WO2014065412A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、ｘ線検出装置およびｘ線検出モジュール - Google Patents

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、ｘ線検出装置およびｘ線検出モジュール Download PDF

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WO2014065412A1
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学 勅使川原
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray computed tomography apparatus having a counter, an X-ray detection apparatus and an X-ray detection module capable of energy discrimination.
  • a photon counting X-ray computed tomography apparatus (hereinafter referred to as a photon counting X-ray CT apparatus) is a single photon emission computed tomography apparatus (Single Photon Emission Computed Tomography: This is an extension of single-photon detection technology (hereinafter referred to as single-photon detection technology) in nuclear medicine diagnostic devices such as a SPECT device and a positron emission computed tomography (hereinafter referred to as PET device). It is done in the form. There are roughly two types of single-photon detection techniques.
  • the first single-photon detection technique is as follows. First, X-ray photons transmitted through the subject are converted into scintillation light by a crystal (scintillator) or the like. Next, an X-ray photon is detected by detecting the scintillation light with a photodetector such as a photomultiplier tube (hereinafter referred to as PMT) or a silicon photomultiplier tube (hereinafter referred to as SiPM). Is extracted as an electrical signal.
  • a photodetector such as a photomultiplier tube (hereinafter referred to as PMT) or a silicon photomultiplier tube (hereinafter referred to as SiPM).
  • PMT photomultiplier tube
  • SiPM silicon photomultiplier tube
  • the second single-photon detection technique is a method (also referred to as a direct conversion type) in which X-ray photons transmitted through a subject are directly converted into electrical signals using a semiconductor detector. Specifically, a bias voltage is applied in advance to the two electrodes in the semiconductor detector. Due to the incidence of X-ray photons inside the semiconductor detector, pair production of electrons and holes is generated inside the semiconductor detector. The generated electrons and holes are attracted to different electrodes. The electrons that have reached the electrode are taken out as an electrical signal.
  • the detection signal since the integrated value of the intensity of the extracted electric signal (hereinafter referred to as a detection signal) is proportional to the energy of the X-ray photon, the detection signal is integrated. The energy of each detected X-ray photon is calculated by integration of the detection signal.
  • the difference between the nuclear medicine diagnostic apparatus and the photon counting X-ray CT apparatus is that the flow rate of photons in the photon counting X-ray CT apparatus is an order of magnitude higher than the flow quantity of photons in the nuclear medicine diagnostic apparatus.
  • a count rate 10 ⁇ 9 / mm ⁇ 2 / sec
  • the problem with the first single photon detection technique is the problem of counting loss due to pileup.
  • Pile-up occurs due to multiple X-ray photons entering the scintillator within a typical decay time (several nanoseconds) of scintillation.
  • Pile-up is a phenomenon in which a plurality of detection signals corresponding to a plurality of X-ray photons overlap each other. When pileup occurs, a plurality of X-ray photons are counted as one X-ray photon, resulting in a counting loss.
  • the problem with the second single-photon detection technique is the problem of counting loss due to X-ray photons entering the semiconductor detector during the dead time of the semiconductor detector.
  • the dead time is a time interval from when the detection signal is taken out from the semiconductor detector to when the pair generation becomes possible again in the semiconductor detector.
  • X-ray photons are incident on the semiconductor detector during the dead time, no pair production occurs, and therefore X-ray photons are not counted.
  • attempts are being made to reduce the number of X-ray photons incident on the same semiconductor detector within a unit time by reducing the size (pixel size) of the semiconductor detector.
  • the maximum count rate is only about 10 ⁇ 6 / mm ⁇ 2 / sec.
  • the reason why the above count loss problem occurs is that a detection signal having a long decay time constant is integrated in order to calculate the energy of the X-ray photon incident on the X-ray detector.
  • An object is to provide an X-ray computed tomography apparatus, an X-ray detection apparatus, and an X-ray detection element capable of realizing a high count rate of X-ray photons without using X-ray photon energy discrimination based on detection signal integration. It is in.
  • An X-ray computed tomography apparatus includes an X-ray generation unit that generates X-rays and a plurality of X-ray detection modules that detect X-rays generated from the X-ray generation unit for each of a plurality of energy widths.
  • An X-ray detection unit a counting unit for counting the number of photons derived from the X-rays for each energy width based on an output from the X-ray detection unit, and a medical device based on an output from the counting unit
  • Each of the X-ray detection modules includes a collimator for collimating the X-rays, and a plurality of X-ray detection elements provided at a predetermined distance from the back surface of the collimator, And a diffractive member that is provided on the back side of the collimator and diffracts the X-ray at an angle corresponding to the energy of the X-ray.
  • an X-ray computed tomography apparatus an X-ray detection apparatus, and an X-ray detection element capable of realizing a high count rate of X-ray photons without using X-ray photon energy discrimination based on detection signal integration.
  • an X-ray computed tomography apparatus an X-ray detection apparatus, and an X-ray detection element capable of realizing a high count rate of X-ray photons without using X-ray photon energy discrimination based on detection signal integration.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing an example of the configuration of the X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a perspective view illustrating an example of an arrangement of a plurality of X-ray detection modules in the X-ray detection unit according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of an X-ray detection module in the X-ray detection unit according to the present embodiment, together with incident polychromatic X-rays and X-rays diffracted according to energy.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of connecting a plurality of counters and a plurality of adders according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a table corresponding to histogram data used for reconstruction of a medical image according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a flowchart relating to the process of energy discrimination of X-ray photons incident on the X-ray detection element according to the present embodiment.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating a procedure of processing for reconstructing a medical image corresponding to a predetermined energy width based on histogram data according to the present embodiment.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes a Rotate / Rotate-Type in which an X-ray generation unit and an X-ray detection unit integrally rotate around a subject, and a large number of X-ray detection elements arrayed in a ring shape.
  • a Rotate / Rotate-Type in which an X-ray generation unit and an X-ray detection unit integrally rotate around a subject, and a large number of X-ray detection elements arrayed in a ring shape.
  • There are various types such as Stationary / Rotate-Type in which only the X-ray generator rotates around the subject, and any type can be applied to this embodiment.
  • projection data for 360 ° around the subject is required, and projection data for 180 ° + fan angle is also required in the half scan method.
  • the present embodiment can be applied to any reconfiguration method.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing an example of the configuration of an X-ray computed tomography apparatus using photon counting according to the present embodiment.
  • the X-ray computed tomography apparatus 1 by photon counting includes a gantry unit 100, a storage unit 200, a reconstruction unit 300, a display unit 400, an input unit 500, and a control unit 600.
  • the gantry unit 100 accommodates a rotation support mechanism.
  • the rotation support mechanism includes a rotation ring 101, a ring support mechanism that supports the rotation ring 101 so as to be rotatable about the rotation axis Z, and a rotation drive unit 103 (electric motor) that drives the rotation of the ring.
  • Mounted on the rotating ring 101 are an X-ray generation unit 105, an X-ray detection unit 107, and a counting unit 109 that counts the number of photons derived from X-rays based on an output from the X-ray detection unit 107.
  • the X-ray generator 105 has a high voltage generator and an X-ray tube (not shown).
  • the high voltage generator generates a high voltage applied to the X-ray tube (hereinafter referred to as tube voltage) and a current supplied to the X-ray tube (hereinafter referred to as tube current).
  • the high voltage generator generates a tube voltage and a tube current in accordance with a control signal input from the control unit 600 described later via the slip ring 111.
  • the X-ray tube emits X-rays from the focal point of X-rays in response to application of tube voltage and supply of tube current from a high voltage generator.
  • X-ray tubes generate polychromatic X-rays. Multicolor X-rays have monochromatic X-rays with different energies.
  • the X-ray detection unit 107 has a plurality of X-ray detection modules that detect X-rays for each of a plurality of energy widths.
  • each of the plurality of X-ray detection modules corresponds to one channel.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of an arrangement of a plurality of X-ray detection modules 177 in the X-ray detection unit 107. As shown in the figure, the plurality of X-ray detection modules 177 are arranged in a lattice pattern. The plurality of X-ray detection modules 177 may be arranged one-dimensionally, for example, along the short axis (Y axis) direction of the top plate or the arc direction of the rotating ring 101.
  • FIG. 3 shows an example of an X-ray detection module 177, an incident polychromatic X-ray incident on the collimator 1771 (hereinafter referred to as incident X-ray), and X diffracted by the diffractor 1773 according to the energy of the X-ray. It is a figure shown with a line.
  • the X-ray detection module 177 includes a collimator 1771, a diffractive body 1773, and a plurality of X-ray detection elements 1775.
  • the collimator 1771 collimates incident X-rays.
  • Incident X-rays are polychromatic X-rays that are affected by scattering, absorption, transmission, and the like according to the substance in the transmission path of the subject and the energy of monochromatic X-rays.
  • the diffractive body 1773 is provided on the back side of the collimator 1771.
  • the diffractive body 1773 has a predetermined thickness.
  • the diffractive body 1773 is made of, for example, metal or crystal powder.
  • the diffractive body 1773 diffracts the collimated polychromatic X-ray according to energy.
  • the polychromatic X-rays incident on the diffractive body 1773 are a group of polychromatic photons (that is, a group of photons (photons) having a plurality of energies respectively corresponding to a plurality of wavelengths). For this reason, the diffractive body 1773 diffracts a group of multicolor photons at an angle corresponding to the energy of the photon under the black condition. That is, the diffractive body 1773 diffracts (spectroscopes) the polychromatic X-rays at an angle corresponding to energy.
  • a plurality of X-ray detection elements 1775 (hereinafter referred to as an X-ray detection element group 1777) are provided at a predetermined distance from the collimator 1771.
  • An X-ray detection element (hereinafter referred to as a central element) located at the center of the X-ray detection element group 1777 is provided at a position facing the opening center of the collimator 1771, for example. That is, a collimator 1771 is provided directly above the central element via the diffractive body 1773. The width of the X-ray detection element group 1777 is longer than the aperture of the collimator 1771. As shown in FIG.
  • each of the plurality of X-ray detection elements 1775 is two-dimensionally arranged on a lattice (hereinafter referred to as a two-dimensional array). Note that each of the plurality of X-ray detection elements 1775 may be arranged one-dimensionally.
  • a counter 1091 described later is connected to each of the plurality of X-ray detection elements 1775.
  • a substance having a small refractive index such as air is filled between the diffractive body 1773 and the X-ray detection element group 1777. Note that a vacuum may be provided between the diffractive body 1773 and the X-ray detection element group 1777.
  • each of the plurality of X-ray detection elements 1775 is, for example, a pulse generation element. That is, each of the plurality of X-ray detection elements generates a predetermined pulse signal when the X-ray diffracted by the diffracting body 1773 is incident.
  • the X-ray detection element 1775 outputs the generated pulse signal to the counter 1091.
  • the number of pulse signals corresponds to the number of X-ray photons derived from monochromatic X-rays incident on the X-ray detection element 1775 (hereinafter referred to as the number of photons).
  • the polychromatic X-ray has a first monochromatic X-ray having a first wavelength ⁇ 1 and a second monochromatic X-ray having a second wavelength ⁇ 2. It is assumed that the first wavelength ⁇ 1 is shorter than the second wavelength ⁇ 2.
  • the Bragg angle for the first monochromatic X-ray is smaller than the Bragg angle for the second monochromatic X-ray.
  • a plurality of different monochromatic X-rays included in the polychromatic X-rays incident on the diffracting body 1773 are diffracted at different angles according to energy.
  • the X-ray detection element group 1777 is a two-dimensional array, a plurality of different monochromatic X-rays reach a Debye-Scherrer ring according to energy on the two-dimensional array.
  • the counting unit 109 counts pulse signals output from each of the plurality of X-ray detection elements 1775 in each of the plurality of X-ray detection modules 177. That is, the counting unit 109 counts the number of photons of X-ray photons that have entered each X-ray detection element 1775.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example in which a plurality of counters 1091 and a plurality of adders 1093 are connected to the X-ray detection module 177 and the counting unit 109.
  • a plurality of counters 1091 are connected to the plurality of X-ray detection elements 1775, respectively.
  • An adder 1093 is connected to a plurality of counters 1091 respectively connected to a plurality of X-ray detection elements 1775 located at the same radius around a position (center element 1779) facing the opening center of the collimator 1771.
  • the counter 1095 and the plurality of adders 1093 connected to the central element 1779 are connected to the non-contact data transmission unit 113.
  • the X-ray photon incident to the X-ray detection element closer to the central element 1779 has a larger energy, and the X-ray photon incident element farther from the central element has a smaller energy. That is, for example, in FIG. 3, the energy of the first monochromatic X-ray is larger than the energy of the second monochromatic X-ray.
  • the counting unit 109 includes a plurality of counters 1091 that count the number of photons, and a plurality of adders 1093 that add a plurality of count numbers output from the plurality of counters 1091.
  • the counting unit 109 may be provided inside or outside the gantry 100 independently of the rotating ring 101 via the non-contact data transmission unit 113. Data output from the counting unit 109 is transmitted to the storage unit 200 described later via the non-contact data transmission unit 113 using magnetic transmission / reception or optical transmission / reception.
  • the plurality of counters 1091 are connected to each of the plurality of X-ray detection elements 1775 and count the pulse signals output from each of the plurality of X-ray detection elements 1775.
  • the plurality of counters 1091 are connected to the adder 1093 according to the distance (radius) from the center of the X-ray detection element group 1777.
  • Each of the plurality of adders 1093 is connected to a plurality of counters 1091 corresponding to the distance from the center position of the X-ray detection element group 1777. Note that the adder 1093 may be disconnected from the central element 1779.
  • the adder 1093 adds a plurality of count numbers output from the plurality of counters 1091.
  • the adder 1093 outputs the added count number to the storage unit 200 via the non-contact data transmission unit 113.
  • the storage unit 200 stores the count number output via the non-contact data transmission unit 113. Specifically, the storage unit 200 stores a count number for each of a plurality of view angles, a plurality of X-ray detection modules 177, and a plurality of energy widths.
  • data regarding the number of counts (frequency) for each of a plurality of view angles, a plurality of X-ray detection modules 177 (channels), and a plurality of energy widths will be referred to as histogram data.
  • the storage unit 200 stores the count number output from the counting unit 109 as histogram data.
  • the storage unit 200 stores the medical image reconstructed by the reconstructing unit 300 described later.
  • the storage unit 200 stores information such as operator instructions, image processing conditions, and imaging conditions input by the input unit 500 described below.
  • the storage unit 200 stores a control program for controlling the gantry 100 and the like for X-ray computed tomography.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a table corresponding to histogram data used for reconstruction of a medical image.
  • the output a from the counter in FIG. 5 has a view angle of 0 °, the number of the X-ray detection module 177 (channel) is 1, and a plurality corresponding to the position numbers (1 to m) of the X-ray detection element 1775.
  • An example of the count number is shown.
  • the plurality of position numbers corresponding to the plurality of X-ray detection elements 1775 in FIG. 5a correspond to a plurality of different energy widths. That is, the position of each of the plurality of X-ray detection elements 1775 corresponds to the energy of the X-ray photons corresponding to the radius from the center element 1779.
  • the count number of the same energy is added by the adder 1093 to the output a in FIG.
  • FIG. 5 represents histogram data corresponding to the result of adding a plurality of count numbers respectively corresponding to a plurality of X-ray detection elements having the same radius from the central element 1779 among the plurality of count numbers in FIG. An example is shown.
  • the polychromatic X-rays incident on the collimator 1771 in each of the plurality of X-ray detection modules for each view angle are discriminated as a count number corresponding to energy.
  • the histogram data may be subjected to various corrections by a preprocessing unit (not shown).
  • the histogram data corresponds to, for example, projection data.
  • the total number n of the energy numbers of the histogram data in FIG. 5b is smaller than the total number m of the position numbers of the X-ray detection elements.
  • the reconstruction unit 300 reconstructs a medical image corresponding to an energy width based on a plurality of view angles, a plurality of X-ray detection modules, and histogram data that is a count number corresponding to each of a plurality of energy widths.
  • the reconstruction unit 300 reconstructs a medical image by a filter-corrected backprojection method (for example, a convolution backprojection method) or a successive approximation method (for example, an OS-EM method).
  • the reconstruction unit 300 can also reconstruct a plurality of medical images respectively corresponding to a plurality of energy widths based on the number of counts for each view angle, each X-ray detection module 177, and each energy width. is there.
  • the reconstruction unit 300 can also generate an energy difference image based on a plurality of medical images respectively corresponding to a plurality of energy widths.
  • the reconstruction unit 300 can also reconstruct a medical image corresponding to an energy difference based on histogram data corresponding to each of a plurality of energy widths.
  • the display unit 400 displays medical images for each energy width reconstructed by the reconstruction unit 300, conditions set for X-ray computed tomography, and the like.
  • the input unit 500 inputs X-ray computed tomography imaging conditions desired by the operator, information on the subject, and the like. Specifically, the input unit 500 captures various instructions / commands / information / selections / settings from the operator into the X-ray computed tomography apparatus 1.
  • the input unit 500 includes a trackball, a switch button, a mouse, a keyboard, and the like for setting a region of interest.
  • the input unit 500 detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the control unit 600.
  • the input unit 500 may be a touch panel provided so as to cover the display screen. In this case, the input unit 500 detects coordinates instructed by a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, or a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the control unit 600.
  • the control unit 600 functions as the center of the photon counting X-ray computed tomography apparatus 1.
  • the control unit 600 includes a CPU and a memory (not shown).
  • the control unit 600 performs a bed unit (not shown), the gantry unit 100, and the rotation drive unit 103 for X-ray computed tomography based on examination schedule data and a control program stored in a memory (not shown). And the X-ray generator 105 and the like are controlled.
  • the control unit 600 temporarily stores information such as operator instructions and image processing conditions sent from the input unit 500 in a memory (not shown).
  • the control unit 600 controls the bed unit and gantry unit 100, the rotation driving unit 103, the X-ray generation unit 105, and the like based on these pieces of information temporarily stored in the memory.
  • the control unit 600 reads out a control program for executing predetermined image generation / display and the like from the storage unit 200 and develops it on its own memory, and executes calculations / processings and the like regarding various processes.
  • the X-ray photon discrimination function is a function for discriminating multicolor X-rays incident on the collimator 1771 in each X-ray detection module 177 according to energy.
  • a process related to the X-ray photon discrimination function hereinafter referred to as an X-ray photon discrimination process
  • FIG. 6 is a flowchart showing an example of the procedure of the X-ray photon discrimination process.
  • Multicolor X-rays enter the collimators 1771 of the plurality of X-ray detection modules 177 in the X-ray detection unit 107 (step Sa1).
  • the polychromatic X-ray collimated by the collimator 1771 is incident on the diffractive body 1773 (step Sa2).
  • the diffractive body 1773 diffracts a plurality of X-ray photons in polychromatic X-rays according to the black condition at different diffraction angles for each X-ray photon energy (step Sa3).
  • the position of the X-ray detection element 1775 corresponds to the energy of the diffracted monochromatic X-ray.
  • the energy discrimination reconstruction function is a function for reconstructing a medical image for each energy based on the count number (histogram data) regarding the position of the X-ray detection element 1775 corresponding to the energy.
  • energy discrimination reconstruction processing processing relating to the energy discrimination reconstruction function (hereinafter referred to as energy discrimination reconstruction processing) will be described.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a procedure of processing for reconstructing a medical image corresponding to a predetermined energy width based on the histogram data.
  • step Sb1 Monochromatic X-rays are incident on the X-ray detection element 1775 (step Sb1).
  • a pulse signal is generated by the X-ray detection element 1775 (step Sb2).
  • the number of pulses in the pulse signal is counted (step Sb3).
  • a predetermined time for example, the time when the X-ray detection unit 107 is located at the same view angle
  • a plurality of count numbers respectively corresponding to the plurality of X-ray detection elements 1775 located at the same radius are added (step Sb5).
  • the number of X-ray photons counted for each energy is determined.
  • the added count number is stored as histogram data for each of a plurality of energy widths, a plurality of X-ray detection modules 177 (channels), and a plurality of view angles (step Sb6). Based on the histogram data for each energy width, a medical image corresponding to the energy width is reconstructed (step Sb7).
  • multicolor X-rays incident on the collimator 1771 are discriminated into a plurality of monochromatic X-rays for each of a plurality of energy widths by an X-ray diffraction phenomenon corresponding to energy. be able to.
  • the integration of the electric signal for discriminating the energy of the X-ray photon becomes unnecessary, and the processing process required for the integration of the electric signal can be omitted.
  • the circuit structure in the subsequent stage of the X-ray detection element 1775 can be simplified. That is, according to the present embodiment, the circuit structure includes the number of counters 1091 corresponding to the number of X-ray detection elements and a plurality of adders 1093 (when the number of columns of the X-ray detection element group 1777 is an even number, X-ray detection elements). If the number of columns of the group 1777 is half, and the number of columns of the X-ray detection element group 1777 is an odd number, the number of columns is (column number-1) / 2). Furthermore, according to the present embodiment, the X-ray detection element 1775 only needs to be able to generate a pulse signal with respect to the incidence of X-rays. For this reason, the signal output from the X-ray detection element 1775 does not require quantitativeness. According to the present embodiment, for example, the manufacturing cost can be reduced by simplifying the circuit.
  • a single photon detection technique can be provided by using an X-ray diffraction phenomenon that is not an extension of the technique related to the nuclear medicine diagnostic apparatus. Furthermore, the manufacturing cost of the photon counting X-ray CT apparatus 1 can be reduced by simplifying the circuit.
  • the X-ray detection unit 107 in the present embodiment can also be implemented as a single X-ray detection apparatus capable of energy discrimination.
  • the X-ray detection apparatus has the structure shown in FIGS.
  • the X-ray detection module 177 in the present embodiment can be implemented as a single X-ray detection module 177 capable of energy discrimination.
  • the X-ray detection module 177 has the structure shown in FIG.
  • the X-ray photon discrimination function conforms to the flowchart shown in FIG.

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Abstract

　本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１は、Ｘ線を発生するＸ線発生部１０５と、Ｘ線発生部１０５により発生されたＸ線を複数のエネルギー幅ごとに検出する複数のＸ線検出モジュール１７７を有するＸ線検出部１０７と、Ｘ線検出部１０７からの出力に基づいて、エネルギー幅ごとにＸ線に由来するフォトン数を計数する計数部１０９と、計数部１０９からの出力に基づいて医用画像を再構成する再構成部３００とを具備し、Ｘ線検出モジュール１７７各々は、Ｘ線をコリメートするコリメータ１７７１と、コリメータの背面から所定距離隔てて設けられた複数のＸ線検出素子１７７５と、コリメータの背面側に設けられ、Ｘ線のエネルギーに応じた角度でＸ線を回折する回折体１７７３とを有すること、を特徴とする。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、Ｘ線検出装置およびＸ線検出モジュール
　本発明の実施形態は、カウンタを有するＸ線コンピュータ断層撮影装置と、エネルギー弁別可能なＸ線検出装置およびＸ線検出モジュールとに関する。
　現在、フォトンカウンティング型のＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置と呼ぶ）の実用化の試みは、単光子放出コンピュータ断層撮影装置（Ｓｉｎｇｌｅ　Ｐｈｏｔｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＳＰＥＣＴ装置と呼ぶ）および陽電子放出コンピュータ断層撮影装置（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｃｏｍｎｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＰＥＴ装置と呼ぶ）などの核医学診断装置における単光子検出の技術（以下、単光子検出技術と呼ぶ）の拡張という形で行われている。単光子検出技術には、大別して２通りある。
　１つ目の単光子検出技術は、以下のような方法である。まず、被検体を透過したＸ線光子が、結晶（シンチレータ）などによりシンチレーション光に変換される。次いで、シンチレーション光を光電子増倍管（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ　ｔｕｂｅ：以下、ＰＭＴと呼ぶ）、またはシリコン光電子増倍管（Ｓｉｌｉｃｏｎ　Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ：以下、ＳｉＰＭと呼ぶ）などの光検出器で検出することにより、Ｘ線光子が電気信号として取り出される方法である。上記方法は、間接変換型と呼ばれる。
　２つ目の単光子検出技術は、半導体検出器を用いて、被検体を透過したＸ線光子を直接電気信号に変換する方法（直接変換型がともいう）である。具体的には、半導体検出器における２つの電極には、予めバイアス電圧が印加される。半導体検出器の内部へのＸ線光子の入射により、半導体検出器内部には、電子と正孔との対生成が発生される。発生された電子と正孔とは、それぞれ異なる電極に引き寄せされる。電極に到達した電子は、電気信号として取り出される。
　上記いずれの方法においても、取り出された電気信号（以下、検出信号と呼ぶ）の強さの積分値がＸ線光子のエネルギーに比例するため、検出信号は積分される。検出信号の積分により、個々に検出したＸ線光子のエネルギーが計算される。核医学診断装置とフォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置との相違点は、フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置における光子の流量は、核医学診断装置における光子の流量に比べて、桁違いに多いことにある。フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置により医用画像を再構成するためには、例えば、１０＾９個／ｍｍ＾２／ｓｅｃ（以下、計数率と呼ぶ）に対して、単光子検出を行う必要がある。
　しかしながら、上記計数率に対して、Ｘ線光子に対する単光子検出を実行する場合、上記２通りの単光子検出技術にそれぞれ対応する以下に示す２つの計数損失に関する問題がある。１つ目の単光子検出技術に対する問題は、パイルアップによる計数損失の問題である。パイルアップは、シンチレーションの典型的減衰時間（数ナノ秒）内に、シンチレータに複数のＸ線光子が入射することにより発生する。パイルアップは、複数のＸ線光子各々に対応する複数の検出信号が重なる現象である。パイルアップが発生すると、複数のＸ線光子は、一つのＸ線光子としてカウントされ、結果として計数損失を発生させる。
　２つ目の単光子検出技術に対する問題は、Ｘ線光子が半導体検出器の不感時間中に半導体検出器に入射することによる計数損失の問題である。不感時間とは、半導体検出器から検出信号が取り出されたときから、半導体検出器において再度対生成が可能となるときまでの時間間隔である。不感時間にＸ線光子が半導体検出器に入射すると、対生成が発生しないため、Ｘ線光子はカウントされない。現在、半導体検出器の大きさ（ピクセルサイズ）を小さくすることで、単位時間内に同一の半導体検出器に入射するＸ線光子の数を減らす試みが進められている。しかしながら、この試みにおいて、最大計数率は、１０＾６個／ｍｍ＾２／ｓｅｃ程度にとどまっている。
　上記計数損失に関する問題が生じる理由は、Ｘ線検出器に入射したＸ線光子のエネルギーを算出するために、減衰時定数が長い検出信号を積分することにある。
　フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置の実現のためには、高計数率を実現することが課題である。しかしながら、上記単光子検出技術を、核医学診断装置に関する技術の延長上に見出すことは難しい。
　目的は、Ｘ線光子のエネルギー弁別を検出信号の積分によらずに、Ｘ線光子の高計数率を実現可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置、Ｘ線検出装置およびＸ線検出素子を提供することにある。
　本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から発生されたＸ線を複数のエネルギー幅ごとに検出する複数のＸ線検出モジュールを有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部からの出力に基づいて、前記エネルギー幅ごとに前記Ｘ線に由来するフォトン数を計数する計数部と、前記計数部からの出力に基づいて医用画像を再構成する再構成部とを具備し、前記Ｘ線検出モジュール各々は、前記Ｘ線をコリメートするコリメータと、前記コリメータの背面から所定距離隔てて設けられた複数のＸ線検出素子と、前記コリメータの背面側に設けられ、前記Ｘ線のエネルギーに応じた角度で前記Ｘ線を回折する回折体とを有する。
　本実施形態によれば、Ｘ線光子のエネルギー弁別を検出信号の積分によらずに、Ｘ線光子の高計数率を実現可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置、Ｘ線検出装置およびＸ線検出素子を提供することができる。
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す構成図である。 図２は、本実施形態に係り、Ｘ線検出部における複数のＸ線検出モジュールの配列の一例を示す斜視図である。 図３は、本実施形態に係るＸ線検出部におけるＸ線検出モジュールの一例を、入射した多色Ｘ線と、エネルギーに応じて回折されたＸ線とともに示す図である。 図４は、本実施形態に係り、複数のカウンタと複数の加算器とを接続する一例を示す図である。 図５は、本実施形態に係り、医用画像の再構成に用いられるヒストグラムデータに対応する表の一例を示す図である。 図６は、本実施形態に係り、Ｘ線検出素子に入射したＸ線光子がエネルギー弁別される過程に関するフローチャートを示す図である。 図７は、本実施形態に係り、ヒストグラムデータに基づいて所定のエネルギー幅に応じた医用画像を再構成する処理の手順を示すフローチャートである。
　フォトンカウンティングによるＸ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線発生部とＸ線検出部とが一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線発生部のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。また、医用画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。近年では、Ｘ線発生部とＸ線検出部との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。
　なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
　図１は、本実施形態に係るフォトンカウンティングによるＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す構成図である。フォトンカウンティングによるＸ線コンピュータ断層撮影装置１は、架台部１００、記憶部２００、再構成部３００、表示部４００、入力部５００、制御部６００を有する。
　架台部１００には、回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転リング１０１と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リング１０１を支持するリング支持機構と、リングの回転を駆動する回転駆動部１０３（電動機）からなる。回転リング１０１には、Ｘ線発生部１０５と、Ｘ線検出部１０７と、Ｘ線検出部１０７からの出力に基づいてＸ線に由来するフォトン数を計数する計数部１０９とが搭載される。
　Ｘ線発生部１０５は、図示していない高電圧発生器とＸ線管とを有する。高電圧発生器は、Ｘ線管に印加する高電圧（以下、管電圧と呼ぶ）と、Ｘ線管に供給する電流（以下、管電流と呼ぶ）とを発生する。高電圧発生器は、後述する制御部６００からスリップリング１１１を介して入力された制御信号に従って、管電圧と管電流とを発生する。Ｘ線管は、高電圧発生器からの管電圧の印加および管電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。Ｘ線管は、多色Ｘ線を発生する。多色Ｘ線は、異なるエネルギーを有する単色Ｘ線を有する。
　Ｘ線検出部１０７は、複数のエネルギー幅ごとにＸ線を検出する複数のＸ線検出モジュールを有する。以下、複数のＸ線検出モジュール各々が１つのチャンネルの対応するものとして説明する。図２は、Ｘ線検出部１０７における複数のＸ線検出モジュール１７７の配列の一例を示す図である。図に示すように、複数のＸ線検出モジュール１７７は、格子状に配列される。なお、複数のＸ線検出モジュール１７７は、例えば、天板の短軸（Ｙ軸）方向または、回転リング１０１の円弧方向に沿って、１次元的に配列されてもよい。図３は、Ｘ線検出モジュール１７７の一例を、コリメータ１７７１に入射した入射した多色Ｘ線（以下、入射Ｘ線と呼ぶ）と、回折体１７７３によりＸ線のエネルギーに応じて回折されたＸ線とともに示す図である。
　Ｘ線検出モジュール１７７は、コリメータ１７７１と、回折体１７７３と、複数のＸ線検出素子１７７５とを有する。コリメータ１７７１は、入射Ｘ線をコリメートする。入射Ｘ線は、被検体の透過経路における物質および単色Ｘ線のエネルギーに応じた散乱、吸収、透過などの影響を受けた多色Ｘ線である。
　回折体１７７３は、コリメータ１７７１の背面側に設けられる。回折体１７７３は、所定の厚みを有する。回折体１７７３は、例えば、金属、または結晶粉末により構成される。回折体１７７３は、コリメートされた多色Ｘ線を、エネルギーに応じて回折する。回折体１７７３に入射する多色Ｘ線は、多色光子の集団（すなわち、複数の波長にそれぞれ対応する複数のエネルギーを有する光子（フォトン）の集団）である。このため、回折体１７７３は、多色光子の集団を、ブラック条件により、光子のエネルギーに応じた角度で回折する。すなわち、回折体１７７３は、多色Ｘ線を、エネルギーに応じた角度で回折（分光）する。
　複数のＸ線検出素子１７７５（以下、Ｘ線検出素子群１７７７と呼ぶ）は、コリメータ１７７１から所定距離隔てて設けられる。Ｘ線検出素子群１７７７の中心に位置するＸ線検出素子（以下、中心素子と呼ぶ）は、例えば、コリメータ１７７１の開口中心に対向する位置に設けられる。すなわち、中心素子の直上には、回折体１７７３を介してコリメータ１７７１が設けられる。Ｘ線検出素子群１７７７の幅は、コリメータ１７７１の口径より長い。複数のＸ線検出素子１７７５各々は、図３に示すように、２次元的に、格子上に配列される（以下、２次元アレイと呼ぶ）。なお、複数のＸ線検出素子１７７５各々は、１次元状に配列されてもよい。複数のＸ線検出素子１７７５各々には、後述するカウンタ１０９１が接続される。回折体１７７３とＸ線検出素子群１７７７との間には、空気などの屈折率が小さい物質が充填される。なお、回折体１７７３とＸ線検出素子群１７７７との間は、真空であってもよい。
　具体的には、複数のＸ線検出素子１７７５各々は、例えば、パルス発生素子である。すなわち、複数のＸ線検出素子各々は、回折体１７７３により回折されたＸ線が入射すると、所定のパルス信号を発生する。Ｘ線検出素子１７７５は、発生したパルス信号をカウンタ１０９１に出力する。パルス信号の数は、Ｘ線検出素子１７７５に入射した単色Ｘ線に由来するＸ線フォトンの数（以下、フォトン数と呼ぶ）に対応する。
　図３において、多色Ｘ線は、第１の波長λ１を有する第１単色Ｘ線と、第２の波長λ２を有する第２単色Ｘ線とを有するものとする。第１波長λ１は、第２波長λ２より短い波長であるものとする。この時、第１単色Ｘ線に関するブラッグ角は、第２単色Ｘ線に関するブラッグ角より小さい。これにより、回折体１７７３に入射した多色Ｘ線に含まれる複数の異なる単色Ｘ線は、エネルギーに応じてそれぞれ異なる角度で回折する。Ｘ線検出素子群１７７７が２次元アレイである場合、複数の異なる単色Ｘ線は、２次元アレイ上に、エネルギーに応じたデバイ・シェラー環状に到達する。
　計数部１０９は、複数のＸ線検出モジュール１７７各々における複数のＸ線検出素子１７７５各々から出力されたパルス信号を計数する。すなわち、計数部１０９は、Ｘ線検出素子１７７５各々に入射したＸ線光子のフォトン数を計数する。
　図４は、Ｘ線検出モジュール１７７と計数部１０９とに係り、複数のカウンタ１０９１と複数の加算器１０９３とを接続する一例を示す図である。図４に示すように、複数のＸ線検出素子１７７５には、複数のカウンタ１０９１がそれぞれ接続される。コリメータ１７７１の開口中心に対向する位置（中心素子１７７９）を中心として、同一半径に位置する複数のＸ線検出素子１７７５にそれぞれ接続された複数のカウンタ１０９１には、加算器１０９３が接続される。中心素子１７７９に接続されたカウンタ１０９５と複数の加算器１０９３とは、非接触データ伝送部１１３に接続される。中心素子１７７９に近いＸ線検出素子ほど入射したＸ線光子のエネルギーは大きく、中心素子から遠いＸ線検出素子ほど入射したＸ線光子のエネルギーは小さいことを示している。すなわち、例えば、図３において、第１単色Ｘ線のエネルギーは、第２単色Ｘ線のエネルギーより大きい。
　具体的には、計数部１０９は、フォトン数をカウントする複数のカウンタ１０９１と、複数のカウンタ１０９１から出力された複数のカウント数を加算する複数の加算器１０９３とを有する。なお、計数部１０９は、非接触データ伝送部１１３を介して、回転リング１０１から独立して、架台１００の内部または外部に設けられてもよい。計数部１０９から出力されるデータは、磁気送受信又は光送受信を用いた非接触データ伝送部１１３を経由して、後述する記憶部２００に伝送される。
　複数のカウンタ１０９１は、複数のＸ線検出素子１７７５各々に接続され、複数のＸ線検出素子１７７５各々から出力されたパルス信号をカウントする。複数のカウンタ１０９１は、Ｘ線検出素子群１７７７の中心からの距離（半径）に応じて、加算器１０９３に接続される。複数の加算器１０９３各々は、Ｘ線検出素子群１７７７の中心位置からの距離に応じた複数のカウンタ１０９１に接続される。なお、加算器１０９３は、中心素子１７７９に対して非接続であってもよい。加算器１０９３は、複数のカウンタ１０９１から出力された複数のカウント数を加算する。加算器１０９３は、非接触データ伝送部１１３を介して、加算したカウント数を記憶部２００に出力する。
　記憶部２００は、非接触データ伝送部１１３を介して出力されたカウント数を記憶する。具体的には、記憶部２００は、複数のビュー角ごと、複数のＸ線検出モジュール１７７ごと、複数のエネルギー幅ごとにカウント数を記憶する。以下、複数のビュー角ごと、複数のＸ線検出モジュール１７７（チャンネル）ごと、複数のエネルギー幅ごとにカウント数（度数）に関するデータをヒストグラムデータと呼ぶ。記憶部２００は、計数部１０９から出力されたカウント数を、ヒストグラムデータとして記憶する。
　記憶部２００は、後述する再構成部３００で再構成された医用画像を記憶する。記憶部２００は、後述する入力部５００により入力された操作者の指示、画像処理の条件、撮影条件などの情報を記憶する。記憶部２００は、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために、架台１００などを制御する制御プログラムなどを記憶する。
　図５は、医用画像の再構成に用いられるヒストグラムデータに対応する表の一例を示す図である。図５におけるカウンタからの出力ａは、ビュー角が０°、Ｘ線検出モジュール１７７（チャンネル）のナンバが１であって、Ｘ線検出素子１７７５の位置ナンバ（１乃至ｍ）にそれぞれ対応する複数のカウント数の一例を示している。図５のａにおける複数のＸ線検出素子１７７５に対応する複数の位置ナンバは、複数の異なるエネルギー幅に対応する。すなわち、複数のＸ線検出素子１７７５各々の位置は、中心素子１７７９からの半径に応じたＸ線光子のエネルギーに対応する。図５における出力ａに対して、同一エネルギーのカウント数は、加算器１０９３により加算される。
　図５におけるｂは、図５のａにおける複数のカウント数のうち、中心素子１７７９からの半径が同じ複数のＸ線検出素子にそれぞれ対応する複数のカウント数を加算した結果に対応するヒストグラムデータの一例を示している。ビュー角ごとに複数のＸ線検出モジュール各々におけるコリメータ１７７１に入射した多色Ｘ線は、エネルギーに応じたカウント数として弁別される。ヒストグラムデータは、図示していない前処理部などで、各種補正が実行されてもよい。ヒストグラムデータは、例えば、投影データに対応する。図５のｂにおけるヒストグラムデータのエネルギーナンバの総数ｎは、Ｘ線検出素子の位置ナンバの総数ｍより少なくなる。
　再構成部３００は、複数のビュー角、複数のＸ線検出モジュール、複数のエネルギー幅にそれぞれ対応するカウント数であるヒストグラムデータに基づいて、エネルギー幅に対応する医用画像を再構成する。例えば、再構成部３００は、フィルタ補正逆投影法（例えば、コンボリューション逆投影法）または逐次近似法（例えば。ＯＳ－ＥＭ法など）などにより、医用画像を再構成する。なお、再構成部３００は、ビュー角ごと、Ｘ線検出モジュール１７７ごと、およびエネルギー幅ごとのカウント数に基づいて、複数のエネルギー幅にそれぞれ対応する複数の医用画像を再構成することも可能である。
　なお、再構成部３００は、複数のエネルギー幅にそれぞれ対応する複数の医用画像に基づいて、エネルギー差分画像を発生することも可能である。また、再構成部３００は、複数のエネルギー幅各々に対応するヒストグラムデータに基づいて、エネルギー差分に対応した医用画像を再構成することも可能である。
　表示部４００は、再構成部３００で再構成されたエネルギー幅ごとの医用画像、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件などを表示する。
　入力部５００は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、および被検体の情報などを入力する。具体的には、入力部５００は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１に取り込む。入力部５００は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部５００は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部６００に出力する。なお、入力部５００は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部５００は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部６００に出力する。
　制御部６００は、本フォトンカウンティングＸ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。制御部６００は、図示していないＣＰＵとメモリとを備える。制御部６００は、図示していないメモリに記憶された検査スケジュールデータと制御プログラムとに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために、図示していない寝台部、架台部１００と、回転駆動部１０３と、Ｘ線発生部１０５などを制御する。具体的には、制御部６００は、入力部５００から送られてくる操作者の指示や画像処理の条件などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。制御部６００は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、寝台部及び架台部１００と、回転駆動部１０３と、Ｘ線発生部１０５などを制御する。制御部６００は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、記憶部２００から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。
　　（Ｘ線光子弁別機能）　
　Ｘ線光子弁別機能とは、Ｘ線検出モジュール１７７各々におけるコリメータ１７７１に入射した多色Ｘ線を、エネルギーに応じて弁別する機能である。以下、Ｘ線光子弁別機能に関する過程（以下、Ｘ線光子弁別過程と呼ぶ）を説明する。
　図６は、Ｘ線光子弁別過程の手順の一例を示すフローチャートである。　
　Ｘ線検出部１０７における複数のＸ線検出モジュール１７７のコリメータ１７７１に多色Ｘ線が入射する（ステップＳａ１）。コリメータ１７７１によりコリメートされた多色Ｘ線が、回折体１７７３に入射する（ステップＳａ２）。回折体１７７３が、多色Ｘ線における複数のＸ線光子を、Ｘ線光子のエネルギーごとに異なる回折角度で、ブラック条件に従って回折する（ステップＳａ３）。エネルギーが互いに異なる複数の単色Ｘ線（Ｘ線光子）が、互いに異なる位置のＸ線検出素子１７７５に入射する（ステップＳａ４）。Ｘ線検出素子１７７５の位置は、回折された単色Ｘ線のエネルギーに対応する。
　　（エネルギー弁別再構成機能）　
　エネルギー弁別再構成機能とは、エネルギーに対応するＸ線検出素子１７７５の位置に関するカウント数（ヒストグラムデータ）に基づいて、エネルギーごとの医用画像を再構成する機能である。以下、エネルギー弁別再構成機能に関する処理（以下、エネルギー弁別再構成処理と呼ぶ）を説明する。
　図７は、ヒストグラムデータに基づいて所定のエネルギー幅に応じた医用画像を再構成する処理の手順を示すフローチャートである。
　Ｘ線検出素子１７７５に単色Ｘ線が入射する（ステップＳｂ１）。Ｘ線検出素子１７７５により、パルス信号が発生される（ステップＳｂ２）。パルス信号におけるパルス数がカウントされる（ステップＳｂ３）。所定時間（例えば、同じビュー角にＸ線検出部１０７が位置している時間）が経過するまで、ステップＳｂ２およびステップＳｂ３に係る処理が繰り返される（ステップＳｂ４）。
　Ｘ線検出素子群１７７７において、同一半径に位置する複数のＸ線検出素子１７７５にそれぞれ対応する複数のカウント数が加算される（ステップＳｂ５）。これにより、コリメータ１７７１に入射した多色Ｘ線に関して、エネルギーごとに弁別されたＸ線光子のカウント数が決定される。加算されたカウント数が、複数のエネルギー幅、複数のＸ線検出モジュール１７７（チャンネル）、複数のビュー角ごとに、ヒストグラムデータとして記憶される（ステップＳｂ６）。エネルギー幅ごとのヒストグラムデータに基づいて、エネルギー幅に応じた医用画像が再構成される（ステップＳｂ７）。
　以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。　
　本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、コリメータ１７７１に入射した多色Ｘ線を、エネルギーに応じたＸ線回折現象により、複数のエネルギー幅ごとに複数の単色Ｘ線に弁別することができる。これにより、本実施形態によれば、Ｘ線光子のエネルギーを弁別するための電気信号の積分が不要となり、電気信号の積分に要する処理過程を省略することができる。これにより、本実施形態によれば、フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置で必要とされる高計数率でのＸ線光子の検出が可能となる。
　加えて、本実施形態によれば、Ｘ線検出素子１７７５の後段における回路構造を簡便にすることができる。すなわち、本実施形態によれば、回路構造は、Ｘ線検出素子数に対応するカウンタ１０９１の数と複数の加算器１０９３（Ｘ線検出素子群１７７７の列数が偶数の場合はＸ線検出素子群１７７７の列数の半分、Ｘ線検出素子群１７７７の列数が奇数の場合は（列数－１）／２）とを有するものとなる。さらに、本実施形態によれば、Ｘ線検出素子１７７５は、Ｘ線の入射に対してパルス信号を発生させることができればよい。このため、Ｘ線検出素子１７７５から出力される信号に定量性は要求されない。本実施形態によれば、回路の単純化により、例えば、製造コストを低減することができる。
　以上のことから、本実施形態によれば、核医学診断装置に関する技術の延長上ではないＸ線回折現象を用いて、単光子検出技術を提供することができる。さらに、回路の単純化により、本フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置１の製造コストを低減することができる。
　なお、本実施形態におけるＸ線検出部１０７は、エネルギー弁別可能なＸ線検出装置単体として実施することも可能である。このときＸ線検出装置は、図２、図３に示す構造を有する。また、本実施形態におけるＸ線検出モジュール１７７は、エネルギー弁別可能なＸ線検出モジュール１７７単体として実施することも可能である。このとき、Ｘ線検出モジュール１７７は、図３に示す構造を有する。Ｘ線検出装置単体またはＸ線検出モジュール１７７単体において、Ｘ線光子弁別機能は、図６に示すフローチャートに準ずる。以上のことから、Ｘ線検出装置およびＸ線検出モジュール１７７によれば、核医学診断装置に関する技術の延長上ではないＸ線回折現象を用いて、単光子検出技術を提供することができる。
　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。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。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ともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１００…架台部、１０１…回転リング、１０３…回転駆動部、１０５…Ｘ線発生部、１０７…Ｘ線検出部、１０９…計数部、１１１…スリップリング、１１３…非接触データ伝送部、１７７…Ｘ線検出モジュール、２００…記憶部、３００…再構成部、４００…表示部、５００…入力部、６００…制御部、１０９１…カウンタ、１０９３…加算器、１７７１…コリメータ、１７７３…回折体、１７７５…Ｘ線検出素子、１７７７…Ｘ線検出素子群、１７７９…中心素子

Claims (8)

  1. 　Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
    　前記Ｘ線発生部により発生されたＸ線を複数のエネルギー幅ごとに検出する複数のＸ線検出モジュールを有するＸ線検出部と、
    　前記Ｘ線検出部からの出力に基づいて、前記エネルギー幅ごとに前記Ｘ線に由来するフォトン数を計数する計数部と、
    　前記計数部からの出力に基づいて医用画像を再構成する再構成部とを具備し、
    　前記Ｘ線検出モジュール各々は、
    　前記Ｘ線をコリメートするコリメータと、
    　前記コリメータの背面から所定距離隔てて設けられた複数のＸ線検出素子と、
    　前記コリメータの背面側に設けられ、前記Ｘ線のエネルギーに応じた角度で前記Ｘ線を回折する回折体とを有するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記回折体は、結晶粉末である請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記回折体は、金属である請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記複数のＸ線検出素子における列の長さは、前記コリメータの口径より長い請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記再構成部は、前記エネルギー幅各々に対応するカウント数に基づいて、前記エネルギー幅各々に対応する前記医用画像を再構成する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　前記計数部は、
    　前記複数のＸ線検出素子にそれぞれ接続され、前記フォトン数をカウントする複数のカウンタと、
    　前記複数のカウンタから出力された複数のカウント数のうち、前記複数のＸ線検出モジュール各々において前記コリメータの開口中心に対向する位置を中心とする同一半径に位置する複数のＸ線検出素子にそれぞれ対応する複数のカウント数を加算する加算器とを有する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 　Ｘ線を複数のエネルギー幅ごとに検出する複数のＸ線検出モジュールを具備し、
    　前記Ｘ線検出モジュールのうち少なくとも一つは、
    　前記Ｘ線をコリメートするコリメータと、
    　前記コリメータの背面から所定距離隔てて設けられた複数のＸ線検出素子と、
    　前記コリメータの背面側に設けられ、前記Ｘ線のエネルギーに応じた角度で前記Ｘ線を回折する回折体とを有するＸ線検出装置。
  8. 　Ｘ線をコリメートするコリメータと、
    　前記コリメータの背面から所定距離隔てて設けられた複数のＸ線検出素子と、
    　前記コリメータの背面側に設けられ、前記Ｘ線のエネルギーに応じた角度で前記Ｘ線を回折する回折体と、
    　を具備するＸ線検出モジュール。
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