JP6873739B2

JP6873739B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびｘ線検出器

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Publication number: JP6873739B2
Application number: JP2017033755A
Authority: JP
Inventors: 中井　宏章; 宏章中井; 恵美田村; 博明宮崎; 幹人林; 加藤　徹; 徹加藤; 杉原　直樹; 直樹杉原
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Filing date: 2017-02-24
Publication date: 2021-05-19
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Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびＸ線検出器に関する。

Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置において、Ｘ線光子の数をカウントすることにより画像化を行うフォトンカウンティング（Photon Counting）ＣＴと呼ばれる技術が知られている。フォトンカウンティングＣＴでは、フォトンカウンティング型（光子計数型）のＸ線検出器が用いられる。フォトンカウンティング型のＸ線検出器は、入射するＸ線光子数を計数することにより、Ｘ線の強度を計測する。また、フォトンカウンティング型のＸ線検出器は、Ｘ線光子を電荷に変換する際に、Ｘ線光子がもつエネルギーに応じた電荷量が発生することを利用して、Ｘ線光子１つ１つのエネルギーを測定する。

フォトンカウンティング型のＸ線検出器の各検出素子へのＸ線光子の入射頻度（カウントレート）は、被検体におけるＸ線透過距離によって変わる。すなわち、フォトンカウンティングＣＴにおいて、適正な画質の画像を得るためには、被検体の体幹部のようなＸ線透過距離の長い経路のＸ線を検出する検出素子において、十分な光子数が要求される。

この場合、被検体を透過しない経路のＸ線を検出する検出素子では、Ｘ線が被検体で減衰しないため、Ｘ線光子のカウントレートが高くなる。カウントレートが高くなるとパイルアップが発生する。パイルアップとは、単位時間当たりに入射するＸ線光子の数が増加した場合に、Ｘ線光子により生じる波形が重なり合い、Ｘ線光子の数え落としが生じる現象である。

パイルアップが発生すると、個々のＸ線光子を切り分けて、Ｘ線光子の計数やエネルギー測定ができなくなり、計数結果が不正となる。

このようなパイルアップを低減するために、Ｘ線検出器の単位面積あたりの素子数を増やす手法や、単位面積あたりの入射光子数を減らす手法がある。

しかし、単位面積あたりの素子数を増やした場合、画素数の増加により検出素子の構造が複雑になりかつコストが増加する。また、単位面積あたりの入射光子数を減らした場合も、入射光子数を減らすためにはＸ線フィルタの開口を小さくしたり、ストッピングパワーを小さくしたりする必要があるので、被検体を透過したＸ線光子がカウントされずに不要被曝や再構成画像のＳＮ劣化またはアーティファクトが発生する問題がある。

特開２００９−０７８１４３号公報特開２０１３−１３００１１号公報特開２０１４−０６９０３９号公報米国特許出願公開番号２００３／０１９３０２９号公報

Loignon-Houle, F. et al., "Scintillation characteristics of 90%Lu LGSO with different decay times", IEEE NSS/MIC, 2014. Shimizu, S. et al, Scintillation Properties of Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce (LGSO) Crystal, IEEE Trans. Nucl. Sci., 2006. Shimizu, S. et al, Characteristics of LU1.8Gd0.2SiO5:Ce (LGSO) for APD-based PET Detector, IEEE NSS/MIC 2008.

本発明が解決しようとする課題は、ダイナミックレンジの広い検出器を用いて、高画質な再構成画像を得ることができるＸ線コンピュータ断層撮影装置およびＸ線検出器を提供することである。

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管と、Ｘ線検出器とを含む。Ｘ線管は、Ｘ線を発生する。Ｘ線検出器は、第１の蛍光減衰時間を有する第１のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第１の検出部と、前記第１の蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する第２のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第２の検出部とを有し、チャンネル方向において前記第１の検出部の両端に前記第２の検出部が配置される。

実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示すブロック図。実施形態に係るＸ線透過経路の一例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の一例を示す概略図。実施形態に係る組成の割合が異なる３つのシンチレータごとの蛍光減衰時間の一例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の第１の検出素子で検出されるＸ線光子のパルス波形の一例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の第２の検出素子で検出されるＸ線光子のパルス波形の一例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の検出素子の配置の第１の変形例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の検出素子の配置の第２の変形例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の検出素子の配置の第３の変形例を示す図。実施形態に係るＸ線検出器の検出素子の配置の第４の変形例を示す図。実施形態に係るウェッジフィルタの選択の一例を示すフローチャート。従来のＸ線検出器におけるチャンネル方向端部で検出されるＸ線光子のパルス波形の一例を図。

以下、図面を参照し本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１およびＸ線検出器１５について説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１は、架台１０とコンソール１００とを有する。例えば、架台１０はＣＴ検査室に設置され、コンソール１００はＣＴ検査室に隣接する操作室に設置される。架台１０とコンソール１００とは互いに通信可能に接続される。架台１０は、被検体ＰをＸ線でスキャンするためのスキャン機構を搭載する。コンソール１００は、架台１０を制御するコンピュータである。

架台１０は、回転フレーム１１と、Ｘ線管１３と、Ｘ線検出器１５と、Ｘ線高電圧発生装置１７と、フィルタ１９と、回転駆動装置２１と、寝台２３と、寝台駆動装置２５と、データ収集回路２７と、架台制御回路２９とから構成される。

コンソール１００は、演算回路１０１と、ディスプレイ１０３と、入力回路１０５と、記憶回路１０７とから構成される。演算回路１０１、ディスプレイ１０３、入力回路１０５及び記憶回路１０７間のデータ通信は、バス（bus）を介して行われる。

演算回路１０１は、各種プログラムの実行により再構成機能１１１、画像処理機能１１３及びシステム制御機能１１５を実現する。

図１に示すように、架台１０は、開口が形成された略円筒形状の回転フレーム１１を有する。図１に示すように、回転フレーム１１には、開口を挟んで対向するように配置されたＸ線管１３とＸ線検出器１５とが取付けられる。回転フレーム１１は、アルミ等の金属により円環形状に形成された金属枠である。後述するが、架台１０は、アルミ等の金属により形成されたメインフレームを有する。回転フレーム１１は、当該メインフレームにより回転可能に支持される。

回転フレーム１１は、回転駆動装置２１からの動力を受けて中心軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動装置２１としてダイレクトドライブモータやサーボモータ等の任意のモータが用いられる。回転駆動装置２１は、例えば、架台１０に収容される。回転駆動装置２１は、架台制御回路２９からの駆動信号を受けて回転フレーム１１を回転させるための動力を発生する。

回転フレーム１１の開口には、撮像視野であるＦＯＶ（Field of View）が設定される。回転フレーム１１の開口内には寝台２３に支持された天板が挿入される。天板には被検体Ｐが載置される。寝台２３は、天板を移動自在に支持する。寝台２３には寝台駆動装置２５が収容される。寝台駆動装置２５は、架台制御回路２９からの駆動信号を受けて寝台２３を前後、昇降及び左右に移動させるための動力を発生する。天板は、載置された被検体Ｐの撮像部位がＦＯＶ内に含まれるように位置決めされる。

Ｘ線管１３は、X線高電圧発生装置１７から電圧の供給を受けてX線を発生させる。Ｘ線管１３は、熱電子を発生する陰極及び陰極から飛翔する熱電子を受けてＸ線を発生する陽極を保持する真空管である。

Ｘ線高電圧発生装置１７は、例えば、回転フレーム１１に取付けられる。Ｘ線高電圧発生装置１７は、例えば、インバータ式の高電圧発生回路である。Ｘ線高電圧発生装置１７は、架台１０の電源装置（図示せず）から環状電極及び摺動子を介して供給された電力から、架台制御回路２９による制御に従いＸ線管１３に印加する高電圧を発生しフィラメント加熱電流を供給する。Ｘ線高電圧発生装置１７とＸ線管１３とは高圧ケーブル（図示せず）を介して接続される。Ｘ線高電圧発生装置１７により発生された高電圧は、高圧ケーブルを介して、Ｘ線管１３に収容された陽極と陰極との間に印加される。また、Ｘ線高電圧発生装置１７により発生されたフィラメント加熱電流は、高圧ケーブルを介して、Ｘ線管１３の陰極に供給される。Ｘ線管１３の陽極と陰極との間に印加される高電圧は管電圧と呼ばれる。また、当該高電圧下においてフィラメント加熱電流により加熱された陰極から発生し陽極に飛翔する熱電子の流れは管電流と呼ばれる。Ｘ線高電圧発生装置１７は、Ｘ線管１３への管電圧と管電流とをＸ線条件に従い調節する。

Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１３から発生されたＸ線を光子単位で検出する。具体的には、Ｘ線検出器１５は、２次元湾曲面上に配列された複数の検出素子を有している。各検出素子は、シンチレータと光電変換素子とを有する。

シンチレータは、Ｘ線を光に変換する物質により形成される。シンチレータは、入射Ｘ線を当該入射Ｘ線の強度に応じた個数の光子に変換する。光電変換素子は、シンチレータから受けた光を増幅して電気信号に変換し、当該入射Ｘ線のエネルギーに応じた波高値を有する出力信号（以下、エネルギー信号ともいう）を生成する回路素子である。光電変換素子としては、例えば、光電子増倍管、及びフォトダイオードを用いることができる。

なお、光電変換素子としては、ＳｉＰＭ（Silicon Photomultipliers）のような半導体の両端に電極が取り付けられてなる半導体ダイオードを含むタイプが適用可能である。

Ｘ線検出器１５にはデータ収集回路２７（Data acquisition system: DAS）が接続される。データ収集回路２７は、Ｘ線検出器１５からエネルギー信号を読み出し、読み出したエネルギー信号に基づいて、Ｘ線検出器１５により検出されたＸ線のカウントを示すデジタルデータ（以下、カウントデータともいう）を、複数のエネルギー帯域（エネルギー・ビン）毎に生成する。カウントデータは、生成元の検出器画素のチャンネル番号、列番号、収集されたビューを示すビュー番号、及びエネルギー・ビン番号により識別されたカウント値のデータのセットである。データ収集回路２７は、例えば、カウントデータを生成可能な回路素子を搭載したＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）により実現される。

架台制御回路２９は、コンソール１００の演算回路１０１からの撮影条件に従いＸ線ＣＴスキャンを実行するために架台１０を制御する。本実施形態において架台制御回路２９は、ハードウェア資源として、架台制御回路２９は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の処理装置（プロセッサ）とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置（メモリ）とを有する。また、架台制御回路２９は、ＡＳＩＣやフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）により実現されても良い。

演算回路１０１は、ハードウェア資源として、ＣＰＵあるいはＭＰＵ、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。

再構成機能１１１において演算回路１０１は、架台１０からのカウントデータに基づいて被検体Ｐに関する画像を再構成する。具体的には、再構成機能１１１は、例えば、複数のエネルギー・ビンに関するカウントデータに基づいて被検体Ｐに含まれる各基底物質の空間分布を表現するフォトンカウンティングＣＴ画像を発生する。画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（filtered back projection）法やＣＢＰ（convolution back projection）法等の解析学的画像再構成法や、ＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood expectation maximization）法やＯＳ−ＥＭ（ordered subset expectation maximization）法等の統計学的画像再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。

画像処理機能１１３において演算回路１０１は、再構成機能１１１により再構成されたＣＴ画像に種々の画像処理を施す。例えば、演算回路１０１は、当該ＣＴ画像にボリュームレンダリングや、サーフェスボリュームレンダリング、画像値投影処理、ＭＰＲ（Multi-Planer Reconstruction）処理、ＣＰＲ（Curved MPR）処理等の３次元画像処理を施して表示画像を生成する。

システム制御機能１１５において演算回路１０１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の統括的に制御する。具体的には、演算回路１０１は、記憶回路１０７に記憶されている制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従ってＸ線コンピュータ断層撮影装置１の各部を制御する。記憶回路１０７にプログラムを保存する代わりに、演算回路１０１の回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、演算回路１０１は、回路内に組み込まれたプログラムを読み出して実行することで、再構成機能１１１、画像処理機能１１３およびシステム制御機能１１５の各機能を実現する。

なお、再構成機能１１１、画像処理機能１１３及びシステム制御機能１１５は、一の基板の演算回路１０１により実装されても良いし、複数の基板の演算回路１０１により分散して実装されても良い。

ディスプレイ１０３は、２次元のＣＴ画像や表示画像等の種々のデータを表示する。ディスプレイ１０３としては、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。

入力回路１０５は、ユーザからの各種指令を入力する。具体的には、入力回路１０５は、入力機器と入力インタフェースとを有する。入力機器は、ユーザからの各種指令を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ等が利用可能である。入力インタフェースは、入力機器からの出力信号をバスを介して演算回路１０１に供給する。

記憶回路１０７は、架台１０から伝送されたカウントデータを記憶するなど、種々の情報を記憶するＨＤＤ（hard disk drive）やＳＳＤ（solid state drive）、集積回路記憶装置等の記憶装置である。また、記憶回路１０７は、ＣＤ−ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であっても良い。例えば、記憶回路１０７は、ＣＴ画像や表示画像のデータを記憶する。また、記憶回路１０７は、本実施形態に係る制御プログラム等を記憶する。

次に、Ｘ線管１３からＸ線検出器１５までのＸ線の透過経路の概念について図２に示す。

演算回路１０１では、被検体Ｐを透過する場合のＸ線の経路２０１に応じて適切なＣＴ画像を得られるように撮影条件（管電圧、管電流など）を設定する。経路２０１のＸ線を検出する領域の検出素子には、被検体Ｐで減衰したＸ線が、シンチレータで発生するシンチレーション光の減衰時間である蛍光減衰時間よりも長い時間間隔で入射する。

一方、被検体Ｐを透過しない経路２０２のＸ線を検出する領域の検出素子では、被検体ＰによるＸ線の減衰がないため、経路２０１のＸ線を検出する場合と比較してＸ線光子の入射レートが高くなる。

ここで、経路２０２に対しても光子の計数精度を向上させることができる本実施形態に係るＸ線検出器１５について図３に示す。

図３は、第１の実施形態に係るＸ線検出器１５を示す平面図である。図示しないが、複数の検出素子がチャンネル方向及び列方向（縦方向）に関して２次元的に配列される。チャンネル方向はＸ線検出器１５の回転軸ＲＡ回りの回転方向に規定され、列方向は回転軸ＲＡに沿う方向に規定される。

Ｘ線検出器１５の中央部分には、第１のシンチレータで構成される複数の第１の検出素子３０１（第１の検出部ともいう）が配置され、チャンネル方向において中央部分の両端に、第２のシンチレータで構成される複数の第２の検出素子３０２（第２の検出部ともいう）が配置される。第１のシンチレータと第２のシンチレータとでは蛍光減衰時間が異なり、第２のシンチレータには、第１のシンチレータの蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する材料を用いる。言い換えれば、第１のシンチレータは遅いシンチレータであり、第２のシンチレータは速いシンチレータである。

第１の検出素子３０１は、被検体Ｐの透過経路長が比較的長いＸ線が到達するＸ線検出器１５の領域に配置され、第２の検出素子３０２は、被検体Ｐの透過経路長が比較的短いＸ線が到達するＸ線検出器１５の領域に配置される。チャンネル方向に関する第１の検出素子３０１の幅と第２の検出素子３０２の幅とは、被検体透過後のチャンネル方向に関する典型的なＸ線量分布に基づき、統計的又は経験的に設計されると良い。

Ｘ線光子の入射レートが高くなる領域は、Ｘ線検出器のチャンネル方向の外側に配置された、被検体Ｐを透過しないＸ線を検出する検出素子の領域であるので、Ｘ線光子の入射レートが高い経路２０２を検出する領域に蛍光減衰時間が短い第２のシンチレータを用いればよい。シンチレータとしては、例えば、ＬＧＳＯを用いる場合を下記に説明する。他にも、ＬＳＯやＬＹＳＯ、ＬＦＳを用いても同様である。

非特許文献１〜３によると、ＬＧＳＯ：Ｃｅでは、ＣｅやＬｕ等の元素の含有量により傾向減衰時間は２９〜６５ｎｓｅｃで変わることが示されている。したがって、異なる蛍光減衰時間を有するシンチレータを作成する手法としては、例えばシンチレータの組成の割合を変更すればよい。本実施形態に係る組成の割合とは、例えば、シンチレータに含まれる全元素の量に対する各元素の量の比率により表される。ここで、量とは、元素の質量、体積又は物質量等が適宜選択される。図４は、組成の割合が異なる３つのシンチレータごとの蛍光減衰時間を図示しており、縦軸はエネルギー強度を示し、横軸は時間を示す。図４に示すように、シンチレータを構成する元素比率を少し変更するだけで、密度などの他の物性は略同一のまま蛍光減衰時間を変更することができる。

なお、同じ元素からなるシンチレータに限らず、例えばＢＧＯやＬａＢｒ３など、異なる組成を用いて蛍光減衰時間を異ならせたシンチレータを用いてもよい。ただし、組成（物性）が同一で蛍光減衰時間（および発光量）が異なるシンチレータを用いる方が、Ｘ線検出器１５の製造工程を複雑にならず、均一性を保ちやすいため望ましい。

次に、第１の実施形態に係るＸ線検出器１５の第１の検出素子３０１で検出されるＸ線光子のパルス波形について図５に示す。

図５は、横軸の時間に対するＸ線光子のパルス強度を示す。Ｘ線検出器１５では、パルスが閾値５０１よりも大きくその後に閾値５０１未満となる波形を、１つの光子として計数することができる。すなわち図５の例では、Ｘ線検出器１５は３つの光子を検出することができる。

次に、第１の実施形態に係るＸ線検出器１５の第２の検出素子３０２で検出されるＸ線光子のパルス波形について図６に示す。

Ｘ線光子の入射レートが高い場合でも、図６に示すように蛍光減衰時間が短いシンチレータでは、シンチレーションの発光量も少なくなるため、検出素子（Ｓｉ−ＰＭ）の出力飽和が発生せず、パイルアップの発生を防ぐことができる。つまり、シンチレータの蛍光減衰時間が短いため、パルス波形が閾値６０１よりも大きくなった後に、次の光子を検出する前にパルス波形が閾値６０１未満となるので、適正に光子を計数することができる。

以上に示した第１の実施形態によれば、Ｘ線検出器１５の中央部分には、第１のシンチレータで構成される第１の検出素子３０１が配置され、チャンネル方向において第１の検出素子３０１が配置される中央部分の両端に、第１のシンチレータよりも蛍光減衰時間が短い第２のシンチレータで構成される第２の検出素子３０２が配置される。このように配置することで、Ｘ線検出器１５の中央部分に配置される検出素子では、Ｘ線光子の計数とエネルギー測定が正確に行われる。さらに、Ｘ線光子の入射レートが高くなるＸ線検出器１５の外側部分に配置される検出素子でも、Ｘ線光子の計数を正確に行うことができる。

これにより、Ｘ線量に関するダイナミックレンジの広い検出器を実現することができ、後段の処理である再構成画像を生成する際にもエネルギー測定誤差による画質劣化の影響を最小に抑えつつ、高画質な再構成画像を得ることができる。

（第１の変形例）
次に、Ｘ線検出器１５における検出素子の配置の第１の変形例について図７に示す。

Ｘ線撮影を行う場合は、Ｘ線管に、Ｘ線を減衰させるフィルタ（例えば、図１のフィルタ１９）が取り付けられる。例えば、チャンネル方向に関し中央部に放射されるＸ線に比して両端部に放射されるＸ線を減衰させるためのウェッジフィルタが取り付けられる。典型的には、ウェッジフィルタは、チャンネル方向の中央部は比較的厚みが薄く、両端部が比較的厚みが厚くなるように設計される。このときＸ線検出器１５におけるチャンネル方向の両端部では、フィルタ１９により大きくＸ線量が減衰するため、被検体Ｐの透過経路と同様の減衰量となる場合がある。

この場合は、図７に示すように、Ｘ線検出器１５のチャンネル方向における両端部、つまり第２の検出素子３０２の外側に第１の検出素子３０１を配置してもよい。すなわち、Ｘ線検出器１５の中央部から端部に向かって、第１の検出素子３０１、第２の検出素子３０２および第１の検出素子３０１の順に配置してもよい。

なお、被検体Ｐの透過経路長が比較的長いＸ線が中央部の第１の検出素子３０１により検出され、被検体Ｐの透過経路長が比較的短いＸ線が第２の検出素子３０２により検出され、フィルタ１９の透過経路長が比較的長いＸ線が外側の第１の検出素子３０１により検出されるように、チャンネル方向に関するフィルタ１９の厚み分布が設計されればよい。

以上に示した第１の変形例によれば、フィルタ１９によりＸ線量の減衰が大きくなるＸ線検出器１５のチャンネル方向の両端部に第１の検出素子３０１を配置することで、当該両端部においても十分な数のＸ線光子を計数できるので、フィルタ１９を設けた場合においても、パイルアップの発生を防止しつつ、Ｘ線量に関するダイナミックレンジの広い検出器を実現することができる。

（第２の変形例）
次に、Ｘ線検出器１５における配置の第２の変形例について図８に示す。

Ｘ線検出器１５には、蛍光減衰時間の違うシンチレータで構成される検出素子を３種類以上配置してもよい。例えば、第１の検出素子３０１および第２の検出素子３０２に加え、第１のシンチレータおよび第２のシンチレータとは異なる蛍光減衰時間を有する第３のシンチレータで構成される複数の第３の検出素子８０１（第３の検出部ともいう）を配置する場合を想定する。第３のシンチレータの蛍光減衰時間は、第１のシンチレータの蛍光減衰時間よりも短く、かつ第２のシンチレータの蛍光減衰時間よりも長い。つまり、第３のシンチレータは、第１のシンチレータおよび第２のシンチレータの中間の蛍光減衰時間を有する。

図８に示すように、Ｘ線検出器１５には、図３のように配置された第１の検出素子３０１と第２の検出素子３０２との間に、第３の検出素子８０１が配置される。すなわち、Ｘ線検出器１５の中心部分からチャンネル方向端部に向かって、第１の検出素子３０１、第３の検出素子８０１、第２の検出素子３０２の順に配置される。

以上に示した第２の変形例によれば、第１のシンチレータよりも蛍光減衰時間が短い第３のシンチレータを有する第３の検出素子８０１を図８のように配置することにより、チャンネル方向に関するシンチレータの蛍光減衰時間の分布をより滑らかに設計することができる。よって、パイルアップの発生を防止しつつ、Ｘ線量に関するダイナミックレンジを向上することができ、段階的にＸ線光子の計数の精度を向上させることができる。

（第３の変形例）
次に、Ｘ線検出器１５における検出素子の配置の第３の変形例について図９に示す。第３の変形例は、第１の変形例同様、Ｘ線管１３にウェッジフィルタが取り付けた場合を想定する。

Ｘ線検出器１５には、図９に示すように、図７のように配置された第１の検出素子３０１と第２の検出素子３０２との間に、第３の検出素子８０１が配置されてもよい。すなわち、Ｘ線検出器１５の中心部分からチャンネル方向端部に向かって、第１の検出素子３０１、第３の検出素子８０１、第２の検出素子３０２、第３の検出素子８０１、第１の検出素子３０１の順に配置されてもよい。

以上に示した第３の変形例によれば、Ｘ線管１３にフィルタが取りけられた場合であっても、当該フィルタによるＸ線の減衰量を補償するように、チャンネル方向に関するシンチレータの蛍光減衰時間の分布をより滑らかに設計することができる。よって、パイルアップの発生を防止しつつ、Ｘ線量に関するダイナミックレンジを向上することができ、段階的にＸ線光子の計数の精度を向上させることができる。

（第４の変形例）
次に、Ｘ線検出器１５における検出素子の配置の第４の変形例について図１０に示す。第４の変形例は、第３の変形例同様、Ｘ線管１３にフィルタが取り付けた場合を想定する。しかし、例えば、第３の変形例に比して、Ｘ線検出器１５の両端部におけるＸ線の減衰量が大きくないものとする。

図８に示す検出素子の配置において、チャンネル方向の両端は第３の検出素子８０１が配置されてもよい。すなわち、Ｘ線検出器１５の中心部分からチャンネル方向端部に向かって、第１の検出素子３０１、第３の検出素子８０１、第２の検出素子３０２、第３の検出素子８０１の順に配置されてもよい。

以上に示した第４の変形例によれば、Ｘ線管１３にフィルタが取りけられた場合であっても、当該フィルタによるＸ線の減衰量を補償するように、チャンネル方向に関するシンチレータの蛍光減衰時間の分布をより滑らかに設計することができる。よって、パイルアップの発生を防止しつつ、Ｘ線量に関するダイナミックレンジを向上することができ、段階的にＸ線光子の計数の精度を向上させることができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態において、Ｘ線検出器１５における各検出素子が配置される領域は、一般的な被検体Ｐの撮影を想定して適宜設定されればよい。また、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１では、第１の検出素子３０１が配置される領域で経路２０１のＸ線が検出され、第２の検出素子３０２が配置される領域で経路２０２のＸ線が検出されるように、撮影条件およびフィルタ条件を適宜設定することが望ましい。また、例えば図３に示す検出素子の配置では、第２の検出素子３０２との境界に位置する第１の検出素子３０１のチャンネル方向の最も外側の素子において、計数が不正となる可能性がある。よって、当該外側の素子においてパイルアップが発生しないように、撮影条件およびフィルタ条件を設定することが望ましい。

以下、Ｘ線量を調整するためのフィルタの選択の一例について、図１１のフローチャートを参照して説明する。なお、第２の実施形態では、フィルタは減衰量を調整可能なウェッジフィルタを想定する。

予め記憶回路１０７には、被検体Ｐの外形情報と、Ｘ線の減衰量およびＸ線検出器１５の検出素子の配置に応じたウェッジフィルタの情報（型番や形状など）との対応関係を示すテーブルが格納されている場合を想定する。例えば、図３に示すように、Ｘ線検出器１５のチャンネル方向両端に第２の検出素子３０２が配置される場合は、ウェッジフィルタで減衰させるべきＸ線量を減らすことができる。よって、検出素子の配置と、要求されるＸ線の減衰量と、減衰量に対応するウェッジフィルタの情報との対応付けも格納しておくことが望ましい。

また、当該テーブルは、外部の記憶デバイスに格納され、必要に応じてＸ線コンピュータ断層撮影装置１のコンソール１００が参照できるようにしてもよい。

ステップＳ１１０１では、演算回路１０１が、予め撮影された被検体Ｐのスキャノ画像や、カメラまたは距離センサなどで取得した被検体Ｐの画像から、被検体Ｐの大きさ（体厚、体の幅など）を計測した外形情報を生成する。なお、外形情報は、被検体の重量（生体であれば体重）に基づいて決定される値に基づいて生成されてもよい。また、演算回路１０１は、外形情報を生成する代わりに、外部で生成された外形情報を取得してもよい。

ステップＳ１１０２として、演算回路１０１が、外形情報に基づいて使用すべきウェッジフィルタを決定する。具体的には、演算回路１０１は、記憶回路１０７に記憶される上述のテーブルを参照し、ステップＳ１１０１で生成された外形情報に対応するウェッジフィルタを決定する。

以上に示した第２の実施形態によれば、被検体Ｐの外形情報に基づいてフィルタを決定することで、第１の実施形態及び第１の変形例から第４の変形例に係るＸ線検出器１５の構成に対して最適な撮影条件およびフィルタ条件を設定することができる。

ここで、比較例として、全ての検出素子において蛍光減衰時間が同一なＸ線検出器における、チャンネル方向端部で検出されるＸ線光子のパルス波形について図１２を参照して説明する。

図１２は、実線のグラフ１２０１が比較対象となる検出素子の配置でＸ線を検出したときのパルス波形を示す。一方、本実施形態に係る第２の検出素子でＸ線を検出したときのパルス波形を破線のグラフ１２０２で示す。

グラフ１２０１で示すように、比較対象となる検出素子の配置ではパイルアップが発生してしまい、本実施形態に係るＸ線検出器のように正しく光子を計数できない。一方、本実施形態に係るＸ線検出器１５によれば、図６のように正しく光子を計数することができる。

加えて、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（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。

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ものである。

１・・・Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１０・・・架台、１１・・・回転フレーム、１３・・・Ｘ線管、１５・・・Ｘ線検出器、１７・・・Ｘ線高電圧発生装置、１９・・・フィルタ、２１・・・回転駆動装置、２３・・・寝台、２５・・・寝台駆動装置、２７・・・データ収集回路、２９・・・架台制御回路、１００・・・コンソール、１０１・・・演算回路、１０３・・・ディスプレイ、１０５・・・入力回路、１０７・・・記憶回路、１１１・・・再構成機能、１１３・・・画像処理機能、１１５・・・システム制御機能、２０１，２０２・・・経路、３０１・・・第１の検出素子、３０２・・・第２の検出素子、８０１・・・第３の検出素子、５０１，６０１・・・閾値、１２０１，１２０２・・・グラフ。

Claims

Ｘ線を発生するＸ線管と、
第１の蛍光減衰時間を有する第１のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第１の検出部と、前記第１の蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する第２のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第２の検出部とを有し、チャンネル方向において前記第１の検出部の両端に前記第２の検出部が配置されるＸ線検出器と、を具備し、
前記Ｘ線検出器は、前記第１の検出部と前記第２の検出部との間に、前記第１のシンチレータ及び前記第２のシンチレータとは異なる蛍光減衰時間を有する第３のシンチレータから構成される第３の検出部をさらに有するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記Ｘ線検出器は、前記チャンネル方向において前記第２の検出部の外側に、前記第１の検出部をさらに有する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
Ｘ線を発生するＸ線管と、
第１の蛍光減衰時間を有する第１のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第１の検出部と、前記第１の蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する第２のシンチレータから構成され、前記Ｘ線を検出する第２の検出部とを有し、チャンネル方向において前記第１の検出部の両端に前記第２の検出部が配置されるＸ線検出器と、を具備し、
前記Ｘ線検出器は、前記第２の検出部の両側に、前記第１のシンチレータ及び前記第２のシンチレータとは異なる蛍光減衰時間を有する第３のシンチレータから構成される第３の検出部をさらに有するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記第３のシンチレータの蛍光減衰時間は、前記第１のシンチレータの蛍光減衰時間よりも短くかつ前記第２のシンチレータの蛍光減衰時間よりも長い請求項１から請求項３のいずれか１項に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
前記第１の検出部は、被検体を通過したＸ線を検出する領域を含み、
前記第２の検出部は、前記被検体を通過しないＸ線を検出する領域を含む請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
被検体の外形情報を取得する取得部と、
前記外形情報に基づいて使用すべきフィルタを決定する決定部と、
をさらに具備する請求項１から請求項５のいずれか１項に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
第１の蛍光減衰時間を有する第１のシンチレータから構成される第１の検出部と、
チャンネル方向において前記第１の検出部の両端に配置される、前記第１の蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する第２のシンチレータから構成される第２の検出部と、
前記第１の検出部と前記第２の検出部との間に配置される、前記第１のシンチレータ及び前記第２のシンチレータとは異なる蛍光減衰時間を有する第３のシンチレータから構成される第３の検出部と、
を具備するＸ線検出器。
第１の蛍光減衰時間を有する第１のシンチレータから構成される第１の検出部と、チャンネル方向において前記第１の検出部の両端に配置される、前記第１の蛍光減衰時間よりも短い蛍光減衰時間を有する第２のシンチレータから構成される第２の検出部と、
前記第２の検出部の両側に配置される、前記第１のシンチレータ及び前記第２のシンチレータとは異なる蛍光減衰時間を有する第３のシンチレータから構成される第３の検出部と、
を具備するＸ線検出器。