(57)【要約】【課題】アバランシェフォトダイオードの増倍率の温度特性を容易に補償することができる光子検出素子、光子検出装置、及び放射線分析装置を提供することである。【解決手段】実施形態の光子検出素子は、１つ以上のアバランシェフォトダイオードと、アバランシェフォトダイオードのカソードと外部の電源との間に接続される非線形回路とを有する。非線形回路は、アバランシェフォトダイオードのブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す第１温度係数に対し、カソードの電位が設定電位となるように定電流駆動された場合の温度変化に対する設定電位の変動を示す第２温度係数が略同じにされている。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
１つ以上のアバランシェフォトダイオードと、
前記アバランシェフォトダイオードのカソードと外部の電源との間に接続される非線形回路と、
を有し、
前記非線形回路は、
前記アバランシェフォトダイオードのブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す第１温度係数に対し、前記カソードの電位が設定電位となるように定電流駆動された場合の温度変化に対する前記設定電位の変動を示す第２温度係数が略同じにされている
光子検出素子。
【請求項２】
前記非線形回路は、
前記設定電位がブレークダウン電圧となるように定電流駆動された場合の前記第２温度係数が前記第１温度係数に対して略同じにされた１つ以上のツェナーダイオードを有する
請求項１に記載の光子検出素子。
【請求項３】
前記非線形回路は、
順方向電圧が印加される１つ以上のダイオードを有する
請求項１に記載の光子検出素子。
【請求項４】
前記非線形回路を介して前記カソードに電圧を印加することにより、前記アバランシェフォトダイオードをガイガーモードで動作させる電源と、
前記電源により前記非線形回路を定電流駆動させるように電流を引き込む電流シンク部と、
請求項１に記載の光子検出素子と、
を有する光子検出装置。
【請求項５】
放射線源と、
前記放射線源が放射した放射線に起因する光子を検出する請求項４に記載の光子検出装置と、
を有する放射線分析装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、光子検出素子、光子検出装置、及び放射線分析装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用途などの高計数下で使用するフォトンカウンティング方式の放射線検出において、放射線光子のエネルギーを正確に求めるには、放射線光子を検出する光子検出用アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）の光電変換利得を一定にして計測を行う必要がある。
【０００３】
ＡＰＤは、ブレークダウン電圧よりも高い電圧がアノードカソード間に印加されて、ガイガーモードで動作する。ＡＰＤの光電変換利得は、ブレークダウン電圧に対して過剰に印加された電圧（オーバー電圧）に比例する。一方で、ブレークダウン電圧は、温度に応じて変動する。そのため、ＡＰＤは、周辺温度が変動するとオーバー電圧が変動するため、光電変換利得が変動する。よって、ＡＰＤの光電変換利得を一定にして計測を行うためには、温度変動に関わらずＡＰＤにかかるオーバー電圧を一定にする必要がある。
【０００４】
また、ＡＰＤの周囲の温度を温度センサによって検出し、ＣＰＵを含む周辺回路によってＡＰＤの電源電圧を温度変化に応じて制御するフィードバック制御が知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００２−８４２３５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、温度に応じてアバランシェフォトダイオードに印加する逆電圧を変化させるためには、温度センサ、温度センサ駆動回路及びバイアス電圧変更回路などが必要となり、構成が複雑になって処理時間も長くなってしまうという問題があった。本発明が解決しようとする課題は、アバランシェフォトダイオードの増倍率の温度特性を容易に補償することができる光子検出素子、光子検出装置、及び放射線分析装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
実施形態の光子検出素子は、１つ以上のアバランシェフォトダイオードと、アバランシェフォトダイオードのカソードと外部の電源との間に接続される非線形回路とを有する。非線形回路は、アバランシェフォトダイオードのブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す第１温度係数に対し、カソードの電位が設定電位となるように定電流駆動された場合の温度変化に対する設定電位の変動を示す第２温度係数が略同じにされている。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】実施形態にかかる光子検出装置の構成を模式的に例示する構成図。
【図２】ＡＰＤ及びダイオードの具体的なデバイス構造例を示す図。
【図３】実施形態にかかる光子検出装置の第１変形例を示す図。
【図４】ＡＰＤ及びダイオードの具体的なデバイス構造例を示す図。
【図５】実施形態にかかる光子検出装置の第２変形例を示す図。
【図６】実施形態にかかる光子検出素子の具体的な第１構成例を模式的に示す図。
【図７】実施形態にかかる光子検出素子の具体的な第２構成例を模式的に示す図。
【図８】実施形態にかかる放射線分析装置の構成例を示す構成図。
【図９】放射線分析装置における光子検出装置の位置を模式的に示した模式図。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下に添付図面を参照して、実施形態にかかる光子検出装置１００について説明する。
【００１０】
（実施形態）
図１は、実施形態にかかる光子検出装置１００の構成を模式的に例示する構成図である。図１に示すように、光子検出装置１００は、例えば高電圧レギュレータ（電源）１１０、電流シンク部１１２及び光子検出素子１２０を有する。
【００１１】
高電圧レギュレータ１１０は、光子検出素子１２０に対し、逆電圧を降伏電圧以上に設定したガイガーモードで動作するように電圧を印加する。電流シンク部１１２は、高電圧レギュレータ１１０によって光子検出素子１２０の後述する非線形回路（ダイオード１２２等）を定電流駆動させるように電流を引き込む。電流シンク部１１２は、抵抗であってもよい。
【００１２】
光子検出素子１２０は、光子を検出する画素１２１と、ダイオード（非線形回路）１２２とを有する。また、光子検出素子１２０は、高電圧レギュレータ１１０の出力電圧ＶＨが印加される端子１２３と、電流シンク部１１２に対して電流を出力する端子１２４と、画素１２１が検出した光子に対応する電流を出力する端子１２５とが設けられている。
【００１３】
なお、光子検出素子１２０は、図１において１つの画素１２１と、１つのダイオード１２２とを有するように示されているが、図７を用いて後述するように、例えば複数の画素と、複数のダイオードとを有するように構成される。また、ダイオード１２２は、画素１２１に含まれるように構成されてもよい。
【００１４】
画素１２１は、例えば複数のアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）１２６と、複数のクエンチング抵抗１２７とを有し、光子が入射されたＡＰＤ１２６がクエンチング抵抗１２７を介して出力する電荷量を示すパルスそれぞれを重ねて端子１２５から出力する。つまり、光子検出素子１２０は、画素毎に検出した光子数に応じて電流を出力する。
【００１５】
ＡＰＤ１２６のカソード電位ＶＫは、下式１に示すように高電圧レギュレータ１１０の出力電圧ＶＨ及びダイオード１２２の順方向電圧Ｖｆによって決定される。
【００１６】
ＶＫ＝ＶＨ−Ｖｆ      ・・・（１）
【００１７】
つまり、ダイオード１２２は、ＡＰＤ１２６のカソードと高電圧レギュレータ１１０の間に接続され、ＡＰＤ１２６のカソード電位制御用ダイオードとして用いられている。端子１２５（ＡＰＤ１２６のアノード側）は、所定の電位ＶＡとなるように電圧が印加されている。
【００１８】
また、ダイオード１２２の順方向電圧Ｖｆは、下式２に示すように、定電流源として動作する電流シンク部１１２によって引き込むシンク電流Ｉｂにより決定される。
【００１９】
Ｖｆ＝Ｔ×（ｋ／ｑ）×ｌｏｇ（Ｉｂ／Ｉ０＋１）    ・・・（２）
【００２０】
ここで、Ｔはダイオードの温度、ｋはボルツマン定数、ｑは電荷素量、Ｉ０はダイオードの濃度プロファイル等で決定される暗電流である。
【００２１】
また、上式２の温度Ｔ以外の定数項をａとすると、順方向電圧Ｖｆは温度係数ａを有する下式３のように示される。
【００２２】
Ｖｆ＝ａ×Ｔ    ・・・（３）
【００２３】
また、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧Ｖｂｒは、下式４に示すようにダイオードの温度Ｔ、温度０Ｋにおけるブレークダウン電圧Ｖ０、温度係数ｂにより決定される。
【００２４】
Ｖｂｒ＝Ｖ０＋ｂ×Ｔ    ・・・（４）
【００２５】
そして、ブレークダウン電圧よりも過剰にＡＰＤ１２６に印加されたオーバー電圧Ｖｏｖは、下式５によって示される。
【００２６】
Ｖｏｖ＝（ＶＫ−ＶＡ）−Ｖｂｒ＝（ＶＨ−ａ×Ｔ）−ＶＡ−（Ｖ０＋ｂ×Ｔ）
・・・（５）
【００２７】
また、温度が初期値Ｔ１からＴ２に変動したとすると、温度に対するオーバー電圧の変動分ΔＶｏｖは、下式６によって示される。
【００２８】
ΔＶｏｖ
＝（（ＶＨ−ａ×Ｔ１）−ＶＡ−（Ｖ０＋ｂ×Ｔ１））−（（ＶＨ−ａ×Ｔ２）−ＶＡ−（Ｖ０＋ｂ×Ｔ２））
＝−ａ×（Ｔ１−Ｔ２）＋ｂ×（Ｔ１−Ｔ２）                  ・・・（６）
【００２９】
ここで、ダイオード１２２の順方向電圧Ｖｆの温度係数ａと、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度係数ｂが等しければ、温度変動によるオーバー電圧の変動分はキャンセルされるため、ＡＰＤ１２６のアノードカソード間には常に一定のオーバー電圧が印加される。つまり、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度係数ｂに合わせて、ダイオード１２２の順方向電圧Ｖｆの温度係数ａを、濃度プロファイル等の設計により合わせ込むことにより、オーバー電圧の変動分のキャンセルの精度を上げることが可能となる。
【００３０】
図２は、ＡＰＤ１２６及びダイオード１２２の具体的なデバイス構造例を示す図である。図２に示すように、ＡＰＤ１２６は、配線（第１配線層）１３０を介して、絶縁層１３１に積層されたポリシリコン１３２が形成する抵抗（クエンチング抵抗１２７）がコンタクト１３３によって接続される。ＡＰＤ１２６とダイオード１２２とは、素子分離１３４によって分離されている。ダイオード１２２は、積層方向に構成されており、コンタクト１３３によって配線１３０に接続される。
【００３１】
図３は、光子検出装置１００の第１変形例（光子検出装置１００ａ）を示す図である。図３に示すように、光子検出装置１００ａは、例えば高電圧レギュレータ１１０、電流シンク部１１２及び光子検出素子１２０ａを有する。なお、図３に示した光子検出装置１００ａの構成部分のうち、光子検出装置１００（図１）に示した構成部分と実質的に同じものには、同一の符号が付してある。
【００３２】
光子検出素子１２０ａは、画素１２１と、直列に接続された複数のダイオード（非線形回路）１２２ａとを有する。光子検出素子１２０ａにおいて、ＡＰＤ１２６のカソード電位ＶＫは、下式７に示すように高電圧レギュレータ１１０の出力電圧ＶＨ及び直列に接続された複数のダイオード１２２ａの順方向電圧Ｖｆによって決定される。
【００３３】
ＶＫ＝ＶＨ−ｎ×Ｖｆ      ・・・（７）
【００３４】
ここで、ｎは、直列に接続された複数のダイオード１２２ａの数である。複数のダイオード１２２ａそれぞれの順方向電圧Ｖｆは、定電流源として動作する電流シンク部１１２によって引き込むシンク電流Ｉｂにより決定される。
【００３５】
また、温度が初期値Ｔ１からＴ２に変動したとすると、温度に対するオーバー電圧の変動分ΔＶｏｖは、下式８によって示される。
【００３６】
ΔＶｏｖ
＝（（ＶＨ−ｎ×ａ×Ｔ１）−ＶＡ−（Ｖ０＋ｂ×Ｔ１））−（（ＶＨ−ｎ×ａ×Ｔ２）−ＶＡ−（Ｖ０＋ｂ×Ｔ２））
＝−ａ×（Ｔ１−Ｔ２）＋ｂ×（Ｔ１−Ｔ２）            ・・・（８）
【００３７】
ここで、ダイオード１２２ａの順方向電圧Ｖｆの温度係数ａとダイオード１２２ａの数ｎとの積と、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度係数ｂが等しければ、温度変動によるオーバー電圧の変動分はキャンセルされるため、ＡＰＤ１２６のアノードカソード間には常に一定のオーバー電圧が印加される。つまり、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度係数ｂに合わせて、ダイオード１２２ａの数ｎを設定することにより、オーバー電圧の変動分のキャンセルの精度を上げることが可能となる。
【００３８】
図４は、ＡＰＤ１２６及びダイオード１２２ａの具体的なデバイス構造例を示す図である。なお、図４に示した構成部分のうち、図２に示した構成部分と実質的に同じものには、同一の符号が付してある。図４に示すように、複数のダイオード１２２ａは、それぞれコンタクト１３３によって配線１３０に接続されることにより直列に接続される。
【００３９】
図５は、光子検出装置１００の第２変形例（光子検出装置１００ｂ）を示す図である。図５に示すように、光子検出装置１００ｂは、例えば高電圧レギュレータ１１０、電流シンク部１１２及び光子検出素子１２０ｂを有する。なお、図５に示した光子検出装置１００ｂの構成部分のうち、光子検出装置１００（図１）に示した構成部分と実質的に同じものには、同一の符号が付してある。
【００４０】
光子検出素子１２０ｂは、画素１２１と、例えば１つのツェナーダイオード（非線形回路）１２２ｂとを有する。ツェナーダイオード１２２ｂは、カソードがＡＰＤ１２６それぞれのアノードに接続され、高電圧レギュレータ１１０によって逆方向電圧ＶＲが印加されている。
【００４１】
そして、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す温度係数（第１温度係数）に対し、ツェナーダイオード１２２ｂのブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す温度係数（第２温度係数）は、略同じにされている。つまり、ツェナーダイオード１２２ｂは、図１に示したダイオード１２２よりも少ない電流でＡＰＤ１２６のカソードの電位を定める。なお、略同じとは、例えば、第１温度係数の値を基準として、第２温度係数の値が第１温度係数の値の±３０％の範囲内にあることを示すとする。さらに、第２温度係数の値は、第１温度係数の値の±１０％の範囲内にあることがより好ましい。もちろん、光子検出素子１２０ｂは、第２温度係数の値が上述した範囲内に含まれなくても、ＡＰＤ１２６の増倍率の温度特性を補償する場合にはこれも許容する。例えば、光子検出素子１２０ｂは、使用環境及び許容誤差等に応じて第２温度係数が任意に設定されてもよい。
【００４２】
次に、光子検出素子１２０（光子検出素子１２０ａ、光子検出素子１２０ｂ）の具体的な構成例について説明する。図６は、光子検出素子１２０（光子検出素子１２０ａ、光子検出素子１２０ｂ）の具体的な第１構成例を模式的に示す図である。図６に示すように、例えば光子検出素子１２０は、光子を検出する画素１４０内に複数の第１セル１４１と、複数の第２セル１４２と、ＴＳＶ（Through  Silicon  Via）１４３とを有するように構成される。
【００４３】
第１セル１４１それぞれは、例えば上述したＡＰＤ１２６を１つ含み、光子を検出する。画素１４０内の各第１セル１４１の出力は、いずれもＴＳＶ１４３に接続されている。ＴＳＶ１４３は、例えば上述した端子１２５に接続される。そして、各第１セル１４１が光子を検出して出力するパルスは重ねられて画素毎にＴＳＶ１４３を介して端子１２５から電流として出力される。つまり、画素１４０内における第１セル１４１の数は、画素当たりのダイナミックレンジに相当する。
【００４４】
第２セル１４２は、例えば上述したダイオード１２２（複数のダイオード１２２ａ、又はツェナーダイオード１２２ｂ）を含み、ＡＰＤ１２６のカソードに接続される。例えば、各第２セル１４２が含むダイオード１２２は、各第１セル１４１が含むＡＰＤ１２６のカソードにそれぞれ一括して接続される。
【００４５】
図７は、光子検出素子１２０（光子検出素子１２０ａ、光子検出素子１２０ｂ）の具体的な第２構成例を模式的に示す図である。図７に示すように、例えば光子検出素子１２０は、光子を検出する複数の画素１４０ａを有し、各画素１４０ａ内に複数の第１セル１４１と、１つの第２セル１４２と、ＴＳＶ（Through  Silicon  Via）１４３とを有するように構成される。なお、図７に示した構成部分のうち、図６に示した構成部分と実質的に同じものには、同一の符号が付してある。
【００４６】
第２セル１４２は、画素１４０ａごとにＡＰＤ１２６のカソードに接続される。また、全ての第２セル１４２が全ての画素１４０ａのＡＰＤ１２６のカソードに一括して接続されてもよい。つまり、光子検出素子１２０は、画素単位でＡＰＤ１２６の温度補償を行うように構成されてもよいし、チップ単位でＡＰＤ１２６の温度補償を行うように構成されてもよい。
【００４７】
このように、光子検出素子１２０のダイオード１２２（非線形回路）が、ＡＰＤ１２６のブレークダウン電圧の温度変化に対する変動を示す温度係数（第１温度係数）に対し、ＡＰＤ１２６のカソードの電位が設定電位となるように定電流駆動された場合の温度変化に対する設定電位の変動を示す温度係数（第２温度係数）が略同じにされているので、ＡＰＤ１２６の増倍率の温度特性を容易に補償することができる。具体的には、光子検出素子１２０、光子検出素子１２０ａ及び光子検出素子１２０ｂは、外付けの温度測定素子及び電圧制御回路が設けられなくても、ＡＰＤ１２６の増倍率の温度特性を容易に補償することができる。また、増倍率の補償は、アナログドメインでの電圧制御であるため、高速である。
【００４８】
（実施例）
次に、放射線検出装置でもある光子検出装置１００を有する放射線分析装置について説明する。図８は、光子検出装置１００を有する放射線分析装置の構成例を示す構成図である。図９は、図８に示した放射線分析装置における光子検出装置１００の位置を模式的に示した模式図である。放射線分析装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能なＸ線ＣＴ装置である。すなわち、放射線分析装置は、光子検出装置１００を備え、フォトンカウンティングによって被検体を透過したＸ線に由来する光子も計数することにより、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。
【００４９】
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では、光子のエネルギー値の計測を行なうことにより、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得ることができる。フォトンカウンティングＣＴでは、１種類の管電圧でＸ線を照射することで収集されたデータを複数のエネルギー成分に分けて画像化することができる。
【００５０】
図８に示すように、放射線分析装置は、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。
【００５１】
架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数する装置であり、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３（光子検出装置１００を含む）と、収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。
【００５２】
回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台駆動部１６によって被検体Ｐを中心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。
【００５３】
Ｘ線発生装置（放射線源）１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置であり、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。
【００５４】
Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線発生装置１２により供給される高電圧により被検体ＰにＸ線ビームを照射する真空管であり、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。
【００５５】
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から被検体Ｐへ照射される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。
【００５６】
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）や、ボウタイフィルター（bow-tie  filter）とも呼ばれる。また、放射線分析装置は、撮影条件に応じて切り替えられる複数種類のウェッジ１２ｂを有する。例えば、後述するＸ線照射制御部１１は、撮影条件に応じてウェッジ１２ｂを切り替える。例えば、Ｘ線発生装置１２は、２種類のウェッジを有する。
【００５７】
コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部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線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。
【００５８】
Ｘ線照射制御部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、Ｘ線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部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、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。
【００５９】
また、Ｘ線照射制御部１１は、ウェッジ１２ｂの切り替えを行なう。また、Ｘ線照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。なお、放射線分析装置は、複数種類のウェッジを、操作者が手動で切り替えるものであってもよい。
【００６０】
架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体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。
【００６１】
検出器１３は、図９に示した位置に光子検出装置１００を備え、Ｘ線が入射するごとに、当該Ｘ線のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。光子検出装置１００は、図示しない蛍光体に入射されたＸ線により発生した光子を複数の画素１４０によって検出する構成となっている。Ｘ線は、例えば、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線である。放射線分析装置は、演算処理を行なうことで、光子検出装置１００が検出した放射線のエネルギー値を計測することができる。
【００６２】
収集部１４（図８）は、検出器１３の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。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、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線が入射するごとに検出器１３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、検出器１３に入射したＸ線の計数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、収集した計数情報を、コンソール装置３０に送信する。
【００６３】
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が載置される板であり、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。
【００６４】
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をらせん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を円軌道にて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なうステップアンドシュート方式を実行する。
【００６５】
コンソール装置３０は、操作者による放射線分析装置の操作を受け付けるとともに、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画像データを再構成する装置である。コンソール装置３０は、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。
【００６６】
入力装置３１は、放射線分析装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力装置３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件や、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。
【００６７】
表示装置３２は、操作者によって参照されるモニタであり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを操作者に表示したり、入力装置３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）を表示したりする。
【００６８】
スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数情報の収集処理を制御する。
【００６９】
前処理部３４は、収集部１４から送信された計数情報に対して、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なうことで、投影データを生成する。
【００７０】
投影データ記憶部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、投影データ記憶部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。なお、以下では、投影データを計数情報として記載する場合がある。
【００７１】
画像再構成部３６は、投影データ記憶部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、画像再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行なうことで、画像データを生成する。画像再構成部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画像記憶部３７に格納する。
【００７２】
ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数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、画像再構成部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、画像再構成部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。
【００７３】
また、画像再構成部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。
【００７４】
また、画像再構成部３６は、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。Ｋ吸収端の前後では、Ｘ線の減弱係数が大きく異なるため、計数値も大きく変化する。例えば、画像再構成部３６は、Ｋ吸収端より小さいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データと、当該Ｋ吸収端より大きいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データとを差分した差分画像データを生成する。例えば、造影剤の主成分のＫ吸収端を用いて生成された差分画像データは、当該造影剤が存在する領域が主に描出された画像となる。また、画像再構成部３６が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。
【００７５】
制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０及びコンソール装置３０の動作を制御することによって、放射線分析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で行なわれるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部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、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。
【００７６】
なお、光子検出装置１００は、上述したＸ線ＣＴ装置以外にも用いられる。例えば、光子検出装置１００は、Ｘ線診断装置、ＰＥＴ（Positron  Emission  computed  Tomography）装置及びＳＰＥＣＴ（Single  Photon  Emission  Computed  Tomography）装置等の核医学イメージング装置、並びにＸ線ＣＴ装置と核医学イメージング装置とを組み合わせた「ＰＥＴ−ＣＴ装置」及び「ＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置」等にも用いられる。また、光子検出装置１００は、ＰＥＴ装置の受光部として用いられ、ＭＲＩ（磁気共鳴画像装置）が組み合わされた装置を構成してもよい。
【００７７】
また、本発明のいくつかの実施形態を複数の組み合わせによって説明したが、これらの実施形態は例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規の実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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】
【００７８】
１０  架台装置
２０  寝台装置
３０  コンソール装置
１００，１００ａ，１００ｂ  光子検出装置
１１０  高電圧レギュレータ
１１２  電流シンク部
１２０，１２０ａ，１２０ｂ  光子検出素子
１２２，１２２ａ  ダイオード
１２２ｂ  ツェナーダイオード
１２６  ＡＰＤ
１２７  クエンチング抵抗
１４０，１４０ａ  画素
１４１  第１セル
１４２  第２セル
１４３  ＴＳＶ
【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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