特許 6301138 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびフォトンカウンティングプログラム

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6301138

(24)【登録日】2018年3月9日

(45)【発行日】2018年3月28日

(54)【発明の名称】Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびフォトンカウンティングプログラム

(51)【国際特許分類】

   A61B 6/03 20060101AFI20180319BHJP

【ＦＩ】

   A61B6/03 320Q

   A61B6/03 350H

【請求項の数】6

【全頁数】14

(21)【出願番号】特願2014-9879(P2014-9879)

(22)【出願日】2014年1月22日

(65)【公開番号】特開2014-176620(P2014-176620A)

(43)【公開日】2014年9月25日

【審査請求日】2016年12月15日

(31)【優先権主張番号】特願2013-24742(P2013-24742)

(32)【優先日】2013年2月12日

(33)【優先権主張国】JP

(73)【特許権者】

【識別番号】594164542

【氏名又は名称】キヤノンメディカルシステムズ株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】100108855

【弁理士】

【氏名又は名称】蔵田 昌俊

(74)【代理人】

【識別番号】100109830

【弁理士】

【氏名又は名称】福原 淑弘

(74)【代理人】

【識別番号】100103034

【弁理士】

【氏名又は名称】野河 信久

(74)【代理人】

【識別番号】100075672

【弁理士】

【氏名又は名称】峰 隆司

(74)【代理人】

【識別番号】100153051

【弁理士】

【氏名又は名称】河野 直樹

(74)【代理人】

【識別番号】100140176

【弁理士】

【氏名又は名称】砂川 克

(74)【代理人】

【識別番号】100158805

【弁理士】

【氏名又は名称】井関 守三

(74)【代理人】

【識別番号】100179062

【弁理士】

【氏名又は名称】井上 正

(74)【代理人】

【識別番号】100124394

【弁理士】

【氏名又は名称】佐藤 立志

(74)【代理人】

【識別番号】100112807

【弁理士】

【氏名又は名称】岡田 貴志

(74)【代理人】

【識別番号】100111073

【弁理士】

【氏名又は名称】堀内 美保子

(72)【発明者】

【氏名】勅使川原 学

【審査官】 田中 洋行

(56)【参考文献】

【文献】 特表２０１１−５１５６７６（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００３−０４３１４９（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１２−０１３５６３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許第０６１６０２５９（ＵＳ，Ａ）

【文献】 H.Zhu, et al.，A Weighted Least Squares Reconstruction Method for PET Data Using Nonlinear Anisotropic Diffusion Regularization，Engineering in Medicine and Biology 27th Annual Conference，米国，IEEE，２００６年 ４月１０日，pp.1794-1797

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ６／００ − ６／１４

Ｇ０１Ｔ １／２０ − １／２４

Ｇ０６Ｔ １／００

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

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、被検体を透過した複数のＸ線フォトンの入射によりシンチレーション光を発生するシンチレータと、前記シンチレータの背面に設けられた光検出素子とを有するＸ線検出部と、
前記光検出素子からの出力信号に基づいて、前記シンチレータへ入射した複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値を検出する波高値検出部と、
前記複数の波高値各々を検出した時刻と前記複数の波高値とに基づいて、前記複数のＸ線フォトン各々による前記シンチレーション光の減衰特性と前記光検出素子の出力低下特性とを決定する特性決定部と、
前記減衰特性と前記出力低下特性とに従って、前記検出された複数の波高値を補正する波高値補正部と、
前記補正された複数の波高値にそれぞれ対応するＸ線フォトン数をカウントするカウンタと、
前記カウンタ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、
を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。

【請求項2】

前記特性決定部は、前記時刻と前記時刻の直前に前記波高値を検出した時刻との時間間隔と前記複数の波高値とに基づいて、前記減衰特性と前記出力低下特性とを決定する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

【請求項3】

前記出力低下特性は、前記光検出素子の出力可能な最大値に対する前記複数の波高値各々の割合の低下の程度を示す特性である請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

【請求項4】

前記出力低下特性は、前記光検出素子の再充電による前記出力信号の低下の程度を示す特性である請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

【請求項5】

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、被検体を透過した複数のＸ線フォトンの入射によりシンチレーション光を発生するシンチレータと、前記シンチレータの背面に設けられた光検出素子とを有するＸ線検出部と、
前記光検出素子からの出力信号に基づいて、前記シンチレータへ入射した複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値を検出する波高値検出部と、
前記光検出素子における光電変換素子の種類に応じて前記光検出素子の出力低下特性を決定し、前記複数の波高値各々を検出した時刻と前記複数の波高値とに基づいて前記複数のＸ線フォトン各々による前記シンチレーション光の減衰特性を決定する特性決定部と、
前記減衰特性と前記出力低下特性とに従って、前記検出された複数の波高値を補正する波高値補正部と、
前記補正された複数の波高値にそれぞれ対応するＸ線フォトン数をカウントするカウンタと、
前記カウンタ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、
を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。

【請求項6】

コンピュータに、
シンチレータへ入射した複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値を記憶させ、
前記複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値各々を検出した時刻と前記複数の波高値とに基づいて、前記複数のＸ線フォトン各々によるシンチレーション光の減衰特性と光検出素子の出力低下特性とを決定させ、
前記減衰特性と前記出力低下特性とに従って、前記検出された複数の波高値を補正させ、
前記補正された複数の波高値にそれぞれ対応するＸ線フォトン数をカウントさせること、
を具備するフォトンカウンティングプログラム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

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およびフォトンカウンティングプログラムに関する。

【背景技術】

【0002】

Ｘ線検出器からの出力によるＸ線のフォトン数に基づいて、被検体に関する画像を再構成する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）がある。フォトンカウンティングＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器に求められる性能としては、高い計数率（Ｘ線検出器への入射フォトン数に対する検出フォトン数の割合）がある。高計数率とは、例えば、１ｍｍ＾２あたり１０＾６個程度の計数率である。例えば、Ｘ線検出器として、ＣＺＴ（ＣｄＺｎＴｅ：テルル化亜鉛カドミウム）またはＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）などの半導体検出器が試作されている。半導体検出器は、高計数率を得るために、半導体検出器における複数の半導体素子各々の受光面積を小さくするなどの工夫がなされている。

【0003】

しかしながら、半導体検出器は、Ｘ線フォトンの入射の繰り返しにより、電気的な偏極を引き起こす。これにより、半導体検出器の性能が変化する問題がある。

【0004】

一方、Ｘ線フォトンの他の検出方式として、シンチレータと光検出器とを組み合わせる方式がある。シンチレータと光検出器とを組み合わせる方式においては、半導体検出器のような偏極問題はない。しかしながら、シンチレータの発光時間（典型的には４０×１０^−９ｓ程度）の間に、他のＸ線フォトンによる入射イベントが生じることにより、出力される電気信号が重なる問題がある。加えて、光検出器の充電中に次のＸ線フォトンが入射した場合、出力信号が単独Ｘ線フォトンの入射による出力信号よりも弱まり、結果として適切なエネルギー積分値が得られないという問題がある。これらの問題は、シンチレータと光検出器との組み合わせる方式に特有の問題であり、パイルアップと呼ばれている。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0005】

目的は、パイルアップに関する出力信号から、複数のＸ線フォトン各々のエネルギーに対応する波高値を取得するＸ線コンピュータ断層撮影装置およびフォトンカウンティングプログラムを提供することにある。

【課題を解決するための手段】

【0006】

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、被検体を透過した複数のＸ線フォトンの入射によりシンチレーション光を発生するシンチレータと、前記シンチレータの背面に設けられた光検出素子とを有するＸ線検出部と、前記光検出素子からの出力信号に基づいて、前記シンチレータへ入射した複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値を検出する波高値検出部と、前記複数の波高値各々を検出した時刻と前記複数の波高値とに基づいて、前記複数のＸ線フォトン各々による前記シンチレーション光の減衰特性と前記光検出素子の出力低下特性とを決定する特性決定部と、前記減衰特性と前記出力低下特性とに従って、前記検出された複数の波高値を補正する波高値補正部と、前記補正された複数の波高値にそれぞれ対応するＸ線フォトン数をカウントするカウンタと、前記カウンタ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、を具備する。

【図面の簡単な説明】

【0007】

【図1】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】図２は、本実施形態に係り、データ収集部の構成の一例を示す構成図である。

【図3】図３は、本実施形態に係り、パイルアップの一例を示す図である。

【図4】図４は、本実施形態に係り、光検出素子からの出力における第１、第２波高値と、波高値記憶部に記憶された第１、２波高値と、補正された第２波高値とを示す図である。

【図5】図５は、本実施形態に係り、Ｘ線フォトンのエネルギーに対するカウント数の一例を示す図である。

【図6】図６は、本実施形態に係り、波高値補正処理の手順の一例を示すフローチャートである。

【発明を実施するための形態】

【0008】

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（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）の実施形態について図面を参照しながら説明する。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。

【0009】

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。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、高電圧発生部１０、ガントリ１２、データ記憶部１４、再構成部１６、表示部１８、入力部２０、制御部２２を有する。

【0010】

高電圧発生部１０は、図示していない高電圧電源とフィラメント電流発生器とを有する。高電圧電源は、Ｘ線管１０１の陽極ターゲットと陰極フィラメントとの間に高電圧を印加する。フィラメント電流発生器は、Ｘ線管１０１の陰極フィラメントにフィラメント電流を供給する。

【0011】

ガントリ１２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１０２と、回転軸Ｒを中心として回転自在に回転リング１０２を支持するリング支持機構と、リングの回転を駆動する駆動部１０６とを有する。回転リング１０２には、Ｘ線管１０１と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出部１０３が搭載される。撮影又はスキャンに際しては、ガントリ１２におけるＸ線管１０１とＸ線検出部１０３との間の円筒形の撮影領域１０５内に、被検体が天板１０７に載置され挿入される。Ｘ線検出部１０３の出力側には、データ収集部１０９が接続される。データ収集部１０９により収集されたデータは、非接触データ伝送部１１１を介して、データ記憶部１４に記憶される。

【0012】

Ｘ線管１０１は、高電圧発生部１０からスリップリング１１３を経由して電圧の印加（以下、管電圧と呼ぶ）およびフィラメント電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点１１５からＸ線を放射する。Ｘ線の焦点１１５から放射されたＸ線は、Ｘ線管１０１のＸ線放射窓に取り付けられたコリメータユニット１１７により、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。Ｘ線の放射範囲１１９は、図１において点線で示されている。本実施形態におけるＸ線管１０１は、回転陽極型のＸ線管であるとする。なお、回転陽極型のＸ線管以外の他の型のＸ線管でも本実施形態に適用可能である。以下、高電圧発生部１０とＸ線管１０１とを合わせて、Ｘ線発生部と呼ぶ。なお、本実施形態は、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であるため、以下、Ｘ線発生部で発生されたＸ線のことをＸ線フォトンと呼ぶことにする。

【0013】

Ｘ線検出部１０３は、回転軸Ｒを挟んでＸ線管１０１に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出部１０３は、フォトンカウンティング用の複数のＸ線検出素子を有する。複数のＸ線検出素子は、２次元状に配列される。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。Ｘ線検出素子の配列方向のうち、回転軸Ｒ平行な方向をＸ軸とし、回転軸ＲおよびＸ軸に直角な方向をＹ軸とする。チャンネルナンバおよびＸ線検出素子のナンバは、例えば、Ｘ軸およびＹ軸の座標（以下、ＸＹ座標と呼ぶ）により規定される。複数のＸ線検出素子各々は、シンチレータと光検出素子とを有する。光検出素子の前面には、シンチレータが配置される。すなわち、光検出素子は、シンチレータの背面に設けられる。Ｘ線管１０１により発生され、被検体を透過したＸ線フォトンは、シンチレータに入射する。シンチレータは、Ｘ線フォトンの入射によりシンチレーション光を発生する。シンチレーション光は、シンチレータ固有の時間（例えば４０×１０^−９ｓ）に亘って発光する。より詳細には、シンチレータは、Ｘ線フォトンのエネルギーに応じた複数のシンチレーションフォトンを発生する。

【0014】

光検出素子は、シンチレーションフォトンに基づいて電荷を発生する。光検出素子は、図示していない光電変換素子と、読み出し回路と、オペアンプとを有する。光電変換素子は、光を電荷に変換する素子である。具体的には、光電変換素子は、例えば、フォトダイオードまたは光電子増倍管（Ｐｈｏｔｏ Ｍｕｌｔｉｐｌｙｅｒ Ｔｕｂｅ：以下、ＰＭＴと呼ぶ）などである。

【0015】

以下、説明を簡単にするために、光電変換素子は、フォトダイオードであるものとする。なお、光電変換素子がＰＭＴである場合については、後ほど説明する。フォトダイオードは、ｐ型層とｎ型層と光吸収層とを有する。フォトダイオードの光吸収層にシンチレーションフォトンが入射すると、光吸収層は、電子−正孔対を発生する。フォトダイオードに予めかけられた電圧（内部電圧）により、正孔はｐ型層側に、電子はｎ型層側にドリフトする。以下、電子が光吸収層内をドリフトする速度をドリフト速度と呼ぶ。なお、ドリフト速度は、光吸収層内をドリフトする正孔の速度であってもよい。これにより、シンチレーションフォトンにより発生された電荷は、フォトダイオードに接続されたコンデンサに蓄積される。コンデンサには、後述する読み出し回路が接続される。

【0016】

ＰＭＴは、光電面と電子増倍部と陽極とを有する。光電面は、入射したシンチレーション光により、光電子を発生する。電子増倍部は、発生した光電子を増倍し、複数の電子を発生する。陽極は、複数の電子を蓄積するコンデンサに接続される。コンデンサは、読み出し回路に接続される。複数の電子が電流として読み出される。なお、ＰＭＴは、シリコンを材料としたシリコンＰＭＴであってもよい。

【0017】

読み出し回路は、コンデンサに蓄積された電荷を所定周期（例えば、１０^−１２秒）で読み出す。読み出し回路は、読み出した電荷を、後述するオペアンプに出力する。オペアンプは、読み出した電荷を電圧信号に変換する。オペアンプは、電圧信号を後述するデータ収集部１０９の波高値検出部に出力信号として出力する。

【0018】

データ収集部１０９は、図２に示すように、波高値検出部１２０、波高値記憶部１２２、特性決定部１２４、波高値補正部１２６、アナログディジタルコンバータ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：以下、ＡＤＣと呼ぶ）１２８、カウンタ１３０を有する。

【0019】

波高値検出部１２０は、光検出素子１０４からの出力信号に基づいて、シンチレータへ入射した複数のＸ線フォトンにそれぞれ対応する複数の波高値を検出する。具体的には、波高値検出部１２０は、オペアンプから電圧信号が入力されるごとに、入力された電圧信号から直前に入力された電圧信号を差分した差分値を計算する。波高値検出部１２０は、差分値が正から負に転じたとき（以下、極大時刻と呼ぶ）、入力された電圧信号を後述する波高値記憶部１２２に出力する。波高値検出部１２０は、Ｘ線フォトンが検出された時刻として、極大時刻を後述する特性決定部１２４に出力する。波高値検出部１２０は、差分値が負で、かつ所定の閾値を下回った場合、波高値記憶部１２２に記憶された波高値をリセットするためのリセット信号を、波高値記憶部１２２に出力する。なお、波高値検出部１２０は、差分値が閾値を超えた際の電圧信号を、波高値記憶部１２２に出力してもよい。

【0020】

波高値記憶部１２２は、波高値検出部１２０で検出された複数の波高値を記憶する。波高値記憶部１２２に記憶された複数の波高値のうち２番目以降の波高値を、後述する波高値補正部１２６に出力する。なお、波高値検出部１２０と波高値記憶部１２２との機能は、複数のピークホールド回路で代用することも可能である。この時、ピークホールド回路各々は、一旦波高値を記憶すると、リセット信号が得られるまで波高値を記憶する。すなわち、ピークホールド回路の数は、記憶される波高値の数に対応する。なお、波高値記憶部１２２は、差分値が閾値を超えた際の電圧信号を記憶してもよい。

【0021】

以下、説明を簡単にするため、波高値記憶部１２２は、出力信号における２つの波高値（以下、第１、第２波高値と呼ぶ）を記憶するものとする。第１波高値は、シンチレータに入射した第１Ｘ線フォトンに対応する波高値である。第２波高値は、第１Ｘ線フォトンによるシンチレーション光が減衰している間に、シンチレータへ入射した第２Ｘ線フォトンに対応する波高値である。すなわち、第１波高値と第２波高値とは、パイルアップに関する出力信号に基づいて検出された波高値である。なお、波高値記憶部１２２は、パイルアップ発生時において、複数の波高値を記憶することも可能である。

【0022】

以下、パイルアップに伴う光検出素子１０４からの出力信号について詳述する。シンチレーション光の減衰期間にシンチレータに新たにＸ線フォトンが入射した場合、光電変換素子のコンデンサに蓄積される電荷量は、以前にシンチレータに入射した第１Ｘ線フォトンに関する電荷と、シンチレーション光の減衰期間に新たにシンチレータに入射した第２Ｘ線フォトンに関する電荷との和となる。これにより、オペアンプから出力される出力信号は、第１Ｘ線フォトンと第２Ｘ線フォトンとに由来する出力信号の和となる。以下、シンチレーション光の減衰期間による第１、第２Ｘ線フォトンによる出力信号の重なりのうち、第１Ｘ線フォトンによるシンチレーション光の減衰による出力信号の減衰特性を、シンチレーション光の減衰特性と呼ぶ。

【0023】

具体的には、シンチレーション光の減衰特性は、例えば、第１Ｘ線フォトンを検出した時刻（以下、第１検出時刻と呼ぶ）ｔ_１と第２Ｘ線フォトンを検出した時刻（以下、第２検出時刻と呼ぶ）ｔ_２との間の時間（ｔ_２−ｔ_１）の関数ｆ（ｔ_２−ｔ_１）として定義される。関数ｆは、シンチレーション光の減衰を表す関数である。

【0024】

なお、シンチレーション光の減衰期間に複数のＸ線フォトンがシンチレータに入射する場合、シンチレーション光の減衰特性は、例えば、以下のように定義される。ｎ番目にシンチレータに入射したＸ線フォトンの検出時刻をｔ_ｎ、ｎ番目のシンチレーション光の減衰期間に（ｎ＋１）番目にシンチレータに入射したＸ線フォトンの検出時刻をｔ_ｎ＋１とすると、シンチレーション光の減衰特性は、関数ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）となる。

【0025】

シンチレーション光の減衰特性を示す関数ｆの具体的な形は、例えば以下のように定義される。シンチレータにおいてシンチレーション成分が１成分である場合、関数ｆは、例えば、
ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）＝α×ｅｘｐ｛−（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）×β｝＋γ
で定義される。上式において、α、β、γは、シンチレータに固有の定数である。シンチレーション成分は、シンチレーション光の減衰特性を弁別する減衰時定数に対応する。シンチレーション成分すなわち減衰時定数が異なると、異なる減衰特性を示す。上式において、減衰時定数は、１／βである。

【0026】

シンチレーション成分が２成分である場合、関数ｆは、例えば、
ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）＝α_１×ｅｘｐ｛−（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）×β_１｝＋γ_１
＋α_２×ｅｘｐ｛−（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）×β_２｝＋γ_２
で定義される。ここで、α_１、β_１、γ_１、α_２、β_２、γ_２は、シンチレータに固有の定数である。なお、上式における減衰時定数は、１／β_１および１／β_２である。

【0027】

一般的に、シンチレーション成分がｍ成分である場合、関数ｆは、例えば、
ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）＝Σ［α_ｉ×ｅｘｐ｛−（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）×β_ｉ｝＋γ_ｉ］
で定義される。ここで、和記号Σは、ｉ＝１からｉ＝ｍまでの和となる。また、α_ｉ、β_ｉ、γ_ｉは、シンチレータに固有の定数である。なお、上式における減衰時定数は、１／β_ｉであり、ｍ個の成分がある。

【0028】

図３は、パイルアップの一例を示す図である。図３に示すように、シンチレーション光が十分に減衰しない時点ａで、次のＸ線フォトンがシンチレータに入射ｂしたため、光検出素子からの出力は、出力信号の重なりで増大している。

【0029】

加えて、パイルアップが発生すると、第２Ｘ線フォトンに起因する電荷量は、パイルアップが発生していない時に発生される電荷量に比べて減少する。これにより、光検出素子１０４から出力される出力信号の波高値が減少する。波高値の減少の理由を、光検出素子１０４における光電変換素子としてフォトダイオードを例にとり説明する。なお、光電変換素子がＰＭＴの場合、パイルアップによる波高値の減少については、後ほど詳述する。

【0030】

フォトダイオードにおけるｐ型層とｎ型層との間の距離を電子のドリフト速度で除した値（以下、ドリフト時間と呼ぶ）の間に、第２Ｘ線フォトンに由来するシンチレーション光がフォトダイオードに入射すると、新たに電子−正孔対が発生する。ドリフト速度で移動中の電子が新たに発生された正孔と衝突すると、対消滅する。これにより、本来ｎ型層側に移動し蓄積される電荷が減少する。蓄積される電荷の減少により、出力信号の波高値が減少する。

【0031】

光電変換素子がＰＭＴの場合、パイルアップによる波高値の減少は、以下のようにして発生する。ＰＭＴに蓄積された電荷の読み出し期間において、コンデンサの電圧は、所定のベースラインより下方に低下する。低下したコンデンサの電圧は、所定時間に亘って再充電されることにより、所定のベースラインまで回復する。所定時間内に第２Ｘ線フォトンに起因する電荷がコンデンサに充電されると、低下したコンデンサの電圧はベースラインまで回復していないため、結果として出力信号における波高値は減少する。

【0032】

以下、ドリフト時間と所定時間とをまとめて出力低下期間と呼ぶ。第１Ｘ線フォトンのシンチレータへの入射により生じた出力低下期間に、第２Ｘ線フォトンがシンチレータに入射することによりパイルアップが生じた場合、光検出素子からの出力信号における第２Ｘ線フォトンに関する波高値の低下の程度を示す特性を出力低下特性と呼ぶ。

【0033】

出力低下特性は、具体的には、以下のようにして定義される。第１Ｘ線フォトンに対応する波高値をＢ_１、光検出素子１０４から出力可能な信号の最大値をＢ_ｍａｘとする。出力低下特性は、第１検出時刻ｔ_１と第２検出時刻ｔ_２との間の時間間隔（ｔ_２−ｔ_１）と、Ｂ_ｍａｘに対するＢ_１の割合（Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）とを用いた関数ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）により定義される。すなわち、関数ｇは、光検出素子の出力低下特性（不感特性）を反映する関数である。関数ｇの具体的な形は、例えば、ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）＝（Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）×ｅｘｐ（（ｔ_２−ｔ_１）／Ｔ）である。ここで、Ｔは、出力低下期間である。光検出素子の出力低下特性を示す上記関数ｇの形は、一般的に光検出素子１０４における光電変換素子、読み出し回路、オペアンプに関する回路に依存する。このため、関数ｇの形は、上記関数形に限定されない。

【0034】

出力低下期間に複数のＸ線フォトンがシンチレータに入射する場合、出力低下特性は、例えば、以下のように定義される。ｎ番目にシンチレータに入射したＸ線フォトンの検出時刻および波高値をそれぞれｔ_ｎ、Ｂ_ｎ、ｎ番目の出力低下期間に（ｎ＋１）番目にシンチレータに入射したＸ線フォトンの検出時刻をｔ_ｎ＋１とすると、出力低下特性は、関数ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ）となる。具体的には、ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ）＝（Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ）×ｅｘｐ（（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）／Ｔ）である。光検出素子の出力低下特性を示す上記関数ｇの形は、一般的に光検出素子１０４における光電変換素子、読み出し回路、オペアンプに関する回路に依存する。このため、関数ｇの形は、上記関数形に限定されない。

【0035】

特性決定部１２４は、複数の波高値各々を検出した時刻と波高値記憶部１２２に記憶された複数の波高値とに基づいて、複数のＸ線フォトン各々によるシンチレーション光の減衰特性と、光検出素子１０４の出力低下特性とを決定する。特性決定部１２４は、決定した減衰特性と出力低下特性とを、後述する波高値補正部１２６に出力する。

【0036】

具体的には、特性決定部１２４は、第１、第２時刻に対する減衰特性を示す値（以下、減衰割合と呼ぶ）、すなわち関数ｆの値の第１対応表を記憶する。減衰割合は、例えば、第１波高値Ｂ_１に対する第１検出時刻と第２検出時刻との間の時間に第１Ｘ線フォトンに関する出力信号が低減する割合を示す。特性決定部１２４は、第１、第２時刻と第１対応表とに基づいて、減衰割合を決定する。

【0037】

特性決定部１２４は、第１、第２時刻および第１波高値に対する出力低下特性を示す値（以下、出力低下割合と呼ぶ）、すなわち関数ｇの値の第２対応表を記憶する。出力低下割合は、光検出素子１０４から出力可能な信号の最大値に対する第１波高値の割合が、出力低下期間を基準として第１検出時刻と第２検出時刻との間の時間に低下する割合を示す。特性決定部１２４は、第１、第２時刻、第１波高値と第２対応表とに基づいて、出力低下割合を決定する。なお、出力低下割合は、光電変換素子の種類に応じて適宜予め設定されてもよい。

【0038】

波高値補正部１２６は、特性決定部１２４において決定された減衰特性（減衰割合）ｆ（ｔ_２−ｔ_１）と、出力低下特性（出力低下割合）ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）と第１波高値Ｂ_１とを用いて、第２波高値Ｂ_２を補正する。補正された第２波高値Ａ_２と減衰割合ｆ（ｔ_２−ｔ_１）、出力低下割合ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）、第１波高値Ｂ_１、第２波高値Ｂ_２との関係は、例えば、Ａ_２＝Ｂ_２／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））−Ｂ_１×ｆ（ｔ_２−ｔ_１）として与えられる。

【0039】

補正された第２波高値Ａ_２をより具体的に説明すると、Ａ_２は、（Ｂ_２−Ｂ_１×ｆ（ｔ_２−ｔ_１））／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））で与えられてもよい。すなわち、補正された第２波高値Ａ_２は、以下の式で与えられる。
Ａ_２＝（Ｂ_２−Ｂ_１×ｆ（ｔ_２−ｔ_１））／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））
＝Ｂ_２／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））
−Ｂ_１×ｆ（ｔ_２−ｔ_１）／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））
となる。上式第１項は、図４の（ａ）において、波高値Ｂ_２をパイルアップによる出力低下量ａだけ持ち上げることに対応する。また、上式第２項は、図４の（ａ）において、波高値Ｂ_１に関するシンチレーション光の減衰による出力の増加量ｂを示している。

【0040】

具体的には、波高値補正部１２６は、減衰割合ｆ（ｔ_２−ｔ_１）、出力低下割合ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）、第１、第２波高値と補正された第２波高値Ａ_２との第３の対応表を記憶する。波高値補正部１２６は、減衰割合ｆ（ｔ_２−ｔ_１）、出力低下割合ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ）、第１、第２波高値と第３の対応表とを用いて、補正された第２波高値Ａ_２を決定する。波高値補正部１２６は、補正した第２波高値Ａ_２を後述するＡＤＣ１２８に出力する。

【0041】

パイルアップが複数のＸ線フォトンに起因する場合、波高値補正部１２６は、特性決定部１２４において決定された減衰特性（減衰割合）ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）と、出力低下特性（出力低下割合）ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ）と波高値Ｂ_ｎとを用いて、波高値Ｂ_ｎ＋１を補正する。補正された波高値Ａ_ｎ＋１と減衰割合ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）、出力低下割合ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ）、波高値Ｂ_ｎ、Ｂ_ｎ＋１との関係は、例えば、Ａ_ｎ＋１＝Ｂ_ｎ＋１／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））−Ｂ_ｎ×ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）として与えられる。

【0042】

補正された波高値Ａ_ｎ＋１をより具体的に説明すると、Ａ_ｎ＋１は、（Ｂ_ｎ＋１−Ｂ_ｎ×ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ））／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））で与えられてもよい。すなわち、補正された波高値Ａ_ｎ＋１は、以下の式で与えられる。
Ａ_ｎ＋１＝（Ｂ_ｎ＋１−Ｂ_ｎ×ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ））／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））
＝Ｂ_ｎ＋１／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））
−Ｂ_ｎ×ｆ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ）／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））
となる。上式第１項は、波高値Ｂ_ｎ＋１をパイルアップによる出力低下量だけ持ち上げることに対応する。また、上式第２項は、波高値Ｂ_ｎに関するシンチレーション光の減衰による出力の増加量を示している。なお、Ｂ_ｎ＋１に関するパイルアップがＢ_ｎに影響し、かつＢ_ｎ−１に関するパイルアップがＢ_ｎに影響しない場合、Ｂ_ｎを補正した波高値Ａ_ｎは、Ｂ_ｎ／（１−ｇ（ｔ_ｎ＋１−ｔ_ｎ、Ｂ_ｎ／Ｂ_ｍａｘ））となる。

【0043】

図４は、光検出素子からの出力における第１、第２波高値と、波高値記憶部１２２に記憶された第１、２波高値と、補正された第２波高値とを示す図である。第１検出時刻ｔ_１で第１波高値Ｂ_１が検出され、波高値記憶部１２２に記憶される。第２検出時刻ｔ_２で第２波高値Ｂ_２が検出され、波高値記憶部１２２に記憶される。図４のａは、パイルアップによる出力低下量を示している。出力低下量ａは、Ｂ_２／（１−ｇ（ｔ_２−ｔ_１、Ｂ_１／Ｂ_ｍａｘ））−Ｂ_２である。図４のｂは、ｔ_２におけるＢ_１に関するシンチレーション光の減衰による波高値の増加量であって、Ｂ_１×ｆ（ｔ_２−ｔ_１）を示している。これらにより、補正された第２波高値Ａ_２が決定される。

【0044】

ＡＤＣ１２８は、第１波高値、補正された波高値をディジタル信号（パルス）に変換する。カウンタ１３０は、第１波高値、補正された波高値にそれぞれ対応するＸ線フォトン数をカウントする。カウンタ１３０は、カウントしたＸ線フォトン数を、補正された波高値に対応するＸ線フォトンのエネルギー、Ｘ線検出素子のＸＹ座標、ビュー角と対応付けられて、非接触データ伝送部１１１を介してデータ記憶部１４に出力される。なお、Ｘ線フォトンのエネルギーの代わりに、複数のエネルギー領域（ｅｎｅｒｇｙ ｂｉｎ）であってもよい。この時、複数のエネルギー領域各々に含まれる複数のカウント数は加算される。

【0045】

図５は、あるビュー角に位置する一つのＸ線検出素子において、Ｘ線フォトンのエネルギーに対するカウント数の一例を示す図である。図５の横軸は、第１乃至第４のエネルギー領域に分けられている。例えば、第２のエネルギー領域におけるカウント数は、図５の斜線内のカウント数の合計となる。すなわち、エネルギー領域が４種類の場合、データ収集部１０９は、あるビュー角における一つのＸ線検出素子の出力から、４種類のカウント数によるデータを収集する事ができる。なお、エネルギー領域は、４つに限定されず任意の個数であってもよい。

【0046】

データ記憶部１４は、ビュー角、Ｘ線検出素子のＸＹ座標、Ｘ線フォトンのエネルギー、カウント数からなるリストモードデータを記憶する。なお、データ記憶部１４は、Ｘ線フォトンのエネルギーごとのビュー角、チャンネル番号、カウント数からなるサイノグラムデータを記憶してもよい。

【0047】

再構成部１６は、データ記憶部１４に記憶された被検体の周囲一周に亘るリストモードデータセット、またはサイノグラムデータセットに基づいて、医用画像を再構成する。また、再構成部１６は、Ｘ線フォトンのエネルギーに応じた複数の医用画像を再構成することができる。例えば、エネルギー領域が４種類の場合、再構成部１６は、被検体の周囲一周に亘るリストモードデータセット、またはサイノグラムデータセットに基づいて、４枚の医用画像を再構成することができる。

【0048】

表示部１８は、再構成部１６で再構成された画像、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。

【0049】

入力部２０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２０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２０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２０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２２に出力する。なお、入力部２０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２０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２２に出力する。

【0050】

制御部２２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２２は、図示していないＣＰＵとメモリとを備える。制御部２２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および架台部と、高電圧発生部１０を制御する。具体的には、制御部２２は、入力部２０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２２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、寝台部及び架台部と、高電圧発生部１０を制御する。制御部２２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、図示していない記憶部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。

【0051】

（波高値補正機能）
波高値補正機能とは、複数の波高値各々を検出した時刻と複数の波高値とに基づいて決定された減衰特性と出力低下特性とに従って、複数の波高値を補正する機能である。以下、波高値補正機能に従う処理（以下、波高値補正処理と呼ぶ）を説明する。

【0052】

図６は、波高値補正処理の手順の一例を示すフローチャートである。
光検出素子１０４からの出力信号に基づいて、複数の波高値が検出される（ステップＳ１）。複数の波高値各々を検出した時刻が、特性決定部１２４に出力される。複数の波高値各々を検出した時刻と複数の波高値とに基づいて、減衰特性と出力低下特性とが決定される（ステップＳ２）。決定された減衰特性と出力低下特性とに従って、複数の波高値各々が補正される（ステップＳ３）。補正された複数の波高値それぞれに対応するＸ線フォトン数がカウントされる（ステップＳ４）。

【0053】

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、複数のＸ線フォトンにより発生したパイルアップに関する出力信号に対して、Ｘ線フォトン各々を区別し、かつＸ線フォトン各々のエネルギーを算出するために、Ｘ線フォトン各々に関する波高値を補正することができる。すなわち、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、複数の波高値各々を検出した時刻と複数の波高値とに基づいて、シンチレーション光の減衰特性を決定することができる。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、複数の波高値各々を検出した時刻と複数の波高値とに基づいて、光検出素子１０４の出力低下特性を決定することができる。本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、決定された減衰特性と出力低下特性とに従って、パイルアップに寄与した複数の波高値各々を、関連するＸ線フォトンのエネルギーに対応する波高値に補正することができる。

【0054】

以上のことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、パイルアップに関する出力信号に対して、パイルアップに寄与したＸ線フォトンに関するカウント数を利用することができる。これにより、シンチレータに光検出素子１０４を組み合わせた構成においても、高計数率を確保することができる。

【0055】

なお、各実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。

【0056】

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。

【符号の説明】

【0057】

１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１０…高電圧発生部、１２…ガントリ、１４…データ記憶部、１６…再構成部、１８…表示部、２０…入力部、２２…制御部、１０１…Ｘ線管、１０２…回転リング、１０３…Ｘ線検出部、１０４…光検出素子、１０５…撮影領域、１０６…駆動部、１０７…天板、１０９…データ収集部、１１１…非接触データ伝送部、１１３…スリップリング、１１５…Ｘ線の焦点、１１７…コリメータユニット、１１９…Ｘ線の放射範囲、１２０…波高値検出部、１２２…波高値記憶部、１２４…特性決定部、１２６…波高値補正部、１２８…アナログディジタルコンバータ（ＡＤＣ）、１３０…カウンタ

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】