JP2011085479A - Calibration device for photon counting type radiation detector and calibration method thereof - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、放射線検出器のキャリブレーション装置及びキャリブレーション方法に係り、とくに、光子計数型（フォトンカウンティング型）と呼ばれる放射線検出器のキャリブレーション装置及びキャリブレーション方法に関する。 The present invention relates to a radiation detector calibration apparatus and calibration method, and more particularly to a radiation detector calibration apparatus and calibration method called a photon counting type (photon counting type).
近年、Ｘ線やガンマ線などの放射線を用いて対象物の内部構造や機能を診断・撮影する装置における技術進歩は目覚しいものがある。この種の装置には放射線を検出する検出器が必須であり、この放射線検出器の性能向上も上述の技術進歩の一翼を担っている。とくに、検出信号をデジタル形式で出力する、いわゆるデジタル化を初め、画素の精細化及び検出面の大形化が進んでいる。 In recent years, there have been remarkable technological advances in apparatuses that diagnose and image the internal structure and function of an object using radiation such as X-rays and gamma rays. A detector for detecting radiation is indispensable for this type of apparatus, and the improvement of the performance of this radiation detector plays a part in the above-mentioned technological progress. Particularly, so-called digitization, in which detection signals are output in a digital format, is becoming increasingly finer and the detection surface is becoming larger.
この放射線検出器の検出法についても、従来からの積分法（積分モード）に加え、光子計数法（フォトンカウンティング法）と呼ばれる検出法も注目されている。この光子計数法は、従来では、核医学の分野におけるガンマ線検出器に採用されていたものである（例えば特許文献１：特開平１１−１０９０４０を参照）。一方、近年、画像のエンハンス能の向上やアーチファクトの削減などの効果を得るために、この光子計数法をＸ線検出器に適用する事例も報告されている。 Regarding the detection method of this radiation detector, in addition to the conventional integration method (integration mode), a detection method called a photon counting method (photon counting method) has attracted attention. This photon counting method has been conventionally used in gamma ray detectors in the field of nuclear medicine (for example, see Patent Document 1: Japanese Patent Laid-Open No. 11-109040). On the other hand, in recent years, there have been reports of cases where this photon counting method is applied to an X-ray detector in order to obtain effects such as enhancement of image enhancement capability and reduction of artifacts.
この種の事例の１つと特許文献２：特開２００６−１０１９２６で提案されてものが知られている。つまり、「放射線を入射させる複数の収集画素を有し且つ当該収集画素のそれぞれに入射した前記放射線を光子と見做して当該粒子のエネルギに応じた電気信号を出力する光子計数型検出器と、この検出器が出力した各収集画素の信号に基づいて前記放射線のエネルギスペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算する領域別データ演算手段と、この領域別データ演算手段により演算された収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施す重み付け手段と、この重み付け手段により重み付けされた収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データを互いに加算して当該加算データを収集画素毎の放射線画像生成用データとして出力する加算手段とを備えたことを特徴とする放射線検出装置。」である。 One example of this type and that proposed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-101926 are known. That is, “a photon counting detector that has a plurality of collection pixels to which radiation is incident and that outputs the electrical signal corresponding to the energy of the particles by regarding the radiation incident on each of the collection pixels as a photon. A region-by-region data calculation means for calculating count data of the number of particles of the radiation classified into a plurality of energy regions on the energy spectrum of the radiation based on a signal of each collected pixel output from the detector; Weighting means for weighting the count data of each of the plurality of energy regions for each collection pixel calculated by the separate data calculation means, and a weighting factor given for each energy region, and for each collection pixel weighted by this weighting means The count data of each of the plurality of energy regions are added to each other, and the added data is obtained as a radiation image generation data for each collected pixel. The radiation detecting device is characterized in that an adding means for outputting the data. "Is.
このように、光子計数型のＸ線検出器の場合、入射するＸ線光子のそれぞれが持つエネルギを弁別する閾値を複数個、用意する。この閾値によりエネルギの範囲が規定されるので、各Ｘ線光子のエネルギがどのエネルギ範囲に属するかを判定することができる。この判定結果は、それぞれのエネルギ範囲に弁別されたＸ線光子数を計測し、その計測結果を用いて各画素のデータとして出力される。 As described above, in the case of a photon counting X-ray detector, a plurality of thresholds for discriminating the energy of each incident X-ray photon are prepared. Since the energy range is defined by this threshold value, it is possible to determine to which energy range the energy of each X-ray photon belongs. This determination result is output as data of each pixel by measuring the number of X-ray photons discriminated in each energy range and using the measurement result.
この光子計数型のＸ線検出器では、Ｘ線光子が検出器の各画素に入射すると、各画素から電気量のパルス信号が出力される。各画素に入射するＸ線光子のエネルギは、そのＸ線光子が生成する上記パルス信号の波高値に相当する。かかる波高値がどの閾値を越えるかによって、その画素から出力されるデータの値が変わってくるので、各閾値はＸ線光子の持つエネルギに対して精度良く保つ必要がある。この精度は、Ｘ線検出素子それぞれの感度のほか、各素子の出力チャンネル側にＣＭＯＳで形成される回路の特性の違いに因り影響される。このため、Ｘ線検出器の画素毎に且つ各画素の閾値毎にキャリブレーションを行って、各画素の、Ｘ線光子エネルギの各値に対する感度が画素間で同一にまたは同一と見做せるように事前に調整しておく必要があった。 In this photon counting type X-ray detector, when an X-ray photon is incident on each pixel of the detector, an electric pulse signal is output from each pixel. The energy of the X-ray photon incident on each pixel corresponds to the peak value of the pulse signal generated by the X-ray photon. Since the value of data output from the pixel varies depending on which threshold value the peak value exceeds, it is necessary to maintain each threshold value with respect to the energy of the X-ray photon with high accuracy. This accuracy is affected not only by the sensitivity of each X-ray detection element, but also by the difference in the characteristics of the circuit formed of CMOS on the output channel side of each element. Therefore, calibration is performed for each pixel of the X-ray detector and for each pixel threshold so that the sensitivity of each pixel to each value of the X-ray photon energy can be regarded as the same or the same between the pixels. Had to be adjusted in advance.
従来、このキャリブレーションは、エネルギ値が既知である241-Am（５９．５keV）や57-Ｃｏ（１２２keV）などのガンマ線密封線源を複数用いて実施されている。つまり、この線源をＸ線検出器の検出面の前において一定時間だけガンマ線を放射させる。このガンマ線の入射を受けた各画素のＸ線検出素子は、その既知のエネルギ値に応じた電気信号を出力する。各画素から信号値を用いて、Ｘ線光子のエネルギ値に対する感度（Ｓ字特性と呼ばれる、エネルギ値に対する検出パルスの振幅の関係を示す特性）が画素相互間、すなわち収集チャンネル間でほぼ同一になるように、各画素に与える閾値を調整する。 Conventionally, this calibration is performed using a plurality of gamma ray sealed radiation sources such as 241-Am (59.5 keV) and 57-Co (122 keV) whose energy values are known. That is, this radiation source emits gamma rays for a predetermined time in front of the detection surface of the X-ray detector. The X-ray detection element of each pixel that has received the incident gamma rays outputs an electrical signal corresponding to the known energy value. Using the signal value from each pixel, the sensitivity to the energy value of the X-ray photon (characteristic indicating the relationship of the amplitude of the detection pulse to the energy value, called S-characteristic) is almost the same between the pixels, that is, between the acquisition channels. The threshold given to each pixel is adjusted so that
なお、閾値の設定例として、非特許文献１に記載のものも知られている。この文献に記載の例では、ＣｄＴｅを使った検出器に閾値を１つ与えるようになっている。
In addition, the thing of a
しかしながら、上述したガンマ線密封線源を用いるキャリブレーション法の場合、近年の画素サイズが非常に小さい（例えば２００μｍ×２００μｍ）Ｘ線検出器には以下の点で問題があった。 However, in the case of the calibration method using the above-described gamma ray sealed radiation source, the X-ray detector having a very small pixel size (for example, 200 μm × 200 μm) in recent years has the following problems.
第１に、Ｘ線検出器の画素のサイズが小さいので、各画素に入射するＸ線（γ線）光子数が少ない。つまり、入射レートが極端に低くなり、全画素のキャリブレーションをしようとすると、例えば何時間も掛かるなど、膨大な収集時間が必要である。このため、準備作業が多大な時間と労力が要することになり、診断装置の稼動率が低下する。また、キャリブレーションに使う線量が実際の使用線量と大きく異なるため、キャリブレーションの精度が上がらないという問題もある。 First, since the pixel size of the X-ray detector is small, the number of X-ray (γ-ray) photons incident on each pixel is small. In other words, when the incidence rate is extremely low, and all the pixels are calibrated, it takes an enormous collection time, for example, it takes many hours. For this reason, preparatory work will require a lot of time and labor, and the operation rate of a diagnostic device will fall. In addition, since the dose used for calibration is significantly different from the actual use dose, there is also a problem that the accuracy of calibration does not increase.
またガンマ線源が離散的なエネルギを有しているために、各プリアンプ回路が持つ、ゲインやオフセットあるいはＳ字状の非線形の入出力特性などで、閾値の精度を保つのは至難の状況であった。然るに画素が２００um以下と小さくなったような場合、その効能は大きなものがあっても、その効能を実現する上でのハードウエアの精度を保つのは極めて難しいというのが現実であった。 Also, since the gamma ray source has discrete energy, it is difficult to maintain the threshold accuracy due to the gain, offset, or S-shaped nonlinear input / output characteristics of each preamplifier circuit. It was. However, when the pixel becomes as small as 200 μm or less, even if the effect is large, it is actually difficult to maintain the accuracy of the hardware for realizing the effect.
一方で、非密封線源を用いて、ガンマ線強度を上げて計測するようなことも考えられるが、取り扱いが限定されるために現実ではない。 On the other hand, it is conceivable to increase the gamma ray intensity using an unsealed radiation source, but this is not a reality because of limited handling.
なお、前述した非特許文献１に記載の検出器にあっては、閾値が１つであり、かつ、画素が１ｍｍ×１ｍｍと大きい。閾値が１つの場合、積分型の検出器と同様に入射するＸ線粒子を全部数えるだけで済む。したがって、キャリブレーションの精度はそれほど問題にならず、Ｘ線透過データの収集後に均一性補正などで対処可能である。これに対し、画素が小さく且つ複数の閾値を設定する場合には、上述したようにキャリブレーションを精度良く実施しておくことが極めて重要になる。
In the detector described in
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、キャリブレーションを画素毎に精度良く、且つ、短時間のうちに行うことができる光子計数型放射線検出器のキャリブレーション法を提供することを、その目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a calibration method for a photon counting radiation detector capable of performing calibration accurately for each pixel in a short time. For that purpose.
上述した目的を達成するために、本発明は、その１つの態様として、放射線を粒子として個別に入射させる２次元配列の複数の画素を形成し且つ当該画素のそれぞれに入射した前記放射線を光子と見做して当該光子のエネルギに応じた電気量のパルス信号を出力する複数の検出素子を備えた検出素子群と、前記放射線のエネルギスペクトル上で前記エネルギの大きさを弁別するために与えられて複数のエネルギ領域を設定する複数の閾値を前記画素のそれぞれに対応して生成する閾値生成回路と、前記複数の検出素子のそれぞれが出力した前記パルス信号に基づいて、前記放射線のエネルギスペクトル上で前記閾値に応じた弁別値により設定される前記複数のエネルギ領域のそれぞれに分類される当該放射線の粒子数の計数データを前記画素毎に演算する領域別データ演算回路と、を備え、前記領域別データ演算回路により演算された前記画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに基づいて、前記放射線により対象物を撮像したときの撮像データを生成するようにした光子計数型放射線検出器のキャリブレーション装置において、前記検出素子群の中で指定した特定の画素を成す検出素子に、固有エネルギ値が既知の第１の放射線源から放射線を入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第１の計数データとして収集する第１の収集手段と、前記検出素子群の全ての検出素子に、第２の放射線源から、与えられたエネルギ値を持つエネルギ値を持つ放射線を同時に入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第２の計数データとして収集する第２の収集手段と、前記閾値生成回路が生成する前記閾値を、前記第１及び第２の計数データを用いて、少なくとも前記検出素子群、前記閾値生成回路、及び前記領域別データ演算回路を含む回路群の前記画素毎、前記閾値毎、且つ、前記エネルギの値毎の前記放射線の検出感度を均一化させるようにキャリブレートするキャリブレーション手段と、を備えたことを特徴とする。好適には、第２の放射線源から放射される放射線のエネルギ値は、第１の放射線源から放射される放射線のそれと同一又は略同一に設定することである。 In order to achieve the above-described object, according to one aspect of the present invention, a plurality of pixels in a two-dimensional array that individually enter radiation as particles are formed, and the radiation incident on each of the pixels is defined as a photon. It is given to discriminate the magnitude of the energy on the energy spectrum of the radiation, and a detection element group comprising a plurality of detection elements that output a pulse signal having an electric quantity corresponding to the energy of the photon. A threshold generation circuit for generating a plurality of thresholds for setting a plurality of energy regions corresponding to each of the pixels, and on the energy spectrum of the radiation based on the pulse signal output by each of the plurality of detection elements. And counting data of the number of particles of the radiation classified into each of the plurality of energy regions set by the discrimination value according to the threshold value in the pixel A region-by-region data calculation circuit, and based on the count data of each of the plurality of energy regions for each pixel calculated by the region-by-region data calculation circuit, In the photon counting radiation detector calibration apparatus configured to generate imaging data, a detection element forming a specific pixel specified in the detection element group is supplied with a first radiation source having a known intrinsic energy value. First collection means for collecting count data output from the region-specific data calculation circuit when radiation is incident as first count data for calibration, and all the detection elements of the detection element group, When the radiation having the energy value given from the second radiation source is simultaneously incident, the data calculation circuit for each region A second collection unit that collects the output count data as second count data for calibration; and the threshold value generated by the threshold value generation circuit is determined using at least the first and second count data. Calibrate so that the detection sensitivity of the radiation is made uniform for each pixel, each threshold value, and each energy value of the circuit group including the detection element group, the threshold value generation circuit, and the area-specific data calculation circuit. Calibration means. Preferably, the energy value of the radiation emitted from the second radiation source is set to be the same as or substantially the same as that of the radiation emitted from the first radiation source.
また、本発明によれば、第２の態様として、前記領域別データ演算回路により演算された前記画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに基づいて、前記放射線により対象物を撮像したときの撮像データを生成するようにした光子計数型放射線検出器のキャリブレーション方法も提供される。このキャリブレーション方法によれば、前記検出素子群の中で指定した特定の画素を成す検出素子に、固有エネルギ値が既知の第１の放射線源から放射線を入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第１の計数データとして収集し、前記検出素子群の全ての検出素子に、第２の放射線源から第２の放射線源から前記第１の放射線源と略同一のエネルギ値を持つ放射線を同時に入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第２の計数データとして収集し、前記閾値生成回路が生成する前記閾値を、前記第１及び第２の計数データを用いて、少なくとも前記検出素子群、前記閾値生成回路、及び前記領域別データ演算回路を含む回路群の前記画素毎、前記閾値毎、且つ、前記エネルギの値毎の前記放射線の検出感度を均一化させるようにキャリブレートする、ことを特徴とする。 According to the present invention, as a second aspect, when an object is imaged by the radiation based on count data of each of the plurality of energy regions for each pixel calculated by the region-specific data calculation circuit. There is also provided a calibration method for a photon counting radiation detector adapted to generate the imaging data. According to this calibration method, the region-specific data calculation is performed when radiation is made incident from a first radiation source whose intrinsic energy value is known to a detection element that constitutes a specific pixel designated in the detection element group. Count data output from the circuit is collected as first count data for calibration, and all the detection elements of the detection element group are transmitted from the second radiation source to the first radiation source. The count data output from the area-specific data calculation circuit when radiation having substantially the same energy value is simultaneously entered as the second count data for calibration, and the threshold generation circuit generates the count data A threshold value of the circuit group including at least the detection element group, the threshold value generation circuit, and the area-specific data operation circuit using the first and second count data. Serial each pixel, each of the threshold, and, to calibrate so as to uniform the detection sensitivity of the radiation for each value of the energy, characterized in that.
特定の画素に対する第１の計数データと全画素に対して一度に収集した第２の計数データを用いるので、キャリブレーションを画素毎に精度良く、且つ、短時間のうちに行うことができる光子計数型放射線検出器のキャリブレーション法を提供できる。 Since the first count data for a specific pixel and the second count data collected at a time for all the pixels are used, the photon count can be accurately performed for each pixel in a short time. A calibration method for a radiation detector can be provided.
添付図面において、
以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。
図１〜１５を参照して、本発明に係る、光子計数型放射線検出器のキャリブレーション装置及びそのキャリブレーション方法の好適な実施形態を説明する。なお、この光子計数型（フォトンカウンティング）放射線検出器は、一例として、光子計数型Ｘ線検出器（以下、Ｘ線検出器）と実施されている。また、このＸ線検出器は、医療用のＸ線ＣＴ（Computed Tomography）スキャナやＸ線パノラマ撮像装置に適用される。以下、本実施形態においては、Ｘ線パノラマ撮像装置（以下、パノラマ撮像装置と呼ぶ）の例を示す。
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
A preferred embodiment of a photon counting radiation detector calibration apparatus and calibration method according to the present invention will be described with reference to FIGS. In addition, this photon counting type (photon counting) radiation detector is implemented with a photon counting type X-ray detector (hereinafter, X-ray detector) as an example. The X-ray detector is applied to a medical X-ray CT (Computed Tomography) scanner and an X-ray panoramic imaging apparatus. Hereinafter, in the present embodiment, an example of an X-ray panoramic imaging device (hereinafter referred to as a panoramic imaging device) is shown.
図１に、パノラマ撮像装置１の概要を示す。このパノラマ撮像装置１は、被検体Ｐからデータを収集するガントリ（データ収集装置）２と、収集したデータを処理して画像などを作成するとともにガントリ２の動作を制御するコンソール３とを備える。
FIG. 1 shows an outline of the
ガントリ２は、支柱１１を備える。この支柱が伸びる長手方向を縦方向（又は上下方向：Ｚ軸方向）と呼び、この縦方向に直交する方向を横方向（ＸＹ面に沿った方向）と呼ぶ。支柱１１には、略コ字状を成す上下動アームユニット１２が縦方向に移動可能に備えられる。上下動アームユニット１２は、支柱１１に沿って移動可能な縦アーム１２Ａと、この縦アーム１２Ａの上下端のそれぞれから横方向に延びる上側横アーム１２Ｂ及び下側横アーム１２Ｃを備える。上側横アーム１２Ｂの所定位置には、支柱１１に直交する横方向の平面内で回動可能な状態で、回動アームユニット１３が取り付けられている。下側横アーム１２Ｃの先端部は被験者Ｐの顎を載せるチンレスト１４として構成されている。このため、撮像時には、被験者Ｐが図中の仮想線のように顎を載せて撮像に臨むことになる。上下動アームユニット１２の縦方向の位置は、図示しない駆動機構により、被験者Ｐの背丈に応じて調整される。
The
回動アームユニット１３は、下向きで略コ字状を成す横アーム１３Ａと、この横アーム１３Ａの両端のそれぞれから下向きに伸びる線源側縦アーム１３Ｂ及び検出側縦アーム１３Ｃとを備える。横アーム１３Ａが回転軸１３Ｄにより垂下され、図示しない電動モータなどの駆動機構により回転軸１３Ｄを中心に回動（回転）するように構成されている。線源側アーム１３Ｂの下端部にはＸ線管２１が設置され、このＸ線管２１から例えばパルスＸ線として曝射されたＸ線は、同下端部に設けられたコリメータ（図示せず）でコリメートされた後、被験者Ｐの顎部を透過して検出側縦アーム１３Ｃに伝播する（仮想線Ｘを参照）。検出側縦アーム１３Ｃの下端部には、Ｘ線入射窓Ｗ（例えば、横６．４ｍｍ×縦１５０ｍｍ）を有したＸ線検出器２２（以下、検出器と呼ぶ）が設置される。
The
この検出器２２は、後に詳述するが、Ｘ線撮像素子を２次元に配列した、半導体による直接変換方式の光子計数型Ｘ線検出器として構成されている。このため、検出器２２は、入射Ｘ線に応じた光子（フォトン）を計数して、その計数値を反映させた電気量のフレームデータを出力する。したがって、被験者Ｐが撮像位置に立って、その顎部をチンレスト１４に載せた状態で、回動アームユニット１３が回転駆動される。この回転中に、Ｘ線管２１からＸ線が所定間隔又は連続的に曝射され、このＸ線は検出器２２により例えば３００ｆｐｓの高いフレームレートでフレームデータとして検出される。
As will be described in detail later, the
コンソール３は、図２に示すように、信号の入出力を担うインターフェース（Ｉ／Ｆ）３１を備え、このインターフェース３１にバス３２を介して通信可能に接続されたコントローラ３３、第１の記憶部３４、画像プロセッサ３５、表示器３６、入力器３７、キャリブレーション演算器３８、第２の記憶部３９、ＲＯＭ４０、及び閾値付与器４１を備えている。
As shown in FIG. 2, the
コントローラ３３は、ＲＯＭ４０に予め与えられたプログラムに沿ってガントリ２の駆動を制御する。この制御には、Ｘ線管２１に高電圧を供給する高電圧発生装置４２への指令値の送出、及び、キャリブレーション演算器３８の駆動指令も含まれる。第１の記憶部３４は、ガントリ２からインターフェース３１を介して送られてきたフレームデータを保管する。
The
画像プロセッサ３５は、コントローラ３３の制御の元に、ＲＯＭ４０に予め与えられたプログラムに基づいて、第１の記憶部３４に保管されたフレームデータを公知のシフト・アンド・アッド（shift and add）と呼ばれる演算法に基づくトモシンセシス法で処理し、被験者Ｐの口腔部の歯列の透過像を作成する。表示器３６は、作成される透過像の表示や、ガントリ２の動作状況を示す情報及び入力器３７を介して与えられるオペレータの操作情報の表示を担う。入力器３７は、オペレータが撮像に必要な情報をシステムに与えるために使用される。
Under the control of the
また、キャリブレーション演算器３８は、コントローラ３３の制御下において、ＲＯＭ４０に予め内蔵されているプログラムの下で動作し、後述するデータ収集回路で画素毎且つ各画素に対するエネルギ弁別系列毎に与えるエネルギ弁別のための閾値のキャリブレーションを指令する。このキャリブレーションは、本パノラマ撮像装置を出荷する前に工場で行ったり、定期的な又は故障時の保守点検時や、撮像前の業務前に行ったりする。このキャリブレーションは本発明の特徴の中心を成すものであるので、後述する。第２の記憶部３９は、キャリブレーションにより画素毎、エネルギ弁別系列毎、及びエネルギ値毎に生成された閾値の値を記憶する。この閾値は、撮像時にはコントローラ３３の制御の元で呼び出され、後述するデータ収集回路に与えられる。
The
閾値付与器４１は、コントローラ３３の制御の下で、撮像時に第２のメモリ３９に格納されている閾値を、Ｘ線管電圧（Ｘ線エネルギ値）毎に、画素毎に、及びエネルギ弁別系列毎に呼び出して、その閾値に対応したデジタル信号を指令値としてインターフェース３１を介して検出器３２に送信する。この処理を実行するため、閾値付与器４１は、ＲＯＭ４０に予め格納されたプログラムを実行する。
The
コントローラ３３、画像プロセッサ３５、キャリブレーション演算器３８、閾値付与器４１は共に、与えられたプログラムで稼動するＣＰＵ（中央処理装置）を備えている。それらのプログラムは、ＲＯＭ４０に事前に格納されている。
The
図３を用いて、検出器２２の電気的な構成を詳述する。この検出器２２は、前述したように、２次元に配列された画素（画素数は例えば６４×１５００画素）を有する。各画素のサイズは、例えば２００μｍ×２００μｍであり、この画素サイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能な又はその量が予測可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性にＸ線粒子の数え落とし特性が発生する。このため、Ｘ線検出器１２に形成する収集画素のサイズは、この数え落とし特性が発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに、又は、数え落し量が推定できる程度に設定されている。
The electrical configuration of the
この複数の画素それぞれは、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）などの半導体セル（センサ）Ｓにより構成される。この半導体セルＳは、このセルに入射するＸ線を検出して、そのＸ線エネルギに応じたパルス電気信号を出力する。つまり、検出器２２は、半導体セルＳの複数が２次元に配列されたセル群を備え、そのセルそれぞれ、すなわち、２次元配列の複数の画素それぞれの出力側にデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ：Ｎ＝全画素数＝全収集チャンネル数）が備えられている。
Each of the plurality of pixels includes a semiconductor cell (sensor) S such as a cadmium telluride semiconductor (CdTe semiconductor), a cadmium zinc telluride semiconductor (CdZnTe semiconductor), or a silicon semiconductor (Si semiconductor). The semiconductor cell S detects X-rays incident on the cell and outputs a pulse electrical signal corresponding to the X-ray energy. That is, the
なお、この半導体セルＳの群の構造は、特開２０００−６９３６９号公報、特開２００４−３２５１８３号公報、特開２００６−１０１９２６号公報によっても知られている。 The structure of this group of semiconductor cells S is also known from Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 2000-69369, 2004-325183, and 2006-101926.
複数のデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のそれぞれは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ５２を有し、このチャージアンプ５２の後段に、波形整形回路５３、多段の比較器５４１〜５４ｔ（ここではｔ＝４）、エネルギ領域振分け回路５５、多段のカウンタ５６１〜５６ｔ（ここではｔ＝４）、多段のＤ／Ａ変換器５７１〜５７ｔ（ここではｔ＝４）、ラッチ回路５８、及びシリアル変換器５９を備える。
Each of the plurality of data collection circuits 51n (n = 1 to N) includes a
チャージアンプ５２は、各半導体セルＳの各集電電極に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ５２の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５３に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路５３のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの画素毎の電荷チャージ特性に対する不均一性と各回路特性のバラツキを考慮して、キャリブレーションにより調整される。これにより、かかる不均一性を排除した波形整形信号の出力とそれに対する相対的な閾値の設定精度とを上げることができる。この結果、各画素に対応した、即ち、各収集チャンネルの波形整形回路５３から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有する。したがって、収集チャンネル間のかかるばらつきは大幅に改善される。
The
この波形整形回路５３の出力端は、複数の比較器５４１〜５４４の比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器５４１〜５４４それぞれの基準入力端には、図４に示す如く、それぞれ値が異なるアナログ量の閾値ｔｈ１（〜ｔｈｔ）（ここではｔ＝１〜４）が印加されている。これにより、１つのパルス信号を異なる閾値ｔｈ１（〜ｔｈ４）と比較することができる。この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ量が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域のうちのどの領域に入るのか（弁別）について調べるためである。パルス信号の波高値（つまり、各入射Ｘ線粒子のエネルギ量を表す）が閾値ｔｈ１〜ｔｈ４のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。なお、最も低い閾値ｔｈ１は、通常、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプ４２などの回路に起因するノイズ、或いは、画像化に必要のない低エネルギの放射線を検出させないための閾値として設定される。また、閾値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも４個に限定されず、上記閾値ｔｈ１の分を含めて２個以上の何個であってもよい。
The output terminal of the
上述した閾値ｔｈ１〜ｔｈ４は、具体的には、コンソール３のキャリブレーション演算器３８からインターフェース３２を介してデジタル値で画素毎、即ち収集チャンネル毎に与えられる。このため、比較器５４１〜５４４それぞれの基準入力端は４つのＤ／Ａ変換器５７１〜５７４の出力端にそれぞれ接続されている。このＤ／Ａ変換器５７１〜５７４はラッチ回路５８を介して閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）に接続され、この閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）がコンソール３のインターフェース３２に接続されている。
Specifically, the threshold values th1 to th4 are given as digital values from the
ラッチ回路５８は、撮像時には閾値付与器４０からインターフェース３１及び閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）を介して与えられたデジタル量の閾値ｔｈ１〜ｔｈ４をラッチし、対応するＤ／Ａ変換器Ｄ／Ａ変換器５７１〜５７４にそれぞれ出力される。このため、Ｄ／Ａ変換器Ｄ／Ａ変換器５７１〜５７４は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ１〜ｔｈ４を電圧値として比較器５４１〜５４４それぞれに与えることができる。
The
図５に、この閾値ｔｈ１〜ｔｈ４、すなわち弁別値ＴＨ１〜ＴＨ４の設定例を示す。同図に示す波形は、通常に使用されているＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギの連続スペクトルを示す。なお、縦軸の計測（カウント）数は横軸のエネルギに相当するフォトンの発生頻度に比例する量であり、横軸のエネルギはＸ線管の管電圧に依存する量である。このスペクトルに対して、第１の閾値ｔｈ１を、Ｘ線粒子数を計数不能領域と低目のエネルギ領域１と弁別可能な弁別値ＴＨ１に対応して設定する。また、第２、第３、及び第４の閾値ｔｈ２、ｔｈ３、及びｔｈ４を、第１の弁別値ＴＨ１より高い値となる、第２、第３、第４の弁別値ＴＨ２，ＴＨ３，ＴＨ４を順に供するように設定している。これにより、エネルギスペクトル波形の特性や設計値に沿った適宜な弁別点が規定され、エネルギ領域２〜４が設定される。
FIG. 5 shows a setting example of the threshold values th1 to th4, that is, the discrimination values TH1 to TH4. The waveform shown in the figure shows a continuous spectrum of the energy of X-rays emitted from a commonly used X-ray tube. The number of measurements (counts) on the vertical axis is an amount proportional to the photon generation frequency corresponding to the energy on the horizontal axis, and the energy on the horizontal axis is an amount depending on the tube voltage of the X-ray tube. For this spectrum, the first threshold th1 is set corresponding to the discrimination value TH1 that can discriminate the number of X-ray particles from the non-countable region and the
このため、比較器５４１〜５４４の出力端は、図３に示すように、エネルギ領域振分け回路５５に接続されている。このエネルギ領域振分け回路５５は、複数の比較器５４１〜５４ｎの出力、すなわち、検出したＸ線粒子のエネルギに相当するパルス電圧と閾値ｔｈ１（〜ｔｈ４）との比較結果を解読し、そのエネルギ値がどのエネルギ領域１〜４に分類されるかという振分けを行う。例えば２つの比較器５４１、５４２の出力がオン（検出値＞＝閾値）であり、残りの２つの比較器５４３、５４４の出力がオフであれば、エネルギ値はエネルギ領域２に弁別される。また、３つの比較器５４１〜５４３の出力がオンであり、残りの１つの比較器５４４の出力がオフであれば、エネルギ値はエネルギ領域３に弁別される。その他の事象も同様ある。エネルギ領域振分け回路５５は、カウンタ５６１〜５６４の何れかに弁別結果に応じたパルス信号を送る。例えば、エネルギ領域１に弁別される事象があれば、１段目のカウンタ５６１にパルス信号を送る。エネルギ領域２に弁別される事象があれば、２段目のカウンタ５６２にパルス信号を送る。エネルギ領域３，４についても同様である。
Therefore, the output terminals of the
このため、カウンタ５６１〜５６４のそれぞれは、エネルギ領域振分け回路５５からパルス信号が入力される度にカウントアップを行う。このため、担当するエネルギ領域に弁別されるエネルギ値のＸ線粒子数を一定時間毎の累積値として計測することができる。なお、カウンタ５６１〜５６４にはコンソール３のコントローラ３３からスタート・ストップ端子Ｔ２を介して起動及び停止の信号が与えられる。一定時間の計測は、自身が有するリセット回路を使って外部から管理される。
For this reason, each of the
このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６１〜５６４により、検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、画素毎に且つエネルギ領域毎に計測される。このＸ線粒子数の計数値は、カウンタ５６１〜５６４のそれぞれからデジタル量の計数データとして並列に出力された後、シリアル変換器５９によりシリアルフォーマットに変換される。このシリアル変換器５９は残り全てのチャンネル（収集画素）のシリアル変換器５９とシリアルに接続されている。このため、最後のチャンネルのシリアル変換器５９からシリアルなデジタル量の計数データとして出力され、その計数データが送信端Ｔ３を介してコンソール３に送られる。コンソール３では、インターフェース３１がその計数データを受信して第１の記憶部３４に格納する。
In this manner, the number of X-ray particles incident on the
そこで、画像プロセッサ３５は、入力器３６からのオペレータ指令に応じて、第１の記憶部３４に格納されている計数データを読み出し、この計数データを用いて画像、例えば歯列に沿ったある断面のＸ線透過画像（パノラマ画像）をトモシンセシス法の元で再構成する。各画素から複数のエネルギ領域１〜４の計数データが得られている。このため、画像プロセッサ３５は、このパノラマ画像の再構成において、例えば高いエネルギ値の計数データほど高い重み付けを施し、これを相互に加算することで、各画素のデータを作成する。これにより、全画素から収集したＸ線スキャンに伴うデータが揃うので、この全画素のデータをトモシンセシス法で処理してパノラマ画像を作成する。このパノラマ画像は例えば表示器４６で表示される。
Therefore, the
なお、重み付け処理の仕方にも各種の方式がある。上述のように、高いエネルギ領域の計数データを強調する重み付け処理にすれば、ビームハードニングに因るアーチファクトを抑制することができる。また、軟部組織のコントラスト改善を目的として低いエネルギ領域を強調するように重み付けをすることができる。ビームハードニングに因るアーチファクト抑制及び軟部組織のコントラスト改善を目的としてその両方の領域を共に強調するという重み付けをすることもできる。 There are various methods for the weighting process. As described above, if the weighting process is used to emphasize the count data in the high energy region, artifacts due to beam hardening can be suppressed. Further, weighting can be performed so as to emphasize a low energy region for the purpose of improving contrast of soft tissue. It is also possible to weight both areas for the purpose of suppressing artifacts due to beam hardening and improving soft tissue contrast.
また、歯科用パノラマ装置の宿命である前歯部の陰影として重畳される頚椎の映り込みなども、前歯部のスキャン時に高エネルギ側に重み付けをして再構成すれば、幾分なりとも頚椎の映り込みは軽減可能である。また、同じような重み付け処理は、側方歯の歯列重なりを軽減する、いわゆる直交撮影時における、反対側の顎の写り込みを軽減する際にも使える。さらに、下顎管などが、もう少しコントラスト良く見たいような場合は、低エネルギ側にウエイトを上げた再構成をすることで、より鮮明に画像化が可能である。 Also, the cervical spine that is superimposed as the shadow of the anterior teeth, which is the fate of the dental panoramic device, can be somewhat reconstructed by weighting the high energy side and reconstructing it when scanning the anterior teeth. Can be reduced. A similar weighting process can be used to reduce the reflection of the opposite jaw during so-called orthogonal imaging, which reduces the overlap of the side teeth. Furthermore, when the mandibular canal and the like are to be seen with a little more contrast, it is possible to form a clearer image by performing a reconstruction with a weight increased on the low energy side.
ところで、本実施例では、上述した全画素分Ｎ個に対応した半導体セルＳ及びデータ収集回路５１ｎはＡＳＩＣによりＣＭＯＳで一体に構成されている。勿論、このデータ収集回路５１ｎは、半導体セルＳの群とは互いに別体の回路又はデバイスとして構成してもよい。 By the way, in this embodiment, the semiconductor cell S and the data collection circuit 51n corresponding to the above-mentioned N pixels for all the pixels are integrally formed of CMOS by ASIC. Of course, the data collection circuit 51n may be configured as a circuit or device separate from the group of semiconductor cells S.
（キャリブレーション）
前述したように、本パノラマ撮像装置は、工場出荷前に又は現場設置後、定期的に若しくは異常発生時にキャリブレーションに処される。このキャリブレーションを実行する機構として、コンソール３はキャリブレーション演算器３８、第２の記憶部３９、及び閾値付与器４１を備えている。
(Calibration)
As described above, the panorama imaging apparatus is subjected to calibration periodically before factory shipment or after installation on the site or when an abnormality occurs. As a mechanism for executing this calibration, the
キャリブレーションは、図３に示す、半導体セルＳからシリアル変換器５９までの、全画素分の計数データを出力するための収集チャンネル（チャンネル数Ｎ）がＣＭＯＳで製造されるものの、収集チャンネル検出特性が互いにバラツキが不可避であるので、これを是正しなければならないことが第１の大きな理由である。加えて、検出器２１がフォトンカウンティング型のデバイスであるので、Ｘ線光子のエネルギ弁別のために複数の弁別系列（系列数ｔ＝１〜４）を有し、系列毎にデジタル量の指令値（閾値）をアナログ値に変換するＤ／Ａ変換器５７ｔ（ｔ＝１〜４）を置かなければならいことも第２の大きな理由である。
In the calibration, although the collection channel (number of channels N) for outputting count data for all pixels from the semiconductor cell S to the
第１の理由について言えば、各収集チャンネルはＸ線光子の入射に伴って検出されるパルス信号の高さと光子のエネルギ値との関係をグラフで示せば、一般に図６に示すように、Ｓ字形のカーブになる。これは通常、Ｓ字特性と呼ばれる非線形のグラフになる。このＳ字特性のオフセットとゲインが収集チャンネル毎に異なるのである（例えば収集チャンネル１は特性♯１、その隣の収集チャンネル♯２は。これはハード的にいかに緻密に製造したとしても不可避である。このようなバラツキは検出感度の違いになり、それは当然に検出能の低下に帰着するので、かかるバラツキをキャリブレーションで除去又は抑制し且つ高い検出感度を保つ必要がある。
For the first reason, if each acquisition channel is a graph showing the relationship between the height of a pulse signal detected with the incidence of an X-ray photon and the energy value of the photon, generally as shown in FIG. It becomes a letter-shaped curve. This is usually a non-linear graph called S-shaped characteristics. The offset and gain of the S-characteristics are different for each acquisition channel (for example, the
従来、前述したように、このＳ字特性を合わせるためのキャリブレーションとして、固定エネルギ値が既知である２種の密封ガンマ線源、例えば２４１Ａｍ（エネルギ値は５９．５ｋｅＶ）及び１２２Ｃｏ（エネルギ値は１２２ｋｅＶ）を用いてデータを収集し、その収集結果からオフセットとゲインを収集チャンネル間で合わせるように、エネルギ弁別のための閾値を調整していた。しかしながら、この２種のガンマ線源を用いる場合、Ｓ字特性上の２点（５９．５ｋｅＶと１２２ｋｅＶのエネルギ値の位置）で特性を合わせるだけであるので、その２点以外の点はどのような調整になるのか分からない。このため、この従来のキャリブレーション法だと、２点以外のエネルギ値に対して設定する閾値の信頼性が極めて低い。また、ガンマ線源を用いて全画素から十分な量のデータを収集するには、長時間（例えば数時間〜数十時間）を要し、作業効率も極めて低く、現実的でなかった。 Conventionally, as described above, as a calibration for matching this S-shaped characteristic, two sealed gamma ray sources with known fixed energy values, for example, 241 Am (energy value is 59.5 keV) and 122 Co (energy value is 122 keV). ) Was collected, and the threshold for energy discrimination was adjusted so that the offset and gain were matched between the collection channels from the collected result. However, when these two types of gamma ray sources are used, the characteristics are only matched at two points on the S-characteristics (positions of energy values of 59.5 keV and 122 keV), so what are the points other than the two points? I do not know if it will be adjusted. For this reason, with this conventional calibration method, the reliability of the threshold value set for energy values other than two points is extremely low. Moreover, it takes a long time (for example, several hours to several tens of hours) to collect a sufficient amount of data from all pixels using a gamma ray source, and the working efficiency is extremely low, which is not practical.
さらに、第２の理由について言えば、Ｄ／Ａ変換器５７ｔ（ｔ＝１〜４）のＤ／Ａ変換特性には、図７に示すように変換誤差（単調変化で各ステップの変化量が異なる場合や非単調変化の場合もある）を生じることもある。フォトンカウンティング型の検出器２１にはエネルギ弁別が必須であり、詳細なエネルギ分別を行おうとすれば、画素当たり、すなわち収集チャンネル当たり、より多くのＤ／Ａ変換器を設置する必要がある。このため、図７に示す変換誤差を考慮したキャリブレーションを行う必要あったが、従来ではそれが十分になされていなかった。
Further, regarding the second reason, the D / A conversion characteristics of the D / A converter 57t (t = 1 to 4) include a conversion error (a change amount of each step in a monotonic change) as shown in FIG. May be different or non-monotonic). Energy discrimination is essential for the photon
そこで、本パノラマ撮像装置は、これらの不都合を排除したキャリブレーションを行なう機能を備えていることを最大の特徴とする。 Therefore, this panoramic imaging apparatus is characterized by having a function of performing calibration that eliminates these disadvantages.
このキャリブレーションは、２種類の放射線源を用いて２段階で検出器２２から計数値を収集し、この計数値を用いて、各収集チャンネル（即ち各画素）のＤ／Ａ変換器５７ｎ（ｎ＝１〜４）に与える実際のアナログ量の閾値を演算する。２種類の放射線源は、密封型で計測可能な放射線エネルギ帯に固有のエネルギ値を持つガンマ線源（第１の放射線源）と、Ｘ線を照射するＸ線源を成すＸ線管（第２の放射線源）とから成る。なお、Ｘ線管については、ガンマ線源のエネルギ値に等しいエネルギ値のＸ線を照射するようにＸ線管電圧が設定される。
In this calibration, count values are collected from the
ここで、検出器２２の検出面２２Ｆを構成する複数の画素Ｃ(i,j: i=1 - ic - I, j=1 - jc - J)のそれぞれは、Ｘ線粒子計測の下でＸ線透過データを収集するチャンネルの最小単位であるので、この画素Ｃのそれぞれを必要に応じて「収集チャンネル」と呼ぶ。また、１つの収集チャンネルには、複数のエネルギ弁別回路を伴っているので、Ｄ／Ａ変換器５７ｎ（ｎ＝１〜４）から比較器５４ｎ（ｎ＝１〜４）を介してカウンタ５５ｎ（ｎ＝１〜４）に至る系を「計数系列」と呼ぶ。このため、各収集チャンネルには複数（ここでは４つ）の計数系列が繋がっている。
Here, each of the plurality of pixels C (i, j: i = 1−ic−I, j = 1−jc−J) constituting the
具体的には、キャリブレーションは、ガンマ線源を用いたときの計数値から基準画素に相当する収集チャンネルについて、その計数系列毎に、エネルギのピーク値を供する弁別値（第１の値）を求める第１のスキャン演算と、Ｘ線管を用いたときの計数値から収集チャンネル毎に且つ計数系列毎に、Ｘ線粒子のゆらぎに起因した弁別値（第２の値）を求める第２のスキャン演算と、収集チャンネル毎に且つ計数系列毎に、第１のスキャン演算による閾値のスキャン値及び第２のスキャン演算により求めた弁別値から、アナログ量の閾値ｔｈに対応するデジタル量の指令値（キャリブレーションデータ）を設定する閾値設定と、を含む。 Specifically, the calibration obtains a discrimination value (first value) that provides an energy peak value for each count series for the collection channel corresponding to the reference pixel from the count value when the gamma ray source is used. Second scan for obtaining a discrimination value (second value) caused by fluctuations in X-ray particles for each acquisition channel and for each count series from the first scan calculation and the count value when using the X-ray tube Based on the calculation and the threshold value scan value by the first scan calculation and the discrimination value obtained by the second scan calculation for each acquisition channel and for each counting series, the command value (digital value command value corresponding to the analog value threshold th) ( Threshold value setting for setting calibration data).
第１のスキャン演算と第２のスキャン演算は、この順で実施してもよいし、第２のスキャン演算及び第１のスキャン演算の順で実施してもよい。例えば、第１のスキャン演算及び第２のスキャン演算の順で実施する場合、最初に、オペレータはガンマ線源６１を検出器２２上に設置してキャリブレーション演算器３８を第１のスキャン演算に指令させ、その完了後に、オペレータはその検出器２２をＸ線管２１の前に配置してキャリブレーション演算器３８に第２のスキャン演算を指令させる。このため、キャリブレーション時間としては、第１及び第２のスキャン時間にオペレータの線源配置のための時間が含まれるが、その手間に要する時間は従来のキャリブレーション自体の時間（数時間以上）に比べれば極めて少ないと言える。
The first scan calculation and the second scan calculation may be performed in this order, or may be performed in the order of the second scan calculation and the first scan calculation. For example, when the first scan calculation and the second scan calculation are performed in this order, the operator first installs the
以下、これらの演算・設定のための処理を具体的に説明する。 Hereinafter, the processing for these calculations / settings will be specifically described.
（用語の定義）
ここで最初に、「閾値」について用語を定義しておく。これまでの説明では「閾値」は単に何ボルトという値で与えられるアナログ電圧であり、「指令値」はその閾値に応じたデジタル信号である。以下のスキャン演算においては、この「指令値」が、回路の実際の特性などに対応して収集チャンネルｎ（＝１〜Ｎ）毎に且つ計数系列ｔ（＝１〜４）毎にキャリブレーションデータとして設定される。
(Definition of terms)
First, terms for “threshold” are defined. In the above description, the “threshold value” is simply an analog voltage given as a value of several volts, and the “command value” is a digital signal corresponding to the threshold value. In the following scan calculation, this “command value” is calibration data for each acquisition channel n (= 1 to N) and for each count series t (= 1 to 4) corresponding to the actual characteristics of the circuit. Set as
（第１のスキャン演算）
まず、図８に示すように、密封型のガンマ線源６１としての２４１Ａｍ（固有エネルギ値＝５９．５keV)が検出器２２の検出面２２Ｆを成す画素の中の基準画素Ｃの直上に且つ検出面２２Ｆに密着または近接するように配置される。この基準画素Ｃは例えば検出面の中心に位置する１つ（又は複数の）画素として指定される。このガンマ線源６１を配置して一定時間（例えば数分）、基準画素Ｃに応じた収集チャンネルから計数データを収集する。このときのスキャン演算を図９に示すフローチャートを用いて説明する。このフローチャートの処理は、入力器３７から与えられるオペレータの操作情報にコントローラ３３が応答し、コントローラ３３がキャリブレーション演算器３８に第１のスキャン演算を指令することで実行される。
(First scan operation)
First, as shown in FIG. 8, 241Am (specific energy value = 59.5 keV) as a sealed
図９に示す処理が開始されると、キャリブレーション演算器３８は、検出器２２の検出面２２Ｆの中で予め指定された基準画素Ｃ(i, j)＝Ｃ(ic, jc)を選択する（ステップＳ１）。この選択に応じて、基準画素Ｃ(ic, jc)が供する１つの収集チャンネルに存在する複数の計数系列のうちの最初の計数系列（図３において、１つの半導体センサＳに繋がる１つのカウンタ５６１による計数系列）のみが選択される。なお、この第１のスキャン演算では、４つの計数系列のカウンタ５６１〜５６４により出力される計数値が処置の対象となる。なお、基準画素Ｃ(ic,
jc)は、好適には、検出面２２Ｆの幾何学的な中心に位置する画素であるが、必ずしも、これに限定されるものではない。検出面２２Ｆで中心位置からオフセットした位置にある画素を選択してもよい。
When the processing shown in FIG. 9 is started, the
jc) is preferably a pixel located at the geometric center of the
次いで、キャリブレーション演算器３８は、ガンマ線源６１としての２４１Ａｍ（固有エネルギ値＝５９．５keV)を検出面２２Ｆの基準画素Ｃ(ic, jc)の直上に密着（又は近接）して置くように指令する（ステップＳ２）。これにより、図８に示すように、ガンマ線源６１が配置されるので、ガンマ線源６１から出射されたガンマ線の殆どが基準画素Ｃ(ic,
jc)を中心する画素領域に入射するようになる。
Next, the
It enters the pixel area centering on jc).
この後、キャリブレーション演算器３８は、計数系列を示す変数ｔをｔ＝１に設定する（ステップＳ３）。さらに、各閾値ｔｈｔ（ｔ＝１〜４）に対して、その閾値ｔｈｔに対する弁別値を一定範囲ＴＨＡ（ＭａｘＡｍ〜ＭｉｎＡｍまで変化）で減少させながら、それぞれの減少させた値でデータを収集することになる。そこで、この収集回数を表すカウンタｍをｍ＝１に設定する（ステップＳ４）。この一定範囲ＴＨＡとは、２４１Ａｍの固有エネルギ値＝５９．５keVを中心に一定の範囲でスキャンできるように定めたエネルギ値の範囲ＭａｘＡｍ〜ＭｉｎＡｍを言い、考えられるバラツキを考慮して、例えば５３．５keV〜６５．５keVの範囲である。
Thereafter, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は、第１の閾値ｔｈ１を選択し、この第１の閾値ｔｈ１に第１の弁別値ＴＨ１Ａｍ（：ＭａｘＡｍ〜ＭｉｎＡｍ）をデジタル量として設定する（ステップＳ５）。これにより、第１の弁別値ＴＨ１Ａｍの最初の値はＭａｘＡｍとなる。
Next, the
この後、キャリブレーション演算器３８は、基準画素Ｃ(ic, jc)に繋がる第１の比較器５４１の出力によるカウンタ５５１の計測値のみを一定時間（例えば、３３MBqで基準画素の真上３mmの線源距離を仮定して６０秒程度の収集でトータル約６０００カウントの集積をさせる程度の時間）の収集を開始する（ステップＳ６）。この計測値は、キャリブレーション演算器３８のワークエリアに一時保管しておいてもよいし、第２のメモリ３９に一時保管してもよい。
Thereafter, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は計数値が０に近い一定値以上か否かを判断し（ステップＳ７）、一定値以上であれば計数値Ｋｍとして記憶する（ステップＳ８）。これを一定時間が経過するまで繰り返す（ステップＳ９）。
Next, the
この一定時間の収集が終わると、キャリブレーション演算器３８は第１の弁別値ＴＨ１ＡｍをＴＨ１Ａｍ＝ＴＨ１Ａｍ−ΔＡｍに更新し、変数ｍをｍ＋１に更新する（ステップＳ１０）。これにより、第１の弁別値ＴＨ１Ａｍ＝ＭａｘＡｍ−ΔＡｍ（ΔＡｍ：閾値の刻み分）となる。
When the collection of the predetermined time is finished, the
さらに、その変数ｍ＞Ｍになったか否かを判断し、ｍ＝１〜Ｍまでの間であるならば、処理をステップＳ５に戻して上述した一連の処理を繰り返す（ステップＳ１１）。 Further, it is determined whether or not the variable m> M. If m = 1 to M, the process returns to step S5 to repeat the series of processes described above (step S11).
ステップＳ１１でｍ＞Ｍになった場合は、第１の弁別値ＴＨ１に対してＭ回の値変更を行いながらカウンタ５５１の計数値の収集を行ったことを意味する。このときには、例えば第２のメモリ３８に、例えば図１０中の×印で示すような計数値が記録されている。つまり、カウンタｍ＝１〜Ｍまで第１の弁別値ＴＨ１Ａｍを、最大値ＭａｘＡｍから最小値ＭｉｎＡｍまで所定の電圧減少分ΔＡｍずつＭ回減らしたときの計数値ＫＡ１〜ＫＡＭが得られる。
When m> M in step S11, it means that the count values of the counter 551 are collected while changing the value of the first discrimination value TH1 M times. At this time, for example, a count value as indicated by a cross in FIG. 10 is recorded in the
そこで、キャリブレーション演算器３８は、その計数値ＫＡ１〜ＫＡＭを最小二乗法又は複数点スムージングを行い、図１０の実線で示すようにフィッティングカーブを求める。そして、そのカーブのピークを供する第１の弁別値に最も近いデジタル量の値ＴＨ１Ａｍをスキャン値として決定する（ステップＳ１２）。このスキャン値は、第１の弁別値ＴＨ１Ａｍを一定刻みΔＡｍで減らしながら探した（スキャンした）、第１の閾値ｔｈ１に対するキャリブレーションデータを準備するための値を意味し、本発明に係る第１の値に相当する。
Therefore, the
以上の処理を繰り返して、第２〜第４の閾値ｔｈ２〜ｔｈ４に対する、デジタル量の第２〜第４の弁別値のスキャン値ＴＨ２Ａｍ〜ＴＨ４Ａｍが決定される（ステップＳ１３、Ｓ１４）。これらのスキャン値ＴＨｔＡｍ＝ＴＨ１Ａｍ〜ＴＨ４Ａｍは例えば第２のメモリ３８に一時保管される。
The above processing is repeated to determine the scan values TH2Am to TH4Am of the second to fourth discrimination values of the digital quantities for the second to fourth thresholds th2 to th4 (steps S13 and S14). These scan values THtAm = TH1Am to TH4Am are temporarily stored in the
（第２のスキャン演算）
まず、図１１に示すように、Ｘ線管２１に所定距離離して検出器２２を配置し、その検出面２２ＡをＸ線照射方向に向けて、検出面２２Ａの全体にＸ線が入射するようにする。このとき、Ｘ線のエネルギはエネルギ値＝５９．５keVとなるように管電圧が調整される。この調整は、高電圧発生装置４２が供給する高電圧を調整すればよい。このようにＸ線管２１を配置して一定時間（例えば数秒）ずつ、各画素Ｃ（i,
j: i=1-Ｉ、j=1-Ｊ）の収集チャンネルから計数データを収集する。このときのデータ収集法を図１２に示すフローチャートを用いて説明する。このフローチャートの処理は、入力器３７から与えられるオペレータの操作情報にコントローラ３３が応答し、コントローラ３３がキャリブレーション演算器３８に第２のスキャン演算を指令することで実行される。
(Second scan operation)
First, as shown in FIG. 11, the
j: Count data is collected from the collection channel of i = 1-I, j = 1-J). The data collection method at this time will be described with reference to the flowchart shown in FIG. The processing of this flowchart is executed when the
この図１２のフローチャートで実行される処理を説明する。
図１２に示す処理が開始されると、キャリブレーション演算器３８は、Ｘ線照射時には、Ｘ線管２１にガンマ線源６１と固有エネルギＥ（＝５９．５keV)と略同一のエネルギ値を有するパルスＸ線を照射させるように、コントローラ３３にエネルギ値の設定情報を送る（ステップＳ１９）。
Processing executed in the flowchart of FIG. 12 will be described.
When the processing shown in FIG. 12 is started, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は、１回のスキャンの間に複数の収集チャンネルから計測値を収集するように、そのスキャンの開始を指示する（ステップＳ２０）。これにより、コントローラ３３は、高電圧発生装置４２にその設定情報を送るので、Ｘ線管２１はそのエネルギ値でＸ線を照射する。Ｘ線管２１から、ガンマ線源６１と略同一値のエネルギＥを有するパルスＸ線が一定時間の間、照射され、Ｘ線粒子が計測されるようになる。この１回のＸ線照射（スキャン）に呼応して、この第２のスキャン演算が実施される。なお、計測値は、キャリブレーション演算器３８のワークエリアに一時保管しておいてもよいし、第２のメモリ３９に一時保管してもよい。
Next, the
続いて、キャリブレーション演算器３８は、検出器２２の検出面２２Ｆの中で最初の画素Ｃ(i,j)＝Ｃ(1,1)を選択する（ステップＳ２１）。この選択に応じて、選択画素Ｃ（1,1)が供する１つの収集チャンネルに存在する複数の計数系列のうちの最初の計数系列（図３において、１つの半導体センサＳに繋がる１つのカウンタ５６１による計数系列）のみが選択される。なお、この第２のスキャン演算では、画素Ｃ（i,
j）それぞれの４つの計数系列のカウンタ５６１〜５６４により出力される計数値が処置の対象となる。なお、画素Ｃ(i,j)の選択は任意の順で実行することができ、後述するように全ての画素Ｃ(i,j)を順次選択する。
Subsequently, the
j) The count values output by the
この後、キャリブレーション演算器３８は、計数系列ｔを表す変数ｔをｔ＝１に設定する（ステップＳ２２）。さらに、キャリブレーション演算器３８は、各閾値ｔｈｔ（ｔ＝１〜４）に対する弁別値を一定範囲ＴＨＥ（ＭａｘＥ〜ＭｉｎＥまで変化）で減少させながら、それぞれの減少させた値でデータを収集することになる。そこで、この収集回数を表すカウンタｑをｑ＝１に設定する（ステップＳ２３）。この一定範囲ＴＨＥとは、Ｘ線エネルギ値＝５９．５keVを中心に一定の範囲でスキャンできるように定めたエネルギ値の範囲ＭａｘＥ〜ＭｉｎＥを言い、考えられるバラツキを考慮して、例えば５３．５keV〜６５．５keVの範囲である。
Thereafter, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は、閾値ｔｈｔ（ｔ＝１）を選択し、この第１の閾値ｔｈｔに対応する第１の弁別値ＴＨｔＥ（：ＭａｘＥ〜ＭｉｎＥ）を設定する（ステップＳ２４）。最初、第１の弁別値ＴＨ１Ｅ＝ＭａｘＥとなる。
Next, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は計数値が０に近い一定値以上か否かを判断し（ステップＳ２５）、一定値以上であればカウント値Ｋeとして記憶する（ステップＳ２６）。これを一定時間（例えば１ｍＡのＸ線管電圧、Ｘ線管へのフィルター、Ｘ線管と検出器距離が数１０ｃｍの状況で、数秒程度）が経過するまで繰り返す（ステップＳ２７）。
Next, the
この一定時間の収集が終わると、キャリブレーション演算器３８は閾値ｔｈｔに対する弁別値ＴＨｔＥをＴＨｔＥ＝ＴＨｔＥ−１に更新し、カウンタｑをq＋１に更新する（ステップＳ２８）。これにより、弁別値ＴＨｔＥ＝ＭａｘＥ−ΔＥ（ΔＥ：閾値の刻み分）となる。
When the collection of the predetermined time is finished, the
さらに、そのカウンタｑ＞Ｑになったか否かを判断し、ｑ＝１〜Ｑまでの間であるならば、処理をステップＳ２４に戻して上述した一連の処理を繰り返す（ステップＳ２９）。 Further, it is determined whether or not the counter q> Q, and if q = 1 to Q, the process returns to step S24 to repeat the series of processes described above (step S29).
ステップＳ２９でｑ＞Ｑになった場合は、第１の閾値ｔｈ１に対してＱ回の値変更を行いながらカウンタ５５１の計数値の収集を行ったことを意味する。このときには、例えば第２のメモリ３８に、例えば図１３中の×印で示すような計数値が記録されている。つまり、カウンタｑ＝１〜Ｑまで第１の閾値ｔｈ１に対する弁別値ＴＨｔＥを、最大値ＭａｘＥから最小値ＭｉｎＥまで所定の電圧減少分ΔＥずつＱ回減らしたときの計数値ＫＢ１〜ＫＢＱが得られる。
If q> Q in step S29, it means that the count value of the counter 551 has been collected while changing the value of the first threshold th1 Q times. At this time, for example, a count value as indicated by a cross in FIG. 13 is recorded in the
そこで、キャリブレーション演算器３８は、その計数値ＫＢ１〜ＫＢＱを最小二乗法又は複数点スムージングを行い、図１３の実線で示すようにフィッティングカーブを求める。そして、このフィッティングカーブからΔＶずつの弁別値ＴＨ１Ｅの刻み点１〜Ｑにおける計数平均値を求め、この計数平均値でフィッティングカーブを正規化し、相互に隣接する刻み点間の計数値の差分が一定値以上になるデジタル量の弁別値ＴＨｔＥをスキャン値として決定する（ステップＳ３０）。このスキャン値は、第１のスキャン演算のときと同様に、弁別値ＴＨｔＡｍを一定刻みΔＥで減らしながら探した（スキャンした）、第ｔ番目の閾値ｔｈｔに対するキャリブレーションデータ（デジタル量の指令値）を準備するための値を意味し、本発明に係る第１の値に相当する。
Therefore, the
以上の処理を繰り返して、第２〜第４の閾値ｔｈ２〜ｔｈ４に対するデジタル量のスキャン値ＴＨ２Ｅ〜ＴＨ４Ｅが決定される（ステップＳ３１、Ｓ３２）。さらに、上述したステップＳ２１〜Ｓ３２までの処理が繰り返され（ステップＳ３３、Ｓ３４）、それらのスキャン値ＴＨt,(i,j)Ｅ＝ＴＨ１,(i,j)Ｅ〜ＴＨ４,(i,j)Ｅが全画素Ｃ(i, j)の全てについて得られる。なお、ＥはＸ線粒子のエネルギ値を表し、いまの場合、Ｅ＝５９．５ｋｅＶであるから、ＴＨt,(i,j)Ｅ＝ＴＨt,(i,j)59.5と表す。 The above process is repeated to determine digital scan values TH2E to TH4E for the second to fourth thresholds th2 to th4 (steps S31 and S32). Further, the above-described processing from steps S21 to S32 is repeated (steps S33 and S34), and their scan values THt, (i, j) E = TH1, (i, j) E to TH4, (i, j). E is obtained for all of the pixels C (i, j). Note that E represents the energy value of the X-ray particle, and in this case, E = 59.5 keV, so it is represented as THt, (i, j) E = THt, (i, j) 59.5.
これらのスキャン値ＴＨt,(i,j)59.5は例えば第２のメモリ３８に一時保管される。
These scan values THt, (i, j) 59.5 are temporarily stored in the
全てのスキャン値の決定が終わると、キャリブレーション演算器３８は、データ収集、すなわち第２のスキャン演算の終了をコントローラ３３に伝え、このスキャン演算を終える（ステップＳ３５）。
When all the scan values have been determined, the
（キャリブレーションデータの設定）
このようにして第１のスキャン演算による基準画素Ｃ(ic, jc)に対するスキャン値ＴＨ１Ａｍ〜ＴＨ４Ａｍおよび第２のスキャン演算による各画素Ｃ(i, j)に対するスキャン値ＴＨ１,(i,j)
59.5〜ＴＨ４,(i,j) 59.5が揃うと、キャリブレーション演算器３８はキャリブレーションデータを演算する。このキャリブレーションデータは、前述した回路の個体差などを補償して検出感度を一定化且つ精度向上させために、各収集チャンネルの各計数系列で実際に使用する閾値のセットである。
(Calibration data setting)
In this way, the scan values TH1Am to TH4Am for the reference pixel C (ic, jc) by the first scan calculation and the scan values TH1, (i, j) for each pixel C (i, j) by the second scan calculation.
When 59.5 to TH4, (i, j) 59.5 are prepared, the
この演算のためにキャリブレーション演算器３８は、図１４に示す処理を実行する。
For this calculation, the
キャリブレーション演算器３８は、それらのスキャン値ＴＨ１Ａｍ〜ＴＨ４ＡｍおよびＴＨ１,(i,j) 59.5〜ＴＨ４,(i,j) 59.5を第２のメモリ３９からワークエリアに読み出す（ステップＳ５１）。
The
次いで、キャリブレーション演算器３８は、基準画素Ｃ(ic, jc)を除く１つの画素Ｃ(i, j)、すなわち、基礎画素Ｃ(ic, jc)による集中チャンネルを除く収集チャンネルを選択し（ステップＳ５２）、さらに、その収集チャンネルの１つの計数系列ｔ（ｔ＝１〜４）を選択する（ステップＳ５３）。
Next, the
次いで、キャリブレーション演算器３８は、選択した画素Ｃ(i, j)及び計数系列ｔについて、第１のスキャン演算によるスキャン値ＴＨｔＡｍ（ｔ＝１〜４）に対する第２のスキャン演算によるスキャン値ＴＨt,(i,j)59.5（ｉ＝１〜Ｉ，ｊ＝１〜Ｊ，ｔ＝１〜４）を補正係数Ｇst59.5として、下記式に基づいて演算する（ステップＳ５４）。
Ｇst59.5＝ＴＨｔＡｍ／ＴＨt,(i,j)59.5 （１）
この補正係数Ｇst59.5は、物理的には、連続Ｘ線スペクトラムによる計測系の持つエネルギ分解能に起因するエネルギ計測値の上方シフトの補正係数を意味する。
Next, the
Gst59.5 = THtAm / THt, (i, j) 59.5 (1)
This correction coefficient Gst59.5 physically means a correction coefficient for upward shift of the energy measurement value caused by the energy resolution of the measurement system based on the continuous X-ray spectrum.
さらに、キャリブレーション演算器３８は、補正係数Ｇst59.5を用いて、ガンマ線の固有エネルギＥ＝５９．５keVから±１０ｋｅＶという所定値ずつスキップしたエネルギ値Ｅ＝３９．５keV、４９・５keV、６９．５keV、７９．５keV、８９．５keV、９９．５keVにおける弁別値ＴＨｔＥを適正化した(補正された)弁別値ＴＨtE0を下記式から演算する（ステップＳ５５）。
Further, the
ＴＨt,(i,j),E,0＝
ＴＨｔ,(i,j),Ｅ／［１＋｛（１／Ｇst59.5）−１｝×（５９．５／Ｅ）1/2］
（２）
（ここで、ｔ＝１〜４の正の整数、O：キャリブレート（補正された）ことを意味する。）
THt, (i, j), E, 0 =
THt, (i, j), E / [1 + {(1 / Gst59.5) -1} × (59.5 / E) 1/2]
(2)
(Here, a positive integer of t = 1 to 4, O: means calibrated (corrected).)
ここで、（５９．５／Ｅ）1/2は、Ｘ線エネルギーが５９．５keVから異なった場合に、前述するエネルギ計測値の、エネルギのしみ出しに因るエネルギスペクトルの上方シフトの量を補正するための係数に相当する。 Here, (59.5 / E) 1/2 indicates the amount of upward shift of the energy spectrum due to the exudation of the energy measurement value described above when the X-ray energy is different from 59.5 keV. It corresponds to a coefficient for correction.
以上の式（１）、（２）に基づく演算は、基準画素Ｃ(ic, jc)を除く全ての画素Ｃ(i, j)、すなわち基準画素Ｃ(ic, jc)に対する収集チャンネルを除く全ての集中チャンネル、及び、各収集チャンネルの全ての計数系列ｔについて、繰り返される（ステップＳ５６、Ｓ５７）。 The calculations based on the above formulas (1) and (2) are all the pixels C (i, j) except the reference pixel C (ic, jc), that is, all except the acquisition channel for the reference pixel C (ic, jc). The concentrated channels and all the counting series t of each collection channel are repeated (steps S56 and S57).
なお、基準画素Ｃ(ic, jc)における固有エネルギＥ＝５９．５keVにおける弁別値ＴＨｔ,(i,j),Ｅはそのままキャリブレーションデータとして使用できる。 Note that the discrimination value THt, (i, j), E at the natural energy E = 59.5 keV in the reference pixel C (ic, jc) can be used as calibration data as it is.
以上のようにして、全ての画素Ｃ(i, j)、すなわち全ての収集チャンネル毎に、その計数系列毎に、且つ、エネルギ値Ｅ毎に、適正化された弁別値ＴＨt,(i,j),E,0が演算され、その値のデジタル量がキャリブレーションデータとして第２の記憶部３９に格納される（ステップＳ５８）。この第２の記憶部３９に格納されたキャリブレーションデータは画素Ｃ（i,
j）及び計数系列ｔをパラメータとするメモリ空間に格納されている（図１５（Ｂ）参照）。
As described above, the optimized discrimination value THt, (i, j) for every pixel C (i, j), that is, every collection channel, every count series, and every energy value E. ), E, 0 are calculated, and the digital quantity of the value is stored in the
j) and the counting space t are stored in the memory space as parameters (see FIG. 15B).
なお、上述した演算では、エネルギ値Ｅ＝５９．５keVから±１０ｋｅＶという離散点の演算を行ったが、それらの離散点の間を連続的に充足する閾値の量ＴＨt,(i,j),E,0を補間するようにしてもよい。かかる補間は直線補間、スプライン補間などの手法で実施できる。 In the above-described calculation, discrete points of energy value E = 59.5 keV to ± 10 keV are calculated. The threshold amount THt, (i, j), E, 0 may be interpolated. Such interpolation can be performed by a method such as linear interpolation or spline interpolation.
（閾値の付与）
このようにしてキャリブレーションが終了すると、第２の記憶部３９には、適正化された弁別値ＴＨt,(i,j),E,0に応じたデジタル量の指令値がキャリブレーションデータとして格納されている。このため、撮像時には、閾値付与器４１により、オペレータが指定した第１〜第４の閾値ｔｈ１〜ｔｈ４に対して適正化された指令値（デジタル量）が、ラッチ回路５８及びＤ／Ａ変換器５７ｔを介して、アナログ量の閾値ｔｈｔ（ｔ＝１〜４）として各収集チャンネルの比較器５４ｔにそれぞれ与えられる。
(Grant threshold)
When the calibration is completed in this way, the
したがって、図１５に示すように、個々の画素や個々の収集系列にハード的な個体差（オフセット、ゲイン（傾き）、波高値における固体差）があってＳ字特性に違いが在ったとしても（同図（Ａ）参照）、かかる適正化処理によって得られたキャリブレーションデータ（同図（Ｂ）参照）、見かけ上（動作上）、同じ又はほぼ同じエネルギに対する閾値特性が得られる（同図（Ｃ）参照）。したがって、検出感度が画素間で、また計数系列間でばらつくことが確実に抑制され、高いエネルギ設定能が得られる。 Therefore, as shown in FIG. 15, it is assumed that there is a difference in S-characteristics due to individual individual differences (offset, gain (inclination), individual differences in peak values) in individual pixels and individual acquisition series. (See (A) in the same figure), calibration data obtained by such optimization processing (see (B) in the same figure), apparently (in terms of operation), threshold characteristics for the same or substantially the same energy are obtained (in the same figure). (Refer figure (C)). Therefore, variation in detection sensitivity between pixels and between count sequences is reliably suppressed, and high energy setting capability can be obtained.
本実施形態によれば、２種類の放射線源の組み合わせを採用している。そして、基準となる密封ガンマ線源を検出器の検出面の基準画素上に近接又は密着配置しているので、ガンマ線の基準画素への入射率が高まり、その分、早く収集できる。一方で、キャリブレーションのための全画素への感度情報が無いことを、Ｘ線管からのＸ線入射で補っている。この相補的な線源の使い方によって、ガンマ線のみを使用する場合に比べて、格段に早く、かつ所望のエネルギ閾値を精度良く設定することができるキャリブレーションを提供できる。 According to this embodiment, a combination of two types of radiation sources is employed. And since the sealed gamma ray source used as a reference is arranged close to or in close contact with the reference pixel on the detection surface of the detector, the incidence rate of the gamma ray to the reference pixel is increased, and it can be collected earlier. On the other hand, the fact that there is no sensitivity information for all pixels for calibration is compensated by X-ray incidence from the X-ray tube. By using this complementary radiation source, it is possible to provide calibration that can set a desired energy threshold with high accuracy and much faster than when only gamma rays are used.
キャリブレーションに必要な時間がどの程度短縮されるかということについては、画素数に拠って変わるが、本発明者等によれば、参照用の密封ガンマ線を用いた従来のキャリブレーション法に拠るキャリブレーション時間に比べて、数万分の１以上に短縮できるものと推定している。 The amount of time required for calibration is reduced depending on the number of pixels. According to the present inventors, however, calibration based on a conventional calibration method using a sealed gamma ray for reference is used. It is estimated that it can be shortened to more than 1 / tens of thousands compared to the operation time.
また、別の変形例として、複数の閾値の組合せが、何通りか固定していて、その他の組合せがないような撮像装置の場合、各閾値で、設定したいkeVのみ、Ｘ線管電圧を設定し、その管電圧でのみ正確に閾値が設定できるような方法でも、所望のキャリブレーションは可能で、簡素で短時間に実現できる。 As another modification, in the case of an imaging apparatus in which several combinations of thresholds are fixed and there are no other combinations, the X-ray tube voltage is set only for keV to be set at each threshold. However, even with a method in which the threshold value can be accurately set only by the tube voltage, desired calibration is possible and can be realized simply and in a short time.
さらに、上述した実施形態にあっては、第２の放射線源、すなわちＸ線管２１から照射されるＸ線のエネルギ値は第１の放射線源としてのガンマ線源６１である２４１Ａｍ（固有エネルギ値＝５９．５keV)と同一になるようにＸ線管２１に印加する管電圧を制御する、場合を説明した。このように、第１及び第２の放射線源の双方から照射される放射線のエネルギ値は略同一（設計誤差を含む）であることが補正係数Ｇst59.5を求める上で最も好ましい。しかしながら、例えばガンマ線源６１としての２４１Ａｍを用いる場合において、Ｘ線管２１の管電圧を５９．５kVに設定できずに、例えば６０kVの設定を余儀なくされることもある。そのような場合、Ｘ線管２１の管電圧を測定し、その管電圧の実際値に応じたエネルギ値と基準エネルギ値５９．５keVとの差を例えば線形補正して、Ｘ線管２１が照射するＸ線のエネルギ値を求める。この線形補正の演算はキャリブレーション演算器３８により補正係数Ｇst59.5を求める前の適宜なタイミングで行えばよい。
Further, in the above-described embodiment, the energy value of the X-ray irradiated from the second radiation source, that is, the
なお、本発明は上述した実施形態のものに限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲でさらに適宜に変形可能なものである。 In addition, this invention is not limited to the thing of embodiment mentioned above, In the range which does not deviate from the summary of this invention, it can deform | transform further suitably.
本発明によれば、キャリブレーションを画素毎に精度良く、且つ、短時間のうちに行うことができる光子計数型放射線検出器のキャリブレーション法を提供することができ、光子計数型放射線検出器にとって極めて大きな有用性を発揮できる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the calibration method of the photon counting type radiation detector which can perform a calibration for every pixel accurately in a short time can be provided, and photon counting type radiation detector can be provided. Extremely useful.
１ 歯科用のパノラマ撮像装置（放射線撮像装置）
２ ガントリ
３ コンソール
１２ 上下動アームユニット
１３Ｄ 回転軸
２１ Ｘ線管（放射線源）
２２ 検出器
３３ コントローラ
３８ キャリブレーション演算器
３９ 第２の記憶部
４１ 閾値付与器
５１ データ収集回路
５４ 比較器
５５ エネルギ領域振分回路
５６ カウンタ
５７ Ｄ／Ａ変換器
５８ ラッチ回路
５９ シリアル変換器
Ｓ 半導体セル（画素）
1 Dental panoramic imaging device (radiation imaging device)
2
22
Claims (14)
前記放射線のエネルギスペクトル上で前記エネルギの大きさを弁別するために与えられて複数のエネルギ領域を設定する複数の閾値を前記画素のそれぞれに対応して生成する閾値生成回路と、
前記複数の検出素子のそれぞれが出力した前記パルス信号に基づいて、前記放射線のエネルギスペクトル上で前記閾値に応じた弁別値により設定される前記複数のエネルギ領域のそれぞれに分類される当該放射線の粒子数の計数データを前記画素毎に演算する領域別データ演算回路と、を備え、
前記領域別データ演算回路により演算された前記画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに基づいて、前記放射線により対象物を撮像したときの撮像データを生成するようにした光子計数型放射線検出器のキャリブレーション装置において、
前記検出素子群の中で指定した特定の画素を成す検出素子に、固有エネルギ値が既知の第１の放射線源から放射線を入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第１の計数データとして収集する第１の収集手段と、
前記検出素子群の全ての検出素子に、第２の放射線源から、与えられたエネルギ値を持つエネルギ値を持つ放射線を同時に入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第２の計数データとして収集する第２の収集手段と、
前記閾値生成回路が生成する前記閾値を、前記第１及び第２の計数データを用いて、少なくとも前記検出素子群、前記閾値生成回路、及び前記領域別データ演算回路を含む回路群の前記画素毎、前記閾値毎、且つ、前記エネルギの値毎の前記放射線の検出感度を均一化させるようにキャリブレートするキャリブレーション手段と、を備えたことを特徴とするキャリブレーション装置。 A plurality of pixels of a two-dimensional array that individually make radiation incident as particles are formed, and the radiation incident on each of the pixels is regarded as a photon, and a pulse signal having an electric quantity corresponding to the energy of the photon is output. A detection element group including a plurality of detection elements;
A threshold generation circuit configured to generate a plurality of thresholds corresponding to each of the pixels, which are given to discriminate the magnitude of the energy on the energy spectrum of the radiation and set a plurality of energy regions;
Based on the pulse signal output from each of the plurality of detection elements, particles of the radiation classified into each of the plurality of energy regions set by a discrimination value corresponding to the threshold on the energy spectrum of the radiation An area-specific data calculation circuit that calculates count data for each pixel,
Photon counting radiation detection that generates imaging data when an object is imaged with the radiation based on the counting data of each of the plurality of energy regions for each pixel calculated by the data processing circuit for each region. In the calibration device of the vessel
Count data output from the area-specific data calculation circuit when radiation is made incident from a first radiation source having a known intrinsic energy value to a detection element constituting a specific pixel designated in the detection element group. First collection means for collecting as first count data for calibration;
Count data output from the data calculation circuit for each area when radiation having an energy value having a given energy value is simultaneously incident on all the detection elements of the detection element group from a second radiation source. Second collection means for collecting as second count data for calibration;
The threshold value generated by the threshold value generation circuit is determined for each pixel of the circuit group including at least the detection element group, the threshold value generation circuit, and the area-specific data operation circuit using the first and second count data. And a calibration means for calibrating so as to make the detection sensitivity of the radiation uniform for each threshold value and for each energy value.
前記キャリブレーション手段は
前記第１の計数データから前記閾値毎に、前記エネルギのピーク値を供する、前記弁別値の第１の値を求める第１の演算手段と、
前記第２の計数データから前記閾値毎に、前記粒子のゆらぎに起因した前記弁別値の第２の値を求める第２の演算手段と、
前記閾値毎に、前記第１の値及び前記第２の値に基づいて前記領域別データ演算回路で使用される前記弁別値を補正する弁別値補正段と、
前記弁別値補正手段より補正された前記弁別値を前記指令値として前記変換器に供給する供給手段と、
を備えたことを特徴とする請求項２に記載のキャリブレーション装置。 The threshold generation circuit includes a converter that converts a command value of a given digital quantity into the threshold of an analog quantity,
The calibration means includes a first calculation means for obtaining a first value of the discrimination value, which provides a peak value of the energy for each threshold value from the first count data;
Second computing means for obtaining a second value of the discrimination value resulting from the fluctuation of the particles for each threshold value from the second count data;
For each threshold value, a discrimination value correction stage for correcting the discrimination value used in the area-specific data calculation circuit based on the first value and the second value;
Supply means for supplying the discrimination value corrected by the discrimination value correction means to the converter as the command value;
The calibration apparatus according to claim 2, further comprising:
前記第２の放射線源は放射線としてのＸ線を照射するＸ線管である、
ことを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。 The first radiation source is a sealed radiation source and a gamma ray source having an energy value specific to a measurable radiation energy band,
The second radiation source is an X-ray tube that emits X-rays as radiation.
The calibration device according to any one of claims 1 to 3, wherein
前記弁別値のそれぞれについて当該弁別値よりも大きい所定値から当該弁別値を所定値まで低下させながら、それぞれの弁別値に応じて前記第１の計測データを計測する手段と、
前記計測結果から前記それぞれの弁別値に対する前記第１の計測データのピークを有する曲線を作成する手段と、
前記曲線のピークを呈する第１の弁別値を前記第１の値として演算する手段と、を備えたことを特徴とする請求項４に記載のキャリブレーション装置。 The first calculation means includes:
Means for measuring the first measurement data according to each discrimination value while lowering the discrimination value from a predetermined value larger than the discrimination value to a predetermined value for each of the discrimination values;
Means for creating a curve having a peak of the first measurement data for each discrimination value from the measurement result;
The calibration apparatus according to claim 4, further comprising: a unit that calculates a first discrimination value exhibiting a peak of the curve as the first value.
前記弁別値のそれぞれについて当該弁別値よりも大きい所定値から当該弁別値を所定値まで低下させながら、それぞれの弁別値に応じて前記第２の計測データを計測する手段と、
前記計測結果から前記それぞれの弁別値に対する前記第２の計測データの曲線を作成する手段と、
前記曲線において、隣接する弁別値に対する前記第２の計測データとの差分を呈する第２の弁別値を前記第２の値として演算する手段と、を備えたことを特徴とする請求項４に記載のキャリブレーション装置。 The second calculation means includes:
Means for measuring the second measurement data according to each discrimination value while lowering the discrimination value from a predetermined value larger than the discrimination value to a predetermined value for each of the discrimination values;
Means for creating a curve of the second measurement data for each discrimination value from the measurement result;
The said curve WHEREIN: The means which calculates the 2nd discrimination value which exhibits the difference with the said 2nd measurement data with respect to an adjacent discrimination value as said 2nd value was provided. Calibration equipment.
前記第１の弁別値及び第２の弁別値について、「補正係数＝第２の弁別値／第１の弁別値」を演算する補正係数演算手段と、
前記補正係数を用いて前記エネルギに応じて変わる前記画素毎の前記閾値を補正した補正値を演算する補正値演算手段と、
を備えたことを特徴とした請求項６に記載のキャリブレーション装置。 The discrimination value correcting means is
Correction coefficient calculation means for calculating “correction coefficient = second discrimination value / first discrimination value” for the first discrimination value and the second discrimination value;
Correction value calculation means for calculating a correction value obtained by correcting the threshold value for each pixel that changes according to the energy using the correction coefficient;
The calibration apparatus according to claim 6, further comprising:
前記記憶手段に記憶された前記補正値を前記閾値生成回路に与える閾値付与手段と、
を備えたことを特徴とする請求項７に記載のキャリブレーション装置。 Storage means for storing a threshold value calculated by the discrimination value calculation means;
Threshold giving means for giving the correction value stored in the storage means to the threshold generation circuit;
The calibration apparatus according to claim 7, further comprising:
前記放射線のエネルギスペクトル上で前記エネルギの大きさを弁別するために与えられて複数のエネルギ領域を設定する複数の閾値を前記画素のそれぞれに対応して生成する閾値生成回路と、
前記複数の検出素子のそれぞれが出力した前記パルス信号に基づいて、前記放射線のエネルギスペクトル上で前記閾値に応じた弁別値により設定される前記複数のエネルギ領域のそれぞれに分類される当該放射線の粒子数の計数データを前記画素毎に演算する領域別データ演算回路と、を備え、
前記領域別データ演算回路により演算された前記画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに基づいて、前記放射線により対象物を撮像したときの撮像データを生成するようにした光子計数型放射線検出器のキャリブレーション方法において、
前記検出素子群の中で指定した特定の画素を成す検出素子に、固有エネルギ値が既知の第１の放射線源から放射線を入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第１の計数データとして収集し、
前記検出素子群の全ての検出素子に、第２の放射線源から第２の放射線源から前記第１の放射線源と略同一のエネルギ値を持つ放射線を同時に入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第２の計数データとして収集し、
前記閾値生成回路が生成する前記閾値を、前記第１及び第２の計数データを用いて、少なくとも前記検出素子群、前記閾値生成回路、及び前記領域別データ演算回路を含む回路群の前記画素毎、前記閾値毎、且つ、前記エネルギの値毎の前記放射線の検出感度を均一化させるようにキャリブレートする、
ことを特徴とするキャリブレーション方法。 A plurality of pixels of a two-dimensional array that individually make radiation incident as particles are formed, and the radiation incident on each of the pixels is regarded as a photon, and a pulse signal having an electric quantity corresponding to the energy of the photon is output. A detection element group including a plurality of detection elements;
A threshold generation circuit configured to generate a plurality of thresholds corresponding to each of the pixels, which are given to discriminate the magnitude of the energy on the energy spectrum of the radiation and set a plurality of energy regions;
Based on the pulse signal output from each of the plurality of detection elements, particles of the radiation classified into each of the plurality of energy regions set by a discrimination value corresponding to the threshold on the energy spectrum of the radiation An area-specific data calculation circuit that calculates count data for each pixel,
Photon counting radiation detection that generates imaging data when an object is imaged with the radiation based on the counting data of each of the plurality of energy regions for each pixel calculated by the data processing circuit for each region. In the calibration method of the vessel,
Count data output from the area-specific data calculation circuit when radiation is made incident from a first radiation source having a known intrinsic energy value to a detection element constituting a specific pixel designated in the detection element group. Collected as the first count data for calibration,
When the radiation having substantially the same energy value as that of the first radiation source is simultaneously incident on all the detection elements of the detection element group from the second radiation source, the data calculation for each region is performed. The count data output from the circuit is collected as the second count data for calibration,
The threshold value generated by the threshold value generation circuit is determined for each pixel of the circuit group including at least the detection element group, the threshold value generation circuit, and the area-specific data operation circuit using the first and second count data. Calibrate to equalize the detection sensitivity of the radiation for each threshold and for each energy value;
A calibration method characterized by that.
前記放射線のエネルギスペクトル上で前記エネルギの大きさを弁別するために与えられて複数のエネルギ領域を設定する複数の閾値を前記画素のそれぞれに対応して生成する閾値生成回路と、
前記複数の検出素子のそれぞれが出力した前記パルス信号に基づいて、前記放射線のエネルギスペクトル上で前記閾値により設定される前記複数のエネルギ領域のそれぞれに分類される当該放射線の粒子数の計数データを前記画素毎に演算する領域別データ演算回路と、を備え、
前記領域別データ演算回路により演算された前記画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに基づいて、前記放射線により対象物を撮像したときの撮像データを生成するようにした光子計数型放射線検出器のキャリブレーションを実行する、コンピュータで読出し可能なプログラムであって、
前記コンピュータに、
前記検出素子群の中で指定した特定の画素を成す検出素子に、固有エネルギ値が既知の第１の放射線源から放射線を入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第１の計数データとして収集させる指令を出し、
前記検出素子群の全ての検出素子に、第２の放射線源から第２の放射線源から前記第１の放射線源と略同一のエネルギ値を持つ放射線を同時に入射させたときに前記領域別データ演算回路から出力される計数データをキャリブレーション用の第２の計数データとして収集させる指令を出し、
前記閾値生成回路が生成する前記閾値を、前記第１及び第２の計数データを用いて、少なくとも前記検出素子群、前記閾値生成回路、及び前記領域別データ演算回路を含む回路群の前記画素毎、前記閾値毎、且つ、前記エネルギの値毎の前記放射線の検出感度を均一化させるようにキャリブレートする、機能を実行させる、
ことを特徴とするプログラム。 A plurality of pixels of a two-dimensional array that individually make radiation incident as particles are formed, and the radiation incident on each of the pixels is regarded as a photon, and a pulse signal having an electric quantity corresponding to the energy of the photon is output. A detection element group including a plurality of detection elements;
A threshold generation circuit configured to generate a plurality of thresholds corresponding to each of the pixels, which are given to discriminate the magnitude of the energy on the energy spectrum of the radiation and set a plurality of energy regions;
Count data of the number of particles of the radiation classified into each of the plurality of energy regions set by the threshold on the energy spectrum of the radiation based on the pulse signal output from each of the plurality of detection elements. An area-specific data calculation circuit for calculating for each pixel,
Photon counting radiation detection that generates imaging data when an object is imaged with the radiation based on the counting data of each of the plurality of energy regions for each pixel calculated by the data processing circuit for each region. A computer readable program for calibrating the instrument,
In the computer,
Count data output from the area-specific data calculation circuit when radiation is made incident from a first radiation source having a known intrinsic energy value to a detection element constituting a specific pixel designated in the detection element group. Issue a command to collect as the first count data for calibration,
When the radiation having substantially the same energy value as that of the first radiation source is simultaneously incident on all the detection elements of the detection element group from the second radiation source, the data calculation for each region is performed. Issue a command to collect the count data output from the circuit as the second count data for calibration,
The threshold value generated by the threshold value generation circuit is determined for each pixel of the circuit group including at least the detection element group, the threshold value generation circuit, and the area-specific data operation circuit using the first and second count data. Calibrate to equalize detection sensitivity of the radiation for each threshold value and for each energy value, and execute a function.
A program characterized by that.
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|---|---|
| JP (1) | JP2011085479A (en) |
Cited By (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2012088243A2 (en) | 2010-12-22 | 2012-06-28 | Trophy | Digital detector |
| JP2013119000A (en) * | 2011-12-08 | 2013-06-17 | Tele Systems:Kk | Substance identification apparatus and substance identification method |
| JP2013143980A (en) * | 2012-01-13 | 2013-07-25 | Toshiba Corp | X-ray ct apparatus |
| JP2013246096A (en) * | 2012-05-28 | 2013-12-09 | Sharp Corp | Dose meter, program and recording medium |
| CN103454666A (en) * | 2012-05-30 | 2013-12-18 | 中国辐射防护研究院 | Dosimeter panoramic exposure calibrating device |
| EP2703846A2 (en) | 2012-08-31 | 2014-03-05 | Telesystems Co., Ltd. | Method and apparatus for supplying bias drive voltage to radiation detector |
| JP2014161590A (en) * | 2013-02-27 | 2014-09-08 | Tele Systems:Kk | Dental x-ray imaging apparatus and image correction method in dental x-ray imaging |
| JP2014161510A (en) * | 2013-02-25 | 2014-09-08 | Tele Systems:Kk | Panoramic imaging apparatus and reconstruction method for panoramic image |
| JP2014530704A (en) * | 2011-10-19 | 2014-11-20 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Photon counting detector |
| WO2014192935A1 (en) * | 2013-05-30 | 2014-12-04 | 株式会社 東芝 | Photon-counting x-ray computed tomography device and photon-counting x-ray computed tomography method |
| JP2014230584A (en) * | 2013-05-28 | 2014-12-11 | 株式会社東芝 | X-ray diagnostic apparatus, medical image processing apparatus and medical image processing program |
| JP2014233633A (en) * | 2013-05-30 | 2014-12-15 | 株式会社東芝 | Photon-counting x-ray computer tomography apparatus and medical image reconstruction program |
| JP2015506196A (en) * | 2011-12-21 | 2015-03-02 | ケアストリーム ヘルス インク | Dental imaging with a photon count detector |
| WO2015146691A1 (en) * | 2014-03-26 | 2015-10-01 | 株式会社 日立メディコ | X-ray imaging apparatus |
| JP2015531611A (en) * | 2012-06-21 | 2015-11-05 | トロフィー | Method for manufacturing a sensor chip for direct conversion of X-rays, sensor for direct conversion of X-rays and dental radiation apparatus using such a sensor |
| JP2016127909A (en) * | 2015-01-09 | 2016-07-14 | 株式会社東芝 | X-ray CT apparatus |
| US9423517B2 (en) | 2012-12-31 | 2016-08-23 | Samsung Electronics Co., Ltd. | X-ray imaging apparatus and method of controlling the same |
| JP2017096798A (en) * | 2015-11-25 | 2017-06-01 | 国立大学法人静岡大学 | Radiation detection device |
| US9743893B2 (en) | 2011-12-21 | 2017-08-29 | Carestream Health, Inc. | Dental imaging with photon-counting detector |
| US9921320B2 (en) | 2015-03-23 | 2018-03-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detecting apparatus, input-output calibration method, and computer program product |
| JP2018537149A (en) * | 2015-10-20 | 2018-12-20 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | Polarization correction for direct conversion X-ray detectors |
| US10159450B2 (en) | 2014-10-01 | 2018-12-25 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector |
| WO2019039033A1 (en) * | 2017-08-25 | 2019-02-28 | 株式会社日立製作所 | X-ray ct apparatus and image generation method |
| WO2019167429A1 (en) * | 2018-03-02 | 2019-09-06 | 株式会社日立製作所 | Radiation imaging apparatus, and calibration method for photon counting type detector |
| CN110389374A (en) * | 2019-07-05 | 2019-10-29 | 东软医疗***股份有限公司 | A kind of front-end circuit and detector of detector |
| CN110632639A (en) * | 2019-09-18 | 2019-12-31 | 北京格物时代科技发展有限公司 | Probe, detector and total counting correction method of multi-pixel photon counter |
| US10743834B2 (en) | 2016-10-06 | 2020-08-18 | Canon Medical Systems Corporation | X-ray image diagnostic apparatus and method |
| US10779777B2 (en) | 2016-01-27 | 2020-09-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic imaging apparatus, control method thereof, and computer-readable storage medium |
| CN113177512A (en) * | 2021-05-20 | 2021-07-27 | 国家卫星气象中心(国家空间天气监测预警中心) | Matching threshold analysis method for intersatellite cross radiometric calibration |
| WO2021153107A1 (en) * | 2020-01-27 | 2021-08-05 | 株式会社リガク | Control device, system, method, and program |
| WO2022102095A1 (en) * | 2020-11-13 | 2022-05-19 | 国立大学法人静岡大学 | Radiographic device |
| CN117148416A (en) * | 2023-10-31 | 2023-12-01 | 深圳翱翔锐影科技有限公司 | Pixel counting rate correction method for CdZnTe photon counting detector |
-
2009
- 2009-10-15 JP JP2009238315A patent/JP2011085479A/en active Pending
Cited By (52)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10039441B2 (en) | 2010-12-22 | 2018-08-07 | Trophy | Digital detector |
| KR102011613B1 (en) | 2010-12-22 | 2019-08-16 | 트로피 | Digital detector |
| EP2654566A4 (en) * | 2010-12-22 | 2016-10-19 | Trophy | Digital detector |
| WO2012088243A2 (en) | 2010-12-22 | 2012-06-28 | Trophy | Digital detector |
| KR20180103186A (en) * | 2010-12-22 | 2018-09-18 | 트로피 | Digital detector |
| KR101902032B1 (en) | 2010-12-22 | 2018-09-27 | 트로피 | Digital detector |
| US11751760B2 (en) | 2010-12-22 | 2023-09-12 | Carestream Health, Inc. | Dental imaging with photon-counting detector |
| JP2014530704A (en) * | 2011-10-19 | 2014-11-20 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Photon counting detector |
| JP2013119000A (en) * | 2011-12-08 | 2013-06-17 | Tele Systems:Kk | Substance identification apparatus and substance identification method |
| US9743893B2 (en) | 2011-12-21 | 2017-08-29 | Carestream Health, Inc. | Dental imaging with photon-counting detector |
| EP3845130A1 (en) * | 2011-12-21 | 2021-07-07 | Carestream Dental Technology Topco Limited | Dental imaging with photon-counting detector |
| JP2015506196A (en) * | 2011-12-21 | 2015-03-02 | ケアストリーム ヘルス インク | Dental imaging with a photon count detector |
| EP3574839A1 (en) * | 2011-12-21 | 2019-12-04 | Carestream Dental Technology Topco Limited | Dental imaging with photon-counting detector |
| JP2013143980A (en) * | 2012-01-13 | 2013-07-25 | Toshiba Corp | X-ray ct apparatus |
| JP2013246096A (en) * | 2012-05-28 | 2013-12-09 | Sharp Corp | Dose meter, program and recording medium |
| CN103454666B (en) * | 2012-05-30 | 2016-08-24 | 中国辐射防护研究院 | Dosimeter panoramic exposure calibrating installation |
| CN103454666A (en) * | 2012-05-30 | 2013-12-18 | 中国辐射防护研究院 | Dosimeter panoramic exposure calibrating device |
| JP2015531611A (en) * | 2012-06-21 | 2015-11-05 | トロフィー | Method for manufacturing a sensor chip for direct conversion of X-rays, sensor for direct conversion of X-rays and dental radiation apparatus using such a sensor |
| KR20180086296A (en) * | 2012-06-21 | 2018-07-30 | 트로피 | Method for production of a pellet for a direct-conversion detector of x-rays, direct-conversion detector of x-rays and dental radiology apparatus using such a detector |
| KR101984946B1 (en) | 2012-06-21 | 2019-06-03 | 트로피 | Method for production of a pellet for a direct-conversion detector of x-rays, direct-conversion detector of x-rays and dental radiology apparatus using such a detector |
| EP2703846A2 (en) | 2012-08-31 | 2014-03-05 | Telesystems Co., Ltd. | Method and apparatus for supplying bias drive voltage to radiation detector |
| US9423517B2 (en) | 2012-12-31 | 2016-08-23 | Samsung Electronics Co., Ltd. | X-ray imaging apparatus and method of controlling the same |
| JP2014161510A (en) * | 2013-02-25 | 2014-09-08 | Tele Systems:Kk | Panoramic imaging apparatus and reconstruction method for panoramic image |
| JP2014161590A (en) * | 2013-02-27 | 2014-09-08 | Tele Systems:Kk | Dental x-ray imaging apparatus and image correction method in dental x-ray imaging |
| JP2014230584A (en) * | 2013-05-28 | 2014-12-11 | 株式会社東芝 | X-ray diagnostic apparatus, medical image processing apparatus and medical image processing program |
| US8965095B2 (en) | 2013-05-30 | 2015-02-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Noise balance pre-reconstruction data decomposition in spectral CT |
| JP2014233633A (en) * | 2013-05-30 | 2014-12-15 | 株式会社東芝 | Photon-counting x-ray computer tomography apparatus and medical image reconstruction program |
| CN105246410A (en) * | 2013-05-30 | 2016-01-13 | 株式会社东芝 | Photon-counting X-ray computed tomography device and photon-counting X-ray computed tomography method |
| WO2014192935A1 (en) * | 2013-05-30 | 2014-12-04 | 株式会社 東芝 | Photon-counting x-ray computed tomography device and photon-counting x-ray computed tomography method |
| US10292668B2 (en) | 2014-03-26 | 2019-05-21 | Hitachi, Ltd. | X-ray scanning apparatus |
| JPWO2015146691A1 (en) * | 2014-03-26 | 2017-04-13 | 株式会社日立製作所 | X-ray equipment |
| CN106028939A (en) * | 2014-03-26 | 2016-10-12 | 株式会社日立制作所 | X-ray imaging apparatus |
| WO2015146691A1 (en) * | 2014-03-26 | 2015-10-01 | 株式会社 日立メディコ | X-ray imaging apparatus |
| US10159450B2 (en) | 2014-10-01 | 2018-12-25 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector |
| JP2016127909A (en) * | 2015-01-09 | 2016-07-14 | 株式会社東芝 | X-ray CT apparatus |
| US9921320B2 (en) | 2015-03-23 | 2018-03-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detecting apparatus, input-output calibration method, and computer program product |
| JP2018537149A (en) * | 2015-10-20 | 2018-12-20 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | Polarization correction for direct conversion X-ray detectors |
| JP2017096798A (en) * | 2015-11-25 | 2017-06-01 | 国立大学法人静岡大学 | Radiation detection device |
| US10779777B2 (en) | 2016-01-27 | 2020-09-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic imaging apparatus, control method thereof, and computer-readable storage medium |
| US10743834B2 (en) | 2016-10-06 | 2020-08-18 | Canon Medical Systems Corporation | X-ray image diagnostic apparatus and method |
| WO2019039033A1 (en) * | 2017-08-25 | 2019-02-28 | 株式会社日立製作所 | X-ray ct apparatus and image generation method |
| JP2019037550A (en) * | 2017-08-25 | 2019-03-14 | 株式会社日立製作所 | X-ray CT apparatus and image generation method |
| JP2019152513A (en) * | 2018-03-02 | 2019-09-12 | 株式会社日立製作所 | Radiation imaging apparatus and calibration method for photon counting type detector |
| WO2019167429A1 (en) * | 2018-03-02 | 2019-09-06 | 株式会社日立製作所 | Radiation imaging apparatus, and calibration method for photon counting type detector |
| CN110389374A (en) * | 2019-07-05 | 2019-10-29 | 东软医疗***股份有限公司 | A kind of front-end circuit and detector of detector |
| CN110632639A (en) * | 2019-09-18 | 2019-12-31 | 北京格物时代科技发展有限公司 | Probe, detector and total counting correction method of multi-pixel photon counter |
| WO2021153107A1 (en) * | 2020-01-27 | 2021-08-05 | 株式会社リガク | Control device, system, method, and program |
| WO2022102095A1 (en) * | 2020-11-13 | 2022-05-19 | 国立大学法人静岡大学 | Radiographic device |
| CN113177512A (en) * | 2021-05-20 | 2021-07-27 | 国家卫星气象中心(国家空间天气监测预警中心) | Matching threshold analysis method for intersatellite cross radiometric calibration |
| CN113177512B (en) * | 2021-05-20 | 2024-04-05 | 国家卫星气象中心(国家空间天气监测预警中心) | Matching threshold analysis method for cross radiation calibration between stars |
| CN117148416A (en) * | 2023-10-31 | 2023-12-01 | 深圳翱翔锐影科技有限公司 | Pixel counting rate correction method for CdZnTe photon counting detector |
| CN117148416B (en) * | 2023-10-31 | 2024-01-19 | 深圳翱翔锐影科技有限公司 | Pixel counting rate correction method for CdZnTe photon counting detector |
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