセルバッファ２２の内先頭のバッファであるマクロピクセルバッファ２２Ａに書き込みを行う。処理３８２ではｔ＝１におけるマクロピクセル１３に対するサブピクセル１２のアドレスが計算される。処理３９２では書き込み先マクロピクセルバッファ２２の内、２番目のバッファであるマクロピクセルバッファ２２Ｂに書き込みを行う。処理３８３〜３８６、処理３９３〜３９６も同様に、データ選択回路２１では先頭の書き込み先のマクロピクセルバッファを把握しておき、ｔの値によって書き込み先を変更する。 FIG. 23 is a diagram showing details of circuit operation in the correction mode and the high resolution mode in this embodiment. The processes 241, 271-273 of the control circuit 24 and the data output control circuit 25 capture and output data in the same manner as the processes 241, 271-273 of FIG. The address generation circuit 23 outputs the address of the subpixel to the macro pixel buffer including the time t in addition to the combination of X and Y. In the process 381, the address of the subpixel 12 with respect to the macro pixel 13 at t = 0 is calculated. In the process 391, writing is performed to the macro pixel buffer 22A, which is the first buffer in the writing destination macro pixel buffer 22. In the process 382, the address of the subpixel 12 with respect to the macro pixel 13 at t = 1 is calculated. In the process 392, the macro pixel buffer 22B, which is the second buffer of the write-destination macro pixel buffer 22, is written. Similarly, in the processes 383 to 386 and the processes 393 to 396, the data selection circuit 21 grasps the macro pixel buffer of the head writing destination and changes the writing destination according to the value of t.

本実施例では、４つのビュー時間毎にデータを出力するために５つのマクロピクセルバッファを用いているが、Ｍ回のビュー時間毎にデータを出力するためにＭ＋１個以上のマクロピクセルバッファを用いることでビュー数を拡張できる。 In this embodiment, five macro pixel buffers are used to output data every four view times, but M + 1 or more macro pixel buffers are used to output data every M view times. By doing so, the number of views can be expanded.

なお、本実施例においては時間Ｎのデータを、通常撮像モードであれば時間Ｎ＋１からＮ＋４に出力されるデータの代わりに出力しており、時間Ｎ−３からＮ−１の間およびＮ＋１からＮ＋３の間のデータは破棄されているが、これらのデータをフロントエンドＩＣ１５の制御を変えることで、時間Ｎのデータに加算することも可能である。フロントエンドＩＣ１５は、ビューごとに切り替わる２つのカウンタ３７を含んでいる。通常の計測ではこの切り替えはビューごとに行われるため、カウント数はビューごとにカウントされる。しかしながらこの切り替えはデータ処理ＩＣ１６が行うものであり、必ずしもビュー時間毎に切り替える必要はない。この特性を利用し、フロントエンドＩＣにおけるビューの切り替えを時間ＮとＮ＋１の間、Ｎ＋４とＮ＋５の間といったように切り替え周期を伸ばすことでその間のすべてのカウントを積算することが可能である。このような処理を行うことでＸ線フォトンのカウント数の損失を防ぐことが可能であり、カウント数が増えるため、統計精度の向上が可能になる。 In this embodiment, the data of time N is output instead of the data output from time N + 1 to N + 4 in the normal imaging mode, and is output between time N-3 and N-1 and from N + 1 to N + 3. Although the data during the period is discarded, it is possible to add these data to the data at time N by changing the control of the front-end IC 15. The front-end IC 15 includes two counters 37 that switch for each view. In normal measurement, this switching is performed for each view, so the number of counts is counted for each view. However, this switching is performed by the data processing IC 16, and it is not always necessary to switch every view time. Utilizing this characteristic, it is possible to integrate all the counts during the view switching in the front-end IC by extending the switching cycle such as between time N and N + 1 and between N + 4 and N + 5. By performing such processing, it is possible to prevent loss of the count number of X-ray photons, and since the count number is increased, it is possible to improve the statistical accuracy.

なお、本実施例は時間方向へのバッファを拡張する技術であるが、この技術を第１の実施例における取得ピクセルを制限する方法と組み合わせて使用することも可能である。 Although the present embodiment is a technique for expanding the buffer in the time direction, it is also possible to use this technique in combination with the method for limiting the acquired pixels in the first embodiment.

本実施例を行うに当たっては、あるビューのデータにどのサブピクセルの情報が含まれているかをデータ処理装置２が知る必要がある、それは固定されたデータフォーマット中のヘッダー部に容易に含めることが可能であるほか、ヘッダー中のビュー数から推定することも可能である。 In performing this embodiment, the data processing device 2 needs to know which subpixel information is included in the data of a certain view, which can be easily included in the header part in the fixed data format. In addition to being possible, it is also possible to estimate from the number of views in the header.

＜第３実施例＞
図２４から図２５を用いて第３の実施例について説明する。 <Third Example>
A third embodiment will be described with reference to FIGS. 24 to 25.

第３の実施例は、サブピクセル１２の加算を一部行うという点が第２の実施例と異なる。第２の実施例においては個々のサブピクセル１２のデータは、そのままマクロピクセル１３のデータとしてマクロピクセルバッファ２２に割り当てられ、出力されていた。第３の実施例においては、通常出願モードであれば複数のビューでマクロピクセルバッファ２２から出力されるデータに代わりに、サブピクセル１２のデータを分散させ、出力する。この点は第２の実施例と同じであるが、そこに含まれるサブピクセル１２のデータは、加算後のデータである点が第２の実施例と異なる。 The third embodiment differs from the second embodiment in that a part of the subpixel 12 is added. In the second embodiment, the data of each subpixel 12 was directly assigned to the macro pixel buffer 22 as the data of the macro pixel 13 and output. In the third embodiment, in the normal application mode, the data of the sub-pixel 12 is distributed and output instead of the data output from the macro pixel buffer 22 in a plurality of views. This point is the same as that of the second embodiment, but the data of the subpixel 12 included therein is different from that of the second embodiment in that it is the data after addition.

図２４は本実施例におけるデータを割り当ての例を示した図である。図２４に示すように第３の実施例では奇数番目のビューと偶数番目のビューでそれぞれ異なる情報を出力する。本実施例ではＮ＋１、Ｎ＋３番目にはマクロピクセル内に含まれる左側の２つのサブピクセルのカウント数を加算した結果が出力され、Ｎ＋２、Ｎ＋４番目にはマクロピクセル内に含まれる右側の２つのサブピクセルのカウント数を加算した結果が出力される。これにより、空間の一方向の分解能は２倍になり、時間方向の分解能は半分になるようなデータをデータ処理装置２に送ることが可能である。 FIG. 24 is a diagram showing an example of allocating data in this embodiment. As shown in FIG. 24, in the third embodiment, different information is output for the odd-numbered view and the even-numbered view. In this embodiment, the result of adding the counts of the two subpixels on the left side contained in the macro pixel is output to the N + 1 and N + 3rd, and the two subs on the right side included in the macro pixel are output to the N + 2 and N + 4th. The result of adding the pixel counts is output. As a result, it is possible to send data to the data processing device 2 so that the resolution in one direction in space is doubled and the resolution in the time direction is halved.

本実施例は第２実施例で例示したように２つのマクロピクセルバッファ２２への書き込みを行う為に３つのマクロピクセルバッファ２２を用いることで実現可能であるほか、第２実施例とおなじ５つのマクロピクセルバッファ２２（２２Ａ〜２２Ｅ）を用いて実現することも可能である。すなわち本実施例は、第２実施例と同一のハードウェアを用いることが可能であり、制御によっていずれの実施例も実現可能である。図２５は、本実施例のデータ処理ＩＣ１６の処理動作の例を示したものである。アドレス生成回路２３は第２実施例と同様に時間ｔを含むマクロピクセルバッファ２２に対応するサブピクセルアドレスを生成する（処理３３１〜３３６）。データ選択回路２１は、処理４３１においてマクロピクセルバッファ２２Ａおよび２２Ｂに対して書き込みを行う。処理４３２ではマクロピクセルバッファ２２への書き込みは行わず、処理４３３においてマクロピクセルバッファ２２Ｃおよび２２Ｄに書き込みを行う。使用するバッファを順番に切り替えることで必要数よりも多いマクロピクセルバッファ２２を用いてより少ない時間のビューへのデータ割り当てを行うことが可能である。 This embodiment can be realized by using three macro pixel buffers 22 for writing to the two macro pixel buffers 22 as illustrated in the second embodiment, and the same five as in the second embodiment. It can also be realized by using the macro pixel buffer 22 (22A to 22E). That is, it is possible to use the same hardware as the second embodiment in this embodiment, and any embodiment can be realized by control. FIG. 25 shows an example of the processing operation of the data processing IC 16 of this embodiment. The address generation circuit 23 generates a subpixel address corresponding to the macro pixel buffer 22 including the time t as in the second embodiment (processes 331 to 336). The data selection circuit 21 writes to the macro pixel buffers 22A and 22B in the process 431. Process 432 does not write to the macro pixel buffer 22, but process 433 writes to the macro pixel buffers 22C and 22D. By switching the buffers to be used in order, it is possible to allocate data to the view in a shorter time by using more macro pixel buffers 22 than necessary.

本実施例では、個々のビューにおいて出力されるデータフォーマットは固定であり、また、ハードウェアの構成も第２実施例と同じである。このように空間、時間分解能を切り替えた際においても同一ハードウェアを用いつつ、データ転送にかかわる多くの処理を共通にすることが可能である。送信側であるデータ処理ＩＣ１６と受信側であるデータ処理装置２のみで処理の切り替えを行うことで補正データの取得の他、解像度を変えたデータ取得が可能である。 In this embodiment, the data format output in each view is fixed, and the hardware configuration is also the same as in the second embodiment. Even when the spatial and temporal resolutions are switched in this way, it is possible to share many processes related to data transfer while using the same hardware. By switching the processing only by the data processing IC 16 on the transmitting side and the data processing device 2 on the receiving side, it is possible to acquire the correction data as well as the data with different resolutions.

＜第４実施例＞
図２６を用いて第４実施例について説明する。 <Fourth Example>
A fourth embodiment will be described with reference to FIG.

第４実施例は、サブピクセルの割り当て位置をエネルギー方向に拡張した点で第１実施例と異なる。本実施例におけるフォトンカウンティングＣＴでは、エネルギーウインドウ毎のカウント数をデータ処理装置２に送信しているため、マクロピクセルバッファ２２、サブピクセルバッファ２０は位置Ｘ、Ｙの他にエネルギーＥの方向に拡張されている。通常撮像モードでは、あるエネルギーウインドウで測定したサブピクセル１２のカウントデータは、対応するエネルギーのマクロピクセルバッファ２２にストアされる。本実施例では、このエネルギー方向のバッファを用いて、サブピクセル１２の情報をデータ処理装置２に送信する。 The fourth embodiment is different from the first embodiment in that the allocation position of the subpixel is extended in the energy direction. In the photon counting CT in this embodiment, since the count number for each energy window is transmitted to the data processing device 2, the macro pixel buffer 22 and the sub pixel buffer 20 are expanded in the direction of energy E in addition to the positions X and Y. Has been done. In the normal imaging mode, the count data of the subpixel 12 measured in a certain energy window is stored in the macro pixel buffer 22 of the corresponding energy. In this embodiment, the information of the subpixel 12 is transmitted to the data processing device 2 by using the buffer in the energy direction.

フォトンカウンティングＣＴでは、複数のエネルギーウインドウを設けており、図２６の例では、エネルギーウインドウ数が４の場合を示している。サブピクセルバッファ２０における１つのエネルギーのみのデータを用い、マクロピクセルバッファ２２の４つのエネルギーのバッファ（データ領域）にそれぞれのサブピクセル１２のデータを割り当てる。このマクロピクセルバッファ２２のデータを出力することにより、データ処理装置２ではサブピクセル１２に含まれるカウント数を知ることが可能になる。 The photon counting CT is provided with a plurality of energy windows, and the example of FIG. 26 shows a case where the number of energy windows is 4. The data of only one energy in the sub-pixel buffer 20 is used, and the data of each sub-pixel 12 is assigned to the buffers (data areas) of the four energies of the macro pixel buffer 22. By outputting the data in the macro pixel buffer 22, the data processing device 2 can know the number of counts included in the subpixel 12.

本技術は、補正モード５５においては必ずしもすべてのエネルギーウインドウの情報が必要ない場合に使用できる。 This technique can be used in the correction mode 55 when information on all energy windows is not necessarily required.

上述してきた各実施例は、それぞれに組み合わせることも可能であり、時間、エネルギー、位置の組み合わせを特定のフォーマットに割り当てることで空間分解能、時間分解能、エネルギー分解能のバランスをとることが可能である。 Each of the above-described embodiments can be combined individually, and the spatial resolution, the time resolution, and the energy resolution can be balanced by assigning the combination of time, energy, and position to a specific format.

１ガントリ
２データ処理装置
３表示装置
４ベッド
５被検者
６Ｘ線管
７検出器パネル
１０放射線検出器
１１コリメータ
１２サブピクセル
１３マクロピクセル
１４データ処理回路
１５フロントエンドIC
１６データ処理IC
１７データ転送回路
１８スリップリング
２０サブピクセルバッファ
２１データ選択回路
２２Ａ〜２２Ｅマクロピクセルバッファ
２３アドレス生成回路
２４制御回路
３１チャンネル読み出し回路
３２チャージアンプ
３３波形整形回路
３４コンパレータ
３５ DAC
３７カウンタ
３８データ制御回路
３９データマルチプレクサ
４０出力中バッファ

1 Gantry 2 Data processing device 3 Display device 4 Bed 5 Subject 6 X-ray tube 7 Detector panel 10 Radiation detector 11 Collimator 12 Subpixel 13 Macropixel 14 Data processing circuit 15 Front-end IC
16 Data processing IC
17 Data transfer circuit 18 Slip ring 20 Subpixel buffer 21 Data selection circuit 22A to 22E Macro pixel buffer 23 Address generation circuit 24 Control circuit 31 Channel read circuit 32 Charge amplifier 33 Waveform shaping circuit 34 Comparator 35 DAC
37 Counter 38 Data control circuit 39 Data multiplexer 40 Output buffer

Claims

A detector that is divided into multiple subpixels and detects X-ray photons, respectively.
A readout circuit that counts the detection result for each subpixel of the detector for each view time,
An output circuit that processes the count result of the read circuit and outputs it in order in a predetermined data array that can be transferred.
It has a data processing device that receives the data output from the output circuit and at least reconstructs the image.
The output circuit has a first mode in which the count result is set to be added and output for each macro pixel composed of a predetermined number of adjacent subpixels, and a count result for each subpixel is output. Has a second mode to set,
The output circuit is an X-ray imaging apparatus, characterized in that data corresponding to the set mode is output without changing the data arrangement.

The X-ray imaging device according to claim 1, wherein when the first mode is set, the output circuit adds the detection results for each of the sub-pixels constituting the macro pixel to the detector. Data for each of the plurality of macropixels constituting the detector is sequentially output in the data array, and when the second mode is set, a subpixel to output a count result is selected from the subpixels constituting the detector. It is characterized in that the count result of the subpixel is assigned and output instead of the data of the macropixel to the same data array as when the data for each macropixel is sequentially output in the first mode. X-ray imaging device.

The X-ray imaging apparatus according to claim 1 or 2, wherein the output circuit comprises a subpixel buffer including a data area for storing a count result of the subpixels constituting the detector, and the detector. A macropixel buffer having a data area corresponding to each macropixel to be used and the count result stored in one or more data areas of the subpixel buffer are selected and added, and stored in the data area of the macropixel buffer. An X-ray imaging apparatus comprising a data selection circuit and an address generation circuit for instructing the address of a data area selected from the data area of the subpixel buffer in the data selection circuit.

The X-ray imaging device according to claim 3, wherein in the first mode, the address generation circuit is an address of a data area in the subpixel buffer of a plurality of the subpixels constituting the X-ray image pickup apparatus for each macropixel. In the second mode, the X-ray image pickup apparatus is characterized in that only the address of one subpixel included in the macropixel is instructed.

The X-ray imaging device according to claim 3, wherein in the first mode, the address generation circuit is an address of a data area in the subpixel buffer of a plurality of the subpixels constituting the X-ray image pickup apparatus for each macropixel. In the second mode, the X-ray imaging apparatus is characterized in that the addresses of two subpixels included in the macropixel are instructed.

The X-ray imaging apparatus according to claim 1 or 2, wherein in the second mode, the detection result counted by the readout circuit in one view time is obtained by a plurality of view times thereafter. An X-ray imaging apparatus characterized in that it outputs over.

The X-ray imaging apparatus according to claim 3, wherein the output circuit includes the macropixel buffer in an amount equal to or larger than the number of the subpixels constituting the macropixel, and the selection circuit is a data of the subpixel buffer. An X-ray imaging apparatus, characterized in that the count results stored in the area are sequentially stored in the plurality of macro pixel buffers.

The X-ray imaging apparatus according to claim 7.
The X-ray imaging apparatus, wherein the plurality of macro pixel buffers store a count result for each energy in the first mode.