(57)【要約】【課題】信号対雑音比を劣化させることなく、放射線検出データの圧縮が可能な放射線診断装置、放射線検出装置、及び放射線検出データ処理方法を提供する。【解決手段】実施形態の放射線診断装置は、放射線発生部と、放射線光子検出部と、圧縮部と、復元部と、画像作成部とを含む。放射線発生部は、放射線光子を発生する。放射線光子検出部は、放射線光子を検出し、放射線検出データを生成する。圧縮部は、放射線検出データの最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。復元部は、有効信号ビットのビット長を検出し、検出されたビット長と付帯情報とから算出された付加ビット長分の付加データを有効信号ビットの下位側に付加することにより復元データを生成する。画像作成部は、復元データに基づいて画像を作成する。【選択図】図１
2015181627.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線光子を発生する放射線発生部と、
前記放射線発生部により発生され被検体を透過した前記放射線光子を検出し、検出された放射線光子を所定のビット数で計数することにより放射線検出データを生成する放射線光子検出部と、
前記放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、前記最大ビット位置に対応した付帯情報を前記有効信号ビットに付帯させて出力する圧縮部と、
前記有効信号ビットと前記付帯情報とを受け、前記有効信号ビットのビット長を検出し、検出された前記ビット長と前記付帯情報とから算出された付加ビット長分の付加データを前記有効信号ビットの下位側に付加することにより前記放射線検出データの復元データを生成する復元部と、
前記復元部によって生成された前記復元データに基づいて画像を作成する画像作成部と、
を含むことを特徴とする放射線診断装置。
【請求項２】
前記圧縮部は、
前記最大ビット位置を検出するビット位置検出部と、
前記ビット位置検出部により検出された前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を前記放射線検出データの前記最大ビット位置から前記有効信号ビットとして抽出する信号ビット抽出部と、
前記ビット位置検出部により検出された前記最大ビット位置に基づいて、前記付帯情報を生成する付帯情報生成部と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の放射線診断装置。
【請求項３】
前記付帯情報生成部は、
前記最大ビット位置のパリティを示す情報を前記付帯情報として生成する
ことを特徴とする請求項２に記載の放射線診断装置。
【請求項４】
前記ビット位置検出部は、
前記放射線検出データを上位側にシフトするシフトアップ部と、
前記シフトアップ部により前記放射線検出データを上位側にシフトすることにより得られたシフトアップデータ又は前記放射線検出データの最上位ビットのデータが前記所定ビットデータであるか否かを検出する最上位ビット検出部と、
を含み、
前記最上位ビット検出部により前記最上位ビットのデータが前記所定ビットデータであることが検出されたときの前記シフトアップ部によるシフトアップビット数に基づいて前記最大ビット位置を検出する
ことを特徴とする請求項２又は請求項３に記載の放射線診断装置。
【請求項５】
前記信号ビット抽出部は、
前記シフトアップビット数に基づいて下位側にシフトすべきシフトダウンビット数を算出するシフトダウンビット数算出部と、
前記シフトダウンビット数算出部により算出された前記シフトダウンビット数だけ前記シフトアップデータを下位側にシフトするシフトダウン部と、
を含む
ことを特徴とする請求項４に記載の放射線診断装置。
【請求項６】
前記付帯情報生成部は、前記シフトアップビット数を２進数で表現した場合の最下位ビットを抽出することにより前記付帯情報を生成する
ことを特徴とする請求項４又は請求項５に記載の放射線診断装置。
【請求項７】
前記復元部は、
前記有効信号ビットにおける前記最大ビット位置を検出することにより、前記有効信号ビットのビット長を検出するビット長検出部と、
前記ビット長検出部により検出された前記ビット長と前記付帯情報とに基づいて、前記有効信号ビットの下位側に付加すべきビット長である付加ビット長を算出する付加ビット長算出部と、
前記付加ビット長算出部により算出された前記付加ビット長分だけ前記有効信号ビットを上位側にシフトすることによって得られたシフトデータの下位側に所定の付加データを付加することにより前記復元データを生成する復元データ生成部と、
を含む
ことを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項８】
前記所定の付加データは、各ビットのデータがすべて０のデータ、各ビットのデータがすべて１のデータ、最上位のビットのデータのみが１でそれ以外のデータが０であるデータ、最上位のビットのデータのみが０でそれ以外のデータが１であるデータ、又は乱数のいずれかである
ことを特徴とする請求項７に記載の放射線診断装置。
【請求項９】
前記放射線検出データは、（２×Ｎ）（Ｎは正の整数）ビットのデータであり、
前記圧縮部は、前記放射線検出データの上位（Ｎ＋１）ビットのビット列を前記有効信号ビットとする
ことを特徴とする請求項２〜請求項８のいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１０】
前記付加ビット長は、前記ビット長と前記付帯情報とを加算することにより算出される
ことを特徴とする請求項９に記載の放射線診断装置。
【請求項１１】
前記放射線検出データは、（２×Ｎ）（Ｎは正の整数）ビットのデータであり、
前記圧縮部は、前記放射線検出データの上位（Ｎ＋１＋α）（１≦α＜（Ｎ−１）、αは整数）ビットのビット列を前記有効信号ビットとする
ことを特徴とする請求項２〜請求項８のいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１２】
前記付加ビット長は、前記ビット長と前記付帯情報とを加算し、その加算結果から（２×α）を減算することにより算出される
ことを特徴とする請求項１１に記載の放射線診断装置。
【請求項１３】
放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する放射線光子検出部と、
前記放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する放射線光子計数部と、
前記放射線光子計数部により前記放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する圧縮部と、
を含み、
前記圧縮部は、前記放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、前記最大ビット位置に対応した付帯情報を前記有効信号ビットに付帯させて出力する
ことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項１４】
２次元状に配列された複数の画素と、
各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスと、
を含み、
各画素は、
放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する放射線光子検出部と、
前記放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する放射線光子計数部と、
前記放射線光子計数部により前記放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する圧縮部と、
を含み、
前記圧縮部は、前記放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、前記最大ビット位置に対応した付帯情報を前記有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する
ことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項１５】
２次元状に配列された複数の画素と、
各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスと、
を含み、
各画素は、エネルギーグループ毎に、
放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する放射線光子検出部と、
前記放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する放射線光子計数部と、
前記放射線光子計数部により前記放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する圧縮部と、
を含み、
前記圧縮部は、前記放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、前記最大ビット位置に対応した付帯情報を前記有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する
ことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項１６】
２次元状に配列された複数の画素と、
各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスと、
前記複数の出力バスに接続可能に構成された圧縮部と、
を含み、
各画素は、
放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する放射線光子検出部と、
前記放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する放射線光子計数部と、
を含み、
前記圧縮部は、前記放射線光子計数部により前記放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、前記最大ビット位置に対応した付帯情報を前記有効信号ビットに付帯させて出力する
ことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項１７】
前記圧縮部は、
前記最大ビット位置を検出するビット位置検出部と、
前記ビット位置検出部により検出された前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を前記放射線検出データの前記最大ビット位置から前記有効信号ビットとして抽出する信号ビット抽出部と、
前記ビット位置検出部により検出された前記最大ビット位置に基づいて、前記付帯情報を生成する付帯情報生成部と、
を含むことを特徴とする請求項１３〜請求項１６のいずれか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項１８】
放射線光子を計数することにより得られた放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置を検出するビット位置検出ステップと、
前記ビット位置検出ステップにおいて検出された前記最大ビット位置に対応したビット数のビット列を前記放射線検出データの前記最大ビット位置から有効信号ビットとして抽出する信号ビット抽出ステップと、
前記ビット位置検出ステップにおいて検出された前記最大ビット位置に基づいて、前記有効信号ビットに付帯させる付帯情報を生成する付帯情報生成ステップと、
を含むことを特徴とする放射線検出データ処理方法。
【請求項１９】
前記付帯情報生成ステップは、前記最大ビット位置のパリティを示す情報を前記付帯情報として生成する
ことを特徴とする請求項１８に記載の放射線検出データ処理方法。
【請求項２０】
前記有効信号ビットにおける前記最大ビット位置を検出することにより、前記有効信号ビットのビット長を検出するビット長検出ステップと、
前記ビット長検出ステップにおいて検出された前記ビット長と前記付帯情報とに基づいて、前記有効信号ビットの下位側に付加すべきビット長である付加ビット長を算出する付加ビット長算出ステップと、
前記付加ビット長算出ステップにおいて算出された前記付加ビット長分だけ前記有効信号ビットを上位側にシフトし、シフトすることにより得られたシフトデータの下位側に所定の付加データを付加することにより前記放射線検出データの復元データを生成する復元データ生成ステップと、
を含む
ことを特徴とする請求項１８又は請求項１９に記載の放射線検出データ処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線診断装置、放射線検出装置、及び放射線検出データ処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線診断装置は、Ｘ線やγ線などの放射線を検出することにより診断用画像を作成する装置である。放射線診断装置には、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置や核医学診断装置などがある。
【０００３】
Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生器と、Ｘ線検出器とを有する。Ｘ線発生器は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体に対して曝射する。Ｘ線検出器は、被検体に対して曝射されたＸ線を検出する。Ｘ線検出器は、たとえば、２次元状に配列された複数の画素を有する。各画素では、入射されたＸ線が電荷に変換される。Ｘ線を電荷に変換する方式には、Ｘ線をヨウ化セシウムなどのシンチレータにより光に変換し、この光をフォトダイオードなどにより電荷に変換する方式と、Ｘ線をアモルファスセレンなどの光導電物質により直接に電荷に変換する方式とが知られている。
【０００４】
このようなＸ線検出器は、たとえば、所定の期間内に入射されたＸ線により発生した電荷を蓄積し、これを電圧に変換した後にディジタル値に変換することにより得られたディジタル値を生データ（画像データ）の画素値として出力する。
【０００５】
Ｘ線診断装置は、上記の「画像データ」に対し、さらに階調処理や空間フィルタ処理などの画像処理を施し、画像処理後の画像データに基づく画像を観察用モニタに表示させる。また、Ｘ線ＣＴ装置は、１つの撮影シーケンスの中でＸ線発生器とＸ線検出器とを被検体の周囲に回転させながら、所定の間隔で上記「画像データ」を複数生成する。Ｘ線ＣＴ装置は、１つの撮影シーケンスで収集された複数の画像データに対し再構成処理を施すことにより被検体のＸ線吸収特性の３次元分布である３次元データを作成し、この３次元データに基づいて様々な呈示方法で観察用モニタに表示させる。
【０００６】
［エネルギー積分型検出器］
Ｘ線光子により発生する電荷は、検出されたＸ線光子の数とＸ線光子のエネルギーとの積に略比例している上に、所定の期間内に入射されたＸ線光子すべての電荷を蓄積して処理するため、この種のＸ線検出器を「エネルギー積分型検出器」と呼ぶことがある。
【０００７】
「エネルギー積分型検出器」が出力する画素値は、オフセット補正やゲイン補正や欠陥画素補正が施され、「画像データ」として、その後段側の画像処理過程に渡される。オフセット補正は、半導体の暗電流などに起因するオフセット成分を補正する処理である。ゲイン補正は、Ｘ線検出物質の感度の２次元のばらつき、増幅器ゲインのばらつき、又はＸ線分布の不均一性などを補正する処理である。欠陥画素補正は、周辺の正常画素の画素値から出力が異常な欠陥画素の画素値を推定して決定する処理である。
【０００８】
「エネルギー積分型検出器」が出力する画素値から直接に量子ノイズの大きさを知ることは困難である。その理由は、（ａ）画素値は、検出された複数のＸ線光子の発生電荷量の総和に比例すること、（ｂ）Ｘ線光子１個当たりの発生電荷量にはＸ線光子のエネルギーの影響があること、（ｃ）オフセット成分が無視できないことなどである。しかしながら、２次元状に配列された画素のうち所望の画素の近傍の画素の画素値や、繰り返し収集された「画像データ」の同一画素の画素値に対する統計計算により量子ノイズの大きさを推定することが可能である。
【０００９】
このような「エネルギー積分型検出器」に対し、近年、「光子計数型検出器」が実用化されている。
【００１０】
［光子計数型検出器］
「光子計数型検出器」は、検出器上に設けられた画素に入射されたＸ線光子を１つずつ検出し、所定の期間内に入射されたＸ線光子の総数を当該画素の画素値として出力する。１つの画素にＸ線光子が入射されると、そのエネルギーに対応した電圧のパルスが発生する。「光子計数型検出器」は、このパルスが所定の電圧範囲内であるときにＸ線光子が検出されたと判断し、計数する。この判断は、予め設定された複数の閾値電圧と電圧パルスの波高（振幅）との比較により行われる。閾値電圧の下限は、半導体の暗電流を検知しないように設定されるため、「光子計数型検出器」が出力する画素値に対するオフセット補正は必要ない。
【００１１】
また、「光子計数型検出器」では、Ｘ線から電荷への変換過程の変換効率の画素毎のばらつきや電荷を電圧に変換する増幅器の増幅率の画素毎のばらつきなどによって、あるエネルギーのＸ線光子１つに対する電圧パルスの波高（振幅）が画素毎にばらつく。このばらつきは、画素毎、又は複数の画素のグループ毎に設定される閾値電圧を調整することにより、均一化することが可能である。或いは、画素毎や画素のグループ毎に閾値電圧を設定する必要のない程度に、Ｘ線から電荷への変換過程の変換効率及び電荷を電圧に変換する増幅器の増幅率の画素毎のばらつきを小さくなるよう設計することで、ばらつきの問題を解決することができる。このように、「光子計数型検出器」のゲインのばらつきは、Ｘ線光子が各画素で検出され生成された電荷量に応じた電圧パルスを検知し閾値範囲内のものを計数するまでの過程において解決される。このため「エネルギー積分型検出器」の場合のように画像処理装置が検出器からの画素値を収集した後に行う「ゲイン補正」は、「光子計数型検出器」では不要である。
【００１２】
以上のように、「光子計数型検出器」では、所定の期間内に計数された結果に対してオフセット補正やゲイン補正を行う必要はなく、その計数結果そのものがその画素で検出されたＸ線光子数ｎとなる。
【００１３】
検出されたＸ線光子数ｎを画素値とする画像データには、光子と物質の相互作用が確率的であることに起因する「量子ノイズ」が含まれることが不可避である。この相互作用の結果はポアソン分布に従うことが知られており、検出されたＸ線光子数をｎとしたとき、ノイズの強度（揺らぎの標準偏差）はｎの１／２乗であることが知られている。
【００１４】
画素で検出されたＸ線光子の数を信号成分とし、量子ノイズをノイズ成分とすると、信号対雑音比ＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ）は、次式のように表される。
ＳＮＲ＝ｎ／（ｎ１／２）＝ｎ１／２
【００１５】
これにより、ＳＮＲは、検出されたＸ線光子数であるｎが大きいほど大きくなることがわかる。すなわち、ＳＮＲのよい画像を得るためには、検出するＸ線光子数を多くするとよいことがわかる。
【００１６】
一般的な放射線診断装置において用いられる画像データは、１画素当たり８ビット〜２０ビットなどが割り当てられ、画像の濃淡、すなわち被検体のＸ線吸収物質の２次元分布情報を表現する。このビット数は、画像の濃淡情報を診断に利用するために必要な画像のＳＮＲを確保する観点から決定されている。従って、「光子計数型検出器」においても、診断に利用するために必要な画像のＳＮＲを得るために１画素当たりのビット数が決定される。そのため、「光子計数型検出器」は、上記のように、診断に利用するために必要な画像のＳＮＲを得るために十分なＸ線光子数を検出する必要があり、１画素当たりのビット数が大きくなる。
【００１７】
「光子計数型検出器」の各画素で計数された結果は、内部配線を通して出力部に伝送され、検出器に接続された画像処理装置へ伝送される。伝送されるデータのビット数が大きくなると、検出器内部の配線が増えるため、検出器自身が大型化するという問題が発生する。
【００１８】
また、検出器から画像処理装置への伝送においても、複数のビットのデータを並列的に伝送しようとすると、ケーブルに含まれる電線の数が多くなるという問題が発生する。さらに、検出器から画像処理装置への伝送において複数のビットのデータを無線通信などでシリアル伝送する場合、伝送時間が長くなるという問題が発生する。
【００１９】
「光子計数型検出器」では、検出されたＸ線光子に対応する電圧パルスを検知するための検知部に対し、設定された複数の閾値によりＸ線光子のエネルギーを複数のグループに分割し、エネルギーグループ毎の光子を計数する構成も知られている。この場合、各画素では、計数結果が１つではなく、それぞれがエネルギーグループに対応した複数の計数結果が得られる。「光子計数型検出器」の後段側に設けられた画像処理装置では、これらをエネルギーグループ毎に１枚の画像データとして扱う。そのため、１回のＸ線照射に対して、「エネルギー積分型検出器」では１つの画像データが得られたのに対して、「光子計数型検出器」では複数の画像データが得られる。従って、「光子計数型検出器」を用いた場合では、より大容量の記憶装置が必要になるという問題がある。
【００２０】
そこで、「光子計数型検出器」により得られた画像データを圧縮することで、検出器の小型化、伝送時間の短縮化、記憶容量の削減を図ることが考えられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２１】
【特許文献１】特開２０１３−０５２１３４号公報
【特許文献２】特開２０１２−２２２４５３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２２】
しかしながら、Ｘ線光子などの放射線光子の計数結果である放射線検出データを画像データに適用する場合、従来の手法では量子ノイズの特性を考慮していないため、圧縮して伝送したとしても、復元後に信号対雑音比を劣化させてしまう場合があった。また、量子ノイズの特性を考慮していないため、放射線検出データ（画像データ）を十分に圧縮できず、検出器の小型化や伝送時間の短縮化や記憶容量の削減を十分に図ることができない場合があった。
【００２３】
本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであり、信号対雑音比を劣化させることなく、放射線検出データの圧縮が可能な放射線診断装置、放射線検出装置、及び放射線検出データ処理方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
実施形態の放射線診断装置は、放射線発生部と、放射線光子検出部と、圧縮部と、復元部と、画像作成部とを含む。放射線発生部は、放射線光子を発生する。放射線光子検出部は、放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出し、検出された放射線光子を所定のビット数で計数することにより放射線検出データを生成する。圧縮部は、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。復元部は、有効信号ビットと付帯情報とを受け、有効信号ビットのビット長を検出し、検出されたビット長と付帯情報とから算出された付加ビット長分の付加データを有効信号ビットの下位側に付加することにより放射線検出データの復元データを生成する。画像作成部は、復元部によって生成された復元データに基づいて画像を作成する。
また、実施形態の放射線検出装置は、放射線光子検出部と、放射線光子計数部と、圧縮部とを含む。放射線光子検出部は、放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する。放射線光子計数部は、放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する。圧縮部は、放射線光子計数部により放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する。また、圧縮部は、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。
また、実施形態の放射線検出装置は、複数の画素と、複数の出力バスとを含む。複数の画素は、２次元状に配列される。複数の出力バスは、各列又は各行の画素毎に共通に設けられる。各画素は、放射線光子検出部と、放射線光子計数部と、圧縮部とを含む。放射線光子検出部は、放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する。放射線光子計数部は、放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する。圧縮部は、放射線光子計数部により放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する。また、圧縮部は、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する。
また、実施形態の放射線検出装置は、複数の画素と、複数の出力バスとを含む。複数の画素は、２次元状に配列される。複数の出力バスは、各列又は各行の画素毎に共通に設けられる。各画素は、エネルギーグループ毎に、放射線光子検出部と、放射線光子計数部と、圧縮部とを含む。放射線光子検出部は、放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する。放射線光子計数部は、放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する。圧縮部は、放射線光子計数部により放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する。圧縮部は、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する。
また、実施形態の放射線検出装置は、複数の画素と、複数の出力バスと、圧縮部とを含む。複数の画素は、２次元状に配列される。複数の出力バスは、各列又は各行の画素毎に共通に設けられる。圧縮部は、複数の出力バスに接続可能に構成される。各画素は、放射線光子検出部と、放射線光子計数部とを含む。放射線光子検出部は、放射線発生部により発生され被検体を透過した放射線光子を検出する。放射線光子計数部は、放射線光子検出部により検出された放射線光子を所定のビット数で計数する。圧縮部は、放射線光子計数部により放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。
実施形態の放射線検出データ処理方法は、ビット位置検出ステップと、信号ビット抽出ステップと、付帯情報精製ステップとを含む。ビット位置検出ステップは、放射線光子を計数することにより得られた放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置を検出する。信号ビット抽出ステップは、ビット位置検出ステップにおいて検出された最大ビット位置に対応したビット数のビット列を放射線検出データの最大ビット位置から有効信号ビットとして抽出する。付帯情報生成ステップは、ビット位置検出ステップにおいて検出された最大ビット位置に基づいて、有効信号ビットに付帯させる付帯情報を生成する。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】第１実施形態に係る放射線検出データにおける有効信号ビットと量子ノイズとの関係の説明図。
【図２】第１実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の機能ブロック図。
【図３】図２の圧縮部の概略構成の機能ブロック図。
【図４】図２の復元部の概略構成の機能ブロック図。
【図５】第１実施形態に係る圧縮部の動作例のフロー図。
【図６】第１実施形態に係る圧縮部の動作説明図。
【図７】第１実施形態に係る復元部の動作例のフロー図。
【図８】第１実施形態に係る復元部の動作説明図。
【図９】第１実施形態に係る復元部の動作説明図。
【図１０】第１実施形態に係る復元部の動作説明図。
【図１１】第１実施形態の変形例に係る復元部の概略構成の機能ブロック図。
【図１２】第２実施形態に係る圧縮部の動作説明図。
【図１３】第２実施形態に係る復元部の動作説明図。
【図１４】第２実施形態に係る復元部の動作説明図。
【図１５】第３実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の要部の機能ブロック図。
【図１６】第３実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の機能ブロック図。
【図１７】第４実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図。
【図１８】図１７の量子ビット圧縮器のハードウェア構成例のブロック図。
【図１９】第４実施形態に係る画像処理装置のハードウェア構成例のブロック図。
【図２０】図１９の量子ビット復元部のハードウェア構成例のブロック図。
【図２１】第５実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図。
【図２２】第６実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図。
【図２３】第７実施形態に係るＸ線診断装置の概略構成の斜視図。
【図２４】第７実施形態に係るＸ線診断装置の概略構成の機能ブロック図。
【図２５】第８実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成の機能ブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
以下、図面を参照しながら実施形態を説明する。
【００２７】
以下では、検出された放射線光子数を画素値とする画像データを「放射線検出データ」と表記する。また、「放射線検出データ」から「量子ノイズ」を除去することにより取得され、伝送すべき情報のビット列を「有効信号ビット」と表記する。さらに、「画像」と「画像データ」は一対一に対応するので、この実施形態においては、これらを同一視する場合がある。
【００２８】
［第１実施形態］
＜動作原理＞
実施形態に係る放射線診断装置を説明する前に、動作原理について説明する。
【００２９】
検出された放射線光子を計数することにより得られた画像データの画素値がＰ（Ｐは整数）であるものとする。また、画素値Ｐを２進数で表現したとき、最下位ビット（Ｌｅａｓｔ  Ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔ  Ｂｉｔ：以下、ＬＳＢ）から０番目、１番目、２番目、・・・と数えて、ＭＳＢ側に最も近く“１”が設定されているビット位置を「最大ビット位置」と呼ぶ。最大ビット位置がＭ番目のとき、画素値Ｐは、実数ｑを用いて次式のように表すことができる。
【００３０】
【数１】
2015181627.tif 000003
【００３１】
検出された放射線光子数ｎを画素値とする画像データに含まれる量子ノイズの強度は、ｎの１／２乗である。従って、量子ノイズの大きさであるＰ１／２は、Ｍが偶数のとき、式（２）のように表される。ここで、Ｍ＝２ｍ（ｍ＝０，１，２，・・・、ｍは整数）である。
【００３２】
【数２】
2015181627.tif 000004
【００３３】
式（１）のｑに関する条件より、式（３）が成り立つ。
【００３４】
【数３】
2015181627.tif 000005
【００３５】
式（２）および式（３）より、式（４）が成り立つ。
【００３６】
【数４】
2015181627.tif 000006
【００３７】
式（４）から、画素値がＰのとき、量子ノイズが２ｍ以上、すなわち（２ｍ−１）以上である。（２ｍ−１）は、２進数表現では（ｍ−１）番目のビット位置が１でそれより下位のビットがすべて１である。従って、画素値がＰである放射線検出データのビット列において最大ビット位置がＭ番目(＝２ｍ、偶数)のとき、ｍ番目のビット位置から上位側は有効信号ビットであり、（ｍ−１）番目のビット位置から下位側は量子ノイズとみなすことができる。
【００３８】
また、量子ノイズの大きさであるＰ１／２は、Ｍが奇数のとき、式（５）のように表される。ここで、Ｍ＝２ｍ＋１（ｍ＝０，１，２，・・・、ｍは整数）である。
【００３９】
【数５】
2015181627.tif 000007
【００４０】
式（３）および式（５）より、Ｍが奇数の場合、式（６）が成り立つ。
【００４１】
【数６】
2015181627.tif 000008
【００４２】
式（６）は、画素値がＰのとき、量子ノイズが２ｍ以上、すなわち（２ｍ−１）以上であることを表す。従って、画素値がＰである放射線検出データのビット列において最大ビット位置がＭ番目(＝２ｍ＋１、奇数)のとき、ｍ番目のビット位置から上位側は有効信号ビットであり、（ｍ−１）番目のビット位置から下位側は量子ノイズとみなすことができる。従って、Ｍが偶数の場合も奇数の場合も、放射線検出データから下位側のｍビットのデータを削除することにより、上位側の信号ビットを有効とすることで、放射線検出データを圧縮することが可能になる。
【００４３】
図１に、この実施形態に係る放射線検出データにおける有効信号ビットと量子ノイズとの関係を説明するための図を示す。図１は、放射線検出データのビット長が１６ビットである場合を表す。
【００４４】
画素値が“０”ではない場合、最大ビット位置は第０ビット位置（ＬＳＢ）から第１５ビット位置（ＭＳＢ）までのいずれかである。図１は、最大ビット位置が互いに異なるケース１〜ケース１６までの１６種類のケースと画素値が“０”である場合のケース１７とを含めて１７種類のケースを表す。
【００４５】
図１に示すように、式（４）、式（６）などに従って、放射線検出データは、上位側のビット列（図１のＪ１）である有効信号ビットと、下位側のビット列（図１のＪ２）である量子ノイズとに分けられる。
【００４６】
有効信号ビットの最大ビット位置におけるデータは、“１”（所定ビットデータ）である。放射線検出データにおいて、最大ビット位置より上位側のビット位置のデータは“０”である。有効信号ビットは、最大ビット位置より下位側にｍビット（Ｍが偶数の場合）または（ｍ＋１）ビット(Ｍが奇数の場合)のビット列の“０”又は“１”のデータである。
【００４７】
量子ノイズは、最大ビット位置から（ｍ＋１）ビット（Ｍが偶数の場合）または（ｍ＋２）ビット（Ｍが奇数の場合）以上だけ下位側のビット位置におけるビット列であり、各ビット位置のデータは“０”又は“１”である。
【００４８】
たとえば、ケース１では、第１５ビット目に“１”が設定されているので、最大ビット位置であるＭは、“１５”である。この場合、画素値Ｐは、次式のように表される。
【００４９】
【数７】
2015181627.tif 000009
【００５０】
従って、量子ノイズは、次式のように表される。
【００５１】
【数８】
2015181627.tif 000010
【００５２】
すなわち、ケース１では、第６ビット目以下を量子ノイズとみなすことができる（図１参照）。
【００５３】
同様に、ケース２では、第１４ビット目に“１”が設定されているので、最大ビット位置であるＭは、“１４”である。この場合、画素値Ｐは、次式のように表される。
【００５４】
【数９】
2015181627.tif 000011
【００５５】
従って、量子ノイズは、次式のように表される。
【００５６】
【数１０】
2015181627.tif 000012
【００５７】
すなわち、ケース２では、ケース１と同様に、第６ビット目以下を量子ノイズとみなすことができる（図１参照）。
【００５８】
ケース３〜ケース１５についても、同様に、最大ビット位置であるＭと最大ビット位置のパリティとにより特定が可能なビット位置以下を量子ノイズとみなすことができる（図１参照）。
【００５９】
ケース１６では、第０ビット目に“１”が設定されているので、最大ビット位置であるＭは、“０”である。この場合、画素値Ｐは、次式のように表される。
【００６０】
【数１１】
2015181627.tif 000013
【００６１】
従って、量子ノイズは、次式のように表される。
【００６２】
【数１２】
2015181627.tif 000014
【００６３】
すなわち、ケース１６では、ｍ＝０となるので、第０ビット目以上を信号として扱い画素値Ｐを保持する。このケースでは、信号対雑音比ＳＮＲが１００％であるため、真の値は、”０”と“２”の間に存在する。従って、ケース１７は、ケース１６の場合に含まれると考えてよく、この場合も画素値Ｐを保持する。
【００６４】
以上のように、放射線検出データのビット列における最大ビット位置が特定されると、当該放射線検出データのビット列における量子ノイズのビット列の特定が可能になり、伝送すべき情報のビット列である有効信号ビットの特定が可能になる。また、有効信号ビットのビット数が特定されると、式（２）及び式（５）に示すように、最大ビット位置が偶数であるか奇数であるかによって量子ノイズＰ１／２の特定が可能になる。この実施形態では、圧縮部１００は、放射線検出データの最大ビット位置を検出し、検出された最大ビット位置に応じて特定が可能な有効信号ビットと最大ビット位置のパリティを示す付帯情報とを伝送データとして復元部２００に送る。復元部２００は、伝送された有効信号ビットにおける最大ビット位置を検出し、圧縮部１００から受けた付帯情報を参照することにより、伝送された有効信号ビットから復元データを生成する。
【００６５】
＜放射線診断装置＞
図２に、第１実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の機能ブロック図を示す。図２に示す放射線診断装置には、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置や核医学診断装置などがある。
【００６６】
放射線診断装置１は、放射線発生部１０と、放射線検出部２０と、画像処理部３０と、表示制御部４０と、表示部５０とを含んで構成されている。放射線発生部１０は、放射線（放射線光子）を発生し、発生した放射線を被検体に曝射する。
【００６７】
放射線検出部２０は、放射線発生部１０により曝射された放射線光子を検出し、検出された放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮して伝送データを生成する。この実施形態では、検出された放射線光子数がｎである場合にポアソン分布に従って発生する「量子ノイズ」の強度（揺らぎの標準偏差）がｎの１／２乗であることに着目して、放射線光子数ｎを画素値とする放射線検出データを圧縮して伝送データを生成する。
【００６８】
すなわち、放射線検出部２０は、放射線光子検出部２１と、放射線光子計数部２２と、圧縮部（量子ビット圧縮部）１００とを含んで構成されている。放射線光子検出部２１は、放射線発生部１０が発生した放射線光子を検出する。放射線光子計数部２２は、所定の期間内に放射線光子検出部２１により検出された放射線光子を（２×Ｎ）ビット数で計数する。圧縮部１００は、放射線光子計数部２２により放射線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮して伝送データを生成する。この実施形態では、圧縮部１００は、（２×Ｎ）（Ｎは正の整数）ビットの放射線検出データにおいて所定ビットデータ（たとえば、“１”）である最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。付帯情報は、放射線検出データの最大ビット位置に応じて生成される。この実施形態では、有効信号ビットは、放射線検出データの上位側の（Ｎ＋１）ビットの信号データに含まれ、（Ｎ＋１）ビットの信号データと１ビットの付帯情報とからなる伝送データとして、画像処理部３０に伝送される。圧縮部１００の構成及び動作については、後述する。
【００６９】
画像処理部３０は、放射線検出部２０からの有効信号ビットと付帯情報とを受け、この有効信号ビットと付帯情報とから（２×Ｎ）ビットの放射線検出データの復元データを復元し、復元された復元データに基づいて画像を作成する。
【００７０】
すなわち、画像処理部３０は、復元部（量子ビット復元部）２００と、画像作成部３１とを含んで構成されている。復元部２００は、放射線検出部２０からの有効信号ビットのビット長を検出し、検出されたビット長と付帯情報とから付加ビット長を算出する。復元部２００は、算出された付加ビット長分と付帯情報とにより決定されるビット長の付加データを有効信号ビットの下位側に付加することにより復元データを生成する。画像作成部３１は、復元部２００により復元された復元データに基づいて画像を作成する。復元部２００の構成及び動作については、後述する。
【００７１】
表示制御部４０は、画像作成部３１により生成された画像を表示部５０に表示させる。表示部５０は、画像作成部３１により生成された画像（放射線画像）や、その他各種情報を表示する。表示部５０は、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ  Ｒａｙ  Ｔｕｂｅ）や液晶ディスプレイなどの表示装置で構成されている。
【００７２】
圧縮部１００と復元部２００とにより、放射線検出データに対してデータ処理を施す放射線検出データ処理装置を構成することが可能である。
【００７３】
以下、圧縮部１００と復元部２００について、画素値が（２×Ｎ）ビットで表現される画像データを扱うものとして説明する。
【００７４】
＜圧縮部＞
図３に、図２の圧縮部１００の概略構成の機能ブロック図を示す。
【００７５】
圧縮部１００は、ビット位置検出部１１０と、信号データ抽出部１２０と、付帯情報生成部１３０とを含んで構成されている。
【００７６】
ビット位置検出部１１０は、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置を最大ビット位置として検出する。以下では、所定ビットデータが“１”であるものとする。
【００７７】
ビット位置検出部１１０は、シフトアップ部１１１と、最上位ビット検出部１１２とを含んで構成されている。シフトアップ部１１１は、放射線検出データ（ビット列）を上位側に１ビットだけシフトする。最上位ビット検出部１１２は、シフトアップ部１１１により放射線検出データを上位側にシフトすることにより得られたシフトアップデータ又は放射線検出データのＭＳＢのデータが上記の所定ビットデータ（“１”）であるか否かを検出する。ビット位置検出部１１０は、最上位ビット検出部１１２により最上位ビットのデータが所定ビットデータ（“１”）であることが検出されたときのシフトアップ部１１１によるシフトアップビット数に基づいて最大ビット位置を検出する。
【００７８】
信号データ抽出部１２０は、ビット位置検出部１１０により検出された最大ビット位置に対応したビット数のビット列を放射線検出データの最大ビット位置から有効信号ビットとして抽出する。この実施形態では、信号データ抽出部１２０は、後述するように、有効信号ビットを含む（Ｎ＋１）ビットの信号データを抽出する。
【００７９】
信号データ抽出部１２０は、上位ビット抽出部１２１と、シフトダウンビット数算出部１２２と、シフトダウン部１２３とを含んで構成されている。上位ビット抽出部１２１は、シフトアップ部１１１により得られたシフトアップデータ（シフトアップビット数だけ放射線検出データを上位側にシフトして得られたデータ）から上位の（Ｎ＋１）ビットのビット列を抽出する。すなわち、上位ビット抽出部１２１は、（２×Ｎ）ビットのシフトアップデータの上位（Ｎ＋１）ビットのみを残して、下位（Ｎ−１）ビットを切り捨てる。シフトダウンビット数算出部１２２は、ビット位置検出部１１０により最大ビット位置が検出されたときのシフトアップ部１１１によるシフトアップビット数と付帯情報とに基づいて下位側にシフトすべきシフトダウンビット数を算出する。シフトダウン部１２３は、シフトダウンビット数算出部１２２により算出されたシフトダウンビット数だけ上記のシフトアップデータを下位側にシフトする。シフトダウン部１２３により得られたデータが、（Ｎ＋１）ビットの信号データである。信号データ抽出部１２０は、「信号ビット抽出部」の一例である。
【００８０】
付帯情報生成部１３０は、ビット位置検出部１１０により検出された最大ビット位置に基づいて、付帯情報（復元用補助ビット情報）を生成する。具体的には、付帯情報生成部１３０は、ビット位置検出部１１０により検出された最大ビット位置のパリティを示す情報を１ビットの付帯情報として生成する。付帯情報生成部１３０は、後述するように、ビット位置検出部１１０により最大ビット位置が検出されたときのシフトアップ部１１１によるシフトアップ数を２進数で表現した場合のＬＳＢに基づいて付帯情報を生成することが可能である。
【００８１】
以上より、圧縮部１００は、（２×Ｎ）ビットの放射線検出データから、有効信号ビットを含むＮビットの信号データと１ビットの付帯情報とからなる（Ｎ＋２）ビットの伝送データを生成し、生成された伝送データを画像処理部３０（復元部２００）に送る。
【００８２】
＜復元部＞
図４に、図２の復元部２００の概略構成の機能ブロック図を示す。
【００８３】
復元部２００は、ビット長検出部２１０と、付加ビット長算出部２２０と、復元データ生成部２３０とを含んで構成されている。
【００８４】
ビット長検出部２１０は、圧縮部１００からの（Ｎ＋２）ビットの伝送データのうち有効信号ビットを含む（Ｎ＋１）ビットの信号データを受ける。ビット長検出部２１０は、有効信号ビットにおける最大ビット位置を検出することにより、有効信号ビットのビット長を検出する。なお、信号データのビット長は予め決められているため、検出された最大ビット位置に基づいて、信号データから有効信号ビットの特定が可能である。
【００８５】
付加ビット長算出部２２０は、圧縮部１００からの（Ｎ＋２）ビットの伝送データのうち１ビットの付帯情報を受ける。付加ビット長算出部２２０は、ビット長検出部２１０により検出されたビット長と付帯情報とに基づいて、有効信号ビットの下位側に付加すべきビット長である付加ビット長を算出する。その具体例として、付加ビット長算出部２２０は、ビット長検出部２１０により検出されたビット長と付帯情報とを加算することによって付加ビット長を算出する。
【００８６】
復元データ生成部２３０は、付加ビット長算出部２２０により算出された付加ビット長分だけ有効信号ビットを上位側にシフトすることによって得られたシフトデータの下位側に所定の付加データを付加することにより（２×Ｎ）ビットの復元データを生成する。
【００８７】
復元データ生成部２３０は、シフトアップ部２３１と、データ付加部２３２と、付加データ記憶部２３３とを含んで構成されている。シフトアップ部２３１は、圧縮部１００からの有効信号ビットを、付加ビット長算出部２２０により算出された付加ビット長分だけ上位側にシフトすることによりシフトアップデータを生成する。データ付加部２３２は、シフトアップ部２３１により生成されたシフトアップデータの下位側に付加データを付加する。付加データは、シフトアップデータに応じたビット長を有する。付加データ記憶部２３３は、データ付加部２３２によって付加される付加データを予め記憶する。付加データは、各ビットのデータがすべて“０”のデータ、各ビットのデータがすべて“１”のデータ、最上位のビットのデータのみが“１”でそれ以外のデータが“０”であるデータ、又は最上位のビットのデータのみが“０”でそれ以外のデータが“１”であるデータのいずれかである。なお、付加データは、後述するように、乱数であってもよい。
【００８８】
＜動作例＞
次に、図５〜図１０を参照しつつ、圧縮部１００及び復元部２００の動作例について説明する。
【００８９】
図５に、この実施形態に係る圧縮部１００の動作例のフロー図を示す。
図６に、この実施形態に係る圧縮部１００の動作説明図を示す。図６では、Ｎが“８”であるものとする。
【００９０】
（Ｓ１、Ｓ２）
ビット位置検出部１１０は、ＭＳＢに“１”が設定されるまで、２進数で表現された１６ビットの放射線検出データを上位側にシフトする。具体的には、最上位ビット検出部１１２は、放射線検出データ、又はシフトアップ部１１１により放射線検出データをシフトすることにより得られたシフトアップデータのＭＳＢに“１”が設定されているか否かを検出する（Ｓ１）。ＭＳＢに“１”が設定されていることが検出されたとき（Ｓ１：Ｙ）、ビット位置検出部１１０は、シフトアップ部１１１によるシフトアップビット数を保存し、圧縮部１００の動作はＳ３に移行する。ＭＳＢに“１”が設定されていることが検出されないとき（Ｓ１：Ｎ）、シフトアップ部１１１は、１６ビットの放射線検出データを１ビットだけ上位側にシフトし（Ｓ２）、圧縮部１００の動作は、Ｓ１に移行する。Ｓ１、Ｓ２は、「ビット位置検出ステップ」の一例である。
【００９１】
図６には、ＭＳＢに“１”が設定されていることが検出されたときのシフトアップデータ（Ｊ３は有効信号ビット、Ｊ４は量子ノイズ）と、シフトアップビット数が図示されている。なお、ケース１０〜ケース１７のように、シフトアップビット数が大きいために元のデータ（画素値）が存在しないビット位置には“０”を詰めていく。また、放射線検出データ（画素値）が“０”の場合（ケース１７）、１５（＝２×Ｎ−１）ビット分だけシフトしてもＭＳＢに“１”が設定されないが、それ以上のシフト動作は行わなず、シフトアップビット数は１５（＝２×Ｎ−１）とする。
【００９２】
（Ｓ３〜Ｓ５）
信号データ抽出部１２０は、ビット位置検出部１１０により検出された最大ビット位置に対応したビット数のビット列を放射線検出データの最大ビット位置から有効信号ビットを含む信号データとして抽出する。ここでは、上位ビット抽出部１２１は、シフトアップ部１１１により上位側にシフトされた１６（＝２×Ｎ＝２×８）ビットのシフトアップデータのうち上位側の８（＝Ｎ）ビットのみを残して、下位側の８ビットを切り捨てる（Ｓ３）。シフトダウンビット数算出部１２２は、式（１３）に従ってシフトダウンビット数を算出する（Ｓ４）。
【００９３】
シフトダウンビット数＝（シフトアップビット数＋シフトアップビット数の偶奇に応じて０又は１）／２      ・・・（１３）
【００９４】
たとえば、ケース１５では、シフトアップビット数が“１４”で、且つ、偶数であるため、シフトダウンビット数＝（１４＋０）／２＝７である。また、たとえば、ケース１４では、シフトアップビット数が“１３”で、且つ、奇数であるため、シフトダウンビット数＝（１３＋１）／２＝７である。
【００９５】
なお、シフトアップビット数の偶奇は、シフトアップビット数を２進数で表現した場合のＬＳＢのデータである。従って、シフトアップビット数とシフトアップビット数を２進数で表現した場合のＬＳＢのデータとを加算することにより、シフトダウンビット数を算出することが可能である。また、図６に示すように、シフトアップビット数は最大ビット位置に対応しているため、シフトアップビット数と最大ビット位置のパリティとを用いてシフトダウンビット数を算出することも可能である。
【００９６】
シフトダウン部１２３は、Ｓ３において得られた上位９（＝Ｎ＋１）ビットのシフトアップデータを下位側にシフトダウンビット数分だけシフトし、量子ノイズに相当するビット列が除去され有効信号ビットのみを残す（Ｓ５、ノイズビット掃出し）。これにより、伝送データとして復元側に伝送される有効信号ビットを含む９ビットの信号データが生成される。図６には、ノイズビット掃出し後の９ビットの信号データ（Ｊ５は有効信号ビット）が図示されている。Ｓ３〜Ｓ５は、「信号ビット抽出ステップ」の一例である。
【００９７】
（Ｓ６）
付帯情報生成部１３０は、ビット位置検出部１１０により検出された最大ビット位置に基づいて、付帯情報（復元用補助ビット情報）を生成する。具体的には、付帯情報生成部１３０は、シフトアップビット数を２進数で表現した場合のＬＳＢのデータを抽出することにより、このデータを復元用補助ビット情報としての付帯情報とする。この実施形態では、上記のようにシフトアップビット数は最大ビット位置に対応している。そのため、付帯情報生成部１３０は、シフトアップビット数を２進数で表現した場合のＬＳＢのデータに対応する最大ビット位置のパリティに基づいて、復元用補助ビットとして付帯情報を生成することが可能である。Ｓ６は、「付帯情報生成ステップ」の一例である。
【００９８】
（Ｓ７）
圧縮部１００は、シフトダウン部１２３により得られたノイズビット掃出し後の８ビットの信号データと、付帯情報生成部１３０により生成された１ビットの付帯情報とからなる（９＋１）ビットの伝送データを画像処理部３０に出力する。その後、圧縮部１００は、一連の動作を終了する（エンド）。
【００９９】
図７に、この実施形態に係る復元部２００の動作例のフロー図を示す。
図８〜図１０に、この実施形態に係る復元部２００の動作説明図を示す。図８〜図１０においても、Ｎが“８”であるものとする。なお、図１０において、図９と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１００】
（Ｓ１１）
ビット長検出部２１０は、９ビットの信号データを受け、この信号データに含まれる有効信号ビットの最大ビット位置を検出することにより、検出ビット長として有効信号ビットのビット長を検出する（図８のＪ１１）。ＬＳＢ側から０番目、１番目、２番目、・・・と数え、たとえば８番目のビット位置が上記のビット位置である場合、ビット長検出部２１０は、検出ビット長として“９”を検出する。Ｓ１１は、「ビット長検出ステップ」の一例である。
【０１０１】
（Ｓ１２）
付加ビット長算出部２２０は、Ｓ１１において検出された検出ビット長と圧縮部１００からの１ビットの付帯情報とに基づいて、式（１４）に従って付加ビット長を算出する（図８のＪ１２）。Ｓ１２は、「付加ビット長算出ステップ」の一例である。
【０１０２】
付加ビット長＝検出ビット長＋付帯情報（復元用補助ビット情報）−２    ・・・（１４）
【０１０３】
（Ｓ１３、Ｓ１４）
復元データ生成部２３０は、付加ビット長算出部２２０により算出された付加ビット長に基づいて、有効信号ビットから１６ビットの復元データを生成する。具体的には、シフトアップ部２３１は、圧縮部１００からの有効信号ビットを、付加ビット長のビット数分だけ上位側にシフトする（Ｓ１３）。図９には、シフトアップ部２３１により上位側にシフトされた９ビットのシフトアップデータ（復元データ）（Ｊ１３）（有効信号ビットはＪ１４）が図示されている。なお、付加ビット長算出部２２０により算出された付加ビット長がゼロ以下の場合は付加ビット数をゼロとする。
【０１０４】
データ付加部２３２は、シフトアップ部２３１により得られたシフトアップデータの下位側に付加データを付加する（Ｓ１４）。付加データは、上記のように、各ビットのデータがすべて“０”のデータ、各ビットのデータがすべて“１”のデータ、最上位のビットのデータのみが“１”でそれ以外のデータが“０”であるデータ、又は最上位のビットのデータのみが“０”でそれ以外のデータが“１”であるデータのいずれかから選択可能である。Ｓ１３、Ｓ１４は、「復元データ生成ステップ」の一例である。
【０１０５】
なお、付加データは、圧縮側のＳ３において切り捨てられた情報に対応するものである。Ｓ３において切り捨てられた情報は、各ビットのデータがすべて“０”のデータと各ビットのデータがすべて“１”のデータとの間をランダムに分布している。従って、付加データとして最上位のビットのデータのみが“１”でそれ以外のデータが“０”であるデータが選択された場合、切り捨て前の統計的な平均レベルを復元することが可能である。また、付加データは、最上位のビットのデータのみが“０”でそれ以外のデータが“１”であるデータであってもよい。切り捨て前の統計的な平均レベルを復元する必要がない場合には、付加データとして、各ビットのデータがすべて“０”のデータや各ビットのデータがすべて“１”のデータであってもよい。
【０１０６】
図９には、付加データとして最上位のビットのデータのみが“１”でそれ以外のデータが“０”であるデータが選択された場合の復元データの例が図示されている。図９では、ケース１４〜ケース１７を除いて、統計的な平均レベルを復元するように各ビットのデータが付加される。ケース１３及びケース１４では、付加すべきビットが１ビットであるため、統計的な平均レベルを復元することができない。しかしながら、これらのケースでは、復元時にランダムに発生させた“０”又は“１”を付加することにより、複数の放射線検出データの間では統計的な平均レベルを復元することが可能になる。また、ケース１５、１６および１７は、付加ビット長がゼロ以下であるため、付加データが存在しない。圧縮前の放射線検出データがそのまま設定されている。
【０１０７】
図１０には、付加データとして各ビットのデータがすべて“０”のデータが選択された場合の復元データの例が図示されている。ケース１５、１６および１７は、付加ビット長がゼロ以下であるため、付加データが存在せず、圧縮前の放射線検出データが設定されている。
【０１０８】
なお、第１実施形態に係る圧縮部１００と復元部２００とにより構成される放射線検出データ処理装置を、放射線データ処理方法として適用することが可能である。すなわち、放射線検出データ処理方法は、ビット位置検出ステップと、信号データ抽出ステップと、付帯情報生成ステップとを含む。ビット位置検出ステップは、放射線光子を計数することにより得られた放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置を検出する。信号ビット抽出ステップは、ビット位置検出ステップにおいて検出された最大ビット位置に対応したビット数のビット列を放射線検出データの最大ビット位置から有効信号ビットとして抽出する。付帯情報生成ステップは、ビット位置検出ステップにおいて検出された最大ビット位置に基づいて、有効信号ビットに付帯させる付帯情報を生成する。この付帯情報は、ビット位置検出ステップにおいて検出されたビット位置のパリティを示す情報とすることができる。
【０１０９】
また、放射線検出データ処理方法は、さらに、ビット長検出ステップと、付加ビット長算出ステップと、復元データ生成ステップとを含む。ビット長検出ステップは、有効信号ビットにおける最大ビット位置を検出することにより、有効信号ビットのビット長を検出する。付加ビット長算出ステップは、ビット長検出ステップにおいて検出されたビット長と付帯情報とに基づいて、有効信号ビットの下位側に付加すべきビット長である付加ビット長を算出する。復元データ生成ステップは、付加ビット長算出ステップにおいて算出された付加ビット長分だけ有効信号ビットを上位側にシフトし、シフトすることにより得られたシフトデータの下位側に所定の付加データを付加することにより放射線検出データの復元データを生成する。
【０１１０】
以上説明したように、第１実施形態では、放射線発生部１０により発生された放射線光子を検出し、検出された放射線光子を計数することにより得られた放射線検出データに対し、ポアソン分布の標準偏差を基準にして圧縮処理を施す。
【０１１１】
これにより、量子ノイズの特性を考慮して伝送すべきデータのビット数を削減して画像処理部３０に送ることができるため、信号の生成原理に沿った圧縮が可能になる。このため、この実施形態によれば、画像処理部３０において生成される画像に偽像が発生しにくくなり、信号対雑音比を損なうことなく、放射線検出データを圧縮することができる。また、伝送すべきデータの情報量を（２×Ｎ）ビットから（Ｎ＋２）ビットに圧縮することができる。これにより、放射線検出部２０内部や放射線検出部２０と画像処理部３０との間の信号伝送に関わる伝送時間や配線コストを低減することが可能になる。さらに、圧縮側と復元側との間で放射線検出データを記憶装置（記憶媒体）に一時的に保存する場合は、放射線検出データの保存に必要な記憶装置（記憶媒体）の容量を小さくすることが可能になる。
【０１１２】
［第１実施形態の変形例］
第１実施形態において、復元部２００のデータ付加部２３２は、シフトアップ部２３１により上位側にシフトされたシフトアップデータの下位側に、予め記憶された付加データを付加するものとして説明したが、これに限定されるものではない。第１実施形態の変形例では、乱数発生部により発生された乱数が、シフトアップ部２３１により上位側にシフトされたシフトアップデータの下位側に付加される。
【０１１３】
以下、第１実施形態の変形例に係る放射線診断装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。第１実施形態の変形例に係る放射線診断装置の構成が、第１実施形態に係る放射線診断装置１の構成と異なる点は、画像処理部が有する復元部である。
【０１１４】
図１１に、第１実施形態の変形例に係る復元部の概略構成の機能ブロック図を示す。図１１において、図４と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１１５】
復元部２００ａは、ビット長検出部２１０と、付加ビット長算出部２２０と、復元データ生成部２３０ａとを含んで構成されている。
【０１１６】
復元データ生成部２３０ａは、シフトアップ部２３１と、データ付加部２３２と、乱数発生部２３４とを含んで構成されている。乱数発生部２３４は、付加ビット長算出部２２０により算出された付加ビット長と付帯情報とにより特定されるビット数を有する乱数を発生する。データ付加部２３２は、シフトアップ部２３１により生成されたシフトアップデータの下位側に、乱数発生部２３４により発生された乱数を付加データとして付加する。
【０１１７】
本変形例に係る復元部２００ａの動作は、シフトアップデータに付加される付加データが乱数である点を除いて、第１実施形態と同様であるため、本変形例に係る復元部２００ａの動作の説明については省略する。
【０１１８】
上記のように、付加データは、圧縮側のＳ３において切り捨てられた情報に対応するものであるため、本変形例によれば、量子ノイズを乱数発生部２３４で擬似的に発生させることができるので、切り捨て前の統計的な平均レベルを復元することが可能になる。
【０１１９】
［第２実施形態］
第１実施形態では、画素値がＰの放射線検出データにおいて、Ｐ１／２を量子ノイズの大きさとみなしていたが、Ｐ１／２は、ノイズの標準偏差であるため、ノイズの大きさの１つの標準的な見積もり基準であるに過ぎないと言える。従って、画素値がＰの放射線検出データに対し、圧縮により切り捨てるビット数を変更することにより、ノイズの大きさを多めに見積もったり、少なく見積もったりすることが可能である。
【０１２０】
第２実施形態では、画素値がＰの放射線検出データに対し、圧縮により切り捨てるノイズの大きさを少なく見積もるものとする。この場合、有効信号ビットが含まれる範囲が大きくなるため、記憶装置等に必要な容量が大きくなり、且つ、伝送データのビット数が増加する。しかしながら、復元部は、第１実施形態と比較して、圧縮前の放射線検出データにより近い復元データに復元することが可能になる。
【０１２１】
そのため、第２実施形態では、画素値がＰである放射線検出データにおいて、最大ビット位置がＭのとき、１≦α＜（Ｎ−１）（αは整数）として、Ｍが偶数の場合には上位側の（ｍ＋１＋α）ビットを、Ｍが奇数の場合には上位側の（ｍ＋２＋α）ビットを有効信号ビットとみなし、下位側の（ｍ−α）ビットを量子ノイズとみなす。なお、第１実施形態は、α＝０の場合に相当する。
【０１２２】
以下、第２実施形態に係る放射線診断装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。
【０１２３】
第２実施形態に係る放射線診断装置の構成は、第１実施形態に係る放射線診断装置１の構成と同様の構成を有しており、第１実施形態では（Ｎ＋１）ビットの信号データを生成するのに対し、第２実施形態では（Ｎ＋１＋α）ビットの信号データを生成する点が異なる。そのため、第２実施形態では、圧縮側において信号データを生成する処理が第１実施形態と異なり、復元側において信号データから復元データを生成する処理が第１実施形態と異なる。
【０１２４】
図１２に、第２実施形態に係る圧縮部の動作説明図を示す。図１２において、図６と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図１２では、説明の便宜上、α＝１であるものとする。
【０１２５】
図１２には、ＭＳＢに“１”が設定されていることが検出されたときのシフトアップデータ（Ｊ２１は、第１実施形態の量子ノイズの一部）と、シフトアップビット数が図示されている。なお、ケース８〜ケース１７のように、シフトアップビット数が大きいために元のデータ（画素値）が存在しないビット位置には“０”を詰めていく。図１２に示すように、第２実施形態に係る信号データ抽出部は、１６（＝２×Ｎ＝２×８）ビットの放射線検出データの最大ビット位置から最大で１０（＝Ｎ＋１＋１＝９＋１）ビットの有効信号ビットを含む信号データを抽出する。ここでは、第２実施形態に係る上位ビット抽出部は、シフトアップ部１１１により上位側にシフトされた１６（＝２×Ｎ＝２×８）ビットのシフトアップデータのうち上位側の１０（＝Ｎ＋１＋α＝９＋１）ビットのみを残して、下位側の６（＝Ｎ−１−α＝７−１）ビットを切り捨てる。第２実施形態に係るシフトダウンビット数算出部は、式（１３）に従ってシフトダウンビット数を算出する。ただしシフトアップビット数が（２Ｎ−２＝１４）以上の場合は、式（１３）に従って算出された結果に１を加算する。これはシフトアップビット数が（２Ｎ−２＝１４）以上となるケース１５から１７の場合には、下位ビットに追加すべきビットがないためである。図１２には、ノイズビット掃出し後の１０ビットの有効信号ビット（Ｊ２２、Ｊ５は第１実施形態の有効信号ビット）が図示されている。
【０１２６】
第２実施形態に係る圧縮部は、シフトダウン部により得られたノイズビット掃出し後の１０ビットの信号データと、第２実施形態に係る付帯情報生成部により生成された１ビットの付帯情報とからなる（１０＋１）ビット（α＝１）の伝送データを画像処理部３０に出力する。
【０１２７】
図１３及び図１４に、第２実施形態に係る復元部の動作説明図を示す。図１３において、図８と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図１４において、図９と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図１３及び図１４では、説明の便宜上、α＝１であるものとする。
【０１２８】
第２実施形態に係るビット長検出部は、有効信号ビットを受け、有効信号ビットの最大ビット位置を検出することにより、検出ビット長として有効信号ビットのビット長を検出する（図１３のＪ２３）。ＬＳＢ側から０番目、１番目、２番目、・・・と数え、たとえば９番目のビット位置が上記のビット位置である場合、第２実施形態に係るビット長検出部は、検出ビット長として“１０”を検出する。
【０１２９】
第２実施形態に係る付加ビット長算出部は、検出された検出ビット長と圧縮部からの１ビットの付帯情報とに基づいて、式（１５）に従って付加ビット長を算出する（図１３のＪ２４）。すなわち、第２実施形態に係る付加ビット長算出部は、検出されたビット長と付帯情報とを加算し、その加算結果から（２×（１＋α））を減算することにより付加ビット長を算出する。なお、式（１５）により得られた算出結果が負の場合、式（１５）の算出結果を“０”とする（α＝１）。
【０１３０】
付加ビット長＝検出ビット長＋付帯情報（復元用補助ビット情報）−２×（１＋α）
＝検出ビット長＋付帯情報（復元用補助ビット情報）−４  ・・（１５）
【０１３１】
第２実施形態に係る復元データ生成部は、第２実施形態に係る付加ビット長算出部により算出された付加ビット長に基づいて、有効信号ビットから１６ビットの復元データを生成する。具体的には、第２実施形態に係るシフトアップ部は、圧縮部からの有効信号ビットを、付加ビット長のビット数分だけ上位側にシフトする。図１４には、第２実施形態に係るシフトアップ部により上位側にシフトされた１０ビットのシフトアップデータ（復元データ）（Ｊ２５）（第１実施形態の有効信号ビットはＪ２６）が図示されている。
【０１３２】
第２実施形態に係るデータ付加部は、第２実施形態に係るシフトアップ部により得られたシフトアップデータの下位側に付加データを付加する。付加データは、第１実施形態又はその変形例と同様である。但し、図１４に示すように、ケース１３〜ケース１７では、付加ビット長が“０”であるため、何も付加しない。
【０１３３】
以上のように、第２実施形態では、（２×Ｎ）ビットの放射線検出データにおいて、上位側の（ｍ＋１＋α）ビットを有効信号ビットとみなし、下位側の（ｍ−α）ビットを量子ノイズとみなす。
【０１３４】
これにより、放射線診断装置の使用目的に応じてαを選択することにより、適切な圧縮の程度が選択可能になる。量子ノイズの特性であるポアソン分布の標準偏差に無関係に圧縮の程度を制御する場合に比べて、全画素に対してポアソン分布の標準偏差を基準にして圧縮の程度を制御するので、信号の生成原理に沿った圧縮となり偽像が発生しにくくなる。
【０１３５】
なお、放射線検出データをより圧縮する場合には、画素値がＰで最大ビット位置がＭのとき、下位側の（ｍ−１＋β）（１≦β≦Ｎ、βは整数）ビットを量子ノイズとみなしてもよい。この場合、第２実施形態において、たとえば、「α」を「−β」と置き換えることにより、伝送すべき信号データのビット数を削減することが可能な圧縮部及び復元部を実現することができる。
【０１３６】
［第３実施形態］
上記の実施形態やその変形例では、圧縮部により生成された伝送データが直接に復元部に送られ、復元部がこの伝送データから復元データを生成する場合について説明したが、これに限定されるものではない。第３実施形態では、上記の実施形態やその変形例に係る圧縮部及び復元部の間に可逆圧縮部とこの可逆圧縮部に対応した可逆復元部とが設けられ、圧縮部と復元部との間で、伝送データを可逆圧縮処理されたデータが伝送される。
【０１３７】
図１５に、第３実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の要部の機能ブロック図を示す。図１５において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１３８】
第３実施形態に係る放射線検出部２０ｃは、データ圧縮部２３ｃを含んで構成されている。データ圧縮部２３ｃは、圧縮部１００と、可逆圧縮部２４ｃとを含んで構成されている。
【０１３９】
第３実施形態に係る画像処理部３０ｃは、データ復元部３２ｃを含んで構成されている。データ復元部３２ｃは、可逆復元部３３ｃと、復元部２００とを含んで構成されている。
【０１４０】
図１６に、第３実施形態に係る放射線診断装置の概略構成の機能ブロック図を示す。図１６において、図２又は図１５と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１４１】
第３実施形態に係る放射線診断装置１ｃでは、圧縮部１００は、第１実施形態と同様に、放射線光子計数部２２により放射線光子を計数することによって得られた（２×Ｎ）ビットの放射線検出データを圧縮して（Ｎ＋２）ビットの伝送データを生成する。可逆圧縮部２４ｃは、圧縮部１００によって生成された（Ｎ＋２）ビットの伝送データに対し、公知の可逆圧縮処理を施すことにより圧縮データを生成する。ここで、可逆圧縮処理は、伝送データのビットサイズである（Ｎ＋２）ビットをより小さくする処理であってもよいし、所定の期間内に伝送される総データサイズをより小さくする処理であってもよい。可逆圧縮部２４ｃによって生成された圧縮データは、画像処理部３０ｃに出力される。
【０１４２】
可逆復元部３３ｃは、データ圧縮部２３ｃからの圧縮データを受け、この圧縮データに対し、可逆復元処理を施すことにより可逆圧縮処理前の（Ｎ＋２）ビットの伝送データに復元する。ここで、可逆復元処理は、可逆圧縮部２４ｃにより行われる可逆圧縮処理に対応した処理である。可逆復元部３３ｃによって復元された伝送データは、復元部２００に出力される。復元部２００は、上記のように、伝送データから（２×Ｎ）ビットの復元データに復元する。画像処理部３０ｃは、画像作成部において、この復元データに基づいて画像を作成する。
【０１４３】
可逆圧縮処理及びこれに対応した可逆復元処理は、公知の可逆圧縮処理及びこれに対応した可逆復元処理でよいため、それぞれの処理の内容についての説明を省略する。
【０１４４】
なお、図１５又は図１６に示すデータ圧縮部２３ｃにおける圧縮部１００は、第２実施形態に係る圧縮部であってもよい。同様に、図１５又は図１６に示すデータ復元部３２ｃにおける復元部２００は、圧縮部に対応していることを条件に、第１実施形態の変形例に係る復元部であってもよいし、第２実施形態に係る復元部であってもよい。
【０１４５】
以上説明したように、第３実施形態では、上記の実施形態又はその変形例に係る圧縮部及び復元部の間に、可逆圧縮部２４ｃ及び可逆復元部３３ｃが設けられる。これにより、第３実施形態によれば、上記の実施形態又はその変形例と比較して、信号対雑音比を損なうことなく、圧縮側から復元側に伝送されるデータサイズをより小さくすることが可能になる。従って、放射線検出部２０ｃ内部や放射線検出部２０ｃと画像処理部３０ｃとの間の信号伝送に関わる伝送時間や配線コストをより一層低減することが可能になる。さらに、圧縮側と復元側との間で放射線検出データを記憶装置（記憶媒体）に一時的に保存する場合は、放射線検出データの保存に必要な記憶装置（記憶媒体）の容量をより一層小さくすることが可能になる。
【０１４６】
［第４実施形態］
上記の実施形態又はその変形例は、放射線検出部の構成や画像処理部の構成に限定されるものではない。上記の実施形態又はその変形例に係る放射線診断装置がＸ線診断装置やＸ線ＣＴ装置である場合、放射線検出部として以下のような構成を有するＸ線検出器の適用が可能である。同様に、画像処理部として以下のような構成を有する画像処理装置の適用が可能である。なお、以下の説明において、「画素」は、「検出ブロック」としてもよい。
【０１４７】
＜Ｘ線検出器＞
図１７に、第４実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図を示す。図１７は、説明の便宜上、Ｘ線検出器の一部の構成のみを表す。
図１８に、図１７の量子ビット圧縮器のハードウェア構成例のブロック図を示す。図１８において、図１７と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１４８】
第４実施形態に係るＸ線検出器３００は、２次元状に配列されたＪ×Ｋ（Ｊ，Ｋは２以上の整数）個の画素３１０１１〜３１０ＪＫと、各列に設けられたＪ本の各列用の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪと、各列に設けられたＪ個の出力バッファ３２０１〜３２０Ｊと、出力バスＢＯとを含んで構成されている。画素３１０１１〜３１０ＪＫのそれぞれは、同様の構成を有している。図１７では、第ｉ（１≦ｉ≦Ｊ、ｉは整数）列の画素３１０ｉ１〜３１０ｉＫのうちの画素３１０ｉ１と、第ｉ列用の出力バスＢＳｉと、第ｉ列用の出力バスＢＳｉに接続される出力バッファ３２０ｉと、出力バッファ３２０ｉに接続されるＸ線検出器３００の出力バスＢＯのみが図示されている。出力バスＢＳｉには、第ｉ列における画素３１０ｉ１〜３１０ｉＫが接続されている。出力バスＢＳｉ、ＢＯは、それぞれ（Ｎ＋２）ビットのバス幅を有する。すなわち、２次元状に配列された複数の画素のうち各列の画素は、共通の１つの出力バス（ＢＳｉ）が接続され、各列の画素のうちの１つの出力データが、この出力バスに出力される。各列の出力バス（ＢＳｉ）は、各列に設けられた出力バッファに接続され、各列に設けられた出力バッファは、Ｘ線検出器３００の出力バスＢＯに接続される。
【０１４９】
画素３１０ｉ１は、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１と、電荷電圧変換器３１２ｉ１と、比較器３１３ｉ１と、光子数カウンタ３１４ｉ１と、量子ビット圧縮器３１５ｉ１と、出力バッファ３１６ｉ１とを含んで構成されている。
【０１５０】
Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１は、放射線発生部１０としてのＸ線発生部により発生され被検体を透過したＸ線が入射し吸収されると、電荷を発生する。電荷電圧変換器３１２ｉ１は、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１により発生された電荷に対応した電圧パルスに変換する。比較器３１３ｉ１には、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスと、予め設定された上限閾値及び下限閾値とが入力される。
【０１５１】
比較器３１３ｉ１は、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスの波高値（振幅値）が上限閾値以下で、且つ、下限閾値以上であるとき、検出パルスを出力する。上限閾値は、たとえば、Ｘ線発生部を構成するＸ線管の管電圧やパイルアップピーク等を考慮して設定される。下限閾値は、たとえば、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１を構成する半導体の暗電流を検知しないように設定される。上限閾値は、事後的に変更可能に構成される。下限閾値もまた、事後的に変更可能に構成される。また、上限閾値及び下限閾値は、（Ｊ×Ｋ）個の画素３１０１１〜３１０ＪＫに共通に設定されてもよいし、所定の領域内の画素毎に設定されてもよいし、画素毎に個別に設定されてもよい。
【０１５２】
光子数カウンタ３１４ｉ１には、制御部（図示せず）からのＸ線照射開始タイミング信号と、比較器３１３ｉ１により出力された検出パルスとが入力される。制御部は、たとえば、Ｘ線検出器３００が搭載されるＸ線診断装置やＸ線ＣＴ装置などのコンソール装置に設けられる。Ｘ線照射開始タイミング信号は、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置におけるＸ線照射の開始タイミングを通知する信号である。光子数カウンタ３１４ｉ１は、Ｘ線照射開始タイミング信号によりＸ線照射の開始タイミングが通知されると、計数値を初期化した後、比較器３１３ｉ１からの検出パルスの数をＸ線光子数として計数を開始する。光子数カウンタ３１４ｉ１は、計数値を（２×Ｎ）ビットの放射線検出データとして、量子ビット圧縮器３１５ｉ１に出力する。
【０１５３】
量子ビット圧縮器３１５ｉ１には、制御部からのＸ線照射終了信号と、光子数カウンタ３１４ｉ１によって出力された放射線検出データとが入力される。Ｘ線照射終了信号は、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置におけるＸ線照射の終了を通知する信号である。量子ビット圧縮器３１５ｉ１は、図１８に示すように、最上位ビット検出器３１７ｉ１と、ノイズビット掃出し器３１８ｉ１とを含み、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を実現する。最上位ビット検出器３１７ｉ１は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係るビット位置検出部の機能を実現する。ノイズビット掃出し器３１８ｉ１は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る信号データ抽出部及び付帯情報生成部の機能を実現する。
【０１５４】
このような量子ビット圧縮器３１５ｉ１は、Ｘ線照射終了信号によりＸ線照射の終了が通知されると、通知された時点の放射線検出データを取り込む。量子ビット圧縮器３１５ｉ１が第１実施形態に係る圧縮部１００の機能を実現する場合、量子ビット圧縮器３１５ｉ１は、取り込まれた（２×Ｎ）ビットの放射線検出データを（Ｎ＋２）ビットの伝送データに圧縮する。
【０１５５】
出力バッファ３１６ｉ１には、制御部からの第１行選択信号と、量子ビット圧縮器３１５ｉ１により生成された伝送データとが入力される。第１行選択信号は、２次元状に配列された（Ｊ×Ｋ）個の画素３１０１１〜３１０ＪＫのうち第１行目に配列された画素３１０１１〜３１０Ｊ１を選択するための信号である。出力バッファ３１６ｉ１は、第１行選択信号により選択されたとき、量子ビット圧縮器３１５ｉ１により生成された伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。
【０１５６】
Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１、電荷電圧変換器３１２ｉ１、及び比較器３１３ｉ１は、放射線光子検出部２１の機能を実現する。光子数カウンタ３１４ｉ１は、放射線光子計数部２２の機能を実現する。量子ビット圧縮器３１５ｉ１は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を実現する。この圧縮部は、出力バッファ３１６ｉ１の機能を実現してもよい。
【０１５７】
以上のように、Ｘ線検出器３００では、各列の画素のうち行選択信号により選択された画素において生成された伝送データが、各列用の出力バスに出力される。従って、各列の画素の１つを行選択信号により１つずつ選択することにより、２次元状に配列された画素３１０１１〜３１０ＪＫにおいて生成された伝送データを順次に出力させることができる。
【０１５８】
以下、量子ビット圧縮器３１５ｉ１に、第１実施形態に係る圧縮部１００が適用された場合につい説明する。
【０１５９】
第ｉ列では、Ｘ線検出器３００は、制御部からのＸ線照射開始タイミング信号を受けて、光子数カウンタ３１４ｉの計数値を初期化した後、計数を開始する。Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１は、Ｘ線光子が入射し吸収されると電荷を発生する。電荷電圧変換器３１２ｉ１は、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１により発生された電荷に応じた波高値（振幅値）の電圧パルスに変換する。比較器３１３ｉ１は、この電圧パルスの波高値（振幅値）と上限閾値電圧及び下限閾値電圧とを比較し、電圧パルスの波高値（振幅値）が両閾値の間にあるとき、検出パルスを出力する。光子数カウンタ３１４ｉ１は、この検出パルスを受けて、計数値をインクリメントする。
【０１６０】
Ｘ線照射期間が終了すると、Ｘ線検出器３００は、図示しない制御部からＸ線照射終了信号を受ける。すると、量子ビット圧縮器３１５ｉ１は、光子数カウンタ３１４ｉ１により計数された（２×Ｎ）ビットの計数値である放射線検出データに対し、上記の圧縮処理を施す。
【０１６１】
量子ビット圧縮器３１５ｉ１では、最上位ビット検出器３１７ｉ１が、（２×Ｎ）ビットの放射線検出データを上位側に１ビットシフトしながら、最大ビット位置を検出し、シフトアップビット数を決定する。上位側にシフトされ上位側から数えて、たとえばＮビット分のデータと、シフトアップビット数とは、ノイズビットビット掃出し器３１８ｉ１に送られ、Ｎビット分のデータからノイズ掃出しが実施される。このノイズ掃出しにより、有効信号ビットのみが残り、残った有効信号ビットのビット列がＬＳＢから上位側に配置された状態となる。また、シフトアップビット数に基づき、復元用補助ビット情報としての１ビットの付帯情報が決定される。ノイズビット掃出し器３１８ｉ１は、ノイズが掃き出された有効信号ビットを含む信号データと１ビットの付帯情報とからなる伝送データを、出力バッファ３１６ｉ１に出力する。
【０１６２】
制御部からの行選択信号により画素３１０ｉ１が選択されると、出力バッファ３１６ｉ１は、上記の伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。この制御部は、行選択信号により第１行から第Ｋ行まで順次に１行ずつ選択していく。ある行が選択されたとき、Ｘ線検出器３００内の各列の画素は、同時に伝送データを各列用の出力バスに出力し、各列に設けられた出力バッファに保持される。各列の出力バッファに保持された伝送データは、制御部からの列選択信号により選択されると、第１列から第Ｊ列まで順次に出力バスＢＯに出力される。Ｘ線検出器３００の出力バスＢＯは、復元側である画像処理部に接続される。
【０１６３】
以上のようなＸ線検出器３００は、放射線診断装置１，１ｃにおける放射線検出部２０，２０ｃへの適用が可能である。なお、図１７において、行方向と列方向とを入れ替えることが可能である。
【０１６４】
＜画像処理装置＞
図１９に、第４実施形態に係る画像処理装置のハードウェア構成例のブロック図を示す。
図２０に、図１９の量子ビット復元部のハードウェア構成例のブロック図を示す。図２０において、図１９と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１６５】
第４実施形態に係る画像処理装置４００は、量子ビット復元部４１０と、画像作成部４２０と、画像記憶部４３０とを含んで構成されている。量子ビット復元部４１０は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る復元部の機能を実現する。画像作成部４２０は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る画像作成部の機能を実現する。
【０１６６】
量子ビット復元部４１０は、図２０に示すように、最上位ビット検出器４１１と、加算器４１２と、シフトレジスタ４１３と、付加データ発生器４１４を含んで構成されている。最上位ビット検出器４１１は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係るビット長検出部の機能を実現する。加算器４１２は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る付加ビット長算出部の機能を実現する。付加データ発生器４１４は、付加データを出力する。付加データ発生器４１４は、所定の付加データを予め記憶するメモリを有し、このメモリに記憶された付加データを出力する。また、付加データ発生器４１４は、乱数発生器を有し、この乱数発生器により発生された乱数を付加データとして出力することも可能である。シフトレジスタ４１３は、付加データ発生器４１４から出力された付加データを利用して、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る復元データ生成部の機能を実現する。
【０１６７】
画像処理装置４００では、量子ビット復元部４１０が、伝送データから（２×Ｎ）ビットの復元データに復元し、画像作成部４２０に渡す。
【０１６８】
量子ビット復元部４１０では、最上位ビット検出器４１１が、たとえば、（Ｎ＋２）ビットの伝送データのうちＮビットの信号データに含まれる有効信号ビットの最大ビット位置を検出し、検出された最大ビット位置に基づく検出ビット長を出力する。加算器４１２は、検出ビット長と、（Ｎ＋２）ビットの伝送データのうちの１ビットの付帯情報とから付加ビット長を算出する。シフトレジスタ４１３は、有効信号ビットの下位側に、所定の付加データを付加し、（２×Ｎ）ビットの復元データとして出力する。
【０１６９】
画像作成部４２０は、量子ビット復元部４１０により出力された（２×Ｎ）ビットの復元データに基づいて画像を作成する。画像作成部４２０によって作成された画像は、画像記憶部４３０に保存される。図示しない表示制御部は、画像記憶部４３０に保存された画像を図示しない表示部に表示させる。
【０１７０】
以上のような画像処理装置４００は、放射線診断装置１，１ｃにおける画像処理部３０，３０ｃへの適用が可能である。
【０１７１】
以上のように、第４実施形態では、放射線検出装置としてのＸ線検出器３００は、２次元状に配列された複数の画素３１０１１〜３０１ＪＫと、各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪとを含む。各画素は、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器（放射線光子検出部）と、光子数カウンタ（放射線光子計数部）と、量子ビット圧縮器及び出力バッファ（圧縮部）とを含む。Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器は、放射線発生部により発生されたＸ線光子を検出する。光子数カウンタは、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器により検出されたＸ線光子数を所定のビット数で計数する。量子ビット圧縮器及び出力バッファは、光子数カウンタによりＸ線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する。量子ビット圧縮器及び出力バッファは、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する。
【０１７２】
量子ビット圧縮器及び出力バッファは、最上位ビット検出器（ビット位置検出部）と、ノイズビット掃出し器（信号データ抽出部、付帯情報生成部）とを含む。最上位ビット検出器は、最大ビット位置を検出する。ノイズビット掃出し器は、最上位ビット検出器により検出された最大ビット位置に対応したビット数のビット列を放射線検出データの最大ビット位置から有効信号ビットとして抽出する。また、ノイズビット掃出し器は、最上位ビット検出器により検出されたビット位置に基づいて、付帯情報を生成する。
【０１７３】
このような実施形態によれば、非常に簡素な構成で、各画素における光子数カウンタの計数値に対応したデータのビット数を低減することができる。これにより、Ｘ線検出器に配置される配線数や、Ｘ線検出器と画像処理装置との間に配置される配線数を削減することが可能になる。また、Ｘ線検出器の小型化にも寄与することができる。
【０１７４】
［第５実施形態］
Ｘ線検出器の構成は、第４実施形態で説明した構成に限定されるものではない。第５実施形態に係るＸ線検出器は、エネルギーグループ毎にＸ線光子を検出することにより得られた放射線検出データに対し、上記の圧縮処理を施すことが可能である。以下、第５実施形態に係るＸ線検出装置について、第４実施形態との相違点を中心に説明する。
【０１７５】
図２１に、第５実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図を示す。図２１は、説明の便宜上、画素３１０ｉ１の構成のみを表す。図２１において、図１７と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。なお、図２１では、量子ビット圧縮器が第１実施形態に係る圧縮部の機能を有するものとする。
【０１７６】
第５実施形態に係るＸ線検出器３００ａは、２次元状に配列されたＪ×Ｋ個の画素３１０ａ１１〜３１０ａＪＫと、各列に設けられたＪ本の各列用の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪと、各列に設けられたＪ個の出力バッファ３２０１〜３２０Ｊ、出力バスＢＯとを含んで構成されている。画素３１０ａ１１〜３１０ａＪＫのそれぞれは、同様の構成を有している。図２１では、第ｉ列の画素３１０ａｉ１〜３１０ａｉＫのうちの画素３１０ａｉ１と、第ｉ列用の出力バスＢＳｉと、第ｉ列用の出力バスＢＳｉに接続される出力バッファ３２０ｉと、出力バッファ３２０ｉに接続されるＸ線検出器３００ａの出力バスＢＯのみが図示されている。出力バスＢＳｉには、第ｉ列における画素３１０ａｉ１〜３１０ａｉＫが接続されている。出力バスＢＳｉ、ＢＯは、それぞれ（２×（Ｎ＋２））ビットのバス幅を有する。
【０１７７】
画素３１０ａｉ１は、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１と、電荷電圧変換器３１２ｉ１と、比較器３１３ａｉ１，３１３ｂｉ１と、光子数カウンタ３１４ａｉ１，３１４ｂｉ１と、量子ビット圧縮器３１５ａｉ１，３１５ｂｉ１と、出力バッファ３１６ａｉ１，３１６ｂｉ１とを含んで構成されている。
【０１７８】
比較器３１３ａｉ１には、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスと、予め設定された上限閾値及び第１閾値とが入力される。比較器３１３ｂｉ１には、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスと、予め設定された第１閾値及び下限閾値とが入力される。第１閾値は、上限閾値と下限閾値との間で設定された値である。第１閾値は、上限閾値及び下限閾値と同様に、事後的に変更可能に構成される。
【０１７９】
比較器３１３ａｉ１は、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスの波高値（振幅値）が上限閾値以下で、且つ、第１閾値以上であるとき、第１検出パルスを出力する。比較器３１３ｂｉ１は、電荷電圧変換器３１２ｉ１により変換された電圧パルスの波高値（振幅値）が第１閾値より小さく、且つ、下限閾値以上であるとき、第２検出パルスを出力する。上限閾値、第１閾値及び下限閾値は、（Ｊ×Ｋ）個の画素３１０ａ１１〜３１０ａＪＫに共通に設定されてもよいし、所定の領域内の画素毎に設定されてもよいし、画素毎に個別に設定されてもよい。
【０１８０】
光子数カウンタ３１４ａｉ１には、制御部からのＸ線照射開始タイミング信号と、比較器３１３ａｉ１により出力された第１検出パルスとが入力される。光子数カウンタ３１４ｂｉ１には、制御部からのＸ線照射開始タイミング信号と、比較器３１３ｂｉ１により出力された第２検出パルスとが入力される。光子数カウンタ３１４ａｉ１は、Ｘ線照射開始タイミング信号によりＸ線照射の開始タイミングが通知されると、計数値を初期化した後、比較器３１３ａｉ１からの第１検出パルスの数をＸ線光子数として計数を開始する。光子数カウンタ３１４ａｉ１は、計数値を（２×Ｎ）ビットの放射線検出データとして、量子ビット圧縮器３１５ａｉ１に出力する。光子数カウンタ３１４ｂｉ１は、Ｘ線照射開始タイミング信号によりＸ線照射の開始タイミングが通知されると、計数値を初期化した後、比較器３１３ｂｉ１からの第２検出パルスの数をＸ線光子数として計数を開始する。光子数カウンタ３１４ｂｉ１は、計数値を（２×Ｎ）ビットの放射線検出データとして、量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１に出力する。
【０１８１】
量子ビット圧縮器３１５ａｉ１には、制御部からのＸ線照射終了信号と、光子数カウンタ３１４ａｉ１によって出力された放射線検出データとが入力される。量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１には、制御部からのＸ線照射終了信号と、光子数カウンタ３１４ｂｉ１によって出力された放射線検出データとが入力される。量子ビット圧縮器３１５ａｉ１，３１５ｂｉ１は、図１８に示す構成を有している。
【０１８２】
量子ビット圧縮器３１５ａｉ１は、Ｘ線照射終了信号によりＸ線照射の終了が通知されると、通知された時点の放射線検出データを取り込む。量子ビット圧縮器３１５ａｉ１は、取り込まれた（２×Ｎ）ビットの放射線検出データを、（Ｎ＋２）ビットの伝送データに圧縮する。量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１は、Ｘ線照射終了信号によりＸ線照射の終了が通知されると、通知された時点の放射線検出データを取り込む。量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１は、取り込まれた（２×Ｎ）ビットの放射線検出データを、（Ｎ＋２）ビットの伝送データに圧縮する。
【０１８３】
出力バッファ３１６ａｉ１には、制御部からの第１行選択信号と、量子ビット圧縮器３１５ａｉ１により生成された伝送データとが入力される。出力バッファ３１６ｂｉ１には、制御部からの第１行選択信号と、量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１により生成された伝送データとが入力される。出力バッファ３１６ａｉ１は、第１行選択信号により選択されたとき、量子ビット圧縮器３１５ａｉ１により生成された伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。出力バッファ３１６ｂｉ１は、第１行選択信号により選択されたとき、量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１により生成された伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。
【０１８４】
Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１、電荷電圧変換器３１２ｉ１、及び比較器３１３ａｉ１は、放射線光子検出部２１の機能を実現する。Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１、電荷電圧変換器３１２ｉ１、及び比較器３１３ｂｉ１もまた、放射線光子検出部２１の機能を実現する。光子数カウンタ３１４ａｉ１，３１４ｂｉ１は、それぞれ放射線光子計数部２２の機能を実現する。量子ビット圧縮器３１５ａｉ１，３１５ｂｉ１は、それぞれ上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を実現する。この圧縮部は、出力バッファ３１６ａｉ１，３１６ｂｉ１それぞれの機能を実現してもよい。
【０１８５】
Ｘ線検出器３００ａでは、Ｘ線検出器３００と同様に、各列の画素のうち行選択信号により選択された画素において生成された伝送データが、各列用の出力バスに出力される。従って、各列の画素の１つを行選択信号により１つずつ選択することにより、２次元状に配列された画素３１０ａ１１〜３１０ａＪＫにおいて生成された伝送データを順次に出力させることができる。
【０１８６】
第ｉ列では、図示しない制御部からのＸ線照射開始タイミング信号を受けて、光子数カウンタ３１４ａｉ１は、上限閾値と第１閾値との間のエネルギーグループのＸ線光子を計数し、光子数カウンタ３１４ｂｉ１は、第１閾値と下限閾値との間のエネルギーグループのＸ線光子を計数する。Ｘ線照射期間が終了すると、量子ビット圧縮器３１５ａｉ１は、光子数カウンタ３１４ａｉ１により計数された（２×Ｎ）ビットの計数値である放射線検出データに対し、上記の圧縮処理を施し、量子ビット圧縮器３１５ｂｉ１は、光子数カウンタ３１４ｂｉ１により計数された（２×Ｎ）ビットの計数値である放射線検出データに対し、上記の圧縮処理を施す。
【０１８７】
図示しない制御部からの行選択信号により画素３１０ａｉ１が選択されると、出力バッファ３１６ａｉ１は、伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力し、出力バッファ３１６ｂｉ１は、伝送データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。
【０１８８】
このように、第５実施形態では、Ｘ線光子の検出結果としての電圧パルスは、エネルギーグループ毎に設けられた２つの比較器に入力され、エネルギーグループ毎に設けられた２つの光子数カウンタにより計数される。
【０１８９】
なお、図２１では、２つのエネルギーグリープのＸ線光子を計数する例について説明したが、第５実施形態は、これに限定されるものではない。３以上のエネルギーグループのＸ線光子を計数する場合、上限閾値と下限閾値との間に複数の閾値を設け、エネルギーグループ毎に、比較器、光子数カウンタ、量子ビット圧縮器、及び出力バッファを設けることにより、上記と同様に動作させることができる。
【０１９０】
また、図２１では、量子ビット圧縮器と出力バッファとをエネルギーグループ毎に配置し、各列用の出力バスのビット幅をエネルギーグループの数に比例するように配置する例を示したが、第５の実施形態は、これに限定されるものではない。たとえば、各列用の出力バスのビット幅として１つのエネルギーグループ分だけ配置し、複数のエネルギーグループのデータを、制御部からのタイミング制御信号に基づいて、異なるタイミングで時分割で出力させるようにしてもよい。この場合、各列用の出力バスや出力バスＢＯのバス幅を削減することができる。
【０１９１】
以上のようなＸ線検出器３００ａは、放射線診断装置１，１ｃにおける放射線検出部２０，２０ｃへの適用が可能である。なお、図２１において、行方向と列方向とを入れ替えることが可能である。
【０１９２】
以上のように、第５実施形態では、放射線検出装置としてのＸ線検出器３００ａは、２次元状に配列された複数の画素３１０ａ１１〜３０１ａＪＫと、各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪとを含む。各画素は、エネルギーグループ毎に、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器（放射線光子検出部）と、光子数カウンタ（放射線光子計数部）と、量子ビット圧縮器及び出力バッファ（圧縮部）とを含む。Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器は、放射線発生部により発生されたＸ線光子を検出する。光子数カウンタは、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器により検出されたＸ線光子数を所定の期間だけ計数する。量子ビット圧縮器及び出力バッファは、光子数カウンタによりＸ線光子を計数することによって得られた放射線検出データを圧縮する。量子ビット圧縮器及び出力バッファは、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて各出力バスに出力する。
【０１９３】
このような実施形態によれば、２以上のエネルギーグループのＸ線光子を検出するＸ線検出器を、非常に簡素な構成で、各画素における光子数カウンタの計数値に対応したデータのビット数を低減することができる。これにより、Ｘ線検出器に配置される配線数や、Ｘ線検出器と画像処理装置との間に配置される配線数を削減することが可能になる。また、Ｘ線検出器の小型化にも寄与することができる。
【０１９４】
［第６実施形態］
Ｘ線検出器の構成は、第４実施形態又は第５実施形態で説明した構成に限定されるものではない。第６実施形態に係るＸ線検出器は、（Ｊ×Ｋ）個の画素に対して１つの量子ビット圧縮器が設けられる。以下、第６実施形態に係るＸ線検出装置について、第４実施形態との相違点を中心に説明する。
【０１９５】
図２２に、第６実施形態に係るＸ線検出器のハードウェア構成例のブロック図を示す。図２２において、図１７と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０１９６】
第６実施形態に係るＸ線検出器３００ｂは、２次元状に配列されたＪ×Ｋ個の画素３１０ｂ１１〜３１０ｂＪＫと、各列に設けられたＪ本の各列用の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪと、各列に設けられたＪ個の出力バッファ３２０１〜３２０Ｊと、出力バスＢＯと、量子ビット圧縮器３１５ｂとを含んで構成されている。出力バスＢＳｉには、第ｉ列における画素３１０ｂｉ１〜３１０ｂｉＫと、出力バッファ３２０ｉとが接続されている。出力バッファ３２０１〜３２０Ｊは、出力バスＢＯに接続されている。画素３１０ｂ１１〜３１０ｂＪＫのそれぞれは、同様の構成を有している。出力バスＢＳｉ、ＢＯは、それぞれ（２×Ｎ）ビットのバス幅を有する。
【０１９７】
たとえば、画素３１０ｂｉ１は、画素３１０ｉ１から量子ビット圧縮器３１５ｉ１が省かれた構成を有している。すなわち、画素３１０ｂｉ１は、Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１と、電荷電圧変換器３１２ｉ１と、比較器３１３ｉ１と、光子数カウンタ３１４ｉ１と、出力バッファ３１６ｉ１とを含んで構成されている。
【０１９８】
光子数カウンタ３１４ｉ１には、制御部からのＸ線照射開始タイミング信号と、比較器３１３ｉ１により出力された検出パルスとが入力される。光子数カウンタ３１４ｉ１は、Ｘ線照射開始タイミング信号によりＸ線照射の開始タイミングが通知されると、計数値を初期化した後、比較器３１３ｉ１からの検出パルスの数をＸ線光子数として計数を開始する。光子数カウンタ３１４ｉ１は、計数値を（２×Ｎ）ビットの放射線検出データとして、出力バッファ３１６ｉ１に出力する。
【０１９９】
出力バッファ３１６ｉ１は、制御部からの第１行選択信号と、光子数カウンタ３１４ｉ１からの放射線検出データとが入力される。出力バッファ３１６ｉ１は、第１行選択信号により選択されたとき、光子数カウンタ３１４ｉ１からの放射線検出データを第ｉ列用の出力バスＢＳｉに出力する。
【０２００】
出力バッファ３２０１〜３２０Ｊのそれぞれは、各列の選択信号により選択されたとき、各列に出力された放射線検出データを出力バスＢＯに出力する。出力バスＢＯに出力された放射線検出データは、量子ビット圧縮器３１５ｂにより圧縮される。量子ビット圧縮器３１５ｂの構成は、図１８に示す構成を有する。
【０２０１】
Ｘ線−電荷変換部３１１ｉ１、電荷電圧変換器３１２ｉ１、及び比較器３１３ｉ１は、放射線光子検出部２１の機能を実現する。光子数カウンタ３１４ｉ１は、放射線光子計数部２２の機能を実現する。量子ビット圧縮器３１５ｂは、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を実現する。
【０２０２】
Ｘ線検出器３００ｂでは、各列の画素のうち行選択信号により選択された画素において生成された放射線検出データが、各列用の出力バスに出力される。従って、各列の画素の１つを行選択信号により１つずつ選択することにより、２次元状に配列された画素３１０ｂ１１〜３１０ｂＪＫにおいて生成された放射線検出データを順次に出力させることができる。そして、Ｘ線検出器３００ｂの最終段に設けられた量子ビット圧縮器３１５ｂにより順次に圧縮処理が施され、（Ｎ＋２）の伝送データとして出力される。
【０２０３】
以上のようなＸ線検出器３００ｂは、放射線診断装置１，１ｃにおける放射線検出部２０，２０ｃへの適用が可能である。なお、図２２において、行方向と列方向とを入れ替えることが可能である。
【０２０４】
以上のように、第６実施形態では、放射線検出装置としてのＸ線検出器３００ａは、２次元状に配列された複数の画素３１０ｂ１１〜３０１ｂＪＫと、各列又は各行の画素毎に共通に設けられた複数の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪと、複数の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪに接続可能に構成された量子ビット圧縮器３１５ｂ（圧縮部）とを含む。各画素は、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器（放射線光子検出部）と、光子数カウンタ（放射線光子計数部）とを含む。Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器は、放射線発生部により発生されたＸ線光子を検出する。光子数カウンタは、Ｘ線−電荷変換部、電荷電圧変換器、及び比較器により検出されたＸ線光子数を所定の期間だけ計数する。量子ビット圧縮器３１５ｂは、複数の出力バスＢＳ１〜ＢＳＪを介して、光子数カウンタによりＸ光子を計数することによって得られた放射線検出データを受ける。量子ビット圧縮器３１５ｂは、放射線検出データにおいて所定ビットデータである最上位のビット位置である最大ビット位置から下位側の最大ビット位置に対応したビット数のビット列を有効信号ビットとし、最大ビット位置に対応した付帯情報を有効信号ビットに付帯させて出力する。
【０２０５】
このような実施形態によれば、各画素で生成された２×Ｎビットの放射線検出データは、そのままＸ線検出器内部で伝送され、その出力部において（Ｎ＋２）ビットの伝送データに圧縮され、外部の画像処理部に出力される。これにより、Ｘ線検出器３００ｂと画像処理部との間の接続において、ケーブル内に各ビットに導体を１つ割り当てる並列伝送の場合、導体の数を低減できるので、ケーブルのコスト、太さ、屈曲性を改善する効果がある。また、Ｘ線検出器３００ｂと画像処理部との間の接続が無線又は有線のシリアル伝送の場合、伝送するデータ量を低減できるので、伝送時間を短縮することができる。
【０２０６】
［第７実施形態］
上記の実施形態又はその変形例は、次のような構成を有する放射線診断装置としてのＸ線診断装置に適用することが可能である。第７実施形態では、上記の実施形態又はその変形例に係る放射線診断装置がＸ線診断装置である。
【０２０７】
図２３に、第７実施形態に係る放射線診断装置としてのＸ線診断装置の概略構成の斜視図を示す。
図２４に、第７実施形態に係るＸ線診断装置の概略構成の機能ブロック図を示す。図２４において、図２３と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
【０２０８】
Ｘ線診断装置５００は、バイプレーン型のＸ線診断装置であり、正面系Ｘ線撮影システム（フロンタル系撮影システム）と側面系Ｘ線撮影システム（ラテラル系撮影システム）とを備える。正面系Ｘ線撮影システムは、第１アーム５３０を有し、側面系Ｘ線撮影システムは、第２アーム５３２を有している。２つのＸ線撮影システムによって、Ｘ線診断装置５００は、寝台５４０の天板上に載置された被検体Ｅを２方向から撮影することが可能となる。
【０２０９】
すなわち、Ｘ線診断装置５００は、被検体Ｅに対してＸ線を照射する第１Ｘ線発生部５１０と、被検体Ｅを透過したＸ線を２次元的に検出すると共に、このＸ線検出データに基づいてＸ線投影データを生成する第１Ｘ線検出部５２０と、第１Ｘ線発生部５１０と第１Ｘ線検出部５２０とを対向配置させた状態でこれらを保持する第１アーム５３０とを含む。また、Ｘ線診断装置５００は、被検体Ｅに対してＸ線を照射する第２Ｘ線発生部５１２と、被検体Ｅを透過したＸ線を２次元的に検出すると共に、このＸ線検出データに基づいてＸ線投影データを生成する第２Ｘ線検出部５２２と、第２Ｘ線発生部５１０と第１Ｘ線検出部５２０とを対向配置させた状態でこれらを保持する第２アーム５３２とを含む。さらに、Ｘ線診断装置５００は、被検体Ｅを載置する天板５４２と、第１Ｘ線発生部５１０におけるＸ線照射に必要な高電圧を発生する高電圧発生部５５０と、第２Ｘ線発生部５１２におけるＸ線照射に必要な高電圧を発生する高電圧発生部５５２とを含む。
【０２１０】
加えて、Ｘ線診断装置５００は、第１アーム５３０、第２アーム５３２、又は天板５４２の回動や移動を行う機構部５６０と、第１Ｘ線検出部５２０や第２Ｘ線検出部５２２の検出結果に基づいて画像の作成と保存を行う画像処理部５７０と、画像処理部５７０により作成された画像を表示する表示部５８０とを含む。また、Ｘ線診断装置５００は、被検体情報や撮影条件など、画像の生成に必要な設定条件の入力や、種々のコマンドの入力を行うための操作部５９０と、心拍同期撮影を行うために被検体Ｅに対して心電波形（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ：ＥＣＧ）の収集を行うＥＣＧ電極５９２及びＥＣＧ計測部５９４と、Ｘ線診断装置５００の上記各部を統括して制御するシステム制御部５９６とを含む。
【０２１１】
第１Ｘ線発生部５１０は、被検体Ｅに対しＸ線を照射するＸ線管と、Ｘ線管から照射されたＸ線に対してＸ線錘（コーンビーム）を形成するＸ線絞り器とを備えている。Ｘ線管は、Ｘ線を発生する真空管であり、陰極（フィラメント）より放出された電子を高電圧によって加速させてタングステン陽極に衝突させＸ線を発生させる。一方、Ｘ線絞り器は、Ｘ線管と被検体Ｅとの間に位置し、Ｘ線管から照射されたＸ線ビームを所定の照射視野のサイズに絞り込む機能を有している。第２Ｘ線発生部５１２は、第１Ｘ線発生部５１０と同様の構成を有している。
【０２１２】
第１Ｘ線検出部５２０は、第１Ｘ線発生部５１０により発生され被検体Ｅを透過したＸ線を検出する。このような第１Ｘ線検出部５２０は、上記のＸ線検出器３００，３００ａ，３００ｂのいずれかにより構成される。第１Ｘ線検出部５２０は、第１Ｘ線発生部５１０により発生され被検体Ｅを透過したＸ線を検出することにより放射線検出データを生成し、生成された放射線検出データに対し上記のように伝送データに圧縮する。この圧縮された伝送データは、画像処理部５７０に出力される。第２Ｘ線検出部５２２は、第２線発生部５１２により発生され被検体Ｅを透過したＸ線を検出する。このような第２Ｘ線検出部５２２は、上記のＸ線検出器３００，３００ａ，３００ｂのいずれかにより構成される。第２Ｘ線検出部５２２は、第２Ｘ線発生部５１２により発生され被検体Ｅを透過したＸ線を検出することにより放射線検出データを生成し、生成された放射線検出データに対し上記のように伝送データに圧縮する。この圧縮された伝送データは、画像処理部５７０に出力される。
【０２１３】
機構部５６０は、第１Ｘ線発生部５１０及び第１Ｘ線検出部５２０や第２Ｘ線発生部５１２及び第２Ｘ線検出部５２２を被検体Ｅの体軸方向に相対的に移動させるために、天板５４２を被検体Ｅの体軸方向に直線移動させる天板移動機構５６１と、第１アーム５３０や第２アーム５３２を被検体Ｅの周囲で回動、又は体軸方向やこの体軸方向に直角な方向に移動させる第１・第２アーム回動・移動機構５６２と、天板移動機構５６１及び第１・第２アーム回動・移動機構５６２を制御する第１・第２アーム・天板機構制御部５６３とを含む。
【０２１４】
第１・第２アーム・天板機構制御部５６３は、システム制御部５９６から供給される制御信号に従い、被検体Ｅの診断対象部位に対して所望の画像倍率を決定する管球−検出器間距離（ＳＩＤ）を設定する。また、第１・第２アーム・天板機構制御部５６３は、第１・第２アーム回動・移動機構５６２を制御して第１アーム５３０や第２アーム５３２や天板５４２における回動及び移動の方向や大きさや速度などを制御する。
【０２１５】
画像処理部５７０は、第１Ｘ線検出部５２０として適用されるＸ線検出器が有する量子ビット圧縮器に対応する量子ビット復元器と、第２Ｘ線検出部５２２として適用されるＸ線検出器が有する量子ビット圧縮器に対応する量子ビット復元器とを有する。画像処理部５７０は、第１Ｘ線検出部５２０からの伝送データに対し上記の復元処理を行うことにより復元データを生成し、生成された復元データに基づいて画像を作成する。また、画像処理部５７０は、第２Ｘ線検出部５２２からの伝送データに対し上記の復元処理を行うことにより復元データを生成し、生成された復元データに基づいて画像を作成する。
【０２１６】
表示部５８０は、画像処理部５７０により作成された画像を表示する液晶ディスプレイやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ  Ｒａｙ  Ｔｕｂｅ）などのモニタを有する。
【０２１７】
操作部５９０は、キーボード、トラックボール、ジョイスティック、マウスなどの入力デバイスや表示パネル、各種スイッチ等を備えたインターラクティブなインターフェースである。操作部５９０は、被検体情報（被検体ＩＤ）や撮影部位（撮影対象臓器）の入力、Ｘ線照射条件、撮影方向、撮像倍率（ＳＩＤ）、さらには、撮影位置等の撮影条件の設定や撮影開始のコマンド信号の入力を行う。
【０２１８】
システム制御部５９６は、図示しないＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）と記憶回路を備える。システム制御部５９６は、操作部５９０から供給される操作者のコマンドや撮影条件などの情報を一旦記憶した後、これらの情報に基づいた画像の作成や移動機構に関する制御などシステム全体の制御を行う。
【０２１９】
システム制御部５９６は、ＥＣＧ計測部５９４によりＥＣＧ電極５９２を介して計測された心拍数に応じて、第１アーム５３０や第２アーム５３２の回動速度や両アームの相対角度を決定する。システム制御部５９６は、決定された回動速度や相対角度に基づいて、第１・第２アーム回動・移動機構５６２を制御する。
【０２２０】
画像処理部５７０は、第１Ｘ線検出部５２０からの伝送データや第２Ｘ線検出部５２０からの伝送データに基づいて画像を作成する。表示部５８０には、画像処理部５７０によって生成された２つの画像が表示される。
【０２２１】
この実施形態によれば、量子ノイズの特性を考慮して放射線検出データを圧縮して画像処理部に出力され、画像処理部において復元されるため、信号の生成原理に沿った圧縮と復元とが可能になり、偽像が発生しにくいＸ線診断装置を提供することができる。また伝送するデータの情報量を低減することができるので、伝送系のコスト低減、伝送時間の短縮の効果がある。また圧縮側と復元側との間で一旦画像データを記憶装置に保存する場合、必要な記憶装置の容量を小さくできる。
【０２２２】
［第８実施形態］
上記の実施形態又はその変形例は、次のような構成を有する放射線診断装置としてのＸ線ＣＴ装置に適用することが可能である。第８実施形態では、上記の実施形態又はその変形例に係る放射線診断装置がＸ線ＣＴ装置である。
【０２２３】
図２５に、第８実施形態に係る放射線診断装置としてのＸ線ＣＴ装置の概略構成の機能ブロック図を示す。
【０２２４】
Ｘ線診断装置６００は、架台装置６１０と、寝台装置６２０と、コンソール装置６３０とを含む。
【０２２５】
架台装置６１０は、被検体ＥにＸ線を照射して放射線検出データを収集する装置であり、高電圧発生部６１１と、Ｘ線管６１２と、Ｘ線検出器６１３と、データ収集部６１４と、回転フレーム６１５と、架台駆動部６１６とを有する。さらに、架台装置６１０は、放射線検出データに対してデータ処理を行うデータ処理部６１７を有する。
【０２２６】
高電圧発生部６１１は、高電圧を発生して、発生した高電圧をＸ線管６１２に供給する装置である。Ｘ線管６１２は、高電圧発生部６１１から供給された高電圧によりＸ線を発生する真空管であり、Ｘ線管６１２が発生したＸ線は、被検体Ｅに対して照射される。
【０２２７】
Ｘ線検出器６１３は、Ｘ線管６１２から照射されて被検体Ｅを透過したＸ線の強度分布を示す放射線検出データを検出する検出器である。すなわち、Ｘ線検出器６１３は、被検体Ｅ内部で生じるＸ線吸収の度合を示す放射線検出データを検出する。
【０２２８】
回転フレーム６１５は、Ｘ線管６１２とＸ線検出器６１３とを被検体Ｅを挟んで対向するように支持する。架台駆動部６１６は、回転フレーム６１５を回転駆動させることで、被検体Ｅを中心とした円軌道上でＸ線管６１２およびＸ線検出器６１３を旋回させる駆動装置である。
【０２２９】
データ収集部６１４は、ＤＡＳ（Ｄａｔａ  Ａｃｑｕｉｓｉｓｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍ）であり、Ｘ線検出器６１３により検出された放射線検出データを収集する。具体的には、データ収集部６１４は、Ｘ線管６１２からのＸ線照射方向それぞれに対応する放射線検出データを収集する。そして、データ収集部６１４は、収集した放射線検出データをデータ処理部６１７に出力する。
【０２３０】
データ処理部６１７は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を有する。データ処理部６１７は、放射線検出データに対して上記の圧縮処理を行うことにより伝送データを生成し、生成された伝送データをコンソール装置６３０に送信する。
【０２３１】
寝台装置６２０は、被検体Ｅを載せる装置であり、図２５に示すように、天板６２２と、寝台駆動装置６２１とを有する。天板６２２は、被検体Ｅが載置されるベッドであり、寝台駆動装置６２１は、天板６２２を被検体Ｅの体軸方向（Ｚ軸方向）へ移動させることで、被検体Ｅを回転フレーム６１５内に移動させる。
【０２３２】
コンソール装置６３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置６１０によって収集された投影データ群から断層画像を再構成する装置である。コンソール装置６３０は、入力装置６３１と、表示装置６３２と、スキャン制御部６３３と、データ第２処理部６３４と、画像記憶部６３５と、システム制御部６３６とを有する。
【０２３３】
入力装置６３１は、Ｘ線ＣＴ装置を操作する医師や技師などの操作者が各種指示を入力するためのマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有し、操作者から受け付けた各種コマンドを、システム制御部６３６に転送する。
【０２３４】
表示装置６３２は、入力装置６３１を介して操作者から指示を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、画像記憶部６３５が記憶する再構成画像を表示したりするためのモニタを有する。
【０２３５】
スキャン制御部６３３は、高電圧発生部６１１、架台駆動部６１６、データ収集部６１４、データ処理部６１７及び寝台駆動装置６２１の動作を制御する。これにより、スキャン制御部６３３は、架台装置６１０における被検体ＥのＸ線スキャン処理、放射線検出データ群の収集処理及び放射線検出データ群に対するデータ処理を制御する。
【０２３６】
具体的には、スキャン制御部６３３は、回転フレーム６１５を回転させながら、Ｘ線管６１２からＸ線を連続的、又は、間欠的に照射させることで、Ｘ線スキャンを実行させる。たとえば、スキャン制御部６３３は、天板６２２を移動させながら回転フレーム６１５を連続回転させて撮影を行うヘリカルスキャンを実行させる。或いは、スキャン制御部６３３は、被検体Ｅの位置を固定したままで回転フレーム６１５を１回転又は連続回転させて撮影を行うコンベンショナルスキャンを実行させる。
【０２３７】
データ第２処理部６３４は、上記のいずれかの実施形態又はその変形例に係る圧縮部に対応した復元部の機能を有する。データ第２処理部６３４は、データ処理部６１７からの伝送データに対し上記の復元処理を行うことにより復元データを生成し、生成された復元データに基づいて断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）の再構成処理を行う処理部である。すなわち、データ第２処理部６３４は、データ処理部６１７から受信した伝送データを用いてＸ線ＣＴ画像の再構成処理を行う。画像記憶部６３５は、データ第２処理部６３４によって生成されたＸ線ＣＴ画像を記憶する。
【０２３８】
システム制御部６３６は、架台装置６１０、寝台装置６２０及びコンソール装置６３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部６３６は、スキャン制御部６３３を制御することで、架台装置６１０および寝台装置６２０による放射線検出データ群の収集処理を制御する。また、システム制御部６３６は、スキャン制御部６３３を介して、データ処理部６１７を制御することで、放射線検出データ群に対する圧縮処理を制御する。また、システム制御部６３６は、データ第２処理部６３４を制御することで、コンソール装置６３０による画像再構成処理を制御する。また、システム制御部６３６は、画像記憶部６３５から再構成画像を読み出して、表示装置６３２が備えるモニタにおいて表示するように制御する。
【０２３９】
なお、放射線検出データに対して圧縮処理を施す上記の実施形態又はその変形例に係る圧縮部の機能を、データ処理部６１７ではなくＸ線検出器６１３に備えるようにしてもよい。このようなＸ線検出器６１３は、上記のＸ線検出器３００，３００ａ，３００ｂのいずれかにより構成される。
【０２４０】
この実施形態によれば、第７実施形態と同様に、量子ノイズの特性を考慮して放射線検出データを圧縮して復元されるため、信号の生成原理に沿った圧縮と復元とが可能になり、偽像が発生しにくいＸ線診断装置を提供することができる。また伝送するデータの情報量を低減することができるので、伝送系のコスト低減、伝送時間の短縮の効果がある。また圧縮側と復元側との間で一旦画像データを記憶装置に保存する場合、必要な記憶装置の容量を小さくできる。
【０２４１】
なお、上記の実施形態又はその変形例に係る圧縮部は、上記の構成に限定されるものではない。また、上記の実施形態又はその変形例に係る復元部は、上記の構成に限定されるものではない。
【０２４２】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これら実施形態は、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共に、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。
【符号の説明】
【０２４３】
１，１ｃ  放射線診断装置
１０  放射線発生部
２０，２０ｃ  放射線検出部
２１  放射線光子検出部
２２  放射線光子計数部
２３ｃ  データ圧縮部
２４ｃ  可逆圧縮部
３０，３０ｃ  画像処理部
３１，４２０  画像作成部
３２ｃ  データ復元部
３３ｃ  可逆復元部
４０  表示制御部
５０  表示部
１００  圧縮部
１１０  ビット位置検出部
１１１  シフトアップ部
１１２  最上位ビット検出部
１２０  信号データ抽出部
１２１  上位ビット抽出部
１２２  シフトダウンビット数算出部
１２３  シフトダウン部
１３０  付帯情報生成部
２００，２００ａ  復元部
２１０  ビット長検出部
２２０  付加ビット長算出部
２３０，２３０ａ  復元データ生成部
２３１  シフトアップ部
２３２  データ付加部
２３３  付加データ記憶部
２３４  乱数発生部
３００，３００ａ，３００ｂ  Ｘ線検出器
３１０１１〜３１０ＪＫ，３１０ａ１１〜３１０ａＪＫ，３１０ｂ１１〜３１０ｂＪＫ  画素
３１１ｉ１  Ｘ線−電荷変換部
３１２ｉ１  電荷電圧変換器
３１３ｉ１，３１３ａｉ１  比較器
３１４ｉ１，３１４ａｉ１  光子数カウンタ
３１５ｉ１，３１５ａｉ１，３１５ｂｉ１，３１５ｂ  量子ビット圧縮器
３１６ｉ１，３１６ａｉ１，３１６ｂｉ１，３２０１〜３２０Ｊ  出力バッファ
３１７ｉ１，４１１  最上位ビット検出器
３１８ｉ１  ノイズビット掃出し器
４００  画像処理装置
４１０  量子ビット復元部
４１２  加算器
４１３  シフトレジスタ
４１４  付加データ発生器
４３０  画像記憶部
ＢＯ，ＢＳ１〜ＢＳＪ  出力バス
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
2015181627.tif 000029
【図１６】
2015181627.tif 000030
【図１７】
2015181627.tif 000031
【図１８】
2015181627.tif 000032
【図１９】
2015181627.tif 000033
【図２０】
2015181627.tif 000034
【図２１】
2015181627.tif 000035
【図２２】
2015181627.tif 000036
【図２３】
2015181627.tif 000037
【図２４】
2015181627.tif 000038
【図２５】
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