(57)【要約】【課題】放射線計測装置の高密度化および低消費電力化を図る。【解決手段】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。【選択図】図４
2015184119.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線計測装置、および放射線計測プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
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。
【０００４】
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。
【０００５】
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。
【０００６】
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。
【０００７】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２０１３−０８８３１７号公報
【特許文献２】特開２０１３−０８８３１９号公報
【特許文献３】特開２００９−０１４６２４号公報
【特許文献４】特開２０００−０６９３６９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
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。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
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。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】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】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】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】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】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】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７】図７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る。
【図８】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】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】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】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】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】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】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】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。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
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。
【００１３】
（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。
【００１４】
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。
【００１５】
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。
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
図７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７の（ａ）の符号を示す図は、所定の閾値ＶｒｅｆとＸ線信号との関係を示す図である。図７の（ｂ）の符号を示す図は、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。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７の（ｂ）および図７の（ｃ）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。
【００５０】
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。
【００５１】
【数１】
2015184119.tif 000003
【００５２】
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。
【００５３】
【数２】
2015184119.tif 000004
【００５４】
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の（ａ）の符号を示す図の波形は、システムクロックの波形である。図８の（ｂ）の符号を示す図の波形は、ＴＩＡ２から出力されたＸ線信号の波形である。図８の（ｂ）の符号を示す図において、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の（ｃ）の符号を示す図の波形は、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。
【００５５】
図８の（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の（ｅ）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。
【００５６】
図８の（ｆ）の符号を付して示す図の波形は、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の（ｇ）の符号を付して示す図の波形は、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。
【００５７】
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の（ｃ）の符号を付して示す図における時刻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の（ｇ）の符号を付して示す図における時刻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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
（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。
【００６６】
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。
【００６７】
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のＶｔｈ１参照）が供給され、第２ＤＡＣ６ｂから各比較器３ｂに対して第２の閾値（図８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の（ｆ）の符号を付した図を参照）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。
【００６８】
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。
【００６９】
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、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
【符号の説明】
【００７０】
２  ＴＩＡ
３  比較器
４  カウンタ
５  マルチプレクサ
６  ＤＡＣ
１０  架台装置
１１  照射制御部
１２  Ｘ線発生装置
１３  検出器
１４  収集部
１５  回転フレーム
１６  駆動部
２０  寝台装置
２１  寝台駆動装置
２２  天板
３０  コンソール装置
３１  入力部
３２  表示部
３３  スキャン制御部
３４  前処理部
３５  第１記憶部
３６  再構成部
３７  第２記憶部
３８  制御部
４０  検出素子
５０  ＣＰＵ
５１  ＲＯＭ
５２  ＲＡＭ
５３  ＨＤＤ
５４  入出力Ｉ／Ｆ
５５  通信Ｉ／Ｆ
６１  閾値制御部
６２  計数率算出部
６３  波高頻度分布作成部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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