JP2017051437A - Ｘ線フィルタ、放射線検出装置及び放射線検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】物質弁別の精度を向上させることができるＸ線フィルタ、放射線検出装置及び放射線検査装置を提供する。【解決手段】実施形態のＸ線フィルタは、検出器の検出面に対して交わる第１の方向と交わる第２の方向に沿って、第１のＫ吸収端を有する第１の層と、第２のＫ吸収端を有する第２の層とが積層された積層体を少なくとも含む１組のフィルタを第２の方向に沿って周期的に配置する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線フィルタ、放射線検出装置及び放射線検査装置に関する。

一般に、検体に照射するＸ線のスペクトルをＸ線フィルタで調整する場合、Ｘ線を金属材料（Ｘ線フィルタ）の中を透過させる。Ｘ線が金属材料を透過する際にＸ線の吸収・散乱によるＸ線の減弱が生じ、これは金属材料ごとに存在するＫ吸収端と呼ばれるエネルギーで特に顕著となる。そこで、Ｋ吸収端前後での金属材料によるＸ線減弱率の大きな変化を用いて、透過Ｘ線スペクトルをＫ吸収端より高エネルギー領域及び低エネルギー領域の２つに分離することが可能である。

一般に、Ｘ線スペクトルを２つのエネルギー領域に分離するＸ線フィルタとして、検出器の検出面に交わる方向に２種類の金属材料を重ねたものがある。このようなＸ線フィルタは、先に透過した金属材料により減弱されたＸ線が、後に透過する金属材料により更に減弱されるので２つに分離したそれぞれのエネルギー領域でのＸ線量（光子数）が減少してしまう。

２種類のエネルギー領域のＸ線を検体に照射して物質弁別を行う場合、物質の特定に必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を増加させ、かつ物質の特定に不必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を低減させることでＳ／Ｎ比が向上できるため物質弁別の精度を向上させることが可能となる。

特開２００６−１５５９２５号公報

本発明が解決しようとする課題は、物質弁別の精度を向上させることができるＸ線フィルタ、放射線検出装置及び放射線検査装置を提供することを目的とする。

実施形態のＸ線フィルタは、検出器の検出面に対して交わる第１の方向と交わる第２の方向に沿って、第１のＫ吸収端を有する第１の層と、第２のＫ吸収端を有する第２の層とが積層された積層体を少なくとも含む１組のフィルタを第２の方向に沿って周期的に配置する。

実施形態の放射線検出装置を有する放射線検査装置の構成例を示す構成図。 実施形態の放射線検査装置における放射線検出装置の位置を模式的に示す構成図。 実施形態の検出器の一例を示す図。 実施形態の放射線検出装置の構成例を示す図。 実施形態の情報処理装置のハードウェア構成例を示す図。 ＣＴ画像を生成する処理フローを示す図。 ＣＴ画像を生成する際のＸ線光子エネルギーの閾値の一例を示す図。 Ｘ線発生装置が有するＸ線フィルタの配置を示す図。 Ｘ線フィルタの構成例を示す図。 積層体（１組のフィルタ）を透過するＸ線の位置を示す図。 積層体（１組のフィルタ）を透過するＸ線の位置を示す図。 Ｘ線のエネルギーと質量減弱係数の関係を示す図。 Ｘ線フィルタの積層体を酸化テルビニウムとルテチウムで構成した場合の透過Ｘ線スペクトルを示す図。 被検体にＸ線を照射した場合の透過Ｘ線スペクトルを示す図。

以下、Ｘ線フィルタ及び放射線検出装置を適用した実施形態の放射線検査装置を、図面を参照して詳細に説明する。

（実施形態）
図１に、実施形態の放射線検出装置を有する放射線検査装置の構成例を示す。図２に、図１に示した放射線検査装置における放射線検出装置の位置を模式的に示す。放射線検査装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能なＸ線ＣＴ装置である。すなわち、放射線検査装置は、放射線検出装置１００を備え、被検体を透過したＸ線光子を、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて計数することにより、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。

個々のＸ線光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴ装置は、Ｘ線光子のエネルギー値の計測を行うことにより、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得る。フォトンカウンティングＣＴ装置は、１種類の管電圧でＸ線を照射することで収集された投影データを複数のエネルギー成分に分けて画像化する。

図１に示すように、放射線検査装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、情報処理装置３０とを有する。なお、情報処理装置３０を「コンソール装置」と呼ぶこともある。

架台装置１０は、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３（放射線検出装置１００を含む）と、収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数する。

図２に示すように、回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と放射線検出装置１００とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持している。回転フレーム１５は、後述する架台駆動部１６によって、被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。

Ｘ線発生装置（Ｘ線源）１２は、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃと、Ｘ線フィルタ１２ｄとを有する。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置である。

Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線照射制御部１１により供給される高電圧により、被検体ＰにＸ線を照射する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線を被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角およびコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた線量分布になるように、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。

例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルター（wedge filter）、または、ボウタイフィルター（bow-tie filter）とも呼ばれる。

また、放射線検査装置は、撮影条件に応じて切り替えられる複数種類のウェッジ１２ｂを有する。例えば、後述するＸ線照射制御部１１は、撮影条件に応じてウェッジ１２ｂを切り替える。例えば、Ｘ線発生装置１２は、２種類のウェッジ１２ｂを有する。

コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。

Ｘ線フィルタ１２ｄは、後述するＸ線照射制御部１１の制御により、被検体Ｐへ照射するＸ線のスペクトルを複数のエネルギー領域に分離するためのフィルタである。つまり、コリメータ１２ｃで照射範囲が絞り込まれた後のＸ線のスペクトルを複数のエネルギー領域に分離するフィルタである。Ｘ線のスペクトルを複数のエネルギー領域に分離することで、物質の特定に必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を増加させ、かつ物質の特定に不必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を低減できる。実施形態のＸ線フィルタ１２ｄの詳細な説明については後述する。

Ｘ線照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。

また、Ｘ線照射制御部１１は、ウェッジ１２ｂの切り替えを行なう。また、Ｘ線照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。また、Ｘ線照射制御部１１は、Ｘ線フィルタ１２ｄの位置を制御することにより、Ｘ線フィルタ１２ｄを透過したＸ線が後述する検出器１３の検出面に到達した時の広がりを調整する。なお、放射線検査装置は、複数種類のウェッジ１２ｂ、及びＸ線フィルタ１２ｄの位置を、操作者が手動で切り替えるものであってもよい。

架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。

検出器１３は、図２に示した位置に放射線検出装置１００を備え、Ｘ線光子が入射するごとに、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線光子は、例えばＸ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射するごとに、１パルスの電気信号を出力する複数の検出素子を有する。

上記のような検出器１３はフォトンカウンティング型の検出器１３と呼ばれる。フォトンカウンティング型の検出器１３は、複数の検出素子（画素またはピクセル）を並べた構成であり、画素（ピクセル）ごとにＸ線スペクトルを検出することができる。すなわち、フォトンカウンティング型の検出器１３は、例えば１６×１６画素で構成される場合、２５６ピクセルのそれぞれでＸ線スペクトルを検出する。以下では、検出素子を「画素」、または「ピクセル」とも表記する。

検出器１３の検出素子は、例えばテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ）系の半導体素子である。この場合、検出器１３は、入射したＸ線光子を、直接、電気信号に変換する「直接変換型の検出器」となる。

また、検出器１３の検出素子は、例えばシンチレータと光電子増倍管等の光センサとにより構成されるものでもよい。この場合、検出器１３は、入射したＸ線光子をシンチレータにより、一旦、可視光（シンチレータ光）に変換し、シンチレータ光を光電子増倍管等の光センサで電気信号に変換する「間接変換型の検出器」となる。

図３に、検出器１３の一例を示す。検出器１３は、直接変換型の検出器の場合、テルル化カドミウムにより構成される検出素子４０が、又は間接変換型の検出器の場合、シンチレータを備えた光電子増倍管等の検出素子４０が、チャンネル方向（図１中のＹ軸方向）にＮ列（図３の例ではｎ_１〜ｎ_２３）、体軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列（図３の例ではｍ_１〜ｍ_７）配置された面検出器となっている。このように、検出素子（画素）４０が配置された位置の情報は予め設定されている。従って、電気信号を出力した検出素子（画素）４０の位置からＸ線光子が入射した位置を特定することができる。

なお、図示していないが、検出器１３の後段には、複数の検出素子４０ごとに増幅器が設置され、増幅器は、前段の検出素子４０から出力された電気信号を増幅して、図２に示す放射線検出装置１００に出力する。

図４に、放射線検出装置１００の構成例を示す。図４に示すように、放射線検出装置１００は、取得部１０１と、算出部１０２と、特定部１０３と、生成部１０４と、出力部１０５とを有する。放射線検出装置１００は、Ｘ線光子を検出する検出器１３から出力された電気信号を処理する。

取得部１０１は、Ｘ線フィルタ１２ｄを透過したＸ線光子が検出器１３を構成する検出素子（画素）４０に入射することにより出力される電気信号を検出素子（画素）４０ごとに取得する。すなわち、取得部１０１は、検出素子（画素）４０の位置情報と、出力される電気信号とが対応付けられた情報を取得する。

算出部１０２は、検出器１３の検出素子（画素）４０から出力されたＸ線光子による電気信号の数を計数すると共に、電気信号の強度を用いて計数したＸ線光子のエネルギー値を算出する。すなわち、検出素子（画素）４０は、Ｘ線光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。検出素子（画素）４０が出力した個々の電気信号（パルス）を弁別して計数することで、各検出素子（画素）４０に入射したＸ線光子の数を計数する（Ｘ線光子１つ１つをカウントする）ことができる。また、当該電気信号（パルス）の強度に対して、所定の演算処理を行うことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を算出する。

特定部１０３は、検出器１３の検出素子（画素）４０が配置された位置から検出器１３で検出されたＸ線光子の入射位置を特定する。すなわち、特定部１０３は、計数に用いたパルス（電気信号）を出力した検出素子（画素）４０の位置を、入射位置として特定する。なお、検出素子（画素）４０が配置された位置の情報は予め設定されている。

生成部１０４は、特定部１０３で特定されたＸ線光子の入射位置と、算出部１０２で計数されたＸ線光子の計数値と、算出部１０２で算出されたＸ線光子のエネルギー値とが対応付けられた計数情報を生成する。

出力部１０５は、生成部１０４で生成した計数情報を後段の収集部１４に出力する。

以上で説明した放射線検出装置１００のハードウェア構成は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、および、通信Ｉ／Ｆ装置などを含むコンピュータ装置のハードウェア構成を利用している。上述した放射線検出装置１００の各部の機能（取得部１０１、算出部１０２、特定部１０３、生成部１０４、出力部１０５）は、ＣＰＵがＲＯＭに格納されたプログラムをＲＡＭ上で展開して実行することにより実現される。また、これに限らず、上述した放射線検出装置１００の各部の機能のうちの少なくとも一部を専用のハードウェア回路（例えば半導体集積回路等）で実現することもできる。なお、放射線検出装置１００のハードウェア構成としてＣＰＵのみを備え、ＲＯＭ、ＲＡＭなどは外部装置に備えるようにしてもよい。その場合、放射線検出装置１００のＣＰＵが外部装置のＲＯＭ、ＲＡＭまたは記憶装置からプログラムを読み出して実行することで上記各部の機能を実現する。

放射線検出装置１００の取得部１０１、算出部１０２、特定部１０３、生成部１０４、出力部１０５は、ＣＰＵがＲＯＭからプログラムを読み出して実行することで実現される機能である。すなわち、放射線検出装置１００が有する処理回路が、取得部１０１、算出部１０２、特定部１０３、生成部１０４、及び出力部１０５により実行される処理を実行する。つまり、処理回路は、取得機能、算出機能、特定機能、生成機能、出力機能を実行する。なお、放射線検出装置１００は、特許請求の範囲における「処理回路」の一例である。

また、上記ＣＰＵ（コンピュータ）が実行するプログラムを、インターネット等のネットワークに接続された外部装置上に格納し、ネットワーク経由でダウンロードさせることにより提供するようにしてもよい。また、上記ＣＰＵが実行するプログラムを、インターネット等のネットワーク経由で提供または配布するようにしてもよい。さらに、上記ＣＰＵが実行するプログラムを、ＲＯＭ等の不揮発性の記録媒体に予め組み込んで提供するようにしてもよい。

図１に戻って説明を続ける。収集部１４は、検出器１３の出力信号を用いた放射線検出装置１００の計数処理の結果である上記の計数情報を収集する。すなわち、収集部１４は、放射線検出装置１００が検出器１３から出力される個々の信号を弁別して演算処理した、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線光子が入射するごとに検出器１３（複数の検出素子（画素）４０）が出力した個々の信号から演算処理される情報である。具体的には、計数情報は、検出器１３（複数の検出素子（画素）４０）に入射したＸ線光子の入射位置とＸ線光子の計数値とＸ線光子のエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、計数情報を予め定めた時間ごとに収集する。収集部１４は、収集した計数情報を、情報処理装置（コンソール装置）３０に送信する。

次に、図１に示す寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐを載置する板であり、寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。

なお、架台装置１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２を移動させた後に、被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式を実行する。

次に、画像生成部の一例である情報処理装置３０は、入力部３１と、表示部３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。情報処理装置３０は、操作者による放射線検査装置の操作を受け付けると共に、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。なお、情報処理装置３０は、特許請求の範囲の「画像生成部」の一例である。

入力部３１は、放射線検査装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力部３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件や、Ｘ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。

表示部３２は、操作者によって参照されるモニタ装置であり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを操作者に表示したり、入力部３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。

スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４および寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数情報の収集処理を制御する。

前処理部３４は、収集部１４から送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行うことで、投影データを生成する。

投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、投影データ記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。なお、以下では、投影データを計数情報として記載する場合がある。

画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、画像再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。画像再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを画像記憶部３７に格納する。

ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数情報から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギー情報が含まれている。このため、画像再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、画像再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。

また、画像再構成部３６は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを生成することができ、更に、これら複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。

また、画像再構成部３６は、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。Ｋ吸収端の前後では、Ｘ線の減弱係数が大きく異なるため、計数値も大きく変化する。例えば、画像再構成部３６は、Ｋ吸収端より小さいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データと、当該Ｋ吸収端より大きいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データとを差分した差分画像データを生成する。例えば、造影剤の主成分のＫ吸収端を用いて生成された差分画像データは、当該造影剤が存在する領域が主に描出された画像となる。また、画像再構成部３６が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。

画像記憶部３７は、画像再構成部３６で再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを記憶する。

制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０および情報処理装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行われるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部３６を制御することで、情報処理装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを表示部３２に表示するように制御する。

以上で説明した情報処理装置３０のハードウェア構成は、一例として図５に示すハードウェア構成とすることができる。図５に示すように、情報処理装置３０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）５０と、ＲＯＭ（Read Only Memory）５１と、ＲＡＭ（Random Access Memory）５２と、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）５３と、入出力Ｉ／Ｆ（Interface）５４と、通信Ｉ／Ｆ５５と、入力部３１と、表示部３２とを有している。

ＣＰＵ５０、ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２、ＨＤＤ５３、入出力Ｉ／Ｆ５４、および、通信Ｉ／Ｆ５５は、バスライン５６を介して相互に接続されている。また、入力部３１および表示部３２は、入出力Ｉ／Ｆ５４を介してＣＰＵ５０等に接続されている。また、通信Ｉ／Ｆ５５は、架台装置１０に接続されている。

上述した情報処理装置３０の各部の機能（入力部３１、表示部３２、スキャン制御部３３、前処理部３４、投影データ記憶部３５、画像再構成部３６、画像記憶部３７、制御部３８）は、ＣＰＵ５０がＲＯＭ５１に格納されたプログラムをＲＡＭ５２上で展開して実行することにより実現される。また、これに限らず、上述した情報処理装置３０の各部の機能のうちの少なくとも一部を専用のハードウェア回路（例えば半導体集積回路等）で実現することもできる。情報処理装置３０が有する処理回路が、入力機能、表示機能、スキャン制御機能、前処理機能、投影データ記憶機能、画像再構成機能、画像記憶機能、制御機能を実行する。なお、投影データ記憶部３５、画像記憶部３７は、ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２およびＨＤＤ５３に相当する。

また、上記ＣＰＵ５０（コンピュータ）が実行するプログラムを、インターネット等のネットワークに接続された外部装置上に格納し、ネットワーク経由でダウンロードさせることにより提供するようにしてもよい。また、上記ＣＰＵ５０が実行するプログラムを、インターネット等のネットワーク経由で提供または配布するようにしてもよい。さらに、上記ＣＰＵ５０が実行するプログラムを、ＲＯＭ５１等の不揮発性の記録媒体に予め組み込んで提供するようにしてもよい。

次に、放射線検査装置の処理動作について説明する。図６に、放射線検出装置１００から受信した計数情報を用いてＣＴ画像を生成する処理フローを示す。図７に、ＣＴ画像を生成する際のＸ線光子エネルギーの閾値の一例を示す。図７に示すように、検出Ｘ線光子の内、低エネルギー側のＸ線光子を用いてＣＴ画像Ｉ_Ｌを生成する際のＸ線光子エネルギーの閾値を、例えば、（下限）Ｔｈ_ＬＬ：３０ｋｅＶ、（上限）Ｔｈ_ＬＨ：４５ｋｅＶと設定し、高エネルギー側のＸ線光子を用いてＣＴ画像Ｉ_Ｈを生成する際の閾値を、例えば、（下限）Ｔｈ_ＨＬ：５０ｋｅＶ、（上限）Ｔｈ_ＨＨ：６５ｋｅＶと設定する。これにより、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。

次に、放射線検出装置（フォトンカウンティング型のＸ線ＣＴ検出器）１００を用いて、被検体を透過して検出器１３に到達した透過Ｘ線を検出（ステップＳ１）し、算出部１０２で検出器１３の検出素子（画素）４０から出力されたＸ線光子による電気信号の数を計数すると共に、電気信号の強度を用いて計数したＸ線光子のエネルギー値を算出する。また、特定部１０３で計数に用いたパルス（電気信号）を出力した検出素子（画素）４０の位置を、入射位置として特定する。放射線検出装置１００の生成部１０４は、検出器１３で検出したＸ線光子の入射位置と、計数されたＸ線光子の計数値と、算出されたＸ線光子のエネルギー値とが対応付けられた計数情報を生成して収集部１４に出力する。収集部１４は計数情報を情報処理装置３０に送信する。

情報処理装置３０は、計数情報を受信して、まず、検出したＸ線光子のエネルギーＥが、Ｔｈ_ＬＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＬＬであるか否かを判定（ステップＳ２）し、Ｔｈ_ＬＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＬＬである場合（ステップＳ２：Ｙｅｓ）、前処理部３４で補正処理を行いＸ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データを生成し、画像再構成部３６で投影データから低エネルギー側のＣＴ画像Ｉ_Ｌを再構成する（ステップＳ３）。

Ｔｈ_ＬＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＬＬでない場合（ステップＳ２：Ｎｏ）、Ｔｈ_ＨＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＨＬであるか否かを判定（ステップＳ４）し、Ｔｈ_ＨＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＨＬである場合（ステップＳ４：Ｙｅｓ）、前処理部３４で補正処理を行いＸ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データを生成し、画像再構成部３６で投影データから高エネルギー側のＣＴ画像Ｉ_Ｈを再構成する（ステップＳ５）。

Ｔｈ_ＨＨ≧Ｅ≧Ｔｈ_ＨＬでない場合（ステップＳ４：Ｎｏ）、処理を終了する。

次に、画像再構成部３６は、ＣＴ画像Ｉ_ＨとＣＴ画像Ｉ_Ｌの画像の差分Ｉ_Ｈ−Ｉ_Ｌをとり、エネルギー成分の差分画像Ｉ_ｄｉｆｆを生成する（ステップＳ６）。

以上の処理を実行することで、放射線検査装置は、被検体の主成分のＫ吸収端を用いて生成された差分画像データを生成するので、被検体が存在する領域が主に描出された画像を得ることができる。

次に、実施形態のＸ線フィルタ１２ｄの詳細について説明する。図８に、Ｘ線発生装置１２が有するＸ線フィルタ１２ｄの配置を示す。図８に示すように、Ｘ線フィルタ１２ｄは、Ｘ線管１２ａと検出器１３の間に配置される。具体的には、Ｘ線フィルタ１２ｄは、図１に示した、Ｘ線が照射される方向のコリメータ１２ｃの下流側で、検出器１３との間に設けられる。

Ｘ線フィルタ１２ｄは、検出器１３の検出面に対して交わる第１の方向と交わる第２の方向に沿って、第１のＫ吸収端を有する第１の層（フィルタ材料Ａ）と、第２のＫ吸収端を有する第２の層（フィルタ材料Ｂ）とが積層された積層体を少なくとも含む１組のフィルタを第２の方向に沿って周期的に配置したものである。すなわち、Ｘ線フィルタ１２ｄの積層構造の断面が検出器１３の検出面に垂直となるように配置する。つまり、第２の方向は、検出器１３の検出面に略平行な方向である。これにより、２種類のエネルギー領域のＸ線を被検体に照射して物質弁別を行う場合、物質の特定に必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を増加させることが可能となる。

図８において、Ｘ線管１２ａと検出器１３の検出面との距離Ｌである場合、Ｘ線フィルタ１２ｄの位置は、Ｘ線管１２ａから距離Ｌ′の位置に配置されている。この距離Ｌ′の位置は、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線が、Ｘ線フィルタ１２ｄのうち、第１の層（フィルタ材料Ａ）と第２の層（フィルタ材料Ｂ）とが積層された積層体を少なくとも含む１組のフィルタを透過して検出器１３の検出面に到達した時のＸ線の広がりが検出器１３の画素幅（画素ピッチ）と一致するように決められる。つまり、検出面に到達した時のＸ線の広がりが検出器１３の１つの検出素子（画素）４０の幅と一致するようにする。これにより、積層体を少なくとも含む１組のフィルタの厚さ（１周期分）と検出器１３の画素とのアライメントをとる必要がないので調整の手間がかからない。

図９に、Ｘ線フィルタ１２ｄの構成例を示す。図９に示すように、Ｘ線フィルタ１２ｄは、Ｋ吸収端の異なる複数の材料（フィルタ材料Ａ、Ｂ）を積層した積層体（１組のフィルタ）を、上記の第２の方向に沿って周期的に重ねたものを用いる。Ｘ線フィルタ１２ｄは、フィルタ材料Ａの１層（厚さｔａ）とフィルタ材料Ｂの１層（厚さｔｂ）を積層した積層体を１組のフィルタとして、周期的に重ねている。つまり、１つの積層体（１組のフィルタ）は、Ｘ線フィルタ１２ｄを構成する１周期分である。

Ｘ線フィルタ１２ｄを積層する方法として、例えば、メッキ、スパッタ等で作製してもよいし、薄膜や板状のものを張り合わせて作製してもよい。なお、Ｘ線フィルタ１２ｄを積層する方法はこれに限らず任意である。

積層体（１組のフィルタ（１周期分））の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）は、当該の領域を透過したＸ線が検出器１３の検出面に到達した時の広がりが、検出器１３の画素幅に一致するようにする。図８に示したように、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線は、空気中を放射状に直進する。Ｘ線管１２ａからＸ線フィルタ１２ｄまでの距離Ｌ′で積層体（１組（１周期分）のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）に広がったＸ線は、検出器１３の検出面までの距離Ｌで（ｔａ＋ｔｂ）×Ｌ／Ｌ′まで広がる。従って、（ｔａ＋ｔｂ）×Ｌ／Ｌ′の幅が検出器１３の画素幅と一致するように（ｔａ＋ｔｂ）を決める。

上記の関係から図８において、例えば、検出器１３の画素幅が１ｍｍで、Ｌ／Ｌ′が１００と仮定した場合に、積層体（１組のフィルタ（１周期分））の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）を０．０１ｍｍと算出することができる。このように、Ｘ線管１２ａからＸ線フィルタ１２ｄまでの距離Ｌ′と積層体（１組のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）を調整して、積層体（１組のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）を透過したＸ線の検出器１３の検出面での広がりを検出器１３の画素幅に一致させることにより、フィルタ材料の１周期分と１画素とのアライメントをとる必要がなくなる。すなわち、積層体（１組のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）の領域を透過したＸ線が検出器１３の各画素に入射すれば、検出器１３の各画素に入射するＸ線は同等なものとなる。

図１０及び図１１は、積層体（１組のフィルタ）を透過するＸ線の位置を示す。積層体（１組のフィルタ）が周期的に並んでいる場合には、図１０に示すように、Ｘ線が積層体（１組のフィルタ）の周期の境目を両端とする厚さ（ｔａ＋ｔｂ）の領域を通過した場合でも、図１１に示すように、Ｘ線が積層体のフィルタ材料Ｂに両端がある厚さ（ｔａ＋ｔｂ）の領域を通過した場合でも、フィルタ材料Ａとフィルタ材料Ｂとを透過するＸ線の割合は同じになることがわかる。

フィルタ材料Ａの１層（厚さｔａ）とフィルタ材料Ｂの１層（厚さｔｂ）の層の比率（ｔａ：ｔｂ）は、透過Ｘ線スペクトルが所望のものとなるように設計すればよく任意である。すなわち、ｔａ＝ｔｂである必要はなく、フィルタ材料やＸ線源の条件により、調整したいＸ線スペクトルの形状に応じて設計する。

また、フィルタ材料Ａ、フィルタ材料Ｂを積層した積層体（１組のフィルタ）は、各１層を積層したものに限ることはなく、フィルタ材料Ａ、Ｂのそれぞれを複数積層した積層体としてもよい。例えば、フィルタ材料Ａを３層分と、フィルタ材料Ｂを２層分とを積層（３×ｔａ＋２×ｔｂ）したものを積層体（１組のフィルタ）の１周期分としてもよい。なお、積層するフィルタ材料は２種類に限ることはなく、３種類以上の材料を積層した積層体とすることができる。

図９において、積層体（１組（１周期分）のフィルタ）を構成するフィルタ材料Ａ、フィルタ材料ＢをＸ線が透過する方向の厚さ（ｗ）は、所望のＸ線減弱率となるように決める。図９の例では、フィルタ材料Ａとフィルタ材料Ｂの厚さ（ｗ）が同じである一例を示しているが、これに限ることはなく、フィルタ材料Ａとフィルタ材料Ｂの厚さ（ｗ）が異なっていてもよい。すなわち、それぞれのエネルギー領域において所望のＸ線減弱率となるように決める。

図１２に、Ｘ線のエネルギーと質量減弱係数の関係を示す。縦軸は質量減弱係数（ｃｍ^２／ｇ）を表し、横軸はＸ線のエネルギー（ｋｅＶ）を表す。図１２の例は、Ｘ線のエネルギーに対するＬｕ（ルテチウム（一点鎖線））、Ｔｂ_２Ｏ_３（酸化テルビニウム（点線））、Ｇｄ（ガドリニウム（実線））の質量減弱係数の関係を示している。各物質のそれぞれのＫ吸収端（図中ピークのように見える部分）近傍のＸ線のエネルギーの領域を示している。ＧｄとＬｕのグラフから分かるように、Ｋ吸収端からのＸ線のエネルギーの差が同じでも質量減弱係数の変化量は異なっている。

このように、物質のＸ線減弱率は物質ごとに異なる。また物質のＸ線減弱率はＸ線のエネルギーによって異なる。物質のＸ線減弱率の指標となる質量減弱係数は、例えば、米国のＮＩＳＴ（National Institute of Standards and Technology）などで公開されている。物質によるＸ線の減弱に関しては、入射Ｘ線の強度Ｉ_０、物質を透過した後のＸ線の強度Ｉとした場合、下記（式１）により算出される。

Ｉ＝Ｉ_０ｅｘｐ（−μｍ（Ｅ）×ρ×ｗ） ・・・（式１）
上記（式１）中、μｍ（Ｅ）は物質の質量減弱係数、ＥはＸ線のエネルギー、ρは物質の密度、ｗは物質の厚さを表す。

上記（式１）から、物質の質量減弱係数μｍ（Ｅ）と密度ρを用いて、あるエネルギーのＸ線に対する減弱率（Ｉ／Ｉ_０）を得るために必要な物質の厚さｗを見積もることができる。

フィルタ材料として用いる物質の種類、積層体（１組のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）及びそれらの比率（ｔａ：ｔｂ）、１組のフィルタ材料それぞれ（例えば材料Ａ、Ｂ）をＸ線が透過する方向の厚さ（ｗ）は、被検体として物質弁別したい物質に応じて設計する必要がある。実施形態のＸ線フィルタ１２ｄを設計する場合、シミュレーションを用いた検討が有効である。例えば、Ｇｅａｎｔ４（http://geant4.cern.ch/）やＧＡＴＥ（http://www.opengatecollaboration.org/）といったシミュレーションツールが開発されているので適用することができる。実施形態のＸ線フィルタ１２ｄを設計する場合、これらを用いて、被検体として物質弁別したい物質が存在する場合と、存在しない場合とのＸ線減弱率の変化が大きくなるように設計する。

（実施例）
次に、実施形態のＸ線フィルタ１２ｄを適用した放射線検出装置１００の計測結果について説明する。図１３に、Ｘ線フィルタ１２ｄの積層体を酸化テルビニウム（Ｔｂ_２Ｏ_３）とルテチウム（Ｌｕ）で構成した場合の透過Ｘ線スペクトルを示す。図１３の左図は、Ｘ線フィルタ１２ｄと検出器１３の検出素子（画素）４０とのジオメトリの模式図を示し、右図はＸ線のエネルギーに対するＸ線の光子数の関係を示す。縦軸はＸ線の光子数（カウント）を表し、横軸はＸ線のエネルギー（ｋｅＶ）を表す。

図１３の例は、Ｘ線管１２ａの管電圧８０ｋＶで発生させたＸ線を照射した場合であり、Ｘ線フィルタ１２ｄの厚さ（ｗ）は１ｍｍである。Ｘ線が、１ｍｍの厚さのＸ線フィルタ１２ｄを透過する場合、ＬｕのＸ線に対する減弱率（Ｉ／Ｉ_０）は、エネルギー領域６０ｋｅＶで約４％であり、エネルギー領域８０ｋｅＶで約０．０９％であった。

２種類のフィルタ材料（Ｔｂ_２Ｏ_３、Ｌｕ）を積層した積層体（１組のフィルタ）を透過したＸ線が検出器１３の同じ１画素に入射することにより、エネルギー領域５０ｋｅＶ付近と６０ｋｅＶ付近とに２つのピークが検出され、エネルギー領域、約３０ｋｅＶ未満と約６５ｋｅＶ以上のＸ線はほぼ除外されていることが確認された。なお、従来のＸ線フィルタとして、検出器１３の検出面に交わる方向に２種類の金属材料を重ねたものは、透過Ｘ線量が大幅に低減することが確認された。

よって、実施形態のＸ線フィルタ１２ｄは、物質の特定に必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を増加させ、かつ物質の特定に不必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を低減させることができる。

図１４に、被検体にＸ線を照射した場合の透過Ｘ線スペクトルを示す。図１４の左図は、Ｘ線フィルタ１２ｄと、被検体（造影剤Ｇｄまたは水）と、検出器１３の検出素子（画素）４０とのジオメトリの模式図を示し、右図はＸ線のエネルギーに対するＸ線の光子数の関係を示す。縦軸はＸ線の光子数（カウント）を表し、横軸はＸ線のエネルギー（ｋｅＶ）を表す。

図１４の例は、図１３と同様の測定条件で、Ｘ線管１２ａの管電圧８０ｋＶで発生させたＸ線を照射した場合であり、Ｘ線フィルタ１２ｄの厚さ（ｗ）は１ｍｍである。Ｘ線フィルタ１２ｄと検出器１３との間に、Ｘ線減弱率が人間の生体成分と近い水、または生体成分よりも減弱率が高く造影剤として用いられるガドリニウム（Ｇｄ）を被検体として配置した。

ＧｄのＫ吸収端は５０．２ｋｅＶである。Ｇｄ（点線）を被検体とした場合は、水（実線）を被検体とした場合と比べて、エネルギー領域５０ｋｅＶ以上で検出されたＸ線光子数が顕著に低下しているのが確認された。また、エネルギー領域３０〜４５ｋｅＶで検出されたＸ線光子数は、Ｇｄを被検体とした場合は、水を被検体とした場合の約８０％であった。一方、エネルギー領域５０〜６５ｋｅＶでは、Ｇｄを被検体とした場合は約７３％に低減していた。２つのエネルギー領域によるＸ線光子数の違いは、ＧｄのＫ吸収端の前後でのＸ線の減弱率の違いによるものである。このことから、造影剤ＧｄのＫ吸収端前後でのＸ線減弱率を見た場合、大きな変化があればそこには造影剤Ｇｄがあると判定することができる。従って、このＸ線減弱率の違いを用いることで造影剤Ｇｄの弁別を行うことができる。また、上記の２つのエネルギー領域でのＸ線減弱率を用いることで、造影剤Ｇｄの密度を見積もることも可能である。

以上説明したように、放射線検査装置は、放射線検出装置１００の計数情報を情報処理装置３０に送信し、上述したＣＴ画像を生成する処理フローを実行することで、差分画像Ｉ_ｄｉｆｆでは、Ｇｄを含む領域が、水のみの領域と比較して大きい値をとるため、Ｇｄを含む領域を精度良く弁別することができる。

次に、図１３及び図１４を用いて説明した、２つのピークをもつＸ線スペクトル（２種類のエネルギー領域のＸ線）を得るためのＸ線フィルタ１２ｄの材料を選定する方法の一例を説明する。

例えば、被検体として造影剤Ｇｄ（Ｋ吸収端５０．２ｋｅＶ）を弁別する場合、低エネルギー側のピークを得るために、造影剤ＧｄのＫ吸収端から例えば１〜５ｋｅＶ高エネルギー側にＫ吸収端のあるＴｂ_２Ｏ_３（Ｋ吸収端５２．０ｋｅＶ）を選定し、高エネルギー側のピークを得るために、造影剤ＧｄのＫ吸収端から例えば１０〜１５ｋｅＶ高エネルギー側にＫ吸収端のあるＬｕ（Ｋ吸収端６３．３ｋｅＶ）を選定する。すなわち、被検体として弁別したい物質のＫ吸収端を基準とし、それより高エネルギー側の所定の領域にＫ吸収端を持つ材料を選定するようにする。そして、上述したシミュレーションを用いた検討を行い、積層体（１組のフィルタ）の厚さ（ｔａ＋ｔｂ）及びそれらの比率（ｔａ：ｔｂ）、１組のフィルタ材料それぞれ（例えば材料Ａ、Ｂ）をＸ線が透過する方向の厚さ（ｗ）などを設計する。

以上のようにして得られた、実施形態のＸ線フィルタ１２ｄは、物質の特定に必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を増加させ、かつ物質の特定に不必要なエネルギー領域のＸ線の照射量を低減させることでＳ／Ｎ比が向上できるため物質弁別の精度を向上させることができる。

なお、上記で説明したフィルタ材料を選定する方法は、あくまでも一例でありこれに限定されない。

また、放射線検出装置１００は、上述したＸ線ＣＴ装置以外にも用いられる。例えば、放射線検出装置１００は、Ｘ線診断装置、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置及びＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置等の核医学イメージング装置、並びにＸ線ＣＴ装置と核医学イメージング装置とを組み合わせた「ＰＥＴ−ＣＴ装置」及び「ＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置」等にも用いられる。また、放射線検出装置１００は、ＰＥＴ装置の受光部として用いられ、ＭＲＩ（磁気共鳴画像装置）が組み合わされた装置を構成してもよい。

以上、本発明の実施形態を説明したが、この実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１０ 架台装置
１１ Ｘ線照射制御部
１２ Ｘ線発生装置（Ｘ線源）
１３ 検出器
１４ 収集部
１５ 回転フレーム
１６ 架台駆動部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ 情報処理装置
３１ 入力部
３２ 表示部
３３ スキャン制御部
３４ 前処理部
３５ 投影データ記憶部
３６ 画像再構成部
３７ 画像記憶部
３８ 制御部
４０ 検出素子（画素、ピクセル）
５０ ＣＰＵ
５１ ＲＯＭ
５２ ＲＡＭ
５３ ＨＤＤ
５４ 入出力Ｉ／Ｆ
５５ 通信Ｉ／Ｆ
５６ バスライン
１００ 放射線検出装置
１０１ 取得部
１０２ 算出部
１０３ 特定部
１０４ 生成部
１０５ 出力部

Claims (4)

1. 検出器の検出面に対して交わる第１の方向と交わる第２の方向に沿って、第１のＫ吸収端を有する第１の層と、第２のＫ吸収端を有する第２の層とが積層された積層体を少なくとも含む１組のフィルタを前記第２の方向に沿って周期的に配置したＸ線フィルタ。
2. 前記１組のフィルタを透過したＸ線が前記検出面に到達した時の広がりが前記検出器の画素幅と一致するように配置される、
   請求項１に記載のＸ線フィルタ。
3. Ｘ線光子を検出する検出器から出力された電気信号を処理する処理回路を備え、
   前記処理回路は、
   請求項１または２に記載のＸ線フィルタを透過したＸ線光子が前記検出器を構成する画素に入射することにより出力される電気信号を前記画素ごとに取得する取得部と、
   前記Ｘ線光子による前記電気信号の数を計数すると共に、当該電気信号の強度を用いて前記計数した前記Ｘ線光子のエネルギー値を算出する算出部と、
   前記Ｘ線光子が入射した画素の位置と、前記Ｘ線光子の計数値と、前記Ｘ線光子のエネルギー値とが対応付けられた計数情報を生成する生成部と、
   を有する、放射線検出装置。
4. Ｘ線源と、
   請求項１または２に記載のＸ線フィルタと、
   請求項３に記載の放射線検出装置と、
   前記放射線検出装置が出力する計数情報を用いて画像を生成する画像生成部と、
   を有する、放射線検査装置。

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