JP6258094B2 - 放射線計測装置、および入出力較正プログラム - Google Patents

放射線計測装置、および入出力較正プログラム Download PDF

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Description

本発明の実施形態は、放射線計測装置、および入出力較正プログラムに関する。
今日において、フォトンカウンティング（Photon Counting）方式の検出器を用いたフォトンカウンティングＣＴ装置（ＣＴ：Computed Tomography）が知られている。フォトンカウンティング方式の検出器は、積分型の検出器と異なり、被検体を透過したＸ線光子を個々に計数可能な信号を出力する。従って、フォトンカウンティングＣＴ装置は、ＳＮ比（signal to noise ratio）の高いＸ線ＣＴ画像の再構成が可能となる。
また、フォトンカウンティング方式の検出器が出力した信号は、Ｘ線光子のエネルギーの計測（弁別）に用いることができる。従って、フォトンカウンティングＣＴ装置では、１種類の管電圧のＸ線を曝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ことができる。
ここで、物質を透過したＸ線光子を計測して対象物質を弁別するには、放射線検出器の出力（検出器出力）と放射線検出器に入射するＸ線光子エネルギー（入射エネルギー）との関係を較正することが必要不可欠となる。すなわち、いわゆる間接変換型の放射線検出器の場合、ＳｉＰＭ素子の特性（増倍率、動作温度等）のばらつき、および、シンチレーション光検出効率のばらつき（検出器幾何構造のばらつき）が生じている。このため、検出器出力と入射エネルギーとの較正が必要となる。なお、間接変換型の放射線検出器は、入射されたＸ線光子を、シンチレータでシンチレーション光子に変換し、固体シリコン光電子増倍素子（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultipliers）で増倍して出力する放射線検出器である。
従来は、エネルギーが既知の較正線源（放射性同位体）を複数用い、各較正エネルギーに対する波高分布のピーク位置（波高分布の最頻値）の同定を行うことで、検出器出力と入射エネルギーとを関連付けして較正していた。
しかし、較正線源を用いた較正の場合、較正線源の放射線と使用可能な較正線源の数量によって較正に要する時間が決定される。このため、例えば数十万画素等の膨大な数の画素を備えた放射線検出器においては、単位時間当たりの較正素子数が少なくなり、製品出荷および装置メンテナンスに長時間を要する問題があった。
また、較正作業は、通常、放射線検出器（またはＣＴ装置）の出荷時に行われるが、経時変化により、較正済みの検出器出力と入射エネルギーとのバランスが崩れる場合がある。しかし、上述のように較正には長い時間が必要となることから、病院の診察時間中にＣＴ装置を長時間停止して、再度、較正を行うことは大変困難である。また、同様の理由から、病院に納品された放射線検出器（またはＣＴ装置）を、定期的に検査して較正することも困難である。
また、較正に用いられるエネルギー領域に対応する較正線源は種類が少ない。すなわち、較正には、例えば５０ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶ程度の低エネルギー領域が用いられるが、半減期の長いセシウム等の較正線源は、このエネルギー領域に対応していないため、較正線源として用いることが困難である。これに対して、上述のエネルギー領域に対応するコバルト５７を用いた較正線源の場合、半減期が２７１日程度と非常に短い。このため、コバルト５７を較正線源として用いるには、半減期を考慮して、なるべく新しい較正線源を常備しておく必要がある。これは、保管場所およびコスト面等から考えて非現実的なことである。
特許第３５６６３９８号公報
本発明が解決しようとする課題は、検出器出力と入射エネルギーの簡易、かつ、高速な較正が可能な放射線計測装置、および入出力較正プログラムを提供することである。
実施形態によれば、検出器は、複数の画素それぞれは入射された放射線エネルギーに対応する電気信号値を出力する複数の検出素子を有する。基準算出部は、複数の画素それぞれが出力する電気信号値を有する第１の組のうち、最も頻度の高い電気信号値を第１の値として算出する。ピーク算出部は、第１の組から得られる放射線エネルギーと放射線強度との関係から、第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値に対応する電気信号値を第２の値として算出する。係数算出部は、第１の値と第２の値との差分を、第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値で除算した係数を算出する。較正部は、検出器に入射された放射線エネルギーに対して係数を乗算処理し、この乗算処理により得られた値に第１の値を加算処理することで、検出器から出力される電気信号値と、検出器に入射される放射線エネルギーとの関係を較正する。
図１は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。 図２は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器の平面図である。 図３は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置のハードウェア構成図である。 図４は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の機能ブロック図である。 図５は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器の入出力較正処理の流れを示すフローチャートである。 図６は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の基準導出部における信号基準値の算出動作を説明するための図である。 図７は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置のピーク導出部における特性Ｘ線に対応するエネルギー検出出力のピーク値の算出動作を説明するための図である。 図８は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置で算出された信号基準値およびピーク値の一例を示す図である。 図９は、入出力の較正を行っていない検出器の出力特性を示す図である。 図１０は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の、入出力の較正を行った検出器の出力特性を示す図である。 図１１は、第２の実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置で撮像されるファントムおよび投影像の一例を示す図である。 図１２は、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置で撮像されるファントムおよび投影像の他の例を示す断面図である。
以下、放射線計測装置、および入出力較正プログラムを適用した実施形態を、図面を参照して詳細に説明する。以下、一例として、放射線計測装置、および入出力較正プログラムを適用した、Ｘ線光子に対応するシンチレータ光を電荷に変換する「間接変換型の検出器」が設けられたフォトンカウンティングＣＴ装置を、図面を参照して詳細に説明する。
（第１の実施の形態）
フォトンカウンティングＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）を、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて計数することで、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成する。個々の光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴ装置は、光子のエネルギー値の計測を行うことで、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得る。フォトンカウンティングＣＴ装置は、１種類の管電圧でＸ線管を駆動して収集された投影データを複数のエネルギー成分に分けて画像化する。
図１に、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す。図１に示すように、フォトンカウンティングＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。
架台装置１０は、照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、収集部（DAS：data acquisition system）１４と、回転フレーム１５と、駆動部１６とを有する。架台装置１０は、ファントムＰにＸ線を曝射し、ファントムＰ（または被検体）を透過したＸ線を計数する。検出器１３は、複数の画素を有し、該複数の画素それぞれは入射された放射線エネルギーに対応する電気信号値を出力する複数の検出素子を有する。
回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とをファントムＰを挟んで対向するように支持している。回転フレーム１５は、後述する駆動部１６によって、ファントムＰを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。
Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線をファントムＰへ曝射する装置である。Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線発生装置１２から供給される高電圧により、ファントムＰにＸ線を曝射する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転に従って回転しながら、ファントムＰに対してＸ線ビームを曝射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角およびコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。
ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａからファントムＰへ曝射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。
例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルター（wedge filter）、または、ボウタイフィルター（bow-tie filter）とも呼ばれる。コリメータ１２ｃは、後述する照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の曝射範囲を絞り込むためのスリットである。
照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、ファントムＰに対して曝射されるＸ線量を調整する。また、照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の曝射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。
駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、ファントムＰを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線光子は、例えばＸ線管１２ａから曝射されファントムＰを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する複数の検出素子を有する。電気信号（パルス）の数を計数することで、各検出素子に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、この信号に対して、所定の演算処理を行うことで、当該信号の出力を引き起こしたＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
検出器１３の検出素子は、シンチレータおよび光電子増倍素子（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultipliers）等の光センサにより構成されている。検出器１３は、いわゆる「間接変換型の検出器」となっている。検出器１３は、入射したＸ線光子をシンチレータにより、一旦、シンチレータ光に変換し、シンチレータ光を光電子増倍素子等の光センサで電気信号に変換する。
図２に、検出器１３の一例を示す。検出器１３は、シンチレータと光電子増倍素子等の光センサにより構成される検出素子４０が、チャンネル方向（図１中のＹ軸方向）にＮ列、体軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列配置された面検出器となっている。検出素子４０は、光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。検出素子４０が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子４０に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、パルスの強度に基づく演算処理を行うことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。
なお、検出器１３の後段には、各検出素子４０から出力された電荷を積分処理し、デジタル化して図１に示す収集部１４に供給する、アナログフロントエンドと呼ばれる回路が設けられている。
収集部１４は、検出器１３の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。すなわち、収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから曝射されファントムＰを透過したＸ線光子が入射する毎に検出器１３（複数の検出素子４０）が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、計数情報は、検出器１３（複数の検出素子４０）に入射したＸ線光子の計数値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、収集した計数情報を、コンソール装置３０に送信する。
すなわち、収集部１４は、検出素子４０が出力した各パルスを弁別して計数したＸ線光子の入射位置（検出位置）と、当該Ｘ線光子のエネルギー値とを計数情報として、Ｘ線管１２ａの位相（管球位相）ごとに収集する。収集部１４は、例えば、計数に用いたパルス（電気信号）を出力した検出素子４０の位置を、入射位置とする。また、収集部１４は、電気信号に対して、所定の演算処理を行うことで、Ｘ線光子のエネルギー値を計測する。
次に、図１に示す寝台装置２０は、被検体およびファントム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、被検体およびファントム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、被検体およびファントム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またはファントム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、被検体またはファントム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またはファントムＰを円軌道でスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式でコンベンショナルスキャンを実行する。
次に、コンソール装置３０は、入力部３１と、表示部３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、第１記憶部３５と、再構成部３６と、第２記憶部３７と、制御部３８との各機能を有する。コンソール装置３０は、操作者によるフォトンカウンティングＣＴ装置の操作を受け付けると共に、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像を再構成する。
入力部３１は、フォトンカウンティングＣＴ装置の操作者がマウスまたはキーボード等を操作することで入力された各種指示および各種設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力部３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、およびＸ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。
表示部３２は、操作者によって参照されるモニタ装置であり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを表示し、また、入力部３１を介して操作者から各種指示および各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示する。
スキャン制御部３３は、制御部３８の制御のもと、照射制御部１１、駆動部１６、収集部１４および寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における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。
第１記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、第１記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。
再構成部３６は、第１記憶部３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを第２記憶部３７に格納する。
ここで、フォトンカウンティングＣＴ装置で得られる計数情報から生成された投影データには、ファントムＰを透過することで減弱されたＸ線のエネルギー情報が含まれている。このため、再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。
また、再構成部３６は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを生成することができ、更に、これら複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。
制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、フォトンカウンティングＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行われるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、第２記憶部３７が記憶する各種画像データを表示部３２に表示制御する。
次に、図３に、コンソール装置３０のハードウェア構成図を示す。図３に示すように、コンソール装置３０は、一般的なパーソナルコンピュータ装置と同様のハードウェア構成を有している。すなわち、コンソール装置３０は、ＣＰＵ５０、ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２、ＨＤＤ５３、入出力Ｉ／Ｆ５４、および通信Ｉ／Ｆ５５を有している。入出力Ｉ／Ｆ５４には、上述の入力部３１および表示部３２が接続されている。ＣＰＵは、「Central Processing Unit」の略記である。ＲＯＭは、「Read Only Memory」の略記である。ＲＡＭは、「Random Access Memory」の略記である。ＨＤＤは、「Hard Disk Drive」の略記である。Ｉ／Ｆは、「Interface」の略記である。
ＣＰＵ５０〜通信Ｉ／Ｆ５５は、バスライン５６を介して相互に接続されている。また、通信Ｉ／Ｆ５５は、架台装置１０に接続されている。ＣＰＵ５０は、収集部１４で収集されたＸ線画像データ等を、通信Ｉ／Ｆ５５を介して取得する。また、スキャン制御部３３，前処理部３４，再構成部３６または制御部３８は、ＣＰＵ５０がプログラムで動作することでソフトウェア的に実現してもよいし、一部または全部をハードウェアで実現してもよい。また、ＲＯＭ５１，ＲＡＭ５２およびＨＤＤ５３は、第１記憶部３５または第２記憶部３７に相当する。
次に、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、検出器１３の出力信号のサンプル値の最頻値を放射線エネルギー原点（０ｋｅＶ）とし、Ｘ線管１２ａの管球出力測定結果により、特性Ｘ線エネルギーの信号レベルを同定する。そして、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、この２つの情報を用いて、検出器１３の出力信号と、入射される放射線エネルギーとの関係を較正する。このような較正動作は、図３に示すＨＤＤ５３、ＲＯＭ５１またはＲＡＭ５２に記憶された入出力較正プログラムに従ってＣＰＵ５０が動作することで実行される。
なお、入出力較正プログラムは、インストール可能な形式または実行可能な形式のファイルでＣＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク（ＦＤ）等のコンピュータ装置で読み取り可能な記録媒体に記録して提供してもよい。また、入出力較正プログラムは、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ、半導体メモリ等のコンピュータ装置で読み取り可能な記録媒体に記録して提供してもよい。ＤＶＤは、「Digital Versatile Disk」の略記である。また、入出力較正プログラムは、インターネット等のネットワーク経由で提供してもよいし、フォトンカウンティングＣＴ装置は、入出力較正プログラムを、ネットワークを介してダウンロードし、ＲＯＭ５１，ＲＡＭ５２またはＨＤＤ５３等の記憶部に記憶して実行してもよい。また、入出力較正プログラムを、フォトンカウンティングＣＴ装置内のＲＯＭ等に予め組み込んで提供してもよい。
次に、操作者は、フォトンカウンティングＣＴ装置の出荷時、または、病院等への納品後のメンテナンス時等の所望のタイミングで入力部３１を操作することで、較正の実行を指示する。ＣＰＵ５０は、較正部の一例である。ＣＰＵ５０は、較正の実行が指示されると、複数の画素それぞれが出力する電気信号値に対して係数を乗算処理し、乗算処理により得られた値に第１の値を加算処理することで、検出器１３の検出出力と、検出器１３に入射される放射線との関係を較正する。すなわち、ＣＰＵ５０は、ＨＤＤ５３等に記憶されている入出力較正プログラムを読み出し、読みだした入出力較正プログラムに対応する各機能をＲＡＭ５２等に展開して、検出器１３の入出力の較正を行う。図４は、入出力較正プログラムに従ってＣＰＵ５０が動作することで提供される各機能を示す機能ブロック図である。図４に示すように、ＣＰＵ５０は、入出力較正プログラムに従って動作する。ＣＰＵ５０は、基準導出部６１、ピーク導出部６２および較正定数決定部６３を有する。
なお、基準導出部６１は、複数の画素それぞれが出力する電気信号値を有する第１の組のうち、最も頻度の高い電気信号値を第１の値として算出する基準算出部の一例である。ピーク導出部６２は、第１の組から得られる放射線エネルギーと放射線強度との関係から、第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値に対応する電気信号値を第２の値として算出するピーク算出部の一例である。また、後述するが、ピーク算出部は、特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値を含む範囲における放射線エネルギーの値の平均値を、第２の値として算出する。さらに、ピーク算出部は、複数の画素それぞれが出力する他の電気信号値を有する第２の組から得られる放射線エネルギーと放射線強度との関係から第２の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値に対応する電気信号値を第３の値として算出し、係数算出部は、第１の値と第２の値と第３の値を用いて、電気信号値に対する放射線エネルギーの変化量を示す値を係数として算出する。較正定数決定部６３は、前記第１の値と前記第２の値との差分を、前記特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値で除算した係数を算出する係数算出部の一例である。また、この例では、基準導出部６１、ピーク導出部６２および較正定数決定部６３は、入出力較正プログラムによりソフトウェア的に実現されることとして説明を進めるが、一部または全部をハードウェアで実現してもよい。
図５は、較正処理の流れを示すフローチャートである。まず、操作者は、較正処理を行う前に、例えばタングステンターゲットまたはモリブデンターゲット等の既知の特性Ｘ線エネルギーを有するターゲットにＸ線の曝射を行い、Ｘ線エネルギースペクトル（アナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）からのＸ線サンプリングデータ）を取得する。Ｘ線エネルギースペクトルに対応するＸ線のサンプリングデータは、検出器１３の、いわゆるアナログフロントエンドに設けられているアナログ−デジタル変換回路（ＡＤＣ）で生成され、図１に示す収集部１４を介して、図３に示すＨＤＤ５３等の記憶部に記憶される。
図５のフローチャートに示す較正処理は、このようにＨＤＤ５３に記憶されたＸ線エネルギースペクトルを用いて行われる。このため、Ｘ線エネルギースペクトルを取得するステップと、較正処理を行うステップは、必ずしも連続する必要はない。すなわち、Ｘ線エネルギースペクトルを取得した後に、数時間または数日等の時間を空けて較正処理を実行してもよい。また、取得したＸ線エネルギースペクトルをＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、または、半導体メモリ等の記憶媒体に記憶しておき、この記憶媒体からＸ線エネルギースペクトルを読みだして、較正処理を行ってもよい。
次に、Ｘ線エネルギースペクトルが取得され、操作者から較正処理の開始が指示されると、図５のフローチャートのステップＳ１において、図４に示す基準導出部６１が、取得されたＸ線エネルギースペクトルを解析して、信号基準値（Ｓｉｇ［０］）を導出する。具体的には、以下のとおりである。すなわち、図６の（ａ）の符号を付した図は、Ｘ線エネルギースペクトルの一例を示す図である。また、図６（ｂ）は、取得されたＸ線の各値の出現頻度を示す図である。
基準導出部６１は、ステップＳ１において、例えばＸ線のサンプリングデータの中で最も多く出現している値（最頻値）を含む範囲の平均値を算出し、算出した値をオフセット（Ｘ線エネルギーの原点（０ｋｅＶ））として定義する。具体的には、Ｘ線のサンプリングデータの中で最も多く出現している値（最頻値）よりも３つ少ない値から、最頻値よりも３つ多い値の範囲等のように、最頻値を含む範囲のサンプリングデータの平均値を算出し、算出した値をオフセット（Ｘ線エネルギーの原点（０ｋｅＶ））として定義する。図６の（ａ）および（ｂ）の符号を付した図に示す点線の枠は、Ｘ線のサンプリングデータのうち、上述の平均値の計算に用いられる最頻値周りのサンプリングデータを示している。なお、この例では、最頻値周りの平均値を信号基準値（Ｓｉｇ［０］）として導出したが、最頻値自体を、信号基準値（Ｓｉｇ［０］）として導出してもよい。
次に、ステップＳ２では、ピーク導出部６２が、特性Ｘ線信号のピーク位置を、エネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）として導出する。図７の（ａ）および（ｂ）の符号を付した図は、タングステンターゲットのＸ線管における、特性Ｘ線信号が出現するエネルギーレベルを示す図である。タングステンターゲットのＸ線管の場合、図７の（ａ）および（ｂ）の符号を付した図に示すように、約６０ｋｅＶのエネルギーレベルに特性Ｘ線信号が出現する。このため、ピーク導出部６２は、約６０ｋｅＶのエネルギーレベルを中心とする範囲に含まれる、前後いくつかのサンプリングデータの平均値を算出し、算出した値を特性Ｘ線信号のエネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）として定義する。
これにより、図８に示すように、検出器１３の信号基準値（Ｓｉｇ［０］）および特性Ｘ線信号のエネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）が決定される。
次に、ステップＳ３では、較正定数決定部６３が、検出器１３の信号基準値（Ｓｉｇ［０］）および特性Ｘ線信号のエネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）を用いて、入射Ｘ線エネルギーと検出器１３の出力との関係を較正するためのエネルギー較正定数を決定して、図５のフローチャートの処理を終了する。具体的には、入射Ｘ線エネルギーと検出器１３の出力との関係は、「Signal(ADU)＝a(Photon_Energy(keV))＋b」の演算式で較正される。なお、「ＡＤＵ」は、入射されたＸ線の、アナログ−デジタル変換回路でのサンプリングデータの値を意味している。また、「ｋｅＶ」は、Ｘ線エネルギーの単位である。
較正定数決定部６３は、この較正式中の「ａ」の係数、および「ｂ」の係数を算出する。すなわち、較正定数決定部６３は、「係数ａ＝(Sig[e1]−Sig[0])／e1(ADU/keV)」の演算を行うことで、１(keV)のＸ線エネルギーの重みを示す「係数ａ」を算出する。「ｅ１」は、特性Ｘ線信号のエネルギーピークの値である。また、較正定数決定部６３は、「係数ｂ＝Sig[0] (ADU)の演算を行うことで、検出器１３の各検出出力の信号基準値（ベースライン）を示す「係数ｂ」を算出する。
このように較正定数（係数ａおよび係数ｂ）を算出すると、ＣＰＵ５０は、「Signal(ADU)＝a(Photon_Energy(keV))＋b」の演算式を用いて、入射Ｘ線エネルギーと検出器１３の出力との関係を較正する。これにより、検出器１３の各検出出力（ＡＤＣのサンプリングデータ）を、「係数ａ」により、特性Ｘ線信号のエネルギーピークの値と各サンプリングデータの信号基準値との差分に対応する大きさの値に変換することができる。また、「係数ａ」で変換した値に対して、係数ｂを加算することで、検出器１３の各検出出力（ＡＤＣのサンプリングデータ）を、信号基準値を基準として揃えた大きさの値とすることができる。
図９は、較正を行っていない検出器における放射線光子数の変化を示す図である。図９の（ａ）の符号を示す図は、横軸が光子エネルギーレベル（Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｎｅｒｇｙ、単位：ｋｅＶ）で、縦軸が放射線強度（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｓ、単位：ｃｐｓ）で、７チャンネル（ｃｈ７）、８チャンネル（ｃｈ８）、１０チャンネル（ｃｈ１０）、および１１チャンネル（ｃｈ１１）の検出素子の放射線光子数の変化を示している。また、図９の（ｂ）の符号を示す図は、横軸が検出器のチャンネル数で、縦軸が放射線光子数（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｓ、単位：ａ．ｕ．）を示しており、各チャンネルの全エネルギー範囲（０ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶ）の放射線光子数の総和を、チャンネル毎に検出してプロットした図である。なお、図９の（ｂ）の符号を示す図の例は、検出器のチャンネル数が４８０チャンネルの例である。
この図９の（ａ）および（ｂ）の符号を付した図からわかるように、較正を行っていない検出器の場合、エネルギー全体（０ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶ）の放射線光子数の総和で見ると、各チャンネルの特性のばらつきおよび幾何構造のばらつき等により、図９の（ａ）の符号を付した図において、低エネルギー側の各チャンネルの出力にばらつきが発生する。すなわち、光子エネルギーレベルが低い場合の放射線光子数がチャンネルごとに異なる。このような各チャンネルの出力のばらつきは、図９の（ｂ）の符号を付した図に示すように、スパイク状のノイズ（アーチファクト）として現れる。
これに対して、図１０は、上述のように較正を行った第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器１３における放射線光子数の変化を示す図である。図１０の（ａ）の符号を示す図は、横軸が光子エネルギーレベル（Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｎｅｒｇｙ、単位：ｋｅＶ）で、縦軸が放射線強度（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｓ、単位：ｃｐｓ）で、７チャンネル（ｃｈ７）、８チャンネル（ｃｈ８）、１０チャンネル（ｃｈ１０）、および１１チャンネル（ｃｈ１１）の異なる検出素子の放射線光子数の変化を示している。また、図１０の（ｂ）の符号を示す図は、横軸が検出器１３のチャンネル数で、縦軸が放射線光子数（Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｓ、単位：ａ．ｕ．）を示しており、各チャンネルの全エネルギー範囲（０ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶ）の放射線光子数の総和を、チャンネル毎に検出してプロットした図である。なお、図１０の（ｂ）の符号を示す図の例は、検出器１３のチャンネル数が４８０チャンネルの例である。また、図１０の（ｂ）の符号を付した図は、図１０の（ａ）の符号を示した図に点線の四角で囲って示す３０ｋｅｖ〜９０ｋｅｖのエネルギー範囲の各チャンネルの放射線光子を選択的に加算することで得た、各チャンネルの出力を示す図である。
上述のように検出器１３の入出力の較正を行うことで、図１０の（ａ）および（ｂ）の符号を付した図からわかるように、光電子増倍素子の特性（増倍率、動作温度等）のばらつき、および、シンチレーション光検出効率のばらつき（検出器幾何構造のばらつき）等の各チャンネルの特性のばらつきを是正することができる。このため、図１０の（ｂ）の符号を付した図に示すように、検出器１３の出力として、スパイク状のノイズ（アーチファクト）が軽減された理想的な特性の検出出力を得ることができる。
以上の説明から明らかなように、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、検出器１３のＸ線検出出力のサンプリングデータの最頻値同定を行うことで、信号基準値（エネルギー原点：Ｓｉｇ［０］）を算出する。また、Ｘ線管球のターゲットに対応する特性Ｘ線エネルギーのピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）を算出する。また、信号基準値（Ｓｉｇ［０］）と特性Ｘ線信号のエネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）との差分を、特性Ｘ線信号のエネルギーピーク値（ｅ１）で除算した値を係数ａとして各検出素子の各サンプリングデータに乗算する。これにより、検出器１３の各検出出力（ＡＤＣのサンプリングデータ）を、「係数ａ」により、特性Ｘ線信号のエネルギーピークの値と各サンプリングデータの信号基準値との差分に対応する大きさの値に変換することができる。そして、「係数ａ」で変換した値に対して、係数ｂを加算することで、検出器１３の各検出出力（ＡＤＣのサンプリングデータ）を、信号基準値を基準として揃えた大きさの値とすることができる。
このような較正は、検出器１３のＸ線検出出力のサンプリングデータ、および特性Ｘ線信号のエネルギーピーク値の最頻値同定により各係数ａ，ｂのパラメータを決定している。このため、検出器１３の全ての検出素子に対して上述の数式で説明した同じ較正処理を適用することができる。従って、較正の全自動化を可能とすることができる。また、簡単な演算式で較正可能なため、較正線源を用いた較正に対して、簡単かつ高速に較正可能とすることができる。
（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。この第２の実施の形態では、第１の実施の形態で説明した特性Ｘ線信号のエネルギーピーク（Ｓｉｇ［ｅ１］）の代わりに、所定の金属に対応するＫ吸収端を用いたものである。なお、上述の第１の実施の形態と以下に説明する第２の実施の形態とでは、この点のみが異なる。このため、以下、両者の差異のみ説明し、重複説明は省略する。
この第２の実施の形態の場合、図１１に示すように一つまたは複数の金属を設けたファントム７０を用いる。この図１１に示す例の場合、ファントム７０には、第１の金属７１〜第３の金属７３が設けられている。一例ではあるが、金属としては、金、タングステン、モリブデン等を用いることができる。第１〜第３の金属７１〜７３は、略円筒形状のファントム７０を１回転または数回転させて撮像可能なように、ファントム７０内に配置されている。なお、この例では、ファントム７０を回転させることとしたが、Ｘ線管１２ａおよび検出器１３を回転させてもよい。また、３つの金属７１〜７３をファントム７０内に設けることとしたが、いずれか１つのみ、いずれか２つ、または、４つ以上の金属を設けてもよい。
図１１に示すように、ファントム７０と検出器１３との関係において、Ｘ線照射時にファントム７０を回転させることで、第１〜第３の金属７１〜７３に対応する投影像を得ることができる。ずなわち、図１１において、複数のサインカーブの波形を示す図は、検出器１３のチャンネルを縦軸、測定開始からの経過時間を横軸としている。また、各サインカーブの波形は、検出器１３のＩの位置に設けられているチャンネル（Ｉチャンネル）の検出素子で検出される第１〜第３の金属７１〜７３に対応する投影像を示している。実線のサインカーブの波形は、第１の金属７１の投影像を示している。点線のサインカーブの波形は、第２の金属７２の投影像を示している。一点鎖線のサインカーブの波形は、第３の金属７３の投影像を示している。
被写体の減弱係数の大きさに応じて、被写体を透過するＸ線光子数、すなわち、検出器１３におけるフォトンカウント数が変化する。このため、ファントム７０の回転によって、ファントム７０内に設けられた各金属に対応する検出光子数の大小が、軌跡となって現れる。具体的には、例えば検出器１３のＩチャンネルの経過時間方向のフォトンカウント数を計測した場合、図１１の矩形波の図のようになる。この矩形波の図から分かるように、フォトンカウント数の大小は、Ｘ線が照射される金属に応じて異なる。矩形波の図に示す「ＤＫ１」は、第１の金属７１に対するＸ線の照射区間を示している。この例の場合、第１の金属７１は、Ｘ線の減弱係数が大きいため、検出器１３によるフォトンカウント数が少なくなる。また、矩形波の図に示す「ＤＫ２」は、第２の金属７２に対するＸ線の照射区間を示している。この例の場合、第２の金属７２は、Ｘ線の減弱係数が中程度であるため、検出器１３によるフォトンカウント数も中程度となる。また、矩形波の図に示す「ＤＫ３」は、第３の金属７３に対するＸ線の照射区間を示している。この例の場合、第３の金属７３は、Ｘ線の減弱係数が小さいため、検出器１３によるフォトンカウント数が多くなる。
また、矩形波の図に示す「Ａ」は、各金属７１〜７３間の隙間（空気）を介して検出器１３にＸ線が照射された照射区間を示している。この場合、金属等により減弱されることなく、検出器１３にＸ線が照射されるため、上述の照射区間ＤＫ１〜ＤＫ３よりもフォトンカウント数が大きくなる。
このように得られた各金属７１〜７３のフォトンカウント数を束ねて波高分布を構成することで、各金属７１〜７３に対応するＸ線の吸収を捕えることができる。ＣＰＵ５０は、これらの透過スペクトルを、上述の「Ａ」の照射区間で得られた空気の波高スペクトルで除算することで、第１〜第３の金属７１〜７３に対する吸収スペクトルを得る。空気の波高スペクトルは、別途測定することにより得ても良い。ＣＰＵ５０は、吸収スペクトルのピークを金属のＫ吸収端として捕え、エネルギーと波高の関係をプロットする。これにより、上述の第１の実施の形態と同様に、検出器１３に対する入出力エネルギーの較正を行うことができる。
ここで、図１１は、検出器１３のＩチャンネルのフォトンカウント数を示す図であったが、検出器１３上のチャンネルの中には、各金属７１〜７３間の隙間（空気）に対応するフォトンカウント数を検出困難なチャンネルが存在する。図１２は、検出器１３のＩＩチャンネルが、各金属７１〜７３間の隙間（空気）に対応するフォトンカウント数を検出困難なチャンネルであることを示している。すなわち、図１２の複数のサインカーブの波形の図に示すように、検出器１３のＩＩチャンネルの場合、各金属７１〜７３の投影像が複雑に絡み合い、各金属７１〜７３間の隙間（空気）が生じ難くなり、隙間（空気）に対応するフォトンカウント数が検出困難となる。
具体的には、検出器１３のＩＩチャンネルの場合、図１２の矩形波の図に示すように、第２の金属＋第３の金属に対応する照射区間ＤＫ１→第３の金属に対応する照射区間ＤＫ２→第１の金属＋第３の金属に対応する照射区間ＤＫ３→第１の金属に対応する照射区間ＤＫ４→第１の金属＋第２の金属に対応する照射区間ＤＫ５→第２の金属に対応する照射区間ＤＫ６→第２の金属＋第３の金属に対応する照射区間ＤＫ７・・・等のように、各金属７１〜７３の投影像が複雑に絡み合って検出される。各金属単体の投影像は、照射区間ＤＫ２、ＤＫ４、ＤＫ６・・・で検出できるが、他の照射区間ＤＫ１、ＤＫ３、ＤＫ５およびＤＫ７・・・では、複数の金属が重なった投影像（例えば、第１の金属＋第２の金属）となり、各金属７１〜７３間の隙間（空気）に対応する投影像が検出困難となる。
このような場合、ＣＰＵ５０は、別途取得した空気の波高スペクトルを用いて上述の演算を行うことで、吸収スペクトルを算出する。単独の金属に対応する波高スペクトルと空気の波高スペクトルにより、各金属の吸収スペクトルを得ることができる。これにより、各金属７１〜７３間の隙間（空気）に対応する投影像が検出困難なチャンネルに対しても、上述の演算を可能とすることができる。
本発明の実施形態を説明したが、各実施形態は、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。各実施形態およびその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
１０ 架台装置
１１ 照射制御部
１２ Ｘ線発生装置
１３ 検出器
１４ 収集部
１５ 回転フレーム
１６ 駆動部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ コンソール装置
３１ 入力部
３２ 表示部
３３ スキャン制御部
３４ 前処理部
３５ 第１記憶部
３６ 再構成部
３７ 第２記憶部
３８ 制御部
４０ 検出素子
５０ ＣＰＵ
６１ 基準導出部
６２ ピーク導出部
６３ 較正定数決定部
７０ ファントム
７１ 第１の金属
７２ 第２の金属
７３ 第３の金属

Claims (4)

  1. 複数の画素を有し、該複数の画素それぞれは入射された放射線エネルギーに対応する電気信号値を出力する複数の検出素子を有する検出器と、
    前記複数の画素それぞれが出力する電気信号値を有する第１の組のうち、最も頻度の高い電気信号値を第１の値として算出する基準算出部と、
    前記第１の組から得られる放射線エネルギーと放射線強度との関係から、第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値に対応する電気信号値を第２の値として算出するピーク算出部と、
    前記第１の値と前記第２の値との差分を、前記第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値で除算した係数を算出する係数算出部と、
    前記検出器に入射された前記放射線エネルギーに対して前記係数を乗算処理し、この乗算処理により得られた値に前記第１の値を加算処理することで、前記検出器から出力される前記電気信号値と、前記検出器に入射される放射線エネルギーとの関係を較正する較正部と
    を有する放射線計測装置。
  2. 前記ピーク算出部は、前記第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値を含む範囲における放射線エネルギーの電気信号値の平均値を、前記第２の値として算出すること
    を特徴とする請求項１に記載の放射線計測装置。
  3. 複数の画素を有し、該複数の画素それぞれは入射された放射線エネルギーに対応する電気信号値を出力する複数の検出素子を有する検出器の入出力較正プログラムであって、
    コンピュータを、
    前記複数の画素それぞれが出力する電気信号値を有する第１の組のうち、最も頻度の高い電気信号値を第１の値として算出する基準算出部と、
    前記第１の組から得られる放射線エネルギーと放射線強度との関係から、第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値に対応する電気信号値を第２の値として算出するピーク算出部と、
    前記第１の値と前記第２の値との差分を、前記第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値で除算した係数を算出する係数算出部と、
    前記検出器に入射された前記放射線エネルギーに対して前記係数を乗算処理し、この乗算処理により得られた値に前記第１の値を加算処理することで、前記検出器から出力される前記電気信号値と、前記検出器に入射される放射線エネルギーとの関係を較正する較正部として機能させること
    を特徴とする入出力較正プログラム。
  4. 前記ピーク算出部は、前記第１の特性Ｘ線の放射線エネルギーのピーク値を含む範囲における放射線エネルギーの電気信号値の平均値を、前記第２の値として算出すること
    を特徴とする請求項３に記載の入出力較正プログラム。
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