WO2013005848A1 - 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 - Google Patents

光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 Download PDF

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Toshiba Medical Systems Corp
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    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography

Definitions

  • the present embodiment relates to a photon counting image detector that counts X-ray photons (particles), an X-ray diagnostic apparatus and an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT apparatus) including the photon counting image detector.
  • a photon counting image detector including a semiconductor cell (X-ray detection substance) and a plurality of processing circuits composed of an ASIC layer AS is used.
  • N X-ray photons of energy Ein are absorbed in a certain pixel
  • the signal detected by the incident pixel of the X-ray photon is proportional to Ein ⁇ N
  • It is desirable that the signal of the peripheral pixel of the incident pixel of X-ray photon is zero.
  • JP 2006-101926 A Japanese Patent Laid-Open No. 2000-23961 Japanese Patent Laid-Open No. 2007-7407
  • the process of leaking signals to the peripheral pixels is a stochastic process, when a plurality of X-ray photons are incident on a certain pixel, the result of signal leakage to the peripheral pixels is different for each incident. This contributes to forming image noise as image characteristics.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an overall appearance configuration of a mammography apparatus of the present embodiment.
  • FIG. 2 is an electrical block diagram centering on the photon counting image detector of the present embodiment.
  • (A) to (E) are diagrams showing examples of absorbed energy of a photon counting image detector when one X-ray photon is incident on a certain pixel constituting the photon counting image detector of the present embodiment.
  • FIGS. 4A to 4C are diagrams showing the number of events of absorption energy of an incident pixel when one X-ray photon is incident on a certain pixel constituting the photon counting type image detector of the present embodiment.
  • FIGS. 4A to 4C are diagrams showing the number of events of absorbed energy of a non-incident pixel when one X-ray photon is incident on a certain pixel constituting the photon counting image detector of the present embodiment.
  • (A) is a figure which shows the example of the energy spectrum of a photon counting type image detector in case a some X-ray photon injects into a certain pixel which comprises the photon counting type image detector of this embodiment.
  • (A), (B) is a figure which shows the photoelectric effect and the range of an X-ray spectrum by coherent scattering in the case of using CdTe as a semiconductor sensor in a chest X-ray energy region.
  • (A) and (B) are graphs showing the photoelectric effect due to coherent scattering and the range of the X-ray spectrum when CdTe is used as a semiconductor sensor in the breast X-ray energy region.
  • the photon counting type image detector includes an X-ray detection material that detects an X-ray photon and a charge that is collected in response to the detected X-ray photon.
  • the discriminating unit Based on the electric pulse generation unit that generates an electric pulse, the discriminating unit that discriminates the pulse height of the electric pulse, and the characteristic X-ray energy generated in the X-ray detection material among the electric pulses that are discriminated from the pulse height
  • a control unit that controls the electrical pulses to be uncounted, and a counting unit that counts the discriminated electrical pulses in accordance with control by the control unit.
  • the photon counting image detector of the present embodiment is provided in an X-ray diagnostic apparatus, an X-ray CT apparatus, or the like.
  • the photon counting image detector is used as an X-ray diagnostic apparatus for mammography. It demonstrates as what is provided in an apparatus.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an overall appearance configuration of the mammography apparatus of the present embodiment.
  • FIG. 1 shows a mammography apparatus 1 of the present embodiment for imaging a patient's breast (subject).
  • the mammogram apparatus 1 includes an imaging table apparatus 11 and an imaging control / image processing apparatus 12.
  • the imaging table device 11 includes an arm unit 15, a stand unit 16, a connection unit 17, and an operation unit 18.
  • the arm portion 15 is supported by the stand portion 16 so as to be rotatable via the connection portion 17.
  • the arm unit 15 includes an X-ray tube 21, a quality control filter / irradiation field limiting mask 22, a face guard 23, a compression plate 24, a grid 25, a photon counting type image detector 26, a compression foot pedal 27, and a C arm up / down / rotation.
  • a fine adjustment switch 28 and a notification lamp 29 are provided.
  • the stand unit 16 includes an information display panel 30 and a side panel 31.
  • the operation unit 18 includes an imaging condition setting panel 32 and a high voltage supply device 33.
  • the X-ray tube 21 of the arm unit 15 receives supply of high voltage power from the high voltage supply device 33 of the operation unit 18 and detects the photon counting type image via the patient's breast according to the condition of the high voltage power.
  • This is a vacuum tube for irradiating X-rays toward the vessel 26.
  • the radiation quality adjustment filter / irradiation field restriction mask 22 is disposed in front of the X-ray tube 21.
  • the radiation quality adjusting filter / irradiation field limiting mask 22 is an adjustment tool for adjusting the quality of X-rays generated by the X-ray tube 21 or limiting the irradiation field.
  • the face guard 23 is a protective device for protecting the patient's head from X-ray exposure during imaging.
  • the compression plate 24 is a compression device provided above the photon counting image detector 26 in order to compress the patient's breast with the photon counting image detector 26.
  • the compression plate 24 is formed of a transparent resin, and is supported so as to be able to contact and separate from the photon counting type image detector 26.
  • the patient's breast can be compressed by moving the compression plate 24 toward the photon counting image detector 26, and the thickness of the breast can be made thin and substantially uniform.
  • the compression foot pedal 27 is operated by a photographer such as a technician, the compression plate 24 is driven in the vertical direction by driving a drive mechanism (not shown) including a motor for moving the compression plate 24 in the vertical direction. Moving.
  • the grid 25 is an instrument for removing the scattered radiation and improving the contrast of the captured image.
  • the photon counting type image detector 26 includes a semiconductor cell (X-ray detection substance) S and a plurality of processing circuits C composed of an ASIC layer AS, which will be described later.
  • the digital signal output from the photon counting image detector 26 is output to the imaging control / image processing device 12.
  • the compression foot pedal 27 is a pedal for the operator to step on to adjust the vertical position of the compression plate 24.
  • the C-arm vertical / rotation fine adjustment switch 28 is a switch for moving the C-arm constituted by the X-ray tube 21 and the photon counting image detector 26 up and down and rotating.
  • Examples of the notification lamp 29 include an LED (light emitting diode) and an LCD (liquid crystal display).
  • the notification lamp 29 is lit or blinked under the control of the photographing control / image processing device 12.
  • the information display panel 30 of the stand unit 16 is a panel for displaying various information such as compression information.
  • the side panel 31 is an operation panel for controlling each part of the mammography apparatus 1.
  • the imaging condition setting panel 32 of the operation unit 18 is a panel for setting X-ray imaging conditions.
  • the high voltage supply device 33 is a device that supplies a voltage to the X-ray tube 21 of the arm unit 15.
  • the X-rays are generated by the X-ray tube 21 of the imaging table apparatus 11, the X-rays are narrowed by the radiation quality adjusting filter / irradiation field limiting mask 22, and then the compression plate 24 and the photon counting image.
  • the breast pressed against the detector 26 is irradiated.
  • the X-rays that have passed through the breast are detected by the photon counting image detector 26 and output to the imaging control / image processing apparatus 12 as a digital signal.
  • the imaging control / image processing apparatus 12 is an apparatus that performs operation control of the entire mammography apparatus 1, image processing related to a captured image acquired by the imaging platform apparatus 11, and the like.
  • the imaging control / image processing apparatus 12 includes an input device 42, a display device 43, a speaker 44, and the like.
  • FIG. 2 is an electrical block diagram centering on the photon counting image detector 26 of the present embodiment.
  • the photon counting type image detector 26 includes a semiconductor cell S and a plurality of processing circuits C each including an ASIC layer AS for each pixel P.
  • the photon counting type image detector 26 shown in FIG. 2 performs the pixel P [A1] of the A column 1 channel to the pixel P [A1] of the E column 5 channel. ] Will be described as having 25 pixels P.
  • Each processing circuit C includes a charge amplifier 51, a waveform shaping circuit 52, n (n: positive integer) stage comparators (Dual Discri) 53 1 to 53 n , n stage switches 54 1 to 54 n , a threshold logic circuit (Discri Logic) 55 and m-stage counters (Counter CLK) 56 1 to 56 m .
  • the charge amplifier 51 is connected to each of the plurality of collecting electrodes of the semiconductor cell S.
  • the charge amplifier 51 outputs charges collected in response to the incidence of X-ray particles as a voltage pulse signal.
  • the output terminal of the charge amplifier 51 is connected to a waveform shaping circuit 52 whose gain and offset can be adjusted.
  • the waveform shaping circuit 52 processes the waveform of the detected voltage pulse signal with a previously adjusted gain and offset to shape the waveform.
  • the gain and offset of the waveform shaping circuit 52 are adjustment parameters that take into account non-uniformity with respect to the charge charge-up characteristics of each collection pixel of the semiconductor cell S.
  • waveform shaping that eliminates such non-uniformity can be performed.
  • the waveform-shaped pulse signal output from the waveform shaping circuit 52 of each acquisition channel has a characteristic that substantially reflects the energy amount of incident X-ray particles, and such variation between pixels is almost not. It will be resolved.
  • the output terminal of the waveform shaping circuit 52 is connected to the comparison input terminals of the plurality of comparators 53 1 to 53 n .
  • Reference values TH1 (upper limit reference value THH) to THn (lower limit reference value THL) having different values are applied to the reference input terminals of the comparators 53 1 to 53 n .
  • X-ray photons absorbed by the semiconductor cell S X-ray particles
  • the energy range to be discriminated differs depending on which of the reference values TH1 to TH3 the peak value of the pulse signal exceeds.
  • the absorbed X-ray photon energy is discriminated so as to be included in the first energy region.
  • the peak value is between the reference values TH2 and TH3
  • the absorbed X-ray photon energy is discriminated so as to be included in the second energy region.
  • the peak value is lower than the reference value TH3 (lower limit reference value THL) or higher than the reference value TH1 (upper limit reference value THH)
  • the reference value TH1 the upper limit reference value THH
  • the number of reference values is three, that is, the number of discriminable energy regions is not limited to three.
  • the number of reference values may be 2 or 4 or may be 1 in some cases. When the number of reference values is 1, only information on whether X-ray photons are incident can be obtained.
  • the output of the comparator 53 1 ⁇ 53 n are connected to the switch 54 1 ⁇ 54 n.
  • the switches 54 1 to 54 n are turned on when the pulse signals output from the comparators 53 1 to 53 n exceed the reference values TH1 to THn of the switches 54 1 to 54 n , and are turned off otherwise.
  • the switch 54 1 is designed to turn on when the pulse signal output from the comparator 53 1 exceeds the reference value TH1 of the switch 54 1 , and to turn off otherwise.
  • Output terminals of the switches 54 1 to 54 n are connected to the threshold logic circuit 55.
  • the threshold logic circuit 55 Based on the pulse signals output from the switches 54 1 to 54 n , the threshold logic circuit 55 reads which of the comparators 53 1 to 53 n is on (off), and is on. Clock pulses are generated so as to count (count) the output pulses corresponding to the maximum pulse signal among the comparators 53 1 to 53 n .
  • a plurality of output terminals of the threshold logic circuit 55 are respectively connected to a plurality of counters 56 1 to 56 m to count clock pulses.
  • the plurality of counters 56 1 to 56 m operate so as to be counted by the respective counters corresponding to the pulse height of the pulse signal.
  • a small pulse than TH1 exceeds a TH2 is counted by the counter 56 1
  • smaller pulse than TH2 exceeds the TH3 are counted by the counter 56 2, and so forth.
  • the counters 56 1 to 56 m count up the clock pulses output from the threshold logic circuit 55 and measure the number of X-ray photons entering each energy region in charge over a certain period of time.
  • the photon counting type image detector 26 receives the X-rays incident on each pixel P of the photon counting type image detector 26 by the plurality of counters 56 1 to 56 m during a certain time until reset.
  • the number of photons is measured for each energy region corresponding to the number m of counter stages.
  • the resulting count value that is, the count value of the X-ray photons, is read as digital amount detection data (raw data) from the plurality of counters 56 1 to 56 m .
  • Data reading is performed for each pixel P in the ASIC layer AS.
  • the count value data of the pixels P [A1] to P [E5] are sent to the imaging control / image processing device 12, respectively.
  • 3A to 3E show the absorption energy of the photon counting image detector 26 when one X-ray photon is incident on a certain pixel P constituting the photon counting image detector 26 of the present embodiment. It is a figure which shows the example of. In general, since detection of radiation is based on a stochastic interaction between radiation and a detection substance, if the thickness of the detection substance layer is not sufficiently thick, the radiation may pass through without interaction. In the photon counting image detector 26, the semiconductor cell S is sufficiently thick, and almost 100% of the incident X-ray photons have an interaction that imparts energy into the semiconductor cell S.
  • FIG. 3A shows that one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3] of the C column 3 channel among the pixels P constituting the photon counting type image detector 26, and the incident pixel P [C3 ] Shows the absorption energy of the photon counting image detector 26 when the total energy Ein of X-ray photons is absorbed.
  • FIG. 3B one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3], and the total energy Ek of K ⁇ X rays due to the photoelectric effect generated in the incident pixel P [C3] is the incident pixel P.
  • the absorption energy of the photon counting image detector 26 when absorbed by non-incident pixels P [C2] other than [C3] is shown.
  • FIG. 3A shows that one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3] of the C column 3 channel among the pixels P constituting the photon counting type image detector 26, and the incident pixel P [C3 ] Shows the
  • one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3], and the KX ray of energy Ek due to the photoelectric effect generated in the incident pixel P [C3] is outside the detection film.
  • the absorption energy of the photon counting type image detector 26 when it pops out is shown.
  • one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3]
  • the K—X ray of energy Ek due to the photoelectric effect generated in the incident pixel P [C3] is not incident on the pixel P.
  • one X-ray photon of energy Ein is incident on the pixel P [C3]
  • the K—X ray of energy Ek due to the photoelectric effect generated in the incident pixel P [C3] is not incident on the pixel P.
  • the absorption energy of the photon counting type image detector 26 when the photoelectric effect is caused by [C2] and the total energy El of the generated L line is absorbed by the incident pixel P [C3] is shown.
  • any of the examples shown in FIGS. 3B to 3E can occur, so one X of energy Ein Even if the case where the line photon is incident on the pixel P [C3] is taken as an example, the energy is absorbed by the non-incident pixel P other than the incident pixel P [C3], so that the resolution of the X-ray image is deteriorated.
  • the energy accumulated in the incident pixel P [C3] is not constant, and the non-incident pixel P that absorbs energy is not constant. This causes image noise in the X-ray image.
  • FIG. 4A to 4C show the number of events of the absorbed energy of the incident pixel P when one X-ray photon is incident on a certain pixel P constituting the photon counting type image detector 26 of the present embodiment.
  • the energy Ein is “20”
  • the energy Ek is “12”
  • the energy El is “5”.
  • FIG. 4A shows the number of events of the absorbed energy Ein of the incident pixel P [C3] counted by the counters 56 1 to 56 m of the incident pixel P [C3] shown in FIG.
  • FIG. 4B shows the number of events of the absorbed energy Ein ⁇ Ek of the incident pixel P [C3] counted by the counters 56 1 to 56 m of the incident pixel P [C3] shown in FIGS. 3B to 3D.
  • FIG. 4C shows the number of events of the absorbed energy Ein ⁇ Ek + El of the incident pixel P [C3] counted by the counters 56 1 to 56 m of the incident pixel P [C3] shown in FIG. 4 (A) to 4 (C) and FIGS. 5 (A) to 5 (C) described later, the number of comparator stages n and the number of counter stages m are sufficiently large so that the energy of incident X-rays and characteristic X-rays can be distinguished. It is assumed.
  • FIGS. 5A to 5C show the number of events of the absorbed energy of the non-incident pixel P when one X-ray photon is incident on a certain pixel P constituting the photon counting type image detector 26 of the present embodiment.
  • FIG. 5A to 5C similarly to FIGS. 4A to 4C, the energy Ein is “20”, the energy Ek is “12”, and the energy El is “5”.
  • FIG. 5A shows the number of events of the absorbed energy Ek of the non-incident pixel P [C2] counted by the counters 56 1 to 56 m of the non-incident pixel P [C2] shown in FIG.
  • FIG. 5B shows the absorbed energy Ek ⁇ of the non-incident pixel P [C2] counted by the counters 56 1 to 56 m of the non-incident pixel P [C2] shown in FIG. 3D and FIG. Indicates the number of events of El.
  • FIG. 5C shows the number of events of the absorbed energy El of the non-incident pixel P [D1] counted by the counters 56 1 to 56 m of the non-incident pixel P [D1] shown in FIG.
  • 6A and 6B show the energy spectrum of the photon counting image detector 26 when a plurality of X-ray photons are incident on a certain pixel P constituting the photon counting image detector 26 of the present embodiment. It is a figure which shows an example. 6A and 6B, as in FIGS. 4A to 4C and FIGS. 5A to 5C, the energy Ein is “20” and the energy Ek is “12”. And energy El “5”.
  • FIG. 6A shows the energy spectrum of the incident pixel P [C3] when a plurality of X-ray photons of energy Ein are incident on the pixel P [C3].
  • FIG. 6B shows the energy spectrum of the non-incident pixel P when a plurality of X-ray photons of energy Ein are incident on the pixel P [C3].
  • any of the phenomena described with reference to FIGS. 3A to 3E occurs with a probability distribution for each incidence of the X-ray photons.
  • the photon counting type image detector 26 in which the function of detecting the X-ray photon and discriminating the absorbed energy is configured for each pixel P, the incident pixel P [C3] of the X-ray photon is shown in FIGS.
  • the energy spectrum of FIG. 6A based on C) is obtained, and the energy spectrum of FIG. 6B based on FIGS. 5A to 5C is obtained for the non-incident pixel P of X-ray photons.
  • FIGS. 6A and 6B a certain probability distribution is assumed.
  • the vertical axis represents the relative value.
  • the energy Ek and El of characteristic X-ray does not appear in the incident pixel P [C3].
  • characteristic X-ray energies Ek, El and their differential energy Ek-El appear.
  • the values of the incident X-ray energy Ein, the characteristic X-ray energies Ek and El, and the probability of occurrence of each phenomenon are appropriately set. The same thing happens with an actual semiconductor cell S.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of absorbed energy of the photon counting image detector 26 when an X-ray photon is incident on a certain pixel P constituting the photon counting image detector 26 of the present embodiment.
  • FIG. 7 shows the absorption energy of the photon counting image detector 26 when M (M: positive integer) X-ray photons of energy Ein are incident on the pixel P [C3].
  • M positive integer
  • the energy Ein is detected m1 (m1 ⁇ M) times
  • the energy Ein ⁇ Ek is detected m2 (m2 ⁇ M) times
  • the characteristic X-ray is controlled by the probability and absorbed by the non-incident pixel P or emitted outside the detection film.
  • the counting result M of the incident pixel P [C3], which is the sum of these values, is not affected.
  • the incident X-ray photon is transmitted without interacting with the semiconductor cell S, it is not counted.
  • the photon counting type image detector 26 the X-ray photon with which the semiconductor cell S has entered sufficiently thickly.
  • the counting result M is hardly affected by the probability, as almost 100% of the above will perform an interaction that imparts energy into the semiconductor cell S.
  • the plurality of comparators 53 1 to 53 n for each pixel P of the photon counting type image detector 26 shown in FIG. 2 include characteristic X-ray energy Ek, El generated in the non-incident pixel P, and differential energy Ek ⁇ El.
  • the energy absorbed by the incident pixel P incident energy Ein and differential energy Ein ⁇ Ek, Ein ⁇ Ek + El
  • the threshold logic circuit 55 The clock pulses based on the energy Ek, El and the differential energy Ek-El are not transmitted to the counters 56 1 to 56 m . Therefore, the counters 56 1 to 56 m do not count the characteristic X-ray energy Ek, El and the difference energy Ek-El. Therefore, the photon counting type image detector 26 can remove a signal based on the X-ray leaked from the incident pixel P.
  • the photon counting type image detector 26 counts one event as one for any energy other than the characteristic X-ray energy Ek and El, regardless of the energy, so that the X-ray photons absorbed by the pixel P are counted. Since the number can be counted without counting down, the number of X-ray photons can be known without noise.
  • the incident X-ray energy-the characteristic X-ray energy, the characteristic X-ray energy, and the incident X-ray energy May have a magnitude relationship as shown in the following equation (1).
  • the comparators 53 1 to 53 n and the like need to be multi-staged.
  • the circuit scale of the mold image detector 26 is increased, it can be implemented as follows.
  • FIG. 8 is an electrical block diagram centering on the comparators 53 1 to 53 n in the first modification of the photon counting type image detector 26 of the present embodiment.
  • each processing circuit C includes a charge amplifier 51, a waveform shaping circuit 52, four-stage comparators 53 1 to 53 4 , a threshold logic circuit 55, and four stages. Counters 56 1 to 56 4 .
  • comparator 53 first reference value to the reference input terminal TH1 (upper limit reference value THH) is applied, the comparator 53 2 reference value to the reference input terminal TH2
  • comparator 53 third reference value TH3 is applied
  • the reference value TH4 to the reference input of the comparator 53 4 (lower reference value THL) is applied.
  • the reference values TH1, TH2, TH3, TH4 are respectively set as in the following equation (2).
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a logical operation in which the energy Ek, El of characteristic X-rays is not counted using the four-stage comparators 53 1 to 53 4 .
  • the threshold logic circuitry 55 obtains a pulse signal from the comparator 53 4, and, if the comparator 53 3, 53 2, 53 1 do not get a pulse signal, the absorbed energy is incident X-ray energy—characteristic X-ray energy is determined.
  • Threshold logic circuit 55 obtains a pulse signal from the comparator 53 3, and, if you do not get a pulse signal from the comparator 53 2, 53 1, the absorbed energy is determined to be the energy of the characteristic X-rays.
  • Threshold logic circuit 55 obtains a pulse signal from the comparator 53 2, and, if you do not get a pulse signal from the comparator 53 1, the absorbed energy is determined to be the energy of the incident X-ray.
  • the characteristic X-ray energy can be identified. Therefore, when the absorbed energy is determined to be the characteristic X-ray energy, by not outputting a clock pulse to the counters 56 1 to 56 m , A configuration in which the characteristic X-ray energy is not counted by the four-stage comparators 53 1 to 53 4 can be realized.
  • the comparators 53 1 to 53 n need to be multi-stage in order to make the characteristic X-ray energies Ek and El non-counting.
  • the circuit scale of the device 26 increases.
  • Incident X-ray energy Used in an X-ray diagnostic apparatus so that the characteristic X-ray energy, the characteristic X-ray energy, and the incident X-ray energy have a magnitude relationship as shown in the following equation (3).
  • the threshold margin width (en) shown in the following equation (3) is obtained by converting a voltage determined by circuit noise into X-ray energy. If the circuit noise is small, the threshold margin width (en) may be small.
  • Equation 3 Incident X-ray energy-Characteristic X-ray energy> Characteristic X-ray energy + threshold margin (en) (3)
  • Equation (3) The relationship shown in Equation (3) can be transformed into the following Equation (4).
  • an X-ray diagnostic apparatus such as the mammography apparatus 1 including the photon counting type image detector 26 or an X-ray CT apparatus uses continuous spectrum X-rays
  • the upper limit energy of the X-ray spectrum is K absorption edge. If it is limited to a smaller range, the KX ray need not be considered.
  • FIG. 10 is a graph showing the continuous X-ray spectrum and the cumulative number of photons used in the X-ray diagnostic apparatus and the X-ray CT apparatus.
  • FIG. 10 shows an example of the upper limit energy and the lower limit energy of the X-ray spectrum of incident X-rays.
  • FIG. 10 shows an X-ray spectrum (photon number) in an energy range including the entire X-ray spectrum and a cumulative photon number as a cumulative integral curve of a certain physical quantity (for example, energy and the number of photons).
  • the upper limit energy of the X-ray spectrum is defined as the lower limit of the energy range corresponding to 99% or more of the total number of photons.
  • the lower limit energy of the X-ray spectrum is defined as the upper limit of the energy range corresponding to 1% or less of the total number of photons.
  • the imaging control / image processing device 12 controls the X-ray spectrum of incident X-rays and the upper limit energy and lower limit energy of the X-ray spectrum as shown in FIG.
  • the X-ray quality is controlled by controlling the tube voltage applied to the tube 21 and the quality control filter / irradiation field limiting mask 22.
  • the two-stage comparators 54 1 and 54 2 can be provided. Appropriate control and selection of the incident X-ray energy and the semiconductor cell S are performed, and the reference values THH and THL are set as shown in the following equations (5-1) and (5-2).
  • the maximum energy (voltage) of the incident X-ray shown in the equation (5-1) is a voltage value when the maximum energy of the incident X-ray is converted into a voltage.
  • the energy (voltage) of the characteristic X-ray shown in the equation (5-2) is a voltage value when the energy of the characteristic X-ray is converted into a voltage.
  • Equation 6 Lower limit energy of X-ray spectrum> 2 ⁇ Characteristic X-ray energy + Threshold margin (en) (6) Further, the equation (5-1) can be converted into the following equation (7).
  • the upper energy of the X-ray spectrum e.g., FIG. 10
  • the “characteristic X-ray” is a name obtained by collecting a plurality of X-rays of energy in detail. That is, the KX line includes a K ⁇ 1 (KL 3 ) line, a K ⁇ 2 (KL 2 ) line, a K ⁇ 1 (KM 3 ) line, and the like. Further, the characteristic X-rays are not limited to K-X rays but also include L-X rays, M-X rays, and the like. Since these have different energies, for the purpose of this embodiment, “characteristic X-ray energy” in equation (6) refers to “maximum energy among characteristic X-rays generated by incident X-rays”. And
  • the absorption edge energy of the element is slightly larger than “the maximum energy among characteristic X-rays”, the same practical effect can be obtained even if the following equation (8) is used.
  • FIGS. 11A and 11B are chest X-ray energy regions (about 50 keV or more), and photoelectric effects and X-ray spectrum ranges due to coherent scattering when a compound semiconductor such as CdTe is used as the semiconductor sensor S. It is a figure which shows as a graph.
  • FIG. 11A is a graph showing the photoelectric effect of Cd (Cadmium) and the range of the X-ray spectrum.
  • FIG. 11B is a graph showing the photoelectric effect of Te (Tellurium) and the range of the X-ray spectrum.
  • the compound semiconductor as the semiconductor sensor S may be CdZnTe composed of three types of elements in addition to CdTe composed of two types of elements.
  • the imaging control / image processing apparatus 12 is based on Equation (8), and the lower limit energy of the X-ray spectrum of the incident X-ray is K of Te, which is the element having the largest K absorption edge energy among Cd and Te.
  • the quality of the X-ray is controlled so as to be larger than 63.6 keV which is twice the energy of the absorption edge.
  • FIGS. 12A and 12B are breast X-ray energy regions (about 10 keV or more), and the photoelectric effect and X-ray spectrum range due to coherent scattering when a compound semiconductor such as CdTe is used as the semiconductor sensor S. It is a figure which shows as a graph.
  • FIG. 12A is a graph showing the photoelectric effect of Cd and the range of the X-ray spectrum.
  • FIG. 12B is a graph showing the photoelectric effect of Te and the range of the X-ray spectrum.
  • the imaging control / image processing apparatus 12 has the upper limit energy of the X-ray spectrum of incident X-rays from the energy 26.7 keV of the K absorption edge of Cd, which is the element having the smallest K absorption edge energy among Cd and Te.
  • the X-ray quality is controlled so as to be small.
  • the imaging control / image processing apparatus 12 is based on the equation (8), and the lower limit energy of the X-ray spectrum of the incident X-ray is L1 of Te which is the element having the largest energy at the L1 absorption edge among Cd and Te.
  • the quality of the X-ray is controlled so as to be larger than 9.9 keV which is twice the energy of the absorption edge.
  • a (light) element having a K absorption edge smaller than the energy range used for generating an X-ray image is used as a beam filter. In that case, since absorption increases as energy decreases, the lower limit energy of the X-ray spectrum is controlled using this.
  • the spread of the signal inside the detector can be reduced, so that the resolution is high.
  • X-ray images can be provided.
  • the spread of the signal is a probabilistic phenomenon, the image noise of the X-ray image can be reduced by reducing the signal spread.

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Abstract

　光子計数型画像検出器は、Ｘ線光子を検出する半導体セルと、検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成するチャージアンプと、電気パルスを波高弁別する比較器と、波高弁別された電気パルスのうち、半導体セルで発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する閾値論理回路と、閾値論理回路による制御に従って、弁別された電気パルスを計数するカウンタと、を備えた。

Description

光子計数型画像検出器、Ｘ線診断装置、及びＸ線コンピュータ断層装置
　本実施形態は、Ｘ線光子（粒子）を計数する光子計数型画像検出器と、その光子計数型画像検出器を備えるＸ線診断装置及びＸ線コンピュータ断層装置（Ｘ線ＣＴ装置）とに関する。
　Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置では、半導体セル（Ｘ線検出物質）と、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路とを備えた光子計数型画像検出器が用いられている。光子計数型画像検出器の理想の動作では、ある画素にエネルギーＥｉｎのＸ線光子がＮ個吸収された場合、Ｘ線光子の入射画素で検出される信号がＥｉｎ×Ｎに比例し、かつ、Ｘ線光子の入射画素の周辺画素の信号がゼロであることが望ましい。
特開２００６－１０１９２６号公報 特開２０００－２３９６１号公報 特開２００７－７４０７号公報
新井康夫　「ＳＯＩ技術による一体化ピクセル検出器の開発」　２００７年６月、高エネルギーニュース　２００７年６月１日
　しかしながら、従来技術によると、実際には、Ｘ線の検出過程において、周辺画素への信号漏れがあるため、Ｘ線光子の入射画素の信号が、Ｅｉｎ×Ｎに比例せず、しかも、Ｘ線光子の入射画素の周辺画素の信号がゼロでない。
　Ｘ線光子の入射画素ではない周辺画素に信号が現れるということは、画像特性としては、空間分解能が劣化していることになる。
　また、周辺画素への信号の漏れる過程は確率過程であるため、複数のＸ線光子がある画素に入射した場合、入射１回ごとに周辺画素への信号漏れの結果は異なる。これは画像特性としては、画像のノイズを形成することに寄与する。
本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置の全体の外観構成を示す斜視図。 本実施形態の光子計数型画像検出器を中心とした電気的なブロック図。 （Ａ）～（Ｅ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器の吸収エネルギーの例を示す図。 （Ａ）～（Ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の入射画素の吸収エネルギーのイベント数を示す図。 （Ａ）～（Ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に１個のＸ線光子が入射する場合の非入射画素の吸収エネルギーのイベント数を示す図。 （Ａ），（Ｂ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素に複数のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器のエネルギースペクトルの例を示す図。 本実施形態の光子計数型画像検出器を構成するある画素にＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器の吸収エネルギーの例を示す図。 本実施形態の光子計数型画像検出器の第１変形例における、比較器を中心とした電気的なブロック図。 ４段の比較器を用いて特性Ｘ線のエネルギーを非計数とする論理演算を説明するための図。 Ｘ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置で用いられる、連続Ｘ線スペクトル及び累積光子数をグラフとして示す図。 （Ａ），（Ｂ）は、胸部Ｘ線エネルギー領域で、半導体センサとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図。 （Ａ），（Ｂ）は、乳房Ｘ線エネルギー領域で、半導体センサとしてＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図。
実施形態
　本実施形態の光子計数型画像検出器、Ｘ線診断装置、及びＸ線ＣＴ装置について、添付図面を参照して説明する。
　本実施形態の光子計数型画像検出器は、上述した課題を解決するために、Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、前記検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成する電気パルス生成部と、前記電気パルスを波高弁別する弁別部と、前記波高弁別された電気パルスのうち、前記Ｘ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する制御部と、前記制御部による制御に従って、前記弁別された電気パルスを計数する計数部と、を備えた。
　本実施形態の光子計数型画像検出器は、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置等に備えられるものであるが、以下、光子計数型画像検出器を、Ｘ線診断装置としての乳房Ｘ線撮影装置に備えるものとして説明する。
　図１は、本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置の全体の外観構成を示す斜視図である。
　図１は、患者の乳房（被検体）を撮影する、本実施形態の乳房Ｘ線撮影装置１を示す。乳房Ｘ線撮影装置１は、撮影台装置１１及び撮影制御／画像処理装置１２によって構成される。
　撮影台装置１１は、アーム部１５、スタンド部１６、接続部１７、及び操作部１８を備える。アーム部１５は、接続部１７を介して回転可能なようにスタンド部１６に支持される。
　アーム部１５は、Ｘ線管２１、線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２、フェイスガード２３、圧迫板２４、グリッド２５、光子計数型画像検出器２６、圧迫フットペダル２７、Ｃアーム上下／回転微調整スイッチ２８、及び報知ランプ２９を備える。スタンド部１６は、情報表示パネル３０及びサイドパネル３１を備える。操作部１８は、撮影条件設定パネル３２及び高電圧供給装置３３を備える。
　アーム部１５のＸ線管２１は、操作部１８の高電圧供給装置３３からの高電圧電力の供給を受けて、この高電圧電力の条件に応じて患者の乳房を介して光子計数型画像検出器２６に向かってＸ線を照射するための真空管である。
　線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２は、Ｘ線管２１の前面に配置される。線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２は、Ｘ線管２１によって発生されたＸ線の線質を調整したり照射野を制限したりするための調整器具である。
　フェイスガード２３は、撮影時に患者の頭部をＸ線被曝から保護するための防護器具である。
　圧迫板２４は、光子計数型画像検出器２６との間で患者の乳房を圧迫するために光子計数型画像検出器２６の上方に設けられる圧迫器具である。圧迫板２４は、透明な樹脂で形成されており、光子計数型画像検出器２６に対して接離可能に支持されている。そして、圧迫板２４を光子計数型画像検出器２６側に移動させることによって患者の乳房を圧迫し、乳房の厚さを薄く略均一にすることが可能である。圧迫板２４は、圧迫フットペダル２７が技師等の撮影者によって操作された場合に、圧迫板２４を上下方向に移動させるためのモータからなる駆動機構（図示しない）が駆動することによって上下方向に移動する。
　グリッド２５は、散乱線を除去して撮影画像のコントラストを改善するための器具である。
　光子計数型画像検出器２６は、後述する、半導体セル（Ｘ線検出物質）Ｓと、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路Ｃとを備える。光子計数型画像検出器２６から出力されるデジタル信号は、撮影制御／画像処理装置１２に出力される。
　圧迫フットペダル２７は、圧迫板２４の上下方向への位置を調整するための、操作者が踏むためのペダルである。
　Ｃアーム上下／回転微調整スイッチ２８は、Ｘ線管２１や光子計数型画像検出器２６等から構成されるＣアームを上下に移動したり回転したりするためのスイッチである。
　報知ランプ２９としては、ＬＥＤ（ｌｉｇｈｔ　ｅｍｉｔｔｉｎｇ　ｄｉｏｄｅ）や、ＬＣＤ（ｌｉｑｕｉｄ　ｃｒｙｓｔａｌ　ｄｉｓｐｌａｙ）等が挙げられる。報知ランプ２９は、撮影制御／画像処理装置１２の制御によって点灯又は点滅する。
　スタンド部１６の情報表示パネル３０は、圧迫情報等の各種情報を表示するためのパネルである。
　サイドパネル３１は、乳房Ｘ線撮影装置１の各部を制御するための操作パネルである。
　操作部１８の撮影条件設定パネル３２は、Ｘ線撮影の条件を設定するためのパネルである。
　高電圧供給装置３３は、アーム部１５のＸ線管２１に電圧を供給する装置である。
　撮影台装置１１のＸ線管２１によってＸ線が発生されると、そのＸ線は線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２によって照射範囲を絞られたうえで、圧迫板２４と光子計数型画像検出器２６との間で圧迫された乳房に照射される。そして、乳房を透過したＸ線は光子計数型画像検出器２６によって検出され、デジタル信号として撮影制御／画像処理装置１２に出力される。
　撮影制御／画像処理装置１２は、乳房Ｘ線撮影装置１全体の動作制御や、撮影台装置１１によって取得された撮影画像に関する画像処理等を行なう装置である。撮影制御／画像処理装置１２は、入力装置４２、表示装置４３、及びスピーカ４４等を含む。
　図２は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を中心とした電気的なブロック図である。
　図２に示すように、光子計数型画像検出器２６は、画素Ｐ毎に、半導体セルＳと、ＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路Ｃとを備える。ここで、図２に示す光子計数型画像検出器２６が、図３（Ａ）～（Ｅ）に示すように、Ａ列１チャンネルの画素Ｐ［Ａ１］からＥ列５チャンネルの画素Ｐ［Ａ１］までの２５個の画素Ｐを備えるものとして説明する。
　各処理回路Ｃは、チャージアンプ５１、波形整形回路５２、ｎ（ｎ：正の整数）段の比較器（Ｄｕａｌ　Ｄｉｓｃｒｉ）５３１～５３ｎ、ｎ段のスイッチ５４１～５４ｎ、閾値論理回路（Ｄｉｓｃｒｉ　Ｌｏｇｉｃ）５５、及びｍ段のカウンタ（Ｃｏｕｎｔｅｒ　ＣＬＫ）５６１～５６ｍを備える。
　チャージアンプ５１は、半導体セルＳの複数の集電電極のそれぞれに接続される。チャージアンプ５１は、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷を電圧パルス信号として出力する。チャージアンプ５１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５２に接続される。
　波形整形回路５２は、検知した電圧パルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。波形整形回路５２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。画素毎の波形整形回路５２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各収集チャンネルの波形整形回路５２から出力された、波形整形されたパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギー量を反映した特性を有することになり、画素間のかかるばらつきは殆ど解消される。波形整形回路５２の出力端は、複数の比較器５３１～５３ｎの比較入力端にそれぞれ接続される。
　比較器５３１～５３ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）～ＴＨｎ（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。波形整形回路５２から１個のパルス信号の波高値（吸収されたＸ線光子のエネルギー）を異なる基準値ＴＨ１～ＴＨｎで比較することで、半導体セルＳで吸収されたＸ線光子（Ｘ線粒子）のエネルギーを、事前に複数に分けて設定されたエネルギー領域のうちいずれかに弁別できる。例えば、ｎが３である場合、パルス信号の波高値が基準値ＴＨ１～ＴＨ３のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギー領域が異なる。波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第１のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、吸収されたＸ線光子のエネルギーは第２のエネルギー領域に含まれるように弁別される。波高値が基準値ＴＨ３（下限基準値ＴＨＬ）以下の場合や、基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、外乱や半導体セルＳやチャージアンプ５１からのホワイトノイズを検出させないものとして弁別される。基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）以上の場合は、他にもＸ線光子が２個以上同時に画素に入射した場合にも起こりうるが、ここではそのような事象は発生確率が低いものとし画像情報を形成する主な信号ではないとして外乱などと同様に扱うものとする。
　なお、基準値の数が３、すなわち、弁別可能なエネルギー領域の数が３の場合に限定されるものではない。基準値の数は、２や４等であってもよいし、場合によっては、１個であってもよい。基準値の数が１の場合には、Ｘ線光子が入射したか否かの情報のみが得られる。比較器５３１～５３ｎの出力端は、スイッチ５４１～５４ｎに接続される。
　スイッチ５４１～５４ｎは、比較器５３１～５３ｎからそれぞれ出力されるパルス信号がスイッチ５４１～５４ｎの基準値ＴＨ１～ＴＨｎを超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。例えば、スイッチ５４１は、比較器５３１から出力されるパルス信号がスイッチ５４１の基準値ＴＨ１を超える場合にオンとなり、それ以外の場合にオフとなるように設計されている。スイッチ５４１～５４ｎの出力端は、閾値論理回路５５に接続されている。
　閾値論理回路５５は、スイッチ５４１～５４ｎからそれぞれ出力されるパルス信号を基に、比較器５３１～５３ｎのうちいずれがオン（オフ）になっているかを読み取り、オンになっている比較器５３１～５３ｎのうちの最大のパルス信号に対応する出力パルスを計数（カウント）するようにクロックパルスを発生する。閾値論理回路５５の複数の出力端は、複数のカウンタ５６１～５６ｍに各別に接続され、クロックパルスを計数する。複数のカウンタ５６１～５６ｍはパルス信号の波高に対応してそれぞれのカウンタに計数するように動作する。例えばＴＨ２を超えＴＨ１より小さなパルスはカウンタ５６１で計数され、ＴＨ３を超えＴＨ２より小さなパルスはカウンタ５６2で計数される（以下同様）。この場合は、必要なカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＝ｎ－１となる。
　別の例ではカウンタの数ｍは、比較器の数ｎを用いて、ｍ＜ｎ－１となることもある。各比較器で波高弁別されたパルス数をそれぞれの波高範囲毎ではなく、複数の波高範囲をまとめて計数する場合がそれに当たる。もっとも小さいカウンタの数ｍは、ｍ＝１である。この場合、閾値論理回路５５が出力するクロックパルスを１つのカウンタにより計数するので、Ｘ線光子のエネルギーの区別をせずに光子数を計数することになる。
　カウンタ５６１～５６ｍは、閾値論理回路５５から出力されるクロックパルスをカウントアップして、各担当するエネルギー領域に入るＸ線光子の数を一定時間に渡って計測する。
　このように、光子計数型画像検出器２６は、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６１～５６ｍにより、光子計数型画像検出器２６の各画素Ｐに入射したＸ線光子の数をカウンタの段数ｍに応じたエネルギー領域毎に計測する。その結果としての計数値、すなわち、Ｘ線光子の計数値は、複数のカウンタ５６１～５６ｍからデジタル量の検出データ（生データ）として読み出される。データ読出しは、ＡＳＩＣ層ＡＳ内に画素Ｐ毎に行なわれる。
　画素Ｐ［Ａ１］～Ｐ［Ｅ５］の計数値データは、撮影制御／画像処理装置１２にそれぞれ送られる。
　図３（Ａ）～（Ｅ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーの例を示す図である。一般に放射線の検出は放射線と検出物質の確率的な相互作用に基づいているため検出物質の層の厚さが十分厚くないと放射線が相互作用をせずに通り抜けてしまうことがある。光子計数型画像検出器２６では半導体セルＳが充分厚く、入射したＸ線光子のほぼ１００％が半導体セルＳ内にエネルギーを付与する相互作用をおこなうものとする。
　図３（Ａ）は、光子計数型画像検出器２６を構成する画素ＰのうちＣ列３チャンネルの画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］にＸ線光子の全エネルギーＥｉｎが吸収された場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（Ｂ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるＫ－Ｘ線の全エネルギーＥｋが入射画素Ｐ［Ｃ３］以外の非入射画素Ｐ［Ｃ２］に吸収された場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（Ｃ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ－Ｘ線が検出膜外に飛び出した場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（Ｄ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ－Ｘ線が非入射画素Ｐ［Ｃ２］で光電効果を起こし、発生したＬ線の全エネルギーＥｌが非入射画素Ｐ［Ｃ２］以外の非入射画素Ｐ［Ｄ１］に吸収される場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。図３（Ｅ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が入射し、入射画素Ｐ［Ｃ３］で起きた光電効果によるエネルギーＥｋのＫ－Ｘ線が非入射画素Ｐ［Ｃ２］で光電効果を起こし、発生したＬ線の全エネルギーＥｌが入射画素Ｐ［Ｃ３］に吸収される場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。
　Ｘ線が検出膜に吸収される過程が確率過程であることから、図３（Ｂ）～（Ｅ）に示した各例はどれもが起こり得るものであるため、エネルギーＥｉｎの１個のＸ線光子が画素Ｐ［Ｃ３］に入射する場合を例にとってみても、入射画素Ｐ［Ｃ３］以外の非入射画素Ｐにもエネルギーが吸収されてしまうため、Ｘ線画像の解像度が劣化する。また、図３（Ｂ）～（Ｅ）に示した各例において入射画素Ｐ［Ｃ３］に蓄積されるエネルギーが一定でなく、また、エネルギーを吸収する非入射画素Ｐが一定していないので、Ｘ線画像の画像ノイズの原因となる。
　図４（Ａ）～（Ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の入射画素Ｐの吸収エネルギーのイベント数を示す図である。なお、図４（Ａ）～（Ｃ）において、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
　図４（Ａ）は、図３（Ａ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎのイベント数を示す。図４（Ｂ）は、図３（Ｂ）～（Ｄ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎ－Ｅｋのイベント数を示す。図４（Ｃ）は、図３（Ｅ）に示す入射画素Ｐ［Ｃ３］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、入射画素Ｐ［Ｃ３］の吸収エネルギーＥｉｎ－Ｅｋ＋Ｅｌのイベント数を示す。図４（Ａ）～（Ｃ）及び後述の図５（Ａ）～（Ｃ）では、比較器の段数ｎとカウンタの段数ｍが十分大きく、入射Ｘ線及び特性Ｘ線のエネルギーを弁別できることを前提としている。
　図５（Ａ）～（Ｃ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに１個のＸ線光子が入射する場合の非入射画素Ｐの吸収エネルギーのイベント数を示す図である。なお、図５（Ａ）～（Ｃ）において、図４（Ａ）～（Ｃ）と同様に、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
　図５（Ａ）は、図３（Ｂ）に示す非入射画素Ｐ［Ｃ２］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｃ２］の吸収エネルギーＥｋのイベント数を示す。図５（Ｂ）は、図３（Ｄ）及び図３（Ｅ）に示す非入射画素Ｐ［Ｃ２］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｃ２］の吸収エネルギーＥｋ－Ｅｌのイベント数を示す。図５（Ｃ）は、図３（Ｄ）に示す非入射画素Ｐ［Ｄ１］のカウンタ５６１～５６ｍが計数する、非入射画素Ｐ［Ｄ１］の吸収エネルギーＥｌのイベント数を示す。
　図６（Ａ），（Ｂ）は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素Ｐに複数のＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６のエネルギースペクトルの例を示す図である。なお、図６（Ａ），（Ｂ）において、図４（Ａ）～（Ｃ）及び図５（Ａ）～（Ｃ）と同様に、エネルギーＥｉｎを「２０」と、エネルギーＥｋを「１２」と、エネルギーＥｌ「５」とする。
　図６（Ａ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの複数のＸ線光子がそれぞれ入射する場合の入射画素Ｐ［Ｃ３］のエネルギースペクトルを示す。図６（Ｂ）は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎの複数のＸ線光子がそれぞれ入射する場合の非入射画素Ｐのエネルギースペクトルを示す。
　複数のＸ線光子が画素Ｐ［Ｃ３］に入射した場合、Ｘ線光子の入射毎に、図３（Ａ）～（Ｅ）を用いて説明したどれかの現象がある確率分布で起こり、これらがＸ線照射期間中に光子計数型画像検出器２６に蓄積される。Ｘ線光子を検出しその吸収エネルギーを弁別する機能が画素Ｐ毎に構成されている光子計数型画像検出器２６において、Ｘ線光子の入射画素Ｐ［Ｃ３］では、図４（Ａ）～（Ｃ）に基づく図６（Ａ）のエネルギースペクトルが得られ、Ｘ線光子の非入射画素Ｐでは、図５（Ａ）～（Ｃ）に基づく図６（Ｂ）のエネルギースペクトルが得られる。なお、図６（Ａ），（Ｂ）では、ある確率分布を仮定している。縦軸は相対値を示す。
　図６（Ａ）に示すように、入射画素Ｐ［Ｃ３］には、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌは現れない。逆に、図６（Ｂ）に示すように、非入射画素Ｐには、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌとそれらの差分エネルギーＥｋ－Ｅｌが現れる。なお、図６（Ａ），（Ｂ）で示す例は、入射Ｘ線のエネルギーＥｉｎの値、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌの値、各現象が起こる確率を適当に設定したものであるが、現実の半導体セルＳについても同様のことが起きる。
　図７は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６を構成するある画素ＰにＸ線光子が入射する場合の光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーの例を示す図である。
　図７は、画素Ｐ［Ｃ３］にエネルギーＥｉｎのＭ（Ｍ：正の整数）個のＸ線光子が入射する場合の、光子計数型画像検出器２６の吸収エネルギーを示す。入射画素Ｐ［Ｃ３］では、エネルギーＥｉｎがｍ１（ｍ１≦Ｍ）回、エネルギーＥｉｎ－Ｅｋがｍ２（ｍ２≦Ｍ）回、エネルギーＥｉｎ－Ｅｋ＋Ｅｌがｍ３（ｍ３≦Ｍ）回検出される。よって、入射画素Ｐ［Ｃ３］の計数結果Ｍは、Ｍ＝（ｍ１＋ｍ２＋ｍ３）であり、特性Ｘ線が確率に支配されて非入射画素Ｐに吸収されたり検出膜の外側に放出されたりすることにより、ｍ１、ｍ２、ｍ３の値が変わってもこれらの合計値である入射画素Ｐ［Ｃ３］の計数結果Ｍは影響を受けない。入射したＸ線光子が半導体セルＳと全く相互作用せずに透過してしまう場合は計数されないが、前述したように光子計数型画像検出器２６では、半導体セルＳが充分厚く入射したＸ線光子のほぼ１００％が半導体セルＳ内にエネルギーを付与する相互作用をおこなうものとするため、上述したように計数結果Ｍは確率の影響をほとんど受けない。
　図２に示す光子計数型画像検出器２６の画素Ｐ毎の複数の比較器５３１～５３ｎは、非入射画素Ｐで発生する特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ－Ｅｌと、それ以外であって入射画素Ｐで吸収されるエネルギー（入射エネルギーＥｉｎと、差分エネルギーＥｉｎ－Ｅｋ，Ｅｉｎ－Ｅｋ＋Ｅｌ）とを弁別し（ｎは４以上）、閾値論理回路５５は、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ－Ｅｌとに基づくクロックパルスをカウンタ５６１～５６ｍに送信しない。よって、カウンタ５６１～５６ｍは、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌと、差分エネルギーＥｋ－Ｅｌとを計数しないことになる。よって、光子計数型画像検出器２６は、入射画素Ｐから漏れ出たＸ線に基づく信号を除去できる。
　また、光子計数型画像検出器２６は、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌ以外のエネルギーについては、エネルギーによらず１イベントは１個と計数することにより、画素Ｐに吸収されたＸ線光子の数を数え落としなく計数できるので、Ｘ線光子の数をノイズなしに知ることができる。
　（第１変形例）
　Ｘ線診断装置で使用する入射Ｘ線のエネルギーと半導体セルＳを構成するＸ線検出物質により、入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギーと、特性Ｘ線のエネルギーと、入射Ｘ線のエネルギーとが次の式（１）に示すような大小関係の場合がある。その場合、上述の光子計数型画像検出器２６によると、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とするためには、比較器５３１～５３ｎ等が多段である必要があり、光子計数型画像検出器２６の回路規模が大きくなるが、次のように実施することができる。
　［数１］
　　入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギー
　　　　　　＜特性Ｘ線のエネルギー＜入射Ｘ線のエネルギー　…（１）
　図８は、本実施形態の光子計数型画像検出器２６の第１変形例における、比較器５３１～５３ｎを中心とした電気的なブロック図である。
　図８に示す光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、図２に示す各処理回路Ｃのｎを４としている。すなわち、光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、各処理回路Ｃは、チャージアンプ５１、波形整形回路５２、４段の比較器５３１～５３４、閾値論理回路５５、及び４段のカウンタ５６１～５６４を備える。
　光子計数型画像検出器２６の第１変形例では、比較器５３１の基準入力端には基準値ＴＨ１（上限基準値ＴＨＨ）が印加され、比較器５３２の基準入力端には基準値ＴＨ２が印加され、比較器５３３の基準入力端には基準値ＴＨ３が印加され、比較器５３４の基準入力端には基準値ＴＨ４（下限基準値ＴＨＬ）が印加されている。ここで、基準値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３，ＴＨ４をそれぞれ次の式（２）のように設定する。
　［数２］
　　ＴＨ４＜入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギー＜ＴＨ３
　　　　＜特性Ｘ線のエネルギー＜ＴＨ２＜入射Ｘ線のエネルギー
　　　　＜ＴＨ１　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
　図９は、４段の比較器５３１～５３４を用いて特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とする論理演算を説明するための図である。
　図９に示すように、閾値論理回路５５は、比較器５３４からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３３，５３２，５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギーであると判断する。閾値論理回路５５は、比較器５３３からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３２，５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは特性Ｘ線のエネルギーであると判断する。閾値論理回路５５は、比較器５３２からパルス信号を取得し、かつ、比較器５３１からパルス信号を取得しない場合、吸収されたエネルギーは入射Ｘ線のエネルギーであると判断する。
　図９で説明した閾値論理回路５５によると特性Ｘ線エネルギーを識別できるので、吸収されたエネルギーが特性Ｘ線エネルギーと判断された場合にカウンタ５６１～５６ｍにクロックパルスを出力しないことで、４段の比較器５３１～５３４で特性Ｘ線エネルギーを非計数とする構成を実現できる。
　（第２変形例）
　上述の光子計数型画像検出器２６によると、特性Ｘ線のエネルギーＥｋ，Ｅｌを非計数とするためには、比較器５３１～５３ｎ等が多段である必要があり、光子計数型画像検出器２６の回路規模が大きくなる。入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギーと、特性Ｘ線のエネルギーと、入射Ｘ線のエネルギーとが次の式（３）に示すような大小関係となるようにＸ線診断装置で用いられるＸ線エネルギーと半導体セルＳを構成するＸ線検出物質とを適切に選定することにより回路規模を小さくすることができる。なお、次の式（３）に示す閾値余裕幅（ｅｎ）は、回路ノイズにより決まる電圧をＸ線エネルギーに換算したもので、回路ノイズが小さければ、閾値余裕幅（ｅｎ）も小さくてよい。
　［数３］
　　入射Ｘ線のエネルギー－特性Ｘ線のエネルギー
　　　　＞特性Ｘ線のエネルギー＋閾値余裕幅（ｅｎ）　　　　…（３）
　式（３）に示す関係は、次の式（４）に変形できる。
　［数４］
　　入射Ｘ線のエネルギー
　　　　＞２×特性Ｘ線エネルギー＋閾値余裕幅（ｅｎ）　　　…（４）
　また、ここで、特性Ｘ線のエネルギーとして、入射Ｘ線によって発生する特性Ｘ線のエネルギーのみを考える。特性Ｘ線、例えば、Ｋ－Ｘ線が発生するためには、入射Ｘ線のエネルギーがＫ吸収端よりも大きいことが必要である。入射Ｘ線のエネルギーが、実用上Ｋ吸収端よりも小さい範囲に限定されている場合は、Ｋ－Ｘ線は考慮せず、Ｌ－Ｘ線及びＭ－Ｘ線を考慮する。つまり、光子計数型画像検出器２６を備える乳房Ｘ線撮影装置１等のＸ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置では連続スペクトルのＸ線が用いられるので、Ｘ線スペクトルの上限エネルギーがＫ吸収端よりも小さい範囲に限定されている場合は、Ｋ－Ｘ線は考慮しなくてよい。
　図１０は、Ｘ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置で用いられる、連続Ｘ線スペクトル及び累積光子数をグラフとして示す図である。図１０は、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの上限エネルギー及び下限エネルギーの一例を示す。
　図１０は、Ｘ線スペクトルの全体が含まれるエネルギー範囲のＸ線スペクトル（光子数）と、ある物理量（例えば、エネルギー及び光子数等）の累積積分曲線としての累積光子数とを示す。図１０に示す例では、Ｘ線スペクトルの上限エネルギーを、光子数全体の９９％以上に相当するエネルギー範囲の下限と定義する。また、Ｘ線スペクトルの下限エネルギーを、光子数全体の１％以下に相当するエネルギー範囲の上限と定義する。
　撮影制御／画像処理装置１２は、入射Ｘ線のＸ線スペクトル及び、Ｘ線スペクトルの上限エネルギー及び下限エネルギーを図１０に示すように制御するために、Ｘ線管２１の陽極材料と、Ｘ線管２１に印加する管電圧と、線質調整フィルタ／照射野制限マスク２２とを制御することでＸ線の線質を制御する。
　以上のように入射Ｘ線のスペクトルを制御し半導体セルＳの適切な選定を行なえば、２段の比較器５４１，５４２を備える構成とすることができることを以下に示す。入射Ｘ線のエネルギーと半導体セルＳとの適切な制御及び選定を行ない、基準値ＴＨＨ，ＴＨＬを、次の式（５－１），（５－２）にように設定する。なお、式（５－１）に示す入射Ｘ線の最大エネルギー（電圧）は、入射Ｘ線の内の最大エネルギーを電圧に換算した場合の電圧値である。また、式（５－２）に示す特性Ｘ線のエネルギー（電圧）は、特性Ｘ線のエネルギーを電圧に換算した場合の電圧値である。
　［数５］
　　比較器５４１の上限基準値ＴＨＨ
　　　＝入射Ｘ線の最大エネルギー（電圧）　　　　　　　　…（５－１）
　　比較器５４２の下限基準値ＴＨＬ
　　　＝特性Ｘ線のエネルギー（電圧）＋閾値余裕幅（ｅｎ）…（５－２）
　光子計数型画像検出器２６を備える乳房Ｘ線撮影装置１等のＸ線診断装置や、Ｘ線ＣＴ装置では、連続スペクトルのＸ線が用いられるが、式（４）の関係を連続スペクトルの場合に適用すると、次の式（６）のようになる。
　［数６］
　　Ｘ線スペクトルの下限エネルギー
　　　　＞２×特性Ｘ線のエネルギー＋閾値余裕幅（ｅｎ）　　…（６）
　また、式（５－１）は、次の式（７）のように変換できる。
　［数７］
　　比較器５４１の上限基準値ＴＨＨ
　　　　＝Ｘ線スペクトルの上限エネルギー（電圧）　　　　　…（７）
　式（７）を用いて、Ｘ線スペクトルの上限エネルギー（例えば、図１０）から比較器５４１の上限基準値ＴＨＨを決定できる。また、式（５－２）を用いて、特性Ｘ線のエネルギーを基に比較器５４２の下限基準値ＴＨＬを決定できる。
　ここで、「特性Ｘ線」は、詳しくは複数のエネルギーのＸ線をひとまとまりにした名称である。すなわち、Ｋ－Ｘ線であれば、Ｋα１（Ｋ－Ｌ３）線、Ｋα２（Ｋ－Ｌ２）線、及びＫβ１（Ｋ－Ｍ３）線等を含んでいる。また、特性Ｘ線は、Ｋ－Ｘ線だけに限らず、Ｌ－Ｘ線やＭ－Ｘ線等も含んでいる。これらは異なるエネルギーをもつので、本実施形態の趣旨からは、式（６）における「特性Ｘ線のエネルギー」は、「入射Ｘ線により発生する特性Ｘ線のうちの最大のエネルギー」を指すものとする。
　また、元素の吸収端エネルギーは「特性Ｘ線のうちの最大のエネルギー」より僅かに大きいので、次の式（８）を用いても実用上同様の効果を得ることができる。
　［数８］
　　Ｘ線スペクトルの下限エネルギー
　　　　＞２×吸収端エネルギー＋閾値余裕幅（ｅｎ）　　　　…（８）
　本実施形態の光子計数型画像検出器２６の第２変形例について、図１１（Ａ），（Ｂ）及び図１２（Ａ），（Ｂ）を用いて説明する。
　図１１（Ａ），（Ｂ）は、胸部Ｘ線エネルギー領域（約５０ｋｅＶ以上）で、半導体センサＳとして化合物半導体、例えばＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。図１１（Ａ）は、Ｃｄ（Ｃａｄｍｉｕｍ）の光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。図１１（Ｂ）は、Ｔｅ（Ｔｅｌｌｕｒｉｕｍ）の光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。なお、半導体センサＳとして化合物半導体は、２種類の元素から構成されるＣｄＴｅの他、３種類の元素から構成されるＣｄＺｎＴｅ等であってもよい。
　胸部Ｘ線エネルギー領域の場合、図１１（Ａ），（Ｂ）に示すグラフを基に、ＣｄのＫ吸収端のエネルギーと、ＴｅのＫ吸収端のエネルギーとは次の式（９）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、式（８）を基に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、Ｃｄ及びＴｅのうちＫ吸収端のエネルギーが最も大きい元素であるＴｅのＫ吸収端のエネルギーの２倍である６３.６ｋｅＶより大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
　［数９］
　　ＣｄのＫ吸収端
　　　　＝２６．７ｋｅＶ＜ＴｅのＫ吸収端＝３１．８ｋｅＶ　…（９）
　ここで、半導体センサＳとしてＳｅ等の単体の元素を使用する場合を考える。その場合、撮影制御／画像処理装置１２は、単に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、単体の元素のＫ吸収端のエネルギーの２倍より大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
　図１２（Ａ），（Ｂ）は、乳房Ｘ線エネルギー領域（約１０ｋｅＶ以上）で、半導体センサＳとして化合物半導体、例えばＣｄＴｅを使用する場合の干渉性散乱による光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。図１２（Ａ）は、Ｃｄの光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。図１２（Ｂ）は、Ｔｅの光電効果とＸ線スペクトルの範囲とをグラフとして示す図である。
　乳房Ｘ線エネルギー領域の場合、図１２（Ａ），（Ｂ）に示すグラフを基に、ＣｄのＫ吸収端のエネルギーと、ＴｅのＫ吸収端のエネルギーとは次の式（１０－１）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの上限エネルギーが、Ｃｄ及びＴｅのうちＫ吸収端のエネルギーが最も小さい元素であるＣｄのＫ吸収端のエネルギー２６．７ｋｅＶより小さくなるようにＸ線の線質を制御する。また、乳房Ｘ線エネルギー領域の場合、図１２（Ａ），（Ｂ）に示すグラフを基に、ＣｄのＬ１吸収端のエネルギーと、ＴｅのＬ１吸収端のエネルギーとは次の式（１０－２）のような関係にある。よって、撮影制御／画像処理装置１２は、式（８）を基に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、Ｃｄ及びＴｅのうちＬ１吸収端のエネルギーが最も大きい元素であるＴｅのＬ１吸収端のエネルギーの２倍である９．９ｋｅＶより大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
　［数１０］
　　ＣｄのＫ吸収端＝２６．７ｋｅＶ
　　　　＜ＴｅのＫ吸収端＝３１．８ｋｅＶ　　　　　　　…（１０－１）
　　ＣｄのＬ１吸収端＝４．２ｋｅＶ
　　　　＜ＴｅのＬ１吸収端＝４．９５ｋｅＶ　　　　　　…（１０－２）
　ここで、半導体センサＳとしてＳｅ等の単体の元素を使用する場合を考える。その場合、撮影制御／画像処理装置１２は、単に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの上限エネルギーが、単体の元素のＫ吸収端のエネルギーより小さくなるようにＸ線の線質を制御する。また、撮影制御／画像処理装置１２は、単に、入射Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、単体の元素のＬ１吸収端のエネルギーの２倍より大きくなるようにＸ線の線質を制御する。
　なお、撮影制御／画像処理装置１２が行なうＸ線スペクトルの上限エネルギーの制御の具体例を説明する。Ｘ線管２１の管電圧をＥｔｕｂｅ［ｋＶ］とすると、入射Ｘ線のＸ線スペクトルは、Ｅｔｕｂｅ［ｋｅＶ］以下に制限される。また、別の方法として、Ｘ線管２１の照射口付近に、所定の元素を含むビームフィルタを設置すると、元素のＫ吸収端Ｅｋ＿ｂｍｆｌｔよりわずかに大きいエネルギーでのＸ線吸収が大きくなるので、Ｅｋ＿ｂｍｆｌｔがＸ線スペクトルの高エネルギー側に相当する元素を選択することにより、スペクトルの上限を制御することができる。
　また、撮影制御／画像処理装置１２が行なうＸ線スペクトルの下限エネルギーの制御の具体例を説明する。Ｘ線画像の生成に使用するエネルギー範囲よりも小さいＫ吸収端を有する（軽い）元素をビームフィルタとして用いる。その場合、エネルギーが小さくなるに従って吸収が大きくなるので、それを利用してＸ線スペクトルの下限エネルギーを制御する。
　本実施形態の光子計数型画像検出器２６や、光子計数型画像検出器２６を備えるＸ線診断装置及びＸ線ＣＴ装置によると、検出器内部での信号の広がりを低減できるので、解像度の高いＸ線画像を提供することができる。また、信号の広がりは確率的な現象であるので、信号広がりを低減することでＸ線画像の画像ノイズを低減することもできる。
　さらに、本実施形態の光子計数型画像検出器２６の変形例や、光子計数型画像検出器２６の変形例を備えるＸ線診断装置及びＸ線ＣＴ装置によると、複雑な（多段の）回路構成を用いることなく、解像度の高いＸ線画像を提供することができる。
　以上、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、変更を行なうことができる。これらの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。

Claims (13)

  1. 　Ｘ線光子を検出するＸ線検出物質と、
    　前記検出されたＸ線光子に応答して集電される電荷を基に、電気パルスを生成する電気パルス生成部と、
    　前記電気パルスを波高弁別する弁別部と、
    　前記波高弁別された電気パルスのうち、前記Ｘ線検出物質で発生する特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスを非計数とするように制御する制御部と、
    　前記制御部による制御に従って、前記弁別された電気パルスを計数する計数部と、
    を備えた光子計数型画像検出器。
  2. 　請求項１に記載の前記光子計数型画像検出器を備えたＸ線診断装置。
  3. 　前記制御部は、前記波高弁別された電気パルスのうち、前記特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスと、前記Ｘ線検出物質で発生する、複数の異なる特性Ｘ線のエネルギーの差分エネルギーに対応する電気パルスとを非計数とするように制御する請求項２に記載のＸ線診断装置。
  4. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記Ｘ線検出物質の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２又は３に記載のＸ線診断装置。
  5. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記Ｘ線検出物質が複数の元素によって構成される場合、前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、前記複数の元素の特性Ｘ線エネルギーのうち最も大きい特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２又は３に記載のＸ線診断装置。
  6. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２又は３に記載のＸ線診断装置。
  7. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記Ｘ線検出物質が複数の元素によって構成される場合、前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、前記複数の元素の第２の特性Ｘ線エネルギーのうち最も大きい第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが、前記複数の元素の第１の特性Ｘ線エネルギーのうち最も小さい第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項２又は３に記載のＸ線診断装置。
  8. 　請求項１に記載の前記光子計数型画像検出器を備えたＸ線コンピュータ断層装置。
  9. 　前記制御部は、前記波高弁別された電気パルスのうち、前記特性Ｘ線のエネルギーに対応する電気パルスと、前記Ｘ線検出物質で発生する、複数の異なる特性Ｘ線のエネルギーの差分エネルギーに対応する電気パルスとを非計数とするように制御する請求項６に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
  10. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記Ｘ線検出物質の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項６又は７に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
  11. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記Ｘ線検出物質が複数の元素によって構成される場合、前記線質制御部は、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、前記複数の元素の特性Ｘ線エネルギーのうち最も大きい特性Ｘ線エネルギーの２倍を超えるように前記Ｘ線の線質を制御する請求項６又は７に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
  12. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが前記第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項６又は７に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
  13. 　前記Ｘ線管の陽極材料と、前記Ｘ線管に印加する管電圧と、前記Ｘ線管の前面に配置される線質フィルタとを制御することで、前記Ｘ線の線質を制御する線質制御部をさらに備え、
    　前記Ｘ線検出物質が複数の元素によって構成される場合、前記線質制御部は、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第１の特性Ｘ線エネルギーと、前記第１の特性Ｘ線エネルギーよりエネルギーが小さい、前記特性Ｘ線エネルギーとしての第２の特性エネルギーとを含み、かつ、前記第１の特性Ｘ線エネルギーと前記第２の特性Ｘ線エネルギーとの間に別の特性Ｘ線エネルギーが存在しない場合、前記Ｘ線のＸ線スペクトルの下限エネルギーが、前記複数の元素の第２の特性Ｘ線エネルギーのうち最も大きい第２の特性Ｘ線エネルギーの２倍を超え、かつ、前記Ｘ線スペクトルの上限エネルギーが、前記複数の元素の第１の特性Ｘ線エネルギーのうち最も小さい第１の特性Ｘ線エネルギーを超えないように前記Ｘ線の線質を制御する請求項６又は７に記載のＸ線コンピュータ断層装置。
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