KR20140056166A - 광자 계수형 방사선 검출기의 캘리브레이션 장치 및 캘리브레이션 방법 - Google Patents
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Abstract
광자 계수형 방사선 검출기에서 이용되는 캘리브레이션 장치가 제공된다. 이 장치에서는, 방사선(X선)의 입자가 상기 복수의 검출모듈에 입사하는 경우, 입사 입자끼리 중첩하는 확률이 소정값 이하가 되도록 해당 방사선의 조사조건이 설정된다(S33, S34). 이 조사조건의 설정하에서, 복수의 검출모듈 상호간에 상기 방사선의 검출감도를 균일화시킨다(S35~S39, S41). 이 균일 결과를 이용하여 더욱, 복수의 검출모듈, 변별회로 및 데이터 연산회로를 포함한 회로군이 형성하는 상기 화소 각각의 채널마다, 그리고 그 각 채널에 있어서의 변별회로마다 방사선의 검출감도를 균일화시킨다(S40, S41).
Description
본 발명은 방사선 검출기의 캘리브레이션 장치 및 캘리브레이션 방법에 관한 것으로, 특히 광자 계수형(photon counting형)으로 불리는 방사선 검출기의 캘리브레이션 장치 및 캘리브레이션 방법에 관한 것이다.
최근, X선 또는 감마선 등의 방사선을 이용하여 대상물의 내부 구조나 기능을 진단, 촬영하는 장치의 기술진보는 눈부시다. 이러한 종류의 장치는 방사선을 검출하는 검출기가 필수적이고, 이 방사선 검출기의 성능 향상도 상술한 기술 진보의 일익을 담당하고 있다. 특히, 검출 신호를 디지털 형식으로 출력하는, 이른바 디지털화를 비롯하여 화소의 정밀화 및 검출면의 대형화가 이루어지고 있다.
상기 방사선 검출기의 검출법에 대해서도 종래의 적분법(적분 모드)과 더불어, 광자 계수법(photon counting형)으로 불리는 검출방법 또한 주목 받고 있다. 상기 광자 계수법은 종래에는 핵 의학 분야에 있어서의 감마선 검출기로 채용되었던 것이다(예를 들어, 특허문헌 1 : 일본 특개평 11-109040 참조). 한편, 최근 화상의 인핸스(enhance) 성능의 향상, 메탈 아티팩트의 삭감, 빔 하드닝 영향의 경감 등의 효과를 획득하기 위해서 상기 광자 계수법을 X선 검출기에 적용하는 사례도 보고되고 있다.
이러한 종류의 사례의 하나로써 특허문헌 2 : 일본 공개특허공보 특개 2006-10192에서 제안되고 있는 것이 알려져 있다. 즉, "복수의 수집화소 각각에 입사된 방사선을 광자로 간주하여 해당 입자의 에너지에 따른 전기신호를 출력하는 광자 계수형 검출기를 구비하고, 상기 검출기가 출력한 각 수집화소의 신호를 기초로 방사선의 에너지 스펙트럼 상의 복수 에너지 영역으로 분류되는 해당 방사선 입자수의 계수 데이터를 연산하고, 상기 연산된 수집화소마다 복수의 에너지영역 각각의 계수 데이터에 해당 에너지 영역별로 부여된 가중 계수의 가중치를 부여하고, 상기 가중된 수집화소마다 복수의 에너지 영역 각각의 계수 데이터를 상호 가산하고, 상기 가산 데이터를 수집화소마다의 방사선 화상 생성용 데이터로서 출력하는 방사선 검출장치"이다.
이와 같이 광자 계수형 X선 검출기의 경우, 입사되는 X선 광자 각각이 가지는 에너지를 변별하는 임계값은 하나 이상(보다 바람직하게는 복수개) 구비된다. 상기 임계값에 의해 에너지 범위가 규정되므로, 각 X선 광자의 에너지가 어느 에너지 범위에 속하는지를 판정할 수 있다. 상기 판정 결과, 각각의 에너지 범위에 변별된 X선 광자수가 계측된다. 상기 계측수 정보가 화상의 화소값에 반영된다.
상기 광자 계수형의 X선 검출기는 X선 광자가 검출기의 화소(즉 수집화소)에 입사되면, 각 수집화소에서 전기량 펄스신호가 출력된다. 각 화소에 입사되는 X선 광자의 에너지는 그 X선 광자가 생성하는 상기 펄스신호의 파고치(波高値)에 반영된다. 이러한 파고치가 어느 임계값을 초과하는지에 따라 각 수집화소에서 출력되는 데이터 값이 변하기 때문에, 각 임계값은 X선 광자가 가지는 에너지에 대해서 정밀도가 우수하고 수집화소 사이에서 매우 균일하게 유지할 필요가 있다. 상기 정밀도 또는 균일성은 수집화소를 구성하는 X선 검출소자 각각의 감도 이외에, 각 소자의 출력 채널 측에 CMOS로 형성되는 회로의 특성 차이로 인해 영향을 받는다. 이 때문에 수집화소마다, 그리고 해당 각 화소의 임계값마다 캘리브레이션을 수행하여 각 수집화소의 X선 광자 에너지에 대한 감도가 수집화소간 동일하게 또는 동일하게 되도록 사전에 조정해 둘 필요가 있었다.
종래에서의 상기 캘리브레이션은 에너지값이 이미 알려져 있는 241-Am(59.5 keV) 또는 57-Co(122 keV) 등의 감마선 밀봉선원을 복수 이용하여 실시되고 있다. 즉 상기 선원을 X선 검출기의 검출면 앞에서 일정 시간만큼 감마선을 방사시킨다. 상기 감마선이 입사된 X선 검출소자는 이미 알려져 있는 에너지값에 따른 전기 펄스를 출력한다. 각 수집화소로부터 신호값을 이용하여 X선 광자의 에너지값에 대한 감도(일반적으로는 저신호와 고신호로 출력이 왜곡되는, 이른바 S자 특성으로 불림 : 에너지값에 대한 전기 펄스의 진폭 관계를 나타냄)가 수집화소의 상호간, 즉 수집 채널간에 거의 동일하도록 각 수집화소에 부여하는 임계값을 조정한다.
또한, 임계값의 설정 예로서 비특허문헌 1에 기재되어 있는 내용도 알려져 있다. 상기 문헌기재의 예로서, CdTe를 사용한 검출기에 임계값을 하나 부여한다.
J.S.Iwanczyk, et al, "Photon Counting Energy Dispersive Detector Arrays for X-ray Imaging"; Nuclear Science Symposium Conference Record, 2007.; NSS '07, IEEE
그러나, 상술한 감마선 밀봉선원을 이용하는 캘리브레이션 방법의 경우, 최근 화소 크기가 매우 작은(예를 들어, 200㎛ * 200㎛) X선 검출기에 대해서 이하와 같은 문제점이 있다.
첫번째로, X선 검출기의 화소(수집화소)의 크기가 작기 때문에 각 수집화소에 입사되는 X선(γ선) 광자수가 적다. 즉, 입사 레이트가 극단적으로 낮아져, 모든 수집화소의 캘리브레이션을 수행할 때, 예를 들어 몇 시간이나 걸리는 등의 방대한 수집 시간이 필요하다. 이 때문에 준비작업에 많은 시간과 노력을 필요로 하기 때문에 조작자는 부담이 되고, 진단장치의 가동률이 저하된다. 또한, 캘리브레이션에 사용하는 선량은 실제로 사용하는 선량과 크게 다르기 때문에, 캘리브레이션의 정밀도가 향상되지 않는다는 문제점도 있다.
또한, 감마선원이 이산적인 에너지를 가지고 있기 때문에, 각 프리앰프 회로가 가지는 이득이나 오프셋 혹은 S자 형상의 비선형 입출력 특성 등으로 인하여 임계값의 정밀도를 유지하기가 매우 어려웠다. 그런데, 화소가 200mm이하와 같이 작은 경우, 그 소형화 효능은 크더라도 그 효능을 실현하는데 있어서 하드웨어의 정밀도를 유지하는 것은 매우 어렵다.
한편, 비 밀봉선원을 이용하여 감마선 강도를 올려 계측하는 것도 고려될 수 있으나, 취급이 한정되어 있기 때문에 현실적으로 어렵다.
또한, 상술한 비특허문헌 1에 기재된 검출기는 임계값이 하나이고, 수집화소가 1mm * 1mm로 크다. 임계값이 하나인 경우, 적분형 검출기와 동일하게 입사되는 X선 입자를 전부 세기만 하면 된다. 따라서, 캘리브레이션의 정밀도는 큰 문제가 되지 않고, X선 투과 데이터 수집 후에 균일성 보정 등에서 대처 가능하다. 이에 대해 수집화소가 작고 각 수집화소에 대해서 복수의 임계값을 설정하는 경우, 상술한 바와 같이 캘리브레이션의 정밀도를 우수하게 실시하는 것이 매우 중요하다.
본 발명은 상기 사정을 감안하여 이루어진 것으로, 캘리브레이션을 수집화소마다 정밀도 우수하게, 그리고 단시간 동안 실시할 수 있는 광자 계수형 방사선 검출기의 캘리브레이션 방법을 제공하는 것에 목적이 있다.
상술한 목적을 달성하기 위하여 본 발명은 하나의 실시형태로서, 복수의 화소를 형성하고 해당 화소의 각각에 방사선원으로부터 입사된 방사선을 광자로 간주하여 검출하고, 해당 광자의 에너지에 따른 전기량 펄스신호를 출력하는 복수의 검출소자를 각각 구비한 복수의 검출모듈을 포함하는 검출기; 상기 방사선의 에너지 스펙트럼상에서 상기 에너지 크기를 변별하기 위해서 부여되고, 복수의 에너지 영역을 설정하는 적어도 하나의 에너지 임계값이 상기 화소에 각각 대응하여 부여되는 적어도 하나의 변별회로; 상기 복수의 검출소자 각각이 출력한 상기 펄스신호의 계수치를 기초로 상기 화소마다 그리고 상기 복수의 에너지 영역마다의 상기 방사선 입자수의 계수 데이터를 생성하는 데이터 생성 회로; 상기 방사선을 대상물을 향하여 방사했을 때, 상기 데이터 생성 회로에 의해 생성된 상기 계수 데이터를 기초로 해당 대상물의 화상을 생성하는 화상 생성 수단;을 구비한 광자 계수형 방사선 검출기에서 이용되는 캘리브레이션 장치가 제공된다. 상기 캘리브레이션 장치는 상기 방사선의 입자가 상기 복수의 검출모듈에 입사되는 경우, 입사 입자끼리 중첩하는 확률이 소정값 이하가 되도록 해당 방사선의 조사조건을 설정하는 조사조건 설정수단; 상기 조사조건 설정수단에 의해 상기 방사선의 조사조건을 설정한 상태에서, 상기 복수의 검출모듈 상호간 또는 해당 복수의 검출모듈 각각에서 상기 방사선의 검출 감도를 균일화시키도록 캘리브레이트하는 제1 캘리브레이션 수단; 상기 제 1 캘리브레이션 수단에 의한 캘리브레이션 결과를 이용하여 적어도 상기 복수의 검출모듈, 상기 변별회로 및 상기 데이터 연산회로를 포함한 회로군이 형성되는, 상기 화소 각각의 채널마다, 그리고 그 각각의 채널에 있어서의 상기 변별회로마다 상기 방사선의 검출 감도를 균일화시키도록 캘리브레이트하는 제2 캘리브레이션 수단;을 구비하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따르면, 우선, 복수의 검출모듈간 또는 검출모듈 마다 검출 감도를 갖추고, 그 후 화소 각각의 채널마다, 그리고 상기 각 채널에 있어서의 변별회로 마다, 즉 에너지 임계값마다 검출 감도를 균일화시킨다. 예를 들어, X선원 등의 1 종류의 방사선원을 이용하여 복수의 검출모듈 및 각 수집화소의 캘리브레이션의 정밀도를 우수하게, 그리고 단시간 동안 실시할 수 있는 광자 계수형 방사선 검출기의 캘리브레이션 방법을 제공할 수 있다.
도 1은, 본 발명의 제1 실시형태에 따른 방사선 촬상장치로서의 치과용 파노라마 촬상장치의 외관 개요를 나타내는 부분 사시도이다.
도 2는, 복수의 검출모듈을 이용한 검출기의 개요를 설명하는 사시도이다.
도 3은, 파노라마 촬상장치에 탑재된 광자 계측형 X선 검출기의 전기적인 구성의 개요를 나타내는 블럭도이다.
도 4는, X선 광자를 발생시키는 검출 신호로서의 전기 펄스의 파고치(에너지)와, 검출기에 있어서 에너지 변별을 위해 설정되는 임계값의 관계를 설명하는 도면이다.
도 5는, X선의 에너지, 변별되는 에너지 영역, 및 광자 계측수의 관계를 설명하는 도면이다.
도 6은, 파노라마 촬상장치의 전기적인 구성의 개요를 나타내는 블럭도이다.
도 7은, 검출기의 S자 특성의 불균일을 설명하는 그래프이다.
도 8은, D/A변환기가 발생할 수 있는 변환 오차를 설명하는 그래프이다.
도 9는, 캘리브레이션 할 때 이용하는 촬상계를 하는 도면이다.
도 10은, 불량화소 검출의 처리 개요를 설명하는 흐름도이다.
도 11은, 필터의 기능을 설명하는 도면이다.
도 12는, 불량화소 검출의 하나의 형상을 설명하는 도면이다.
도 13은, 불량화소 검출의 다른 형상을 설명하는 도면이다.
도 14는, 불량화소 검출의 다른 형상을 설명하는 도면이다.
도 15는, 캘리브레이션의 처리 개요를 설명하는 흐름도이다.
도 16은, 도 15의 일부에서 실행되는 데이터 수집 및 기억처리를 설명하는 서브루틴 흐름도이다.
도 17은, 계수치가 0이 되는 에너지 임계값의 추정을 설명하는 도면이다.
도 18은, 검출모듈 마다 계수치=0의 에너지 임계값 처리와 그 처리 결과를 기초로 각 수집화소의 각 변별회로에 대한 캘리브레이션 데이터의 연산을 설명하는 도면이다.
도 19는, 캘리브레이션 데이터를 가지는 방법을 설명하는 표이다.
도 20은, 캘리브레이션에 의한 효과를 개념적으로 설명하는 도면이다.
도 21은, 본 발명의 제2 실시형태에 따른 방사선 촬상장치로서의 치과용 파노라마 촬상장치에 있어서 실행되는 캘리브레이션의 처리를 설명하는 부분 흐름도이다.
도 22는, 제2 실시형태에 있어서 캘리브레이션 데이터의 연산을 설명하는 도면이다.
도 2는, 복수의 검출모듈을 이용한 검출기의 개요를 설명하는 사시도이다.
도 3은, 파노라마 촬상장치에 탑재된 광자 계측형 X선 검출기의 전기적인 구성의 개요를 나타내는 블럭도이다.
도 4는, X선 광자를 발생시키는 검출 신호로서의 전기 펄스의 파고치(에너지)와, 검출기에 있어서 에너지 변별을 위해 설정되는 임계값의 관계를 설명하는 도면이다.
도 5는, X선의 에너지, 변별되는 에너지 영역, 및 광자 계측수의 관계를 설명하는 도면이다.
도 6은, 파노라마 촬상장치의 전기적인 구성의 개요를 나타내는 블럭도이다.
도 7은, 검출기의 S자 특성의 불균일을 설명하는 그래프이다.
도 8은, D/A변환기가 발생할 수 있는 변환 오차를 설명하는 그래프이다.
도 9는, 캘리브레이션 할 때 이용하는 촬상계를 하는 도면이다.
도 10은, 불량화소 검출의 처리 개요를 설명하는 흐름도이다.
도 11은, 필터의 기능을 설명하는 도면이다.
도 12는, 불량화소 검출의 하나의 형상을 설명하는 도면이다.
도 13은, 불량화소 검출의 다른 형상을 설명하는 도면이다.
도 14는, 불량화소 검출의 다른 형상을 설명하는 도면이다.
도 15는, 캘리브레이션의 처리 개요를 설명하는 흐름도이다.
도 16은, 도 15의 일부에서 실행되는 데이터 수집 및 기억처리를 설명하는 서브루틴 흐름도이다.
도 17은, 계수치가 0이 되는 에너지 임계값의 추정을 설명하는 도면이다.
도 18은, 검출모듈 마다 계수치=0의 에너지 임계값 처리와 그 처리 결과를 기초로 각 수집화소의 각 변별회로에 대한 캘리브레이션 데이터의 연산을 설명하는 도면이다.
도 19는, 캘리브레이션 데이터를 가지는 방법을 설명하는 표이다.
도 20은, 캘리브레이션에 의한 효과를 개념적으로 설명하는 도면이다.
도 21은, 본 발명의 제2 실시형태에 따른 방사선 촬상장치로서의 치과용 파노라마 촬상장치에 있어서 실행되는 캘리브레이션의 처리를 설명하는 부분 흐름도이다.
도 22는, 제2 실시형태에 있어서 캘리브레이션 데이터의 연산을 설명하는 도면이다.
이하, 첨부 도면을 참조하여 본 발명의 실시형태를 설명한다.
(제1 실시형태)
도 1 내지 도 20을 참조하여 본 발명의 제1 실시형태에 따른 광자 계수형 방사선 검출기의 캘리브레이션 장치 및 그 캘리브레이션 방법에 적합한 실시형태를 설명한다. 또한, 상기 광자 계수형(photon counting)방사선 검출기는 일례로, 광자 계수형 X선 검출기(이하, X선 검출기)로 실시된다. 또한, 상기 X선 검출기는 의료용 X선 CT(Computed Tomography) 스캐너 또는 X선 파노라마 촬상장치에 적용된다. 이하, 본 실시형태는 X선 파노라마 촬상장치(이하, 파노라마 촬상장치로 칭함)의 예를 나타낸다.
도 1은 파노라마 촬상장치(1)의 개요를 나타낸다. 상기 파노라마 촬상장치(1)는 피검사 대상 물체(P)에서 데이터를 수집하는 갠트리(데이터 수집장치)(2)와, 수집한 데이터를 처리하여 화상 등을 작성함과 동시에 갠트리(2)의 동작을 제어하는 콘솔(3)을 구비한다.
갠트리(2)는 받침대(11)를 포함한다. 상기 받침대가 신장하는 길이방향을 종방향(또는 상하 방향 : Z축방향)이라고 하고, 상기 종방향에 직교하는 방향을 횡방향(XY면에 따른 방향)이라고 한다. 받침대(11)에는 대략 "コ"자 형상을 이루는 상하동(上下動)암 유닛(12)이 종방향으로 이동 가능하게 구비되어 있다. 상하동암 유닛(12)은 받침대(11)에 따라 이동 가능한 종암(12A)과, 상기 종암(12A)의 상하단 각각으로부터 횡방향으로 신장하는 상측횡암(12B) 및 하측횡암(12C)을 구비한다. 상측횡암(12B)의 소정 위치에는 받침대(11)와 직교하는 횡방향의 평면 내에서 회동가능한 상태로 회동 암 유닛(13)이 장착되어 있다. 하측횡암(12C)의 선단부는 피험자(P)의 턱을 바치는 턱받침(chinrest)(14)으로 구성되어 있다. 이 때문에, 촬상 시에는 피험자(P)가 도면 상에 나타내는 가상선과 같이 턱을 대고 촬상에 임한다. 상하동암 유닛(12)의 종방향 위치는 미도시한 구동기구에 의해 피험자(P)의 키 등에 따라 조정된다.
회동 암 유닛(13)은 아래 방향으로 대략 "コ"자 형상을 이루는 횡암(13 A)과, 상기 횡암(13A)의 양단 각각으로부터 아래 방향으로 신장하는 선원측 종암(13B) 및 검출측 종암(13C)을 구비한다. 횡암(13A)이 회전축(13D)에 의해 수하(垂下)되고, 미도시의 전동모터 등의 구동기구에 의해 회전축(13D)을 중심으로 회동(회전)한다. 선원측 암(13B)의 하단부에는 X선관(21)이 설치되고, 상기 X선관(21)으로부터, 예를 들어 펄스 X선으로서 폭사(曝射)된 X선은 동일한 하단부에 설치된 콜리메이터(미도시)에서 콜리메이트된 후, 피험자(P)의 턱부를 투과하여 검출측 종암(13C)으로 전파한다(가상선 참조). 검출측 종암(13C)의 하단부에는 X선 입사 윈도우(W)(예를 들어, 가로 5.0mm * 세로 145mm)를 가진 X선 검출기(22)(이하, 검출기라고 칭함)가 설치된다. 여기서, 검출기(22)의 검출면 크기는, 예를 들어 가로 6.4mm * 세로 150mm이다.
상기 검출기(22)는 도 2에 도시되어 있는 바와 같이, X선 촬상소자를 2차원으로 배열한 복수의 검출모듈(B1~Bn)을 가지며, 상기 복수의 검출모듈(B1~Bn)의 전체에서 검출부분이 구성된다. 복수의 검출모듈(B1~Bm)은 서로 독립한 블록으로 작성되고, 이를 기판(미도시)상에 소정 형상(예를 들어, 구형상)으로 실장하여 검출기(22) 전체가 작성된다. 각각의 검출모듈(B1~Bm)은 X선을 직접 전기 펄스신호로 변환하는 반도체 재료로 작성된다. 이 때문에 검출기(22)는 반도체에 의한 직접 변환 방식의 광자 계수형 X선 검출기이다.
상기 검출기(22)는 상술한 바와 같이, 복수의 검출모듈(B1~Bm)의 집합체로 형성되고, 그 전체로서 2 차원으로 배열된 수집화소(Sn)(n=1~N : 화소수N은, 예를 들어 50 * 1450 화소)를 가진다(도 2 참조). 각 수집화소(Sn)의 크기는 예를 들어 200㎛ * 200㎛ 이다.
이로 인해, 검출기(22)는 입사 X선에 따른 광자(photon)를 검출기(22)의 검출면을 구성하는 화소(수집화소)(Sn)(n=1~N)마다 계수하고, 그 계수치를 반영시킨 전기량의 데이터를, 예를 들어 300fps의 높은 프레임 레이트로 출력한다. 상기 데이터는 프레임 데이터라고도 불린다.
상기 복수의 수집화소(Sn) 각각은, 테룰화 카드뮴 반도체(CdTe 반도체), 카드뮴아연 텔루라이드 반도체(CdZnTe 반도체), 실리콘 반도체(Si반도체), Csl 등의 신틸레이터에 광전 변환기를 C-MOS등의 반도체 셀(센서)(C)로 구성된다. 상기 반도체 셀(C)은 각각 입사되는 X선을 검출하고, 그 에너지값에 따른 펄스 전기신호를 출력한다. 즉, 검출기(22)는 반도체 셀(C)의 복수가 2 차원으로 배열된 셀군을 포함하고, 상기 반도체 셀(C) 각각, 즉 2 차원 배열의 복수의 수집화소(Sn) 각각의 출력측에 데이터 수집회로51n(n=1~N)가 구비되어 있다. 여기서, 수집화소(Sn)의 각각, 즉 반도체 셀(C) 각각으로부터 각 데이터 수집회로(511~51N)에 이르는 경로를 필요에 따라 수집채널(CNn)(n=1~N)이라고 한다.
또한, 상기 반도체 셀(S) 군의 구조는, 특개 2000-69369호 공보, 특개 2004-325183호 공보, 특개 2006-101926호 공보에도 알려져 있다.
그런데, 상술한 각 수집화소(Sn)의 크기(200㎛ * 200㎛)는 X선을 광자(입자)로 검출가능한 충분히 작은 값으로 되어 있다. 본 실시형태에 있어서, X선을 상기 입자로 검출할 수 있는 크기란, "방사선(예를 들어, X선) 입자가 동일위치 또는 그 근방에 복수 개 연속하여 입사 되었을 때의 각 입사에 응답한 전기 펄스신호간의 중첩현상(파일 업이라고도 함)의 발생을 실질적으로 무시 가능한, 또는 그 양이 예측 가능한 크기"로 정의된다. 상기 중첩현상이 발생하면, X선 입자의 "입사수 대 실제 계측수"의 특성으로 X선 입자의 카운트 누락(파일 업 카운트라고도 함)이 발생한다. 이 때문에, X선 검출기(12)에 형성되는 수집화소(Sn)의 크기는, 상기 카운트 누락이 발생하지 않는 또는 실질적으로 발생하지 않을 것으로 간주할 수 있는 크기로, 또는, 카운트 누락량을 추정할 수 있을 정도로 설정된다.
이어, 도 3을 참조하여 검출기(22)에 전기적으로 연결되는 회로에 대해서 설명한다. 복수의 데이터 수집회로 51n(n=1~N)의 각각은, 각 반도체 셀(C)로부터 출력된 아날로그량의 전기신호를 받는 차지 앰프(52)를 포함하며, 상기 차지 앰프(52)의 후단에 파형 정형회로(53), 다단의 비교기(541~54i)(여기서 i=4), 에너지 영역 배분회로(55), 다단의 카운터(561~56i)(여기서 i=4), 다단의 D/A변환기(571~57i)(여기서 i=4), 래치회로(58), 및 시리얼 변환기(59)를 구비한다.
각 차지 앰프(52)는 각 반도체 셀(S)의 각 집전전극에 접속되고, X선 입자의 입사에 응답하여 집전되는 전하를 차지 업하여 전기량의 펄스신호로 출력한다. 상기 차지 앰프(52)의 출력단은 이득 및 오프셋이 조정 가능한 파형 정형회로(53)와 접속되어 있고, 검출한 펄스신호의 파형을 미리 조정되어 있는 이득 및 오프셋으로 처리하여 파형을 정형한다. 상기 파형 정형회로(53)의 이득 및 오프셋은 반도체 셀(C)로 이루어지는 수집화소(Sn) 마다 전하 차지 특성에 대한 불균일성과 각 회로특성의 불균일을 고려하여 캘리브레이션된다. 이에 따라, 불균일성을 배제한 파형 정형신호의 출력과 이에 대한 상대적인 임계값의 설정 정밀도를 향상시킬 수 있다. 그 결과, 각 수집화소(Sn)에 대응한, 즉 각 수집채널(CNn)의 파형 정형회로(53)로부터 출력된 파형 정형이 끝난 펄스신호는 실질적으로 입사되는 X선 입자의 에너지값을 반영한 특성을 가진다. 따라서, 수집채널(CNn)간의 불균일은 큰폭으로 개선된다.
상기 파형 정형회로(53)의 출력단은 복수의 비교기(541~544)의 비교 입력단과 각각 접속된다. 상기 복수의 비교기(541~544) 각각의 기준 입력단에는 도 4에 도시되어 있는 바와 같이, 각각의 값이 다른 아날로그량의 임계값(thi)(여기서 i=1~4)이 인가된다. 이에 따라, 하나의 펄스신호를 다른 아날로그량 임계값(th1~th4) 에 각각 비교할 수 있다. 이렇게 비교하는 이유는, 입사된 X선 입자의 에너지값이 사전에 복수로 나뉘어 설정한 에너지 영역 중 어느 영역에 속하는지(변별)에 대하여 조사하기 위함이다. 펄스신호의 파고치(즉, 입사하는 X선 입자의 에너지값을 나타냄)가 아날로그량 임계값(th1~th4)의 어느 값을 초과하는지에 대해 판단된다. 이에 따라, 변별 되는 에너지 영역이 상이하다. 여기서, 가장 낮은 아날로그량 임계값(th1)은 통상, 외란이나 반도체 셀(S), 차지 앰프(42) 등의 회로에 기인하는 노이즈, 혹은 화상화에 필요 없는 저에너지의 방사선을 검출하지 않게 하기 위한 임계값으로 설정된다. 또한, 임계값의 수, 즉 비교기의 수는 반드시 4개로 한정되지 않고, 상기 아날로그량 임계값(th1)을 포함하여 하나일 수 있고, 2개 이상일 수 있다.
상술한 아날로그량 임계값(th1~th4)은 구체적으로는, 콘솔(3)의 캘리브레이션 연산기(38)에서 인터페이스(32)를 통해 디지털값으로 수집화소(Sn) 마다, 즉 수집 채널마다 부여된다. 이 때문에 비교기(541~544) 각각의 기준 입력단은 4개의 D/A변환기(571~574)의 출력단과 각각 접속된다. 상기 D/A변환기(571~574)는 래치회로(58)를 통해 임계값 수신단(T1~TN)에 접속되고, 상기 임계값 수신단(T1~TN)이 콘솔(3)의 인터페이스(32)와 접속된다.
래치회로(58)는 촬상 시 임계값 부여기(40)로부터 인터페이스(31) 및 임계값 수신단(T1~TN)을 통해 주어진 디지털량의 임계값(th1'~th4')을 래치하고, 대응하는 D/A변환기(571~574)로 각각 출력된다. 이 때문에 D/A변환기(571~574)는 지령된 아날로그량의 임계값(th1~th4)을 전압량으로 하여 비교기(541~544) 각각에 부여할 수 있다. 각 수집 채널(CNn)은 D/A변환기(57i)(i=1~4)에서 비교기(54i)(i=1~4)를 통해 카운터(55i)(i=1~4)에 이르는 하나 또는 복수의 회로와 연결되어 있다. 상기 회로계를 "변별회로"(DSi)(i=1~4)라고 한다.
도 5는 상기 아날로그량 임계값(thi)(i=1~4)에 상당하는 에너지 임계값(THi)(i=1~4)의 설정예를 나타낸다. 상기 에너지 임계값(THi)(i=1~4)은 물론, 이산적으로 설정됨과 동시에 사용자가 임의로 설정 가능한 변별값이다.
아날로그량 임계값(thi)은 각 변별회로(DSi)에 있어서 비교기(54i)에 부여하는 아날로그 전압이며, 에너지 임계값(THi)은 에너지 스펙트럼의 X선 에너지(keV)를 변별하는 아날로그값이다. 도 5에 도시되어 있는 파형은 통상적으로 사용하고 있는 X선 관구에서 폭사되는 X선의 에너지 연속 스펙트럼을 나타낸다. 여기서, 세로축의 계수치(카운트)는 횡축의 에너지값에 상당하는 포톤의 발생 빈도에 비례하는 양이며, 횡축의 에너지값은 X선관(21)의 관전압에 의존하는 양이다. 이 스펙트럼에 대해서 제1 아날로그량 임계값(th1)을, X선 입자수를 계수 불능 영역과 낮은 에너지 영역 1과 변별 가능한 에너지 임계값(TH1)에 대응하여 설정한다. 또한, 제2, 제3 및 제4 아날로그량 임계값(th2, th3, 및 th4)을, 제1 에너지 임계값(TH1)보다 높은 값인 제2, 제3, 제4 에너지 임계값(TH2, TH3, TH4) 순서대로 제공하도록 설정되어 있다. 이에 따라, 에너지 스펙트럼 파형의 특성이나 설계값에 기초한 적절한 변별점이 규정되어 에너지 영역 2~4이 설정된다.
또한, 이들의 에너지 임계값(THi)은, 기준이 되는 하나 이상의 피사체를 상정하여 에너지 영역마다 소정 시간의 계수치가 개략적으로 일정하도록 결정된다.
이 때문에, 비교기(541~544)의 출력단은 도 3에 도시된 바와 같이, 에너지 영역 배분회로(55)와 접속되어 있다. 이 에너지 영역 배분회로(55)는 복수의 비교기(541~544)의 출력, 즉 검출한 X선 입자의 에너지값에 상당하는 펄스전압과 아날로그량 임계값(th1~th4)의 비교 결과를 해독하고, 상기 에너지값이 어느 에너지 영역 1~4으로 분류되는지 배분을 실시한다. 예를 들어, 2개의 비교기(541, 542)의 출력이 온(검출값³임계값)이며, 나머지 2개의 비교기(543, 544)의 출력이 오프(검출값<임계값)이면, 에너지값은 에너지 영역 2으로 변별된다. 또한, 3개의 비교기(541~543)의 출력이 온이고, 나머지의 하나의 비교기(544)의 출력이 오프이면, 에너지값은 에너지 영역 3으로 변별된다. 그 밖의 사상(事象)도 동일하다. 에너지 영역 배분회로(55)는 카운터(561~564)의 어느 하나로 변별 결과에 따른 펄스신호를 보낸다. 예를 들어, 에너지 영역 1에 변별되는 사상이 있으면, 첫번째 단의 카운터(561)로 펄스신호를 보낸다. 에너지 영역 2에 변별 되는 사상이 있으면, 두번째 단의 카운터(562)로 펄스신호를 보낸다. 에너지 영역 3, 4에 대해서도 동일하다.
이 때문에, 카운터(561~564) 각각은 에너지 영역 배분회로(55)로부터 펄스신호가 입력될 때마다 카운트업 한다. 이에 따라, 담당하는 에너지 영역으로 변별되는 에너지값의 X선 입자수를 일정시간 마다 누적치로 계측할 수 있다. 여기서, 카운터(561~564)에는 콘솔(3)의 컨트롤러(33)로부터 스타트 스탑 단자(T2)를 통해 기동 및 정지신호가 주어진다. 일정시간의 계측은 카운터 자신이 가지는 리셋 회로를 사용하여 외부로부터 관리된다.
이렇게 하여 리셋 될 때까지의 일정시간 동안 복수의 카운터(561~564)에 의해 검출기(12)에 입사된 X선의 입자수가 수집화소(Sn) 마다 그리고 에너지 영역마다 계측된다. 이 X선 입자수의 계수치는 카운터(561~564) 각각으로부터 디지털량의 계수 데이터로 병렬적으로 출력된 후, 시리얼 변환기(59)에 의해 시리얼 포맷으로 변환된다. 상기 시리얼 변환기(59)는 남아있는 모든 수집채널의 시리얼 변환기(592~59N)와 시리얼 접속된다. 이 때문에 모든 디지털량의 계수 데이터는, 마지막 채널의 시리얼 변환기(59N)로부터 시리얼로 출력되고, 송신단(T3)을 통해 콘솔(3)에 송신된다. 콘솔(3)에서는 인터페이스(31)가 계수 데이터들을 수신하여 제1 기억부(34)에 저장한다.
여기서, 화상 프로세서(35)는 입력기(37)에서의 조작자 지령에 따라 제1 기억부(34)에 저장되어 있는 계수 데이터를 독출하고, 이 계수 데이터를 이용하여 화상, 예를 들어 치열에 따른 어느 단면의 X선 투과 화상(파노라마 화상)을 예를 들어, 토모신세시스(tomosynthesis) 방법으로 재구성한다. 각 수집화소(Sn)로부터 복수의 에너지 영역 1 내지 4의 계수 데이터를 획득할 수 있다. 때문에, 상기 파노라마 화상의 재구성에 있어서 화상 프로세서(35)는 예를 들어, 높은 에너지값의 계수 데이터만큼 높은 가중치를 부여하고, 이를 상호 가산한다. 이에 따라, 수집화소(Sn) 마다 수집된 데이터가 작성된다. 이로 인해 모든 수집화소(Sn)로부터 수집한 X선 스캔에 따른 데이터가 갖추어지므로, 이들 수집 데이터를 토모신세시스 방법으로 처리하여 파노라마 화상을 재구성한다. 상기 파노라마 화상은 예를 들어, 표시기(36)에서 표시된다. 물론, 가중치를 부여하지 않고 파노라마 화상을 재구성할 수도 있다.
또한, 가중치 처리 방법에도 여러 방식이 있다. 상술한 바와 같이, 높은 에너지 영역의 계수 데이터를 강조하는 가중치 처리로 하면, 빔 하드닝에 인한 아티팩트를 억제할 수 있다. 또한, 연부 조직의 콘트라스트 개선을 목적으로 낮은 에너지 영역을 강조하도록 가중치를 부여할 수도 있다. 빔하드닝에 인한 아티팩트 억제 및 연부 조직의 콘트라스트 개선을 목적으로 하여 양쪽 모두의 영역을 함께 강조하는 가중치 부여를 수행할 수 있다.
또한, 치과용 파노라마 장치의 숙명인 앞니부의 음영으로 중첩되는 경추의 영상 등도 앞니부의 재구성 시 고에너지 영역의 계수 데이터를 강조하는 가중치를 부여하면, 작게나마 경추의 영상은 경감 될 수 있다. 또한, 동일한 가중치 부여 처리는 측방향 치아의 치열 중복을 경감하는, 이른바 직교 촬영 시의 반대측 턱 영상을 경감할 때에도 사용할 수 있다. 또한, 하악관 등을 조금이라도 우수한 콘트라스트로 보고자 하는 경우, 낮은 에너지의 계수 데이터를 강조하는 가중치 부여를 수행하여 재구성함으로써 보다 선명한 화상을 가능하게 한다.
여기서, 본 실시예에서는 상술한 N개의 수집화소(Sn)에 대응한 반도체 셀(S) 및 데이터 수집회로(51n)는 ASIC에 의해 CMOS로 일체 구성되어 있다. 물론, 상기 데이터 수집회로(51n)는 반도체 셀(S)의 그룹과는 상호 별개의 회로 또는 디바이스로 구성할 수도 있다.
콘솔(3)은 도 6에 도시된 바와 같이, 신호의 입출력을 담당하는 인터페이스(I/F)(31)를 구비하고, 상기 인터페이스(31)로 버스(32)를 통해 통신 가능하게 접속된 컨트롤러(33), 제1 기억부(34), 화상 프로세서(35), 표시기(36), 입력기(37), 캘리브레이션 연산기(38), 제2 기억부(39), ROM(40), 및 임계값 부여기(41)를 포함한다.
컨트롤러(33)는 ROM(40)에 미리 부여된 프로그램에 따라 갠트리(2) 구동을 제어한다. 이 제어에는 X선관(21)에 고전압을 공급하는 고전압 발생장치(42)로의 지령값 송출, 및 캘리브레이션 연산기(38)로의 구동 지령도 포함된다. 제1 기억부(34)는 갠트리(2)에서 인터페이스(31)를 통해 송신된 프레임 데이터를 보관한다.
화상 프로세서(35)는 컨트롤러(33)의 관리 하에 ROM(40)에 미리 주어진 프로그램을 기초로 제1 기억부(34)에 보관된 프레임 데이터를 공지의 시프트 앤드 애드(shift and add)로 불리는 연산법을 기초로 토모신세시스 방법으로 처리하고, 피험자(P)의 구강부 치열의 X선 투과상(단층상)을 작성한다. 표시기(36)는 작성되는 투과상의 표시 또는 갠트리(2)의 동작 상황을 나타내는 정보 및 입력기(37)를 통해 주어지는 오퍼레이터의 조작정보를 표시한다. 입력기(37)는 오퍼레이터가 촬상에 필요한 정보를 시스템에 부여하기 위하여 사용된다.
또한, 캘리브레이션 연산기(38)는 컨트롤러(33)의 관리 하에 ROM(40)에 미리 내장되어 있는 프로그램 하에서 동작하고, 후술하는 데이터 수집회로에서 수집화소(Sn) 마다 에너지 변별회로 마다 부여하는, 에너지 변별을 위한 디지털량의 임계값을 캘리브레이션한다. 상기 캘리브레이션은 본 파노라마 촬상장치를 출하하기 전에 공장에서 수행하거나, 정기적 또는 고장시의 보수 점검 시, 또는 촬상업무 전에 수행할 수 있다. 상기 캘리브레이션은 본 발명의 특징의 중심을 이루기 때문에 후술하도록 한다. 제2 기억부(39)는 캘리브레이션에 의해 수집 화소마다 및 에너지 변별회로 마다 생성된 임계값을 기억한다. 상기 임계값은 촬상 시 컨트롤러(33)의 제어 하에 호출되고, 후술하는 데이터 수집회로에 부여되고 캘리브레이션에 더해진다.
임계값 부여기(41)는 컨트롤러(33)의 제어 하에서 촬상 시, 제2 기억부(39)에 저장되어 있는 디지털량의 임계값을 수집화소마다, 그리고 변별회로 마다 호출하고, 그 임계값을 지령값으로 하여 인터페이스(31)를 통해 검출기(22)로 송신한다. 상기 처리를 실행하기 위하여 임계값 부여기(41)는 ROM(40)에 미리 저장된 프로그램을 실행한다.
컨트롤러(33), 화상 프로세서(35), 캘리브레이션 연산기(38), 임계값 부여기(41)는 모두 주어진 프로그램으로 가동하는 CPU(중앙처리장치)를 구비하고 있다. 이러한 프로그램은 ROM(40)에 사전에 저장되어 있다.
(캘리브레이션)
계속하여 본 실시형태에 있어서의 캘리브레이션의 의의, 조건, 구체적인 방법 등에 대해서 설명한다.
도 3에 도시한 검출기(22)는 반도체 셀(S)에서 시리얼 변환기(59)까지의 모든 화소 만큼의 계수 데이터를 출력하기 위한 모든 수집 채널(CNn)이 CMOS로 제조된다. 이 때문에, 제조 오차가 있는 등의 제1이유에 의해 모든 수집채널(CNn)의 검출특성이 불균일하게 되는 것은 불가피이다. 이 때문에 캘리브레이션에 의해 이를 시정해야 한다. 더불어, 검출기(22)가 광자 계수형 디바이스이기 때문에, 수집 채널마다 X선 광자의 에너지 변별을 위해 복수의 변별회로(계열수i=1~4)를 가지며, 변별회로 마다 디지털량의 지령값(임계값)을 아날로그값으로 변환하는 D/A변환기(57i)(i=1~4)를 포함해야 한다(제2 이유). 이러한 제1, 제2이유로 인해 검출 특성이 수집 채널 마다(즉, 복수의 수집 채널(CNn)의 동일 임계값에 대한 변별회로의 상호간에서) 불균일하게 된다.
제1이유에 대해 설명하면, 각 수집 채널은 X선 광자의 입사에 따라 검출되는 펄스신호의 높이와 광자의 에너지값의 관계를 그래프로 표시하면, 일반적으로 도 7에 도시된 바와 같이 S자형 커브가 된다. 이는 통상적으로 S자 특성으로 불리는 비선형 그래프다. 상기 S자 특성의 오프셋과 이득 및 S자 형상을 나타내는 커브 형상 그 자체가 수집 채널마다 상이하다(예를 들어 수집 채널1은 특성#1, 인접한 수집 채널2는 특성#2는. 이는 하드적으로 치밀하게 제조되었다 하더라도 불가피이다. 이러한 불균일은 검출 감도의 차이가 되고, 이는 당연히 검출능력의 저하에 귀착되고, 이러한 불균일을 캘리브레이션으로 제거 또는 억제하여 높은 검출 감도를 유지할 필요가 있다.
종래에서 상술한 바와 같이 상기 S자 특성을 맞추기 위한 캘리브레이션으로서, 고정 에너지값이 이미 알려져 있는 2종의 밀봉 감마선원, 예를 들어 241Am(에너지값은 59.5keV) 및 122Co(에너지값은 122keV)를 이용하여 데이터를 수집하고, 그 수집 결과로부터 오프셋과 이득을 수집 채널간 맞추도록 에너지 변별을 위한 임계값을 조정하였다. 그러나, 이러한 2종의 감마선원을 이용하는 경우, S자 특성상의 2점(59.5keV와 122keV의 에너지값 위치)에서 단지 특성을 맞추는 것이므로, 상기 2점 이외의 점은 어떻게 조정되는지 알 수 없다. 이 때문에, 상기 종래의 캘리브레이션 방법은 2점 이외의 에너지값에 대해서 설정하는 임계값의 신뢰성은 매우 낮다. 또한, 감마선원을 이용하여 모든 화소로부터 충분한 양의 데이터를 수집하려면 장시간(예를 들어 수시간 내지 수십 시간) 필요하기 때문에, 작업효율도 현저히 낮아져 현실적이지 않았다.
또한, 제2이유에 대해서 설명하면, D/A변환기(57t)(t=1~4)의 D/A변환 특성에는 도 8에 도시된 바와 같이, 변환 오차(단조 변화로 각 단계의 변화량이 상이한 경우, 또는 비단조 변화의 경우도 있음)를 발생시킬 수도 있다. 광자 계수형 검출기(21)는 에너지 변별이 필수적이며, 상세한 에너지 분별을 실시하고자 할 때 화소 당, 즉 수집 채널 당, 보다 많은 D/A변환기를 설치할 필요가 있다. 이 때문에, 도 7에 도시한 변환 오차가 고려된 캘리브레이션을 실시할 필요가 있었지만, 종래에서는 충분히 수행되지 않았다.
여기서, 본 파노라마 촬상장치는 이러한 불합리가 배제된 캘리브레이션을 수행하는 기능을 구비하고 있다는 것이 최대 특징이다.
상기 캘리브레이션은 감마선원과 X선원 등 복수 종류의 방사선원을 이용하여 수행하지 않고, X선원만을 이용하여 매우 단시간으로 우수한 정밀도를 수행하는 것이다. 상기 X선원으로 본 실시형태에서는 상술한 X선관(21)을 이용한다.
본 실시형태에서는 캘리브레이션의 계측조건에 대하여 설명한다. 본 실시형태에서 캘리브레이션은 검출기(22)에 의한 카운트 누락이 매우 적게 되도록 각종 조건을 설정한 상태로 실시한다. 이를 최적 계측조건이라고 한다. 상기 최적 계측조건은 본 실시형태에서는 2개의 조건으로 구성되고, 모두 카운트 누락을 줄이기 위하여 설정되어 있다. 이하에서는 2개의 최적 계측조건 중 실시 상태에 따라서는 어느 하나만 채용하더라도 카운트 누락을 줄이는데 있어서 유효하다.
제1 최적 계측조건은 예를 들어, 실제로 사용하는 X선관 전압을 80 kV로 하였을 경우, 가능한 각 에너지 영역에서 실제 카운트가 동일해지도록 설정된 에너지에서의 캘리브레이션을 나타내며, 캘리브레이션 시 X선관(21)에 공급하는 전류(관전류)를 포함한 조건 사양이다. 특히, 상기 관전류는 X선을 검출기(22)의 검출면 전체에 조사함과 동시에, 각 수집화소(Sn)에 에너지 변별을 위하여 부여하는 희망하는 모든 종류(값)의 임계값보다 낮은 임계값을 부여한 상태로, 각 수집화소(Sn)에서 수집하는 X선의 스펙트럼 형상과 출력되는 전기 펄스신호의 정형 시간에 따른 이론적인 1%의 X선 입자의 카운트 누락(중첩현상)을 나타내는 계수율의 1/10이 되도록 설정된다. 이 관전류는 X선의 에너지, 즉 X선관(21)에 인가하는 전압(관전압)의 차이에 따라 설정된다.
제2 최적 계측조건은 검출기(22)에 입사되는 X선 스펙트럼의 빔하드닝을 실시하여 전체 스펙트럼 파형을 경화(빔하드닝)시키는 것이다. 캘리브레이션 시에만 X선관(21)의 전면에 놓여진 수지제 필터(FT)이다(후술하는 도 9 참조). X선관(21)으로부터 조사된 X선은 도 11에 모식적으로 도시한 바와 같이, 필터(FT)를 통과함으로써 경화된다. 스펙트럼상에서 설명하면, 낮은 에너지를 가지는 X선 입자일수록 보다 높은 에너지를 가지는 X선 입자에 중첩(파일 업)되기 쉽다. 이 때문에, X선 스펙트럼 경화에 의해 낮은 에너지의 X선 입자수가 적게 되므로, 캘리브레이션 하고자 하는 에너지대 에 있어서 X선 입자가 중첩될 확률도 감소한다. 상기 필터(FT)는 예를 들어, 두께 20mm의 아크릴 또는 알루미늄으로 구성되는 판체이고, 캘리브레이션 시 조작자가 지지 기구(미도시)에 설치하거나, 또는 자동 장전 기구(미도시)를 기동시킴으로써 X선관(21)에 전면 위치에 고정된다. 조정하고자 하는 관전압에 따라 필터(FT)의 재료가 상이하는 것이 바람직하다. 물론, 상기 필터(FT)는 캘리브레이션을 실시하지 않을 때는 적어도 X선 조사 경로로부터 떨어진다.
검출기(22)와 X선관 초점 위치의 거리는 55cm로 했을 경우의 제1및 제2 최적 계측조건을 가미한 계측조건의 일례를 표 1로 나타낸다. 표 1에 나타내는 정보는 미리 기억 테이블 형태로 예를 들어, 캘리브레이션 연산기(38) 또는 제2 기억부(39)에 사전에 저장되어 있고, 필요에 따라 참조된다.
상기 표 1에 있어서, X선 에너지=39.5keV일 때의 필터 두께는 10 mm이며, 그 외 X선 에너지일 때의 필터 두께는 20 mm이다. 또한, 임계값 및 임계값 폭은 가능한 최고치로 설정한 X선 에너지일 때에 얻을 수 있는 스펙트럼상의 에너지 연속치를 1~128로 양자화 했을 때의 상대치로 나타낸다. 또한 중요한 것은, 변별회로(DSi)마다 에너지 임계값의 개시값(THiST)과 그 수집폭(THw)은 반드시 X선 에너지(관전압으로 결정)를 중심으로 그 높낮이에 충분히 진폭할 수 있는, 필요 최소한으로 그리고 충분한 범위를 가지도록 설정되어 있다(후술하는 도 17 참조). 본 발명에서 실시하는 캘리브레이션은 계수치가 거의 실로 0이 되는 에너지 임계값을 찾아내는 것이므로, 이를 달성하도록 상기 범위가 설정된다.
또한 본 실시형태에서는 X선의 수집시간에도 최적치를 구한다. 수집 시간은 캘리브레이션의 통계적 수집 정밀도를 일정 이상 유지하기 위해서 설정된다. 본 실시형태에서는 수집 시간을 200프레임으로 설정한다. 상기 200프레임의 프레임 데이터를 곱함으로써 캘리브레이션을 실시하도록 한다. 물론, 상기 프레임수는 200프레임으로 반드시 한정하지 않고, 통계적인 노이즈에 따른 수집정밀도, 계수시간 등이 고려되어 결정할 수 있다. 이 때문에, 설계상의 다른 조건을 약간 변경하거나 처리방법을 연구함으로써 프레임 수를 줄이는 것도 가능하다.
다음으로 캘리브레이션에 대하여 구체적으로 설명한다.
상술한 바와 같이, 본 파노라마 촬상장치는 공장 출하 전 또는 현장 설치 후, 정기적으로 혹은 이상발생 시 검출기를 교환했을 때 캘리브레이션 처리된다. 상기 캘리브레이션을 실행하는 기구로서 콘솔(3)은 캘리브레이션 연산기(38), 제2 기억부(39) 및 임계값 부여기(41)를 구비한다.
검출기(22)는 상술한 바와 같이 복수의 검출모듈(B1~BN)을 구비하고 있으므로, 상기 복수의 검출모듈(B1~BN) 상호간에 최초로 검출특성을 맞추는 "글로벌(global)"캘리브레이션(이하, 글로벌 캘리브레이션이라고 칭함 : 제1 캘리브레이션)과 상기 글로벌 캘리브레이션과 병행 또는 글로벌 캘리브레이션 다음에 각각 동일한 검출모듈(B1~BM)에 있는 복수의 수집화소(Sn)(n=1~N)에 대한 에너지 변별회로를 수집화소끼리 검출 특성을 맞추는 "트림(trim)"이라 불리는 캘리브레이션(이하, 트림 캘리브레이션 : 제2 캘리브레이션)으로 2 종류의 캘리브레이션이 실행된다. 여기서 검출특성을 서로 맞춘다는 것은, 검출기(22)의 모든 수집화소(Sn)의 에너지 변별회로에 부여하는 에너지 변별 임계값이 그 변별회로마다 갖추어지도록 보정된 임계값(지령값)을 래치회로(58)를 통해 D/A변환기(57t)(t=1~4)로 부여하는 것이다.
또한, 본 실시형태에서는 글로벌 캘리브레이션에 앞서 또는 글로벌 캘리브레이션을 실행하면서 그 사이에 수집화소(Sn) 중 불량화소를 더불어 검출한다는 특징도 있다. 여기서 말하는 불량화소란, X선을 검출할 수 없는 수집화소, 비정상인 검출값을 출력하는 수집화소 등이며, X선 촬영에는 사용할 수 없는 수집화소를 말한다.
본 제1 실시형태에서는 최초로 불량화소의 검출을 실시하고, 그 후 글로벌 캘리브레이션과 트림 캘리브레이션을 서로 병행하여 실행하도록 한다. 물론, 변형 예로서 글로벌 캘리브레이션과 병행하여 불량화소의 검출을 실시하고, 상기 불량화소를 제외한 화소에 대해서 트림 캘리브레이션을 실시하도록 할 수도 있다.
도 2에 도시된 바와 같이, 검출기(22)의 검출면(22F)을 구성하는 복수의 수집화소(Sn) 각각은, X선 입자 계측 하에서 X선 투과 데이터를 수집하는 단위이다. 이 때문에, 상기 수집화소(Sn) 각각은 상술한 수집채널(CNn)의 기점이 된다. 또한, 하나의 수집채널(CNn)에는 그 내부의 반도체층에 임플리먼트된 하나 또는 복수의 에너지 변별회로가 연결되어 있다. 즉, 각 수집채널(CN)에는 복수(여기서는 4개)의 변별회로가 연결되어 있다. 이 때문에, 캘리브레이션은 모든 수집채널(CN)에 대해서 에너지 임계값 마다 변별회로의 상호간 검출 감도가 일치하도록, 아날로그량의 임계값(th)에 대응하는 디지털량의 임계값(th')(캘리브레이션 데이터)을 조정한다.
이하, 불량화소의 검출 및 캘리브레이션을 위한 처리에 대하여 구체적으로 설명한다. 이하 캘리브레이션 연산에 있어서는 상기 "지령값"이 수집채널(CNn)(=1~N) 마다, 그리고 변별회로(DSi)(i=1~4) 마다 캘리브레이션 데이터로 설정된다.
또한, 불량화소의 검출 및 캘리브레이션을 실시할 때 통상의 촬영과는 상이하며, X선관(21)과 검출기(22) 사이에, 도 9에 도시된 바와 같이 필터(FT)가 삽입되고, 또한, 검출기(22) 부근에 스펙트럼 분석기(60)가 배치된다. 필터(FT)는 상술한 바와 같이, X선의 선질을 경화시키는 목적으로 X선 패스에 놓여져 있다(도 11 참조). 상기 필터(FT)로서 재질 및 두께에 대해서는 하나의 종류의 필터를 이용할 수 있고, 복수의 필터(FT)를 선택적으로 이용할 수도 있다. 상기 필터(FT)는 그때마다 메뉴얼로 설치할 수도 있고, 모터 등의 구동 기구(61)에서 자동장전 하도록 할 수도 있다. 스펙트럼 분석기(60)는 X선관(21)으로부터 조사되는 X선 에너지의 실제값을 측정하고, 그 측정치를 콘솔(3)의 캘리브레이션 연산기(38)에 보낸다. 캘리브레이션 연산기(38)는 상기 측정치를 이용하여 고전압 발생장치(42)로 지령하는 X선관 전압을 피드백 제어하고, 이로 인해 실제로 조사되는 X선의 에너지를 상기 지령값으로 확실히 설정시키도록 되어 있다.
(불량화소의 검출)
우선, 불량화소(불량 수집화소)의 검출을 도 10에 도시한 플로우에 따라 설명한다. 상기 플로우를 기초로 처리는 입력기(37)로부터 부여되는 오퍼레이터의 조작정보에 컨트롤러(33)가 응답하고, 컨트롤러(33)가 캘리브레이션 연산기(38)로 불량화소의 검출을 지령함으로써 실행된다.
캘리브레이션 연산기(38)는 우선 X선 조사의 초기상태를 오퍼레이터와의 사이에 인터렉티브하게 지정한다(도 10, 단계 S1). 상기 초기 상태의 지정은 X선관(21)의 관전압 및 관전류의 규정값뿐 아니라, 프레임 데이터의 수집 수 및 최초의 필터(FT) 배치(수동 또는 자동으로 배치)이다. 여기서 X선관(21)의 관전압=59kV, 관전류=4mA, 수집해야 할 프레임 수=200프레임, 및 필터(FT)=두께20mm의 알루미늄판이 지정(지령)된다.
그 다음으로, 단계 S2로 이행하여, 캘리브레이션 연산기(38)에 의해, 일례로서 각 수집화소(Sn)(n=1~N)의 모든 변별회로(DSi)(i=1~4)에 동일한 에너지 임계값TH=TH4=45(상대치)이 지령된다(단계 S2). 본 발명에서 실행하려고 하는 처리는 총칭적으로는 "불량화소의 검출"이지만, 실제로는 "수집채널(CNn)(n=1~N)의 불량검출"이다. 이는 반도체 셀(C)의 불량뿐 아니라, 그 후단과 연결되는 하나 또는 복수의 변별회로(DSi)를 포함한 회로의 어느 하나 부분이 불량하여도 전체적으로 수집채널의 불량이 된다. 이 때문에, 모든 변별회로(DSi)의 불합리를 포함하여 수집 채널을 단위로 한 불량화소를 검출한다.
또한, 변별회로(DSi)에 부여하는 에너지 임계값은 반드시 에너지 임계값(TH=TH4)이 아닐 수도 있고, TH3, TH2, 또는 TH1일수도 있다.
다음으로, 단계 S3에서, 캘리브레이션 연산기(38)는 컨트롤러(33)로 200 프레임만큼의 프레임 데이터를 수집하도록 지령을 보낸다. 컨트롤러(33)는 상기 지령에 응답하여 고전압 발생기(42)로 구동신호를 송신하므로, 고전압 발생기(42)는 설정된 관전압으로 X선관(21)을 구동한다. 이로 인해 X선관(21)으로부터 조사된 X선은 필터(FT)를 통해 검출기(22)에 입사되고, 복수의 검출모듈(B1~Bm)에 의해 제공되는 50 * 1450 화소의 프레임 데이터로 검출된다.
상기 프레임 데이터는 지령된 프레임수만큼, 즉 본 실시형태에서는 200프레임 만큼 수집된다. 이 때 수집되는 각 프레임 데이터는 에너지 임계값(TH=TH4)을 초과하는 에너지값을 가지는 X선 입자의 계측값이다. 또한, 각 수집화소(Sn)의 모든 변별회로(DSi)(i=1~4)에 동일한 에너지 임계값(TH=TH4)에 상당하는 임계값(th4)을 인가하므로, 각 수집채널(CNn)(n=1~N)를 통해 수집되는 계수치는 각 수집화소(Sn)(n=1~N)에 변별회로(DSi)가 4 계통 연결되어 있는 만큼, 1 계통 때에 비해 많아진다. 이 때문에, 상기 많은 만큼의 계수치를 그대로 불량화소 검출에 이용할 수 있고, 1 계통 당 평균화 하여 불량화소의 검출에 이용할 수도 있다.
또한, 고전압 발생기(42)가 X선관(21)을 구동하는 경우, 상술한 스펙트럼 분석기(60)가 계측한 실제 X선 에너지값을 이용하여 X선관(21)의 관전압을 미세조정한다. 이에 따라, X선관(21)으로부터 조사되는 X선의 에너지값은 단계 S1에서 규정값으로 지정된 값으로 보다 고정밀도로 유지된다.
상기 데이터 수집이 종료되면, 단계 S4로 이행하여 프레임 데이터의 각 화소값에 대해서, 즉 각 수집화소에 의해 계측된 포톤의 계수치에 대해서 200프레임 만큼의 프레임 데이터간 상호 가산한다. 이에 따라 각 화소값이 포톤의 가산된 계수치로 구성되는 50 * 1450 화소의 프레임 데이터가 작성된다.
또한, 단계 S5에서, 상기 50 * 1450 화소의 프레임 데이터의 각 화소에 대해 캘리브레이션 연산기(38)는 계수치(가산치)가 0인지를 판정한다. 상기 판정은 불량화소 검출의 제1탄이다. 도 12에 도시한 바와 같이, 계수치(가산치)=0은 전혀 검출하지 않는 것을 나타내므로, 단계 S5의 판정이 YES일 때, 단계 S6에서 상기 화소는 불량화소로 판단하고 그 불량화소의 어드레스를 기억한다.
단계 S6이후 및 단계 S5에서 NO로 판정되는 경우, 단계 S7에서의 모든 수집화소 각각에 대해서 체크가 종료된지 여부 판정에 따른다. 이에 따라 계수치(가산치)=0인지 아닌지의 판정은, 50*1450 화소 각각의 변별회로 모두에 대해 각각 실행된다(단계 S7). 상기 체크가 끝나지 않은 경우, 처리는 단계 S5로 돌아온다.
또한, 어느 수집화소(Sn)(n=1~N)의 4개 있는 변별회로(DSi)(i=1~4) 중 하나의 변별회로를 통해 수집된 계수치(가산치)가 0이지만, 다른 3개의 변별회로를 통해 수집된 계수치(가산치)가 0이 아닌 경우라도 최초로 계수치(가산치)=0이 발견된 시점에서 상기 수집화소는 불량이므로, 불량화소의 범주로 분류된다. 이 때문에, 불량화소로 판단된 수집화소에 대해서는, 아직 판정되지 않는 변별회로가 남아 있더라도 이미 불량으로 판정된 수집화소에 대해서는 그 이상 계수치(가산치)=0인지 여부 판정을 실시하지 않는다. 이러한 스킴은 후술하는 제2탄~ 제4탄의 불량화소 검출에 있어서도 동일하다.
상기 제1탄의 불량화소 검출이 종료되면, 제2탄의 불량화소 검출로 이행한다(단계 S8~S10). 우선, 최초로 단계 S8에서, 50 * 1450화소의 프레임 데이터 중 제1탄의 불량화소의 검출에 의해 판정된 불량화소를 제외한 수집화소 각각의 계수치(가산치)가 어느 일정값 이상으로 나올 수 없는 값인지의 여부를 판정한다. 이 판정을 위한 "일정값"은 통상 X선 입자 계측에서는 거의 나올 수 없는 값을 판단 가능한 값으로 설정한다(도 12 참조).
이 단계 S8에서의 판단이 YES인 경우, 단계 S9에서 상술한 단계 S6와 동일하게 불량화소의 판단 및 기억을 실시한다. 상술한 바와 마찬가지로, 단계 S10에서 50 * 1450 화소의 프레임 데이터 중 제1탄의 불량화소 검출에 의해 판정된 불량화소를 제외한 모든 수집화소 각각에 대해서 불량화소 체크가 종료되었는지의 여부를 각각 판정한다. 상기 체크가 종료되지 않은 경우, 처리는 단계 S8로 돌아간다.
상기 제2탄의 불량화소의 검출이 종료되면, 계수치의 격차를 표준편차를 이용하여 조사하기 위한 처리, 즉 제3탄의 불량화소 검출로 이행한다(단계 S11~S16). 우선, 검출모듈 마다의 계수치(가산치)의 평균값(μ)을 연산한다(단계 S11). 이 평균값(μ)은 제2탄까지의 불량화소의 검출에서 제외된 불량화소를 제외한 수집화소를 대상으로 연산된다.
다음으로, 검출모듈마다 단계 S11에서 연산한 검출모듈 마다 계수치의 평균값(μ)이 균일하도록 각 수집화소의 계수치를 보정하고, 상기 보정된 계수치를 기억한다(단계 S12). 또한, 상기 보정된 계수치를 이용하여 표준편차(σ)를 연산하고(단계 S13), 표준편차(σ)를 기초하는 ±4σ의 범위를 설정한다(단계 S14 : 도 13 참조).
다음으로, 제2탄의 불량화소의 검출까지 불량화소로 판정된 이외의 나머지 수집화소 각각에 대해서, 수집화소마다 단계 S4에서 연산된 계수치(가산치)가 "평균값 μ±4σ의 범위 밖에 있는지를 판정한다(단계 S15 :도 13 참조). 상기 판정에 따라 YES인 경우, 단계 S16로 이행하여 상술한 바와 동일하게 불량화소의 판단 및 그 어드레스 기억을 수행한다. 상기 처리 이후에는, 단계 S16에서의 판정이 NO인 경우, 나머지 수집화소에 대해 동일 처리를 반복한다(단계 S17). 이에 따라, 제1탄, 제2탄의 불량화소 검출에 의해 양호하다고 판단된 수집화소 전부에 제3탄의 불량화소 검출이 실행된다.
또한, 그 후, 에너지 임계값(TH)의 값을 변경하여 통계적으로 나올 수 없는 계측값을 나타내는 화소를 불량화소로 한다. 이는 제4탄의 불량화소 검출로서, 단순하게 계수치만으로 확인하는 제1탄, 제2탄의 불량화소의 검출 및 표준편차를 이용한 불균일에 인한 불량화소의 검출과 조합하여 실행된다. 상기 제1탄 내지 제4탄의 불량화소 검출을 실시함으로써 불량화소 검출의 신뢰성을 한층 높일 수 있다.
상기 제4탄의 불량화소의 처리는 단계 S19~S23로 나타낸다. 우선, 에너지 임계값(TH)을 TH4'(예를 들어, TH4'=50(상대치)>TH4=45(상대치))로 올리도록 지령한다(단계 S19). 상기 에너지 임계값(TH)을 TH4=45(상대값)로부터 내리도록 지령할 수도 있다. 그 후, 상기 에너지 임계값(TH)을 변경만 한 상태에서, 상술한 단계 S3, S4와 동일하게, 200프레임 만큼의 프레임 데이터를 수집하고(단계 S20), 또한 화소값, 즉 각 수집화소의 계수치를 200프레임 데이터간에서 상호 가산한다(단계 S21).
이러한 준비가 갖추어지면, 상술한 단계 S4에서 연산한 에너지 임계값(TH=TH4)일 때의 계수치(가산치) A와, 상기 단계 S20에서 연산한 에너지 임계값(TH=TH4'>TH4)일 때의 계수치(가산치)B를 비교한다. 구체적으로는, 후자의 계수치 B>A인지의 여부(즉, 계수치가 역전하고 있는지의 여부)를 수집화소마다 판정한다(단계 S21). 이 판정이 YES인 경우(계수치가 역전함), 통계적으로는 있을 수 없다고 판단하여 그 화소를 불안정한 불량화소로 판단하고 그 어드레스를 기억한다(단계 S22). 상기 계수치 역전의 개념을 도 14와 같이 도시한다. 상기 계수치 역전인지의 여부 판단은 제1탄 내지 제3탄의 불량화소 검출에 걸리지 않고 남은 모든 수집화소에 대해 각각 순차적으로 실시한다(단계 S23). 이상과 같이 제4탄의 불량화소의 검출 처리가 종료된다.
마지막으로, 단계 S24에서 상술한 일련의 처리를 통해 검출한 불량화소(불량 수집채널)의 수가 규정수(예를 들어, 전체의 화소 수의 5%)이상인지를 판단한다. 상기 판단에 의해 YES인 경우, 즉, 아직 규정 수 이상의 불량화소가 발견되는 경우, 캘리브레이션 연산기(38)는 그 처리를 단계 S3으로 돌아간다. 이에 따라 상술한 처리가 반복하여 실행된다. 상기 반복 중, 단계 S24의 판단이 NO인 경우, 불량화소의 검출 수는 반복하는 동안에 수렴하였다고 판단하여 일련의 불량화소의 검출을 끝낸다.
이 종료시점에서, 캘리브레이션 연산기(38)는 그 내부 메모리에, 검출한 불량화소를 특정하는 정보 즉, 어드레스가 기억되어 있다. 이 때문에 촬영 시에는 상기 어드레스 위치에 있는 수집화소(Si)를 기점으로 하는 수집채널(CNi)이 수집한 계수치는 화상 재구성에 사용하지 않고, 그 만큼의 계수치는 예를 들어, 주변 화소에서 보간에 의해 추정된다.
또한, 단계 S24에서 단계 S3로 돌아오는 회수, 즉 불량화소 검출의 반복 회수를 일정값(예를 들어 4회)으로 한정할 수도 있다. 즉, 이러한 일정값 이상의 반복 검출을 실시하더라도 불량화소의 검출수가 수렴되지 못한다고 판단하여, 포기하고 처리를 종료시킬 수도 있다. 이 경우에는 검출기(21) 전체에 제조상 중대한 결함이 있다고 볼 수 있다.
(캘리브레이션)
위에서 설명한 바와 같이 불량화소의 검출을 완료하면, 캘리브레이션 연산기(38)는 글로벌 및 트림의 캘리브레이션으로 이행한다. 상기 캘리브레이션을 위한 처리 개요를 도 15 및 도 16을 참조하여 설명한다.
후술 하지만, 상기 캘리브레이션을 실시할 때 상술한 사전 처리에 의해 불량화소라고 알고 있는 수집 채널에 대해서는 캘리브레이션을 실시하지 않도록 함으로써 캘리브레이션을 위한 연산 부하를 경감하여 스피드를 도모한다.
캘리브레이션 연산기(38)는 우선, 단계 S31 에 있어서 각 수집화소(Sn)에 병렬로 접속되어 있는 변별회로(DSi) 수를 나타내는 변수 i를 0으로 설정한다. 그 다음, 단계 S32에서 변수 i=i+1을 연산한다. 또한 단계 S33에서, X선관(21)의 관전류, 관전압 등의 X선 조사조건을 설정 또는 변경한다. 본 발명의 경우, 변수 i=1가 되므로 첫 번째의 변별 계수(DS1)가 지정되어 있다. 상기 변별회로(DS1)는 도 3에 있어서의 D/A변환기(571)및 비교기(541)를 사용하는 변별회로를 나타내며, 상기 변별회로(DS1)에 부여하는 관전류 및 관전압은 상술한 표 1에 있어서의 계열 1)에서 정해진다. 본 발명의 경우 관전압=29kV, 관전류=1.0mA로 설정한다.
그 후, 단계 S34에서, X선의 선질 경화에 사용하는 필터(FT)의 설정 또는 변경을 지시 받는다. 상기 필터(FT)도 표 1에서 확인할 수 있듯이, 어떠한 변별회로(DSi)인지에 따라 정해진다. 사용하는 필터(FT)가 정해지면 도 9에 도시한 바와 같이, 구동 기구(61)가 구동되고, 또는 수동으로 필터(FT1)(예를 들어, 알루미늄판 10mm, 20mm두께) 또는 필터(FT2)(아크릴판 20 mm두께)가 X선 패스 내에 배치된다. 본 발명의 경우, 필터(FT2)(아크릴, 20 mm두께)가 배치된다.
그 다음으로, 단계 S35에서, 지금 선택되어 있는 변별회로(DSi=DS1)에 대한 에너지 임계값의 개시값 및 수집폭을 설정한다. 상기 설정밀도 표 1로 저장되어 있는 기억 테이블을 참조하여 이루어진다. 예를 들어, 변별회로(DSi=DS1)인 경우, 개시값TH1ST=15이며, 수집폭THw=30이다(모두 상대치).
이러한 준비가 갖추어지면, 단계 S36에서 캘리브레이션 연산기(38)는 상술한 불량화소를 검출하는 때의 지령과 동일하도록 규정 프레임 수로 미리 설정해 둔, 예를 들어 200프레임의 데이터 수집 및 기억을 첫번째 변별 계수(DS1)에 대해서 실시한다. 상기 데이터 수집 및 기억처리를 서브루틴으로 도 16에 도시한다.
구체적으로는, 도 16에 도시된 바와 같이 에너지 임계값을 설정한 값(개시값 TH1ST=15이고, 수집폭THw=30)을 독출한다(단계 S361 : 도 17 참조). 또한, 상기 설정값 중, 개시값(TH1ST=15)을 현재의 에너지 임계값(TH)으로(TH=TH1ST), 첫번째 변별회로(DS1)를 구성하는 래치회로(58)및 D/A변환기(571)를 통해 해당 비교기(541)에 부여한다(단계 S362). 또한, 이 때 나머지 2번째 내지4번째의 변별회로(DS2~DS4)에도 동일한 개시값을 부여할 수 있고, 다른 값을 부여할 수도 있다. 어찌 됐든 현재 수행되는 변별회로와 관계 없는 변별회로에서 수집한 데이터는 무시된다.
이러한 상태에서 규정 프레임수(예를 들어 200프레임)의 데이터(계수치) 수집 및 기억이 이루어진다(단계 S363 , S364). 그 후, 현재 에너지 임계값이 수집 폭의 최고치, 즉 "개시값 TH1ST+수집 폭THw=15+30"에 도달하였는지를 판단한다(단계 S365). 상기 판단에서 YES인 경우, 상기 수집 기억의 서브루틴을 종료하고 메인 루틴으로 돌아온다. 한편, 상기 판단이 NO인 경우, TH=TH+ΔTH의 연산을 실시하여 임계값의 변동폭(ΔTH)만큼 증가(increment)한다(단계 S366). 상기 임계값의 변동폭(ΔTH)은 도 17에 도시된 바와 같이, 에너지 임계값을 증가시킬 때 계수치 변화를 우수한 정밀도로 파악할 수 있는 소정값으로 미리 설정되어 있다. 단계 S365이 후, 처리는 단계 S362로 돌아가고, TH=TH1ST+THw=15+30에 도달할 때까지 반복 실행된다.
상기 서브루틴의 처리가 종료되면, 다시 도 15에 도시되어 있는 메인 단계 S37가 실행된다. 즉, 단계 S37에서는 도 17에 도시된 바와 같이, 단계 S36에서 수집한 규정 프레임 수만큼(예를 들어, 200프레임 만큼)의 계수치를 이용하여 그 프로파일이 도 17에 도시된 바와 같이 작성된다. 도면에서 *표는 계수치를 나타낸다. 상기 계수치는 수집화소(Sn) 각각의 변별회로(DSi)마다 작성되어, 그 값은 예를 들어 200 프레임만큼의 계수치를 예를 들어 평균한 값이다.
그 다음으로, 캘리브레이션 연산기(38)는 단계 S38에서 상기 작성한 프로파일에 다차 함수 등을 적용하여 보정이나 피팅(fitting)을 실시하고, 도 17에 도시된 바와 같이, 에너지 임계값을 올림으로써 저하되는 계수치가 0이 되는 에너지 임계값(THiTR)을 추정한다. 본 발명의 경우, 첫 번째 변별회로(DS1)에 대해 캘리브레이션을 수행하고 있으므로(i=1), 상기 에너지 임계값(TH1TR)은 각 수집화소(Sn)(n=1~N)의 첫번째 변별회로(DS1)에 대해서 각각 추정된다.
또한, 실제로는 도 17에 도시된 바와 같이, 에너지 임계값(THiTR)을 초과하여도 계수치는 곧바로 수렴되지 않고, 낮은 계수치가 잠시 감소하는 상태가 계속 된다. 이는 X선 펄스끼리 파일 업에 인한 에너지 스펙트럼의 상방 시프트 현상이다. 이 현상은, 본 실시형태에서 채용하고 있는 필터(FT)에 의한 빔 하드닝에 의해 억제되지만, 실제로는 상기 현상의 전부를 억제할 수는 없다. 이 때문에 상기 현상에 영향 받지 않고 관전압으로 정해지는, 거의 실제의 계수치=0이 되는 에너지 임계값을 추정하는 것이 중요하다.
이 후, 캘리브레이션 연산기(38)는 상술한 에너지 임계값(TH1TR)을 이용하여 글로벌 캘리브레이션 및 트림 캘리브레이션을 실시한다. 우선, 단계 S39에서는 검출모듈마다 각각의 첫번째의 변별회로(DS1)에 대해서 에너지 임계값(TH1TR)의 평균값을 연산하고, 더불어 복수의 검출모듈간 그 에너지 임계값(TH1TR)의 평균값을 연산한다(단계 S39). 또한, 이 평균값은 대표값으로 연산되는 것으로, 반드시 평균 값이 아니어도 좋다. 이에 따라 도 18(a),(b)에 도시된 바와 같이, 복수의 검출모듈(B1~B5)(m=5)의 에너지 임계값(TH1TR)의 평균값이 더욱 평균화 되어 하나의 평균값(THAVE)을 구할 수 있다. 평균값(THAVE)은 복수의 검출모듈간 에너지 임계값을 맞추는 것으로, 글로벌 캘리브레이션 데이터로 기억된다.
그 다음으로 단계 S40에서 복수의 검출모듈 각각의 각 수집화소(Sn)의 지정 번째의 변별회로(DSi)에 대해서, 단계 S38에서 구한 에너지 임계값(THiTR)의 평균값(THAVE)에서의 편차량 Δthn(n=1~N) 각각 연산된다. 도 18(c)에는 수집화소수n=1~5로 한 경우에 대해서, 그 편차량 Δth1~Δth5의 개념을 모식적으로 나타내고 있다. 이러한 편차량 Δthn은 각 수집화소 각 변별회로 제조상의 개체차이 또는 각 특성에 의존한 차이 요소를 미세조정하는 것으로, 트림 캘리브레이션 데이터로서 기억된다.
또한, 후술하는 바와 같이 단계 S39, S40의 처리가 반복되는 경우, 그 평균값(THAVE)은 반복하여 갱신된다.
그 다음으로, 단계 S41에서 상술한 단계 S36~S40까지의 처리가 규정 회수(예를 들어 4회), 실시되었는지의 여부를 판단한다. 이 판단이 NO인 경우, 상기 규정 회수를 만족할 때까지 단계 S36~S40를 반복한다. 상기 반복은 캘리브레이션을 안정화 시키기 위한 것이다.
상기 규정 회수의 캘리브레이션 데이터 작성이 종료되면(단계 S41에서 YES), 캘리브레이션 연산기(38) 또는 제2 기억부(39)는 반복에 의해 갱신된 최신 글로벌 캘리브레이션 데이터(THAVE) 및 트림 캘리브레이션 데이터(?hn)가 저장되어 있다.
또한, 단계 S42에서 모든 변별회로(DSi)에 대해 동일한 캘리브레이션 데이터의 작성이 종료되었는지 여부를 판단한다. 본 발명의 경우, 아직 제2번째 내지 제4번째까지의 변별 계수(DS2~DS4)에 대한 처리가 남아 있으므로 그 판단은 NO가 되고, 단계 S32로 돌아온다. 이에 의해 이번은 제2번째의 변별회로(DS2)에 대해서 캘리브레이션 데이터 작성이 실행된다. 제3번째, 제4번째도 동일하다.
또한, 단계 S43에서 오퍼레이터 사이에 캘리브레이션을 강제적으로 중지하는지 여부 판단을 인터렉티브하게 수행한다. 상기 중지 지령이 없는 경우, 단계 S44 및 S45에서 수집화소(Sn) 마다의 각 변별회로(DSi)에 대한 최종 캘리브레이션 데이터를 작성한다. 이 작성은 도 19에 도시된 바와 같이 각 수집화소마다 작성되며, 변별회로마다 "글로벌 캘리브레이션 데이터(THAVE)+트림 캘리브레이션 데이터(?hn)"의 가산 및 감산을 실시하고(단계 S44), 그 결과를, 예를 들어 제2 기억부에 저장(단계 S45)함으로써 이루어진다.
또한, 상술한 설명에 있어서, "필터의 변경, 관전류의 변경"이 상기 파일 업 확률을 억제하는 조사조건 설정수단에 해당한다.
(임계값의 부여)
이렇게 해서 캘리브레이션이 종료되면, 제2 기억부(39)에는 적정화된 디지털량의 지령값이 캘리브레이션 데이터로서 저장된다. 이 때문에, 촬상 시에는 임계값 부여기(41)에 의해 제1 내지 제4 임계값(TH1, TH1, TH3, TH4)에 대해서 정밀도가 우수하게 캘리브레이트된, 즉, 상술한 스테S44, S45에서 연산된 캘리브레이션 데이터에 상당하는 디지털량 임계값(tht')(t=1~4)이 지령값으로 래치회로(58) 및 D/A변환기(57t)를 통해 부여된다. 이에 따라 캘리브레이트된 아날로그량의 임계값(tht )(t=1~4)이 각 수집 채널의 비교기(54t)로 각각 부여된다.
따라서, 도 20에 도시된 바와 같이 각 화소 또는 각 변별회로에 하드적인 개체차이(오프셋, 이득(기울기), 파고치의 개체차이)가 있어서 S자 특성에 차이가 존재한다 하더라도(동일 도(A) 참조), 이러한 적정화 처리에 의해 취득된 캘리브레이션 데이터(동일 도(B) 참조), 외관상(동작상) 동일 또는 거의 동일한 에너지의 임계값 특성을 획득할 수 있다(동일 도(C) 참조). 따라서, 검출 감도가 화소간에서, 그리고 변별회로간에서의 불균일을 확실히 억제함으로써 높은 에너지 설정능을 획득할 수 있다.
본 실시형태에 따른 캘리브레이션은 이상과 같이 실시된다. 따라서, 이하와 같은 종래에서는 볼 수 없었던 뛰어난 작용효과가 있다.
제 1에 따르면, 한 종류의 방사선원인 X선관(21) 만을 이용하여 캘리브레이션을 실시할 수 있다. 즉, 감마선만을 이용하거나 감마선과 X선을 기준원으로 이용하는 경우에 비해 현격히 빠르고 우수한 정밀도로 캘리브레이션 할 수 있고, 오퍼레이터의 노력도 감소된다. 이는 각 에너지 임계값에 관해서, X선관 전압을 설정하고자 하는 에너지에만 포커싱하여 설정함으로써, 그 관전압만으로 정확하게 임계값을 설정할 수 있기 때문이다.
제 2에 따르면, 캘리브레이션을 위한 데이터 수집을 실시하는 경우, X선관의 전면에 선질경화를 위한 필터를 장전하고, 관전류 및 데이터 수집시간을 파일 업 확률이 낮아지도록 설정한다. 이 때문에 X선의 저에너지 성분을 억제할 수 있고, 그러한 성분이 관전압 부근의 에너지 성분에 중첩하는 현상을 억제할 수 있으므로, 계수치를 처리하기 위한 연산 정밀도를 향상시킬 수 있다.
제 3에 따르면, 처음은 개략적인 캘리브레이션으로 글로벌 캘리브레이션을 실시하고, 상기 결과로 미세한 트림 캘리브레이션을 실시하고 있다. 이에 따라 간단하고 단시간 동안 검출기(21) 전체의 수집화소의 검출 감도를 일정 범위 내로 수렴할 수 있다. 즉, 처음부터 수집화소 각각의 검출 감도를 각각 준비하는 방법에 비해서 캘리브레이션의 시간을 큰 폭으로 단축할 수 있다.
제 4에 따르면, 캘리브레이션을 처리하면서 불량화소를 사전에 검출한다. 또한, 상기 불량화소는 전혀 계수할 수 없는, 계수치 비정상(비정상적으로 높고, 비정상적을 분산되고, 불안정한) 등을 여러 관점에서 검출한다. 이 때문에, 불량화소 검출의 신뢰성이 매우 높고, 불량화소를 가지는 검출기(22)가 그대로 촬영에 사용되지 않는다. 즉, 불량화소의 위치는 기억되기 때문에, 촬영 시에는 그 불량화소의 계수치는 화상 재구성의 계산에 넣지 아니하고, 그 만큼, 예를 들어 주위 화소에서 보간 하는 등의 처리가 이루어진다. 이 때문에, 재구성된 화상의 균일성이 향상되고 신뢰성 있는 화상을 획득할 수 있다.
제 5에 따르면, 상술한 불량화소는 캘리브레이션(글로벌 캘리브레이션 및 트림 캘리브레이션)의 전단층에서 검출된다. 이 때문에, 캘리브레이션하는 경우 이미 불량화소의 검출이 종료되어 있으므로 그 불량화소에 대해 캘리브레이션은 실행하지 않아도 된다. 따라서, 트림 캘리브레이션의 연산 부하가 감소하여 처리가 신속하게 이루어 진다.
제 6에 따르면, 계수치를 계측(데이터 수집)할 때 프레임 수로서 통계적인 노이즈를 억제하기 위하여 200프레임을 선정한다. 이로 인해 계수치의 계측 정밀도도 향상되어 신뢰성 높은 캘리브레이션을 실시할 수 있다.
(제2 실시형태)
다음으로, 본 발명의 제2 실시형태에 따른 방사선 촬상장치로서의 파노라마 촬상장치를 설명한다. 또한, 본 실시형태의 설명에 있어서 제1 실시형태에 따른 장치와 동일 또는 동등의 기능을 가지는 구성요소에는 동일 부호를 사용하고, 그 설명은 생략 또는 간략화 한다.
상기 제2 실시형태에 따른 파노라마 촬상장치는 글로벌 및 트림 캘리브레이션 데이터를 산출하는 방법이 제1 실시형태와 상이하다. 때문에, 캘리브레이션 연산기(38)는 도 21에 도시한 부분 흐름도의 처리를 수행한다. 이외의 구성요소 및 처리는 제1 실시형태와 동일하다.
도 21에 도시된 바와 같이, 캘리브레이션 연산기(38)는 단계 S38이 후, 단계 S39'에서 복수의 검출모듈(Bm) 각각에서의 에너지 임계값(THiTR)의 평균값(THAVE-m)를 연산하고, 이들의 평균값(THAVE -m)을 각 검출모듈(B)의 글로벌 캘리브레이션 데이터로 한다. 또한, 단계 S40'에서는 검출모듈(Bm) 마다, 그 수집화소 각각의 평균값(THAVE-m)로부터의 편차량(ΔthN/m)을 각각 연산하고, 이들 편차(ΔthN /m)를 트림 캘리브레이션 데이터로 한다. 또한, 단계 S40'에서는 각 검출모듈(Bm)의 글로벌 캘리브레이션 데이터(THAVE -m)가 일정한 에너지값 범위(THA)로 수렴될 때까지 반복 처리한다. 또한, 이 반복 중 오퍼레이터가 캘리브레이션 중지를 지령 가능하다(단계 S46).
이 결과, 도 22(a),(b)에 도시된 바와 같이, 복수의 검출모듈(Bm) 각각 대해 개별 글로벌 및 트림 캘리브레이션을 실행할 수 있다. 즉, 캘리브레이션 데이터는 검출모듈(Bm) 마다 유지할 수 있고, 글로벌 캘리브레이션 데이터가 일정한 에너지값 범위(THA)에 수렴되어 있으므로, 검출기 전체적으로 보았을 경우에도, 각각의 수집화소(Sn)(n=1~N)의 검출감도 또한 미리 정해진 범위에 속하고, 여전히 신뢰성 높은 캘리브레이션을 수행할 수 있다. 더불어, 일정한 에너지값 범위(THA)에 속하지 않은 검출모듈을 배제하고, 속해있는 검출모듈을 새롭게 장착할 수 있으며, 검출모듈 단위로 처리할 수 있다. 이에 따라 검출모듈(Bm)을 낭비하지 않고 사용할 수 있게 된다.
상술한 제1및 제2 실시형태에 따른 캘리브레이션 방법은, 광자 계수형 방사선 검출기를 탑재한 각종 X선 진단장치에 적용할 수 있다. 즉, 상술한 치과용 X선 파노라마 촬상장치에 한정되지 않고, 의료용 또는 비파괴 검사용의 X선CT스캐너, X선 유방 촬영술(mammography)장치, 정형 용도 또는 폐암 검진용 X선 토모신세시스 스캐너 등이다.
또한, 본 발명은 상술한 실시형태로 한정되지 않고, 본 발명의 요지를 벗어나지 않는 범위에서 한층 적절히 변형가능 한 것이다. 예를 들어, 상술한 제1, 제2 실시형태에서는 검출기로서 모듈화한 2 차원 배열의 에리어 센서를 복수개 배열하여 구성하고 있다. 이에 대해서, 종횡의 2 방향 중 어느 한 방향으로 1 또는 다소(복수)의 화소를 가지고, 다른 방향으로 복수의 화소를 가지는, 길고 가느다란 화소 영역을 가지는 라인 검출기에 상술한 캘리브레이션 방법을 실시할 수 있다. 라인 검출기가 가지는 복수의 화소가 복수의 모듈로 분류될 수 있으면 본원을 적용할 수 있다. 라인 검출기를 복수, 이산적으로 배치하여 구성한 검출기어도 각 라인 검출기를 하나의 모듈로 간주할 수 있고, 동일한 캘리브레이션 방법을 실시할 수 있다. 또한, 의료용 또는 비파괴 검사용 플랫 패널로 불리는 면 형상의 X선 검출기는 복수의 모듈로 구성되어 있으므로, 동일한 캘리브레이션 방법을 실시할 수 있다.
산업상의 이용 가능성
본 발명에 따르면 캘리브레이션을 화소마다 우수한 정밀도로 그리고, 단시간 동안 실시할 수 있는 광자 계수형 방사선 검출기의 캘리브레이션 방법을 제공할 수 있고, 광자 계수형 방사선 검출기에 있어서 매우 큰 유용성을 발휘할 수 있다.
1 : 치과용 파노라마 촬상장치(방사선 촬상장치)
2 : 갠트리
3 : 콘솔
12 : 상하동암 유닛
13D : 회전축
21 : X선관(방사선원)
22 : 검출기
33 : 컨트롤러
38 : 캘리브레이션 연산기
39 : 제2 기억부
41 : 임계값 부여기
51 : 데이터 수집회로
54 : 비교기
55 : 에너지 영역 배분회로
56 : 카운터
57 : D/A변환기
58 : 래치회로
59 : 시리얼 변환기
C : 반도체 셀(화소)
Sn : 수집화소
DSi : 변별회로
CNn : 수집 채널
FT : 필터
2 : 갠트리
3 : 콘솔
12 : 상하동암 유닛
13D : 회전축
21 : X선관(방사선원)
22 : 검출기
33 : 컨트롤러
38 : 캘리브레이션 연산기
39 : 제2 기억부
41 : 임계값 부여기
51 : 데이터 수집회로
54 : 비교기
55 : 에너지 영역 배분회로
56 : 카운터
57 : D/A변환기
58 : 래치회로
59 : 시리얼 변환기
C : 반도체 셀(화소)
Sn : 수집화소
DSi : 변별회로
CNn : 수집 채널
FT : 필터
Claims (17)
- 복수의 화소를 형성하고 해당 화소의 각각에 방사선원으로부터 입사된 방사선을 광자로 간주하여 검출하고, 해당 광자의 에너지에 따른 전기량 펄스신호를 출력하는 복수의 검출소자를 각각 구비한 복수의 검출모듈을 포함하는 검출기와,
상기 방사선의 에너지 스펙트럼상에서 상기 에너지 크기를 변별하기 위해서 부여되고, 복수의 에너지 영역을 설정하는 적어도 하나의 에너지 임계값이 상기 화소에 각각 대응하여 부여되는 적어도 하나의 변별회로와,
상기 복수의 검출소자 각각이 출력한 상기 펄스신호의 계수치를 기초로 상기 화소마다 그리고 상기 복수의 에너지 영역마다의 상기 방사선 입자수의 계수 데이터를 생성하는 데이터 생성 회로와,
상기 방사선을 대상물을 향하여 방사했을 때, 상기 데이터 생성 회로에 의해 생성된 상기 계수 데이터를 기초로 해당 대상물의 화상을 생성하는 화상 생성 수단을 구비한 광자 계수형 방사선 검출기에서 이용되는 캘리브레이션 장치에 있어서,
상기 방사선의 입자가 상기 복수의 검출모듈에 입사되는 경우, 입사 입자끼리 중첩하는 확률이 소정값 이하가 되도록 해당 방사선의 조사조건을 설정하는 조사조건 설정수단;
상기 조사조건 설정수단에 의해 상기 방사선의 조사조건을 설정한 상태에서, 상기 복수의 검출모듈 상호간 또는 해당 복수의 검출모듈 각각에서 상기 방사선의 검출 감도를 균일화시키도록 캘리브레이트하는 제1 캘리브레이션 수단; 및
상기 제 1 캘리브레이션 수단에 의한 캘리브레이션 결과를 이용하여 적어도 상기 복수의 검출모듈, 상기 변별회로 및 상기 데이터 연산회로를 포함한 회로군이 형성되는, 상기 화소 각각의 채널마다, 그리고 그 각각의 채널에 있어서의 상기 변별회로 마다 상기 방사선의 검출 감도를 균일화시키도록 캘리브레이트하는 제2 캘리브레이션 수단
을 구비하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항에 있어서,
상기 방사선원은, 상기 방사선으로서의 X선을 조사하는 X선관이고,
상기 조사조건 설정수단은, 상기 각 화소에 있어서의 상기 X선의 계수 특성에 해당 X선의 펄스 정형 시간에 따른 펄스 중첩현상의 이론적인 발생 확률이 1% 확률의 1/10 이하의 계수 특성을 부여하도록 상기 X선관의 전류를 설정하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항에 있어서,
상기 방사선원은, 상기 방사선으로서의 X선을 조사하는 X선관이고,
상기 조사조건 설정수단은, 상기 각 화소에 있어서의 상기 X선의 계수 특성에 상기 X선의 에너지 스펙트럼 형상과 해당 X선의 펄스 정형 시간에 따른 펄스 중첩현상의 이론적인 발생 확률이 1% 확률의 1/10 이하의 계수 특성을 부여하도록 상기 X선관의 전류를 설정하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항에 있어서,
상기 방사선원은, 상기 방사선으로서의 X선을 조사하는 X선관이고,
상기 조사조건 설정수단은, 상기 X선관의 전면에 상기 복수의 에너지 임계값에 따라 상기 X선의 선질을 견고하게 하는 필터를 배치하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제3항에 있어서,
상기 필터는, 상기 에너지 임계값의 대소에 따른 상기 X선의 희망하는 선질 경화도를 획득하도록 해당 필터의 두께와 재질이 설정되어 있는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제5항에 있어서,
상기 필터는, 상기 에너지 임계값이 낮은 경우 이용되는 희망 두께의 아크릴 수지제의 판체, 또는 상기 에너지 임계값이 높은 경우 이용되는 희망 두께의 알루미늄 수지제의 판체인 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제2항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 1 캘리브레이션 수단은,
상기 복수의 검출모듈이 제공하는 상기 복수의 화소 각각 대해 상기 복수의 에너지 임계값 중 하나의 에너지 임계값을 선택하는 선택 수단;
상기 선택 수단에 의해 상기 하나의 에너지 임계값이 선택된 상태에서, 해당 하나의 에너지 임계값과는 다른 에너지 임계값을 개시값으로 하고, 또한, 상기 개시값으로부터 소정값씩 소정의 최대값 또는 최소값까지 증가 또는 감소 시킨 에너지 임계값에 상당하는 전압을 상기 방사선원으로 공급하면서, 각각의 전압 공급 시 상기 각 화소로부터 출력되는 상기 펄스신호를 계수하는 제1 신호 수집수단;
상기 제1 신호 수집수단에 의해 수집된 상기 펄스신호의 계수치를 이용하여 상기 각 화소에서의 상기 펄스신호의 에너지 스펙트럼상에서 해당 펄스신호의 계수치가 제로가 되는 에너지 임계값을 추정하는 제로위치 추정수단;
상기 제로위치 추정수단에 의해 추정된 에너지 임계값을 기초로 상기 복수의 검출모듈 각각의 대표값을 연산하고, 또는, 해당 에너지 임계값을 기초로 상기 복수의 검출모듈간의 대표값을 연산하여 제1 캘리브레이션 데이터로 하는 제1 연산수단; 및
상기 제 1 신호 수집수단에 의한 상기 펄스신호의 수집, 상기 제로위치 추정수단에 의한 에너지 위치의 추정, 및 제1 연산수단에 의한 제1 캘리브레이션 데이터의 추정을 상기 각 화소의 상기 나머지 에너지 임계값에 대해서 반복 실행하는 반복 실행수단;
을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제7항에 있어서,
상기 제2 캘리브레이션 수단은,
상기 제 1 연산수단에 의해 연산된 제1 캘리브레이션 데이터로부터의 상기 제 1 신호 수집수단에 의해 계수된 상기 펄스신호의 계수치의 편차량을 상기 각 화소에 대한 상기 변별회로 마다 연산하는 제2 연산수단; 및
상기 제 1 연산수단과 상기 제2 연산수단의 연산 결과를 가산하여 상기 방사선의 검출 감도를 균일화시키는 캘리브레이션 데이터를 연산하는 제3 연산수단
을 구비하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 복수의 검출모듈 각각의 각 화소 및 상기 각 화소가 제공하는 각 수집 채널이 상기 펄스신호의 계수에 적합하지 않는 상태를 불량화소라고 하여, 해당 불량화소를 검출하는 불량 검출수단을 구비하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제9항에 있어서,
상기 불량 검출수단은,
상기 복수의 검출모듈에 상기 방사선원으로부터 상기 방사선을 조사시켜 해당 복수의 검출모듈이 출력하는 상기 펄스신호를 화소마다 소정 프레임 수만큼, 상기 검출모듈 마다 수집하는 제2 신호 수집수단;
상기 제2 신호 수집수단이 수집한 상기 소정 프레임 수만큼의 상기 펄스신호를 검출모듈 마다 그리고 화소마다 상호 가산하는 제1 가산수단; 및
상기 제1 가산수단에 의해서 상호 가산된, 상기 복수의 검출모듈 각각의 각 화소에 있어서의 상기 펄스신호의 가산치가 비정상인 행동을 나타내고 있는 불량화소인지의 여부를 판단하는 제1 불량화소 판단수단
을 구비하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제 10항에 있어서,
상기 제 1 불량화소 판단수단이 판단하는 상기 비정상인 행동은, 상기 펄스신호의 가산치가 제로인지, 또는, 미리 정해진 임계값 이상의 통계적으로 희박한 값을 나타내는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제9항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 불량 검출수단은,
상기 제 1 신호 수집수단이 수집한 상기 나머지 화소에서의 상기 펄스신호의 계수치로부터 계수치의 히스토그램을 설정하는 히스토그램 설정 수단;
상기 히스토그램에서 표준편차를 연산하는 표준편차 연산수단;
상기 표준편차의 n배(n은 4 이상의 정수)의 범위를 벗어나는 상기 계수치가 있는지 여부를 상기 나머지 화소 각각에 대해서 판단하는 계수치 판단수단; 및
상기 계수치 판단수단에 따라 판단된 상기 벗어난 계수치를 나타내는 화소를 불량화소로 판단하는 제2 불량화소 판단수단
을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제10항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 불량 검출수단은,
상기 복수의 검출모듈에 상기 방사선원으로부터 상기 방사선을 조사시켜 해당 복수의 검출모듈이 출력하는 상기 펄스신호를 화소마다 소정 프레임 수만큼 다시 수집하는 제3 신호 수집수단;
상기 제2 신호 수집수단이 수집한 상기 소정 프레임 수만큼의 상기 펄스신호를 검출모듈 마다의 화소마다 상호 가산하는 제2 가산수단;
상기 제2 가산수단에 의해 상호 가산된 상기 복수의 검출모듈 각각의 각 화소에 있어서의 상기 펄스신호의 가산치가, 상기 제 1 가산수단에 의해 상호 가산된, 상기 복수의 검출모듈 각각의 각 화소에 있어서의 상기 펄스신호의 가산치 보다 큰 대소 역전 상태인지의 여부를 판단하는 대소 판단수단; 및
상기 대소 판단수단에 의해 대소 역전 상태로 판단되는 경우, 상기 대소 역전 상태를 나타내고 있는 화소를 비정상적 화소로 판단하여 촬상에는 부적합한 불량화소로 기록하는 제3 불량화소 판단수단
을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 방사선원은 X선관이고,
상기 X선관으로부터 실제로 조사되는 X선의 에너지 값을 측정하는 에너지 측정수단을 구비하고,
상기 제 1, 제2 및 제3 신호 수집수단은, 상기 에너지 측정수단의 측정치에 따라 상기 X선관에 공급하는 X선 조사용의 고전압 값을 보정하는 보정수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 복수의 검출소자 각각의 화소 크기는, 250㎛ * 250㎛ 이하인 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 복수의 에너지 임계값은, 상기 에너지에 대해서 이산적으로 설정된 복수의 에너지 임계값이고, 임의로 변경 가능한 에너지 임계값인 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치. - 제16항에 있어서,
상기 복수의 에너지 임계값은, 기준이 되는 하나 이상의 피사체를 상정하고, 상기 에너지 영역마다의 소정 시간의 계수치가 대략 일정하도록 결정되는 것을 특징으로 하는 캘리브레이션 장치.
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR20230030903A (ko) * | 2021-08-26 | 2023-03-07 | 주식회사 에이치엔티메디칼 | 엑스레이 이미지 노이즈 제거를 위한 캘리브레이션 방법 |
Families Citing this family (64)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP5875790B2 (ja) * | 2011-07-07 | 2016-03-02 | 株式会社東芝 | 光子計数型画像検出器、x線診断装置、及びx線コンピュータ断層装置 |
DE102013200021B4 (de) * | 2013-01-02 | 2016-01-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Kalibrierung eines zählenden digitalen Röntgendetektors, Röntgensysteme zur Durchführung eines solchen Verfahrens und Verfahren zur Aufnahme eines Röntgenbildes |
JP6301138B2 (ja) * | 2013-02-12 | 2018-03-28 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | X線コンピュータ断層撮影装置およびフォトンカウンティングプログラム |
JP5914381B2 (ja) * | 2013-02-19 | 2016-05-11 | 株式会社リガク | X線データ処理装置、x線データ処理方法およびx線データ処理プログラム |
US9155516B2 (en) | 2013-02-19 | 2015-10-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Apparatus and method for count loss calibration of photon-counting detectors in spectral computed tomography imaging |
DE102013204264A1 (de) * | 2013-03-12 | 2014-09-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Aufnahme eines Röntgenbildes und Röntgensystem |
WO2014163187A1 (ja) * | 2013-04-04 | 2014-10-09 | 株式会社 東芝 | X線コンピュータ断層撮影装置 |
KR20140132098A (ko) * | 2013-05-07 | 2014-11-17 | 삼성전자주식회사 | 엑스선 검출기, 이를 포함하는 엑스선 영상 장치 및 그 제어 방법 |
JP6234708B2 (ja) * | 2013-05-28 | 2017-11-22 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | X線診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム |
JP6305692B2 (ja) * | 2013-05-28 | 2018-04-04 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | X線診断装置 |
JP2014241543A (ja) * | 2013-06-12 | 2014-12-25 | 株式会社東芝 | 光検出装置およびct装置 |
JP2015065531A (ja) * | 2013-09-24 | 2015-04-09 | 株式会社東芝 | 信号処理装置および信号処理方法 |
US9662078B2 (en) | 2013-10-09 | 2017-05-30 | Koninklijke Philips N.V. | Method and device for generating an energy-resolved X-ray image with adapted energy threshold |
EP2871496B1 (en) * | 2013-11-12 | 2020-01-01 | Samsung Electronics Co., Ltd | Radiation detector and computed tomography apparatus using the same |
US9459358B2 (en) * | 2013-12-11 | 2016-10-04 | Toshiba Medical Systems Corporation | Reference calibration in photon counting based spectral CT |
JP6289108B2 (ja) * | 2014-01-14 | 2018-03-07 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | フォトンカウンティングct装置及びフォトンカウンティングctデータ処理方法 |
JP6258094B2 (ja) * | 2014-03-24 | 2018-01-10 | 株式会社東芝 | 放射線計測装置、および入出力較正プログラム |
EP3137925A1 (en) * | 2014-05-02 | 2017-03-08 | Koninklijke Philips N.V. | Method to calibrate a photon detector, absorption filter assembly and imaging apparatus |
EP2942647B1 (en) * | 2014-05-06 | 2019-04-10 | Dornier MedTech Systems GmbH | Calibration Element for a Flat Panel X-ray Detector |
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 |
JP6435154B2 (ja) * | 2014-10-14 | 2018-12-05 | 株式会社ジョブ | 光子計数型検出器 |
WO2016076767A1 (en) * | 2014-11-10 | 2016-05-19 | Prismatic Sensors Ab | X-ray imaging based on image data from a photon-counting multi bin x-ray detector |
US9872661B2 (en) | 2014-11-19 | 2018-01-23 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray CT apparatus, and image processing apparatus |
EP3132287B1 (en) * | 2014-12-11 | 2017-09-27 | Koninklijke Philips N.V. | X-ray detector, imaging apparatus and calibration method |
WO2016110421A1 (en) * | 2015-01-07 | 2016-07-14 | Koninklijke Philips N.V. | Correction device for correcting energy-dependent projection values |
CN104579498B (zh) * | 2015-01-16 | 2017-07-14 | 中国科学院上海光学精密机械研究所 | 光子数可分辨的光子计数型通信接收装置 |
US10405813B2 (en) * | 2015-02-04 | 2019-09-10 | Dental Imaging Technologies Corporation | Panoramic imaging using multi-spectral X-ray source |
DE102015202999B4 (de) * | 2015-02-19 | 2019-12-05 | Siemens Healthcare Gmbh | Automatisierte Justierung von Signalanalyseparametern für Röntgendetektoren |
JP6811716B2 (ja) * | 2015-02-27 | 2021-01-13 | トロフィー | 歯科撮像装置及び歯科放射線透過撮像のために対象者を位置決めする方法 |
JP2016180625A (ja) * | 2015-03-23 | 2016-10-13 | 株式会社東芝 | 放射線検出装置、入出力較正方法、及び入出力較正プログラム |
KR101930150B1 (ko) * | 2015-04-20 | 2018-12-17 | 가부시키가이샤 죠부 | X선 검사용의 데이터 처리 장치 및 데이터 처리 방법, 및, 그 장치를 탑재한 x선 검사 장치 |
CN104898159B (zh) * | 2015-05-13 | 2017-11-03 | 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 | 一种能量分辨ct探测器的校准方法 |
JP6454612B2 (ja) * | 2015-06-24 | 2019-01-16 | 株式会社リガク | X線データ処理装置、その方法およびプログラム |
US10765383B2 (en) * | 2015-07-14 | 2020-09-08 | Koninklijke Philips N.V. | Imaging with enhanced x-ray radiation |
DE102015213911B4 (de) * | 2015-07-23 | 2019-03-07 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Erzeugen eines Röntgenbildes und Datenverarbeitungseinrichtung zum Ausführen des Verfahrens |
US10098595B2 (en) * | 2015-08-06 | 2018-10-16 | Texas Instruments Incorporated | Low power photon counting system |
EP3341756A4 (en) * | 2015-08-27 | 2019-05-22 | Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. | X-RAY IMAGING WITH A DETECTOR LIKELY TO RESOLVE PHOTONIC ENERGY |
US10556129B2 (en) * | 2015-10-02 | 2020-02-11 | Varian Medical Systems, Inc. | Systems and methods for treating a skin condition using radiation |
CN107533019B (zh) * | 2015-10-23 | 2020-05-05 | 株式会社蛟簿 | X射线装置、数据处理装置及数据处理方法 |
US10219775B2 (en) * | 2015-11-02 | 2019-03-05 | Toshiba Medical Systems Corporation | Photon-counting X-ray CT apparatus and image processing apparatus |
JP6633201B2 (ja) * | 2015-11-12 | 2020-01-22 | プリズマティック、センサーズ、アクチボラグPrismatic Sensors Ab | 時間オフセット深度セグメントを有するエッジオン検出器を用いた高分解能コンピュータ断層撮影 |
JP6700737B2 (ja) * | 2015-11-20 | 2020-05-27 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像システム、信号処理装置、及び、放射線画像の信号処理方法 |
CN105608747B (zh) * | 2015-12-17 | 2018-11-06 | 首都师范大学 | 一种从三维牙科锥形束ct数据中提取全景图的方法 |
CN105628079B (zh) * | 2015-12-30 | 2021-07-30 | 上海闻泰电子科技有限公司 | 距离感应器动态校准方法 |
JP6933471B2 (ja) * | 2016-03-09 | 2021-09-08 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 光子計数型検出器及びx線ct装置 |
US10338012B2 (en) * | 2016-03-09 | 2019-07-02 | Toshiba Medical Systems Corporation | Photon counting detector and X-ray computed tomography (CT) apparatus |
US10379233B2 (en) * | 2017-04-11 | 2019-08-13 | Prismatic Sensors Ab | Thermal management of photon-counting detectors |
CN109844568B (zh) * | 2016-08-31 | 2023-05-16 | 棱镜传感器公司 | 用于估计转换器的相对增益和偏移的方法和系统 |
JP6890943B2 (ja) * | 2016-10-06 | 2021-06-18 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 放射線診断装置及び方法 |
CN106646639A (zh) * | 2016-12-02 | 2017-05-10 | 北京航星机器制造有限公司 | 一种可变速射线安检机 |
WO2018204705A1 (en) | 2017-05-03 | 2018-11-08 | Turner Innovations, Llc. | Three dimensional x-ray imaging system |
US10151845B1 (en) | 2017-08-02 | 2018-12-11 | Texas Instruments Incorporated | Configurable analog-to-digital converter and processing for photon counting |
US10270995B1 (en) | 2017-10-19 | 2019-04-23 | Kromek Group, PLC | Automated non-conforming pixel masking |
US10024979B1 (en) | 2017-11-01 | 2018-07-17 | Texas Instruments Incorporated | Photon counting with coincidence detection |
US11071514B2 (en) * | 2018-11-16 | 2021-07-27 | Varex Imaging Corporation | Imaging system with energy sensing and method for operation |
UA125070C2 (uk) * | 2018-12-28 | 2022-01-05 | Сергій Іванович Мірошниченко | Спосіб комп'ютерної томографії |
US10890674B2 (en) | 2019-01-15 | 2021-01-12 | Texas Instruments Incorporated | Dynamic noise shaping in a photon counting system |
CN109655878A (zh) * | 2019-01-31 | 2019-04-19 | 中国人民解放军火箭军工程大学 | 基于X射线源的X/γ剂量仪现场校准方法、辐射防护系统 |
JP7224208B2 (ja) * | 2019-03-05 | 2023-02-17 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 医用処理装置、および医用診断システム |
CN110389374B (zh) * | 2019-07-05 | 2020-10-30 | 东软医疗系统股份有限公司 | 一种探测器的前端电路及探测器 |
US11517274B2 (en) * | 2020-06-02 | 2022-12-06 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Hybrid detection systems and methods for C-arm interventional x-ray systems |
CN111707688B (zh) * | 2020-06-18 | 2021-10-01 | 清华大学 | 光子计数能谱ct成像中自适应能谱优化方法及其应用 |
CN113876344B (zh) * | 2020-07-02 | 2024-06-18 | 佳能医疗系统株式会社 | X射线ct装置以及方法 |
CN112149787B (zh) * | 2020-09-11 | 2022-11-25 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 基于电容反馈电荷灵敏放大电路的计数装置及计数系统 |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5876789A (ja) * | 1981-10-31 | 1983-05-09 | Shimadzu Corp | シンチレ−シヨンカウンタ |
JP3374596B2 (ja) * | 1995-04-29 | 2003-02-04 | 株式会社島津製作所 | ポジトロンct装置 |
JPH11109040A (ja) | 1997-09-30 | 1999-04-23 | Toshiba Corp | 放射線情報収集装置 |
JP2000069369A (ja) | 1998-08-19 | 2000-03-03 | Fuji Photo Film Co Ltd | エネルギーサブトラクション画像形成装置 |
US6919568B2 (en) * | 2003-04-08 | 2005-07-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Method and apparatus for identifying composite defective pixel map |
JP2004325183A (ja) | 2003-04-23 | 2004-11-18 | M & C:Kk | 放射線検出方法、放射線検出器、及び、この検出器を搭載した放射線撮像システム |
JP2006101926A (ja) | 2004-09-30 | 2006-04-20 | M & C:Kk | 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法 |
US7381964B1 (en) * | 2004-11-24 | 2008-06-03 | General Electric Company | Method and system of x-ray data calibration |
JP5404179B2 (ja) * | 2009-05-21 | 2014-01-29 | キヤノン株式会社 | 撮像装置及びその制御方法、プログラム |
-
2012
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR20230030903A (ko) * | 2021-08-26 | 2023-03-07 | 주식회사 에이치엔티메디칼 | 엑스레이 이미지 노이즈 제거를 위한 캘리브레이션 방법 |
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