JP2018102729A - Radiation imaging system - Google Patents
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Classifications
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
Abstract
Description
本発明は、放射線撮像システムに関するものである。 The present invention relates to a radiation imaging system.
放射線（Ｘ線）による医療画像診断や非破壊検査に用いる撮像装置として、半導体材料によって形成された平面検出器（ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を用いた放射線撮像装置が知られている。このような放射線撮像装置は、例えば医療画像診断において、静止画や動画などのデジタル撮像装置として用いられうる。 A radiation imaging apparatus using a flat panel detector (FPD) formed of a semiconductor material is known as an imaging apparatus used for medical image diagnosis and nondestructive inspection using radiation (X-rays). The radiation imaging apparatus can be used as a digital imaging apparatus for still images and moving images, for example, in medical image diagnosis.
ＦＰＤとしては、例えば、積分型のセンサおよびフォトンカウンティング型のセンサがある。積分型のセンサは、放射線の入射により発生した電荷の総量を計測する。それに対し、フォトンカウンティング型のセンサは、入射した放射線のエネルギー（波長）を識別し、複数のエネルギーレベルの各々について放射線の検出回数をカウントする。即ち、フォトンカウンティング型のセンサは、エネルギー分解能を有するため、積分型のセンサに比べて診断能力を向上させることができる。しかしながら、入射する放射線量子の個数は膨大であるため、これを個別に数えるには高い動作速度が必要となる。このため、大面積のＦＰＤでフォトンカウンティング型のセンサを実現することは困難であった。 Examples of the FPD include an integration type sensor and a photon counting type sensor. The integral type sensor measures the total amount of charge generated by the incidence of radiation. On the other hand, the photon counting type sensor discriminates the energy (wavelength) of incident radiation and counts the number of times of detection of radiation for each of a plurality of energy levels. That is, since the photon counting type sensor has energy resolution, the diagnostic ability can be improved as compared with the integration type sensor. However, since the number of incident radiation quanta is enormous, a high operating speed is required to count them individually. For this reason, it has been difficult to realize a photon counting type sensor with a large area FPD.
一方、特許文献１では、所定領域ごとに平均画像濃度情報と画像濃度の分散情報とを用いて、放射線量子の個数やエネルギーの平均値を推定することにより、エネルギー分解能を有する放射線撮像装置が提案されている。特許文献１の方式では、フォトンカウンティング型のセンサと比較して低い動作速度であっても、エネルギー分解能を有するセンサが実現できる。 On the other hand, Patent Document 1 proposes a radiation imaging apparatus having energy resolution by estimating the number of radiation quanta and the average value of energy using average image density information and image density dispersion information for each predetermined region. Has been. With the method of Patent Document 1, a sensor having energy resolution can be realized even at a lower operating speed than a photon counting type sensor.
ところで、放射線を電荷に変換する方法としては、ＣｄＴｅを用いた直接型のセンサと、入射した放射線量子をシンチレータで可視光に変換する間接型のセンサがある。ＣｄＴｅの単結晶は、数ｃｍ角程度にしか成長させることができない。また、非常に高価であるため、大面積化が困難である。これに対して放射線量子を蛍光体で可視光に変換してから検出する間接型のセンサは、安価で大面積化が容易という利点がある。 By the way, as a method for converting radiation into electric charge, there are a direct type sensor using CdTe and an indirect type sensor that converts incident radiation quanta into visible light with a scintillator. A single crystal of CdTe can be grown only to a few cm square. Moreover, since it is very expensive, it is difficult to increase the area. On the other hand, an indirect sensor that detects radiation quanta after converting it into visible light with a phosphor has the advantage of being inexpensive and easy to increase in area.
しかしながら、間接型センサに特有の問題も存在する。放射線はその全てがシンチレータにおいて可視光に変換されるのではなく、放射線の一部はシンチレータを透過して光電変換部に入射しうる。光電変換部に入射した放射線は、シンチレータにおいて変換された可視光が光電変換部に入射した場合の数十〜数百倍程度（センサの構成に依存する）の大量の電荷を発生させうる。したがって、この現象が起きた画素の信号値は、通常よりも大きくなり、高輝度の斑点状のノイズとして画質を低下させることが分かっている。このようなノイズは、ブリンカーノイズと呼ばれる。 However, there are problems specific to indirect sensors. Not all of the radiation is converted into visible light in the scintillator, but part of the radiation can pass through the scintillator and enter the photoelectric conversion unit. The radiation incident on the photoelectric conversion unit can generate a large amount of electric charge that is several tens to several hundreds times (depending on the configuration of the sensor) when visible light converted by the scintillator enters the photoelectric conversion unit. Therefore, it is known that the signal value of the pixel in which this phenomenon occurs is larger than usual, and the image quality is degraded as high-brightness spotted noise. Such noise is called blinker noise.
特許文献１に記載された間接型センサにおいて、画像濃度の平均値や分散値の計算対象にブリンカーノイズが含まれると、推定値に大きな誤差が生じる。これにより、被写体を透過した放射線量子の個数や平均エネルギーを正しく推定できず、診断性能が著しく低下する。 In the indirect sensor described in Patent Document 1, if blinker noise is included in the calculation target of the average value or the dispersion value of the image density, a large error occurs in the estimated value. As a result, the number of radiation quanta transmitted through the subject and the average energy cannot be correctly estimated, and the diagnostic performance is significantly reduced.
本発明は、上記の課題認識を契機としてなされたものであり、放射線量子のエネルギーをより正確に求めるために有利な技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made with the above problem recognition as an opportunity, and an object thereof is to provide an advantageous technique for more accurately obtaining the energy of radiation quanta.
本発明の１つの側面は、放射線撮像システムに係り、前記放射線撮像システムは、放射線量子を光に変換するシンチレータおよび複数の光電変換素子を含む検出器と、前記検出器から提供される複数の信号値からなる信号値群におけるブリンカーノイズによる影響が低減されるように前記信号値群を修正して得られる修正信号値群に基づいて、前記検出器に入射した放射線量子のエネルギーを求める処理部とを備える。 One aspect of the present invention relates to a radiation imaging system, and the radiation imaging system includes a scintillator that converts radiation quanta into light and a plurality of photoelectric conversion elements, and a plurality of signals provided from the detector. A processing unit for obtaining energy of radiation quanta incident on the detector based on a modified signal value group obtained by modifying the signal value group so that the influence of blinker noise in the signal value group consisting of values is reduced; Is provided.
本発明によれば、放射線量子のエネルギーをより正確に求めるために有利な技術が提供される。 According to the present invention, an advantageous technique for more accurately obtaining the energy of radiation quanta is provided.
以下、本発明の実施形態について、添付の図面を参照して具体的に説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be specifically described with reference to the accompanying drawings.
図１には、本発明の１つの実施形態の放射線撮像システムの構成が記載されている。放射線撮像システム１は、放射線源１１から放射され被検体を透過した放射線によって形成される画像を撮像する。放射線は、典型的には、Ｘ線でありうるが、α線、β線、γ線などであってもよい。放射線撮像システム１は、検出器１０１と、制御装置１３とを含みうる。図１に示された実施形態では、放射線撮像システム１は、放射線撮像装置１０と、制御装置１３と、曝射制御装置１２と、放射線源（例えば、Ｘ線源）１１とを備えている。しかし、放射線撮像装置１０の全部または一部と、制御装置１３の全部又は一部とは、一体化されてもよい。また、曝射制御装置１２は、放射線源１１又は制御装置１３に組み込まれてもよい。 FIG. 1 shows the configuration of a radiation imaging system according to one embodiment of the present invention. The radiation imaging system 1 captures an image formed by radiation emitted from the radiation source 11 and transmitted through the subject. The radiation may typically be X-rays, but may be alpha rays, beta rays, gamma rays, and the like. The radiation imaging system 1 can include a detector 101 and a control device 13. In the embodiment shown in FIG. 1, the radiation imaging system 1 includes a radiation imaging device 10, a control device 13, an exposure control device 12, and a radiation source (for example, an X-ray source) 11. However, all or part of the radiation imaging apparatus 10 and all or part of the control apparatus 13 may be integrated. Further, the exposure control device 12 may be incorporated in the radiation source 11 or the control device 13.
放射線撮像装置１０は、検出器１０１、出力部１０５、電源部１０６、および、撮像制御部１０７を含みうる。検出器１０１は、図２に例示されるように、放射線量子を光に変換するシンチレータ２１０および複数の光電変換素子２０１を含む。検出器１０１は、複数の行および複数の列を構成するように複数の画素２０が配列された画素アレイ１０２を有し、１つの光電変換素子２０１によって１つの画素２０が構成され、複数の画素２０によってシンチレータ２１０が共有されうる。光電変換素子２０１は、シンチレータ２１０によって放射線量子から変換された光（可視光）を電荷に変換する。また、意図されていないが、光電変換素子２０１は、シンチレータ２１０を透過して光電変換素子２０１に入射する放射線量子を電荷に変換する。放射線量子がシンチレータ２１０を透過して光電変換素子２０１に入射する光電変換素子２０１において電荷に変換されると、前述のようなブリンカーノイズが発生しうる。放射線撮像装置１０は、その他、画素アレイ１０２を駆動する駆動回路１０３と、駆動された画素アレイ１０２から信号を読み出す読出回路１０４とを含みうる。 The radiation imaging apparatus 10 can include a detector 101, an output unit 105, a power supply unit 106, and an imaging control unit 107. As illustrated in FIG. 2, the detector 101 includes a scintillator 210 that converts radiation quanta into light and a plurality of photoelectric conversion elements 201. The detector 101 includes a pixel array 102 in which a plurality of pixels 20 are arranged so as to form a plurality of rows and a plurality of columns, and one pixel 20 is configured by one photoelectric conversion element 201, and a plurality of pixels 20 can share the scintillator 210. The photoelectric conversion element 201 converts light (visible light) converted from radiation quanta by the scintillator 210 into electric charge. Although not intended, the photoelectric conversion element 201 converts radiation quanta transmitted through the scintillator 210 and incident on the photoelectric conversion element 201 into electric charges. When the radiation quanta are converted into electric charges in the photoelectric conversion element 201 that passes through the scintillator 210 and enters the photoelectric conversion element 201, blinker noise as described above may occur. In addition, the radiation imaging apparatus 10 can include a drive circuit 103 that drives the pixel array 102 and a readout circuit 104 that reads a signal from the driven pixel array 102.
制御装置１３は、制御装置１３の制御卓（不図示）を介して撮影者（不図示）から入力された撮影情報に基づいて、放射線撮像装置１０および曝射制御装置１２に制御信号を与える。曝射制御装置１２は、制御装置１３からの制御信号を受けて、放射線源１１から放射線を出射する動作や照射野絞り機構（不図示）の動作の制御を行いうる。放射線撮像装置１０の撮像制御部１０７は、制御装置１３からの制御信号を受けて、放射線撮像装置１０の各部を制御する。曝射制御装置１２によって制御された放射線源１１から出射され被検体を透過した放射線の像が検出器１０１に形成され、検出器１０１は、当該像に応じた信号を出力する。出力部１０５は、検出器１０１から出力される信号をＡＤ変換した後にオフセット補正等の画像処理を行い、処理後の信号を制御装置１３に伝送する。ここで、伝送には、公知の無線通信や有線通信が適用されうる。伝送された信号は、制御装置１３の処理部１３１によって処理され、制御装置１３の表示部（不図示）に表示されうる。 The control device 13 gives control signals to the radiation imaging device 10 and the exposure control device 12 based on imaging information input from a photographer (not shown) via a control console (not shown) of the control device 13. In response to the control signal from the control device 13, the exposure control device 12 can control the operation of emitting radiation from the radiation source 11 and the operation of an irradiation field stop mechanism (not shown). The imaging control unit 107 of the radiation imaging apparatus 10 receives each control signal from the control apparatus 13 and controls each part of the radiation imaging apparatus 10. An image of radiation emitted from the radiation source 11 controlled by the exposure control device 12 and transmitted through the subject is formed on the detector 101, and the detector 101 outputs a signal corresponding to the image. The output unit 105 performs image processing such as offset correction after AD conversion of the signal output from the detector 101, and transmits the processed signal to the control device 13. Here, known wireless communication or wired communication can be applied to the transmission. The transmitted signal is processed by the processing unit 131 of the control device 13 and can be displayed on a display unit (not shown) of the control device 13.
図３には、各画素２０の構成例が示されている。画素２０は、光電変換素子２０１の他、光電変換素子２０１から信号を読み出すための画素回路部２０２を含みうる。光電変換素子２０１は、典型的にはフォトダイオードでありうる。画素回路部２０２は、増幅回路部２０４、クランプ回路部２０６、サンプルホールド回路部２０７、選択回路部２０８を含みる。 FIG. 3 shows a configuration example of each pixel 20. In addition to the photoelectric conversion element 201, the pixel 20 can include a pixel circuit unit 202 for reading a signal from the photoelectric conversion element 201. The photoelectric conversion element 201 can typically be a photodiode. The pixel circuit unit 202 includes an amplifier circuit unit 204, a clamp circuit unit 206, a sample hold circuit unit 207, and a selection circuit unit 208.
光電変換素子２０１は、電荷蓄積部を含み、該電荷蓄積部は、増幅回路部２０４のＭＯＳトランジスタ２０４ａのゲートに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ａのソースは、ＭＯＳトランジスタ２０４ｂを介して電流源２０４ｃに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ａと電流源２０４ｃとによってソースフォロア回路が構成されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ｂは、そのゲートに供給されるイネーブル信号ＥＮが駆動回路１０３によってアクティブレベルにされるとオンしてソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。 The photoelectric conversion element 201 includes a charge storage unit, and the charge storage unit is connected to the gate of the MOS transistor 204 a of the amplifier circuit unit 204. The source of the MOS transistor 204a is connected to the current source 204c through the MOS transistor 204b. The MOS transistor 204a and the current source 204c constitute a source follower circuit. The MOS transistor 204b is an enable switch that is turned on when the enable signal EN supplied to the gate thereof is set to the active level by the drive circuit 103 to bring the source follower circuit into an operating state.
図３に示された例では、光電変換素子２０１の電荷蓄積部およびＭＯＳトランジスタ２０４ａのゲートが共通のノードを構成していて、このノードは、該電荷蓄積部に蓄積された電荷を電圧に変換する電荷電圧変換部として機能する。即ち、電荷電圧変換部には、該電荷蓄積部に蓄積された電荷Ｑと電荷電圧変換部が有する容量値Ｃとによって定まる電圧Ｖ（＝Ｑ／Ｃ）が現れる。電荷電圧変換部は、リセットスイッチ２０３を介してリセット電位Ｖｒｅｓに接続されている。駆動回路１０３によってリセット信号ＰＲＥＳがアクティブレベルにされると、リセットスイッチ２０３がオンして、電荷電圧変換部の電位がリセット電位Ｖｒｅｓにリセットされる。 In the example shown in FIG. 3, the charge storage unit of the photoelectric conversion element 201 and the gate of the MOS transistor 204a constitute a common node, which converts the charge stored in the charge storage unit into a voltage. Functions as a charge-voltage converter. That is, the voltage V (= Q / C) determined by the charge Q stored in the charge storage unit and the capacitance value C of the charge voltage conversion unit appears in the charge voltage conversion unit. The charge-voltage converter is connected to the reset potential Vres via the reset switch 203. When the reset signal PRES is set to the active level by the drive circuit 103, the reset switch 203 is turned on, and the potential of the charge-voltage converter is reset to the reset potential Vres.
クランプ回路部２０６は、リセットした電荷電圧変換部の電位に応じて増幅回路部２０４によって出力されるノイズをクランプ容量２０６ａによってクランプする。つまり、クランプ回路部２０６は、光電変換素子２０１で光電変換により発生した電荷に応じてソースフォロア回路から出力された信号から、このノイズをキャンセルするための回路である。このノイズはリセット時のｋＴＣノイズを含む。クランプは、駆動回路１０３がクランプ信号ＰＣＬをアクティブレベルにしてＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオン状態にした後に、クランプ信号ＰＣＬを非アクティブレベルにしてＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオフ状態にすることによってなされる。クランプ容量２０６ａの出力側は、ＭＯＳトランジスタ２０６ｃのゲートに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｃのソースは、ＭＯＳトランジスタ２０６ｄを介して電流源２０６ｅに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｃと電流源２０６ｅとによってソースフォロア回路が構成されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｄは、そのゲートに供給されるイネーブル信号ＥＮ０が駆動回路１０３によってアクティブレベルにされるとオンしてソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。 The clamp circuit unit 206 clamps the noise output from the amplifier circuit unit 204 by the clamp capacitor 206a according to the reset potential of the charge-voltage conversion unit. That is, the clamp circuit unit 206 is a circuit for canceling this noise from the signal output from the source follower circuit in accordance with the electric charge generated by the photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201. This noise includes kTC noise at reset. Clamping is performed by setting the clamp signal PCL to an inactive level and turning off the MOS transistor 206b after the drive circuit 103 sets the clamp signal PCL to an active level to turn on the MOS transistor 206b. The output side of the clamp capacitor 206a is connected to the gate of the MOS transistor 206c. The source of the MOS transistor 206c is connected to the current source 206e via the MOS transistor 206d. The MOS transistor 206c and the current source 206e constitute a source follower circuit. The MOS transistor 206d is an enable switch that is turned on when the enable signal EN0 supplied to the gate thereof is set to the active level by the drive circuit 103 to bring the source follower circuit into an operating state.
光電変換素子２０１で光電変換により発生した電荷に応じてクランプ回路部２０６から出力される信号は、光信号として、光信号サンプリング信号ＴＳがアクティブレベルになることによってスイッチ２０７Ｓａを介して容量２０７Ｓｂに書き込まれる。電荷電圧変換部の電位をリセットした直後にＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオン状態とした際にクランプ回路部２０６から出力される信号は、ノイズである。このノイズは、ノイズサンプリング信号ＴＮがアクティブレベルになることによってスイッチ２０７Ｎａを介して容量２０７Ｎｂに書き込まれる。このノイズには、クランプ回路部２０６のオフセット成分が含まれる。スイッチ２０７Ｓａと容量２０７Ｓｂによって信号サンプルホールド回路２０７Ｓが構成され、スイッチ２０７Ｎａと容量２０７Ｎｂによってノイズサンプルホールド回路２０７Ｎが構成される。サンプルホールド回路部２０７は、信号サンプルホールド回路２０７Ｓとノイズサンプルホールド回路２０７Ｎとを含む。 A signal output from the clamp circuit unit 206 according to the electric charge generated by the photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201 is written as an optical signal into the capacitor 207Sb via the switch 207Sa when the optical signal sampling signal TS becomes an active level. It is. A signal output from the clamp circuit unit 206 when the MOS transistor 206b is turned on immediately after resetting the potential of the charge voltage conversion unit is noise. This noise is written into the capacitor 207Nb via the switch 207Na when the noise sampling signal TN becomes an active level. This noise includes an offset component of the clamp circuit unit 206. The switch 207Sa and the capacitor 207Sb constitute a signal sample / hold circuit 207S, and the switch 207Na and the capacitor 207Nb constitute a noise sample / hold circuit 207N. The sample hold circuit unit 207 includes a signal sample hold circuit 207S and a noise sample hold circuit 207N.
駆動回路１０３によって行選択信号ＶＳＴがアクティブレベルに駆動されると、容量２０７Ｓｂに保持された信号（放射線信号）がＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａおよび行選択スイッチ２０８Ｓｂを介して信号線２５Ｓに出力される。また、同時に、容量２０７Ｎｂに保持された信号（ノイズ）がＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａおよび行選択スイッチ２０８Ｎｂを介して信号線２５Ｎに出力される。ＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａは、信号線２５Ｓに設けられた定電流源２３５Ｓ（図６（ｂ）記載）とソースフォロア回路を構成する。同様に、ＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａは、信号線２５Ｎに設けられた定電流源２３５Ｎ（図６（ｂ）記載）とソースフォロア回路を構成する。ＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａと行選択スイッチ２０８Ｓｂによって信号用選択回路部２０８Ｓが構成され、ＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａと行選択スイッチ２０８Ｎｂによってノイズ用選択回路部２０８Ｎが構成される。選択回路部２０８は、信号用選択回路部２０８Ｓとノイズ用選択回路部２０８Ｎとを含む。読出回路１０４は、信号線２５Ｓ、２５Ｎにそれぞれ出力された放射線信号、ノイズの差分を増幅することによって、ノイズ成分が除去された放射線信号を発生する。 When the row selection signal VST is driven to the active level by the drive circuit 103, a signal (radiation signal) held in the capacitor 207Sb is output to the signal line 25S via the MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb. At the same time, a signal (noise) held in the capacitor 207Nb is output to the signal line 25N via the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb. The MOS transistor 208Sa constitutes a source follower circuit with a constant current source 235S (described in FIG. 6B) provided on the signal line 25S. Similarly, the MOS transistor 208Na forms a source follower circuit with a constant current source 235N (described in FIG. 6B) provided on the signal line 25N. The MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb constitute a signal selection circuit unit 208S, and the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb constitute a noise selection circuit unit 208N. The selection circuit unit 208 includes a signal selection circuit unit 208S and a noise selection circuit unit 208N. The readout circuit 104 generates a radiation signal from which noise components have been removed by amplifying the difference between the radiation signal and noise output to the signal lines 25S and 25N, respectively.
画素２０は、隣接する複数の画素２０の光信号を加算する加算スイッチ２０９Ｓを有してもよい。加算モード時には、加算モード信号ＡＤＤがアクティブレベルになり、加算スイッチ２０９Ｓがオン状態になる。これにより、隣接する画素２０の容量２０７Ｓｂが加算スイッチ２０９Ｓによって相互に接続されて、光信号が平均化される。同様に、画素２０は、隣接する複数の画素２０のノイズを加算する加算スイッチ２０９Ｎを有してもよい。加算スイッチ２０９Ｎがオン状態になると、隣接する画素２０の容量２０７Ｎｂが加算スイッチ２０９Ｎによって相互に接続されて、ノイズが平均化される。加算部２０９は、加算スイッチ２０９Ｓと加算スイッチ２０９Ｎを含む。 The pixel 20 may include an addition switch 209 </ b> S that adds the optical signals of the plurality of adjacent pixels 20. In the addition mode, the addition mode signal ADD becomes an active level, and the addition switch 209S is turned on. Thereby, the capacitors 207Sb of the adjacent pixels 20 are connected to each other by the addition switch 209S, and the optical signals are averaged. Similarly, the pixel 20 may include an addition switch 209N that adds noises of a plurality of adjacent pixels 20. When the addition switch 209N is turned on, the capacitors 207Nb of the adjacent pixels 20 are connected to each other by the addition switch 209N, and noise is averaged. The adding unit 209 includes an addition switch 209S and an addition switch 209N.
画素２０は、感度を変更するための感度変更部２０５を有してもよい。画素２０は、例えば、第１感度変更スイッチ２０５ａおよび第２感度変更スイッチ２０５’ａ、並びにそれらに付随する回路素子を含みうる。第１変更信号ＷＩＤＥがアクティブレベルになると、第１感度変更スイッチ２０５ａがオンして、電荷電圧変換部の容量値に第１付加容量２０５ｂの容量値が追加される。これによって画素２０の感度が低下する。第２変更信号ＷＩＤＥ２がアクティブレベルになると、第２感度変更スイッチ２０５’ａがオンして、電荷電圧変換部の容量値に第２付加容量２０５’ｂの容量値が追加される。これによって画素２０の感度が更に低下する。このように画素２０の感度を低下させる機能を追加することによって、より大きな光量を受光することが可能となり、ダイナミックレンジを広げることができる。第１変更信号ＷＩＤＥがアクティブレベルになる場合には、イネーブル信号ＥＮｗをアクティブレベルにして、ＭＯＳトランジスタ２０４ａに加えてＭＯＳトランジスタ２０４’ａをソースフォロア動作させてもよい。 The pixel 20 may include a sensitivity changing unit 205 for changing the sensitivity. The pixel 20 may include, for example, a first sensitivity change switch 205a and a second sensitivity change switch 205'a, and circuit elements associated therewith. When the first change signal WIDE becomes active level, the first sensitivity change switch 205a is turned on, and the capacitance value of the first additional capacitor 205b is added to the capacitance value of the charge-voltage converter. This reduces the sensitivity of the pixel 20. When the second change signal WIDE2 becomes an active level, the second sensitivity change switch 205'a is turned on, and the capacitance value of the second additional capacitor 205'b is added to the capacitance value of the charge-voltage converter. This further decreases the sensitivity of the pixel 20. By adding a function for reducing the sensitivity of the pixel 20 in this way, it becomes possible to receive a larger amount of light and to expand the dynamic range. When the first change signal WIDE becomes an active level, the enable signal ENw may be set to an active level, and the MOS transistor 204'a may be operated as a source follower in addition to the MOS transistor 204a.
図３には、放射線撮像システム１において１フレーム（１枚）の放射線画像を得るための手順が例示されている。図３において、横軸は時間を示している。１フレームの放射線画像を得るための１フレームサイクル（１フレーム期間）は、照射期間ＸＷ、読出期間ＸＲ、非照射期間ＦＷ、読出期間ＦＲを含みうる。照射期間ＸＷは、検出器１０１に放射線が照射される期間である。読出期間ＸＲは、読出回路１０４が検出器１０１から放射線信号を読み出す期間である。非照射期間ＦＷの長さは、照射期間ＸＷの長さと同じに設定されうる。非照射期間ＦＷは、オフセット情報を生成するために、放射線が照射されない状態で、各画素２０（光電変換素子２０１）において電荷を蓄積する期間である。読出期間ＦＲは、読出回路１０４が検出器１０１からオフセット情報を読み出す期間である。 FIG. 3 illustrates a procedure for obtaining one frame (one frame) of radiation image in the radiation imaging system 1. In FIG. 3, the horizontal axis represents time. One frame cycle (one frame period) for obtaining a radiographic image of one frame can include an irradiation period XW, a readout period XR, a non-irradiation period FW, and a readout period FR. The irradiation period XW is a period during which the detector 101 is irradiated with radiation. The readout period XR is a period in which the readout circuit 104 reads out a radiation signal from the detector 101. The length of the non-irradiation period FW can be set to be the same as the length of the irradiation period XW. The non-irradiation period FW is a period in which charges are accumulated in each pixel 20 (photoelectric conversion element 201) in a state where radiation is not irradiated in order to generate offset information. The readout period FR is a period in which the readout circuit 104 reads offset information from the detector 101.
放射線撮像システム１は、図４に示される１フレームサイクルを複数回にわたって繰り返すことによって複数フレームの放射線画像信号を得ることができる。読出回路１０４によって検出器１０１から読み出された信号は、出力部１０５を介して制御装置１３の処理部１３１に提供される。 The radiation imaging system 1 can obtain a plurality of frames of radiation image signals by repeating one frame cycle shown in FIG. 4 a plurality of times. The signal read from the detector 101 by the reading circuit 104 is provided to the processing unit 131 of the control device 13 via the output unit 105.
制御装置１３の処理部１３１は、放射線撮像装置１０から提供された放射線画像信号を処理する。具体的には、処理部１３１は、読出期間ＸＲで検出器１０１から読み出された放射線信号と読出期間ＦＲで検出器１０１から読み出された信号との差分を計算することによって、オフセットが除去された放射線画像信号を得る。処理部１３１は、例えば、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙの略。）などのＰＬＤ（Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅの略。）、又は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔの略。）、又は、プログラムが組み込まれた汎用コンピュータ、又は、これらの全部または一部の組み合わせによって構成されうる。あるいは、処理部１３１は、制御装置１３を構成するコンピュータ又はＣＰＵに提供されるプログラムによって構成される機能の一部として構成されてもよい。 The processing unit 131 of the control device 13 processes the radiation image signal provided from the radiation imaging apparatus 10. Specifically, the processing unit 131 removes the offset by calculating the difference between the radiation signal read from the detector 101 in the readout period XR and the signal read from the detector 101 in the readout period FR. Obtained radiographic image signals are obtained. The processing unit 131 is, for example, PLD (abbreviation of Programmable Logic Device) such as FPGA (abbreviation of Field Programmable Gate Array), or ASIC (abbreviation of Application Specific Integrated Circuit) or an ASIC (abbreviation of Generalized Integrated Circuit). It can be constituted by a computer or a combination of all or part of them. Or the process part 131 may be comprised as a part of function comprised by the program provided to the computer or CPU which comprises the control apparatus 13. FIG.
放射線撮像システム１では、処理部１３１は、検出器１０１から提供さる信号に基づいて、検出器１０１に入射した放射線量子（例えば、Ｘ線フォトン）のエネルギーを求める。処理部１３１は、更に、エネルギー分解された放射線画像を求める。エネルギー分解された放射線画像は、エネルギーの大きさを階調値とする放射線画像である。 In the radiation imaging system 1, the processing unit 131 obtains energy of radiation quanta (for example, X-ray photons) incident on the detector 101 based on a signal provided from the detector 101. The processing unit 131 further obtains an energy-resolved radiation image. The energy-resolved radiographic image is a radiographic image having the magnitude of energy as a gradation value.
図５には、放射線量子としてのＸ線フォトンのエネルギーを求める原理が示されている。放射線量子の一例であるＸ線フォトンがシンチレータで吸収されると、これに応じてシンチレータで可視光フォトンが発生する。発生する可視光フォトンの個数は、シンチレータが吸収したＸ線フォトンのエネルギーに依存する。具体的には、Ｘ線フォトンのエネルギーが大きいほど、シンチレータで可視光フォトンが多く発生する。可視光フォトンは、光電変換素子で吸収され、これに応じて光電変換素子で電荷が発生する。発生する電荷の個数（電荷量）は、光電変換素子で吸収された可視光フォトンの個数に依存する。出力回路は、光電変換素子で発生した電荷の個数に応じたアナログ信号をデジタル信号に変換して出力しうる。 FIG. 5 shows the principle for obtaining the energy of X-ray photons as radiation quanta. When X-ray photons that are an example of radiation quanta are absorbed by the scintillator, visible photons are generated by the scintillator. The number of visible photons generated depends on the energy of X-ray photons absorbed by the scintillator. Specifically, the greater the energy of X-ray photons, the more visible light photons are generated in the scintillator. Visible light photons are absorbed by the photoelectric conversion element, and charges are generated in the photoelectric conversion element accordingly. The number of generated charges (charge amount) depends on the number of visible photons absorbed by the photoelectric conversion element. The output circuit can convert an analog signal corresponding to the number of charges generated by the photoelectric conversion element into a digital signal and output the digital signal.
例えば、あるエネルギーを有するＸ線フォトンに応じて出力回路から出力されるデジタル信号の値は３０ＬＳＢであり、それよりも高いエネルギーを有するＸ線フォトンに応じて出力されるデジタル信号の値は１００ＬＳＢである。したがって、１個のＸ線フォトンがシンチレータによって吸収される度に、光電変換素子で発生した電荷量に応じたデジタル信号を取得すれば、その値からＸ線フォトンのエネルギーを識別することが可能である。なお、ここでは、ＬＳＢをアナログ／デジタル変換の量子化単位として用いており、例えば３０ＬＳＢは量子化単位３０個分を意味する。このようにして、入射した放射線量子のエネルギーに識別することによって、エネルギー分解された放射線画像を得ることができる。 For example, the value of a digital signal output from the output circuit in response to an X-ray photon having a certain energy is 30 LSB, and the value of a digital signal output in response to an X-ray photon having a higher energy is 100 LSB. is there. Therefore, if a digital signal corresponding to the amount of charge generated in the photoelectric conversion element is acquired every time one X-ray photon is absorbed by the scintillator, the energy of the X-ray photon can be identified from the value. is there. Here, LSB is used as a quantization unit for analog / digital conversion. For example, 30LSB means 30 quantization units. In this way, an energy-resolved radiation image can be obtained by discriminating the energy of incident radiation quanta.
しかしながら、医療診断などに使用される大面積のＦＰＤを用いた放射線撮像装置では、入射する放射線量子の個数は膨大であるため、個別に数えるためにはＦＰＤの高い動作速度が必要となり、個別に放射線量子の個数を数えることが困難である。そこで、ある期間に検出器に入射した複数の放射線量子に応じて出力された信号の値から、該期間に検出器に入射した複数の放射線量子のエネルギーの平均値を推定することによって該複数の放射線粒子の個々のエネルギーを推定する方法が有効である。 However, in a radiation imaging apparatus using a large-area FPD used for medical diagnosis and the like, the number of incident radiation quanta is enormous, so that a high FPD operating speed is required to individually count, It is difficult to count the number of radiation quanta. Therefore, by estimating the average value of the energy of the plurality of radiation quanta incident on the detector in the period from the value of the signal output according to the plurality of radiation quanta incident on the detector in a certain period, A method for estimating the individual energy of radiation particles is effective.
次に、図６を用いて、放射線量子のエネルギーの平均値を推定する原理を説明する。図６は、放射線量子のエネルギーの平均値を推定する原理を説明するための概念図である。複数回にわたって被検体を介して放射線を検出器に所定期間ずつ照射して複数枚のデジタル画像信号を取得する。ここで、所定期間に照射される放射線は一定であり、被写体は動きがないものと仮定する。図６には、得られたデジタル画像信号のうち、任意の一画素を選択し、選択した画素から得られたデジタル信号値（以下、画素値あるいは信号値をいう）の時系列が示されている。上記仮定の下では、理想的には画素値は一定となるはずであるが、図６に示されるように、実際には画素値の時系列にばらつきが生じる。このばらつきには、量子ノイズが含まれる。 Next, the principle of estimating the average value of radiation quantum energy will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a conceptual diagram for explaining the principle of estimating the average value of radiation quantum energy. A plurality of digital image signals are acquired by irradiating the detector with radiation for a predetermined period of time through the subject a plurality of times. Here, it is assumed that the radiation irradiated for a predetermined period is constant and the subject does not move. FIG. 6 shows a time series of digital signal values (hereinafter referred to as pixel values or signal values) obtained by selecting any one pixel from the obtained digital image signals and obtained from the selected pixels. Yes. Under the above assumption, the pixel value should ideally be constant. However, as shown in FIG. 6, the pixel value actually varies in time series. This variation includes quantum noise.
量子ノイズは、単位時間当たりの放射線量子の数（例えばＸ線フォトンの数）がばらつくことによって生じる。放射線量子の数のばらつきは、離散的な事象に対する単位時間当たりの生起確率として考えると、所与の時間間隔で発生する離散的な事象を数える特定の確率変数を持つ離散確率分布であるポアソン分布に従う。定数λ＞０に対し、自然数を値にとる確率変数が所望の条件を満たすとき、この確率変数はパラメータλのポアソン分布に従う。 Quantum noise is caused by variations in the number of radiation quanta per unit time (for example, the number of X-ray photons). The variation in the number of radiation quanta is a Poisson distribution, which is a discrete probability distribution with a specific random variable that counts discrete events that occur at a given time interval, when considered as the probability of occurrence per unit time for discrete events. Follow. For a constant λ> 0, when a random variable whose value is a natural number satisfies a desired condition, the random variable follows a Poisson distribution of the parameter λ.
例えば、単位時間あたりに任意の一画素に照射される放射線量子の数の期待値が１０個である場合、実際に単位時間あたりに任意の一画素に照射される放射線量子の数は、１２個、５個、１３個、１１個・・・といったように、ばらつく。そのような場合、先の例に示したように、あるエネルギーの１個の放射線量子に応じて出力されたデジタル信号の値が３０ＬＳＢだったとすると、実際の画素値は、３６０ＬＳＢ、１５０ＬＳＢ、３９０ＬＳＢ、３３０ＬＳＢ・・・といったように、ばらつく。このような例の場合、取得される画素値の数であるサンプル数を無限に増やすと、画素値の期待値は３００ＬＳＢであり、ばらつき（以下分散という）は９０００ＬＳＢとなる。 For example, when the expected value of the number of radiation quanta irradiated to any one pixel per unit time is 10, the number of radiation quanta actually irradiated to any one pixel per unit time is 12 Five, 13, 11, etc. vary. In such a case, as shown in the previous example, if the value of the digital signal output according to one radiation quantum of a certain energy is 30 LSB, the actual pixel value is 360 LSB, 150 LSB, 390 LSB, It varies such as 330LSB. In such an example, when the number of samples, which is the number of acquired pixel values, is increased infinitely, the expected value of the pixel value is 300 LSB, and the variation (hereinafter referred to as dispersion) is 9000 LSB.
また、例えば、単位時間あたりに任意の一画素に照射される放射線量子の量子数の期待値が３個で、あるエネルギーの１個の放射線量子に応じて出力されたデジタル信号の値が１００ＬＳＢだった場合を考える。この場合、サンプル数を無限に増やすと、画素値の期待値は３００ＬＳＢであり、ばらつき（以下、分散という）は３００００ＬＳＢとなる。 In addition, for example, the expected value of the quantum number of radiation quanta irradiated to an arbitrary pixel per unit time is 3, and the value of a digital signal output according to one radiation quantum of a certain energy is 100 LSB. Consider the case. In this case, when the number of samples is increased infinitely, the expected value of the pixel value is 300 LSB, and the variation (hereinafter referred to as dispersion) is 30000 LSB.
すなわち、画素値の平均値が同じであっても、エネルギーが大きい放射線量子で形成された画素の方が画素値の分散が大きくなる。これを利用して、Ｘ線フォトン等の放射線量子のエネルギーを推定することができる。 That is, even if the average value of the pixel values is the same, the dispersion of the pixel values is larger in the pixels formed by radiation quanta having a large energy. Using this, the energy of radiation quanta such as X-ray photons can be estimated.
以下、放射線量子のエネルギーを推定する方法を更に詳細に説明する。まず、放射線撮像システム１の放射線撮像装置１０（検出器１０１）にＴ（Ｔは２以上の自然数）回の放射線照射を行い、放射線撮像装置１０からＴ枚のデジタル画像信号が取得されたものとする。ここで、ｔ（ｔは２以上Ｔ以下の自然数）枚目のデジタル画像信号のある画素の画素値をＩ（ｔ）とし、当該画素に到達して吸収された放射線量子の量子数の合計をＮ個、放射線量子のエネルギーをＥとすると、以下の式（１）が成り立つ。 Hereinafter, the method for estimating the energy of the radiation quantum will be described in more detail. First, the radiation imaging apparatus 10 (detector 101) of the radiation imaging system 1 is irradiated with radiation T (T is a natural number of 2 or more) times, and T digital image signals are acquired from the radiation imaging apparatus 10. To do. Here, the pixel value of a certain pixel of the t-th (t is a natural number of 2 or more and T or less) digital image signal is defined as I (t), and the total quantum number of the radiation quanta absorbed by reaching the pixel is calculated. When N is the energy of radiation quanta and E is E, the following equation (1) is established.
Ｅ×Ｎ＝ΣＩ（ｔ） ・・・（１）
式（１）より、１枚のデジタル画像信号の当該画素に到達して吸収された放射線量子の量子数の相加平均をｎＡｖｅとすると、以下の式（２）で表される。
E × N = ΣI (t) (1)
From the equation (1), when the arithmetic average of the quantum numbers of the radiation quanta that are absorbed by reaching the pixel of one digital image signal is n Ave , it is expressed by the following equation (2).
ｎＡｖｅ＝Ｎ／Ｔ＝ΣＩ（ｔ）／Ｅ／Ｔ ・・・（２）
また、式（１）より、１枚のデジタル画像信号の当該画素に到達して吸収された放射線量子の量子数の標本分散をｎＶａｒとすると、以下の式（３）で表される。
n Ave = N / T = ΣI (t) / E / T (2)
Further, from the equation (1), when the sample dispersion of the quantum number of the radiation quantum that reaches the pixel of the digital image signal and is absorbed is n Var , it is expressed by the following equation (3).
ｎＶａｒ＝Σ［｛Ｉ（ｔ）／Ｅ−ｎＡｖｅ｝２］／Ｔ ・・・（３）
ここで、ポアソン分布では、期待値及び分散がパラメータλに等しい。また、サンプル数が大きくなるほど、相加平均は期待値に近づき、標本分散は分散に近づく。そこで、サンプル数を十分大きく（好ましくは無限大）として、放射線量子の量子数の相加平均ｎＡｖｅと放射線量子の量子数の標本分散をｎＶａｒとが等しいものと近似すると、式（２）と式（３）が等しいという仮定により、以下の式（４）が導かれる。
n Var = Σ [{I (t) / E−n Ave } 2 ] / T (3)
Here, in the Poisson distribution, the expected value and the variance are equal to the parameter λ. As the number of samples increases, the arithmetic mean approaches the expected value, and the sample variance approaches the variance. Therefore, when the number of samples is sufficiently large (preferably infinite) and the arithmetic mean n Ave of the quantum numbers of the radiation quanta and the sample variance of the quantum numbers of the radiation quanta are approximated to be equal to n Var , the equation (2) And the following expression (4) is derived from the assumption that the expression (3) is equal.
Ｅ＝Σ｛Ｉ（ｔ）２｝／Σ｛Ｉ（ｔ）｝−Σ｛Ｉ（ｔ）｝／Ｔ ・・・（４）
このようにして、任意のｔ枚目のデジタル画像信号のある画素の画素値Ｉ（ｔ）より、当該画素に到達して吸収された放射線量子のエネルギーＥを推定して算出することができる。
E = Σ {I (t) 2 } / Σ {I (t)} − Σ {I (t)} / T (4)
In this way, the energy E of the radiation quanta that reaches the pixel and is absorbed can be estimated and calculated from the pixel value I (t) of a pixel in an arbitrary t-th digital image signal.
また、画素値Ｉ（ｔ）の相加平均をＩＡｖｅとすると、画素値Ｉ（ｔ）の相加平均ＩＡｖｅは、放射線量子の量子数の相加平均ｎＡｖｅを用いて、以下の式（５）で表される。 Further, when the arithmetic mean of the pixel values I (t) and I Ave, arithmetic mean I Ave pixel value I (t), using the quantum number of the arithmetic mean n Ave of radiation quanta, the following formula It is represented by (5).
ＩＡｖｅ＝ｎＡｖｅ×Ｅ ・・・（５）
また、画素値の標本分散をＩＶａｒとすると、画素値の標本分散ＩＶａｒは放射線量子の量子数の標本分散をｎＶａｒより、以下の式（６）で表される。
I Ave = n Ave × E (5)
If the sample variance of the pixel value is I Var , the sample variance I Var of the pixel value is expressed by the following formula (6) from the sample variance of the quantum number of the radiation quantum n Var .
ＩＶａｒ＝ｎＶａｒ×Ｅ２ ・・・（６）
したがって、当該画素に到達して吸収された放射線量子のエネルギー（平均エネルギー）Ｅは、以下の式（７）で表される。
I Var = n Var × E 2 (6)
Therefore, the energy (average energy) E of the radiation quanta that reaches the pixel and is absorbed is expressed by the following equation (7).
Ｅ＝ＩＶａｒ／ＩＡｖｅ ・・・（７）
図７（ａ）には、ブリンカーノイズがない場合における放射線撮像装置１０から出力される複数枚のデジタル画像信号における１つの画素の画素値Ｉ（ｔ）が例示されている。図７（ｂ）は、図７（ａ）の画素値Ｉ（ｔ）の分布（ヒストグラム）が示されている。この分布は、ポアソン分布に従っている。
E = I Var / I Ave (7)
FIG. 7A illustrates the pixel value I (t) of one pixel in a plurality of digital image signals output from the radiation imaging apparatus 10 when there is no blinker noise. FIG. 7B shows the distribution (histogram) of the pixel values I (t) in FIG. This distribution follows the Poisson distribution.
図８（ａ）には、ブリンカーノイズがある場合に放射線撮像装置１０から出力される複数枚のデジタル画像信号における１つの画素の画素値Ｉ（ｔ）が例示されている。図８（ｂ）は、図８（ａ）の画素値Ｉ（ｔ）の分布（ヒストグラム）が示されている。この分布は、ポアソン分布に従っている。ブリンカーノイズが発生した場合、画素値が通常の画素値よりも大きくなる。これは、ブリンカーノイズが発生した場合、光電変換素子２０１に入射する可視光による成分に対して、光電変換素子２０１に入射する放射線量子による成分（ブリンカーノイズによる成分）が加算されるためである。 FIG. 8A illustrates the pixel value I (t) of one pixel in a plurality of digital image signals output from the radiation imaging apparatus 10 when blinker noise is present. FIG. 8B shows the distribution (histogram) of the pixel values I (t) in FIG. This distribution follows the Poisson distribution. When blinker noise occurs, the pixel value becomes larger than the normal pixel value. This is because when blinker noise occurs, a component due to radiation quanta incident on the photoelectric conversion element 201 (component due to blinker noise) is added to a component due to visible light incident on the photoelectric conversion element 201.
以上の説明は、複数の信号値（画素値（Ｉ（ｔ））が複数の光電変換素子２０１における任意の光電変換素子によって互いに異なる時間に生成されるものとしてなされている。しかしながら、複数の信号は、複数の光電変換素子２０１における互いに異なる光電変換素子によって生成されてもよい。 The above description is made on the assumption that a plurality of signal values (pixel values (I (t)) are generated at different times by arbitrary photoelectric conversion elements in the plurality of photoelectric conversion elements 201. May be generated by different photoelectric conversion elements in the plurality of photoelectric conversion elements 201.
ブリンカーノイズがある場合、画素値Ｉ（ｔ）の分布は、図８（ｂ）に例示されるように、ポアソン分布から乖離した分布となりうる。ブリンカーノイズによってポアソン分布から乖離した分布を有する画素値Ｉ（ｔ）から得られる相加平均をＩＡｖｅおよび標本分散ＩＶａｒに基づいて式（７）に従って放射線量子のエネルギーＥを求めても、正確なエネルギーＥは得られない。そこで、本実施形態では、処理部１３１は、放射線撮像装置１０（検出器１０１）から提供される複数の信号値（画素値）からなる信号値群におけるブリンカーノイズの影響が低減されるように該信号値群を修正して修正信号値群を生成するように構成されうる。また、処理部１３１は、修正信号群に基づいて、検出器１０１に入射した放射線量子のエネルギーを求めるように構成されうる。ここで、処理部１３１は、修正信号値群を構成する信号値の分布の特徴を示す特徴量（例えば、修正信号値群を構成する信号値（画素値）の相加平均ＩＡＶＥおよび標本分散ＩＶａｒ）に基づいてエネルギーＥを求めるように構成されうる。 When there is blinker noise, the distribution of the pixel value I (t) can be a distribution deviating from the Poisson distribution as illustrated in FIG. 8B. Even if the arithmetic mean obtained from the pixel value I (t) having a distribution deviating from the Poisson distribution due to blinker noise is obtained based on I Ave and the sample variance I Var and the energy E of the radiation quantum is obtained according to the equation (7), Energy E cannot be obtained. Therefore, in the present embodiment, the processing unit 131 reduces the influence of blinker noise in a signal value group including a plurality of signal values (pixel values) provided from the radiation imaging apparatus 10 (detector 101). The signal value group may be modified to generate a modified signal value group. Further, the processing unit 131 can be configured to obtain the energy of radiation quanta incident on the detector 101 based on the correction signal group. Here, the processing unit 131 includes a feature amount indicating a feature of the distribution of the signal values constituting the modified signal value group (for example, arithmetic mean I AVE and sample variance of the signal values (pixel values) constituting the modified signal value group). It may be configured to determine the energy E based on I Var ).
第１実施形態では、処理部１３１は、放射線撮像装置１０（検出器１０１）から提供される複数の信号値から所定の基準に従って選択される信号を除外するか、該信号値を元の信号値よりも小さい信号値に変更することによって修正信号値群を求める。より具体的には、処理部１３１は、例えば、放射線撮像装置１０（検出器１０１）から提供される複数の信号値から閾値Ｔｔｈを越える信号値を除外するか、該信号値を元の信号値よりも小さい信号値に変更することによって修正信号値群を求める。ここで、元の信号値よりも小さい信号値は、例えば、信号値群を構成する複数の信号の代表値（例えば、平均値、中央値、最頻値）、又は、閾値Ｔｔｈに応じた信号値とすることができる。閾値Ｔｔｈは、実験等に基づいて決定されうる。あるいは、閾値Ｔｔｈは、仮決定された閾値Ｔｔｈを使って修正信号値群を求め、その修正信号値群を構成する複数の信号値の分布とポアソン分布との乖離量を評価しながら、乖離量が基準値に収まるまで閾値Ｔｔｈを最適化することによって決定されてもよい。 In the first embodiment, the processing unit 131 excludes a signal selected according to a predetermined criterion from a plurality of signal values provided from the radiation imaging apparatus 10 (detector 101), or uses the signal value as an original signal value. A modified signal value group is obtained by changing to a smaller signal value. More specifically, for example, the processing unit 131 excludes a signal value exceeding the threshold Tth from a plurality of signal values provided from the radiation imaging apparatus 10 (detector 101), or uses the signal value as an original signal value. A modified signal value group is obtained by changing to a smaller signal value. Here, the signal value smaller than the original signal value is, for example, a representative value (for example, average value, median value, mode value) of a plurality of signals constituting the signal value group, or a signal corresponding to the threshold value Tth. Can be a value. The threshold value Tth can be determined based on experiments or the like. Alternatively, the threshold value Tth is obtained by obtaining a corrected signal value group using the tentatively determined threshold value Tth, and evaluating the divergence amount between the distribution of the plurality of signal values constituting the corrected signal value group and the Poisson distribution. May be determined by optimizing the threshold Tth until the value falls within the reference value.
図９には、処理部１３１によって実行される処理が例示されている。工程Ｓ９０１では、処理部１３１は、読出期間ＸＲで検出器１０１から読み出された放射線信号と読出期間ＦＲで検出器１０１から読み出された信号との差分を計算することによって、オフセットが除去された放射線画像信号（デジタル画像信号）を取得する。ここで、処理部１３１は、複数（複数フレーム）の放射線画像信号を取得するように構成されうる。複数の放射線画像信号は、例えば、各画素に関して、複数の信号からなる信号群を含む。 FIG. 9 illustrates processing executed by the processing unit 131. In step S901, the processing unit 131 calculates the difference between the radiation signal read from the detector 101 in the readout period XR and the signal read from the detector 101 in the readout period FR, thereby removing the offset. A radiographic image signal (digital image signal) is acquired. Here, the processing unit 131 may be configured to acquire a plurality (a plurality of frames) of radiographic image signals. The plurality of radiographic image signals include, for example, a signal group including a plurality of signals for each pixel.
工程Ｓ９０２では、処理部１３１は、工程Ｓ９０１で取得した複数の放射線画像信号における各信号値群を前述のように処理することによって各画素について修正信号値群を生成する。工程Ｓ９０３では、処理部１３１は、工程Ｓ９０２で生成した各画素について修正信号値群から特徴量を求める。特徴量は、修正信号値群を構成する複数の信号値の分布の特徴を示す量であり、例えば、修正信号値群を構成する信号値（画素値）の相加平均ＩＡＶＥおよび標本分散ＩＶａｒ）である。工程Ｓ９０４では、処理部１３１は、工程Ｓ９０３で求めた特徴量に基づいて、式（７）に従ってエネルギーＥを求めることができる。エネルギーＥを各画素について求めることによって、エネルギー分解された放射線画像を得ることができる。 In step S902, the processing unit 131 generates a correction signal value group for each pixel by processing each signal value group in the plurality of radiation image signals acquired in step S901 as described above. In step S903, the processing unit 131 obtains a feature amount from the correction signal value group for each pixel generated in step S902. The feature amount is an amount that indicates the characteristics of the distribution of a plurality of signal values constituting the modified signal value group. For example, the arithmetic mean I AVE and the sample variance I of the signal values (pixel values) constituting the modified signal value group. Var ). In step S904, the processing unit 131 can obtain energy E according to Expression (7) based on the feature amount obtained in step S903. By obtaining the energy E for each pixel, an energy-resolved radiation image can be obtained.
修正信号値群を得る方法は、上記のように閾値を利用する方法の他にも種々の方法が採用されうる。例えば、信号値群を構成する複数の信号値を降順でソートし、ソート結果における上位の信号値を除去する方法がある。除去する信号値の個数は、ブリンカーノイズの発生頻度に基づいて決定されうる。ブリンカーノイズは、シンチレータ２１０を透過した放射線が光電変換素子２０１に吸収されることで発生するため、シンチレータ２１０に入射した放射線量、シンチレータ２１０の厚さ、光電変換素子２０１の量子効率等に基づいて発生頻度を推定することができる。例えば、シンチレータ２１０が厚さ１０００ｕｍのＣｓＩで構成され、光電変換素子２０１Ｓｉで構成され、放射線がＸである場合を考える。この場合、シンチレータ２１０に入射したＸ線の約２０％が透過し、その１％未満が光電変換素子（ｐｍオーダーの波長の光に対し、感度を殆どもたない）に吸収され、ブリンカーノイズとなる。 As a method for obtaining the correction signal value group, various methods can be adopted in addition to the method using the threshold value as described above. For example, there is a method of sorting a plurality of signal values constituting a signal value group in descending order and removing a higher-order signal value in the sorting result. The number of signal values to be removed can be determined based on the occurrence frequency of blinker noise. Since blinker noise is generated when the radiation that has passed through the scintillator 210 is absorbed by the photoelectric conversion element 201, the blinker noise is based on the amount of radiation incident on the scintillator 210, the thickness of the scintillator 210, the quantum efficiency of the photoelectric conversion element 201, and the like. The frequency of occurrence can be estimated. For example, consider a case where the scintillator 210 is made of CsI having a thickness of 1000 μm, made of a photoelectric conversion element 201Si, and the radiation is X. In this case, about 20% of the X-rays incident on the scintillator 210 are transmitted, and less than 1% is absorbed by the photoelectric conversion element (having little sensitivity to light with a wavelength of pm order), and blinker noise. Become.
修正信号値群は、ブリンカーノイズ成分が略一定である場合（光電変換素子が特定エネルギーの放射線のみを吸収する場合）は、放射線撮像装置１０から提供された信号値のうち閾値を越えた信号値からブリンカーノイズ成分を減じることによって得られてもよい。ブリンカーノイズ成分は、図８（ａ）のようなブリンカーノイズ発生時の信号値から図７（ａ）のような未発生時の信号値を減じることによって決定されうる。 When the blinker noise component is substantially constant (when the photoelectric conversion element absorbs only radiation having a specific energy), the correction signal value group is a signal value that exceeds the threshold value among the signal values provided from the radiation imaging apparatus 10. May be obtained by subtracting the blinker noise component from The blinker noise component can be determined by subtracting the non-occurrence signal value as shown in FIG. 7A from the signal value when the blinker noise occurs as shown in FIG.
以下、本発明の第２実施形態を説明する。第２実施形態は、図１０（ａ）、（ｂ）に例示されるように、ブリンカーノイズ成分が量子ばらつきに対して小さく、ブリンカーノイズ発生時の信号値と未発生時の信号値とが近い場合に有効な修正信号値群の生成方法（工程Ｓ９０２）を提供する。第２の実施形態では、ブリンカーノイズ成分を含む信号値が信号値群を構成する複数の信号値の分布の代表値（中央値、最頻値、平均値等）より大きい信号値を有することを利用して信号値群から修正信号値群を生成する。 Hereinafter, a second embodiment of the present invention will be described. In the second embodiment, as exemplified in FIGS. 10A and 10B, the blinker noise component is small with respect to the quantum variation, and the signal value when the blinker noise is generated is close to the signal value when the blinker noise is not generated. A method (step S902) for generating a correction signal value group effective in the case is provided. In the second embodiment, the signal value including the blinker noise component has a signal value larger than a representative value (median value, mode value, average value, etc.) of a plurality of signal value distributions constituting the signal value group. A modified signal value group is generated from the signal value group by using.
図１１には、第２実施形態における修正信号値群の生成方法（工程Ｓ９０２）が視覚的に説明されている。図１１の左側には、放射線撮像装置１０から提供される信号値群を構成する複数の信号値の分布が例示されている。図１１の右側には、左側の信号値群に基づいて工程Ｓ９０２で処理部１３１によって生成される修正信号値群を構成する複数の信号値の分布が例示されている。 FIG. 11 visually illustrates a method of generating a correction signal value group (step S902) in the second embodiment. On the left side of FIG. 11, a distribution of a plurality of signal values constituting a signal value group provided from the radiation imaging apparatus 10 is illustrated. The right side of FIG. 11 illustrates a distribution of a plurality of signal values constituting the modified signal value group generated by the processing unit 131 in step S902 based on the left signal value group.
ブリンカーノイズ成分を含む信号値は、本発明者による実験によれば、信号値群を構成する複数の信号値の代表値より大きい。よって、信号値群を構成する複数の信号値の分布における中央値と最小値の間の区間（代表値と最小値との間の第１区間）の信号値には、ブリンカーノイズ成分が含まれていない可能性が高い。そこで、処理部１３１は、信号値群を構成する複数の信号値における代表値と該複数の信号値における最小値との間の第１区間の信号値に基づいて、代表値と該複数の信号値における最大値との間の第２区間に対応する、修正信号値群における信号値を決定しうる。例えば、処理部１３１は、修正信号値群を構成する複数の信号値の分布が、代表値を対称軸として対称になるように、修正信号値群を生成しうる。 According to an experiment by the present inventor, a signal value including a blinker noise component is larger than a representative value of a plurality of signal values constituting a signal value group. Therefore, a blinker noise component is included in the signal value in the section between the median value and the minimum value (first section between the representative value and the minimum value) in the distribution of the plurality of signal values constituting the signal value group. Most likely not. Therefore, the processing unit 131 determines the representative value and the plurality of signals based on the signal value in the first section between the representative value of the plurality of signal values constituting the signal value group and the minimum value of the plurality of signal values. The signal value in the modified signal value group corresponding to the second interval between the maximum values in the values may be determined. For example, the processing unit 131 can generate the corrected signal value group so that the distribution of the plurality of signal values constituting the corrected signal value group is symmetric with the representative value as the symmetry axis.
以下、図１２を参照しながら第２実施形態における修正信号値群の生成方法（工程Ｓ９０２）を実現するための処理部１３１の動作例を説明する。なお、ここでは代表値として中央値を採用したが、代表値として最頻値または平均値等を採用しても大きな差はない。 Hereinafter, an operation example of the processing unit 131 for realizing the correction signal value group generation method (step S902) in the second embodiment will be described with reference to FIG. Although the median value is adopted here as the representative value, there is no significant difference even if the mode value or the average value is adopted as the representative value.
処理部１３１は、まず、図１２（ａ）に示されるように、信号値群を構成する複数の信号値を昇順にソートし、ｄａｔａ［０］…ｄａｔａ［ｎ］からなるデータ列を生成する。図１２（ａ）において、複数の信号値における中央値は、ｄａｔａ［ｍ］＝Ｘｍとして示されている。次いで、処理部１３１は、中央値Ｘｍと中央値Ｘｍより小さい信号値との差分Δ０〜Δｍ−１を計算する。次いで、処理部１３１は、図１２（ｂ）に示されるように、信号値群を構成する複数の信号値のうち中央値Ｘｍより大きい信号値を差分Δ０〜Δｍ−１に基づいて決定して、修正信号値群を生成する。具体的には、処理部１３１は、中央値と最大値との間の第２区間における信号値の分布が中央値より小さい第１区間における信号値の分布と対称になるように修正信号値群を生成する。より具体的には、処理部１３１は、第２区間の信号値であるｄａｔａ［ｍ＋ｉ］を、中央値ＸｍとΔｍ−ｉとを加算することによって修正信号群を生成する。 First, as illustrated in FIG. 12A, the processing unit 131 sorts a plurality of signal values constituting the signal value group in ascending order, and generates a data string including data [0]... Data [n]. . In FIG. 12A, the median value among a plurality of signal values is shown as data [m] = Xm. Next, the processing unit 131 calculates a difference Δ 0 to Δ m−1 between the median value Xm and a signal value smaller than the median value Xm. Next, as illustrated in FIG. 12B, the processing unit 131 determines a signal value larger than the median value Xm among a plurality of signal values constituting the signal value group based on the differences Δ 0 to Δ m−1. Then, a corrected signal value group is generated. Specifically, the processing unit 131 corrects the signal value distribution in the second interval between the median value and the maximum value so that the signal value distribution in the first interval is smaller than the median value. Is generated. More specifically, the processing unit 131 generates a correction signal group by adding the median Xm and Δm −i to data [m + i] that is the signal value of the second section.
以下、本発明の第３実施形態を説明する。第３実施形態は、第２実施形態と同様に、ブリンカーノイズ成分が量子ばらつきに対して小さく、ブリンカーノイズ発生時の信号値と未発生時の信号値とが近い場合に有効な修正信号値群の生成方法（工程Ｓ９０２）を提供する。第３実施形態は、第２実施形態の変形例としても理解されうる。 The third embodiment of the present invention will be described below. As in the second embodiment, the third embodiment is a modified signal value group that is effective when the blinker noise component is small with respect to quantum variation and the signal value when the blinker noise is generated is close to the signal value when the blinker noise is not generated. A generation method (step S902) is provided. The third embodiment can also be understood as a modification of the second embodiment.
図１３には、第３実施形態における修正信号値群の生成方法（工程Ｓ９０２）が視覚的に説明されている。図１３において、１３０１は、放射線撮像装置１０から提供される信号値群を構成する複数の信号値の分布であり、１３０２は、１３０１から第２実施形態と同様の方法で生成された候補信号値群である。１３０３は、信号値群１３０１と、信号値群１３０１に基づいて生成された候補信号値群１３０２とに基づいて生成された修正信号値群である。第２実施形態では、前述のように、候補信号値群と同様の修正信号値群が生成される。一方、第３実施形態では、処理部１３１は、信号値群１３０１を構成する信号値と候補信号値群１３０２を構成する信号値との差が所定値より小さい区間については、信号値群１３０１を構成する信号値を変更しないで、そのまま修正信号値群１３０３の信号値とする。一方、信号値群１３０１を構成する信号値と候補信号値群１３０２を構成する信号値との差が所定値より大きい区間については、処理部１３１は、信号値群１３０１を構成する信号値を、候補信号値群１３０２を構成する候補信号値で置き換える。信号値群１３０１を構成する信号値と候補信号値群１３０２を構成する信号値との差は、図１２（ａ）のｄａｔａ［ｍ＋ｉ］と図１２（ｂ）のｄａｔａ［ｍ＋ｉ］との差である（ｉ＝１・・・）。 FIG. 13 visually illustrates a method of generating a correction signal value group (step S902) in the third embodiment. In FIG. 13, reference numeral 1301 denotes a distribution of a plurality of signal values constituting a signal value group provided from the radiation imaging apparatus 10, and reference numeral 1302 denotes a candidate signal value generated from 1301 by the same method as in the second embodiment. A group. Reference numeral 1303 denotes a modified signal value group generated based on the signal value group 1301 and the candidate signal value group 1302 generated based on the signal value group 1301. In the second embodiment, as described above, a modified signal value group similar to the candidate signal value group is generated. On the other hand, in the third embodiment, the processing unit 131 uses the signal value group 1301 for a section where the difference between the signal value constituting the signal value group 1301 and the signal value constituting the candidate signal value group 1302 is smaller than a predetermined value. The signal values of the modified signal value group 1303 are used as they are without changing the constituent signal values. On the other hand, for a section in which the difference between the signal value constituting the signal value group 1301 and the signal value constituting the candidate signal value group 1302 is greater than a predetermined value, the processing unit 131 determines the signal value constituting the signal value group 1301 as The candidate signal value group 1302 is replaced with a candidate signal value. The difference between the signal values constituting the signal value group 1301 and the signal values constituting the candidate signal value group 1302 is the difference between data [m + i] in FIG. 12A and data [m + i] in FIG. Yes (i = 1 ...).
第３実施形態によれば、第２実施形態に比べて信号値の変更が少ないので、実際の信号値（検出器１０１によって検出された信号値）により忠実に、放射線量子のエネルギーを求めることができる。 According to the third embodiment, since the change in the signal value is less than that in the second embodiment, the energy of the radiation quantum can be obtained more faithfully by the actual signal value (the signal value detected by the detector 101). it can.
最後に、ブリンカーノイズの発生頻度は、シンチレータ２１０と光電変換素子２０１との間にＦＯＰ（ファイバー・オプティック・プレート）を組み込むことで低減することができる。ＦＯＰは、数ｕｍピッチのファイバを集合したガラス板であり、可視光を散乱させずに透過する一方で放射線を吸収する。ただし、１００ｋＶを超えるような高エネルギーの放射線を完全に吸収することは難しいため、ＦＯＰを組み込む場合でも、前述のようなブリンカーノイズの影響を低減する技術が有用である。 Finally, the occurrence frequency of blinker noise can be reduced by incorporating a FOP (fiber optic plate) between the scintillator 210 and the photoelectric conversion element 201. The FOP is a glass plate in which fibers with a pitch of several um are gathered, and absorbs radiation while transmitting visible light without being scattered. However, since it is difficult to completely absorb high-energy radiation exceeding 100 kV, a technique for reducing the influence of blinker noise as described above is useful even when FOP is incorporated.
１：放射線撮像システム、１０：放射線撮像装置、１０１：検知部、１３：制御装置、１３１：処理部 1: radiation imaging system, 10: radiation imaging device, 101: detection unit, 13: control device, 131: processing unit
Claims (13)
前記検出器から提供される複数の信号値からなる信号値群におけるブリンカーノイズによる影響が低減されるように前記信号値群を修正して得られる修正信号値群に基づいて、前記検出器に入射した放射線量子のエネルギーを求める処理部と、
を備えることを特徴とする放射線撮像システム。 A scintillator for converting radiation quanta into light and a detector including a plurality of photoelectric conversion elements;
Based on the modified signal value group obtained by modifying the signal value group so as to reduce the influence of blinker noise in the signal value group composed of a plurality of signal values provided from the detector, enters the detector. A processing unit for obtaining the energy of the radiation radiated,
A radiation imaging system comprising:
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像システム。 The processing unit obtains the modified signal value group by excluding a signal value selected according to a predetermined criterion from the plurality of signal values or changing the signal value to a signal value smaller than the original signal value. ,
The radiation imaging system according to claim 1.
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像システム。 The processing unit obtains the modified signal value group by excluding signal values exceeding a threshold from the plurality of signal values or changing the signal values to signal values smaller than the original signal values.
The radiation imaging system according to claim 1.
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像システム。 The processing unit determines whether the representative value and the maximum value of the plurality of signal values are based on a signal value of a first section between the representative value of the plurality of signal values and the minimum value of the plurality of signal values. Determining a signal value in the modified signal value group corresponding to a second interval between;
The radiation imaging system according to claim 1.
ことを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像システム。 The processing unit obtains the correction signal value group so that a distribution of a plurality of signal values constituting the correction signal value group is symmetric with respect to the representative value as a symmetry axis.
The radiation imaging system according to claim 4.
前記複数の信号値からなる前記信号値群に基づいて複数の候補信号値からなる候補信号値群を生成し、
前記信号値群を構成する信号値と前記候補信号値群を構成する信号値との差が所定値より小さい区間については、前記信号値群を構成する信号値を変更せず、前記差が前記所定値を超える区間については、前記信号値群を構成する信号値を、前記候補信号値群を構成する候補信号値で置き換える、ことによって前記修正信号値群を生成する、
ことを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像システム。 The processor is
Generating a candidate signal value group consisting of a plurality of candidate signal values based on the signal value group consisting of the plurality of signal values;
For a section where the difference between the signal value constituting the signal value group and the signal value constituting the candidate signal value group is smaller than a predetermined value, the signal value constituting the signal value group is not changed, and the difference is For a section exceeding a predetermined value, the modified signal value group is generated by replacing the signal value constituting the signal value group with the candidate signal value constituting the candidate signal value group.
The radiation imaging system according to claim 4.
ことを特徴とする請求項４乃至６のいずれか１項に記載の放射線撮像システム。 The representative value is a median value in the distribution of the plurality of signal values.
The radiation imaging system according to claim 4, wherein the radiation imaging system is a radiation imaging system.
ことを特徴とする請求項４乃至６のいずれか１項に記載の放射線撮像システム。 The representative value is an average value or a mode value in the distribution of the plurality of signal values.
The radiation imaging system according to claim 4, wherein the radiation imaging system is a radiation imaging system.
ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の放射線撮像システム。 The processing unit obtains the energy based on a distribution of a plurality of signal values constituting the modified signal value group.
The radiation imaging system according to any one of claims 1 to 8, wherein:
ことを特徴とする請求項９に記載の放射線撮像システム。 The processing unit obtains the energy based on a feature amount indicating a feature of the distribution.
The radiation imaging system according to claim 9.
ことを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮像システム。 The feature amount includes a variance of the distribution,
The radiation imaging system according to claim 10.
ことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の放射線撮像システム。 The plurality of signal values constituting the signal value group are generated at different times by arbitrary photoelectric conversion elements in the plurality of photoelectric conversion elements.
The radiation imaging system according to claim 1, wherein the radiation imaging system is a radiation imaging system.
ことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の放射線撮像システム。 The plurality of signal values constituting the signal value group are generated by different photoelectric conversion elements in the plurality of photoelectric conversion elements,
The radiation imaging system according to claim 1, wherein the radiation imaging system is a radiation imaging system.
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