放射线拍摄装置、放射线计数装置以及放射线拍摄方法

摘要

像素的细化、电路死时间的降低、散射线和电荷共享的处理对于提高光子计数X射线CT(Photon Counting CT)的性能是重要的。另外，因为电路数增加而削减每个电路的消耗功率是重要的。基于这样的制约来提供一种执行散射线处理的电路。在各像素(9)中包含用于判定在其附近的其他像素(9)中是否同时检测出放射线的电路(23)，基于该判定结果来切换进行放射线计数的计数器(24)。根据该结果，主要将非同时事件的计数用于再构成数据，对于同时计数在执行修正后用于再构成数据。

说明书

技术领域

本发明涉及一种基于放射线的计数值再构成图像的放射线拍摄装置。

背景技术

X射线CT装置是根据从X射线管产生的X射线透过了被检者的身体时的衰减求出被检体的断层图像的装置，提出了被称为光子计数的方法，该方法通过检测器的各像素来区别地检测各个X射线的能量。

在X射线的拍摄中与核医学用检查等相比放射线的产生数量多，检测器中的计数率变高。由此，需要通过减小检测器像素来降低每个像素的计数率。在通常的X射线CT的检测器中通过约1mm间距使检测器排列，但是在对光子的数量进行计数的光子计数CT(Photoncounting CT)中需要将检测器细化为0.5mm至0.05mm的间距。但是，如果对检测器像素进行细化，则在检测X射线时，产生由于特征X射线的产生或康普顿散射等分割为多个检测器像素来进行检测的现象、或通过X射线产生的电子云跨越2个像素的电荷共享等。当这些现象产生时，本来应检测为一个高能量的事件被检测为2个低能量的事件。这样的误检测使图像恶化，因此需要消除误检测。

作为检查这样的误检测的方法，具有作为专利文献1所举出的在检测器内的散射线的处理方法。通过这样的方法能够处理在检测器内分割后的信号。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2008-89384号公报

发明内容

发明所要解决的课题

但是，专利文献1与PET(Positron Emission Computed Tomography，正电子发射计算机断层扫描)相关，在如X射线CT那样放射线的入射率高于PET时，处理需要花费时间，并且死时间增加。

另外，在用于X射线CT的半导体检测器的情况下，由于通过电极分割形成像素，因此产生在信号检测过程中在邻接像素中暂时产生感应电荷这样的问题。因此在现有的合计峰值的方法中会产生检测出高于本来的值的信号这样的问题。

鉴于如上所述的现有技术的课题，本发明的课题在于提供一种能够更加恰当地对放射线(光子)进行计数的放射线拍摄装置等。

解决课题的手段

为了解决上述课题，在各个像素内，监视其附近的检测器(像素)，判定在附近的检测器中是否同时地进行了计数，使用能量高的数据来取得图像再现用数据。更具体来说，放射线拍摄装置具备：放射线检测器，其具备检测放射线的多个检测器像素；能量测量电路，其基于所述放射线检测器输出的信号来测量所述检测器像素检测到放射线时的能量；多个计数器，其对放射线的检测数进行计数；同时判定电路，其在检测到所述放射线时判定在所述检测器像素附近的其他检测器像素中是否同时检测到放射线；计数器控制电路，其基于所述同时判定电路的同时判定的有无和所述能量测量电路的能量来控制所述计数器的增加的动作；以及数据处理装置，其使用所述计数器的值来进行图像再现。

通过参照附图来说明后述的发明的实施方式，用于解决其他课题的手段变得明确。

发明的效果

通过本发明，能够提供一种能够更加恰当地对放射线(光子)进行计数的放射线拍摄装置等。

附图说明

图1表示本发明的第一实施例的装置的一个例子。

图2表示本发明的第一实施例的检测器面板的结构例。

图3表示本发明的第一实施例的检测器模块的结构例。

图4表示本发明的第一实施例的电路的结构例。

图5表示本发明的第一实施例的判定流程。

图6表示本发明的第一实施例的事件的发生例子。

图7表示本发明的第一实施例的与图6对应的事件的处理例子。

图8表示本发明的第二实施例的电路的结构。

图9表示本发明的第三实施例的电路的结构。

具体实施方式

以下使用附图来说明本发明的放射线拍摄装置以及放射线计数装置中的散射线判定的实施方式(以下称为“实施例”)。另外，一并说明放射线拍摄方法。

<第一实施例>

使用图1至图7来说明本发明的第一实施例的放射线拍摄装置、放射线计数装置以及放射线拍摄方法(考虑了检测器内的散射线的散射线处理方法)。图1表示了本实施例的装置即X射线CT装置S的一个例子。

如图1所示，本实施例的X射线CT装置(光子计数X射线CT装置)S包含台架1、对收集到的数据进行处理/图像再现的数据处理装置2、显示处理后的图像的图像显示装置3。台架1附带平床4，用于保持被检者5。平床4向台架1的开口部水平移动，使被检者5移动到台架1内。

在台架1内相对地配置了X射线管6和检测器面板7。X射线管6和检测器面板7在被检者5的周围在相对的状态下以每秒1至3圈的程度进行旋转，取得从被检者5的各个方向的投影图像。X射线管6通过100kV左右的高电压对电子进行加速。使用高电场对电子进行加速并使其碰撞目标，由此产生X射线。产生的X射线透射被检者5并到达检测器面板7。此时，X射线强度因被检者5而衰减，所以能够通过得知该衰减量来取得体内的信息。为了得知能量的衰减量的不同，使X射线管的电压、用于控制产生量的电流进行变化。

图2表示检测器面板的结构例，检测器面板7实际上如图2所示，排列了由多个检测器像素9构成的检测器模块8。检测器模块8配置在中心为X射线管6的位置的圆弧上。虽然未图示，但是在检测器模块8的面向X射线管6的面上安装了用于消除X射线在被检者5体内散射后的散射X射线的准直器。

使用图3来说明检测器模块8的构成(结构)。检测器模块8在保持基板12上装载了多个ASIC(Application Specific Integrated Circuit，专用集成电路)11。ASIC11通过键合线与基板连接，进行电源的供给和控制。在ASIC11的表面设置了用于与检测器10连接的焊盘，经由该焊盘来连接检测器10。检测器10的电极间距被制成与ASIC11的电极间距为相同的间距，一个检测器像素9与一个读出电路20(参照后述的图4)相连接。在ASIC11与检测器10的连接中使用焊锡或导电性粘接剂等。另外，为了确保粘接强度，也可以在电极部以外使用底部填充胶等非导电性的粘接剂。此外，ASIC11相当于对图像再现用的X射线(放射线)进行计数的“放射线计数装置”。另外，读出电路块20相当于“测量电路”。

检测器10与背景技术一样能够由CdTe或CdZnTe构成，在半导体元件的相对的2个面上形成电极。例如，在半导体元件的一个面上整个面形成了电极，为了收集基于X射线与半导体元件之间的相互作用而产生的电荷在相对的电极间施加高电压。半导体元件的相反面的电极通过构图成为像素，即构成各检测器像素9来读出电荷信号。两电极使用金或铂来形成。检测器的变长为10至20mm左右，如果是基于光子计数CT的0.5mm的像素则一列排列20至40个像素，因为平面地配置所以在一个元件中形成了数百至数千个像素。一般排列多个检测器像素9的形状为四边形的像素，但是例如也能够排列尺寸不同的多个元件、或者与用于去除散射线的网格位置(准直器的位置)相匹配地来变更像素的尺寸。关于元件的厚度，具备为了检测X射线而足够的厚度，在医疗用装置中具有2mm左右的厚度。

优选通过使检测器10大于ASIC11，并具有足够的厚度来防止放射线(X射线)照射ASIC11防止ASIC11由于X射线而受到损坏。另外，通过在检测器10的外周部分设置保护环，使元件沿面的漏电流不会流过ASIC11的检测电路，除此以外还能够得到接近于平行电场的效果。此外，在图3中，为了作图方便，相比检测器10将ASIC11图示得大。

对于作为放射线计数装置的ASIC11的电路，使用表示电路结构例的图4来进行说明。ASIC11将由检测器10产生的每个检测器像素9的电荷变换为电信号，并基于其大小来收集数据。如图4所示，ASIC11包含多个读出电路块20和数据收集电路25。在图中读出电路块20排列为一列(表示为一维)，但实际上是在纵向和横向上排列了读出电路块20(对应于后述的图6的排列来排列)。当然，在缩短配线的长度且使长度均匀这一点上优选读出电路块20的排列与检测器像素9的结构(排列)一致，与检测器像素9的配置相符地变更读出电路块20侧的排列。因为在本实施例中如后所述进行数纳秒nsec级别的信号处理，所以期望缩短配线和使长度均匀。此外，长度均匀是指使检测器像素9与读出电路块20之间的配线的距离无论在哪个检测器像素9与读出电路块20的组合中均相同。

检测器像素9与读出电路块20内的电荷放大器21相连接。电荷放大器21使用反馈电容将电荷信号变换为电压信号。因为检测器像素9产生与反应出的X射线的能量成比例的电荷，所以电荷放大器21的输出波高也与能量成比例。虽然未图示，但是为了防止在反馈电容中持续积存电荷，设置对电荷进行复位的开关，或者通过电阻使积存的电荷进行放电。

电荷放大器21的输出与多个比较器22(22a、22b)相连接。比较器22a和比较器22b分别将不同的电压作为比较对象，在超过了阈值时产生触发信号。通过提高比较器22b的阈值，降低比较器22a的阈值，在能量低时只有比较器22a产生触发，在能量高时比较器22a和比较器22b双方产生触发。在本实施例中设比较器为2个，但也可以使用更多的比较器22来进行能量的测定。另外，在作为能量的测定方法使用了ADC(Analog-to-DigitalConverter，模拟数字变换器)的基础上，为了求出每个能量窗的计数值可以执行通过数字电路的比较。通过调整阈值，能够对进入了特定的能量窗的X射线事件进行计数。此外，比较器22相当于测量检测器像素9检测到X射线(放射线)时的能量的“能量测量电路”。

比较器22的输出与具备同时判定电路23a和计数器控制电路23b的控制电路23相连接。该控制电路23除了接受自身归属的读出电路块20内的比较器22的输出以外，还接受附近的其他读出电路块20内的比较器22的输出(对于“附近”的范围，将在后面参照图7进行叙述)。控制电路23根据这些比较器22的输出条件来控制计数器24使计数增进。多个计数器24与控制电路23相连接，例如在读出电路块20内的比较器为2个时，通过两种能量窗以及同时计数与非同时计数的组合，如图4所示，总共具有4个计数器24。

具体来说，因为在图4的例子中比较器22是阈值不同的比较器22a(低阈值)和比较器22b(高阈值)这2个比较器，所以能量窗也是高低2个。即，4个计数器24中的2个是非同时计数的能量窗1(低能量)的计数器24和能量窗2(高能量)的计数器24。在图4中，在计数器24的框中记载为“N_L”(非同时_低)和“N_H”(非同时_高)。另外，剩余2个是同时计数的能量窗1(低能量)的计数器24和能量窗2(高能量)的计数器24。在图4中，在计数器24的框中记载为“C_L”(同时_低)和“C_H”(同时_高)。此外，“N”是Non-Coincidence(非同时)的省略，“C”是Coincidence(同时)的省略。此外，当在读出电路块20内的比较器22增到4个时，计数器24的数量变为8个。此外，该实施例的控制电路23如上所述，具备进行同时判定的同时判定电路23a和进行计数器24的控制的计数器控制电路23b。

数据收集电路25根据来自外部的控制信号，向数据处理装置2传送计数器24的计数值。在装置内存在多个数据收集电路25。为此，经由对这些数据收集电路25进行协调的电路(图示省略)来传送数据。另外，数据收集电路25在读出后对计数器24的值进行复位。

图5是判定流程，使用图5来说明第一实施例的控制电路23的动作。控制电路23将读出电路块20内的比较器22的输出作为触发来进行动作(步骤S1)。控制电路23的同时判定电路23a当接收到触发时，检查在一定的时间(时间窗的期间)，例如5nsec的期间，在附近的通道(附近的读出电路块20)中是否产生了触发(步骤S2)。关于取得一定的时间(时间窗)，根据产生电荷量或电荷产生位置使得触发的产生时间摆动，因此期望将该摆动范围内的最小时间设为判定时间。在附近没有产生同时事件(触发)时(步骤S3→否)，控制电路23的计数器控制电路23b测定自身的读出电路块20中的峰值，并确定信号的能量窗(步骤S4)。这使用产生触发的比较器22a、22b中的具有最高阈值的比较器的值。如此，能够分类为与比较器22的数量相同的值的能量窗。此外，在图5中将能量窗省略记载为“EW”。

此外，因为2个比较器22中比较器22a的阈值低，所以比较器22a早于阈值高的比较器22b产生触发。因此，在本实施例中，将比较器22a的输出设为触发。当然，也可以将比较器22b的输出用作触发，但是在将比较器22b的输出作为触发时，由于阈值的不同存在即使比较器22a进行了输出比较器22b也未进行输出的时候，所以优先将比较器22a的输出设为触发。另外，同时判定电路23a将比较器22a的输出作为触发来进行同时判定的处理。

计数器控制电路23b在测定出的能量窗确定时(步骤S4)，针对与之对应的能量窗的计数器24加1。在该例子中使非同时计数的计数器24(N_L或N_H)增进(步骤S5)。例如，在只有阈值低的比较器22a产生触发，阈值高的比较器22b未产生触发时，能够测定能量窗为1。此时，在步骤S5中对非同时计数的能量窗1(N_L)的计数器24进行加法运算(N_L→+1)。如果在阈值高的比较器22b也产生触发的情况下，在步骤S5中对非同时计数的能量窗2(N_H)的计数器24进行加法运算(N_H→+1)，但是不对能量窗1(N_L)的计数器24进行加法运算。

当在判定为同时的一定时间内(例如5nsec的时间窗内)在附近的通道(附近的检测器像素9涉及的读出电路块20的比较器22)产生了触发时，因为这是产生了同时事件(步骤S3→是)，计数器控制电路23b将该附近的通道(以下适当称为“像素”)的能量窗与自身的能量窗进行比较。即，比较峰值(步骤S6)。在自身的能量窗高于附近像素的能量窗时(步骤S7→是)，认为由于自身的事件而诱发了在附近的像素产生的触发。因此，该能量窗高的像素的计数器控制电路23b控制与自身连接的计数器24。具体来说，该计数器控制电路23b在步骤S8中使与同时计数的能量窗相对应的计数器24，在此使同时计数的能量窗2的计数器24增进1(C_H→+1)。

另一方面，当在附近的像素产生的事件中具有能量窗比自身的能量窗高的能量窗的像素不存在时(步骤S7→否)，是附近的像素的能量窗比自身高(步骤S9→否)以及附近的像素的能量窗与自身的能量窗相同(步骤S9→是)中的某一个。

在附近的像素的峰值高时，即在附近不存在与自身相同的能量窗的像素时(步骤S9→否)，能够认为自身的触发是由于附近的像素(附近的检测器像素9)的事件而诱发的事件，因此计数器控制电路23b针对与自身连接的计数器24使无论哪一个计数器24都不增进(步骤S10)。另一方面，在能量窗与附近的像素相同时(步骤S9→是)，无法确定同时事件的主要发生源。因此，计数器控制电路23b使同时计数的计数器24增进0.5(步骤S11)。此外，在该步骤S9为是时(即存在相同能量窗的像素时)，存在能量窗(峰值)为低的值且相同的时候(自身和附近的像素均只有比较器22a进行输出时)和能量窗为高的值且相同的时候(自身和附近的像素均是比较器22a和比较器22b都进行输出时)这两个情况。在前者的情况下对同时计数的能量窗1的计数器24相加0.5(C_L→+0.5)，在后者的情况下对同时计数的能量窗2的计数器24相加0.5(C_H→+0.5)。即，计数器控制电路23b在控制计数器24的增加的动作时，基于同时判定的结果来变更计数值的增加量。

此外，实际上数字电路的计数器24无法对0.5进行计数，因此使2倍的值进入同时计数的计数器24，在全部的计数已结束的最后处理中通过对计数值乘以0.5来取得最终的计数值。虽然记载为在步骤S8中对能量窗2的计数器24加1(C_H→+1)，但是为了与步骤S11取得匹配在步骤S8中也使2倍的值进入计数器24。即，在具有同时事件时(步骤S3→是时)，在步骤S8中使计数器24增进时以及在步骤S11中使计数器24增进时均以2倍的值来增进，并最后取一半。

此外，考虑检测器10、读出电路块20的响应特性等来决定上述的时间窗的幅度，在该例子中作为一个例子将时间窗设为5nsec，但是当扩大时间窗时成为偶发同时计数增加的倾向。在提高了放射线(X射线)的入射率时，时间窗狭窄的一方偶发性的同时计数减少因此是理想的，但是当缩窄时间窗时，如上所述触发的产生时间的摆动的影响变大。考虑到这些点，关于时间窗优选在3～10nsec的范围内进行设定。上述5nsec这样的时间窗的值在该3～10nsec的范围内。

接着，使用图6以及图7来说明实际处理的例子。图6示意性地表示了将检测器像素9在平面上排列的状态(格状排列)的一部分。在附图的例子中，检测器10在横向排列6个检测器像素9，在纵向排列5个检测器像素9，排列为格状。因为1个检测器像素9与1个像素(并且读出电路块20)相对应，所以在图6(以及图7)的例子中，检测器10具备30像素(＝6×5像素)的检测器像素9。在图6中4个单独的X射线入射，在各个像素中记录为事件。图中的EW表示能量窗，“E＝”所示的数值越大表示测量到越高的能量。例如，X射线事件100A在1个像素中产生能量窗1(EW＝1)的触发。X射线事件100B产生1个能量窗2(EW＝2)的事件，X射线事件100C产生2个能量窗2(EW＝2)的事件，X射线事件100D在1个像素中产生能量窗2(EW＝2)的事件并在另1个像素中产生能量窗1(EW＝1)的事件。

图7表示了与图6相对应的处理后的各计数器的增加量。在这里对于“附近”进行说明。“附近”例如是指包含成为同时测量判定对象的像素的范围。在图6、图7的本实施例中把附近的像素(检测器像素9)作为自身的像素的上下左右的4个像素。因为检测器内的散射导致的事件很多是由邻接的像素引起的，所以优选将共有像素边的4个像素设为判定对象。这是因为当成为同时测量判定对象的像素增加时电路规模(读出电路块20的数量)增大，除此以外由于偶发同时计数等容易产生错误的事件。此外，当检测器像素9进一步细化时，优选将“附近”的范围扩大至包含倾斜的8像素、或包含距离2至3个像素的像素。

在图7中，(1)X射线事件100A仅测量低能量的能量窗1的事件，在附近的像素不测量事件。因此，使非同时计数(Non-Coincidence)的能量窗1的计数器24增加1(N_L→+1)。此外，在图7中记载为“EW＝1N+1”。(2)同样地在X射线事件100B的情况下，仅测量高能量的能量窗2的事件，使非同时计数(Non-Coincidence)的能量窗2的计数器增加1(N_H→+1)。此外，在图7中记载为“EW＝2N+1”。

另外，(3)X射线事件100C将信号分割为2个像素。在左侧的像素的电路(读出电路块20)中将自身和右侧的像素的能量窗进行比较，根据仅存在与自身相同程度的能量的事件使同时计数(Coincidence)的计数器增加0.5(C_H→+0.5)。此外，在图7中记载为“EW＝2C+0.5”。另一方面，右侧的像素的电路(读出电路块20)也进行同样的处理。在右侧的像素中也进行与附近的像素的比较，此时因为右侧也是与左侧的像素相同的能量窗的事件，所以使同时计数(Coincidence)的计数器增加0.5(C_H→+0.5)。此外，在图7中记载为“EW＝2C+0.5”。(4)在X射线事件100D的情况下，在左侧的像素中将自身和右侧的像素的能量窗进行比较，因为右侧的能量窗高所以在左侧的像素中不进行同时计数的计数器24的增加。此外，在图7中记载为“－”。另一方面，因为在右侧的像素中自身的能量窗高，所以使自身的能量窗的2个同时计数的计数器24增加1(C_H→+1)。此外，在图7中记载为“EW＝2C+1”。

如此，在第一实施例中一边独立地进行邻接的像素的条件分支一边执行处理。由此，能够通过单纯的计数将测量为2个的事件计数为一个。另外，因为仅使用高的能量，所以能够避免感应电荷导致的误检测。当然，也有跨越3个以上的像素来测量1个X射线事件的情况，在分割为3个以上的情况下各个像素的峰值(能量窗)下降因此超过阈值的可能性低，为总比例的百分之几以下，因此即使通过本处理方法进行处理也不会引起大的问题。

如此，能够取得在某个时间内向检测器面板7入射的X射线的数量的信息。在数据处理装置2中使用这些数据来执行图像再现。关于从检测器面板7获得的数据，每个能量窗的计数具有以下两种：在1个检测器像素9内进行反应未产生同时计数(非同时计数)；分割为2个以上的检测器像素9检测为同时计数(同时计数)。其中，未产生同时计数的非同时计数的计数值基于真实的能量，在图像再现中作为主要的数据来使用。

另一方面，对于同时计数的计数能量不正确，位移到低能量侧。预先测定在具有特定的能量谱的X射线进行了入射时引起了同时计数的事件的能量谱怎样进行变化，并基于该数据来修正同时计数的计数值。通过将该修正后的数据与非同时计数的计数值相加，能够抑制测量误差同时取得统计精度高的数据。另外，在同时计数中在2个像素中具有能量的高低时，可以设为X射线入射到能量高的像素(检测器像素9)来假设入射位置，对于能量将两个像素的值进行相加，决定事件发生的位置和事件的能量。

另外，设为例如针对每个像素求出根据同时计数和非同时计数的计数值对两者计算出总和后的计数值，在该总和时，使同时计数的计数值和非同时计数的计数值的权重不同。如上所述，如果因为非同时计数的计数值基于真实的能量而将与非同时计数的计数值相乘的权重设为1，则使与同时计数的计数值相乘的权重为小于1的值。然后，基于总和后的计数值(即对非同时计数的计数值进行了修正后的计数值)进行图像再现。另外，也可以不对同时计数的计数值乘以小于1的权重，而对非同时计数的计数值乘以大于1的权重。此外，对同时计数的计数值乘以小于1的权重与增加非同时计数的计数器的计数值的权重含义相同。

如以上所述，在第一实施例中具备同时判定电路23a，其用于判定当增加检测器像素9的计数值时，在该检测器像素9附近的其他检测器像素9中是否同时检测到X射线(放射线)，计数器控制电路23b基于该判定结果通过非同时用和同时用来切换进行放射线计数的计数器24。并且，典型的是主要将非同时用计数器24的计数值用于图像再现用数据，对于同时用计数器的计数值在实施了修正后用于图像再现用数据。通过本实施例的光子计数X射线CT装置S，能够良好地应对检测器像素9的细化，还能够减少电路死时间。另外，还能够削减每个电路的消耗功率。另外，能够恰当地应对由于特征X射线的产生或康普顿散射等分割为多个检测器像素9来检测能量的现象、或通过X射线产生的电子云跨越2个检测器像素9的电荷共享或感应电荷等。

<第二实施例>

接着，使用图8对第二实施例进行说明。第二实施例与第一实施例的不同在于，在读出电路块20之外具有同时判定电路23a。即，在第一实施例中，在各读出电路块20(例如控制电路23)内由同时判定电路23a执行同时判定，但是在本实施例中，在设置在读出电路块20外部的同时判定电路23a中进行同时判定。

即，读出电路块20包含电荷放大器21、比较器22(能量测量电路)、计数器24以及计数器控制电路23b而构成，与各个检测器像素9相对应地配备该读出电路块20。另外，同时判定电路23a配置在像素间(读出电路块20之间)，并与2个(多个)像素(读出电路块20)各自的比较器22相连接。另外，同时判定电路23a与包含所连接的比较器22的读出电路块20内的计数器控制电路23b相连接。同时判定电路23a向计数器控制电路23b交付在一定时间内(时间窗内)2个检测器像素9中是否同时发生了事件的信息、能量窗是否相等、大还是小的信息。在计数器控制电路23b中基于来自多个同时判定电路23a的信号执行计数器24的控制。本实施例通过1个电路进行2个(多个)像素间的同时判定，与各自执行同时判定的实施例1的结构相比，除了能够减少电路规模以外，还能够避免由于时间窗的误差导致同时判定的判断不同这样的问题。

<第三实施例>

使用图9对第三实施例进行说明。第三实施例与上述第一、第二实施例的不同在于，除了还对同时判定电路23a连接了计数器27以外，与计数器控制电路23b相连接的计数器24的种类增加。在X射线CT装置S中，检测器像素9的X射线检测数非常多，因此需要处理数十至数百Mcps的事件。当在这样高计数率的状态下进行同时判定时，不仅1个X射线被分为2个(不仅如图6或图7所示)，而且还会发生偶然同时检测的偶发同时计数的现象。

在本实施例中在具备用于修正偶发同时计数的单元这一方面与上述第一、第二实施例不同。当发生偶发同时计数时，本来的2个事件被测量为1个事件。在本实施例中，在计数器控制电路23b控制的计数器24中，将与同时、非同时无关地增加计数的单纯计数器(单纯计数的计数器)添加到计数器24中。在图像再现中将能量谱和计数率作为参数来计算同时计数的计数器24、非同时计数的计数器24、单纯计数的计数器24的计数值为多少，通过进行其逆运算能够推定正确的能量谱和计数率。

另外，在图9中在框内仅记载为“L”、“H”的是单纯计数的计数器24。相对于其他的计数器24(非同时计数的计数器24和同时计数的计数器24)根据同时判定的结果由某一方相加值，单纯计数的计数器24不参照同时判定的结果而单纯地增加值。

另外，在图9所示，本实施例中还将同时计数的计数器作为计数器27与同时判定电路23a相连接。该同时计数的计数器27对像素间的同时事件进行计数。作为补充，在读出电路块20的每个组合(检测器像素9的每个组合)中具备该同时计数的计数器27。此外，虽然图示省略，但是该计数器27针对每个能量窗具有3种计数器，在单侧的像素高于另一方时进行计数的2个计数器、在双方的能量窗相等时进行计数的1个计数器，总计由3个计数器组成。即，在一侧的像素与另一侧的像素中，计数器27具备一侧高的情况、两侧相等的情况、一侧低的情况的计数器。

此外，在X射线CT中为了消除在被检者5体内产生的散射线，设置了用于遮挡从倾斜方向向检测器像素9入射的X射线的准直器。准直器通过钨等X射线阻止能力高的物质形成了狭缝。因为该用于消除散射线的准直器，所以在检测器中产生一部分X射线照射不到的区域。在本实施例中，配置准直器使得该X射线照射不到的位置与像素的边界(检测器像素9彼此之间)一致。由于像素的间距比狭缝的间隔窄，因此在狭缝间配置2～4个像素的检测器像素9。优选狭缝的间隔与检测器像素9的间距为整数倍的比例。在准直器的阴影部分在像素的边界反应的X射线减少，因此分割为2个事件的比例相比于不是准直器的阴影部分减少。在本实施方式中使用包含准直器的阴影部分的像素和不包含阴影部分的像素的计数值来推定偶发同时计数的比例，求出真实的计数值。根据该真实的计数值实施图像再现。即，对同时计数的计数器24(27)中的准直器的阴影部分和除此之外的部分的计数进行分类并进行累计，修正计数率的误差。

另外，作为一个例子在图6(图7)中表示了将检测器像素9配置为5×6矩阵的检测器10，但是能够对各检测器像素9附加地址来唯一地确定各位置。并且，能够确定各检测器像素9中的哪个检测器像素9成为准直器的阴影。

此外，在图9中表示了在计数器控制电路23b上连接了6个计数器24的例子，但是也可以在计数器控制电路23b上连接4个计数器24(2个非同时计数的计数器24、2个单纯计数的计数器24)，另一方面，在同时判定电路23a上连接预定数量的同时计数的计数器27。

<其他1>

在上述的实施例中，针对由于检测器10(检测器像素9)内的散射等跨越3个以上的像素测量出1个X射线事件(分割测量)的情况，因为此时各个像素的峰值降低(即能量窗降低)，所以省略对于这样的X射线事件的处理。换句话说，同时判定电路23a的同时判定以2个像素的同时为前提，当在附近还存在1个与自身的像素相同的能量窗的像素的同时判定时(步骤S9→是时)，计数器控制电路23b对同时计数的计数器24相加0.5。但是，在进一步将像素的尺寸细化时，考虑跨越3个以上的像素测量出1个X射线事件的情况也增加。在这种情况下，设为如下结构：计算同时判定电路23a中的同时判定的像素数(判定为同时的像素数)，由计数器控制电路23b进行同时计数的计数器24的控制，使得相加的计数值成为与同时判定的像素数相对应的计数值。具体来说，在图5的流程图中，当在自身的像素的附近存在1个与自身相同的能量窗的像素时(包含自身存在2个时)(参照步骤S9)，在步骤S11中对同时计数的计数器24相加1/2＝0.5。另一方面，在自身的像素的附近存在2个与自身相同的能量窗的像素时(包含自身存在3个时)(参照步骤S9)，在步骤S11中对同时计数的计数器24相加1/3＝0.33。

即，计数器控制电路23b对同时计数的计数器24相加与同时判定的像素数(相同能量窗的像素数)相应的计数值。换句话说，计数器控制电路23b基于同时判定电路23a的判定结果来变更计数器24中的计数值的增加量。进一步换句话说，计数器控制电路23b通过成为同时判定的像素数(相同能量窗的像素数)的倒数的权重来计算计数值的增加量。此外，如上所述，在跨越3个以上的像素测量出1个X射线事件时，每个像素的能量窗(峰值)降低。因此，可以在进一步增加比较器22的数量来将能量窗细分后进行这样的同时判定的处理(在上述实施例中能量窗为高低2个)。

另外，如果计数器24是进行整数值的加法运算的计数器，则例如相加计数值的增加量的100倍，最后除以100即可。例如，在计数值的增加量为0.5时对同时判定的计数器24相加50，在计数值的增加量为0.33时对同时判定的计数器24相加33，最后除以100即可。另外，在进行这样的处理时，关于“附近”的范围，优选将附近的范围扩大到包含倾斜的8个像素、或包含距离2至3个像素的像素。此外，在这样扩大了附近范围时，同时判定电路23a与属于扩大后的附近范围的像素的比较器22(22a、22b)相连接(参照图4)。

<其他2>

以上说明的本发明并不仅限于上述的实施例(第一～第三实施例)，在起到发明的本质效果的范围内包含各种变形例。例如，上述的实施例为了易懂地说明本发明而进行了详细说明，但是并不限于必须具备说明的全部结构。另外，当然能够将某个实施例的结构的一部分替换为其他的实施例的结构，当然也能够在某个实施例的结构中添加其他实施例的结构。另外，对于各实施例的结构的一部分，还能够进行其他结构的追加、删除、替换。

在各实施例中，考虑到说明上的需要表示了控制线和信息线，但是并不限于在产品上必须表示全部的控制线和信息线。实际上，可以认为基本上全部的结构相互连接。另外，可以通过硬件进行各处理也可以通过软件进行各处理。另外，也可以在伽马线的检测中使用本发明。例如，可以将本发明用于检测(计数)通过放射性的药剂从被检者5的体内释放出的放射线(伽马线)，即在核医学诊断装置中应用本发明。

符号的说明

S：X射线CT装置(放射线拍摄装置)

1：台架

2：数据收集装置

3：图像显示装置

4：平床

5：被检者

6：X射线管

7：检测器面板

8：检测器模块

9：检测器像素

10：检测器(放射线检测器)

11：ASIC(放射线计数装置)

12：保持基板

20：读出电路块(测量电路)

21：电荷放大器

22：比较器(测量电路)

22a：(阈值低)比较器

22b：(阈值高)比较器

23：控制电路

23a：同时判定电路

23b：计数器控制电路

24：计数器

25：数据控制电路

27：计数器(第三实施例)

100A、100B、100C、100D：X射线事件。