JP2004135866A - 放射線検出装置、放射線ct装置及び放射線検査装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】放射線検出器2と、逐次比較型アナログ−デジタル変換部1とを具備する放射線検出装置を用いる。
ここで、放射線検出器2は、入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号EA1を出力する。逐次比較型AD変換部1は、電気信号EA1を逐次比較方式でデジタル信号ED1に変換する。そして、増幅部6と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器5とを備える。増幅部6は、電気信号EA1を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号EG1と増幅度Gを出力する。逐次比較型AD変換器5は、増幅度Gに基づいて、増幅信号EG1をデジタル信号ED1に変換する。
【選択図】 図1
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出装置、放射線CT装置及び放射線検査装置に関し、特に、入射される放射線に対応する電気信号を高速に処理する放射線検出装置、放射線CT装置及び放射線検査装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
X線を用いて被検体の断層撮影を行うX線CT(Computed Tomography)装置が知られている。X線CT装置は、X線照射装置で被検体へX線を照射し、X線検出器で被検体を透過した透過X線を検出する。そして、X線検出器内に生じた透過X線に対応したアナログ信号をAD変換によりデジタル信号に変換し、コンピュータにより画像化している。
【0003】
図7は、従来のX線CT装置におけるX線を検出する構成を示す図である。従来のX線CT装置では、放射線検出器102とデルタ−シグマADコンバータ101(以下、「ΔΣ−ADコンバータ」とも記す)とデータ処理部103とを具備する。放射線検出器102は、X線(透過X線を含む)を検出し、検出したX線に対応したアナログ信号EA0を出力する。ΔΣ−ADコンバータ101は、アナログ信号EA0をAD変換し、ΔΣ変調方式によりデジタル信号ED0にする。データ処理部103は、デジタル信号ED0に基づいて、画像を生成する。
【0004】
X線CT装置では、このAD変換から画像化までを行うシステム(データ収集システム:以下、「DAS」ともいう)において、20ビット以上の数値分解能を要求され、実際には、22ビットのADサンプリングを行っている。それは、放射線検出器102は、被検体を透過せず放射線照射器から直接届くX線と、被検体を透過する透過X線とを同時に検出するため、100万倍(=20ビット)のダイナミックレンジで計測を行う必要があるからである。そのため、低コストで高分解能を得られるΔΣ−ADコンバータが用いられている。ただし、ΔΣ−ADコンバータは、低コストで高分解能を得られるが、サンプリング速度が遅い特徴を有する。そのため、高速処理を行うには、素子構造が大きく且つ複雑になるため高コストとなる。また、ダイナミックレンジを広く取ることも、高コストの原因となる。
【0005】
一方、最近のX線CT装置では、被検体としての患者の被曝量低減や検査時間の短縮、リアルタイム性の向上等の観点から短時間(例示:0.1秒)で全スキャン(例示:1000枚程度の診断画像を取得)を行い、画像化することが望まれている。すなわち、DASの高速度のデータ処理が必要となる。
数値分解能を落とすことなく、高速にデータ処理を行うことが可能な技術が望まれている。また、ダイナミックレンジを狭くしても得られるデジタル信号に影響のでない技術が望まれいてる。
【0006】
関連する技術として、特許第3157435号公報(特許文献1)に、デルタ−シグマアナログ−デジタル信号コンバータを使用したデータ収集システムの技術が開示されている。この公報によれば、この技術のCTスキャナは、X線の発生源と、検出器の列と、データ取得システムとからなる。
ここで、検出器の列は、発生源から放射され検出器によって受け取られたX線を検出する。データ取得システムは、検出器により生成された信号を処理する。そして、データ取得システムは、複数のオーバーサンプリング・デルタ−シグマA/Dコンバータからなる。ただし、デルタ−シグマA/Dコンバータは、デルタ−シグマ変調器と、フィルタリング手段とからなる。デルタ−シグマ変調器は、アナログ入力信号の関数として中間デジタル出力信号を供給する。フィルタリング手段は、中間デジタル信号のデータ転送率をデジメートし、また中間デジタル信号を濾波して、ビューレートfVRにおけるデジタル出力信号を生成する。そして、フィルタリング手段は、DCとfINFとの間の有効な周波数帯域内の穏やかなロールオフと、−100dB/オクターブを超える2*fVRにおけるロールオフとを供給するフィルタを含む。fVRは、少なくともfINFの2倍であることを特徴とする。
この技術は、デルタ−シグマA/Dコンバータを用いるタイプのデルタ−シグマA/Dコンバータの特性を改善するとともに、DASのコストを削減することを目的としている。
【0007】
【特許文献1】特許第3157435号公報
【0008】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の目的は、検出された放射線のデータをより高速に処理することが可能なデータ収集システムを有する放射線検出装置、放射線CT装置及び放射線検査装置を提供することである。
また、本発明の他の目的は、ダイナミックレンジを狭くしても、数値分解能を落とすことなく、検出された放射線のデータを高速に処理することが可能な放射線検出装置、放射線CT装置及び放射線検査装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、上記各目的を低コストで実現することが可能な放射線検出装置、放射線CT装置及び放射線検査装置を提供することである。
【0009】
【課題を解決するための手段】
以下に、[発明の実施の形態]で使用される番号・符号を用いて、課題を解決するための手段を説明する。これらの番号・符号は、[特許請求の範囲]の記載と[発明の実施の形態]との対応関係を明らかにするために括弧つきで付加されたものである。ただし、それらの番号・符号を、[特許請求の範囲]に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【0010】
従って、上記課題を解決するために、本発明の放射線検出装置は、放射線検出器(2)と、逐次比較型アナログ−デジタル変換部(1)とを具備する。
放射線検出器(2)は、入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号(EA1)を出力する。逐次比較型アナログ−デジタル変換部(1)は、電気信号(EA1)を逐次比較方式でデジタル信号(ED1)に変換する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号(電気信号(EA1))をデジタル信号(ED1)に変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にAD(アナログ−デジタル)変換を実施することが出来る。それにより、放射線検出器(2)で検出した放射線のデータを高速に処理し、画像化することが可能となる。すなわち、リアルタイム性が向上する。そして、被検体が患者の場合、患者の被曝量低減や検査時間の短縮を図ることが可能となる。
【0011】
また、本発明の放射線検出装置は、逐次比較型アナログ−デジタル変換部(1)が、増幅部(6)と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器(5)とを備える。
増幅部(6)は、電気信号(EA1)を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号(EG1)と増幅度(G)とを出力する。逐次比較型アナログ−デジタル変換器(5)は、その増幅の増幅度(G)を参照して、増幅信号(EG1)を逐次比較方式によりデジタル信号(ED1)に変換する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号(電気信号(EA1))をデジタル信号(ED1)に変換する際に、予め信号強度に応じて電気信号(EA1)を増幅するので、信号強度の弱い場合でも、正確にAD(アナログ−デジタル)変換を実行することが出来る。そして、ΔΣ変調方式に比較して、ADサンプリングのビット数を低くしても、同程度の相対制度を得ることが出来る。
【0012】
また、本発明の放射線検出装置は、放射線検出器(2)が、CdTe、CdTeZn、Si、HgI2及びPdI2の少なくとも1つを含む放射線検出素子を有する。
放射線に対する検出効率は物質の密度に関連しており、実効原子番号の高い半導体素子は、放射線検出に好ましい。CdTe、CdZnTeを用いた放射線検出素子は、より好ましい。
【0013】
更に、本発明の放射線検出装置は、放射線検出器(2)が、所定の第1期間にその放射線の検出を行い、所定の第2期間に検出を停止する。そして、逐次比較型アナログ−デジタル変換部(1)は、その第2期間に電気信号(EA1)を取得する。
放射線検出器(2)が、第1期間に放射線の検出を行い、第2期間に放射線の検出を停止し、第1期間と第2期間とが交互に連続的に繰り返される場合、逐次比較型アナログ−デジタル変換部(1)は、第2期間に放射線検出器(2)に蓄積されたデータを取得してデータ処理することで、検出された放射線のデータを無駄にすることなく効率的に放射線の検出及びデータ処理を行うことが可能となる。
【0014】
更に、本発明の放射線検出装置は、その第1期間及びその第2期間の各々が、その放射線の入射する期間及びその放射線の停止する期間とに対応する。
放射線が入射している場合に放射線の検出を行い、放射線の入射が停止している場合にデータ処理を行うので、入射する放射線を無駄なく使用することが出来る。それにより、被検体に対する放射線を少なくすることが出来、被検体が患者の場合には、患者の負担を軽減することが出来る。
【0015】
上記課題を解決するために、本発明の放射線CT(Computed Tomography)装置は、放射線発生装置(27)と、放射線検出装置(28)と、放射線発生制御手段(33、39)と、モード設定指示手段(38)とを具備する。
放射線発生装置(27)は、円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射し、複数設けられている。放射線検出装置(28)は、その円周と同心の円周上に配置され、放射線発生装置(27)から照射されその被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載されている。放射線発生制御手段(33、39)は、複数の放射線発生装置(27)の各々が放射線を照射するか否かを選択する。モード設定指示手段(38)は、放射線発生制御手段(33、39)へ所望の動作モードを与える。
逐次比較方式を用いたAD変換を行う放射線検出装置(28)を用いることにより、低コストで高速にAD変換を実施することが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。そして、被検体が患者の場合、患者の負担を軽減することが可能となる。
【0016】
また、本発明の放射線CT装置は、放射線検出装置(28)が、その円周の形成する平面に垂直な方向(L)に複列に設けられている。
円筒面内に2次元的に放射線検出装置が設けられているので、様々なモードでの診断画像を得ることが出来る。
【0017】
また、本発明の放射線CT装置は、放射線発生制御手段(33、39)が、放射線発生装置(27)の内の円周方向(θ)に間隔を置いて離れた複数の放射線発生装置(27)が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する。
同時に複数の放射線発生装置(27)を動作させるので、極めて短時間で診断画像を得ることが出来る。
【0018】
更に、本発明の放射線CT装置は、放射線発生制御手段(33、39)が、照射された放射線が放射線検出装置(28)上で互いに重ならない位置の任意の複数の放射線発生装置(27)を同時に使用する。
放射線が互いに重ならない位置の放射線発生装置(27)を用いるので、診断画像に無駄が発生せず、効率的に診断画像を得ることが出来る。
【0019】
上記課題を解決するために、本発明の放射線検査装置は、放射線源(図示されず)と、放射線検出装置(図示されず)とを具備する。
放射線源は、被検体へ放射線を照射する。放射線検出装置は、その被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載されている。
逐次比較方式を用いたAD変換を行う放射線検出装置(28)を用いることにより、低コストで高速にAD変換を実施することが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。
ここで、放射線検査装置は、医療用イメージング装置のような医療用放射線(X線)検査装置、機械部品や材料の疲労や損傷を非破壊で検査するX線検査装置に例示される。
【0020】
【発明の実施の形態】
以下、本発明である放射線検出装置の実施の形態に関して、添付図面を参照して説明する。
本実施例において、X線CT(Computed Tomography)のような放射線医療装置に使用される放射線検出装置を例に示して説明する。ただし、他の用途に使用される、他のγ線やX線のような放射線を検出する放射線検出装置を用いた放射線検査装置についても同様に適用可能である。
【0021】
本発明である放射線検出装置の実施の形態について説明する。
まず、本発明である放射線検出装置の実施の形態における構成について説明する。
図1は、本発明である放射線検出装置の実施の形態の構成を示す図である。放射線検出装置は、放射線検出器2、逐次比較型アナログ−デジタル変換部(以下、「逐次比較型AD変換部」と記す)1、データ処理部3及び制御部4を具備する。
【0022】
放射線検出器2は、入射される放射線(本実施例では、X線)に対応するアナログ信号である電気信号EA1を出力する。放射線に対する検出効率は物質の密度に関連しており、放射線検出器2は、実効原子番号の高いCdTe及びCdZnTeのいずれか一つを少なくとも含む半導体素子を用いることが好ましい。ただし、入射される放射線に対応する電気信号(電荷)を生成する材料を用いれば、上記のものに制限されることはない。例えば、Si、HgI2、PdI2を含む放射線検出器2も同様に好ましい。
【0023】
逐次比較型AD変換部1は、電気信号EA1を逐次比較方式でデジタル信号ED1に変換する。ADサンプリングは、最低13ビットとし、好ましくは16ビットとする。逐次比較型AD変換部1は、ゲイン切換器6と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器5とを備える。
【0024】
逐次比較型アナログ−デジタル変換部1は、13ビット〜16ビットのADサンプリングを行うことが好ましい理由は、以下による。
放射線検出器2は、被検体を透過せずX線源8から直接届くX線と、被検体を透過する透過X線とを同時に検出する場合、100万倍(=20ビット)のダイナミックレンジで計測を行う必要があり、従来22ビットのADサンプリングを行っている。しかし、実際には、透過X線のみを正確に検出することが出来れば良い。これを人体用のX線CT装置に適用して考えると、X線の透過率は最大で0.14%となり、下式から最低13ビット有れば良いことが分かる。
従来のダイナミックレンジを22ビットとすると、本発明のダイナミックレンジDは、
D=22+log2(0.14/100)=12.52
である。従って、最低13ビット有れば良いことが分かる。そして、X線量の減少や個体差、表面付近に関心領域がある場合を考慮して、相対精度が16ビット有れば充分である。
ただし、放射線検出装置側で、人体を透過しなかったX線を透過X線と明確に区別するためには、16ビットの相対精度では不足する。そのため、検出された透過X線に対応した電気信号を、自動ゲイン切換機能を有するゲイン切換器6に通すことで補う。
【0025】
増幅部としてのゲイン切換器6は、高速で自動のゲイン切換機能を有する。放射線検出器2からの電気信号EA1を所定の信号強度の範囲に収めるように、自動的に増幅度Gを切り換えて増幅を行う。すなわち、
(a)放射線検出器2からの電気信号EA1としての出力電圧と、予め設定された基準電圧とを内部の比較器(図示されず)により比較する。
(b1)出力電圧が基準電圧よりも高い場合には、出力電圧をそのまま出力する。
(b2)出力電圧が基準電圧よりも低い場合には、内部の増幅器(図示されず)により増幅し、次の比較器へ入力する。
(c)出力電圧が基準電圧よりも高くなる((b1)へ行ける)まで、(a)及び(b2)を繰り返す。そして、(b1)において、ゲイン切換器6は、出力電圧(電気信号EA1)を増幅器(図示されず)で増幅した増幅信号EG1と、増幅器(図示されず)での増幅度G(複数回増幅された場合には、最終的な増幅度)を逐次比較型AD変換器5へ出力する。なお、基準電圧は全て同じ値を用い、各増幅器は、全て同じ増幅度を有する。
ゲイン切換器6を用いて信号強度の小さい透過X線を増幅することで、ADサンプリングのビットするを減らしても、ΔΣ変調方式を用いた場合の精度と同等な相対精度を得ることが出来る。
【0026】
逐次比較型アナログ−デジタル変換器5は、増幅信号EG1を従来知られた逐次比較方式でデジタル信号(ED1)に変換する。そして、デジタル信号ED1をデータ処理部3へ出力する。その際、増幅度Gに基づいて、最終的なデジタル信号ED1の数値を調整する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号(電気信号EA1)をデジタル信号ED1に変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にAD変換を実施することが出来る。
【0027】
データ処理部3は、デジタル信号ED1のデータ処理を行い、画像データを生成する。
高速にAD変換を実施されたデジタル信号ED1を用いることにより、放射線検出器2で検出した放射線のデータを高速に処理し、画像化することが可能となる。すなわち、リアルタイム性が向上する。
【0028】
制御部4は、X線源8がX線を被検体へ照射するタイミングと放射線検出器2が被検体を透過した透過X線を検出するタイミング、放射検出器2からアナログ信号(電気信号EA1)を出力させるタイミングと逐次比較型AD変換部1がそのデータを取得するタイミングを制御する。すなわち、X線源8によるX線照射及び放射線検出器2による検出動作と、放射線検出器2によるアナログ信号出力動作及び逐次比較型AD変換部1によるデータ取得動作及びデジタル信号出力動作とが適切なタイミングで行われるように制御する。
【0029】
X線源8は、放射線としてのX線を被検体へ照射する。X線源8は、放射線源でもよい。放射線は、放射線医療に用いられる粒子線や電磁波であり、X線やγ線に例示される。
【0030】
次に、本発明である放射線検出装置の実施の形態の動作について、図1を参照して説明する。
【0031】
制御部4の制御により、X線源8は、被検体(図示されず)へX線を照射する。放射線検出器2は、制御部4の制御により、このX線源8のX線照射に同期して、被検体を透過して入射してくる透過X線の検出動作を行う。すなわち、X線を照射する期間と検出を行う期間としての所定の第1期間とを同期させる。そして、放射線検出器2は、入射した透過X線に対応したアナログ信号の電気信号EA1を発生する。
制御部4の制御により、X線源8は、X線照射を終了する。放射線検出器2は、制御部4の制御により、このX線源8のX線照射の終了に同期して、透過X線の検出を終了する。すなわち、X線を停止する期間と検出を停止する期間としての所定の第2期間とを同期させる。そして、制御部4の制御により、逐次比較型AD変換部1は、アナログ信号の電気信号EA1をゲイン切換器6において取得する。
ゲイン切換器6は、放射線検出器2からの電気信号EA1を所定の信号強度の範囲に収めるように、自動的に増幅度Gを切り換えて増幅を行う。そして、得られた増幅信号EG1と増幅度G(複数回増幅された場合には、最終的な増幅度)とを逐次比較型AD変換器5へ出力する。
逐次比較型AD変換器5は、増幅信号EG1を逐次比較方式でデジタル信号ED1に変換する。そして、デジタル信号ED1をデータ処理部3へ出力する。その際、増幅度G(ゲイン切換器6での増幅の回数に応じて変動)基づいて、最終的なデジタル信号ED1の数値を調整する。
データ処理部3は、デジタル信号ED1のデータ処理を行い、画像データを生成する。
【0032】
ゲイン切換器6を用いて信号強度の小さい透過X線を増幅することで、ADサンプリングのビット数を減らしても、ΔΣ変調方式を用いた場合の精度と同等な相対精度を得ることが出来る。また、逐次比較方式を用いてAD変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にAD変換を実施することが出来る。
【0033】
ΔΣ変調方式でAD変換を行う現在の方式では、0.5秒間に1000程度の透過X線の画像データを得ている。それを0.1秒以内に行うためには、ΔΣ変調方式では、非常に高価なシステムとなる。
しかし、本発明の逐次比較方式のAD変換を用いることで、非常に低コストで高速に実行することが出来る。
【0034】
また、画像の質に影響を与えない程度(例示:16ビット)に相対精度を下げ、高速で自動なゲイン切換器を設けることで、ΔΣ変調方式と同様の相対精度を得ることが出来る。
【0035】
ここで、本発明の放射線照射装置が適用されるX線CT装置の実施の形態について、医療診断分野に適用した場合を一例に、図2〜図6を参照して説明する。図2は、X線CT装置の構成を示す図である。高速X線CT装置21は、被計測体である患者22を水平に寝かせるベッド23と、患者22を乗せたベッド23が通過可能に開口した測定装置本体24を備えている。ベッド23は、患者22の頭部から足先を通る軸線Pが延びる方向に移動するようにスライド25に取り付けられており、駆動装置26により往復運動する。
【0036】
ここで、測定装置本体24について、図3及び図4を参照して説明する。
図3は、図2におけるF2−F2断面に沿って示す測定装置本体24の構成を示す図である。測定装置本体24は、X線発生装置27と検出器28とを備えている。X線発生装置27は、患者22の軸線Pを中心とする同心円の周方向に稠密に多数配置されている。個々のX線発生装置27は、電子銃29と、この電子銃29から照射された電子ビームを受けてX線100を発生させるターゲット30(図2参照)を備えている。検出器28は、このX線発生装置27から照射されて患者22を透過したX線100を検出する。そして、全てのX線発生装置27は、それらの外側を覆うように環状に形成された真空チャンバ31に収容されている。
【0037】
図4は、X線発生装置27と検出器28との位置関係を示す図である。検出器28は、軸線Pを中心に円筒形状となるように形成したセンサアレイホルダ用のリング28aの内面に、X線100を検出する多数のセンサアレイ28Lθを、互いにそれぞれ絶縁して軸線Pに沿う方向L及び周方向θへ、稠密にかつ整列的に配置した、いわゆるセンサアレイ28Lθの集合体である。検出器28が、ベッド23の移動方向に所定幅を有した円筒形状に形成されていることから、X線発生装置27は、リング28aの外側から検出器28の内面のセンサアレイ28Lθに向かってX線100の照射を可能とするために、検出器28に対して軸線Pに沿う方向に、相対的にずれた位置に配置される。
【0038】
なお、具体的にこの検出器28は、例えばセラミックス(例示:アルミナ、シリカ)などの絶縁体に、Cd−Te系の合金を蒸着やメッキなどで付着させた後、エッチングあるいはレーザ加工などにより、個々のセンサアレイに分割することで、製造することが出来る。このとき、各センサアレイ28Lθを内面から見た形状は、矩形であっても良いし、六角形であっても良い。なお、検出器28の形態は、X線を効率よくかつ緻密に検出できるものであれば良いので、前述の材料や製造方法に限定されるものではない。
なお、CdZnTe、Si、HgI2、PbI2を用いた検出器でも良い。
【0039】
また、図2を参照して、電子銃29には、電子ビームの出射を制御する電子銃ドライブ回路32が各々接続されている。各々の電子銃ドライブ回路32は、X線発生制御装置33によって、電子ビームを出射するタイミング、すなわちX線100が照射されるタイミングが制御される。
【0040】
図5を用いて、X線発生装置27の構成を詳説する。
図5は、X線発生装置27の構成を示す図である。X線発生装置27は、3極X線管と同様に、大きく分けて陰極41(電子銃29)、陽極43及び格子(グリッド)42から構成される。すなわち、加熱により熱電子を放出するフィラメントにより構成される陰極41と、加速された電子が衝突するターゲット30を備え衝突によりX線を発生させる陽極43と、加速された電子の進路を電気的に開閉するための格子42からなり、陰極41と陽極43の間に高電圧を印加するようにしたものである。X線は、ターゲット面の電子が衝突する部分から発生するもので、このX線の衝突する陽極43表面を焦点と称している。
【0041】
陰極41は、コイル状に巻かれたものを線状に張ったフィラメントを有する。このフィラメントは、電流により加熱されて熱電子を放出する。陽極43は、陰極41及び陽極43間に印加された高電圧によりフィラメントから放出された電子を吸引し、高速度に加速させて衝撃を受け、X線を発生させるための電極であり、例えば銅等の熱伝導の良い物質で作られている。
【0042】
また、陽極43の先端にはターゲットとしてタングステン板が埋め込まれており、ターゲット上に収束された電子が衝突する面が焦点となる。高速度の電子がそのターゲット原子内部に突入して運動を阻止されることにより、その運動エネルギーの一部がX線として放出される。すなわち、X線発生時には、陰極41から陽極43に向けて照射された電子ビーム44が、陽極43に当たると、陽極43からその表面の角度に応じて反射する方向に扇状X線が照射されるようになっている。
【0043】
X線発生装置27では、陰極41と陽極43との間に格子42を配置することで、電子ビームの陰極41から陽極43への射出を制御している。すなわち、図5(a)に示すように、ターゲット30からX線を発生させない場合、電子ビームをゲートである格子42にて通過させないよう、格子42に負のバイアス電圧が印加される。又、図5(b)に示すように、ターゲット30からX線を発生させる場合、電子ビームを格子42にて通過させるよう、負のバイアス電圧が除去される。なお、格子42で電子ビームを絞ることにより、フォーカルスポットサイズを小型化することが出来る。
【0044】
検出器28には、画像信号ディジタイザ34が接続されている。
画像信号ディジタイザ34は、任意のX線発生装置27からX線100を照射したときに、検出器28で検出されるX線100の座標情報を出力する。なお、この画像信号ディジタイザ34は、検出器28のある領域毎に複数の画像信号ディジタイザ34を設けても良いし、一つの画像信号ディジタイザ34で検出器28全体を受け持つように構成されていても良い。
測定制御装置35は、画像信号ディジタイザ34から出力されたX線100の座標情報を、どのX線発生装置27から照射されたX線100によるものか特定する。そして、それらの情報をデータ収録装置36に収録させる。
データ処理装置37は、データ収録装置36に1断層分の画像の情報が収録される毎に、断層画像を構成する。また、データ処理装置37には、モニタ50が接続されており、構成された断層画像などの情報を見ることが出来る。
【0045】
検出器28は、軸線Pに沿う方向に幅を有した円筒形状に形成されており、センサアレイ28Lθが軸線Pに沿う方向L及び周方向θに多数配列されているので、X線発生装置27からの一度のX線照射で、検出器28の円筒面の内面に沿って広がる範囲にX線の検出情報が得られる。すなわち、一週分の撮像動作によって複数の断層画像を得ることが出来る。また、任意のX線発生装置27から一回X線を患者22に照射した、いわゆるX線透過画像も得ることが出来る。
このとき、あるX線発生装置27がパルス状に照射される場合、X線が照射されるタイミングに同期して、検出器28がX線を検出する。
【0046】
さらに、被計測体の周りから線状のX線を照射して得られた線状の透過X線の検出位置の情報をもとに、2次元平面である断層画像を構成する方法と同様に、被計測体の周りからある面積範囲にX線を照射して得られた平面状の透過X線の検出位置の情報をもとに3次元の立体像を構成することが出来るので、データ収録装置36に収録された情報をもとに3次元の像を構成することができる。
【0047】
次に、X線発生装置27の制御系統について説明する。
図6は、X線発生装置27の制御系統を示す構成図である。
モード設定指示手段としてのモード設定指示器38は、測定制御装置35とX線発生制御装置33との間に設けられている。このモード設定指示器38は、X線発生制御装置33に対して、どの電子銃29を用いるかの指示を出す。
X線発生制御装置33は、モード設定指示器38からの指示に応じた電子銃29と電子銃ドライブ回路32につながるスイッチ装置39のスイッチ素子を開閉する。
スイッチ装置39は、各電子銃ドライブ回路321〜32nに個別に対応して、これらに直列に接続されたスイッチ素子391〜39nを有している。スイッチ素子391〜39nの開閉で、対応する電子銃ドライブ回路321〜32n及び電子銃291〜29nへの電力の供給が制御される。
各電子銃ドライブ回路321〜32nは、対応するスイッチ素子391〜39nの接続(閉状態)により、電力を供給される。そして、対応する電子銃291〜29nへの電力を制御する。
【0048】
そして、X線発生制御装置33とスイッチ装置39とを有して各X線発生装置27の使用の有無を選択するX線発生制御手段が形成されている。そのため、例えばスイッチ素子39mを接続(閉状態)とすることで、電源40から電力が供給され、電子銃ドライブ回路32mに電子銃29mが制御されて電子ビームを出射する。
【0049】
モード設定指示器38は、どのスイッチ素子をどういった順番で接続するかという指示をX線発生制御装置33に出すことで、シリアルスライスモード、シングルスライスモード、セクタースライスモード及びシングルスライスモードなどの選択が出来るとともに、これらの各モードにおいて単線源撮像モード又は多線源同期撮像モードをそれぞれ選択できる。
【0050】
シリアルスライスモードは、この高速X線CT装置21のベッド23の移動速度とX線発生装置27によるX線100の出射位置を同期させ、患者22に対してX線100を出射位置が螺旋状に移行するように撮像するモードである。従って、このシリアルスライスモードでは、体積検査するための複数の断層画像(シリアルスライス)や3次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【0051】
シングルスライスモードは、患者22の軸線Pの方向の任意の位置に対して、X線100の出射位置を順次切り換えて一周分撮像するモードである。従って、このシングルスライスモードでは、検出器28が円筒形状をしているので、所望する位置とそれに隣接する位置の断層画像、あるいは検出器28の幅分の3次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【0052】
セクタースライスモードは、撮影者が指定する任意の角度範囲内にあるX線発生装置27を順次切り換えて患者22の任意の部位を撮像するモードである。このとき、ベッド23を同期させて移動させても良い。従って、このセクタースライスモードでは、例えば、頭の一部分や、心臓や胃などの臓器など必要な部分の断層画像、あるいは検出器28の幅分の3次元の立体像を得ることが出来る。また、ベッド23を同期させて移動させることで、任意の部位の体積検査に必要な断層画像やその部位の3次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【0053】
シングルショットモードは、撮影者が指定する任意の角度のX線発生装置27から患者22に対して一回だけX線を照射するモードである。本実施の形態の高速X線CT装置21の検出器28は円筒形状であるので、このシングルショットモードで、いわゆるX線透過撮像装置と同様の撮影を任意の角度で行うことが可能である。
【0054】
そして、上記のモード設定指示器38で、各モードの内から単線源撮像モードを選択するとき、各モードで同時にX線100を出射するX線発生装置27が一つ選択され、多線源同期撮像モードを選択すると、各モードで同時にX線100を出射するX線発生装置27が複数選択される。
【0055】
同様に、シリアルスライスモードやシングルスライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、ある間隔を置いて離れたX線発生装置27、好ましくは図3に示される検出器28において、複数のX線発生装置27a、27bから照射されたX線100a、100bが重ならない位置関係のX線発生装置27、具体的な例を挙げると、線源を3つに設定したときは120°、線源を4つに設定したときは90°、線源を5つに設定したときは72°など、等間隔に離れたX線発生装置27から、同時にX線100が照射される。そして、これらのX線発生装置27を同時に順次切り換えて撮像して得られた情報をもとに断層画像や3次元の立体像が構成される。
【0056】
また、セクタースライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、撮影者が指定した複数の部位について指定した角度分だけ同時に撮像する。一例として、左右の腎臓を同時に撮像する場合などが挙げられる。
【0057】
以上のように構成されていることで、この高速X線CT装置21は、例えば、患者22に対して多線源同期撮像のシリアルスライスモードですばやく体積検査をした後、精密検査が必要な部位については、そのまま患者22を動かすことなく、引き続いて単線源撮像のセクタースライスモードやシングルショットモードで直ぐに検査するといった使用方法が出来る。この場合、精密検査が必要な部位を特定するための断層画像を得るために照射されるX線の被曝線量は、X線透過画像を得るために照射されるX線の被曝線量よりも低い被曝線量で行うことが出来るので、患者22に対する総被曝線量を低減できる。
【0058】
また、この高速X線CT装置21は、円筒形状の検出器28を備えているので、一度の撮像でより多くの断層画像を構成することが出来るとともに、検出されたX線の情報をもとに3次元の立体像を構成することが出来る。さらに、同じ箇所を繰り返し撮像した情報を得ることで、3次元の動きのある立体像を構成することが出来るため、より詳しい検査をすることが出来る。
【0059】
さらに、シリアルスライスモード、シングルスライスモードで撮像したときに得た各X線発生装置7毎の情報が、シングルショットモードで撮像することで得られる情報と同等である場合は、所望する角度のX線透過画像をシリアルスライスモードやシングルスライスモードで撮像したときの情報から得ることが可能であるため、患者22に対する総被曝線量を低減できる。
【0060】
従って、この高速X線CT装置21は、患者22の断層画像及び、それに基づく必要なX線透過画像を一度の検査で得ることが出来るとともに、患者22に必要以上の被曝線量を与えない。すなわち、この高速X線CT装置21は、最小限の被曝線量で、必要な検査情報を得ることが出来る。
【0061】
ここで、図1の放射線検出器2は、図2の検出器28に対応する。図1の逐次比較型AD変換部1は、図2の画像信号ディジタイザ34に対応する。図1のデータ処理部3は、図2の測定制御装置35(一部)、データ収録装置36及びデータ処理装置37に対応する。図1のX線源8は、図2のX先発生装置27に対応する。
【0062】
本発明の放射線検出装置が適用されるX線CT装置は、逐次比較方式のAD変換を行うので、検出された放射線のデータを低コストで、より高速にAD変換処理することが可能となる。
また、その際、ダイナミックレンジを狭くして、更に高速なデータ処理を行う場合でも、自動ゲイン切換機能を付属させることにより、数値分解能を落とすことなく、高速なデータ処理を行うことが可能となる。
そして、X線の検出−画像化の時間が短縮されるので、検査時間の短縮、被曝量の抑制などで、被検体である患者に対する負担を大幅に軽減することが可能となる。
【0063】
本発明の放射線検出装置が適用される高速X線CT装置は、検出期間と照射期間とを同期させているので、X線の照射に無駄が無く、電力コストを低減することが出来る。また、余計なX線の照射がないので、患者は余計な放射線を被曝せず、その負担が低減される。
【0064】
【発明の効果】
本発明により、検出された放射線のデータを低コストで、より高速に処理することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明である放射線検出装置の実施の形態の放射線検出装置の構成を示す図である。
【図2】X線CT装置の構成を示す図である。
【図3】図6におけるF2−F2断面に沿って示す測定装置本体の構成を示す図である。
【図4】X線発生装置と検出器との位置関係を示す図である。
【図5】X線発生装置の構成を示す図である。
【図6】X線発生装置の制御系統を示す構成図である。
【図7】従来技術の放射線検出装置の構成を示す図である。
【符号の説明】
1 逐次比較型アナログ−デジタル(AD)変換部
2 放射線検出器
3 データ処理部
4 制御部
5 逐次比較型アナログ−デジタル(AD)変換器
6 ゲイン切換器
8 X線源
21 X線CT装置
22 患者
23 ベッド
24 測定装置本体
25 スライド
26 駆動装置
27(a、b) X線発生装置
28 検出器
28a リング
28Lθ センサアレイ
29、291〜29m〜29n 電子銃
30 ターゲット
31 真空チャンバ
32、321〜32m〜32n 電子銃ドライブ回路
33 X線発生制御装置
34 画像信号ディジタイザ
35 測定制御装置
36 データ収録装置
37 データ処理装置
38 モード設定指示器
39 スイッチ装置
391〜39m〜39n スイッチ素子
40 電源
41 陰極
42 格子(グリッド)
43 陽極
44 電子ビーム
50 モニタ
100 X線
101 デルタ−シグマアナログ−デジタルコンバータ(ΔΣ−ADコンバータ)
102 放射線検出器
103 データ処理部
EA0、EA1 電気信号(アナログ信号)
ED0、ED1 デジタル信号
EG1 増幅信号
G 増幅度
P 軸線
L 軸線Pに沿う方向
θ 周方向
Claims (10)
- 入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号を出力する放射線検出器と、
前記電気信号を逐次比較方式でデジタル信号に変換する逐次比較型アナログ−デジタル変換部と、
を具備する、
放射線検出装置。 - 前記逐次比較型アナログ−デジタル変換部は、
前記電気信号を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号と前記増幅の増幅度とを出力する増幅部と、
前記増幅度を参照して、前記増幅信号を逐次比較方式で前記デジタル信号に変換する逐次比較型アナログ−デジタル変換器と、
を備える、
請求項1に記載の放射線検出装置。 - 前記放射線検出器は、CdTe、CdTeZn、Si、HgI2及びPdI2の少なくとも1つを含む放射線検出素子を有する、
請求項1又は2に記載の放射線検出装置。 - 前記放射線検出器は、所定の第1期間に前記放射線の検出を行い、所定の第2期間に検出を停止し、
前記逐次比較型アナログ−デジタル変換部は、前記2期間に前記電気信号を取得する、
請求項1乃至3のいずれか一項に記載の放射線検出装置。 - 前記第1期間及び前記第2期間の各々は、前記放射線の入射する期間及び前記放射線の停止する期間とに対応する、
請求項4に記載の放射線検出装置。 - 円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射する複数の放射線発生装置と、
前記円周と同心の円周上に配置され、前記放射線発生装置から照射され前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する、請求項1乃至5のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
複数の前記放射線発生装置の各々が放射線を照射するか否かを選択する放射線発生制御手段と、
前記放射線発生制御手段へ所望の動作モードを与えるモード設定指示手段と、
を具備する、
放射線CT(Computed Tomography)装置。 - 前記放射線検出装置は、前記円周の形成する平面に垂直な方向に複列に設けられている、
請求項6に記載の放射線CT装置。 - 前記放射線発生制御手段は、前記放射線発生装置の内の円周方向に間隔を置いて離れた複数の前記放射線発生装置が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する、
請求項6又は7に記載の放射線CT装置。 - 前記放射線発生制御手段は、照射された放射線が前記放射線検出装置上で互いに重ならない位置の任意の複数の前記放射線発生装置を同時に使用する、
請求項8に記載の放射線CT装置。 - 被検体へ放射線を照射する放射線源と、
前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する請求項1乃至5のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
を具備する、
放射線検査装置。
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