JP6049399B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Description

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つの係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係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、結果として係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。

上記係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し、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こと、を特徴とする。

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とが搭載されている。

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１７７３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１７７３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位置例を示している。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考背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、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 (5)

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し、
   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こと、
   を特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記回折体は、結晶粉末であること、
   を特徴とする請求項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、金属であること、
   を特徴とする請求項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こと、
   を特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の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こと、
   を特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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