JP7019286B2 - データ収集装置及びｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、データ収集装置、Ｘ線ＣＴ装置及び核医学診断装置に関する。
従来、フォトンカウンティング（Photon Counting）型Ｘ線ＣＴ装置（ＣＴ；Computed Tomography）や、ＰＥＴ装置（ＰＥＴ：Positron Emission Computed Tomography）などの医用画像システムにおいては、フォトンカウンティング方式の検出器が用いられ、被検体を透過したＸ線や、被検体の生体組織に選択的に取り込まれた同位元素又は標識化合物に基づくガンマ線について、フォトンカウンティングされる。
例えば、フォトンカウンティングＣＴでは、検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム：cadmium telluride）やＣｄＺｎＴｅ（テルル化カドミウム亜鉛：cadmium Zinc telluride）などの直接変換型半導体検出器や、シンチレータなどの間接変換型検出器などが用いられる。そして、フォトンカウンティングＣＴでは、例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）などの集積回路が検出器付近に配置され、検出器から出力された信号を処理することにより、データが収集される。
例えば、フォトンカウンティングＣＴにて用いられるＡＳＩＣは、検出器の出力信号をアンプで増幅し、波形整形した後に、信号レベルに応じて複数のウィンドウに分割して各ウィンドウの入射Ｘ線量光子数をカウンタで計数する。ここで、フォトンカウンティングＣＴにおいては、カウンタが一定間隔（ビュー）ごとに出力（もしくはメモリ保存）とリセットを繰り返すことにより、１周分のデータを取得して、複数のエネルギーウィンドウでＣＴ画像を取得する。
特開２０１４－０６４７５６号公報 特開２０１５－０２４１２８号公報 特開２０１５－０１３１０７号公報
本発明が解決しようとする課題は、画質を向上させることを可能とするデータ収集装置、Ｘ線ＣＴ装置及び核医学診断装置を提供することである。
実施形態のデータ収集装置は、比較部と、推定部とを備える。比較部は、放射線を検出する検出器によって出力される信号の基準波形と、被検体を介して前記検出器に入射され、前記検出器によって検出された放射線に基づく検出信号の波形とを比較する。推定部は、前記比較部による比較結果に基づいて、前記被検体を介して前記検出器に入射された放射線に関する情報を推定する。
図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の構成の一例を示す図である。 図２は、従来技術に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が備える検出回路の一例を示す図である。 図３Ａは、従来技術の課題を説明するための図である。 図３Ｂは、従来技術の課題を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るデータ収集回路の構成の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係る出力信号を説明するための図である。 図６Ａは、第１の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。 図６Ｂは、第１の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係るデータ収集回路におけるパイルアップ時の処理の一例を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１０は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。 図１１は、第２の実施形態に係る同時計数回路の構成の一例を示す図である。 図１２は、第２の実施形態に係る同時計数回路における処理の一例を説明するための図である。 図１３Ａは、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置によるＴＯＦの一例を説明するための図である。 図１３Ｂは、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置によるＴＯＦの一例を説明するための図である。 図１４は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１５は、第３の実施形態に係る検出器のジオメトリの例を説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係る検出器のジオメトリの例を説明するための図である。 図１７Ａは、第３の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。 図１７Ｂは、第３の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。 図１８は、第３の実施形態に係る基準波形の一例を示す図である。
以下、添付図面を参照して、データ収集装置、Ｘ線ＣＴ装置及び核医学診断装置の実施形態を詳細に説明する。なお、以下の実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置としてのフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置と、核医学診断装置としてのＰＥＴ装置を例に挙げて説明する。
（第１の実施形態）
まず、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の実施形態について説明する。図１は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の構成の一例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、架台１０と、寝台装置２０と、コンソール３０とを有する。
架台１０は、被検体Ｐ（患者）にＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を検出して、コンソール３０に出力する装置であり、Ｘ線照射制御回路１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、データ収集回路（ＤＡＳ：Data Acquisition System）１４と、回転フレーム１５と、架台駆動回路１６とを有する。
回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台駆動回路１６によって被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。
Ｘ線照射制御回路１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御回路１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御回路１１は、後述するスキャン制御回路３３の制御により、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。
また、Ｘ線照射制御回路１１は、ウェッジ１２ｂの切り替えを行う。また、Ｘ線照射制御回路１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。なお、本実施形態は、複数種類のウェッジを、操作者が手動で切り替える場合であっても良い。
Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置であり、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。
Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御回路１１により供給される高電圧により被検体ＰにＸ線ビームを照射する真空管であり、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。例えば、Ｘ線照射制御回路１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、フル再構成用に被検体Ｐの全周囲でＸ線を連続曝射したり、ハーフ再構成用にハーフ再構成可能な曝射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線照射制御回路１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、予め設定された位置（管球位置）でＸ線（パルスＸ線）を間欠曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線照射制御回路１１は、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を変調させることも可能である。例えば、Ｘ線照射制御回路１１は、特定の管球位置では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を強くし、特定の管球位置以外の範囲では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を弱くする。
ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルタ（wedge filter）や、ボウタイフィルタ（bow-tie filter）とも呼ばれる。
コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御回路１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。
架台駆動回路１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。
検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線光子は、例えば、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する複数の検出素子を有する。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、電気信号（パルス）の数を計数することで、各検出素子に入射したＸ線光子の数を計数することが可能である。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、この信号に対して、処理の演算処理を行なうことで、当該信号の出力を引き起こしたＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
上記の検出素子は、例えば、シンチレータと光電子増倍管等の光センサとにより構成される。かかる場合、図１に示す検出器１３は、入射したＸ線光子をシンチレータによりシンチレータ光に変換し、シンチレータ光を光電子増倍管等の光センサにより電気信号に変換する間接変換型の検出器となる。また、上記の検出素子は、例えば、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）や、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）などの半導体素子の場合であってもよい。かかる場合、図１に示す検出器１３は、入射したＸ線光子を、直接、電気信号に変換する直接変換型の検出器となる。
例えば、図１に示す検出器１３は、検出素子が、チャンネル方向（図１中のＸ軸方向）にＮ列、架台１０が非チルト時の状態における回転フレーム１５の回転中心軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列配置された面検出器である。検出素子は、光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、検出素子１３１が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子１３１に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、パルスの強度に基づく演算処理を行なうことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
データ収集回路１４は、ＤＡＳであり、検出器１３が検出したＸ線の検出データを収集する。例えば、データ収集回路１４は、被検体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）をエネルギー帯ごとに計数した計数データを生成し、生成した計数データを後述するコンソール３０に送信する。例えば、回転フレーム１５の回転中に、Ｘ線管１２ａからＸ線が連続曝射されている場合、データ収集回路１４は、全周囲分（３６０度分）の計数データ群を収集する。また、データ収集回路１４は、収集した各計数データに管球位置を対応付けて、後述するコンソール３０に送信する。管球位置は、計数データの投影方向を示す情報となる。また、データ収集回路１４は、図１に示すように、比較機能１４１及び推定機能１４２を実行するが、これについては、後に詳述する。
寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、図１に示すように、寝台駆動装置２１と、天板２２とを有する。寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。天板２２は、被検体Ｐが載置される板である。なお、本実施形態では、架台１０と天板２２との相対位置の変化が天板２２を制御することによって実現されるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、架台１０が自走式である場合、架台１０の走行を制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。
なお、架台１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式を実行する。
コンソール３０は、操作者によるフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の操作を受け付けるとともに、架台１０によって収集された投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール３０は、図１に示すように、入力回路３１と、ディスプレイ３２と、スキャン制御回路３３と、前処理回路３４と、記憶回路３５と、画像再構成回路３６と、処理回路３７とを有する。
入力回路３１は、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、処理回路３７に転送する。例えば、入力回路３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、Ｘ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。
ディスプレイ３２は、操作者によって参照されるモニタであり、処理回路３７による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データから生成された画像データを操作者に表示したり、入力回路３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。
スキャン制御回路３３は、処理回路３７による制御のもと、Ｘ線照射制御回路１１、架台駆動回路１６、データ収集回路１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台１０におけるデータの収集処理を制御する。
前処理回路３４は、データ収集回路１４によって生成された計数データに対して、対数変換処理と、オフセット補正、感度補正及びビームハードニング補正等の補正処理とを行なって、補正済みの投影データを生成する。
記憶回路３５は、前処理回路３４により生成された投影データを記憶する。また、記憶回路３５は、後述する画像再構成回路３６によって生成された画像データなどを記憶する。また、記憶回路３５は、後述する処理回路３７による処理結果を適宜記憶する。
画像再構成回路３６は、記憶回路３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。ここで、再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理が挙げられる。或いは、画像再構成回路３６は、逐次近似法を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成することもできる。また、画像再構成回路３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。そして、画像再構成回路３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを記憶回路３５に格納する。
処理回路３７は、架台１０、寝台装置２０及びコンソール３０の動作を制御することによって、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の全体制御を行う。具体的には、処理回路３７は、スキャン制御回路３３を制御することで、架台１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。また、処理回路３７は、画像再構成回路３６を制御することで、コンソール３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、処理回路３７は、記憶回路３５が記憶する各種画像データを、ディスプレイ３２に表示するように制御する。
以上、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の全体構成について説明した。ここで、上述した各回路によって実行される各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３５に記憶されている。そして、各回路が各プログラムを記憶回路３５から読み出して実行することで、上述した種々の機能を実現する。例えば、データ収集回路１４の構成要素である比較機能１４１及び推定機能１４２は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３５に記憶される。データ収集回路１４は各プログラムを記憶回路３５から読み出して実行することで、各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態のデータ収集回路１４は、図１に示された各機能を有することとなる。なお、本実施形態で説明する比較機能１４１は、特許請求の範囲に記載した比較部の一例である。また、推定機能１４２は、特許請求の範囲に記載した推定部の一例である。
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、ＣＰＵ（central processing unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、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 GateArray：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。
第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、上記した構成のもと、以下、詳細に説明するデータ収集回路１４の処理により、画質を向上させる。具体的には、データ収集回路１４が検出器１３から出力される信号の基準波形を用いて、被検体を透過したＸ線のエネルギーを推定することで、高線量下であってもパイルアップ（pile up）の影響を抑えて、画質を向上させる。
ここで、まず、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置において、画質が劣化する場合について説明する。図２は、従来技術に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が備える検出回路の一例を示す図である。例えば、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、検出器近くに図２に示すような検出回路が配置され、検出素子１３１が出力した各信号を弁別して計数する。例えば、従来の検出回路は、図２に示すように、プリアンプ２０１と、コンデンサ２０２と、整形器２０３と、ＤＡＣ（Digital to Analog Converter）２０４及び２０５と、コンパレータ２０６及び２０７と、カウンタ２０８及び２０９とを有する。
そして、検出素子１３１によって信号（電荷パルス）が出力されると、プリアンプ２０１とコンデンサ２０２とが電荷によって発生するパルスを電圧に変換して、電圧パルスを出力する。そして、整形器２０３が電圧パルスの波形を整形してコンパレータ２０６及び２０７に出力する。ここで、コンパレータ２０６及び２０７は、ＤＡＣ２０４及び２０５によってそれぞれアナログ信号に変換された閾値と入力された電圧パルスとを比較して電圧パルスの値が閾値を超えている場合に、後段のカウンタに電気信号を出力する。カウンタ２０８及び２０９は、コンパレータ２０６及び２０７から出力された電気信号をそれぞれカウントする。
ここで、ＤＡＣから入力される閾値を任意の値に設定することで、Ｘ線の光子を所望のエネルギー帯ごとに計数することができる。このように、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、図２に示すような検出回路によって計数データを収集するが、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が強い場合（高線量時）に、個々のパルスが弁別できなくなり画質が劣化する場合があった。図３Ａ及び図３Ｂは、従来技術の課題を説明するための図である。ここで、図３Ａにおいては、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が弱い場合に出力されるパルスについて示す。また、図３Ｂにおいては、検出素子１３１に入射するＸ線の強度が強い場合に出力されるパルスについて示す。
例えば、Ｘ線の強度が弱い場合には入射する光子の入射間隔がまばらとなるため、図３Ａに示すように、同一検出素子に入射した２つの光子に由来する２つのパルスＰ１及びＰ２が弁別可能である。ここで、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置においては、図３Ａに示すように、検出器と電気回路とから決定される時定数（τ）があり、この時定数によって信号に対する応答性が決まる。例えば、時定数が１００ｎｓ（＝１×１０-7ｓ）である場合、理論的に１０7個／ｓを超えて入射する光子を計数することはできない。
フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置が計数するＸ線の光子は、一定間隔で入射するものではなく、ランダムに入射することから、Ｘ線の強度が強くなると時定数よりも短い間隔で光子が入射するようになる。このような場合、例えば、図３Ｂに示すように、１つめのパルスＰ３に対して２つのパルスＰ４が積み重なり（パイルアップ）、見かけ上１つのパルスとして弁別されてしまう。すなわち、パルスＰ３とパルスＰ４を弁別できず、１つのパルスＰ３としてカウンタ２０８又はカウンタ２０９にカウントされることとなる。その結果、従来のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、データが欠損したり、電圧パルスの値が間違うこととなり、生成した画像の画質が劣化してしまう。
ここで、現在、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置では、検出器として半導体を用いた直接変換型の検出器が主に用いられている。直接変換型の検出器は、時定数が短く応答速度が速いため、高線量下でも上述したパイルアップの影響を受けにくい。しかしながら、直接変換型の検出器の場合、Ｘ線の吸収効率が低いものが多く、安定性が低い。さらに、直接変換型の検出器は、コストも高い。従って、Ｘ線の吸収効率が高く、安定性が高い間接変換型の検出器のフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置への適用が期待されている。そこで、本実施形態では、データ収集回路１４による処理によって、パイルアップの影響を抑制することで画質を向上させるとともに、間接変換型の検出器を適用したより安定性の高いフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。
具体的には、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４は、比較機能１４１と推定機能１４２とを実行することにより、画質を向上させる。比較機能１４１は、放射線を検出する検出器１３によって出力される信号の基準波形と、被検体を介して前記検出器に入射され、検出器１３によって検出された放射線に基づく検出信号の波形とを比較する。具体的には、比較機能１４１は、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、検出器１３におけるＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較する。例えば、比較機能１４１は、検出信号の波形におけるピークを含む所定の範囲を抽出し、抽出した所定の範囲の波形と、Ｘ線のエネルギーごとの基準波形において所定の範囲に対応する範囲の波形とを比較する。すなわち、検出器１３によって出力される信号の基準波形が予め記憶され、比較機能１４１は、検出器１３によって検出された検出信号の波形を基準波形と比較する。
ここで、データ収集回路１４は、パイルアップの影響を補正するために以下の処理を行う。すなわち、比較機能１４１は、検出信号の波形に含まれる複数のピークをそれぞれ単一の光子の入射に起因する検出信号として分類し、複数のピークのうち前段のピークに対応する波形を用いて後段のピークを補正し、前段のピークを含む所定の範囲の波形及び補正後の後段のピークを含む所定の範囲の波形を、Ｘ線のエネルギーごとの基準波形とそれぞれ比較する。ここで、比較機能１４１は、前段のピークを含む所定の範囲の波形に近似する基準波形を前段のピークに対応する波形とし、前段のピークに対応する波形とした基準波形を用いて後段のピークの高さを補正する。
推定機能１４２は、比較機能１４１による比較結果に基づいて、被検体を介して検出器１３に入射された放射線に関する情報を推定する。具体的には、推定機能１４２は、検出信号の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線のエネルギーと推定する。例えば、推定機能１４２は、所定の範囲の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線のエネルギーと推定する。
ここで、検出信号にパイルアップが生じている場合、推定機能１４２は、上述した比較機能１４１による前段のピークと後段のピークに関する各比較結果に基づいて、前段のピークに対応する光子のエネルギーと、後段のピークに対応する光子のエネルギーとをそれぞれ推定する。
以下、上述したデータ収集回路１４を実現するための構成例について説明する。図４は、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４の構成の一例を示す図である。図４に示すように、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４は、ＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）１４ａと、演算回路１４ｂ～１４ｄと、コンパレータ１４ｅと、カウンタ１４ｆ～１４ｈとを有し、検出器１３における各検出素子１３１の後段にそれぞれ配置される。なお、図４においては、演算回路１４ｂ～１４ｄが上述した比較機能１４１に対応し、コンパレータ１４ｅ及びカウンタ１４ｆ～１４ｈが上述した推定機能１４２に対応する。
検出素子１３１は、例えば、入手可能な範囲で高速な応答性を有するシンチレータと、内部増幅機能をもつ光センサとを組み合わせて形成される。一例を挙げると、シンチレータとしては、時定数が「２０ｎｓ」の「Pr:LuAG」や、時定数が「４０ｎｓ」の「ＬＳＯ」或いは「ＬＧＳＯ」などであり、光センサとしては、「アバランシェフォトダイオード：ＡＰＤ（Avalanche PhotoDiode）」や、「シリコンフォトマル：ＳｉＰＭ」などである。
ＡＤＣ１４ａは、検出素子１３１によって出力されたパルス信号をデジタル信号に変換する。例えば、ＡＤＣ１４ａは、入力されたパルス信号を所定のサンプリングレート（例えば、２５０Ｍｓｐｓ（Megasample per second）でサンプリングする。そして、ＡＤＣ１４ａは、サンプリングデータを演算回路１４ｂ～１４ｄにそれぞれ出力する。
演算回路１４ｂ～１４ｄは、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータを検出器１３における出力信号の基準波形と比較する。具体的には、演算回路１４ｂ～１４ｄは、検出器１３に対して実際にＸ線を照射することで得られた信号からＡＤＣ１４ａがサンプリングした基準のサンプリングデータと、被検体を透過して検出された信号からＡＤＣ１４ａがサンプリングしたサンプリングデータとを比較する。ここで、演算回路１４ｂ～１４ｄは、弁別されるＸ線のエネルギー帯に対応するように基準のサンプリングデータが改変された比較データがそれぞれ格納される。そして、演算回路１４ｂ～１４ｄは、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと、比較データとの比較結果をコンパレータ１４ｅに出力する。
ここで、まず、個々のＸ線光子によって発生する出力信号について説明する。図５は、第１の実施形態に係る出力信号を説明するための図である。図５においては、「シンチレータ：ＬＧＳＯ」と「光センサ：ＳｉＰＭ」とを組み合わせた検出器に１２０ｋｅＶのＸ線を照射して得られた出力信号の平均の波形を示す。また、図５においては、縦軸を「１００ｎｓ」の積分値で規格化した出力値を示す。図５に示すように、間接変換型の検出器がＸ線光子１つを吸収することによって出力する信号の波形は、Ｘ線の吸収により急峻に信号が立ち上がり、シンチレータの減衰時定数でなだらかに減衰する。ここで、間接変換型の検出器を用いてＸ線を検出した場合、得られる信号の形状は、エネルギーに関係なく図５に示す形状となる。例えば、６０ｋｅＶのＸ線を照射して得られた信号を「１００ｎｓ」で規格化すると、図５と同様の形状を示す。すなわち、間接変換型の検出器により検出されるＸ線の信号は、波形が略同一でパルスの高さのみが異なる。
そこで、本実施形態では、図５に示す波形を基準波形として、基準波形から取得した基準のサンプリングデータと、被検体を透過したＸ線に基づく信号のサンプリングデータとを比較する。ここで、上述したように、間接変換型の検出器により検出されるＸ線の信号は、波形が略同一でパルスの高さのみが異なることから、基準波形の高さを変化させるように基準のサンプリングデータを変化させることで、種々のエネルギーに対応するサンプリングデータを導出することができる。
例えば、図５に示す出力波形のサンプリングデータにおいては、２５点のサンプル点があり、各点の値がＡＤＣ１４ａから出力される。ここで、例えば、１２０ｋｅＶよりも高いエネルギーに対応するサンプリングデータの場合、波形の形状を維持した状態で各点の値が上昇することとなる。従って、Ｘ線のエネルギーとパルスの上下動との関係を利用することで、種々のＸ線のエネルギーに応じた比較データを基準波形のサンプリングデータから取得することができる。そして、種々のエネルギーに応じた比較データと、被検体を透過したＸ線に基づくパルスのサンプリングデータとをそれぞれ比較して、最も近似する比較データを抽出することで、被検体を透過したＸ線のエネルギーを推定することができる。
ここで、第１の実施形態では、以下の式（１）に示すカイ２乗検定を用いて、比較データとサンプリングデータとを比較して、被検体を透過したＸ線のエネルギーを推定する。なお、式（１）において、「Ｘ2」はカイ２乗値を示し、「ｘi」は被検体を透過したＸ線に基づく波形（出力値）を示し、「ｔｅｍｐｌａｔｅi」は基準波形を示し、「σi」はデータの誤差を示す。また、式（１）における「Ｎ」は基準波形の縦軸に乗算する定数を示す。
Figure 0007019286000001
すなわち、第１の実施形態においては、式（１）に示すように、サンプリングデータと、種々の定数「Ｎ」で基準波形の高さを変化させた比較データとを用いてカイ２乗検定を行い、「Ｘ2」が最小となる「Ｎ」に対応するエネルギーを、被検体を透過したＸ線のエネルギーとして推定する。ここで、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係は、エネルギーが既知の線源を用いて予め求めることができる。例えば、「57Ｃｏ」を用いることで、「１２２．１ｋｅＶ」と「１３６．５ｋｅＶ」などの特性Ｘ線を得ることができる。そこで、種々のエネルギーのＸ線を検出器に照射して得られた出力信号の波形を基準波形と比較することで、各エネルギーに対応する「Ｎ」をそれぞれ算出する。これにより、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係式を求めることができる。
ここで、式（１）を用いたＸ線のエネルギーの推定方法としては、被検体を透過したＸ線に基づくサンプリングデータを式（１）に適用して、「Ｘ2」が最小となる「Ｎ」を算出し、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係式に基づいて、算出した「Ｎ」に対応するＸ線のエネルギーを算出する方法がある。この方法を用いれば、被検体を透過したＸ線光子の詳細なエネルギーの情報を取得することができる。しかしながら、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１では、被検体を透過したＸ線光子をいくつかのエネルギー帯に弁別することができればよい。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線光子それぞれについて処理を行うため、できるだけ高速で処理を行うことが望ましい。
そこで、第１の実施形態では、比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を様々な「Ｎ」について事前に計算して、演算回路１４ｂ～１４ｄに持たせておくことで、処理を高速化する。以下、Ｘ線光子を「１０～２０ｋｅＶ」、「２０～４０ｋｅＶ」及び「４０～５０ｋｅＶ」の３つのエネルギー帯に弁別する場合を一例に挙げて説明する。かかる場合には、各エネルギー帯における平均の値に対応する「Ｎ」を、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係式からそれぞれ算出して、演算回路１４ｂ～１４ｄに持たせておく。すなわち、「１５ｋｅＶ」、「３０ｋｅＶ」及び「４５ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」をそれぞれ算出して、各「Ｎ」を用いた比較データを演算回路１４ｂ～１４ｄに記憶させる。
例えば、演算回路１４ｂは、「１５ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。また、演算回路１４ｃは、「３０ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。また、演算回路１４ｄは、「４５ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。
図４に戻って、コンパレータ１４ｅは、演算回路１４ｂ～１４ｄによって出力された３つのカイ２乗値「Ｘ2」を比較して、最も小さい値を示すカイ２乗値「Ｘ2」のエネルギー帯に対応するカウンタに対して電気信号を出力する。例えば、カウンタ１４ｆ～１４ｈがそれぞれ「１０～２０ｋｅＶ」、「２０～４０ｋｅＶ」及び「４０～５０ｋｅＶ」に対応づけられる。ここで、カウンタ１４ｆ～１４ｈは、データ収集回路１４から入力されるトリガ信号（Trigger）に基づいて、カウント（計数）、計数値の出力（Output）、計数値のリセットを行う。例えば、データ収集回路１４は、スキャン制御回路３３の制御のもと、ビューごとにトリガ信号を出力して、回転フレーム１５の回転と同期して計数データを出力するようにカウンタ１４ｆ～１４ｈを制御する。
なお、図４に示すデータ収集回路１４では、演算回路及びカウンタがそれぞれ３つずつ備えられ、３つのエネルギー帯（エネルギーウィンド）の計数データを収集する場合について示しているが、実施形態はこれに限定されるものではなく、演算回路及びカウンタが２つずつ備えられ、２つのエネルギー帯の計数データを収集する場合であってもよい。また、演算回路及びカウンタが４つ以上ずつ備えられ、４つ以上のエネルギー帯の計数データを収集する場合であってもよい。
以下、図６Ａ、図６Ｂ及び図７を用いて、データ収集回路１４の処理の一例を説明する。図６Ａ、図６Ｂ及び図７は、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４における処理の一例を説明するための図である。例えば、データ収集回路１４においては、検出素子１３１から信号が出力されると、図６Ａに示すように、ＡＤＣ１４ａが、出力信号に対して所定のサンプリングレートでサンプリングを行う。一例を挙げると、ＡＤＣ１４ａは、図６Ａに示すように、出力信号からサンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」をサンプリングして、演算回路１４ｂ～１４ｄに出力する。なお、出力信号に対して実行するサンプリングのサンプリングレートは、基準波形に対して実行するサンプリングのサンプリングレートと同一である。
演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータを受け付けると、まず、サンプリングデータにピークが含まれているか否かを判定する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、図６Ｂに示すように、サンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」のうちいずれかの値が所定の閾値「ａ」を超えているか否かを判定する。ここで、サンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」のすべての値が閾値「ａ」を超えていない場合、演算回路１４ｂ～１４ｄは、上述したカイ２乗検定を用いた処理を行わない。
一方、サンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」のうちいずれかの値が閾値「ａ」を超えていた場合、演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」におけるピーク位置を判定する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、隣接するサンプリングデータ間の差分値がゼロを交差した位置をピークの位置として判定する。一例を挙げて説明すると、演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータ「ｘi－ｘi-1」の値がプラスからマイナスになった位置をピークの位置と判定する。すなわち、演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータにおいて出力値の増加が減少に転じた時点を探索することで、ピークの位置を抽出する。
例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、「ｘ2－ｘ1」、「ｘ3－ｘ2」、「ｘ4－ｘ3」、「ｘ5－ｘ4」の各差分値を順に算出し、差分値がマイナスに転じる「ｘ5－ｘ4」の位置にピークが含まれると判定する。そして、演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータと比較データとを用いた式（１）のカイ２乗検定を実行して、カイ２乗値「Ｘ2」を算出する。ここで、「Ｘ2」を算出する範囲は任意に設定することができる。例えば、全てのサンプリングデータを用いて「Ｘ2」を算出する場合であってもよく、ピークを含む数点のサンプリングデータを用いる場合であってもよい。
また、この「Ｘ2」を算出する範囲は、基準波形の形状に応じて変化させることもできる。例えば、図５に示すように、ピークがシャープに得られる場合は、ピークを含めた３点を用いて「Ｘ2」を算出する場合であってもよい。なお、使用するデータ点を増やすことで、エネルギーの推定精度を向上させることができるが、その間に次のＸ線が吸収されると、パイルアップとなり、エネルギーの推定精度が低下する場合もある。このように、エネルギー分解能とパイルアップとはトレードオフの関係にあることから、アプリケーションによって使用するデータ点を決める場合であってもよい。
上述したように、ピークの位置を抽出すると、演算回路１４ｂ～１４ｄは、保持する比較データとサンプリングデータを用いてカイ２乗値「Ｘ2」を算出する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、図７に示すように、サンプリングデータ「ｘ1」～「ｘ11」のうち、ピーク点「ｘ4」を含む４点を用いて「Ｘ2」を算出する。すなわち、演算回路１４ｂは、サンプリングデータのうちピーク点「ｘ4」を含む４点と、「１５ｋｅＶ」の比較データのうちピーク点を含む４点とを用いて「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。同様に、演算回路１４ｃは、サンプリングデータのうちピーク点「ｘ4」を含む４点と、「３０ｋｅＶ」の比較データのうちピーク点を含む４点とを用いて「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。また、演算回路１４ｄは、サンプリングデータのうちピーク点「ｘ4」を含む４点と、「４５ｋｅＶ」の比較データのうちピーク点を含む４点とを用いて「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。
コンパレータ１４ｅは、演算回路１４ｂ～１４ｄからそれぞれ受け付けた「Ｘ2」を比較して、最小値を示す「Ｘ2」のエネルギー帯に対応するカウンタに電気信号を出力する。例えば、コンパレータ１４ｅは、「３０ｋｅＶ」に対応するカウンタ１４ｇに電気信号を出力する。
上述したように、データ収集回路１４は、検出器１３から出力される信号の基準波形を用いて、検出器１３に入射されるＸ線光子のエネルギーを推定する。ここで、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４は、基準波形を用いてパイルアップの補正を行うこともできる。図８は、第１の実施形態に係るデータ収集回路１４におけるパイルアップ時の処理の一例を説明するための図である。例えば、図８に示すように、時刻「ｍ－３」にＸ線が吸収され、時刻「ｍ」に「Ｎｍ」のパルスを検出し、時刻「ｍ＋４」に「Ｎｍ＋４」のパルスを検出すると、時刻「ｍ＋４」のパルスは、時刻「ｍ」のパルスの影響を受けて、実際よりも出力が高く見積もられてしまう。
そこで、データ収集回路１４は、基準波形を用いた以下の処理によりパイルアップを補正する。まず、データ収集回路１４における演算回路１４ｂ～１４ｄは、ＡＤＣ１４ａから受け付けたサンプリングデータがパイルアップの影響を受けているか否かを判定する。具体的には、演算回路１４ｂ～１４ｄは、サンプリングデータに対して上述したピークの位置の判定処理を実行して、サンプリングデータにおけるピークの位置を抽出する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、図８におけるサンプリングデータ「ｘ4」と「ｘ8」を抽出して、ピーク間の時間間隔「Δｔ」を算出する。
ここで、演算回路１４ｂ～１４ｄは、算出した時間間隔「Δｔ」が基準波形のデータ長よりも短いか否かを判定することで、サンプリングデータがパイルアップの影響を受けているか否かを判定する。すなわち、演算回路１４ｂ～１４ｄは、ピーク間（パルス間）の時間間隔「Δｔ」が基準波形のデータ長よりも短い場合に、サンプリングデータがパイルアップの影響を受けていると判定する。一方、演算回路１４ｂ～１４ｄは、ピーク間（パルス間）の時間間隔「Δｔ」が基準波形のデータ長よりも長い場合に、サンプリングデータがパイルアップの影響を受けていないと判定する。なお、基準波形のデータ長は、基準波形からサンプリングされたデータ数に対応し、例えば、図５の場合、「２５」である。すなわち、演算回路１４ｂ～１４ｄは、時間間隔「Δｔ」が基準波形の２５点分の時間と比較して短いか否かを判定する。
例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、図８に示す「Δｔ」が基準波形のデータ長よりも長いと判定すると、「Ｎｍ＋４」のパルスの補正を行わない。一方、図８に示す「Δｔ」が基準波形のデータ長よりも短いと判定すると、演算回路１４ｂ～１４ｄは、以下の式（２）に基づく補正を実行する。なお、式（２）における「Ｘ2」はカイ２乗値を示し、「ｘi」は被検体を透過したＸ線に基づく波形（出力値）を示し、「ｔｅｍｐｌａｔｅi」は基準波形を示し、「σi」はデータの誤差を示す。また、式（１）における「Ｎ」は基準波形の縦軸に乗算する定数を示す。
Figure 0007019286000002
すなわち、演算回路１４ｂ～１４ｄは、式（２）に示すように、エネルギーを推定するパルスのデータ「ｘi」と比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」とを比較する際に、当該パルスから１つ手前のパルスの出力値を用いて補正を行う。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、「Ｎｍ＋４」のパルスについて、サンプリングデータ「ｘ7」、「ｘ8」、「ｘ9」及び「ｘ10」でエネルギーを推定する場合、「ｘ7」、「ｘ8」、「ｘ9」及び「ｘ10」の時刻に対応する１つ手前のパルス「Ｎｍ」の出力値を差分した後にカイ２乗検定を行う。一例を挙げると、演算回路１４ｂ～１４ｄは、時刻「ｍ＋４」におけるパルス「Ｎｍ」の出力値をサンプリングデータ「ｘ8」の値から差分した後にカイ２乗検定に用いる。同様に、演算回路１４ｂ～１４ｄは、各サンプリングデータの時刻におけるパルス「Ｎｍ」の出力値を対応するサンプリングデータの値から差分した後にカイ２乗検定に用いる。
ここで、各サンプリングデータの時刻におけるパルス「Ｎｍ」の出力値は、基準波形の値から算出することができる。すなわち、パルス「Ｎｍ」のエネルギーの推定結果からパルス「Ｎｍ」の波形の高さが既知となっており、さらに、基準波形は形状が変化しないことから、サンプリングデータ「ｘ4」から「Δｔ」経過した際の出力値を、「ｘ4」の出力値から導出することができる。このように、パイルアップの補正を行うために、演算回路１４ｂ～１４ｄは、少なくとも１つ手前のパルスに関するコンパレータ１４ｅの処理結果を記憶する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄは、コンパレータ１４ｅからの出力を受け付けて記憶する。なお、補正に用いるパルス情報は１つ手前のパルス情報に限らず、２つ以上手前のパルス情報が用いられる場合であってもよい。かかる場合には、演算回路１４ｂ～１４ｄは、２つ以上手前のパルス情報を記憶する。
次に、図９を用いて、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１の処理について説明する。図９は、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１による処理の手順を示すフローチャートである。図９に示すように、Ｘ線が検出素子１３１に入射されると（ステップＳ１０１肯定）、ＡＤＣ１４ａが、検出素子１３１から受け付けた信号をデジタルデータ（サンプリングデータ）に変換する（ステップＳ１０２）。
その後、演算回路１４ｂ～１４ｄは、ＡＤＣ１４ａから受け付けたサンプリングデータにおいてピークを含む範囲を抽出し（ステップＳ１０３）、基準波形のデータ長よりも短い時間範囲に複数のピークがあるか否かを判定する（ステップＳ１０４）。ここで、基準波形のデータ長よりも短い時間範囲に複数のピークが無いと判定した場合（ステップＳ１０４否定）、演算回路１４ｂ～１４ｄは、抽出した範囲の波形と基準波形とを比較する（ステップＳ１０５）。そして、コンパレータ１４ｅは、最も近似する基準波形に対応するエネルギーを、比較した波形のエネルギーとして推定する（ステップＳ１０６）。
一方、ステップＳ１０４の判定で、基準波形のデータ長よりも短い時間範囲に複数のピークがあると判定した場合（ステップＳ１０４肯定）、演算回路１４ｂ～１４ｄが前段のピークの波形と基準波形とを比較し、コンパレータ１４ｅが近似する基準波形に基づいてエネルギーを推定する（ステップＳ１０７）。
そして、演算回路１４ｂ～１４ｄは、前段のピークに近似する基準波形を用いて後段のピークを補正し、補正後の波形と基準波形とを比較する（ステップＳ１０８）。その後、コンパレータ１４ｅは、補正後の波形に近似する基準波形に基づいて比較したエネルギーとして推定する（ステップＳ１０９）。
上述したように、第１の実施形態によれば、比較機能１４１は、放射線を検出する検出器１３によって出力される信号の基準波形と、被検体を介して検出器１３に入射され、検出器１３によって検出された放射線に基づく検出信号の波形とを比較する。推定機能１４２は、比較機能１４１による比較結果に基づいて、被検体を介して検出器１３に入射された放射線に関する情報を推定する。ここで、比較機能１４１は、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、検出器１３におけるＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較する。推定機能１４２は、検出信号の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線のエネルギーと推定する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、画質を向上させるとともに、間接変換型の検出器を適用したより安定性の高いフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置を提供することを可能にする。
また、第１の実施形態によれば、比較機能１４１は、検出信号の波形におけるピークを含む所定の範囲を抽出し、抽出した所定の範囲の波形と、Ｘ線のエネルギーごとの基準波形において所定の範囲に対応する範囲の波形とを比較する。推定機能は、所定の範囲の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線のエネルギーと推定する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、エネルギー推定の処理速度を向上させることを可能にする。
また、第１の実施形態によれば、比較機能１４１は、検出信号の波形に含まれる複数のピークをそれぞれ単一の光子の入射に起因する検出信号として分類し、複数のピークのうち前段のピークに対応する波形を用いて後段のピークを補正し、前段のピークを含む所定の範囲の波形及び補正後の後段のピークを含む所定の範囲の波形を、Ｘ線のエネルギーごとの基準波形とそれぞれ比較する。推定機能１４２は、各比較結果に基づいて、前段のピークに対応する光子のエネルギーと、後段のピークに対応する光子のエネルギーとをそれぞれ推定する。また、比較機能１４１は、前段のピークを含む所定の範囲の波形に近似する基準波形を前段のピークに対応する波形とし、前段のピークに対応する波形とした基準波形を用いて後段のピークの高さを補正する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、パイルアップによる影響を抑えることができ、画質を向上させることを可能にする。また、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、多重パイルアップに対しても補正を行うことができ、画質を向上させることを可能にする。
さらに、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、間接変換型の検出器において応答速度が遅いシンチレータを用いた場合であっても、パイルアップを補正することができる。上述したように、間接変換型の検出器は、直接変換型の検出器と比較して、Ｘ線の吸収効率が高く、安定性が高いが、時定数が長く応答速度が遅いためパイルアップの影響を受けやすい。しかしながら、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、このような間接変換型の検出器を用いた場合でも、上述したようにパイルアップを補正することができる。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、変換効率が高く明るいものの、時定数が長く応答速度が遅いシンチレータを用いた場合であっても、パイルアップを補正することができ、画質をさらに向上させることができる。
また、第１の実施形態によれば、比較機能１４１は、検出信号の波形において、値が所定の閾値を超え、かつ、増減する範囲を、ピークを含む所定の範囲として抽出する。従って、第１の実施形態に係るフォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、ピークを含む範囲を精度よく抽出することを可能にする。
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置の実施形態について説明した。次に、ＰＥＴ装置の実施形態について説明する。図１０は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の構成の一例を示す図である。図１０に示すように、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、架台装置１１０と、コンソール装置１６０とを有する。
架台装置１１０は、陽電子から放出された一対のガンマ線を検出し、検出結果に基づいて計数情報を収集する。図１０に示すように、架台装置１１０は、天板１１０と、寝台１２０と、寝台駆動回路１３０と、検出器モジュール１４０と、同時計数回路１５０とを有する。なお、架台装置１１０は、図１０に示すように、撮影口となる空洞を有する。
天板１１０は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２０の上に配置される。寝台駆動回路１３０は、後述する寝台制御回路１６１による制御のもと、寝台１２０を移動させる。例えば、寝台駆動回路１３０は、寝台１２０を移動させることにより、被検体Ｐを架台装置１１０の撮影口内に移動させる。
検出器モジュール１４０は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出する。図１０に示すように、検出器モジュール１４０は、架台装置１１０において、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように複数配置される。ここで、検出器モジュール１４０は、フォトンカウンティング方式、アンガー型の検出器であり、例えば、シンチレータと、光電子増倍管と、ライトガイドとを有する。
同時計数回路１５０は、各検出器モジュール１４０の出力結果に基づいて、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路１５０は、シンチレータから散乱して出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管の位置および電気信号の強度に対応する入射ガンマ線のエネルギーから重心位置を演算することで、検出器モジュール１４０におけるガンマ線の入射位置（シンチレータの位置）を決定する。また、同時計数回路１５０は、各光電子増倍管が出力した電気信号の強度を積分することで、検出器モジュール１４０に対して入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。
そして、同時計数回路１５０は、検出器モジュール１４０の出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間のタイムウィンドウ幅以内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。そして、同時計数回路１５０は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。そして、同時計数回路１５０は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用のガンマ線投影データとして図１０に示すコンソール装置１６０に送信する。なお、２つの消滅フォトンを同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line of Response）と呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置１６０にて生成される場合であってもよい。また、同時計数回路１５０は、図１０に示すように、比較機能１５１及び推定機能１５２を実行するが、これについては、後に詳述する。
コンソール装置１６０は、操作者によるＰＥＴ装置１００の操作を受け付け、ＰＥＴ画像の撮影を制御するとともに、架台装置１１０によって収集された同時計数情報を用いてＰＥＴ画像を生成する。具体的には、コンソール装置１６０は、図１０に示すように、寝台制御回路１６１と、データ記憶回路１６２と、画像生成回路１６３と、入力回路１６４と、ディスプレイ１６５と、システム制御回路１６６とを有する。なお、コンソール装置１６０が有する各構成は、内部バスを介して接続される。
入力回路１６４は、ＰＥＴ装置１００の操作者によって各種指示や各種設定の入力に用いられるマウスやキーボード等であり、入力された各種指示や各種設定を、システム制御回路１６６に転送する。ディスプレイ１６５は、操作者によって参照されるモニタ等であり、システム制御回路１６６による制御のもと、ＰＥＴ画像を表示したり、操作者から各種指示や各種設定を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。寝台制御回路１６１は、寝台駆動回路１３０を制御する。
データ記憶回路１６２は、ＰＥＴ装置１００において用いられる各種データを記憶する。画像生成回路１６３は、同時計数回路１５０が生成した同時計数情報（投影データ）を、例えば、逐次近似法を用いることで、ＰＥＴ画像を再構成する。そして、画像生成回路１６３は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶回路１６２の画像データ５２に格納する。システム制御回路１６６は、架台装置１１０及びコンソール装置１６０の動作を制御することによって、ＰＥＴ装置１００の全体制御を行う。具体的には、システム制御回路１６６は、寝台制御回路１６１を制御することで、架台装置１１０で行なわれるＰＥＴスキャンを制御する。また、システム制御回路１６６は、画像生成回路１６３を制御することで、コンソール装置１６０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、システム制御回路１６６は、データ記憶回路１６２が記憶する各種画像データを、ディスプレイ１６５に表示するように制御する。
以上、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の全体構成について説明した。ここで、上述した各回路によって実行される各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でデータ記憶回路１６２に記憶されている。そして、各回路が各プログラムをデータ記憶回路１６２から読み出して実行することで、上述した種々の機能を実現する。例えば、同時計数回路１５０の構成要素である比較機能１５１及び推定機能１５２は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でデータ記憶回路１６２に記憶される。同時計数回路１５０は各プログラムをデータ記憶回路１６２から読み出して実行することで、各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の同時計数回路１５０は、図１０に示された各機能を有することとなる。なお、本実施形態で説明する比較機能１５１は、特許請求の範囲に記載した比較部に対応する。また、推定機能１５２は、特許請求の範囲に記載した推定部に対応する。なお、上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、第１の実施形態にて説明したものと同様である。
第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、上記した構成のもと、以下、詳細に説明する同時計数回路１５０の処理により、画質を向上させる。具体的には、同時計数回路１５０が、検出器モジュール１４０から出力される信号の基準波形を用いて、ガンマ線の到達時間を推定することで、画質を向上させる。
例えば、同時計数回路１５０における比較機能１５１は、被検体内から検出器モジュール１４０に入射されたガンマ線に基づく検出信号の波形と、基準波形を時間軸上で移動させた各時点における基準波形とを比較する。推定機能１５２は、検出信号の波形が近似する基準波形の時点を、ガンマ線の到達時刻と推定する。ここで、推定機能１５２は、検出信号の波形と基準波形との相互相関関数の値が最大となる時点を、ガンマ線の到達時刻と推定する。
以下、上述した同時計数回路１５０を実現するための構成例について説明する。図１１は、第２の実施形態に係る同時計数回路１５０の構成の一例を示す図である。図１１に示すように、第２の実施形態に係る同時計数回路１５０は、ＡＤＣ１１５ａと、演算回路１１５ｂ～１１５ｄと、コンパレータ１１５ｅとを有し、検出器モジュール１４０のシンチレータの後段にそれぞれ配置される。なお、図１１においては、演算回路１１５ｂ～１１５ｄが上述した比較機能１５１に対応し、コンパレータ１１５ｅが上述した推定機能１５２に対応する。
ＡＤＣ１１５ａは、検出器モジュール１４０によって出力されたパルス信号をデジタル信号に変換する。例えば、ＡＤＣ１１５ａは、入力されたパルス信号を所定のサンプリングレート（例えば、２５０Ｍｓｐｓ）でサンプリングする。そして、ＡＤＣ１１５ａは、サンプリングデータを演算回路１１５ｂ～１１５ｄにそれぞれ出力する。
演算回路１１５ｂ～１１５ｄは、ＡＤＣ１１５ａによって出力されたサンプリングデータを検出器モジュール１４０における出力信号の基準波形と比較する。ここで、第２の実施形態に係る演算回路１１５ｂ～１１５ｄは、以下の式（３）に示す相互相関関数（cross correlation）を用いてサンプリングデータと基準波形とを比較する。ここで、式（３）における「ＣＣ」は相互相関関数を示し、「ｘ」は被検体から放出されたガンマ線に基づく波形（出力値）を示し、「ｔｅｍｐｌａｔｅ」は基準波形を示す。
Figure 0007019286000003
すなわち、同時計数回路１５０は、式（３）に示すように、サンプリングデータと基準波形のデータとの積を評価することで、ガンマ線の到達時刻を推定する。図１２は、第２の実施形態に係る同時計数回路１５０における処理の一例を説明するための図である。例えば、同時計数回路１５０は、図１２に示すように、基準波形を時間軸上で移動させながらサンプリングデータとのＣＣを算出する。ここで、基準波形とサンプリングデータとが最も近似する時点の「ＣＣ」が最大となることから、同時計数回路１５０は、基準波形を所定の時間「τ」でずらしながら「ＣＣ」を算出して、「ＣＣ」が最大となる時点「ｂ」をガンマ線の到達時間と推定する。サンプリングデータは所定のサンプリングレートで取得されたデジタルデータであることから、サンプリングデータだけでピークを抽出した場合、正しくピークが抽出されていない可能性もある。しかしながら、サンプリングデータが基準波形に最も近似する時点のピークを用いることで、ガンマ線の到達時刻を精度よく決定することができる。
ここで、第２の実施形態においても、基準波形を所定の時間ずつ移動させた場合の比較データ「ｔｅｍｐｌａｔｅ（ｔ＋τ）」を予め算出しておき、演算回路１１５ｂ～１１５ｄにそれぞれ保持させることができる。例えば、演算回路１１５ｂ～１１５ｄは、それぞれ異なる時刻での比較データを保持しておき、ＡＤＣ１１５ａから受け付けたサンプリングデータと比較データとを用いた相互相関関数「ＣＣ」をそれぞれ算出して、コンパレータ１１５ｅに出力する。コンパレータ１１５ｅは、受け付けた３つの「ＣＣ」のうち、最も大きい値を示す「ＣＣ」の算出に用いられた比較データの時刻を、サンプリングデータに対応するガンマ線の到達時刻として出力する。
なお、上述した相互相関関数を用いたガンマ線の到達時刻の推定では、基準波形からのサンプリングデータの取得は、サンプリングレートの高いＡＤＣを用いられる。これにより、基準波形におけるピークの位置を精度よく決めておくことができる。そして、被検体から放出されたガンマ線の信号に対するサンプリングのサンプリングレートが低い場合であっても、上記した基準波形からのサンプリングデータを用いることで、ガンマ線の到達時刻を精度よく決定することができる。
また、上述した実施形態では、ＡＤＣ１１５ａによって取得されたサンプリングデータを全て用いる場合を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、第１の実施形態にて説明したように、ピークの位置を抽出して、ピークの位置を含む数点のサンプリングデータを用いる場合であってもよい。かかる場合には、比較機能１５１は、検出信号の波形におけるピークを含む所定の範囲を抽出し、抽出した所定の範囲の波形と、基準波形において所定の範囲に対応する範囲の波形とを比較する。推定機能１５２は、所定の範囲の波形が近似する基準波形の時点を、ガンマ線の到達時刻と推定する。
上述したように、同時計数回路１５０は、基準波形を用いた相互相関関数によりガンマ線の到達時刻を推定することで、到達時刻の決定を精度よく行うことができる。その結果、同時計数を精度よく行うことが可能になるとともに、ＴＯＦ（Time-of-Flight）の精度を向上させることも可能になる。図１３Ａ及び図１３Ｂは、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００によるＴＯＦの一例を説明するための図である。例えば、図１３Ａに示すように、検出素子１３１ａと検出素子１３１ｂによってガンマ線が検出されると、同時計数回路１５０が、上述した相互相関関数を用いた処理により各ガンマ線の到達時刻をそれぞれ決定する。
そして、同時計数回路１５０は、図１３Ｂに示すように、基準波形に基づいて決定された到達時刻がＰＥＴ装置１００のＦＯＶに基づくタイムウィンドウ幅内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを対消滅ガンマ線の情報であると判定する。ここで、同時計数回路１５０は、図１３Ｂに示すように、対消滅ガンマ線の到達時刻の差「Δｔ」を算出して、算出した「Δｔ」に基づいてＴＯＦを行う。すなわち、同時計数回路１５０は、図１３Ａに示すように、検出素子１３１ａと検出素子１３１ｂとを結ぶＬＯＲの中点６１から「Δｔ」分の距離を移動した位置６２を対消滅ガンマ線が生じた位置として決定する。このように、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００では、ガンマ線の到達時刻を精度よく決定することができ、その結果、ＴＯＦの精度も向上させることを可能にする。
次に、図１４を用いて、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の処理について説明する。図１４は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００による処理の手順を示すフローチャートである。図１４に示すように、ガンマ線が検出素子に入射されると（ステップＳ２０１肯定）、ＡＤＣ１１５ａが、検出素子から受け付けた信号をデジタルデータ（サンプリングデータ）に変換する（ステップＳ２０２）。
その後、演算回路１１５ｂ～１１５ｄは、ＡＤＣ１１５ａから受け付けたサンプリングデータ（検出した波形）と基準波形との相互相関関数を算出する（ステップＳ２０３）。そして、コンパレータ１１５ｅが、相互相関関数が最大となる時間をガンマ線の到達時間として推定する（ステップＳ２０４）。そして、同時計数回路１５０は、推定したガンマ線の到達時間に基づいて、同時計数情報を生成する（ステップＳ２０５）。
上述したように、第２の実施形態によれば、比較機能１５１は、被検体内から検出器モジュール１４０に入射されたガンマ線に基づく検出信号の波形と、基準波形を時間軸上で移動させた各時点における基準波形とを比較する。推定機能１５２は、検出信号の波形が近似する基準波形の時点を、ガンマ線の到達時刻と推定する。また、推定機能１５２は、検出信号の波形と基準波形との相互相関関数の値が最大となる時点を、ガンマ線の到達時刻と推定する。従って、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、ガンマ線の到達時刻の決定及びＴＯＦを精度よく行うことができ、画質を向上させることを可能にする。
（第３の実施形態）
さて、これまで第１及び第２の実施形態について説明したが、上記した第１及び第２の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。
例えば、上述した実施形態では、検出器としてシンチレータと光センサとを用いる間接変換型の検出器を用いる場合を例に挙げて説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、半導体を用いた直接変換型の検出器を用いる場合であってもよい。かかる場合には、例えば、検出器から出力される出力信号の波形の形状がエネルギーに依存しないものであれば、適宜利用することができる。例えば、半導体の材質にシリコンを用いた場合、出力信号の波形が揃っている場合が多いことから、上述した実施形態に適用することができる。また、半導体の材質にＣｄＴｅや、ＣｄＺｎＴｅ、ＧａＡｓなどを用いた場合でも、検出器厚を薄くしてエッジオン（Edge-On）のジオメトリでＸ線が入射するようにした検出器であれば、上述した実施形態に適用することができる。
以下、一般的な直接変換型の検出器及びエッジオンの検出器について、図１５及び図１６を用いてそれぞれ説明する。図１５及び図１６は、第３の実施形態に係る検出器のジオメトリの例を説明するための図である。ここで、図１５においては、一般的な検出器について示す。また、図１６においては、エッジオンの検出器について示す。
直接変換型の検出器は、検出素子でＸ線が吸収されることによって発生する電子と正孔がそれぞれプラス電極とマイナス電極に向かって走行することで信号が出力される。一般的な検出器における検出素子は、図１５に示すように、Ｘ線が入射する側にどちらかの電極が配置されたジオメトリを有している。ここで、Ｘ線が吸収されることによって発生する電子と正孔は、検出素子内での易動度（mobility）が異なり、電子の速度が速く、正孔の速度が遅い。従って、図１５に示す一般的なジオメトリの場合、入射したＸ線が検出素子のどの位置で吸収されるかによって出力される信号の波形が異なる。
例えば、Ｘ線が検出素子のプラス電極側で吸収されると、易動度の高い電子がすぐにプラス電極に走行することで急峻な立ち上がりを示し、易動度の低い正孔がゆっくりとマイナス電極に走行することで緩やかに上昇を示す信号が出力される。一方、Ｘ線が検出素子のマイナス電極側で吸収されると、易動度の高い電子でもプラス電極への到達に時間を要し、易動度の低い正孔がゆっくりとマイナス電極に走行することで、緩やかな立ち上がりを示す信号が出力される。このように、一般的なジオメトリを有する直接変換型の検出器では、Ｘ線が吸収される位置に応じて波形の形状が変化するため、上述した実施形態に適用することは難しい。
しかしながら、図１６に示すエッジオンのジオメトリを有する検出器の場合、電子と正孔の易動度の差の影響が出にくいため、出力される信号の波形も同様のものとなる。すなわち、エッジオンのジオメトリでは、図１６に示すように、プラス電極とマイナス電極とがＸ線の入射方向に対して直交する方向に並列で配置され、その間の検出素子が薄い構造を有しているため、Ｘ線が検出素子のどの位置で吸収されても、電子と正孔の易動度の差の影響が出にくい構造となっている。従って、図１６に示すエッジオンのジオメトリを有する検出器の場合、出力される信号の波形がほとんど変わらないため、上述した実施形態に適用することができる。なお、シリコンは、その他の材質の場合と比較して、電子と正孔の移動速度が速く、電子と正孔の易動度の差が波形に及ぼす影響が小さい。そのため、検出素子の材質としてシリコンを用いる場合、一般的なジオメトリを有する検出器でも上述した実施形態に適用することができる。
また、上述した実施形態において、検出信号（出力信号）の波形との比較に用いられるＸ線のエネルギーごとの基準波形は、種々の条件に応じて任意に設定することができる。例えば、本願に係るデータ収集回路１４は、造影剤を投与された被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線に基づく出力信号の波形と基準波形とを比較する場合に、造影剤のｋ吸収端付近のエネルギーに対応する基準波形を用いることができる。具体的には、データ収集回路１４は、造影剤が投与された被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、造影剤のｋ吸収端付近のＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較し、ｋ吸収端の前後のＸ線のエネルギーに対応する基準波形に近似する波形を有する検出信号を収集する。
すなわち、造影剤のｋ吸収端付近のＸ線のエネルギーの値に対応する「Ｎ」を、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係式からそれぞれ算出して、データ収集回路１４における演算回路１４ｂ～１４ｄに持たせておく。換言すると、演算回路１４ｂ～１４ｄは、造影剤のｋ吸収端付近のＸ線のエネルギーに対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。
ここで、被検体に投与される造影剤は、様々な種類があり、使用される物質によってｋ吸収端が異なる。例えば、造影剤としては、バリウム（Ba）、ヨード（I）、ガドリニウム（Gd）などが知られており、各物質によりｋ吸収端が異なる。従って、演算回路１４ｂ～１４ｄは、投与される造影剤に応じた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。ここで、データ収集回路１４には、演算回路１４ｂ～１４ｄの３つの回路のみを示しているが、データ収集回路１４は、保持させる比較データの数に応じて任意の数の演算回路を有することができる。以下、造影剤としてガドリニウムを用いる場合を一例に挙げて説明する。
図１７Ａ及び図１７Ｂは、第３の実施形態に係るデータ収集回路における処理の一例を説明するための図である。図１７Ａにおいては、ガドリニウムのｋ吸収端を示し、図１７Ｂにおいては、造影剤がガドリニウムの場合に用いられる基準波形の一例を示す。また、図１７Ａは、縦軸に減弱係数を示し、横軸にＸ線エネルギー（ｋｅＶ）を示す。また、図１７Ｂは、縦軸に出力値を示し、横軸に時刻を示す。
図１７Ａに示すように、ガドリニウムのｋ吸収端は約「５０ｋｅＶ」であり、約「５０ｋｅＶ」においてＸ線の吸収が大きくなる。すなわち、ガドリニウムは、約「５０ｋｅＶ」の前後でＸ線の吸収が大きく変化する。従って、ガドリニウムを造影剤として用いた場合、約「５０ｋｅＶ」を境界にした前後のエネルギー帯で、造影の効果が異なる画像を生成することができる。例えば、ｋ吸収端の前のエネルギー帯（例えば、図１７Ａに示す範囲Ｒ１）では、Ｘ線の吸収が低いため、造影の効果が低い画像が生成される。一方、ｋ吸収端の後のエネルギー帯（例えば、図１７Ａに示す範囲Ｒ２）では、Ｘ線の吸収が高いため、造影の効果が高い画像が生成される。
そこで、データ収集回路１４では、例えば、図１７Ｂに示すように、ガドリニウムのｋ吸収端である約「５０ｋｅＶ」の前後のＸ線エネルギー帯「４０～５０ｋｅＶ」と「５０～６０ｋｅＶ」の平均値である「４５ｋｅＶ」と「５５ｋｅＶ」の基準波形を用いて、ガドリニウムのｋ吸収端の前後のＸ線エネルギー帯に対応するサンプリングデータを弁別する。例えば、演算回路１４ｂ～１４ｄのうち２つの演算回路が、「４５ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」と、「５５ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」とをそれぞれ保持する。そして、演算回路１４ｂ～１４ｄのうち２つの演算回路は、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。
コンパレータ１４ｅは、演算回路１４ｂ～１４ｄのうち２つの演算回路によって出力された２つのカイ２乗値「Ｘ2」を比較して、最も小さい値を示すカイ２乗値「Ｘ2」のエネルギー帯に対応するカウンタに対して電気信号を出力する。例えば、カウンタ１４ｆ～１４ｈのうち２つのカウンタがそれぞれ「４０～５０ｋｅＶ」、「５０～６０ｋｅＶ」に対応づけられる。
フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、このように弁別された各エネルギー帯の計数データを用いて、「４０～５０ｋｅＶ」のＣＴ画像と「５０～６０ｋｅＶ」のＣＴ画像とをそれぞれ生成する。フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、生成した「４０～５０ｋｅＶ」のＣＴ画像と「５０～６０ｋｅＶ」のＣＴ画像とを差分することで、より造影効果の高いＣＴ画像を生成することができる。
上述した例では、造影剤のｋ吸収端に基づいて、比較データを変化させる場合について説明した。次に、線質硬化（ビームハードニング）の度合いに応じて比較データを変化させる場合について説明する。すなわち、被検体を透過するＸ線の線質硬化の度合いに応じて、比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」の「Ｎ」を変化させる場合について説明する。具体的には、データ収集回路１４は、被検体を透過して検出器１３に入射されたＸ線の線質硬化の度合いに応じて、Ｘ線に基づく検出信号の波形と比較する基準波形に対応するＸ線のエネルギーを変更する。例えば、被検体の体厚が厚い場合や、骨が密集する部位を撮像する場合など、被検体を透過するＸ線の線質硬化の度合いが高い場合には、弁別するエネルギー帯を高いエネルギー帯側で細かく設定することができる。
図１８は、第３の実施形態に係る基準波形の一例を示す図である。図１８においては、縦軸に出力値を示し、横軸に時刻を示す。例えば、データ収集回路１４は、図１８に示すように、「１１０ｋｅＶ」、「１１５ｋｅＶ」、「１２０ｋｅＶ」、「１２５ｋｅＶ」及び「１３０ｋｅＶ」の基準波形を用いて、各Ｘ線エネルギー帯に対応するサンプリングデータを弁別する。このように、データ収集回路１４は、ビームハードニングによって硬化したＸ線を弁別するために、弁別するエネルギー帯を高いエネルギー帯側で細かく設定することができる。すなわち、データ収集回路１４は、「１１０ｋｅＶ」、「１１５ｋｅＶ」、「１２０ｋｅＶ」、「１２５ｋｅＶ」及び「１３０ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を、Ｘ線のエネルギーと「Ｎ」との関係式からそれぞれ算出して、演算回路に持たせておく。換言すると、演算回路は、「１１０ｋｅＶ」、「１１５ｋｅＶ」、「１２０ｋｅＶ」、「１２５ｋｅＶ」及び「１３０ｋｅＶ」に対応する「Ｎ」を用いた比較データ「Ｎ×ｔｅｍｐｌａｔｅi」を保持し、ＡＤＣ１４ａによって出力されたサンプリングデータと比較データとのカイ２乗値「Ｘ2」を算出して、コンパレータ１４ｅに出力する。なお、「１１０ｋｅＶ」、「１１５ｋｅＶ」、「１２０ｋｅＶ」、「１２５ｋｅＶ」及び「１３０ｋｅＶ」の比較データをもつ場合には、データ収集回路１４は、５つの演算回路を有する。
このように、ビームハードニングの度合いに応じて、比較データのＸ線エネルギーを変更することにより、被検体を透過したＸ線の線質に応じたエネルギー弁別を行うことができる。また、データ収集回路１４が有する演算回路を有効に利用することができる。例えば、演算回路を３つ有するデータ収集回路において、ビームハードニングの度合いが高い場合には、３つの演算回路を高いエネルギー帯側の各エネルギー帯に割り当て、ビームハードニングの度合いが低い場合には、３つの演算回路を幅広いエネルギーをカバーする各エネルギー帯に割り当てる。これにより、演算回路を増やすことなく、被検体を透過したＸ線の線質に応じたエネルギー弁別を行うことができる。
また、第１の実施形態で図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
また、第１の実施形態で説明したデータ収集方法は、予め用意されたデータ収集プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。このデータ収集プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、このデータ収集プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。
以上、説明したとおり、各実施形態によれば、画質を向上させることを可能とする。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１ フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置
１４ データ収集回路
１００ ＰＥＴ装置
１５０ 同時計数回路
１４１、１５１ 比較機能
１４２、１５２ 推定機能

Claims (8)

  1. 放射線を検出する検出器によって出力される信号の基準波形と、被検体を介して前記検出器に入射され、前記検出器によって検出された放射線に基づく検出信号の波形とを比較する比較部と、
    前記比較部による比較結果に基づいて、前記被検体を介して前記検出器に入射された放射線に関する情報を推定する推定部と、
    を備え、
    前記比較部は、前記検出信号の波形に含まれる複数のピークのうち前段のピークと後段のピークとの時間間隔が前記基準波形に対応する時間よりも短い場合に、前記前段のピークに対応する波形を用いて前記後段のピークに対応する波形を補正し、前記放射線のエネルギーごとの基準波形の形状に応じて設定された波形の比較範囲において、前記前段のピークに対応する波形及び補正後の後段のピークに対応する波形を、前記放射線のエネルギーごとの基準波形とそれぞれ比較し、
    前記推定部は、各比較結果に基づいて、前記前段のピークに対応する光子のエネルギーと、前記後段のピークに対応する光子のエネルギーとをそれぞれ推定する、データ収集装置。
  2. 前記比較部は、前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、前記検出器におけるＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較し、
    前記推定部は、前記検出信号の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線のエネルギーと推定する、請求項１に記載のデータ収集装置。
  3. 前記比較部は、前記検出信号の波形における前段のピークを含む所定の範囲及び前記補正後の後段のピークを含む所定の範囲を抽出し、各ピークについて、抽出した所定の範囲の波形と、前記Ｘ線のエネルギーごとの基準波形において前記所定の範囲に対応する範囲の波形とを比較し、
    前記推定部は、前記所定の範囲の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線のエネルギーと推定する、請求項２に記載のデータ収集装置。
  4. 前記比較部は、前記前段のピークに対応する波形に近似する基準波形を前記前段のピークに対応する波形とし、前記前段のピークに対応する波形とした基準波形を用いて前記後段のピークに対応する波形の高さを補正する、請求項１～３のいずれか一項に記載のデータ収集装置。
  5. 前記比較部は、前記検出信号の波形において、値が所定の閾値を超え、かつ、増減する範囲を、前記ピークを含む所定の範囲として抽出する、請求項３に記載のデータ収集装置。
  6. 前記比較部は、造影剤が投与された前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、前記造影剤のｋ吸収端付近のＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較し、前記ｋ吸収端の前後のＸ線のエネルギーに対応する基準波形に近似する波形を有する検出信号を収集する、請求項２に記載のデータ収集装置。
  7. 前記比較部は、前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線の線質硬化の度合いに応じて、前記Ｘ線に基づく検出信号の波形と比較する基準波形に対応するＸ線のエネルギーを変更する、請求項２に記載のデータ収集装置。
  8. 被検体を透過したＸ線を検出する検出器と、
    前記検出器に入射されたＸ線に基づく検出信号の波形と、前記検出器におけるＸ線のエネルギーごとの基準波形とを比較する比較部と、
    前記検出信号の波形が近似する基準波形に対応するエネルギーを、前記被検体を透過して前記検出器に入射されたＸ線のエネルギーと推定する推定部と、
    を備え、
    前記比較部は、前記検出信号の波形に含まれる複数のピークのうち前段のピークと後段のピークとの時間間隔が前記基準波形に対応する時間よりも短い場合に、前記前段のピークに対応する波形を用いて前記後段のピークに対応する波形を補正し、前記Ｘ線のエネルギーごとの基準波形の形状に応じて設定された波形の比較範囲において、前記前段のピークに対応する波形及び補正後の後段のピークに対応する波形を、前記Ｘ線のエネルギーごとの基準波形とそれぞれ比較し、
    前記推定部は、各比較結果に基づいて、前記前段のピークに対応する光子のエネルギーと、前記後段のピークに対応する光子のエネルギーとをそれぞれ推定する、Ｘ線ＣＴ装置。
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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10962662B2 (en) * 2018-12-06 2021-03-30 Canon Medical Systems Corporation Method and apparatus to calibrate timing of a detector using multi-channel events
JP7246281B2 (ja) * 2019-08-02 2023-03-27 キヤノン株式会社 画像処理装置およびその制御方法、放射線撮影装置、プログラム

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002122671A (ja) 2000-10-16 2002-04-26 Hitachi Medical Corp シンチレーションカメラ
JP2002350545A (ja) 2001-05-28 2002-12-04 Hamamatsu Photonics Kk エネルギー測定方法及び測定装置
JP2012233727A (ja) 2011-04-28 2012-11-29 Hitachi-Ge Nuclear Energy Ltd 放射線計測装置及びその方法
JP2015528901A (ja) 2012-06-27 2015-10-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スペクトル光子計数検出器

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01265184A (ja) * 1988-04-15 1989-10-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 放射線受像装置
WO2006029475A1 (en) * 2004-09-16 2006-03-23 Southern Innovation International Pty Ltd Method and apparatus for resolving individual signals in detector output data.
CN101561507B (zh) * 2009-05-21 2012-07-04 清华大学 射线探测器的射线能量检测方法
JP6073675B2 (ja) * 2012-12-28 2017-02-01 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び制御プログラム
JP6289223B2 (ja) * 2013-04-04 2018-03-07 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP6179292B2 (ja) * 2013-09-11 2017-08-16 株式会社島津製作所 放射線検出器

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002122671A (ja) 2000-10-16 2002-04-26 Hitachi Medical Corp シンチレーションカメラ
JP2002350545A (ja) 2001-05-28 2002-12-04 Hamamatsu Photonics Kk エネルギー測定方法及び測定装置
JP2012233727A (ja) 2011-04-28 2012-11-29 Hitachi-Ge Nuclear Energy Ltd 放射線計測装置及びその方法
JP2015528901A (ja) 2012-06-27 2015-10-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スペクトル光子計数検出器

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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村山秀雄 編，「医学物理学教科書シリーズ：核医学物理学」，株式会社国際文献社，２０１５年 ３月３０日，初版第１刷，１００－１０１頁

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