WO2015146595A1 - 放射線計測装置、および放射線計測プログラム - Google Patents

放射線計測装置、および放射線計測プログラム Download PDF

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WO2015146595A1
WO2015146595A1 PCT/JP2015/057204 JP2015057204W WO2015146595A1 WO 2015146595 A1 WO2015146595 A1 WO 2015146595A1 JP 2015057204 W JP2015057204 W JP 2015057204W WO 2015146595 A1 WO2015146595 A1 WO 2015146595A1
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threshold
radiation
comparators
count
value
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PCT/JP2015/057204
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English (en)
French (fr)
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剛 河田
木村　俊介
舟木　英之
雅則 古田
板倉　哲朗
Original Assignee
株式会社東芝
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a radiation measurement apparatus and a radiation measurement program.
  • the number of fluorescence photons emitted from the phosphor has a property of being proportional to the radiation energy incident on the phosphor. Therefore, by counting the number of fluorescence photons emitted from the phosphor, it is possible to measure the energy of the radiation transmitted through the subject.
  • a CT Computerputed Tomography
  • a CT image by energy discrimination can be obtained, and material discrimination can be performed on the CT image.
  • the ⁇ -ray energy emitted when the radioactive isotope decays can be detected, for example, the spatial distribution of the radioactive isotope scattered on the ground can be obtained.
  • a pulse having a wave height proportional to the radiation energy is generated, and a plurality of comparators are set in which thresholds corresponding to the number of decomposition stages are set for the pulse wave height corresponding to the radiation energy.
  • the histogram of the radiation energy is formed by measuring the pulse arrival frequency of.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a radiation measurement apparatus capable of achieving high density and low power consumption, and a radiation measurement program.
  • the plurality of comparators provided corresponding to the plurality of detection elements of the detector for converting the incident radiation energy into the first electric signal has a value of the first electric signal equal to or higher than the threshold value.
  • the second electrical signal is output.
  • the threshold control unit supplies a threshold having a first value to each of the plurality of comparators at a first time, and has a second value to each of the plurality of comparators at a second time different from the first time. Supply a threshold.
  • a plurality of counters provided corresponding to each of the plurality of comparators count the second electrical signal.
  • the wave height frequency distribution creating unit creates a wave height frequency distribution of radiation using the count values of each of the plurality of counters.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a plan view of a detector provided in the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a hardware configuration diagram of the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a block diagram of an analog front end of a detector provided in the photon counting CT apparatus of the first embodiment.
  • FIG. 5 is a functional block diagram of the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a view showing an example of each threshold value set and updated in each comparator in the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 7A is a view for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus of the first embodiment, and shows the relationship between a predetermined threshold value Vref and an X-ray signal.
  • FIG. 7B is a view for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus according to the first embodiment, and the updated threshold (horizontal axis: Vref) and the number of X-ray signal counts (vertical Axis: It is a figure showing a relation with (Count Rate).
  • FIG. 7A is a view for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus of the first embodiment, and shows the relationship between a predetermined threshold value Vref and an X-ray signal.
  • FIG. 7B is a view for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus according to the first embodiment, and the updated threshold (horizontal axis: Vref) and the number of X-ray signal counts (vertical Axis:
  • FIG. 7C is a diagram for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus according to the first embodiment, and the updated threshold (horizontal axis: Vref) and the number of X-ray signal counts (vertical Axis: It is a figure showing other relations with (Count Rate).
  • FIG. 8 is a timing chart showing waveforms of respective parts of the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the process flow of the measurement calibration mode.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of a data string of a set of measurement signal threshold and count rate.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating an example of the count rate distribution of the count rate with the count rate threshold distribution and the noise superimposed thereon.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the flow of processing in the production measurement mode.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating an example of a data string in which noise is reduced.
  • FIG. 14 is a diagram showing a wave height distribution of count rates created using a noise-reduced data string.
  • FIG. 15 is a block diagram of an analog front end of a detector provided in the photon counting CT apparatus of the second embodiment.
  • the photon counting CT apparatus counts X-ray photons (X-ray photons) derived from X-rays transmitted through an object by using a photon counting type detector to obtain X-ray with high S / N ratio. Reconstruct line CT image data. Individual photons have different energies.
  • the photon counting CT apparatus obtains information on the energy component of X-rays by measuring the energy value of photons.
  • the photon counting CT apparatus drives an X-ray tube with one type of tube voltage, divides the acquired projection data into a plurality of energy components and forms an image.
  • FIG. 1 shows the configuration of the photon counting CT apparatus according to the first embodiment.
  • the photon counting CT apparatus has a gantry device 10, a couch device 20, and a console device 30.
  • the gantry device 10 includes an irradiation control unit 11, an X-ray generator 12, a detector 13, a data acquisition system (DAS) 14, a rotation frame 15, and a drive unit 16.
  • the gantry device 10 emits X-rays to the phantom P and counts X-rays transmitted through the phantom P (or a subject).
  • the rotating frame 15 supports the X-ray generator 12 and the detector 13 so as to face each other across the phantom P.
  • the rotation frame 15 is an annular frame which is rotated at high speed in a circular orbit centering on the phantom P by a drive unit 16 described later.
  • the X-ray generator 12 has an X-ray tube 12a, a wedge 12b, and a collimator 12c.
  • the X-ray generator 12 is a device that emits X-rays to the phantom P.
  • the X-ray tube 12 a is a vacuum tube that irradiates the phantom P with X-rays by high voltage supplied from an X-ray generator 12 described later.
  • the X-ray tube 12 a emits an X-ray beam to the phantom P while rotating according to the rotation of the rotary frame 15.
  • the x-ray tube 12a generates an x-ray beam which spreads with a fan angle and a cone angle.
  • the wedge 12 b is an X-ray filter for adjusting the X-ray dose of the X-ray emitted from the X-ray tube 12 a. Specifically, the wedge 12b transmits X-rays emitted from the X-ray tube 12a so that X-rays emitted from the X-ray tube 12a to the phantom P have a predetermined distribution. It is a filter that attenuates.
  • the wedge 12 b is a filter in which aluminum is processed to have a predetermined target angle and a predetermined thickness.
  • the wedge is also called a wedge filter or a bow-tie filter.
  • the collimator 12 c is a slit for narrowing the X-ray radiation range whose X-ray dose has been adjusted by the wedge 12 b under the control of the radiation control unit 11 described later.
  • the irradiation control unit 11 is a device that supplies a high voltage to the X-ray tube 12a as a high voltage generation unit, and the X-ray tube 12a generates an X-ray using the high voltage supplied from the irradiation control unit 11 .
  • the irradiation control unit 11 adjusts the X-ray dose emitted to the phantom P by adjusting the tube voltage and the tube current supplied to the X-ray tube 12a. Further, the irradiation control unit 11 adjusts the radiation range (fan angle or cone angle) of the X-ray by adjusting the aperture of the collimator 12c.
  • the driving unit 16 rotates the X-ray generator 12 and the detector 13 on a circular orbit centered on the phantom P by rotationally driving the rotation frame 15.
  • the detector 13 outputs a signal capable of measuring the energy value of the X-ray photon each time the X-ray photon is incident.
  • the X-ray photons are, for example, X-ray photons emitted from the X-ray tube 12a and transmitted through the phantom P.
  • the detector 13 has a plurality of detection elements that output an electric signal (analog signal) of one pulse each time an X-ray photon is incident. By counting the number of electrical signals (pulses), the number of X-ray photons incident on each detection element can be counted. Further, by performing predetermined arithmetic processing on this signal, it is possible to measure the energy value of the X-ray photon that has caused the output of the signal.
  • the detection element of the detector 13 is composed of a scintillator and an optical sensor such as a silicon photomultiplier (SiPM).
  • the detector 13 is a so-called "indirect conversion type detector”.
  • the detector 13 temporarily converts incident X-ray photons into scintillation light by a scintillator, and converts scintillation light into an electric signal by an optical sensor such as a photomultiplier.
  • a so-called "indirect conversion type detector” is provided as the detector 13.
  • a "direct conversion detector” may be provided.
  • a detection element 40 including a scintillator and an optical sensor such as a photomultiplier element has N rows in the channel direction (Y axis direction in FIG. 1) and the body axis direction (Z axis direction in FIG. 1) Surface detector arranged in M rows).
  • the detection element 40 outputs an electric signal of one pulse when a photon is incident.
  • the number of X-ray photons incident on the detection element 40 can be counted.
  • the energy value of the counted X-ray photon can be measured by performing arithmetic processing based on the intensity of the pulse.
  • a circuit called an analog front end is provided which counts the output of each detection element 40 and supplies it to the collection unit 14 shown in FIG.
  • the collection unit 14 collects count information which is the result of counting the output of the detector 13. That is, the collection unit 14 discriminates the individual signals output from the detector 13 to collect count information.
  • the count information is information collected from each signal output from the detector 13 (the plurality of detection elements 40) each time an X-ray photon emitted from the X-ray tube 12a and transmitted through the subject P is incident. Specifically, the count information is information in which the count value of the X-ray photon incident on the detector 13 (the plurality of detection elements 40) is associated with the energy value.
  • the collection unit 14 transmits the collected count information to the console device 30.
  • the collection unit 14 uses the X-ray photon incident position (detection position) obtained by counting and discriminating each pulse output from the detection element 40 and the energy value of the X-ray photon as count information of the X-ray tube 12a. Collect each phase (tube phase).
  • the collection unit 14 sets, for example, the position of the detection element 40 that has output the pulse (electrical signal) used for counting as the incident position.
  • the collection unit 14 measures the energy value of the X-ray photon by performing predetermined arithmetic processing on the electric signal.
  • a bed apparatus 20 shown in FIG. 1 is an apparatus for placing a subject P, and includes a top 22 and a bed driving apparatus 21.
  • the table-top 22 is a plate on which the subject P is placed, and the bed driving device 21 moves the table-top 22 in the Z-axis direction to move the subject P into the rotation frame 15.
  • the gantry device 10 executes, for example, a helical scan in which the subject P is scanned in a spiral by rotating the rotation frame 15 while moving the top 22.
  • the gantry device 10 performs a conventional scan in which the subject P is scanned in a circular orbit by rotating the rotation frame 15 while fixing the position of the subject P.
  • the gantry device 10 executes the conventional scan by the step-and-shoot method in which the conventional scan is performed in a plurality of scan areas by moving the position of the top 22 at a constant interval.
  • the console device 30 includes an input unit 31, a display unit 32, a scan control unit 33, a preprocessing unit 34, a first storage unit 35, a reconstruction unit 36, and a second storage unit 37. It has each function with the control unit 38.
  • the console device 30 receives an operation of the photon counting CT device by the operator and reconstructs an X-ray CT image using the count information collected by the gantry device 10.
  • the input unit 31 transfers, to the control unit 38, various instructions and various setting information input by the operator of the photon counting CT apparatus operating the mouse or the keyboard.
  • the input unit 31 receives, from the operator, imaging conditions for X-ray CT image data, reconstruction conditions for reconstructing X-ray CT image data, and image processing conditions for X-ray CT image data.
  • the display unit 32 is a monitor device referred to by the operator, displays X-ray CT image data under the control of the control unit 38, and various instructions and settings from the operator via the input unit 31.
  • Display GUI Graphic User Interface
  • the scan control unit 33 controls the operation of the irradiation control unit 11, the drive unit 16, the collection unit 14, and the bed driving device 21 to collect the count information in the gantry device 10. Control.
  • the preprocessing unit 34 generates projection data by performing correction processing such as logarithmic conversion processing, offset correction, sensitivity correction, and beam hardening correction on the count information transmitted from the collection unit 14.
  • correction processing such as logarithmic conversion processing, offset correction, sensitivity correction, and beam hardening correction
  • the first storage unit 35 stores the projection data generated by the pre-processing unit 34. That is, the first storage unit 35 stores projection data (corrected counting information) for reconstructing X-ray CT image data.
  • the reconstruction unit 36 reconstructs X-ray CT image data using the projection data stored in the first storage unit 35.
  • the reconstruction method there are various methods, for example, back projection processing. Further, as the back projection process, for example, a back projection process by FBP (Filtered Back Projection) method may be mentioned. Further, the reconstruction unit 36 generates image data by performing various types of image processing on X-ray CT image data. The reconstruction unit 36 stores the reconstructed X-ray CT image data and image data generated by various image processing in the second storage unit 37.
  • the projection data generated from the count information obtained by the photon counting CT apparatus includes energy information of X-rays attenuated by transmitting through the object P. Therefore, the reconstruction unit 36 can, for example, reconstruct X-ray CT image data of a specific energy component. Further, the reconstruction unit 36 can, for example, reconstruct X-ray CT image data of each of a plurality of energy components.
  • the reconstruction unit 36 assigns, for example, a color tone according to the energy component to each pixel of the X-ray CT image data of each energy component, and generates a plurality of X-ray CT image data colored according to the energy component. Furthermore, it is possible to generate image data in which the plurality of X-ray CT image data are superimposed.
  • the control unit 38 performs overall control of the photon counting CT apparatus by controlling the operations of the gantry device 10, the couch device 20, and the console device 30. Specifically, the control unit 38 controls the CT control performed by the gantry device 10 by controlling the scan control unit 33. Further, the control unit 38 controls the preprocessing unit 34 and the reconstruction unit 36 to control the image reconstruction process and the image generation process in the console device 30. Further, the control unit 38 controls the display unit 32 to display various image data stored in the second storage unit 37.
  • FIG. 3 shows the hardware configuration of the console device 30.
  • the console device 30 has the same hardware configuration as a general personal computer device. That is, the console device 30 includes a CPU 50, a ROM 51, a RAM 52, an HDD 53, an input / output I / F 54, and a communication I / F 55.
  • the input unit 31 and the display unit 32 described above are connected to the input / output I / F 54.
  • CPU is an abbreviation of "Central Processing Unit”.
  • the ROM is an abbreviation of "Read Only Memory”.
  • RAM is an abbreviation of "Random Access Memory”.
  • HDD is an abbreviation of "Hard Disk Drive”.
  • I / F is an abbreviation of "Interface”.
  • the CPU 50 to the communication I / F 55 are mutually connected via a bus line 56. Further, the communication I / F 55 is connected to the gantry device 10. The CPU 50 acquires the X-ray image data and the like collected by the collection unit 14 via the communication I / F 55.
  • the scan control unit 33, the pre-processing unit 34, the reconfiguration unit 36, or the control unit 38 may be realized as software by the CPU 50 operating as a program, or a part or all may be realized by hardware. May be
  • the ROM 51, the RAM 52, and the HDD 53 correspond to the first storage unit 35 or the second storage unit 37.
  • one comparator is provided for one output pulse of the detector 13 and the threshold of the comparator is updated for each measurement time to obtain the threshold.
  • the frequency of arrival of pulses is measured, and a wave height frequency distribution of the output of the detector 13 with respect to radiation incidence is created.
  • the creation operation of the wave height frequency distribution as described above is executed by the CPU 50 operating according to the radiation measurement program stored in the HDD 53, the ROM 51 or the RAM 52 shown in FIG.
  • the radiation measurement program may be provided as a file in an installable format or an executable format, recorded on a recording medium readable by a computer device such as a CD-ROM or a flexible disk (FD). Further, the radiation measurement program may be provided by being recorded on a recording medium readable by a computer device such as a CD-R, a DVD, a semiconductor memory, and the like. DVD is an abbreviation of "Digital Versatile Disk”.
  • the radiation measurement program may be provided via a network such as the Internet, etc.
  • the photon counting CT apparatus downloads the radiation measurement program via the network and stores it in a storage unit such as the ROM 51, the RAM 52 or the HDD 53. It may be executed. Also, the radiation measurement program may be provided by being incorporated in advance in a ROM or the like in the photon counting CT apparatus.
  • FIG. 4 is a block diagram of an analog front end provided at the output stage of the detector 13. As shown in FIG. 4, the detector 13 amplifies a radiation signal detected by the detection element 40 with a predetermined gain and shapes and outputs it at a portion of an analog front end (TIA: Transimpedance Amplifier) 2). The detector 13 further includes a comparator 3, a counter 4, a multiplexer 5, and a threshold generation unit 6.
  • TIA Transimpedance Amplifier
  • FIG. 5 is a functional block diagram of the CPU 50 realized by operating according to the radiation measurement program.
  • the CPU 50 functions as the threshold value control unit 61, the count rate calculation unit 62, and the wave height frequency distribution creation unit 63 by operating according to the radiation measurement program.
  • the threshold control unit 61, the count rate calculation unit 62, and the wave height frequency distribution creation unit 63 are realized by the CPU 50 as software, part or all of them may be realized by hardware.
  • the threshold generation unit 6 is provided one (one for all channels) for all the detection elements 40 included in the detector 13.
  • the threshold value generation unit 6 may be one for a plurality of detection elements 40, such as one for ten detection elements 40 or one for 30 detection elements 40.
  • the threshold generator 6 supplies threshold signals of the same voltage value to each comparator 3. Further, the threshold generation unit 6 changes the voltage value of the threshold signal supplied to each comparator 3 every predetermined time. That is, the threshold value generation unit 6 is supplied with threshold value data which is digital data whose value is changed at predetermined time intervals from the threshold value control unit 61. The threshold generation unit 6 converts the threshold data into an analog signal to generate a threshold signal and supplies the threshold signal to each comparator 3. In FIG.
  • the horizontal axis represents the time axis
  • the vertical axis represents the peak value of the X-ray detection signal
  • the dotted line represents the threshold data V th1
  • the alternate long and short dash line represents the threshold data V th2
  • the alternate long and short dash line represents the threshold V th3 .
  • the threshold values updated for each unit time are supplied to each comparator 3.
  • the comparator 3 outputs a pulse when an X-ray signal equal to or higher than the threshold signal supplied from the threshold generator 6 is supplied. As described above, the threshold signal supplied to the comparator 3 is updated at each unit time. Therefore, the comparator 3 compares each threshold signal whose value is updated every unit time with the X-ray signal from the detection element 40 and outputs a pulse.
  • the counter 4 counts the number of pulses from the comparator 3.
  • the multiplexer 5 selects the count signal from each comparator 3 and supplies it to the circuit in the subsequent stage.
  • Counting rate calculation unit 62 and crest frequency distribution creation unit 63 measure the correlation between the frequency of the pulse output from comparator 3 and the threshold signal using the count signal supplied via counter 4 and multiplexer 5 Perform wave height analysis.
  • FIG. 7A to 7C are diagrams for explaining the measurement principle of X-rays in the photon counting CT apparatus of the embodiment.
  • FIG. 7A is a diagram showing the relationship between a predetermined threshold value Vref and an X-ray signal.
  • FIG. 7B is a diagram showing the relationship between the updated threshold (horizontal axis: Vref) and the count number of the X-ray signal (vertical axis: Count Rate).
  • FIG. 7C is a view showing another relationship between the updated threshold (horizontal axis: Vref) and the count number of the X-ray signal (vertical axis: Count Rate).
  • the count rate of the X-ray signal is defined by “count number / actual measurement time”, as shown in the diagrams of FIG. 7B and FIG.
  • the X-ray signal Detection frequency decreases. This phenomenon can be understood from the fact that the count number (counting rate) of radiation signals above a predetermined threshold is given by the difference between the net count and the number of radiation signals below the predetermined threshold. Therefore, the detection frequency of the radiation signal for each peak value is detected by detecting the difference between the counting rate by the first threshold of the predetermined value and the counting rate by the second threshold of the value different from the first threshold. You can build
  • the total count number (counting rate) per unit time of the X-ray signal of the counter 4 is set as “C tot ".
  • the count number (counting rate) at a predetermined wave height V n is “c (V n )”
  • the count number (counting rate) at a predetermined threshold wave height V n V n ) is “c (V n )”
  • the count rate calculation unit 62 calculates the count rate “C (V n )” of the X-ray signal having a wave height equal to or more than a predetermined threshold value using the total count number “C tot ” according to the following equation 1.
  • the wave height frequency distribution creating unit 63 calculates the difference between the count rate "C (V n )" calculated by the equation 1 and the count rate “C (V n-1 )” by the following equation 2 As a result of wave height analysis, a count rate “c (V n )” which is a count number at a predetermined wave height V n is obtained. That is, the wave height frequency distribution creating unit 63 creates the wave height frequency distribution by calculating the counting rate corresponding to each threshold value by detecting the difference in counting rate between the threshold values.
  • FIG. 8 shows a timing chart of signal waveforms of each part in the counting operation of the X-ray signal.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the symbol (a) is the waveform of the system clock.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the symbol (b) attached is the waveform of the X-ray signal output from the TIA 2.
  • the levels indicated by dotted lines are levels of an example of the threshold values V th1 and V th2 changed by the threshold value control unit 61.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the sign of (c) is a waveform of a pulse output from the comparator 3 when the value of the X-ray signal exceeds the threshold value Vth1 .
  • the waveform shown in FIG. 8 with the symbol (d) attached thereto is a waveform of a pulse (start pulse) indicating the start of counting of the count time of the pulse output from the comparator 3.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the sign of (e) is a waveform of a pulse (end pulse) indicating the end of counting of the count time of the pulse output from the comparator 3.
  • a period from the start pulse to the end pulse is one detection period in which the pulse output from the comparator 3 is counted.
  • the one detection interval is predetermined by the number of system clocks.
  • the CPU 50 can change the number of system clocks according to the radiation measurement program.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the sign of (f) is a waveform of an update pulse that indicates the timing of updating the threshold value by the threshold value control unit 61.
  • the waveform shown in FIG. 8 with the sign of (g) is a waveform of a pulse output from the comparator 3 when the value of the X-ray signal exceeds the threshold value Vth2 .
  • the counter 4 indicates the values of the X-ray signal as shown at times t1, t2 and t3 in the waveform shown in FIG. 8 with the symbol (c) in FIG. Counts the number of pulses output from the comparator 3 when the threshold V th1 is exceeded.
  • the threshold supplied to each comparator 3 is updated from the threshold value V th1 to the threshold value V th2 by the update pulse.
  • the second detection period from the next start pulse to the next end pulse as shown at times t4, t5, and t6 in the waveform shown in FIG. 8 with the symbol (g) shown in FIG.
  • the number of pulses outputted from the comparator 3 is counted when the value of V exceeds the threshold value V th2 .
  • the photon counting CT apparatus reduces and processes statistical errors included in the acquired data.
  • the “calibration mode” for calibrating measurement results and the “production measurement mode” for actually forming an image using measurement data will be described.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the process flow of the measurement calibration mode.
  • the data output from the detector 13 and the read out circuit coefficient processing unit is acquired by an FPGA (Field Programmable Gate Array) in the subsequent stage.
  • the FPGA acquires and obtains data, measurement signal thresholds (Vth_1, Vth_2, Vth_3, etc And counting rates (count number / clock number: Count Rate_1, Count Rate_2%) Output as a set of data strings. That is, the FPGA outputs, for example, data strings such as “Vth_1, Count Rate_1”, “Vth_2, Count Rate_2”, and so on.
  • step S2 the CPU 50 (see FIG. 3) of the console device 30 in the latter stage acquires the data string output from the FPGA, and the threshold distribution of the count rate shown by the circle in FIG.
  • the data string includes noise generated due to measurement error, and as shown in FIG.
  • step S3 the CPU 50 performs smoothing processing on the threshold distribution of the count rate to calculate a parameter that reduces noise.
  • the CPU 50 stores the calculated parameter and uses it in the “main measurement mode” described later.
  • the process of the “measurement calibration mode” is performed, for example, at the time of product shipment or at the time of operation confirmation. Such processing in the “measurement calibration mode” may not be performed each time the device is started, but may be performed each time the device is started.
  • the flowchart of FIG. 12 is a flowchart showing the flow of processing of the “production measurement mode”.
  • the FPGA acquires data output from the detector 13 and the read out circuit coefficient processing unit in step S11.
  • the FPGA executes the smoothing process using the parameters calculated in the calibration mode to output a string of data strings (V_1, Count Rate_1) with reduced noise, as shown in FIG. .
  • the CPU 50 obtains the crest distribution of the count rate as shown in FIG. 14 by using the data sequence in which the noise is reduced.
  • step S13 the CPU 50 acquires the data output from the FPGA, and as shown in FIG.
  • the photon counting CT apparatus is provided with one comparator 3 for the output pulse of the detector 13 and updates the threshold of the comparator 3 every measurement time. By doing this, the arrival frequency of the pulse with respect to the threshold is measured, and the crest frequency distribution of the photon detector output with respect to the radiation incidence is created. As a result, the detector area required for wave height analysis can be significantly reduced, and power consumption can be reduced.
  • FIG. 15 is a block diagram of an analog front end provided at the output stage of the detector 13 of the photon counting CT apparatus of the second embodiment.
  • two comparators 3a and 3b are provided for the output pulse of each detection element 40 of the detector 13. Note that three or more comparators may be provided.
  • a counter 4a for counting pulses from the comparator 3a and a counter 4b for counting pulses from the comparator 3b are provided.
  • the V of the waveform indicated by the first DAC 6a to each comparator 3a and the first threshold (indicated by the symbol (b) in FIG. 8). so that th1 ) is supplied and the second DAC 6b supplies each second comparator 3b with a second threshold (see V th2 of the waveform indicated by the symbol (b) in FIG. 8). It has become. That is, in the case of the photon counting CT apparatus according to the second embodiment, the comparator 3a, the counter 4a, and the first DAC 6a count X-ray signals using the first threshold, and in parallel with this.
  • the comparator 3b, the counter 4b and the second DAC 6b perform counting of the X-ray signal using the second threshold.
  • the threshold control unit 61 sets the third comparator 3a to the third comparator 3a via the first DAC 6a at the timing of the above-mentioned update pulse (see the waveform indicated by the symbol (f) in FIG. 8).
  • the threshold update control is performed so as to supply the threshold value and supply the fourth threshold value to each comparator 3b via the second DAC 6b.
  • the photon counting CT apparatus counts X-ray signals in parallel using different threshold values, and thus can increase the detection speed, as described above. The same effect as that of the first embodiment can be obtained.

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Abstract

　入射した放射線エネルギーを第１の電気信号に変換する検出器の複数の検出素子に対応して設けられた複数の比較器は、第１の電気信号の値が閾値以上の場合に第２の電気信号を出力する。閾値制御部は、第１の時刻に複数の比較器それぞれに第１の値を有する閾値を供給し、第１の時刻と異なる第２の時刻に複数の比較器それぞれに第２の値を有する閾値を供給する。複数の比較器それぞれに対応して設けられた複数のカウンタは、第２の電気信号をカウントする。波高頻度分布作成部は、複数のカウンタそれぞれのカウント値を用いて、放射線の波高頻度分布を作成する。これにより、放射線計測装置の高密度化および低消費電力化を図ることができる。

Description

放射線計測装置、および放射線計測プログラム
　本発明の実施形態は、放射線計測装置、および放射線計測プログラムに関する。
　今日において、直接変換方式および間接変換方式の各放射線検出方式が知られている。直接変換方式の場合、入射した放射線のエネルギーに比例した電荷のパルスを出力する。間接変換方式の場合、シンチレータなどの蛍光体に放射線が入射することで発生する蛍光を、ホトダイオードおよび光電子増倍素子などで検出する。
　間接変換方式の場合、蛍光体より放出される蛍光光子数は、蛍光体に入射する放射線エネルギーに比例する性質を有する。このため、蛍光体より放出された蛍光光子数を計数することで、被検体を透過した放射線のエネルギーを測定可能となる。この性質をＣＴ（Computed　Tomography）装置などに適用することで、例えばエネルギー弁別によるＣＴ画像を得て、ＣＴ画像上で物質弁別が可能となる。また、放射性同位体が崩壊する際に放出されるγ線エネルギーを検出可能となれば、例えば地上に散らばる放射性同位体の空間分布を得ることができる。
　シンチレータと光子検出器を組み合わせた放射線エネルギー分解において、シンチレータより放出される蛍光光子数を計数してエネルギーを弁別する場合、受光素子より発生する光子信号を、所定時間、積分する必要がある。
　放射線光子を単一光子の領域で計測し、放射線光子のエネルギーを分析する手法（フォトンカウンティング法）による放射線計測装置の開発において、検出素子の高計数率化と高精度エネルギー分解が求められている。
　従来の手法では、放射線エネルギーに比例した波高のパルスを生成し、放射線エネルギーに対応したパルス波高に対して分解段数に応じた閾値が設定された複数の比較器を設け、各比較器で閾値毎のパルス到来頻度を計測することで、放射線エネルギーに対するヒストグラムを形成している。
特開２０１３－０８８３１７号公報 特開２０１３－０８８３１９号公報 特開２００９－０１４６２４号公報 特開２０００－０６９３６９号公報
　しかし、従来の手法では、求められるエネルギーの分解段数に比例した比較器を実装する必要があり、放射線計測装置の高密度化および低消費電力化の支障となっていた。
　本発明が解決しようとする課題は、高密度化および低消費電力化を図ることができる放射線計測装置、および放射線計測プログラムを提供することである。
　実施形態によれば、入射した放射線エネルギーを第１の電気信号に変換する検出器の複数の検出素子に対応して設けられた複数の比較器は、第１の電気信号の値が閾値以上の場合に第２の電気信号を出力する。閾値制御部は、第１の時刻に複数の比較器それぞれに第１の値を有する閾値を供給し、第１の時刻と異なる第２の時刻に複数の比較器それぞれに第２の値を有する閾値を供給する。複数の比較器それぞれに対応して設けられた複数のカウンタは、第２の電気信号をカウントする。波高頻度分布作成部は、複数のカウンタそれぞれのカウント値を用いて、放射線の波高頻度分布を作成する。
図１は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。 図２は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器の平面図である。 図３は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置のハードウェア構成図である。 図４は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器のアナログフロントエンドのブロック図である。 図５は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の機能ブロック図である。 図６は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置において、各比較器に設定され更新される各閾値の一例を示す図である。 図７Ａは、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置におけるＸ線の計測原理を説明するための図であり、所定の閾値ＶｒｅｆとＸ線信号との関係を示す図である。 図７Ｂは、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置におけるＸ線の計測原理を説明するための図であり、更新される閾値（横軸：Ｖｒｅｆ）と、Ｘ線信号のカウント数（縦軸：Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ）との関係を示す図である。 図７Ｃは、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置におけるＸ線の計測原理を説明するための図であり、更新される閾値（横軸：Ｖｒｅｆ）と、Ｘ線信号のカウント数（縦軸：Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ）との他の関係を示す図である。 図８は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の各部の波形を示すタイミングチャートである。 図９は、測定キャリブレーションモードの処理の流れを示すフローチャートである。 図１０は、計測信号閾値と計数率との組のデータ列の一例を示す図である。 図１１は、計数率の閾値分布およびノイズが重畳している状態の、計数率の波高分布の一例を示す図である。 図１２は、本番測定モードの処理の流れを示すフローチャートである。 図１３は、ノイズが軽減されたデータ列の一例を示す図である。 図１４は、ノイズを軽減したデータ列を用いて作成された計数率の波高分布を示す図である。 図１５は、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器のアナログフロントエンドのブロック図である。
　以下、放射線計測装置、および放射線計測プログラムを適用した実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を、図面を参照して詳細に説明する。
　（第１の実施の形態）
　第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）を、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて計数することで、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成する。個々の光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴ装置は、光子のエネルギー値の計測を行うことで、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得る。フォトンカウンティングＣＴ装置は、１種類の管電圧でＸ線管を駆動して収集された投影データを複数のエネルギー成分に分けて画像化する。
　図１に、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す。図１に示すように、フォトンカウンティングＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。
　架台装置１０は、照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、収集部（DAS：data　acquisition　system）１４と、回転フレーム１５と、駆動部１６とを有する。架台装置１０は、ファントムＰにＸ線を曝射し、ファントムＰ（または被検体）を透過したＸ線を計数する。
　回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とをファントムＰを挟んで対向するように支持している。回転フレーム１５は、後述する駆動部１６によって、ファントムＰを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。
　Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線をファントムＰへ曝射する装置である。Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線発生装置１２から供給される高電圧により、ファントムＰにＸ線を曝射する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転に従って回転しながら、ファントムＰに対してＸ線ビームを曝射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角およびコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。
　ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａからファントムＰへ曝射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。
　例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルター（wedge　filter）、または、ボウタイフィルター（bow-tie　filter）とも呼ばれる。コリメータ１２ｃは、後述する照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の曝射範囲を絞り込むためのスリットである。
　照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、ファントムＰに対して曝射されるＸ線量を調整する。また、照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の曝射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。
　駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、ファントムＰを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線光子は、例えばＸ線管１２ａから曝射されファントムＰを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する複数の検出素子を有する。電気信号（パルス）の数を計数することで、各検出素子に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、この信号に対して、所定の演算処理を行うことで、当該信号の出力を引き起こしたＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
　検出器１３の検出素子は、シンチレータおよび光電子増倍素子（ＳｉＰＭ：Silicon　Photomultipliers）等の光センサにより構成されている。検出器１３は、いわゆる「間接変換型の検出器」となっている。検出器１３は、入射したＸ線光子をシンチレータにより、一旦、シンチレーション光に変換し、シンチレーション光を光電子増倍素子等の光センサで電気信号に変換する。なお、この例では、検出器１３として、いわゆる「間接変換型の検出器」を設けることとしたが、シンチレータ等を用いずに、入射されたＸ線量に対応する電荷のパルスを直接的に得る「直接変換型の検出器」を設けてもよい。
　図２に、検出器１３の一例を示す。検出器１３は、シンチレータと光電子増倍素子等の光センサにより構成される検出素子４０が、チャンネル方向（図１中のＹ軸方向）にＮ列、体軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列配置された面検出器となっている。検出素子４０は、光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。検出素子４０が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子４０に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、パルスの強度に基づく演算処理を行うことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
　なお、検出器１３の後段には、各検出素子４０の出力をカウントして図１に示す収集部１４に供給する、アナログフロントエンドと呼ばれる回路が設けられている。
　収集部１４は、検出器１３の出力をカウントした結果であるカウント情報を収集する。すなわち、収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、カウント情報を収集する。カウント情報は、Ｘ線管１２ａから曝射され被検体Ｐを透過したＸ線光子が入射する毎に検出器１３（複数の検出素子４０）が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、カウント情報は、検出器１３（複数の検出素子４０）に入射したＸ線光子のカウント値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、収集したカウント情報を、コンソール装置３０に送信する。
　すなわち、収集部１４は、検出素子４０が出力した各パルスを弁別してカウントしたＸ線光子の入射位置（検出位置）と、当該Ｘ線光子のエネルギー値とをカウント情報として、Ｘ線管１２ａの位相（管球位相）ごとに収集する。収集部１４は、例えばカウントに用いたパルス（電気信号）を出力した検出素子４０の位置を、入射位置とする。また、収集部１４は、電気信号に対して、所定の演算処理を行うことで、Ｘ線光子のエネルギー値を計測する。
　次に、図１に示す寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐを載置する板であり、寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。
　なお、架台装置１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２を移動させた後に、被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道でスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式でコンベンショナルスキャンを実行する。
　次に、コンソール装置３０は、入力部３１と、表示部３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、第１記憶部３５と、再構成部３６と、第２記憶部３７と、制御部３８との各機能を有する。コンソール装置３０は、操作者によるフォトンカウンティングＣＴ装置の操作を受け付けると共に、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像を再構成する。
　入力部３１は、フォトンカウンティングＣＴ装置の操作者がマウスまたはキーボード等を操作することで入力された各種指示および各種設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力部３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、およびＸ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。
　表示部３２は、操作者によって参照されるモニタ装置であり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを表示し、また、入力部３１を介して操作者から各種指示および各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示する。
　スキャン制御部３３は、制御部３８の制御のもと、照射制御部１１、駆動部１６、収集部１４および寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０におけるカウント情報の収集処理を制御する。
　前処理部３４は、収集部１４から送信されたカウント情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行うことで、投影データを生成する。
　第１記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、第１記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。
　再構成部３６は、第１記憶部３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered　Back　Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを第２記憶部３７に格納する。
　ここで、フォトンカウンティングＣＴ装置で得られるカウント情報から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギー情報が含まれている。このため、再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。
　また、再構成部３６は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを生成することができ、更に、これら複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。
　制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、フォトンカウンティングＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行われるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、第２記憶部３７が記憶する各種画像データを表示部３２に表示制御する。
　次に、図３に、コンソール装置３０のハードウェア構成図を示す。図３に示すように、コンソール装置３０は、一般的なパーソナルコンピュータ装置と同様のハードウェア構成を有している。すなわち、コンソール装置３０は、ＣＰＵ５０、ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２、ＨＤＤ５３、入出力Ｉ／Ｆ５４、および通信Ｉ／Ｆ５５を有している。入出力Ｉ／Ｆ５４には、上述の入力部３１および表示部３２が接続されている。ＣＰＵは、「Central　Processing　Unit」の略記である。ＲＯＭは、「Read　Only　Memory」の略記である。ＲＡＭは、「Random　Access　Memory」の略記である。ＨＤＤは、「Hard　Disk　Drive」の略記である。Ｉ／Ｆは、「Interface」の略記である。
　ＣＰＵ５０～通信Ｉ／Ｆ５５は、バスライン５６を介して相互に接続されている。また、通信Ｉ／Ｆ５５は、架台装置１０に接続されている。ＣＰＵ５０は、収集部１４で収集されたＸ線画像データ等を、通信Ｉ／Ｆ５５を介して取得する。また、スキャン制御部３３，前処理部３４，再構成部３６または制御部３８は、ＣＰＵ５０がプログラムで動作することでソフトウェア的に実現してもよいし、一部または全部をハードウェアで実現してもよい。また、ＲＯＭ５１，ＲＡＭ５２およびＨＤＤ５３は、第１記憶部３５または第２記憶部３７に相当する。
　次に、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、検出器１３の一つの出力パルスに対して一つの比較器を設け、比較器の閾値を測定時間毎に更新することで、閾値に対するパルスの到来頻度を計測し、放射線入射に対する検出器１３の出力の波高頻度分布を作成するようになっている。このような波高頻度分布の作成動作は、図３に示すＨＤＤ５３、ＲＯＭ５１またはＲＡＭ５２に記憶された放射線計測プログラムに従ってＣＰＵ５０が動作することで実行される。
　なお、放射線計測プログラムは、インストール可能な形式または実行可能な形式のファイルでＣＤ－ＲＯＭ、フレキシブルディスク（ＦＤ）等のコンピュータ装置で読み取り可能な記録媒体に記録して提供してもよい。また、放射線計測プログラムは、ＣＤ－Ｒ、ＤＶＤ、半導体メモリ等のコンピュータ装置で読み取り可能な記録媒体に記録して提供してもよい。ＤＶＤは、「Digital　Versatile　Disk」の略記である。また、放射線計測プログラムは、インターネット等のネットワーク経由で提供してもよいし、フォトンカウンティングＣＴ装置は、放射線計測プログラムを、ネットワークを介してダウンロードし、ＲＯＭ５１，ＲＡＭ５２またはＨＤＤ５３等の記憶部に記憶して実行してもよい。また、放射線計測プログラムを、フォトンカウンティングＣＴ装置内のＲＯＭ等に予め組み込んで提供してもよい。
　図４は、検出器１３の出力段に設けられているアナログフロントエンドのブロック図である。図４に示すように、検出器１３は、アナログフロントエンドの部分に、検出素子４０で検出された放射線信号を所定の利得で増幅すると共に波形整形して出力する前置増幅器（ＴＩＡ：Transimpedance　Amplifier）２を有している。また、検出器１３は、比較器３、カウンタ４、マルチプレクサ５、および閾値発生部６を有している。
　図５は、放射線計測プログラムに従って動作することで実現されるＣＰＵ５０の機能ブロック図である。ＣＰＵ５０は、放射線計測プログラムに従って動作することで、閾値制御部６１、計数率算出部６２、および波高頻度分布作成部６３として機能する。なお、閾値制御部６１、計数率算出部６２、および波高頻度分布作成部６３は、ＣＰＵ５０がソフトウェア的に実現することとしたが、一部、または全部をハードウェアで実現してもよい。
　閾値発生部６は、検出器１３が備える全ての検出素子４０に対して１つ（全チャンネルに対して一つ）設けられている。または、閾値発生部６は、１０個の検出素子４０に対して一つ、または、３０個の検出素子４０に対して一つ等のように、複数の検出素子４０に対して一つとなるように設けられている。
　閾値発生部６は、各比較器３に対して同じ電圧値の閾値信号を供給する。また、閾値発生部６は、各比較器３に供給する閾値信号の電圧値を、所定時間毎に変更する。すなわち、閾値発生部６には、閾値制御部６１から所定時間毎に値が変更されたデジタルデータである閾値データが供給される。閾値発生部６は、閾値データをアナログ化して閾値信号を生成して各比較器３にそれぞれ供給する。図６は、横軸が時間軸、縦軸がＸ線検出信号の波高値、点線は閾値データＶｔｈ１、一点鎖線は閾値データＶｔｈ２、二点鎖線は閾値Ｖｔｈ３を示している。各比較器３には、図６の閾値データＶｔｈ１、閾値データＶｔｈ２、および閾値データＶｔｈ３に示すように、単位時間毎に更新された閾値が供給される。
　比較器３は、閾値発生部６から供給されている閾値信号以上のＸ線信号が供給された際にパルスを出力する。上述のように、比較器３に供給される閾値信号は、単位時間毎に値が更新される。このため、比較器３は、単位時間毎に値が更新される各閾値信号と、検出素子４０からのＸ線信号とを比較してパルスを出力する。
　カウンタ４は、比較器３からのパルス数をカウントする。マルチプレクサ５は、各比較器３からのカウント信号を選択して後段の回路に供給する。計数率算出部６２および波高頻度分布作成部６３は、カウンタ４およびマルチプレクサ５を介して供給されるカウント信号を用いて、比較器３から出力されたパルスの頻度と閾値信号との相関を計測して波高分析を行う。
　図７Ａ～図７Ｃは、実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置におけるＸ線の計測原理を説明するための図である。図７Ａは、所定の閾値ＶｒｅｆとＸ線信号との関係を示す図である。図７Ｂは、更新される閾値（横軸：Ｖｒｅｆ）と、Ｘ線信号のカウント数（縦軸：Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ）との関係を示す図である。図７Ｃは、更新される閾値（横軸：Ｖｒｅｆ）と、Ｘ線信号のカウント数（縦軸：Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ）との他の関係を示す図である。Ｘ線信号の計数率を「カウント数÷実際の測定時間」で定義した場合、図７Ｂおよび図７Ｃの符号を示す図にあるように、閾値の値が大きな値となるに連れ、Ｘ線信号の検出頻度が低下する。この現象は、所定の閾値以上の放射線信号のカウント数（計数率）は、正味のカウント数と、所定の閾値未満の放射線信号のカウント数との差によって与えられることから理解できる。このため、所定の値の第１の閾値による計数率と、第１の閾値とは異なる値の第２の閾値による計数率との差を検出することで、波高値毎の放射線信号の検出頻度を構築できる。
　すなわち、カウンタ４のＸ線信号の単位時間あたりの総カウント数（計数率）を「Ｃｔｏｔ」とする。また、波高分析結果として、所定の波高Ｖｎにおけるカウント数（計数率）を「ｃ（Ｖｎ）」、閾値分析結果として、所定の閾波高Ｖｎにおけるカウント数（計数率）を「Ｃ（Ｖｎ）」とする。計数率算出部６２は、総カウント数「Ｃｔｏｔ」を用いて、所定の閾値以上の波高となるＸ線信号の計数率「Ｃ（Ｖｎ）」を、以下の数１式で算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　波高頻度分布作成部６３は、数１式で算出された計数率「Ｃ（Ｖｎ）」と計数率「Ｃ（Ｖｎ－１）」との差分を、以下の数２式で算出して、波高分析結果としての、所定の波高Ｖｎにおけるカウント数である計数率「ｃ（Ｖｎ）」を得る。すなわち、波高頻度分布作成部６３は、各閾値間の計数率の差を検出することで、各閾値に対応する計数率を算出して波高頻度分布を作成する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　図８に、Ｘ線信号のカウント動作における各部の信号波形のタイミングチャートを示す。図８に、（ａ）の符号を付して示す波形は、システムクロックの波形である。図８に、（ｂ）の符号を付して示す波形は、ＴＩＡ２から出力されたＸ線信号の波形である。図８に、（ｂ）の符号を付して示す波形において、点線のレベルは、閾値制御部６１により変更される各閾値Ｖｔｈ１、Ｖｔｈ２の一例のレベルである。図８に、（ｃ）の符号を付して示す波形は、Ｘ線信号の値が、閾値Ｖｔｈ１を超えた際に比較器３から出力されるパルスの波形である。
　図８に、（ｄ）の符号を付して示す図の波形は、比較器３から出力されるパルスのカウント時間のカウント開始を示すパルス（スタートパルス）の波形である。図８に、（ｅ）の符号を付して示す波形は、比較器３から出力されるパルスのカウント時間のカウント終了を示すパルス（エンドパルス）の波形である。スタートパルスからエンドパルスの間が、比較器３から出力されるパルスのカウントを行う１検出区間となっている。この１検出区間は、システムクロック数で予め決められている。また、システムクロック数は、ＣＰＵ５０が、放射線計測プログラムに従って変更可能となっている。
　図８に、（ｆ）の符号を付して示す波形は、閾値制御部６１による閾値の更新のタイミングを示す更新パルスの波形である。図８に、（ｇ）の符号を付して示す波形は、Ｘ線信号の値が、閾値Ｖｔｈ２を超えた際に比較器３から出力されるパルスの波形である。
　カウンタ４は、スタートパルスからエンドパルスまでの第１の検出区間において、図８に、（ｃ）の符号を付して示す波形における時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３に示すように、Ｘ線信号の値が閾値Ｖｔｈ１を超えた際に比較器３から出力されるパルスの数をカウントする。１検出区間が終了すると、更新パルスにより、各比較器３に供給される閾値が、閾値Ｖｔｈ１から閾値Ｖｔｈ２に更新される。そして、次のスタートパルスから次のエンドパルスまでの第２の検出区間において、図８に、（ｇ）の符号を付して示す波形における時刻ｔ４、ｔ５、ｔ６に示すように、Ｘ線信号の値が閾値Ｖｔｈ２を超えた際に比較器３から出力されるパルスの数をカウントする。
　スタートパルスからエンドパルスまでの間にカウントした、閾値を超えたＸ線信号のパルス数（＝比較器３の出力パルス）を「ｎ」とし、システムクロックのパルス数を「ｎ＜ＣＬＫ＞」とすると、計数率「Ｃｐｓ」は「Ｃｐｓ∝ｎ／ｎ＜ＣＬＫ＞」の関係があるため、単位時間（単位クロック）あたりのパルス当量を算出することで、パルスの到来頻度を見積もることができる。ＣＴ用途のフォトンカウンティングタイプの検出器１３の場合、Ｘ線光子の計数率１０６－１０８１／ｓと大きいため（短時間でも十分な線量のＸ線が検出器１３に入射されるため）、短時間でも十分な統計精度を得ることができる。
　ここで、十分な計数率でデータを取得したとはいえ、データには光子計数における統計誤差が含まれている。このため、実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、取得したデータに含まれる統計誤差を軽減して処理している。以下、測定結果をキャリブレーションする「キャリブレーションモード」と、実際に測定データを用いて画像を構成する「本番測定モード」とに分けて説明する。
　まず、図９は、測定キャリブレーションモードの処理の流れを示すフローチャートである。測定キャリブレーションモードでは、ステップＳ１において、検出器１３と読み出し回路係数処理部より出力されたデータを、後段のＦＰＧＡ（Field　Programmable　Gate　Array）で取得する。ＦＰＧＡは、図１０に示すように、取得してデータを、計測信号閾値（Ｖｔｈ＿１，Ｖｔｈ＿２，Ｖｔｈ＿３，・・・）と、計数率（カウント数／クロック数：Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ＿１，Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ＿２・・・）との組のデータ列として出力する。すなわち、ＦＰＧＡは、例えば「Ｖｔｈ＿１，Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ＿１」、「Ｖｔｈ＿２，Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ＿２」・・・等のデータ列を出力する。
　次に、ステップＳ２では、後段のコンソール装置３０のＣＰＵ５０（図３参照）が、ＦＰＧＡから出力されたデータ列を取得し、図１１に○のグラフで示す計数率の閾値分布、および、図１１に●のグラフで示す、閾値毎の演算処理より算出される波高値ヒストグラムを表示する。この時点では、計測誤差によって発生するノイズを含んだデータ列となっており、図１１に示すようにデータの不連続点や欠損を生じている。
　このため、ＣＰＵ５０は、ステップＳ３において、計数率の閾値分布に対して平滑化処理を施し、ノイズが低減されるパラメータを算出する。ＣＰＵ５０は、算出したパラメータを保存し、後述する「本測定モード」で用いる。なお、このような「測定キャリブレーションモード」の処理は、例えば製品出荷時、または、動作確認時等に実行される。このような「測定キャリブレーションモード」の処理は、装置の立ち上げ毎に行わなくともよいが、装置の立ち上げ毎に行ってもよい。
　次に、図１２のフローチャートは、「本番測定モード」の処理の流れを示すフローチャートである。本番測定モードにおいて、ＦＰＧＡは、検出器１３と読み出し回路係数処理部から出力されたデータをステップＳ１１で取得する。ＦＰＧＡは、ステップＳ１２において、キャリブレーションモードで算出したパラメータを用いて平滑化処理を実行することで、図１３に示すように、ノイズを軽減したデータ列（Ｖ＿１，　Ｃｏｕｎｔ　Ｒａｔｅ＿１）の列を出力する。ＣＰＵ５０は、ノイズを軽減したデータ列を用いて、図１４に示すような計数率の波高分布を求める。そして、ＣＰＵ５０は、ステップＳ１３において、ＦＰＧＡから出力されたデータを取得し、図１４に示すように、計数率の波高分布に設定された関心領域（ＲＯＩ）に相当する部分の信号レベルを選択し、画像処理等で物質弁別像等を取得する。これにより、ノイズが軽減された物質弁別像等を取得することができる。
　以上の説明から明らかなように、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、検出器１３の出力パルスに対して一つの比較器３を設け、比較器３の閾値を測定時間毎に更新することで、閾値に対するパルスの到来頻度を計測し、放射線入射に対する光子検出器出力の波高頻度分布を作成する。これにより、波高分析に必要な検出器面積を大幅に低減し、省消費電力化を図ることができる。
　（第２の実施の形態）
　次に、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。上述の第１の実施の形態の場合、検出器１３の出力パルスに対して一つの比較器３を設けた例であった。これに対して、第２の実施の形態では、検出器１３の出力パルスに対して二つの比較器を設けたものである。なお、第１の実施の形態と第２の実施の形態とでは、この点のみが異なる。このため、以下、両者の差異のみ説明し、重複説明は省略する。
　図１５は、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器１３の出力段に設けられているアナログフロントエンドのブロック図である。図１５に示すように、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、検出器１３の各検出素子４０の出力パルスに対して、例えば二つの比較器３ａ，３ｂが設けられている。なお、３つ以上の比較器を設けてもよい。また、比較器３ａ，３ｂを設けたのに伴い、比較器３ａからのパルスをカウントするカウンタ４ａ、および、比較器３ｂからのパルスをカウントするカウンタ４ｂを設けている。
　また、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、第１のＤＡＣ６ａから各比較器３ａに対して第１の閾値（図８に、（ｂ）の符号を付して示す波形のＶｔｈ１参照）が供給され、第２のＤＡＣ６ｂから各比較器３ｂに対して第２の閾値（図８に、（ｂ）の符号を付して示す波形のＶｔｈ２参照）が供給されるようになっている。すなわち、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、比較器３ａ、カウンタ４ａおよび第１のＤＡＣ６ａで、第１の閾値を用いたＸ線信号のカウントを行うと共に、これと並行して、比較器３ｂ、カウンタ４ｂおよび第２のＤＡＣ６ｂで、第２の閾値を用いたＸ線信号のカウントを行うようになっている。なお、閾値制御部６１は、上述の更新パルス（図８に、（ｆ）の符号を付して示す波形を参照）のタイミングで、第１のＤＡＣ６ａを介して各比較器３ａに第３の閾値を供給し、第２のＤＡＣ６ｂを介して各比較器３ｂに第４の閾値を供給するように、閾値の更新制御を行う。
　このような第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、異なる閾値を用いて、並行してＸ線信号のカウントを行っているため、検出速度の高速化を図ることができる他、上述の第１の実施の形態と同じ効果を得ることができる。
　以上、本発明の実施の形態を説明したが、各実施の形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施の形態は、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。各実施の形態およびその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

Claims (6)

  1. 　入射した放射線エネルギーを第１の電気信号に変換する複数の検出素子を有する検出器と、
    　前記複数の検出素子に対応して設けられ、前記第１の電気信号の値が閾値以上の場合に第２の電気信号を出力する複数の比較器と、
    　第１の時刻に前記複数の比較器それぞれに第１の値を有する前記閾値を供給し、該第１の時刻と異なる第２の時刻に前記複数の比較器それぞれに第２の値を有する前記閾値を供給する閾値制御部と、
    　前記複数の比較器それぞれに対応して設けられ、前記第２の電気信号をカウントする、複数のカウンタと、
    　前記複数のカウンタそれぞれのカウント値を用いて、前記放射線の波高頻度分布を作成する波高頻度分布作成部と
    　を有する放射線計測装置。
  2. 　前記比較出力のカウント数を前記測定時間で除算することで得る計数率を、前記閾値毎に算出すると共に、算出した各閾値に対応する各計数率の差を算出する計数率算出部を、さらに備え、
    　前記波高頻度分布作成部は、前記各計数率の差を用いて、前記放射線の波高頻度分布を作成すること
    　を特徴とする請求項１に記載の放射線計測装置。
  3. 　一つの前記検出素子の検出出力に対応する前記比較器および前記カウンタを、それぞれ複数有し、
    　前記閾値制御部は、前記各比較器に対して、それぞれ異なる閾値を設定すること
    　を特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線計測装置。
  4. 　入射した放射線エネルギーを第１の電気信号に変換する複数の検出素子を有する検出器と、前記複数の検出素子に対応して設けられ、前記第１の電気信号の値が閾値以上の場合に第２の電気信号を出力する複数の比較器と、前記複数の比較器それぞれに対応して設けられ、前記第２の電気信号をカウントする複数のカウンタとを備えた放射線計測装置における放射線計測プログラムであって、
    　コンピュータを、
    　第１の時刻に前記複数の比較器それぞれに第１の値を有する前記閾値を供給し、該第１の時刻と異なる第２の時刻に前記複数の比較器それぞれに第２の値を有する前記閾値を供給する閾値制御部と、
    　前記複数のカウンタそれぞれのカウント値を用いて、前記放射線の波高頻度分布を作成する波高頻度分布作成部として機能させること
    　を特徴とする放射線計測プログラム。
  5. 　前記コンピュータを、
    　前記比較出力のカウント数を前記測定時間で除算することで得る計数率を、前記閾値毎に算出すると共に、算出した各閾値に対応する各計数率の差を算出する計数率算出部として、さらに機能させ、
    　前記波高頻度分布作成部は、前記各計数率の差を用いて、前記放射線の波高頻度分布を作成すること
    　を特徴とする請求項４に記載の放射線計測プログラム。
  6. 　一つの前記検出素子の検出出力に対応する前記比較器および前記カウンタを、それぞれ複数有し、
    　前記閾値制御部は、前記各比較器に対して、それぞれ異なる閾値を設定すること
    　を特徴とする請求項４または請求項５に記載の放射線計測プログラム。
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