特許 6605211 光子検出装置及び放射線分析装置

(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】6605211

(24)【登録日】2019年10月25日

(45)【発行日】2019年11月13日

(54)【発明の名称】光子検出装置及び放射線分析装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 6/03 20060101AFI20191031BHJP

   G01T 1/161 20060101ALI20191031BHJP

   G01T 7/00 20060101ALI20191031BHJP

   H01L 31/08 20060101ALI20191031BHJP

   H01L 31/107 20060101ALI20191031BHJP

【ＦＩ】

   A61B6/03 320R

   A61B6/03 373

   G01T1/161 C

   G01T7/00 A

   H01L31/00 A

   H01L31/10 B

【請求項の数】3

【全頁数】11

(21)【出願番号】特願2015-56459(P2015-56459)

(22)【出願日】2015年3月19日

(65)【公開番号】特開2016-174687(P2016-174687A)

(43)【公開日】2016年10月6日

【審査請求日】2017年11月22日

【前置審査】

(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】110002147

【氏名又は名称】特許業務法人酒井国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】木村 俊介

(72)【発明者】

【氏名】舟木 英之

【審査官】 原 俊文

(56)【参考文献】

【文献】 米国特許出願公開第２０１２／０３１８９８９（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特開２０１４−１３０８９２（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００８−０４２１８０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００７−０９６０６７（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平１１−２６４８４４（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ６／００−６／１４

Ｇ０１Ｔ １／００−７／１２

Ｈ０１Ｌ ３１／００−３１／０２３２

Ｈ０１Ｌ ３１／０８−３１／１１９

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

入射された光子に応じて光電変換を行い、光子数に応じた電流を出力する光電変換部と、
前記光電変換部に電圧を供給する電圧供給部と、
前記光電変換部のカソードの電位変動を検知する電位変動検知部と、
前記電位変動検知部が検知した電位変動に応じて、前記光電変換部のカソードとアノードとの電位差の変動を抑えるように前記光電変換部のアノードの電位を調整しつつ、前記光電変換部が出力した電流を外部へ出力する調整部と、
を有する光子検出装置。

【請求項2】

前記光電変換部は、
１つ以上のアバランシェフォトダイオードを有する
請求項１に記載の光子検出装置。

【請求項3】

放射線源と、
前記放射線源が放射した放射線に起因する光子を検出する請求項２に記載の光子検出装置と、
を有する放射線分析装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明の実施形態は、光子検出装置及び放射線分析装置に関する。

【背景技術】

【0002】

Ｘ線ＣＴなどの高線量下（高計数下）におけるフォトンカウンティング方式の放射線検出では、放射線光子のエネルギーを正確に求めるために、検出器の光電変換利得を一定にして計測を行う必要がある。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【特許文献1】特開平４−２７８７３８号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

しかしながら、放射線光子の光源の高計数化により、光子入射に起因した検出器の電流出力に伴って、電源ノードに充電されている電荷が引き抜かれ、検出器の電源電圧が変動してしまうという問題があった。本発明が解決しようとする課題は、光電変換利得の変動を抑制して光子を検出することを可能にする光子検出装置及び放射線分析装置を提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0005】

実施形態の光子検出装置は、光電変換部と、電圧供給部と、電位変動検知部と、調整部とを有する。光電変換部は、入射された光子に応じて光電変換を行い、光子数に応じた電流を出力する。電圧供給部は、光電変換部に電圧を供給する。電位変動検知部は、光電変換部のカソードの電位変動を検知する。調整部は、電位変動検知部が検知した電位変動に応じて、光電変換部のカソードとアノードとの電位差の変動を抑えるように光電変換部のアノードの電位を調整しつつ、光電変換部が出力した電流を外部へ出力する。

【図面の簡単な説明】

【0006】

【図1】実施形態にかかる光子検出装置の構成を示す構成図。

【図2】実施形態にかかる光子検出装置の具体的な構成例を示す図。

【図3】出力電流、カソード電位及びアノード電位を示すタイミングチャート。

【図4】光子検出装置を有する放射線分析装置の構成例を示す構成図。

【図5】放射線分析装置における光子検出装置の位置を模式的に示した模式図。

【発明を実施するための形態】

【0007】

以下に添付図面を参照して、実施形態にかかる光子検出装置１００について説明する。

【0008】

（実施形態）
図１は、実施形態にかかる光子検出装置１００の構成を示す構成図である。図１に示すように、光子検出装置１００は、光電変換部（光子検出部）１０２、電圧供給部１０４、電位変動検知部１０６及び調整部１０８を有する。

【0009】

光電変換部１０２は、例えばクエンチング抵抗をそれぞれ直列に接続された複数のアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）が二次元に配置されたシリコンフォトマルチプライヤ（ＳｉＰＭ）などである。光電変換部１０２は、例えば入射される光子数に応じた電荷量を示すパルス（フォトンカウンター信号）を生成する光電変換を行い、パルスを組み合わせた電流（信号電流）を出力することにより、光子数の計数（光子の検出）を可能にする。また、光電変換部１０２は、光電子増倍管などキャリア増倍機構を有する他の検出器であってもよい。

【0010】

電圧供給部１０４は、光電変換部１０２に対して所定の電圧を供給する。電位変動検知部１０６は、光電変換部１０２のカソードの電位変動を検知する。調整部１０８は、電位変動検知部１０６が検知した電位変動に応じて、光電変換部１０２のカソードとアノードとの電位差の変動を抑えるように光電変換部１０２のアノードの電位を調整しつつ、光電変換部１０２が出力した信号電流を外部へ出力する。

【0011】

また、光子検出装置１００を用いて放射線を検出する場合、シンチレータなどの蛍光体に放射線を入射し、蛍光体が発生させた光子（フォトン）を光子検出装置１００が検出する。蛍光体が発生させる光子数は、蛍光体に入射される放射線のエネルギーに比例する。従って、蛍光体が発生させる光子数に応じてアバランシェフォトダイオードなどが発生させるパルスを計数することにより、放射線のエネルギーを測定することが可能である。

【0012】

図２は、実施形態にかかる光子検出装置１００ａの具体的な構成例を示す図である。図２に示すように、光子検出装置１００ａは、例えば光電変換部１０２ａ、電圧供給部１０４ａ、電位変動検知部１０６ａ、調整部１０８ａ及び定電流原１０９を有する。

【0013】

光電変換部１０２ａは、１つ以上のアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）１１０と、ＡＰＤ１１０毎に直列に接続されたクエンチング抵抗１１１とを有する。また、光電変換部１０２ａは、カソード（端子）１１２に電圧供給部１０４ａから降伏電圧以上の逆電圧が電源ライン１１４を介して印加されると、入射された光子に応じてパルスを生成する光電変換を行い、アノード（端子）１１３から光子検出結果を示す信号電流を出力する。

【0014】

光電変換部１０２ａは、図２においては１組のＡＰＤ１１０及びクエンチング抵抗１１１を有するように示されているが、複数組のＡＰＤ１１０及びクエンチング抵抗１１１を有するＳｉＰＭとして構成されてもよい。例えば、光電変換部１０２ａは、個別に動作する複数のＡＰＤピクセルが２次元に配列されて並列接続されたフォトンカウンティング・デバイスである。各ＡＰＤピクセルは、光子を検出した場合、入射された光子数にかかわらず所定のパルスを出力する。従って、光電変換部１０２ａは、全ＡＰＤピクセルが出力するパルスの総和となる電流（光子数に相当する電流）を出力する。ここで、光電変換部１０２ａは、光子が入射されたＡＰＤピクセル数を光子数とする。

【0015】

また、光子検出装置１００ａを用いて放射線を検出する場合、シンチレータなどの蛍光体に放射線を入射し、蛍光体が発生させた光子（フォトン）を光子検出装置１００ａが検出する。このように、光電変換部１０２ａは、蛍光体が発生させた光子を検出することによって蛍光体に入射された放射線を間接的に検出する間接検出器を構成可能である。

【0016】

電圧供給部１０４ａは、例えば高電圧レギュレータであり、逆電圧を降伏電圧以上に設定したガイガーモードで光電変換部１０２ａが動作するように、光電変換部１０２ａに対して電圧を印加する。光電変換部１０２ａのカソード電位Ｖ_Ｋは、電圧供給部１０４ａの出力電圧によって決定される。なお、光子検出装置１００ａは、光電変換部１０２ａのカソードとアノードとの電位差が後述するように定義される。

【0017】

そして、光電変換部１０２ａは、入射される光子に起因してパルス（電流Ｉ）を出力するが、カソード端（電源）に充電されている電荷が放電されるため、カソード電位Ｖ_Ｋが電位変動分△Ｖだけ低下する。

【0018】

電位変動検知部１０６ａは、抵抗値がＲ１である抵抗１１５と、抵抗値がＲ２である抵抗１１６とによって構成される抵抗分圧器、及び電圧検出用のアンプ１１７を有する。アンプ１１７には、光電変換部１０２ａのカソードの電圧を抵抗１１５及び抵抗１１６で分圧した検出電圧Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}と、参照電圧Ｖ_ｒｅｆとが入力される。検出電圧Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}は、下式１によって示される。

【0019】

Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}＝Ｖ_Ｋ×Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２） ・・・（１）

【0020】

また、アンプ１１７の利得を（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ２として設定した場合、アンプ１１７の出力電圧（後述するアンプ１１８への入力電圧Ｖ_ｒｅｇ）は、下式２によって示される。

【0021】

Ｖ_ｒｅｇ＝Ｖ_Ｋ−Ｖ_ｒｅｆ ・・・（２）

【0022】

光電変換部１０２ａが入射される光子に起因して電流を出力することにより変動した電源ライン１１４の電位は、抵抗１１５及び抵抗１１６によって分圧される。つまり、カソード電位Ｖ_Ｋが電位変動分△Ｖだけ低下すると、検出電圧Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}は、下式３に示すように変化する。

【0023】

Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}＝（Ｖ_Ｋ−△Ｖ）×Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２） ・・・（３）

【0024】

よって、電位変動分△Ｖは、下式４に示すように、アンプ１１７の出力電圧（後述するアンプ１１８への入力電圧Ｖ_ｒｅｇ）に反映される。

【0025】

Ｖ_ｒｅｇ＝（Ｖ_Ｋ−△Ｖ）−Ｖ_ｒｅｆ ・・・（４）

【0026】

調整部１０８ａは、光電変換部１０２ａのアノードの電位を調整するためのレギュレーション用のアンプ１１８と、トランジスタ１１９とを有する。そして、調整部１０８ａは、アンプ１１８が低インピーダンス入力ノードを有しており、光電変換部１０２ａのアノードの電位を調整しつつ、トランジスタ１１９が光電変換部１０２ａから入力される信号電流を外部に出力する。

【0027】

ここで、光電変換部１０２ａのアノード電位Ｖ_Ａは、アンプ１１８に対する入力電圧Ｖ_ｒｅｇによって決定される。即ち、光電変換部１０２ａのアノード電位Ｖ_Ａと、アンプ１１８に対する入力電圧Ｖ_ｒｅｇとは同電位となる。また、アンプ１１８に対する入力電圧Ｖ_ｒｅｇは、上述したように電位変動検知部１０６ａによって定義されている。

【0028】

図３は、光電変換部１０２ａが入射された光子に起因する電流Ｉを出力した場合のカソード電位Ｖ_Ｋ及びアノード電位Ｖ_Ａを示すタイミングチャートである。光子検出装置１００ａは、光電変換部１０２ａが入射された光子に起因する電流Ｉを出力することにより（図３（ａ）参照）、光電変換部１０２ａのカソード電位Ｖ_Ｋが電位変動分△Ｖだけ変動しても、光電変換部１０２ａのアノード電位Ｖ_Ａも電位変動分△Ｖだけ変動させる（図３（ｂ）参照）。

【0029】

即ち、光子検出装置１００ａは、カソード電位Ｖ_Ｋの変動をトラッキングしながらアノード電位Ｖ_Ａを制御するため、光電変換部１０２ａが入射された光子に起因する電流を出力しても、アノード−カソード間の電位差が変動することを抑制する。光子検出装置１００ａは、アノード−カソード間の電位差が変動することを抑制されると、光電変換部１０２ａの光電変換利得が変動することが抑制され、ＳＮ比を向上させて光子を検出することが可能になる。また、光子検出装置１００ａは、参照電圧Ｖ_ｒｅｆの電位が制御されることにより、アンプ１１８への入力電圧Ｖ_ｒｅｇ（即ちアノード電位Ｖ_Ａ）が制御され、光電変換部１０２ａのアノード−カソード間に印加される電圧が決定される。

【0030】

なお、電位変動検知部１０６ａ及び調整部１０８ａは、デジタル処理を行って光電変換部１０２ａのアノード電位Ｖ_Ａを調整するように構成されてもよい。例えば、電位変動検知部１０６ａは、アンプ１１８への入力電圧Ｖ_ｒｅｇをＡ／Ｄ変換器によってＡ／Ｄ変換して出力してもよい。そして、調整部１０８ａは、ＣＰＵ及びメモリ等を備えて、デジタル値の入力電圧Ｖ_ｒｅｇを用いて、ＣＰＵが光電変換部１０２ａのカソードとアノードとの電位差の変動を抑えるように、光電変換部１０２ａのアノードの電位を調整するステップを含む制御プログラムを実行するように構成されてもよい。この場合、調整部１０８ａは、例えばＤ／Ａ変換器によってアンプ１１８と同様の信号をトランジスタ１１９に対して出力する。

【0031】

（実施例）
次に、放射線検出装置として機能する光子検出装置１００ａを有する放射線分析装置について説明する。図４は、光子検出装置１００ａを有する放射線分析装置の構成例を示す構成図である。図５は、図４に示した放射線分析装置における光子検出装置１００ａの位置を模式的に示した模式図である。放射線分析装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能なＸ線ＣＴ装置である。すなわち、放射線分析装置は、光子検出装置１００ａを備え、フォトンカウンティングによって被検体を透過したＸ線に由来する光子も計数することにより、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。

【0032】

個々の光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴでは、光子のエネルギー値の計測を行なうことにより、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得ることができる。フォトンカウンティングＣＴでは、１種類の管電圧でＸ線を照射することで収集されたデータを複数のエネルギー成分に分けて画像化することができる。

【0033】

図４に示すように、放射線分析装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。

【0034】

架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数する装置であり、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３（光子検出装置１００ａを含む）と、収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。

【0035】

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、後述する架台駆動部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。

【0036】

Ｘ線発生装置（放射線源）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。

【0037】

Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線照射制御部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。

【0038】

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。

【0039】

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。また、放射線分析装置は、撮影条件に応じて切り替えられる複数種類のウェッジ１２ｂを有する。例えば、後述するＸ線照射制御部１１は、撮影条件に応じてウェッジ１２ｂを切り替える。例えば、Ｘ線発生装置１２は、２種類のウェッジを有する。

【0040】

コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部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。

【0041】

Ｘ線照射制御部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線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部１１は、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。

【0042】

また、Ｘ線照射制御部１１は、ウェッジ１２ｂの切り替えを行なう。また、Ｘ線照射制御部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、放射線分析装置は、複数種類のウェッジを、操作者が手動で切り替えるものであってもよい。

【0043】

架台駆動部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。

【0044】

検出器１３は、図５に示した位置に光子検出装置１００ａを備え、Ｘ線が入射するごとに、当該Ｘ線のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。光子検出装置１００ａは、図示しない蛍光体に入射されたＸ線により発生した光子を複数のＡＰＤピクセルによって検出する構成となっている。Ｘ線は、例えば、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線である。放射線分析装置は、演算処理を行なうことで、光子検出装置１００ａが検出した放射線のエネルギー値を計測することができる。

【0045】

収集部１４（図４）は、検出器１３の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。すなわち、収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線が入射するごとに検出器１３が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、検出器１３に入射したＸ線の計数値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、収集した計数情報を、コンソール装置３０に送信する。

【0046】

寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置される板であり、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。

【0047】

なお、架台装置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なうステップアンドシュート方式を実行する。

【0048】

コンソール装置３０は、操作者による放射線分析装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール装置３０は、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。

【0049】

入力装置３１は、放射線分析装置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等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力装置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や、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。

【0050】

表示装置３２は、操作者によって参照されるモニタであり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを操作者に表示したり、入力装置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。

【0051】

スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数情報の収集処理を制御する。

【0052】

前処理部３４は、収集部１４から送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行なうことで、投影データを生成する。

【0053】

投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、投影データ記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。なお、以下では、投影データを計数情報として記載する場合がある。

【0054】

画像再構成部３６は、投影データ記憶部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。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。また、画像再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行なうことで、画像データを生成する。画像再構成部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画像記憶部３７に格納する。

【0055】

ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数情報から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギー情報が含まれている。このため、画像再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、画像再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。

【0056】

また、画像再構成部３６は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを生成することができ、更に、これら複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。

【0057】

また、画像再構成部３６は、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。Ｋ吸収端の前後では、Ｘ線の減弱係数が大きく異なるため、計数値も大きく変化する。例えば、画像再構成部３６は、Ｋ吸収端より小さいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データと、当該Ｋ吸収端より大きいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データとを差分した差分画像データを生成する。例えば、造影剤の主成分のＫ吸収端を用いて生成された差分画像データは、当該造影剤が存在する領域が主に描出された画像となる。また、画像再構成部３６が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。

【0058】

制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０及びコンソール装置３０の動作を制御することによって、放射線分析装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部３６を制御することで、コンソール装置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、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。

【0059】

なお、光子検出装置１００ａは、上述したＸ線ＣＴ装置以外にも用いられる。例えば、光子検出装置１００ａは、Ｘ線診断装置、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置及びＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置等の核医学イメージング装置、並びにＸ線ＣＴ装置と核医学イメージング装置とを組み合わせた「ＰＥＴ−ＣＴ装置」及び「ＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置」等にも用いられる。また、光子検出装置１００ａは、ＰＥＴ装置の受光部として用いられ、ＭＲＩ（磁気共鳴画像装置）が組み合わされた装置を構成してもよい。

【0060】

また、本発明のいくつかの実施形態を複数の組み合わせによって説明したが、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。これら新規の実施形態は、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】

【0061】

１０ 架台装置
１２ Ｘ線発生装置（放射線源）
２０ 寝台装置
３０ コンソール装置
１００，１００ａ 光子検出装置
１０２，１０２ａ 光電変換部
１０４，１０４ａ 電圧供給部
１０６，１０６ａ 電位変動検知部
１０８，１０８ａ 調整部
１０９ 定電流原
１１０ ＡＰＤ
１１１ クエンチング抵抗
１１２ カソード（端子）
１１３ アノード（端子）

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】