WO2012144589A1 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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勉 山河
大輔 橋本
秀行 長岡
竜也 長野
政廣 辻田
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株式会社テレシステムズ
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Definitions

  • 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).
  • 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.
  • so-called digitization in which detection signals are output in a digital format, is becoming increasingly finer and the detection surface is becoming larger.
  • a detection method called a photon counting method is also attracting attention.
  • This photon counting method has been conventionally used in gamma ray detectors in the field of nuclear medicine (see, for example, Patent Document 1: Japanese Patent Laid-Open No. 11-109040).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11-109040.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11-109040.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11-109040
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-101926.
  • the photon counting type detector that outputs the electric signal corresponding to the energy of the particle by regarding the radiation incident on each of the plurality of collecting pixels as a photon is provided, and each of the collecting pixels output by the detector is output.
  • the count data of the number of particles of the radiation classified into a plurality of energy regions on the energy spectrum of the radiation is calculated based on the signal, and the energy region is calculated as the count data of each of the calculated energy regions for each collected pixel.
  • Radiation detection which performs weighting of a separately given weighting coefficient, adds the count data of each of the plurality of weighted energy regions for each collected pixel to each other, and outputs the added data as radiation image generation data for each collected pixel Device ".
  • one or more (preferably 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. As a result of this determination, the number of X-ray photons discriminated into the respective energy ranges is measured. Information on the number of measurements is reflected as a pixel value of the image.
  • This accuracy and uniformity is influenced by differences in the characteristics of the circuits formed of CMOS on the output channel side of each element in addition to the sensitivity of each X-ray detection element constituting the collection pixel. For this reason, calibration is performed for each collection pixel and for each threshold value of the pixel, and the sensitivity to the X-ray photon energy of each collection pixel is adjusted in advance so that it can be regarded as the same or the same between the collection pixels. It was necessary to keep.
  • 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 that has received the incident gamma rays outputs an electric pulse corresponding to the known energy value.
  • Sensitivity to the energy value of the X-ray photon using the signal value from each collected pixel (generally referred to as so-called S-characteristic, in which the output is distorted between a low signal and a high signal: the amplitude of the electric pulse with respect to the energy value
  • S-characteristic in which the output is distorted between a low signal and a high signal: the amplitude of the electric pulse with respect to the energy value
  • the threshold given to each collected pixel is adjusted so that the collected pixels are substantially the same between the collected pixels, that is, between the collected channels.
  • nonpatent literature 1 the thing of a nonpatent literature 1 is also known as a setting example of a threshold value.
  • one threshold is given to a detector using CdTe.
  • the size of the X-ray detector pixel (collection pixel) is small, the number of X-ray ( ⁇ -ray) photons incident on each collection pixel is small. In other words, the incident rate becomes extremely low, and when trying to calibrate all the collected pixels, it takes a long collection time, for example, it takes many hours. For this reason, a lot of time and labor are required for the preparation work, which burdens the operator and reduces the operating rate of the diagnostic apparatus.
  • the dose used for calibration is significantly different from the actual use dose, there is a problem that the accuracy of calibration does not increase.
  • the gamma ray source since the gamma ray source has discrete energy, it is difficult to maintain the accuracy of the threshold due to the gain and offset of each preamplifier circuit or S-shaped nonlinear input / output characteristics. It was. However, when the pixel is as small as 200 mm or less, even if the effect of miniaturization is large, it is extremely difficult to maintain the accuracy of the hardware for realizing the effect.
  • the threshold value is one and the collection pixel is as large as 1 mm ⁇ 1 mm.
  • the accuracy of calibration does not matter so much, and it can be dealt with by uniformity correction after collecting X-ray transmission data.
  • the collection pixel is small and a plurality of threshold values are set for each collection pixel, it is extremely important to perform calibration with high accuracy as described above.
  • 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 collection pixel in a short time. And its purpose.
  • a plurality of pixels are formed and the radiation incident on each of the pixels from a radiation source is detected as a photon, and the energy of the photon is detected.
  • a detector having a plurality of detection modules each provided with a plurality of detection elements that output a pulse signal having an electric quantity corresponding to the energy amount, and a plurality of detection modules provided to discriminate the magnitude of the energy on the energy spectrum of the radiation.
  • At least one discriminating circuit that applies at least one energy threshold value corresponding to each of the pixels, and a count value of the pulse signal output from each of the plurality of detection elements
  • a data generation circuit that generates count data of the number of particles of the radiation for each pixel and for each of the plurality of energy regions
  • a calibration device used in a photon counting radiation detector comprising: an image generating means for generating an image of the object based on the counting data generated by the data generating circuit when radiated toward Is provided.
  • the calibration apparatus includes an irradiation condition setting unit that sets an irradiation condition of the radiation so that a probability that the incident particles overlap with each other when the radiation particles are incident on the plurality of detection modules is equal to or less than a predetermined value; A first calibration is performed so that the radiation detection sensitivity is uniformed between the plurality of detection modules or in each of the plurality of detection modules in a state where the radiation condition is set by the irradiation condition setting means.
  • the detection sensitivities are arranged among a plurality of detection modules or for each detection module, and then the detection sensitivity is set for each channel of each pixel and for each discrimination circuit in each channel, that is, for each energy threshold.
  • the detection sensitivity is set for each channel of each pixel and for each discrimination circuit in each channel, that is, for each energy threshold.
  • FIG. 16 is a subroutine flowchart for explaining data collection and storage processing executed in a part of FIG. 15.
  • 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.
  • a panoramic imaging device an example of an X-ray panoramic imaging device (hereinafter referred to as a panoramic imaging device) is shown.
  • FIG. 1 shows an overview of the panoramic imaging device 1.
  • the panorama imaging apparatus 1 includes a gantry (data collection apparatus) 2 that collects data from a subject P, and a console 3 that processes the collected data to create an image and the like and controls the operation of the gantry 2.
  • gantry data collection apparatus
  • console 3 that processes the collected data to create an image and the like and controls the operation of the gantry 2.
  • the gantry 2 includes a support 11.
  • the longitudinal direction in which the column extends is called a vertical direction (or vertical direction: Z-axis direction), and a direction orthogonal to the vertical direction is called a horizontal direction (direction along the XY plane).
  • the support 11 is provided with a vertically moving arm unit 12 having a substantially U-shape so as to be movable in the vertical direction.
  • the vertically moving arm unit 12 includes a vertical arm 12A that can move along the column 11, and an upper horizontal arm 12B and a lower horizontal arm 12C that extend laterally from the upper and lower ends of the vertical arm 12A.
  • a pivot arm unit 13 is attached to a predetermined position of the upper lateral arm 12B so as to be pivotable within a lateral plane orthogonal to the column 11.
  • the tip of the lower lateral arm 12C is configured as a chin rest 14 on which the subject P's chin is placed. For this reason, at the time of imaging, the subject P faces the imaging with his chin placed like a virtual line in the figure.
  • the vertical position of the vertically moving arm unit 12 is adjusted according to the height of the subject P by a drive mechanism (not shown).
  • Rotating arm unit 13 includes a horizontal arm 13A that is downward and substantially U-shaped, and a source-side vertical arm 13B and a detection-side vertical arm 13C that extend downward from both ends of the horizontal arm 13A.
  • the horizontal arm 13A is suspended by the rotation shaft 13D, and is rotated (rotated) about the rotation shaft 13D by a drive mechanism such as an electric motor (not shown).
  • An X-ray tube 21 is installed at the lower end of the radiation source side arm 13B, and X-rays exposed as, for example, pulse X-rays from the X-ray tube 21 are collimators (not shown) provided at the lower end.
  • An X-ray detector 22 (hereinafter referred to as a detector) having an X-ray incident window W (for example, 5.0 mm wide ⁇ 145 mm long) is installed at the lower end of the detection-side vertical arm 13C.
  • the size of the detection surface of the detector 22 is, for example, horizontal 6.4 mm ⁇ vertical 150 mm.
  • the detector 22 has a plurality of detection modules B1 to Bn in which X-ray imaging elements are two-dimensionally arranged, and the detection portion is constituted by the plurality of detection modules B1 to Bn as a whole.
  • the plurality of detection modules B1 to Bm are created as blocks independent of each other, and are mounted in a predetermined shape (for example, a rectangular shape) on a substrate (not shown) to form the entire detector 22.
  • Each detection module B1 ( ⁇ Bm) is made of a semiconductor material that converts X-rays directly into electrical pulse signals. For this reason, the detector 22 is a photon counting X-ray detector of a direct conversion method using a semiconductor.
  • the size of each collection pixel Sn is, for example, 200 ⁇ m ⁇ 200 ⁇ m.
  • Each of the plurality of collection pixels Sn includes a scintillator such as a cadmium telluride semiconductor (CdTe semiconductor), a cadmium zinc telluride semiconductor (CdZnTe semiconductor), a silicon semiconductor (Si semiconductor), CsI, and a photoelectric converter such as a C-MOS.
  • a scintillator such as a cadmium telluride semiconductor (CdTe semiconductor), a cadmium zinc telluride semiconductor (CdZnTe semiconductor), a silicon semiconductor (Si semiconductor), CsI, and a photoelectric converter such as a C-MOS.
  • the semiconductor cell (sensor) C Each of the semiconductor cells C detects incident X-rays and outputs a pulse electric signal corresponding to the energy value. That is, the detector 22 includes a cell group in which a plurality of semiconductor cells C are two-dimensionally arranged, and a data collection circuit is provided on the output side of each of the semiconductor cells C, that is, the plurality
  • the size (200 ⁇ m ⁇ 200 ⁇ m) of each of the collection pixels Sn described above is a sufficiently small value that can detect X-rays as photons (particles).
  • the size capable of detecting X-rays as the particles means “an electric pulse signal in response to each incident when a plurality of radiation (for example, X-ray) particles are successively incident at or near the same position.
  • the occurrence of a superposition phenomenon (also called pile-up) is defined as “a size that can be substantially ignored or whose amount is predictable”.
  • pile-up counting also called pile-up counting
  • the size of the collection pixel Sn formed in the X-ray detector 12 is set to such a size that the counting-off can be regarded as not occurring or substantially not occurring, or to the extent that the counting-down amount can be estimated. .
  • Each charge amplifier 52 is connected to each collector electrode of each semiconductor cell S, charges up the collected current in response to the incidence of X-ray particles, and outputs it as a pulse signal of electric quantity.
  • the output terminal of the charge amplifier 52 is connected to a waveform shaping circuit 53 whose gain and offset can be adjusted.
  • the waveform of the detected pulse signal is processed with the previously adjusted gain and offset to shape the waveform.
  • the gain and offset of the waveform shaping circuit 53 are calibrated in consideration of non-uniformity with respect to the charge-charge characteristic for each collection pixel Sn made of the semiconductor cell C and variations in each circuit characteristic. As a result, it is possible to increase the output of the waveform shaping signal from which non-uniformity has been eliminated, and the relative threshold setting accuracy.
  • the waveform shaped pulse signal corresponding to each collection pixel Sn that is, output from the waveform shaping circuit 53 of each collection channel CNn has a characteristic that substantially reflects the energy value of the incident X-ray particles. . Therefore, the variation between the collection channels CNn is greatly improved.
  • the output terminal of the waveform shaping circuit 53 is connected to the comparison input terminals of the plurality of comparators 54 1 to 54 4 .
  • one pulse signal can be individually compared with different analog amount threshold values th 1 to th 4 .
  • the reason for this comparison is to examine which region (discrimination) the energy value of the incident X-ray particle enters among the energy regions set in advance divided into a plurality.
  • the lowest analog amount threshold th 1 is normally set so as not to detect disturbances, noise caused by circuits such as the semiconductor cell S and the charge amplifier 42, or low-energy radiation that is not necessary for imaging. Is set as the threshold value.
  • the number of thresholds, that is, the number of comparators is not necessarily limited to four, and may be one including the analog amount threshold th 1 or any number of two or more. Also good.
  • the analog amount threshold values th 1 to th 4 described above are given as digital values from the calibration calculator 38 of the console 3 via the interface 32 for each collection pixel Sn, that is, for each collection channel. Therefore, the reference input terminals of the comparators 54 1 to 54 4 are connected to the output terminals of the four D / A converters 57 1 to 574, respectively.
  • the D / A converter 57 1-57 4 is connected to the threshold receiving end T 1 via the latch circuits 58 ( ⁇ T N), this threshold receiving end T 1 ( ⁇ T N) of the console 3 interface 32 It is connected.
  • the latch circuit 58 latches the threshold values th 1 ′ to th 4 ′ of digital quantities given from the threshold applier 40 via the interface 31 and the threshold receiving end T 1 ( ⁇ T N ) at the time of imaging, and the corresponding D / are output to the a converter D / a converter 57 1-57 4. Therefore, the D / A converters 57 1 to 57 4 can supply the commanded analog amount thresholds th 1 to th 4 to the comparators 54 1 to 54 4 as voltage amounts, respectively.
  • the analog amount threshold th i is an analog voltage applied to the comparator 54 i in each discrimination circuit DS i
  • the energy threshold TH i is an analog value for discriminating the X-ray energy (keV) of the energy spectrum.
  • the waveform shown in FIG. 5 shows a continuous spectrum of the energy of X-rays emitted from a commonly used X-ray tube.
  • the count value (count) on the vertical axis is an amount proportional to the photon generation frequency corresponding to the energy value on the horizontal axis, and the energy value on the horizontal axis is an amount depending on the tube voltage of the X-ray tube 21.
  • the first analog amount threshold th 1 is set in correspondence with the energy threshold TH 1 that can distinguish the X-ray particle number from the non-countable region and the lower energy region 1.
  • the second, third, and fourth analog amount threshold values th 2 , th 3 , and th 4 are higher than the first energy threshold value TH 1 , and the second , third , and fourth energy threshold values are set.
  • TH 2 , TH 3 , and TH 4 are set in order.
  • These energy thresholds TH i are determined so that one or more subjects as a reference are assumed and the count value for a predetermined time for each energy region is substantially constant.
  • the output terminals of the comparators 54 1 to 54 4 are connected to an energy region distribution circuit 55 as shown in FIG.
  • This energy region distribution circuit 55 compares the output of the plurality of comparators 54 1 to 54 4 , that is, the pulse voltage corresponding to the detected energy value of the X-ray particles and the analog amount threshold th 1 (to th 4 ). And the energy range 1 to 4 is classified into the energy regions 1 to 4. For example, if the outputs of the two comparators 54 1 , 542 are on (detection value ⊃ threshold) and the outputs of the remaining two comparators 54 3 and 54 4 are off (detection value ⁇ threshold), the energy The value is discriminated in the energy region 2.
  • Energy region distribution circuit 55 sends a pulse signal corresponding to the discrimination result in any of the counters 56 1-56 4. For example, if there is an event to be discriminated in the energy region 1, and sends a pulse signal to the counter 56 1 in the first stage. If there is an event to be discriminated in the energy region 2, and sends a pulse signal to the second-stage counter 56 2. The same applies to the energy regions 3 and 4.
  • each of the counters 56 1-56 4 counts up every time the pulse signal is input from the energy region distribution circuit 55. Thereby, the X-ray particle number of the energy value discriminated in the energy region in charge can be measured as a cumulative value for every fixed time.
  • start and stop signals is supplied via a start-stop terminal T2 from the controller 33 of the console 3 to the counter 56 1-56 4. The measurement for a certain time is managed from the outside using a reset circuit included in the counter itself.
  • the interface 31 receives the count data and stores it in the first storage unit 34.
  • the image processor 35 reads the count data stored in the first storage unit 34 in response to an operator command from the input device 37, and uses the count data to follow the image, for example, the dentition.
  • An X-ray transmission image (panoramic image) of a certain cross section is reconstructed under, for example, the tomosynthesis method.
  • Count data of a plurality of energy regions 1 to 4 is obtained from each collected pixel Sn. For this reason, in the reconstruction of the panoramic image, for example, the image processor 35 gives higher weight to the count data having a higher energy value, and adds them to each other. Thereby, the collected data is created for each collected pixel Sn.
  • data associated with the X-ray scan collected from all the collected pixels Sn is prepared, and these collected data are processed by the tomosynthesis method to reconstruct a panoramic image.
  • This panoramic image is displayed on the display 36, for example.
  • the panoramic image may be reconstructed without weighting.
  • weighting process is used to emphasize the count data in the high energy region, artifacts due to beam hardening can be suppressed. Moreover, 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.
  • the cervical spine that is superimposed as the shadow of the anterior teeth which is the fate of the dental panoramic device, is somewhat more cervical if weighting that emphasizes the count data in the high energy region when reconstructing the anterior teeth.
  • the reflection of 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.
  • a clearer image can be formed by weighting and emphasizing the low energy count data.
  • the semiconductor cell S and the data collection circuit 51n corresponding to the N collection pixels Sn described above are integrally formed of CMOS by ASIC.
  • the data collection circuit 51n may be configured as a circuit or device separate from the group of semiconductor cells S.
  • the console 3 includes an interface (I / F) 31 that performs input and output of signals, a controller 33 that is communicably connected to the interface 31 via a bus 32, and a first storage unit 34, an image processor 35, a display 36, an input device 37, a calibration calculator 38, a second storage unit 39, a ROM 40, and a threshold value assigner 41.
  • the controller 33 controls the driving of the gantry 2 in accordance with a program given in advance to the ROM 40. This control includes sending a command value to the high voltage generator 42 that supplies a high voltage to the X-ray tube 21 and a drive command to the calibration calculator 38.
  • the first storage unit 34 stores frame data sent from the gantry 2 via the interface 31.
  • the image processor 35 converts the frame data stored in the first storage unit 34 into a known shift and add (shift and add) based on a program given in advance to the ROM 40. Processing is performed by a tomosynthesis method based on a so-called calculation method, and an X-ray transmission image (tomographic image) of the dentition of the oral cavity of the subject P is created.
  • the display unit 36 is responsible for displaying the generated transmission image, displaying information indicating the operation status of the gantry 2, and displaying operator operation information provided via the input unit 37.
  • the input device 37 is used for an operator to give information necessary for imaging to the system.
  • the calibration calculator 38 operates under the control of the controller 33 under a program previously stored in the ROM 40, and is provided for each energy discriminating circuit for each collected pixel Sn by a data collecting circuit described later. Calibrate the digital quantity threshold for discrimination. This calibration is performed at the factory before shipping the panoramic imaging apparatus, or is performed at regular or faulty maintenance inspections or before imaging work. Since this calibration is central to the features of the present invention, it will be described in detail later.
  • the second storage unit 39 stores a threshold value generated for each collection pixel and each energy discrimination circuit by calibration. This threshold value is called under the control of the controller 33 at the time of imaging, is given to a data collection circuit described later, and is subjected to calibration.
  • the threshold value assigner 41 calls the digital amount threshold value stored in the second storage unit 39 at the time of imaging for each collection pixel and for each discrimination circuit, and uses the threshold value as a command value. It transmits to the detector 22 via the interface 31. In order to execute this process, the threshold value assigner 41 executes a program stored in the ROM 40 in advance.
  • the controller 33, the image processor 35, the calibration calculator 38, and the threshold value assigner 41 are all provided with a CPU (central processing unit) that operates according to a given program. Those programs are stored in the ROM 40 in advance.
  • 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-characteristic and the shape of the curve showing the S-shape are different for each acquisition channel (for example, the acquisition channel 1 is the characteristic # 1, and the adjacent acquisition channel # 2 is hard.
  • the acquisition channel 1 is the characteristic # 1
  • the adjacent acquisition channel # 2 is hard.
  • 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.
  • this panoramic imaging apparatus is characterized in that it has a function of performing calibration that eliminates these disadvantages.
  • This calibration is not performed using a plurality of types of radiation sources such as a gamma ray source and an X-ray source, but is performed in a short time and with high accuracy using only an X-ray source.
  • the X-ray source the X-ray tube 21 described above is used in this embodiment.
  • the measurement conditions for calibration in this embodiment will be described.
  • the calibration is performed in a state where various conditions are set so that counting down by the detector 22 is minimized. This is called the optimum measurement condition.
  • This optimum measurement condition is composed of two conditions in the present embodiment, and both are set to reduce counting down. Of the two optimum measurement conditions described below, depending on the state of implementation, adopting only one of them is effective in reducing counting errors.
  • the first optimum measurement condition indicates, for example, calibration with energy set so that actual counts are equal in each energy region as much as possible when the actually used X-ray tube voltage is 80 kV. It is a specification of conditions including the current (tube current) supplied to the X-ray tube 21 sometimes. In particular, this tube current irradiates the entire detection surface of the detector 22 with X-rays, and sets a threshold value lower than all desired types (values) given to each collected pixel Sn for energy discrimination. In a given state, a theoretical 1% X-ray particle count-down (superposition phenomenon) corresponding to the shape of the spectrum of the X-ray collected by each collection pixel Sn and the shaping time of the output electric pulse signal is shown. It is set to be 1/10 of the count rate. This tube current is set according to the difference in X-ray energy, that is, the voltage (tube voltage) applied to the X-ray tube 21.
  • the second optimum measurement condition is to perform beam hardening of the X-ray spectrum incident on the detector 22 and harden the entire spectrum waveform (beam hardening).
  • This is a resin filter FT placed on the front surface of the X-ray tube 21 only during calibration (see FIG. 9 described later).
  • the X-rays irradiated from the X-ray tube 21 are cured by passing through the filter FT as schematically shown in FIG.
  • X-ray particles having lower energy are more likely to be superimposed (pile-up) on X-ray particles having higher energy.
  • This filter FT is, for example, a plate made of acrylic or aluminum having a thickness of 20 mm, and the operator installs it in a support mechanism (not shown) during calibration, or activates an automatic loading mechanism (not shown).
  • the X-ray tube 21 is fixed at the front position. It is desirable that the material of the filter FT differs depending on the tube voltage to be adjusted. Of course, the filter FT is removed from at least the X-ray irradiation path when calibration is not performed.
  • Table 1 shows an example of measurement conditions in consideration of the first and second optimum measurement conditions when the distance between the detector 22 and the X-ray tube focal position is 55 cm.
  • the information shown in Table 1 is stored in advance in, for example, the calibration calculator 38 or the second storage unit 39 in the form of a storage table, and is referred to as necessary.
  • the filter thickness when the X-ray energy 39.5 keV is 10 mm, and the filter thickness when the other X-ray energy is 20 mm.
  • the threshold and the threshold width are expressed as relative values when the continuous energy values on the spectrum obtained when the X-ray energy is set to the highest possible value are quantized to 1 to 128. More importantly, for each discrimination circuit DS i , the start value TH i ST of the energy threshold and its collection width THw can always be sufficiently swung to the height around the X-ray energy (determined by the tube voltage). The minimum necessary and sufficient range is set (see FIG. 17 described later). Since the calibration performed in the present invention is to find an energy threshold at which the count value is almost truly zero, the above range is set so that this is achieved.
  • the optimum value is also obtained for the X-ray acquisition time.
  • the collection time is set in order to keep the statistical collection accuracy of calibration at a certain level or more.
  • the collection time is set to 200 frames.
  • Calibration is performed by integrating the frame data of 200 frames.
  • the number of frames is not necessarily limited to 200 frames, and is determined in consideration of collection accuracy and counting time due to statistical noise. For this reason, it is possible to reduce the number of frames if other design conditions change slightly or the processing method is devised.
  • this panoramic imaging device is subjected to calibration before shipment from the factory or after installation on the site, periodically or when the detector is replaced when an abnormality occurs.
  • the console 3 includes a calibration calculator 38, a second storage unit 39, and a threshold value assigner 41.
  • the “global” that matches the detection characteristics between the plurality of detection modules B 1 to B N first is used.
  • Calibration (hereinafter referred to as global calibration: first calibration) and in parallel to this global calibration or after global calibration, each individual detection module B 1 ( ⁇ B M )
  • matching the detection characteristics to each other means that the threshold value (command value) corrected so that the energy discrimination threshold values applied to the energy discrimination circuits of all the collection pixels Sn of the detector 22 are aligned for each discrimination circuit.
  • the present embodiment also has a feature that defective pixels in the collected pixels Sn are detected during the global calibration before or during the global calibration.
  • the defective pixel referred to here is a collection pixel that cannot detect X-rays, a collection pixel that outputs an abnormal detection value, and the like, and is a collection pixel that cannot be used for X-ray imaging.
  • defective pixels are first detected, and then global calibration and trim calibration are executed in parallel with each other.
  • defective pixels may be detected in parallel with global calibration, and trim calibration may be performed on pixels excluding the defective pixels.
  • each of the plurality of collection pixels Sn constituting the detection surface 22F of the detector 22 is a unit for collecting X-ray transmission data under X-ray particle measurement. For this reason, each of the collection pixels Sn becomes the starting point of the collection channel CNn described above. Further, one collection channel CNn is connected to one or more energy discriminating circuits implemented in a semiconductor layer therein. That is, a plurality (four in this case) of discrimination circuits are connected to each collection channel CN.
  • the threshold value th ′ of the digital quantity corresponding to the threshold value th ′ of the analog quantity is set so that the detection sensitivities of the discrimination circuits coincide with each other for each energy threshold value with respect to all the collection channels CN. Adjustment data).
  • a filter FT is inserted between the X-ray tube 21 and the detector 22 as shown in FIG.
  • a spectrum analyzer 60 is arranged in the vicinity of.
  • the filter FT is placed in the X-ray path for the purpose of hardening the X-ray quality as described above (see FIG. 11).
  • this filter FT one type of filter may be used regarding the material and thickness, or a plurality of types of filters FT may be selectively used.
  • the filter FT may be manually installed each time, or may be automatically loaded by a drive mechanism 61 such as a motor.
  • the spectrum analyzer 60 measures the actual value of the energy of X-rays irradiated from the X-ray tube 21 and transmits the measured value to the calibration calculator 38 of the console 3.
  • the calibration calculator 38 feedback-controls the X-ray tube voltage commanded to the high-voltage generator 42 using this measured value, thereby reliably setting the X-ray energy actually irradiated to the command value. It is supposed to let you.
  • the calibration calculator 38 first designates the initial state of X-ray irradiation interactively with the operator (FIG. 10, step S1).
  • the designation of the initial state is not only the specified values of the tube voltage and tube current of the X-ray tube 21, but also the number of collections of frame data and the arrangement of the first filter FT (manual or automatic arrangement).
  • the tube voltage of the X-ray tube 21 59 kV
  • its tube current 4 mA
  • the number of frames to be collected 200 frames
  • the filter FT 20 mm thick aluminum plate is designated (commanded).
  • TH4 45 (relative value) is commanded (step S2).
  • step S3 the calibration calculator 38 sends a command to the controller 33 to collect 200 frames of frame data.
  • the controller 33 sends a drive signal to the high voltage generator 42, so that the high voltage generator 42 drives the X-ray tube 21 with the set tube voltage.
  • the X-rays irradiated from the X-ray tube 21 enter the detector 22 via the filter FT and are detected as 50 ⁇ 1450 pixel frame data provided by the plurality of detection modules B1 to Bm.
  • This frame data is collected for the commanded number of frames, that is, 200 frames in this embodiment.
  • the numerical value may be used as it is for detecting defective pixels, or may be averaged per system and used for detecting defective pixels.
  • the tube voltage of the X-ray tube 21 is finely adjusted using the actual X-ray energy value measured by the spectrum analyzer 60 described above. Thereby, the energy value of the X-rays irradiated from the X-ray tube 21 is held with higher accuracy at the value specified as the specified value in step S1.
  • step S4 each pixel value of the frame data, that is, the photon count value measured by each collected pixel is mutually added between the frame data for 200 frames.
  • frame data of 50 ⁇ 1450 pixels each pixel value including a count value obtained by adding photons is created.
  • This scheme is the same in the detection of defective pixels in the second to fourth bullets described later.
  • each count value (added value) of the collected pixels excluding the defective pixels determined by the detection of the first defective pixel in the frame data of 50 ⁇ 1450 pixels may be a certain value or more. It is determined whether or not there is nothing.
  • the “constant value” for this determination is set as a value with which it is possible to determine that there is almost no possibility in normal X-ray particle measurement (see FIG. 12).
  • step S9 the defective pixel is determined and stored in the same manner as in step S6 described above. In the same manner as described above, whether or not the defective pixels have been checked for all the collected pixels except for the defective pixels determined by the detection of the first defective pixel in the frame data of 50 ⁇ 1450 pixels in step S10. judge. If this check has not been completed, the process returns to step S8.
  • the process proceeds to a process for examining the variation in the count value using the standard deviation, that is, detection of the third defective pixel (steps S11 to S16).
  • the average value ⁇ of the count values (added values) for each detection module is calculated (step S11). This average value ⁇ is calculated for the collected pixels excluding the defective pixels that have been removed in the detection of defective pixels up to the second bullet.
  • step S12 the count value of each collected pixel is corrected so that the average value ⁇ of the count values for each detection module calculated in step S11 is uniform, and the corrected count value is stored (step S12). ). Further, the standard deviation ⁇ is calculated using the corrected count value (step S13), and a range of ⁇ 4 ⁇ based on the standard deviation ⁇ is set (step S14: see FIG. 13).
  • step S4 the count value (added value) calculated in step S4 for each collection pixel is “average value ⁇ ” for each of the remaining collection pixels other than those determined to be defective pixels until the detection of the second defective pixel. It is determined whether or not it is outside the range of “ ⁇ 4 ⁇ ” (step S15: see FIG. 13). If the determination is YES, the process proceeds to step S16 to determine the defective pixel and store the address as described above. After this process, if the determination in step S16 is NO, the same process is repeated for the remaining collected pixels (step S17). Thereby, the detection of the third defective pixel is executed for all the collected pixels determined to be good by the detection of the first and second defective pixels.
  • the value of the energy threshold value TH is changed, and pixels indicating statistically impossible measurement values are exposed as defective pixels.
  • This is the detection of the fourth defective pixel, the first and second defective pixels that are simply confirmed only by the count value, and the detection of defective pixels due to variations using the standard deviation. Executed in combination with. By detecting defective pixels from the first to fourth bullets, the reliability of defective pixel detection can be further enhanced.
  • the processing of the fourth defective pixel is shown in steps S19 to S23.
  • frame data for 200 frames is collected (step S20) as in steps S3 and S4 described above. Are mutually added between the data of 200 frames (step S21).
  • the counted value (added value) B is compared. Specifically, it is determined for each collection pixel whether or not the latter count value B> A (that is, whether or not the count value is reversed) (step S21). If this determination is YES (the count value is reversed), the pixel is judged to be statistically impossible, and the pixel is determined to be a defective pixel having instability (step S22).
  • the concept of the count value inversion is shown in FIG. The determination of whether or not the count value is reversed is sequentially performed for all the collected pixels that remain without being detected in the first to third defective pixels (step S23). Thus, the fourth defective pixel detection process is completed.
  • step S24 it is determined whether or not the number of defective pixels (defective collection channels) detected by the series of processes described above is equal to or greater than a specified number (for example, 5% of the total number of pixels). If the determination is YES, that is, if more than the specified number of defective pixels are still found, the calibration calculator 38 returns the process to step S3. Thereby, the process described above is repeatedly executed. If the determination in step S24 is NO during this repetition, the number of defective pixels detected has converged during the repetition, and a series of defective pixel detection ends.
  • a specified number for example, 5% of the total number of pixels
  • the calibration calculator 38 stores information for identifying the detected defective pixel, that is, an address, in its internal memory. For this reason, at the time of photographing, the count value collected by the collection channel CNi starting from the collection pixel Si at the address position is not used for image reconstruction, and the count value is interpolated from surrounding pixels, for example. Presumed.
  • the number of times of returning from step S24 to step S3, that is, the number of repetitions of defective pixel detection may be limited to a fixed value (for example, 4 times). In other words, it is possible to determine that the number of detected defective pixels does not converge even if the detection is repeated more than a certain value, and the processing can be terminated after giving up. In that case, it can be said that the entire detector 21 has a serious manufacturing defect.
  • step S31 the calibration calculator 38 sets a variable i representing the number of discrimination circuits DSi connected in parallel to each collection pixel Sn to 0.
  • step S34 setting or changing of the filter FT used for X-ray quality hardening is instructed.
  • this filter FT is also determined according to which discrimination circuit DSi.
  • the drive mechanism 61 is driven as shown in FIG. 9, or the filter FT1 (for example, aluminum plate 10 mm, 20 mm thickness) or the filter FT2 (acrylic plate 20 mm thickness) is manually operated.
  • a filter FT2 (acrylic, 20 mm thick) is arranged.
  • step S36 the calibration calculator 38 collects and stores data of, for example, 200 frames, which is set in advance as the specified number of frames, as in the case of the above-described instruction for detecting defective pixels. performed for the first of discrimination counting DS 1.
  • FIG. 16 shows this data collection and storage process as a subroutine.
  • the threshold increment ⁇ TH is set in advance to a predetermined value that can accurately grasp the change in the count value when the energy threshold is increased.
  • step S37 shown in FIG. 15 is executed again. That is, in step S37, as shown in FIG. 17, the profile is created as shown in FIG. 17 using the count values for the specified number of frames (for example, 200 frames) collected in step S36.
  • a cross indicates a count value. This count value is created for each discrimination circuit DSi of each of the collected pixels Sn, and the value is, for example, an average value of count values for 200 frames.
  • step S38 the calibration calculator 38 applies correction or fitting to the created profile by applying a multi-order function or the like, and the count value that decreases by raising the energy threshold as shown in FIG.
  • the energy threshold TH i TR to become is estimated.
  • step S39 for each detection module, for each of the first discriminator DS1 calculates the average value of the energy threshold TH 1 TR, further the average value of the energy threshold TH 1 TR between a plurality of detection modules Calculation is performed (step S39).
  • This average value is calculated as a representative value and does not necessarily have to be an average value.
  • the average value TH AVE is obtained by matching energy threshold values among a plurality of detection modules, and is stored as global calibration data.
  • step S41 it is determined whether or not the above-described processing from steps S36 to S40 has been performed a prescribed number of times (for example, 4 times). If this determination is NO, steps S36 to S40 are repeated until the specified number of times is satisfied. This repetition is for stabilizing the calibration.
  • the calibration calculator 38 or the second storage unit 39 stores the latest global calibration data (TH AVE ) updated by repetition, and Trim calibration data ( ⁇ th n ) is stored.
  • step S42 it is determined whether similar calibration data has been created for all the discrimination circuits DSi. In this case, since the processing for the second to fourth discrimination counts DS 2 to DS 4 still remains, the determination is NO and the process returns to step S32. Thus, in turn, creates the calibration data is performed for the second discriminator DS 2. The same applies to the third and fourth ones.
  • step S43 it is interactively determined whether or not the calibration is forcibly stopped with the operator. If this stop command is not, at step S44 and S45, to create a final calibration data for each discrimination circuit DS i of each collecting pixel Sn. As shown in FIG. 19, this creation is performed by adding / subtracting “global calibration data (TH AVE ) + trim calibration data ( ⁇ th n )” for each collected pixel and for each discrimination circuit (step S 44). For example, the result is stored in the second storage unit (step S45).
  • the command value of the optimized digital quantity is stored in the second storage unit 39 as calibration data. For this reason, at the time of imaging, calibration data that has been accurately calibrated by the threshold value assigner 41 with respect to the first to fourth threshold values TH1, TH1, TH3, TH4, that is, calculated in the above-described discarding S44, S45.
  • the calibration according to this embodiment is performed as described above. Therefore, there are the following excellent effects that have not been seen in the past.
  • calibration can be performed using only the X-ray tube 21 which is one kind of radiation source. That is, the calibration can be performed much faster and more accurately than using only gamma rays or using gamma rays and X-rays as reference sources, and the labor of the operator is reduced. This is because, with respect to each energy threshold value, the threshold value can be accurately set only by the tube voltage by setting the X-ray tube voltage to only the energy to be set.
  • defective pixels are detected in advance while being a calibration process.
  • this defective pixel is detected from various points of view, such as being unable to count at all and having an abnormal count value (abnormally high, abnormally dispersed, unstable).
  • the reliability of detection of defective pixels is extremely high, and the detector 22 having defective pixels is not used for photographing as it is. That is, since the position of the defective pixel is stored, the count value of the defective pixel is not included in the image reconstruction at the time of photographing, and a measure such as interpolation from surrounding pixels is performed. For this reason, the uniformity of the reconstructed image is improved, and a reliable image is obtained.
  • the above-described defective pixels are detected in the previous stage of calibration (global calibration and trim calibration). For this reason, detection of a defective pixel has already been completed at the time of calibration, and it is not necessary to perform calibration for the defective pixel. Therefore, the calculation load of trim calibration is reduced, and the processing is speeded up.
  • the panoramic imaging apparatus according to the second embodiment is different from that of the first embodiment in the method of calculating global and trim calibration data.
  • the calibration calculator 38 performs the process of the partial flowchart shown in FIG.
  • Other components and processing are the same as those in the first embodiment.
  • the calibration calculator 38 proceeds to step S39 ′ after step S38, calculates the average value TH AVE ⁇ m of the energy threshold TH i TR in each of the plurality of detection modules Bm, the average value TH AVE-m of a global calibration data of each detection module Bm. Further, in step S40 ′, for each detection module Bm, a deviation amount ⁇ th N / m from the average value TH AVE-m of each of the collected pixels is calculated, and the deviation amount ⁇ th N / m is trimmed. Data. Further, in step S40 ′, the process is repeated until the global calibration data TH AVE-m of each detection module Bm converges to a certain energy value range TH A. During this repetition, the operator can instruct to stop calibration (step S46).
  • a detection module that does not fall within the constant energy value range TH A can be eliminated, and a detection module that falls within that range can be newly installed, and treatment can be performed in units of detection modules. Thereby, the detection module Bm can be used without waste.
  • the calibration methods according to the first and second embodiments described above can be applied to various X-ray diagnostic apparatuses equipped with a photon counting radiation detector. That is, not only the above-described dental X-ray panoramic imaging apparatus, but also an X-ray CT scanner for medical and nondestructive examination, an X-ray mammography apparatus, an X-ray tomosynthesis scanner for orthopedic use and lung cancer screening, and the like.
  • 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 change suitably further.
  • a plurality of two-dimensional array area sensors are arranged as a detector.
  • the above-described calibration is applied to a line detector having an elongated pixel region having one or more (a plurality of) pixels in one of two vertical and horizontal directions and a plurality of pixels in the other direction. May be implemented.
  • the present application can be applied if a plurality of pixels of the line detector are divided into a plurality of modules.
  • each line detector can be regarded as one module, and the same calibration method can be performed. Further, since a planar X-ray detector called a flat panel for medical use or nondestructive inspection is composed of a plurality of modules, a similar calibration method can be performed.
  • 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.

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Abstract

　光子計数型放射線検出器で用いられるキャリブレーション装置が提供される。この装置では、放射線（Ｘ線）の粒子が前記複数の検出モジュールに入射するときに入射粒子同士が重畳する確率が所定値以下になるように当該放射線の照射条件が設定される（Ｓ３３、Ｓ３４）。この照射条件の設定の下で、複数の検出モジュールの相互間で前記放射線の検出感度を均一化させる（Ｓ３５～Ｓ３９、Ｓ４１）。この均一結果を用いて、さらに、複数の検出モジュール、弁別回路、及びデータ演算回路を含む回路群が形成する前記画素それぞれのチャンネル毎に、且つ、その各チャンネルにおける弁別回路毎に放射線の検出感度を均一化させる（Ｓ４０，Ｓ４１）

Description

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
　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。
　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始め、画素の精細化及び検出面の大形化が進んでいる。
　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、メタルアーチファクトの削減、ビームハードニングの影響を軽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。
　この種の事例の１つとして特許文献２：特開２００６－１０１９２６で提案されてものが知られている。つまり、「複数の収集画素のそれぞれに入射した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を備え、この検出器が出力した各収集画素の信号に基づいて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し、この演算された収集画素毎の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し、この重み付けされた収集画素毎の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、この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放射線検出装置」である。
　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が１個以上（好適には複数個）、用意される。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。この判定の結果、それぞれのエネルギ範囲に弁別されたＸ線光子数が計測される。この計測数の情報が画像の画素値として反映される。
　この光子計数型のＸ線検出器では、Ｘ線光子が検出器の画素（つまり収集画素）に入射すると、各収集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反映される。かかる波高値がどの閾値を越えるかによって、各収集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且つ収集画素間で極力均一に保つ必要がある。この精度や均一性は、収集画素を構成する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、収集画素毎に且つ当該各画素の閾値毎にキャリブレーションを行って、各収集画素のＸ線光子エネルギに対する感度が収集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。
　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Ｘ線検出素子は、その既知のエネルギ値に応じた電気パルスを出力する。各収集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（一般的には、低信号と高信号とで出力が歪む、所謂、Ｓ字特性と呼ばれる：エネルギ値に対する電気パルスの振幅の関係を示す）が収集画素の相互間、すなわち収集チャンネル間でほぼ同一になるように、各収集画素に与える閾値を調整する。
　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。
特開平１１－１０９０４０ 特開２００６－１０１９２６
J.S.Iwanczyk, et al, "Photon Counting Energy Dispersive Detector Arrays for X-ray Imaging"; Nuclear Science Symposium Conference Record, 2007.; NSS ’07, IEEE
　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線検出器に対して以下の問題があった。
　第１に、Ｘ線検出器の画素（収集画素）のサイズが小さいので、各収集画素に入射する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、全収集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、操作者に負担となり、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は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。
　また、ガンマ線源が離散的なエネルギを有しているため、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に因り、閾値の精度を保つのは至難の業であった。然るに画素が２００mm以下と小さい場合、その小形化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。
　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。
　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、収集画素が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、収集画素が小さく且つ各収集画素に対して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。
　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収集画素毎に精度良く、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。
　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、複数の画素を形成し且つ当該画素のそれぞれに放射線源から入射した放射線を光子と見做して検出し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それぞれ備えた複数の検出モジュールを有する検出器と、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、複数のエネルギ領域を設定する少なくとも１つのエネルギ閾値を前記画素のそれぞれに対応して付与する少なくとも１つの弁別回路と、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の計数値に基づいて、前記画素毎に且つ前記複数のエネルギ領域毎に前記放射線の粒子数の計数データを生成するデータ生成回路と、前記放射線を対象物に向けて放射したときに、前記データ生成回路により生成された前記計数データに基づいて当該対象物の画像を生成する画像生成手段と、を備えた光子計数型放射線検出器で用いられるキャリブレーション装置が提供される。このキャリブレーション装置は、前記放射線の粒子が前記複数の検出モジュールに入射するときに入射粒子同士が重畳する確率が所定値以下になるように当該放射線の照射条件を設定する照射条件設定手段と、この照射条件設定手段により前記放射線の照射条件を設定した状態で、前記複数の検出モジュールの相互間で又は当該複数の検出モジュールそれぞれで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第１のキャリブレーション手段と、前記第１のキャリブレーション手段によるキャリブレーションの結果を用いて、少なくとも前記複数の検出モジュール、前記弁別回路、及び前記データ演算回路を含む回路群が形成する、前記画素それぞれのチャンネル毎に、且つ、その各チャンネルにおける前記弁別回路毎に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第２のキャリブレーション手段と、を備えたことを特徴とする。
　本発明によれば、最初に複数の検出モジュール間で又は検出モジュール毎に検出感度を揃え、その後で画素それぞれのチャンネル毎に、且つ、その各チャンネルにおける弁別回路毎、すなわちエネルギ閾値毎に検出感度を均一化させる。このため、例えばＸ線源などの１種類の放射線源を用いて、複数の検出モジュール及びその各収集画素のキャリブレーションを精度良く、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。
本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置としての歯科用のパノラマ撮像装置の外観の概要を示す部分斜視図である。 複数の検出モジュールを用いた検出器の概要を説明する斜視図である。 パノラマ撮像装置に搭載された光子計測型のＸ線検出器の電気的な構成の概要を示すブロック図である。 Ｘ線光子が生じさせる検出信号としての電気パルスの波高値（エネルギ）と、検出器においてエネルギ弁別のために設定される閾値との関係を説明する図である。 Ｘ線のエネルギ、弁別されるエネルギ領域、及び光子計測数との関係を説明する図である。 パノラマ撮像装置の電気的な構成の概要を示すブロック図である。 検出器のＳ字特性のバラツキを説明するグラフである。 Ｄ／Ａ変換器が生じることがある変換誤差を説明するグラフである。 キャリブレーションのときに用いる撮像系をする図である。 不良画素検出の処理の概要を説明するフローチャートである。 フィルタの機能を説明する図である。 不良画素の検出の１つの態様を説明する図である。 不良画素の検出の別の態様を説明する図である。 不良画素の検出の別の態様を説明する図である。 キャリブレーションの処理の概要を説明するフローチャートである。 図１５の一部で実行されるデータ収集及び記憶の処理を説明するサブルーチンのフローチャートである。 計数値が０となるエネルギ閾値の推定を説明する図である。 検出モジュール毎の計数値＝０のエネルギ閾値の処理とその処理結果に基づく各収集画素の各弁別回路に対するキャリブレーションデータの演算とを説明する図である。 キャリブレーションデータの持ち方を説明する表図である。 キャリブレーションによる効果を概念的に説明する図である。 本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置としての歯科用のパノラマ撮像装置において実行される、キャリブレーションの処理を説明する部分フローチャートである。 第２の実施形態おけるキャリブレーションデータの演算を説明する図である。
　以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。
　（第１の実施形態）
　図１～２０を参照して、本発明の第１の実施形態に係る、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。
　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。
　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。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の背丈などに応じて調整される。
　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。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５．０ｍｍ×縦１４５ｍｍ）を有したＸ線検出器２２（以下、検出器と呼ぶ）が設置される。なお、検出器２２の検出面のサイズは、例えば横６．４ｍｍ×縦１５０ｍｍ）である。
　この検出器２２は、図２に示すように、Ｘ線撮像素子を２次元に配列した複数の検出モジュールＢ１～Ｂｎを有し、この複数の検出モジュールＢ１～Ｂｎの全体で検出部分が構成される。複数の検出モジュールＢ１～Ｂｍは互いに独立したブロックとして作成され、それらを基板（図示せず）上に所定形状（例えば矩形状）に実装して検出器２２の全体が作成される。個々の検出モジュールＢ１（～Ｂｍ）はＸ線を直接、電気パルス信号に変換する半導体材料で作成される。このため、検出器２２は、半導体による直接変換方式の光子計数型Ｘ線検出器である。
　この検出器２２は、上述したように、複数の検出モジュールＢ１～Ｂｍの集合体として形成され、その全体として、２次元に配列された収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ：画素数Ｎは例えば５０ｘ１４５０画素）を有する（図２参照）。各収集画素Ｓｎのサイズは、例えば２００μｍ×２００μｍである。
　このため、検出器２２は、入射Ｘ線に応じた光子（フォトン）を、検出器２２の検出面を構成する画素（収集画素）Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）毎に計数して、その計数値を反映させた電気量のデータを例えば３００ｆｐｓの高いフレームレートで出力する。このデータはフレームデータとも呼ばれる。
　この複数の収集画素Ｓｎ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）、ＣｓＩなどのシンチレータに、光電変換器をＣ－ＭＯＳなどの半導体セル（センサ）Ｃにより構成される。この半導体セルＣは、それぞれ、入射するＸ線を検出して、そのエネルギ値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Ｃの複数が２次元に配列されたセル群を備え、その半導体セルＣのそれぞれ、すなわち、２次元配列の複数の収集画素Ｓｎそれぞれの出力側にデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１～Ｎ）が備えられている。ここで、収集画素Ｓｎのそれぞれ、すなわち半導体セルＣのそれぞれから各データ収集回路５１１（～５１Ｎ）に至る経路を必要に応じて、収集チャンネルＣＮｎ（ｎ＝１～Ｎ）と呼ぶ。
　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。
　ところで、前述した各収集画素Ｓｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）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電気パルス信号間の重畳現象（パイルアップとも呼ばれる）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。上記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（パイルアップカウントとも呼ばれる）が発生する。このため、Ｘ線検出器１２に形成する収集画素Ｓｎのサイズは、この数え落とし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。
　続いて、図３を用いて、検出器２２に電気的に繋がる回路を説明する。複数のデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１～Ｎ）のそれぞれは、各半導体セルＣ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５４１～５４ｉ（ここではｉ＝４）、エネルギ領域振分け回路５５、多段のカウンタ５６１～５６ｉ（ここではｉ＝４）、多段のＤ／Ａ変換器５７１～５７ｉ（ここではｉ＝４）、ラッチ回路５８、及びシリアル変換器５９を備える。
　各チャージアンプ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Ｃから成る収集画素Ｓｎ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される。これにより、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、各収集画素Ｓｎに対応した、即ち、各収集チャンネルＣＮｎ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するＸ線粒子のエネルギ値を反映した特性を有する。したがって、収集チャンネルＣＮｎ間のばらつきは大幅に改善される。
　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ｔｈｉ（ここではｉ＝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アナログ量閾値ｔｈ１～ｔｈ４に各別に比較することができる。この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ値が、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、入射するＸ線粒子のエネルギ値を表す）がアナログ量閾値ｔｈ１～ｔｈ４のどの値を超えているかについて判断される。これにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。なお、最も低いアナログ量閾値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しないようにする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、上記アナログ量閾値ｔｈ１の分を含めて１個であってもよいし、２個以上の何個であってもよい。
　上述したアナログ量閾値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収集画素Ｓｎ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。
　ラッチ回路５８は、撮像時に、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５７１～５７４は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ１～ｔｈ４を電圧量として比較器５４１～５４４それぞれに与えることができる。各収集チャンネルＣＮｎは、Ｄ／Ａ変換器５７ｉ（ｉ＝１～４）から比較器５４ｉ（ｉ＝１～４）を介してカウンタ５５ｉ（ｉ＝１～４）に至る１つ又は複数の回路系につながっている。この回路系を「弁別回路」ＤＳｉ（ｉ＝１～４）と呼ぶ。
　図５に、このアナログ量閾値ｔｈｉ（ｉ＝１～４）に相当するエネルギ閾値ＴＨｉ（ｉ＝１～４）の設定例を示す。このエネルギ閾値ＴＨｉ（ｉ＝１～４）は勿論、離散的に設定されるとともに、ユーザが任意に設定可能な弁別値である。
　アナログ量閾値ｔｈｉは、各弁別回路ＤＳｉにおいて比較器５４ｉに与えるアナログ電圧であり、エネルギ閾値ＴＨｉはエネルギースペクトラムのＸ線エネルギ（keV）を弁別するアナログ値である。図５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、縦軸の計数値（カウント）は横軸のエネルギ値に相当するフォトンの発生頻度に比例する量であり、横軸のエネルギ値はＸ線管２１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のアナログ量閾値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と弁別可能なエネルギ閾値ＴＨ１に対応して設定する。また、第２、第３、及び第４のアナログ量閾値ｔｈ２、ｔｈ３、及びｔｈ４を、第１のエネルギ閾値ＴＨ１より高い値となる、第２、第３、第４のエネルギ閾値ＴＨ２，ＴＨ３，ＴＨ４を順に供するように設定している。これにより、エネルギのスペクトル波形の特性や設計値に基づい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。
　また、これらのエネルギ閾値ＴＨｉは、基準となる一つ以上の被写体を想定し、エネルギ領域毎の所定時間の計数値が概略一定になるように決定される。
　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５４１～５４４の出力、すなわち、検出したＸ線粒子のエネルギ値に相当するパルス電圧とアナログ量閾値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³閾値）であり、残りの２つの比較器５４３、５４４の出力がオフ（検出値＜閾値）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。
　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する。これにより、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、カウンタ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。
　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、収集画素Ｓｎ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５９１は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器５９２～５９Ｎとシリアルに接続されている。このため、全てのデジタル量の計数データは、最後のチャンネルのシリアル変換器５９Ｎからシリアルに出力され、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がそれらの計数データを受信して第１の記憶部３４に格納する。
　そこで、画像プロセッサ３５は、入力器３７からの操作者の指令に応じて、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）を例えばトモシンセシス法の元で再構成する。各収集画素Ｓｎ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、このパノラマ画像の再構成において、画像プロセッサ３５は、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。これにより、収集画素Ｓｎ毎に、収集されたデータが作成される。これにより、全収集画素Ｓｎから収集したＸ線スキャンに伴うデータが揃うので、これらの収集データをトモシンセシス法で処理してパノラマ画像を再構成する。このパノラマ画像は例えば表示器３６で表示される。勿論、重み付けを施さずにパノラマ画像を再構成してもよい。
　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もできる。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。
　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、前歯部の再構成時に高エネルギ領域の計数データを強調する重み付けをすれば、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、下顎管などを少しでもコントラスト良く見たいような場合、低エネルギの計数データを強調する重み付けをして再構成することで、より鮮明な画像化が可能である。
　なお、本実施例では、上述したＮ個の収集画素Ｓｎ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。
　コンソール３は、図６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。
　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へ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。
　画像プロセッサ３５は、コントローラ３３の管理の下に、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Ｘ線透過像（断層像）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。
　また、キャリブレーション演算器３８は、コントローラ３３の管理の下に、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収集画素Ｓｎ毎のエネルギ弁別回路毎に与える、エネルギ弁別のためのデジタル量の閾値をキャリブレーションする。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、後に詳述する。第２の記憶部３９は、キャリブレーションにより収集画素毎、及び、エネルギ弁別回路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、キャリブレーションに付される。
　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の記憶部３９に格納されているデジタル量の閾値を収集画素毎に且つ弁別回路毎に呼び出して、その閾値を指令値としてインターフェース３１を介して検出器２２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。
　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。
　（キャリブレーション）
続いて、本実施形態におけるキャリブレーションの意義、条件、具体的な手法などについて説明する。
　図３に示す検出器２２は、その半導体セル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全収集チャンネルＣＮｎがＣＭＯＳで製造される。このため、その製造誤差などがある等の第１の理由により、全収集チャンネルＣＮｎの検出特性がばらつくことは不可避である。そのため、キャリブレーションにより、これを是正しなければならない。加えて、検出器２２がフォトンカウンティング型のデバイスである。このため、収集チャンネル毎に、Ｘ線光子のエネルギ弁別のために複数の弁別回路（系列数ｉ＝１～４）を有し、弁別回路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５７ｉ（ｉ＝１～４）を置かなければならない（第２の理由）。これらの第１、第２の理由により、検出特性が収集チャンネル毎で（つまり、複数の収集チャンネルＣＮｎの同一閾値に対する弁別回路の相互間で）ばらつく。
　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７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、ならびに、Ｓ字状を示すカーブの形状そのもの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。
　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。
　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８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があったが、従来ではそれが十分になされていなかった。
　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。
　このキャリブレーションは、ガンマ線源とＸ線源など複数種類の放射線源を用いて行うものではなく、Ｘ線源のみを用いて極力短時間に且つ精度良く行うものである。このＸ線源として、本実施形態では前述したＸ線管２１を用いる。
　本実施形態におけるキャリブレーションの計測条件について説明する。本実施形態では、キャリブレーションは、検出器２２による数え落としが極力少なくなるように各種の条件を設定した状態で実施する。これを、最適計測条件と呼ぶことになる。この最適計測条件は、本実施形態では２つの条件からなり、いずれも数え落としを減らすために設定されている。以下に述べる２つの最適計測条件のうち、実施の状態によっては、何れか一方のみを採用することによっても、数え落としを減らす上で有効である。
　第１の最適計測条件は、例えば実際に使うＸ線管電圧を８０ｋＶにした場合、出来るだけ各エネルギ領域で、実際のカウントが等しくなるように設定されたエネルギでのキャリブレーションを示し、キャリブレーション時にＸ線管２１に供給する電流（管電流）を含めた条件の仕様である。特に、この管電流は、Ｘ線を検出器２２の検出面の全体に照射するとともに、各収集画素Ｓｎに、エネルギ弁別のために与える所望の全ての種類（値）の閾値よりも低い閾値を与えた状態で、各収集画素Ｓｎで収集するＸ線のスペクトラムの形状と出力される電気パルス信号の整形時間とに応じた理論的な１％のＸ線粒子の数え落とし（重畳現象）を示す計数率の１/１０になるように設定される。この管電流は、Ｘ線のエネルギ、すなわちＸ線管２１に印加する電圧（管電圧）の違いに応じて設定されている。
　第２の最適計測条件は、検出器２２に入射するＸ線のスペクトラムのビームハードニングを行って、全体のスペクトラム波形を硬化（ビームハードニング）させることである。キャリブレーション時にのみ、Ｘ線管２１の前面に置かれる樹脂製のフィルタＦＴである（後述する図９参照）。Ｘ線管２１から照射されたＸ線は、図１１に模式的に示すように、フィルタＦＴを通過することで硬化される。スペクトラム上で言えば、低いエネルギを持つＸ線粒子ほど、より高いエネルギを持つＸ線粒子に重畳（パイルアップ）し易い。このため、Ｘ線スペクトラムの硬化により、低いエネルギのＸ線粒子数が少なくなるので、キャリブレーションしたいエネルギ帯においてＸ線粒子が重畳する確率も減少する。このフィルタＦＴは、例えば厚さ２０ｍｍのアクリルやアルミニウムから成る板体であり、キャリブレーション時に操作者が図示しない支持機構に設置したり、又は、図示しない自動装填機構を起動させたりすることで、Ｘ線管２１に前面の位置に固定される。調整したい管電圧によってはフィルタＦＴの材料が異なることが望ましい。勿論、このフィルタＦＴはキャリブレーションを行わないときには、少なくともＸ線照射経路から外される。
　検出器２２とＸ線管焦点位置との距離は５５ｃｍとした場合の、第１及び第２の最適計測条件を加味した計測条件の一例を表１に示す。この表１に示す情報は、予め記憶テーブルの形で例えばキャリブレーション演算器３８または第２の記憶部３９に事前に格納されており、必要に応じて参照される。
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　上記表１において、Ｘ線エネルギ＝39.5keVのときのフィルタの厚さは１０ｍｍであり、その他のＸ線エネルギのときのフィルタの厚さは２０ｍｍである。また、閾値及び閾値幅は、可能な最高値に設定したＸ線エネルギのときに得られるスペクトラム上のエネルギの連続値を１～１２８に量子化したときの相対値で表されている。さらに重要なことは、弁別回路ＤＳｉ毎に、エネルギ閾値の開始値ＴＨｉSTとその収集幅ＴＨｗは、必ず、Ｘ線エネルギ（管電圧で決まる）を中心にその高低に十分振ることができる、必要最小限で且つ十分な範囲を持つように設定されている（後述する図１７参照）。本発明で実施するキャリブレーションは、計数値が殆ど真に０となるエネルギ閾を見つけることであるので、これが果されるように上記の範囲が設定される。
　なお、本実施形態では、Ｘ線の収集時間にも最適値を求めている。収集時間は、キャリブレーションの統計的な収集精度を一定以上保つために設定される。本実施形態では、収集時間を２００フレームに設定している。この２００フレームのフレームデータを積算することでキャリブレーションを実施するようにしている。勿論、このフレーム数は２００フレームに必ずしも限定されるものではなく、統計的なノイズに因る収集精度、計数時間などが考慮して決められる。このため、設計上の他の条件が微妙に変わったり処理の方法を工夫したりすれば、フレーム数を減らすことも可能である。
　次に、キャリブレーションを具体的に説明する。
　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検出器を交換した際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。
　検出器２２は前述したように複数の検出モジュールＢ１～ＢＮを備えているため、この複数の検出モジュールＢ１～ＢＮの相互間で最初に検出特性を合わせる「グローバル(global)」なキャリブレーション（以下、グローバルキャリブレーションと呼ぶ：第１のキャリブレーション）と、このグローバルキャリブレーションと並行して又はグローバルキャリブレーションの後で、個々の同一の検出モジュールＢ１（～ＢＭ）に在る複数の収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）に対するエネルギ弁別回路を収集画素同士で検出特性を合わせる「トリム(trim)」と呼ばれるキャリブレーション（以下、トリムキャリブレーションと呼ぶ：第２のキャリブレーション）との２種類のキャリブレーションが実行される。なお、ここで検出特性を互いに合わせるということは、検出器２２の全ての収集画素Ｓｎのエネルギ弁別回路に与えるエネルギ弁別の閾値がその弁別回路毎に揃うように補正された閾値（指令値）を、ラッチ回路５８を介してＤ／Ａ変換器５７ｔ（ｔ＝１～４）に与えることである。
　さらに、本実施形態では、グローバルキャリブレーションに先立って又はグローバルキャリブレーションを実行しながら、その間に収集画素Ｓｎの中の不良画素を併せて検出するという特徴も有している。ここで言う不良画素とは、Ｘ線を検出できない収集画素、異常な検出値を出力する収集画素などであって、Ｘ線撮影には使用できない収集画素を言う。
　本第１の実施形態では、最初に不良画素の検出を行い、その後に、グローバルキャリブレーションとトリムキャリブレーションとを互いに並行して実行するようにしている。勿論、変形例として、グローバルキャリブレーションと並行して不良画素の検出を行い、この不良画素を除く画素についてトリムキャリブレーションを行うようにしてもよい。
　図２に示すように、検出器２２の検出面２２Ｆを構成する複数の収集画素Ｓｎ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単位である。このため、この収集画素Ｓｎのそれぞれは、前述した収集チャンネルＣＮｎの起点になる。また、１つの収集チャンネルＣＮｎには、その内部の半導体層にインプリメントされた１つ又は複数のエネルギ弁別回路が接続されている。つまり、各収集チャンネルＣＮには複数（ここでは４つ）の弁別回路が繋がっている。このため、キャリブレーションは、全部の収集チャンネルＣＮに対してエネルギ閾値毎に、弁別回路の相互間で検出感度が一致するように、アナログ量の閾値ｔｈに対応するデジタル量の閾値ｔｈ´（キャリブレーションデータ）を調整することである。
　以下、不良画素の検出及びキャリブレーションのための処理を具体的に説明する。以下のキャリブレーション演算においては、この「指令値」が収集チャンネルＣＮｎ（＝１～Ｎ）毎に且つ弁別回路ＤＳi（i＝１～４）毎にキャリブレーションデータとして設定される。
　なお、不良画素の検出及びキャリブレーションを行うときには、通常の撮影とは異なり、Ｘ線管２１と検出器２２との間に、図９に示すようにフィルタＦＴが挿入され、また、検出器２２の付近にスペクトラムアナライザ６０が配置される。フィルタＦＴは、前述したようにＸ線の線質を硬化させる目的でＸ線パスに置かれる（図１１参照）。このフィルタＦＴとして、材質及び厚さに関して１種類のフィルタを用いてもよいし、複数種のフィルタＦＴを選択的に用いてもよい。このフィルタＦＴは、その都度、マニュアルで設置してもよいし、モータなどの駆動機構６１で自動装填するようにしてもよい。スペクトラムアナライザ６０は、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のエネルギの実際の値を測定し、その測定値をコンソール３のキャリブレーション演算器３８に送信する。キャリブレーション演算器３８は、この測定値を用いて高電圧発生装置４２に指令するＸ線管電圧をフィードバック制御し、これにより、実際に照射されるＸ線のエネルギをその指令値に確実の設定させるようになっている。
　（不良画素の検出）
　最初に、不良画素（不良の収集画素）の検出を図１０に示すフローに沿って説明する。このフローに基づく処理は、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に不良画素の検出を指令することで実行される。
　キャリブレーション演算器３８は、最初にＸ線照射の初期状態をオペレータとの間でインターラクティブに指定させる（図１０、ステップＳ１）。この初期状態の指定とは、Ｘ線管２１の管電圧及び管電流の規定値のみならず、フレームデータの収集数、及び、最初のフィルタＦＴの配置（手動又は自動での配置）である。ここでは、Ｘ線管２１の管電圧＝５９ｋＶ、その管電流＝４ｍＡ、収集すべきフレーム数＝２００フレーム、及びフィルタＦＴ＝厚さ２０ｍｍのアルミ板が指定（指令）される。
　次いで、ステップＳ２に移行して、キャリブレーション演算器３８により、一例として、各収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）の全ての弁別回路ＤＳｉ（ｉ＝１～４）に同一のエネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４＝４５（相対値）が指令される（ステップＳ２）。いま実行しようとしている処理は、総称としては、「不良画素の検出」であるが、実際には「収集チャンネルＣＮｎ（ｎ＝１～Ｎ）の不良検出」である。これは半導体セルＣの不良のみならず、その後段に繋がる、１つ又は複数の弁別回路ＤＳｉを含む回路の何れかの部分が不調であっても、全体として収集チャンネルの不良になる。このため、全ての弁別回路ＤＳｉの不具合のあぶり出しを含め、収集チャンネルを単位としての不良画素の検出を行っている。
　なお、弁別回路ＤＳｉに与えるエネルギ閾値は、必ずしもエネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４でなくてもよく、ＴＨ３，ＴＨ２，又はＴＨ１であってもよい。
　次いで、ステップＳ３にて、キャリブレーション演算器３８はコントローラ３３に２００フレーム分のフレームデータを収集するように指令を送る。コントローラ３３は、この指令に応答して高電圧発生器４２に駆動信号を送るので、高電圧発生器４２は設定された管電圧でＸ線管２１を駆動する。これにより、Ｘ線管２１から照射されたＸ線は、フィルタＦＴを介して検出器２２に入射し、複数の検出モジュールＢ１～Ｂｍにより供される５０ｘ１４５０画素のフレームデータとして検出される。
　このフレームデータは、指令されたフレーム数分、すなわち、本実施形態では２００フレーム分、収集される。このとき収集される各フレームデータは、エネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４を超えるエネルギ値を持つＸ線粒子の計測値である。また、各収集画素Ｓｎの全ての弁別回路ＤＳｉ（ｉ＝１～４）に同一のエネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４に相当する閾値ｔｈ４を印加しているので、各収集チャンネルＣＮｎ（ｎ＝１～Ｎ）を介して収集される計数値は、各収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎに弁別回路ＤＳｉが４系統繋がっている分、１系統のときに比べて多くなる。このため、この多い分の計数値をそのまま不良画素の検出に用いてもよいし、１系統当たりに平均化して不良画素の検出に用いてもよい。
　なお、高電圧発生器４２がＸ線管２１を駆動するときに、前述したスペクトラムアナライザ６０が計測した実際のＸ線エネルギ値を用いて、Ｘ線管２１の管電圧を微調整する。これにより、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のエネルギ値は、ステップＳ１で規定値として指定した値に、より高精度に保持される。
　このデータ収集が済むと、ステップＳ４に移行して、フレームデータの各画素値について、すなわち各収集画素により計測されたフォトンの計数値について、２００フレーム分のフレームデータ間で相互に加算する。これにより、各画素値がフォトンの加算された計数値から成る５０ｘ１４５０画素のフレームデータが作成される。
　さらに、ステップＳ５で、この５０ｘ１４５０画素のフレームデータの各画素に対し、キャリブレーション演算器３８は、計数値（加算値）が０であるか否かを判定する。この判定は、不良画素の検出の第１弾である。図１２に示すように、計数値（加算値）＝０ということは全く検出していないことを示すので、ステップＳ５の判定がＹＥＳとなるときには、ステップＳ６にて、その画素は不良画素であると判断し、その不良画素のアドレスを記憶する。
　ステップＳ６の後及びステップＳ５でＮＯと判定されたときには、ステップＳ７における全ての収集画素それぞれについてチェック済か否かの判定に付される。これにより、計数値（加算値）＝０であるか否かの判定は、５０ｘ１４５０画素のそれぞれの弁別回路の全てについて各別に実行される（ステップＳ７）。このチェックが済んでいない場合、処理はステップＳ５に戻される。
　なお、ある収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）の４つある弁別回路ＤＳｉ(ｉ＝１～４)のうちの１つの弁別回路を介して収集された計数値（加算値）が０であるが、他の３つの弁別回路を介して収集された計数値（加算値）が０でない場合でも、最初に計数値（加算値）＝０が見つかった時点で、その収集画素は不良であるとして不良画素の範疇に分類される。このため、不良画素と判断された収集画素については、未だ判定に付されていない弁別回路が残っている場合でも、既に不良と判定された収集画素については、それ以上、計数値（加算値）＝０か否かの判定を実施しない。このスキームは後述する第２弾～第４弾の不良画素の検出においても同様である。
　この第１弾の不良画素の検出が終わると、第２弾の不良画素の検出に移行する（ステップＳ８～Ｓ１０）。まず、最初にステップＳ８で、５０ｘ１４５０画素のフレームデータのうちの第１弾の不良画素の検出により判定された不良画素を除く収集画素のそれぞれの計数値（加算値）がある一定値以上の有り得ないものであるか否かを判定する。この判定のための「一定値」は、通常のＸ線粒子の計測では殆ど有り得ないことを判断可能な値として設定される（図１２参照）。
　このステップＳ８における判断がＹＥＳの場合、ステップＳ９で、前述したステップＳ６と同様に不良画素の判断及び記憶を行う。前述と同様に、ステップＳ１０で、５０ｘ１４５０画素のフレームデータのうちの第１弾の不良画素の検出により判定された不良画素を除く全収集画素それぞれついて不良画素のチェックが済んだか否かを各別に判定する。このチェックが済んでいない場合、処理はステップＳ８に戻される。
　この第２弾の不良画素の検出が終わると、計数値のばらつきを標準偏差を用いて調べるための処理、すなわち第３弾の不良画素の検出に移行する（ステップＳ１１～Ｓ１６）。まず、検出モジュール毎の計数値（加算値）の平均値μを演算する（ステップＳ１１）。この平均値μは、第２弾までの不良画素の検出で外された不良画素を除く収集画素を対象として演算される。
　次いで、検出モジュール毎に、ステップＳ１１で演算した検出モジュール毎の計数値の平均値μが均一になるように各収集画素の計数値を補正し、この補正された計数値を記憶する（ステップＳ１２）。さらに、その補正された計数値を用いて標準偏差σを演算し（ステップＳ１３）、標準偏差σに基づく±４σの範囲を設定する（ステップＳ１４：図１３参照）。
　次いで、第２弾の不良画素の検出までに不良画素であると判定された以外の残りの収集画素それぞれについて、収集画素毎のステップＳ４で演算された計数値（加算値）が「平均値μ±４σ」の範囲の外にあるか否かを判定する（ステップＳ１５：図１３参照）。この判定でＹＥＳとなる場合、ステップＳ１６に移行して前述したと同様に不良画素の判断及びそのアドレスの記憶を行う。この処理の後には、また、ステップＳ１６での判定がＮＯの場合には、残りの収集画素について同様の処理を繰り返す（ステップＳ１７）。これにより、第１弾、第２弾の不良画素の検出によって良と判断された収集画素全てに、第３弾の不良画素の検出が実行される。
　さらに、この後、エネルギ閾値ＴＨの値を変更して統計的に有り得ない計測値を示す画素を不良画素としてあぶり出す。これは第４弾の不良画素の検出であって、単純に計数値だけで確認する第１弾、第２弾の不良画素の検出、及び、標準偏差を利用したばらつきの因る不良画素の検出と組み合わせて実行される。この第１弾～第４弾までの不良画素の検出を行うことで、不良画素検出の信頼性が一層高められる。
　この第４弾の不良画素の処理はステップＳ１９～Ｓ２３に示される。まず、エネルギ閾値ＴＨをＴＨ４´（例えばＴＨ４´＝５０（相対値）＞ＴＨ４＝４５（相対値））に上げるように指令する（ステップＳ１９）。このエネルギ閾値ＴＨをＴＨ４＝４５（相対値）から下げるように指令してもよい。次いで、このエネルギ閾値ＴＨを変更しただけの状態で、前述のステップＳ３，Ｓ４と同様に、２００フレーム分のフレームデータの収集を行い（ステップＳ２０）、さらに画素値、すなわち各収集画素の計数値を２００フレームのデータ間で相互に加算する（ステップＳ２１）。
　この準備が整うと、前述したステップＳ４で演算していたエネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４のときの計数値（加算値）Ａと上記ステップＳ２０で演算したエネルギ閾値ＴＨ＝ＴＨ４´（＞ＴＨ４）のときの計数値（加算値）Ｂとを比較する。具体的には、後者の計数値Ｂ＞Ａであるか否か（つまり計数値が逆転しているか否か）を収集画素毎に判定する（ステップＳ２１）。この判定がＹＥＳになる場合（計数値が逆転している）、統計的には有り得ないとして、その画素を、不安定さを持つ不良画素と判断してそのアドレスを記憶する（ステップＳ２２）。この計数値の逆転の概念を図１４に示す。この計数値の逆転か否かの判断は、第１弾～第３弾の不良画素の検出に掛からずに残っていた全ての収集画素について個々に順次実施させる（ステップＳ２３）。以上により、第４弾の不良画素の検出の処理が終わる。
　最後に、ステップＳ２４にて、上述した一連の処理で検出した不良画素（不良な収集チャンネル）の数が規定数（例えば全体の画素数の５％）以上であるか否かが判断される。この判断でＹＥＳとなる場合、つまり、未だ規定数以上の不良画素が見つかるという場合、キャリブレーション演算器３８はその処理をステップＳ３に戻す。これにより、上述した処理が繰り返して実行される。この繰り返しの中で、ステップＳ２４の判断がＮＯとなる場合、不良画素の検出数は繰り返しの間に収束したとして、一連の不良画素の検出を終える。
　この終了時点で、キャリブレーション演算器３８はその内部メモリに、検出した不良画素を特定する情報、すなわちアドレスが記憶されている。このため、撮影時には、このアドレスの位置にある収集画素Ｓｉを起点とする収集チャンネルＣＮｉが収集した計数値は画像再構成に使用しないようにし、その分の計数値は例えば周辺の画素から補間により推定される。
　なお、ステップＳ２４からステップＳ３に戻る回数、すなわち不良画素検出の繰り返し回数を一定値（例えば４回）に限定するようにしてもよい。つまり、かかる一定値以上の繰返し検出を行っても不良画素の検出数が収束しないと判断し、見切りをつけて処理を終えることもできる。その場合には、検出器２１の全体に製造上の重大な欠陥があると言える。
　（キャリブレーション）
　上述のように不良画素の検出が完了すると、キャリブレーション演算器３８は、グローバル及びトリムのキャリブレーションに移行する。このキャリブレーションのための処理の概要を図１５及び図１６に示す。
　後述するが、このキャリブレーションを行う際、上述した前処理によって不良画素であると分かっている収集チャンネルについては、キャリブレーションを実施しないようにし、極力、キャリブレーションのための演算負荷を軽減し、スピード化を図っている。
　キャリブレーション演算器３８は、まず、ステップＳ３１において、各収集画素Ｓｎに並列に接続されている弁別回路ＤＳｉの数を表す変数ｉを０に設定する。次いで、ステップＳ３２にて、変数ｉ＝ｉ＋１を演算する。さらに、ステップＳ３３に進んで、Ｘ線管２１の管電流、管電圧などのＸ線照射条件を設定又は変更する。今の場合、変数ｉ＝１となっているので、第１番目の弁別計数ＤＳ１が指定されている。この弁別回路ＤＳ１は、図３におけるＤ／Ａ変換器５７１及び比較器５４１を使う弁別回路を示し、この弁別回路ＤＳ１に与える管電流及び管電圧は前述した表１における系列１）で決まる。いまの場合、管電圧＝２９ｋＶ，管電流＝１．０ｍＡに設定される。
　次いで、ステップＳ３４で、Ｘ線の線質硬化に使用するフィルタＦＴの設定又は変更が指示される。このフィルタＦＴも表１から分かるように、どの弁別回路ＤＳｉであるかに応じて決められている。使用するフィルタＦＴが決まると、図９に示したように、駆動機構６１が駆動され、又は、手動でフィルタＦＴ１(例えばアルミ板の１０ｍｍ、２０ｍｍ厚)又はフィルタＦＴ２(アクリル板の２０ｍｍ厚）がＸ線パス内に配置される。いまの場合、フィルタＦＴ２（アクリル、20mm厚）が配置される。
　次いで、ステップＳ３５に移行し、いま選択されている弁別回路ＤＳｉ＝ＤＳ１に対するエネルギ閾値の開始値及び収集幅が設定される。この設定も表１として格納されている記憶テーブルを参照して行われる。例えば、弁別回路ＤＳｉ＝ＤＳ１の場合、開始値TH１ST＝１５であり、収集幅THw＝３０である（いずれも相対値）。
　この準備が整うと、ステップＳ３６にて、キャリブレーション演算器３８は前述した不良画素の検出のときの指令と同様に、規定フレーム数として予め設定してある、例えば２００フレームのデータ収集及び記憶を１番目の弁別計数ＤＳ１に対して行う。このデータ収集及び記憶の処理をサブルーチンとして図１６に示す。
　具体的には、図１６に示すように、エネルギ閾値の設定した値（開始値TH１ST＝１５であり、収集幅THw＝３０）を読み出す（ステップＳ３６1：図１７参照）。さらに、この設定値のうち、開始値TH１ST＝１５を現在のエネルギ閾値ＴＨとして（ＴＨ＝TH１ST）、１番目の弁別回路ＤＳ１を構成するラッチ回路５８及びＤ／Ａ変換器５７１を介して該当する比較器５４１に与える（ステップＳ３６２）。なお、このときに残りの２番目～４番目の弁別回路ＤＳ２～ＤＳ４にも同じ開始値を与えてもよいし、他の値を与えてよい。何れにしても、現在行われている弁別回路に関係の無い弁別回路で収集したデータは無視される。
　この状態で、規定フレーム数（例えば２００フレーム）のデータ（計数値）の収集及び記憶がなされる（ステップＳ３６３，Ｓ３６４）。次いで、現在のエネルギ閾値が収集幅の最高値、すなわち、「開始値TH１ST＋収集幅THw＝１５＋３０」に達したか否かを判断する（ステップＳ３６５）。この判断でＹＥＳとなるときには、この収集・記憶のサブルーチンを終えてメインルーチンに戻る。一方、上記判断がＮＯとなるときには、ＴＨ＝ＴＨ＋ΔＴＨの演算を行って、閾値刻み幅ΔＴＨ分だけインクリメントする（ステップＳ３６６）。この閾値刻み幅ΔＴＨは、図１７に示すように、エネルギ閾値を増加させるときの計数値の変化を精度良く把握できる所定値に予め設定されている。ステップＳ３６５の後、処理はステップＳ３６２に戻されて、ＴＨ＝ＴＨ１ST＋ＴＨｗ＝１５＋３０に到達するまで繰返し実行される。
　このサブルーチンの処理が終わると、再び、図１５に示すメインのステップＳ３７が実行される。つまり、ステップＳ３７では、図１７に示すように、ステップＳ３６にて収集した規定フレーム数分（例えば２００フレーム分）の計数値を用いてそのプロファイルが図１７に示すように作成される。図中、×印は計数値を示す。この計数値は、収集画素Ｓｎそれぞれの弁別回路ＤＳｉ毎に作成され、その値は例えば２００フレーム分の計数値を例えば平均した値である。
　次いで、キャリブレーション演算器３８は、ステップＳ３８で、この作成したプロファイルに多次関数などを適用して補正やフィッティングを行い、図１７に示すようにエネルギ閾値を上げることにより低下する計数値が０になるエネルギ閾値ＴＨｉTRを推定する。いまの場合、１番目の弁別回路ＤＳ１についてキャリブレーションしているので（ｉ＝１）、このネルギ閾値ＴＨ１TRは、各収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）の１番目の弁別回路ＤＳ１についてそれぞれ推定される。
　なお、実際には、図１７に示すように、エネルギ閾値ＴＨｉTRを過ぎても計数値は直ぐには収束せず、低い計数値の暫減状態が続く。これはＸ線パルス同士のパイルアップに因るエネルギスペクトルの上方シフトの現象である。この現象は、本実施形態で採用しているフィルタＦＴによるビームハードニングにより抑制されるが、実際には、この現象の全部を抑制することはできない。このため、この現象に影響されずに、管電圧で決まる、殆ど真に計数値＝０となるエネルギ閾値を推定することが重要である。
　この後、キャリブレーション演算器３８は、上述したネルギ閾値ＴＨ１TRを用いてグローバルキャリブレーション及びトリムキャリブレーションを行う。まず、ステップＳ３９では、検出モジュール毎に、それぞれの１番目の弁別回路ＤＳ１についてエネルギ閾値ＴＨ１TRの平均値を演算し、さらに、複数の検出モジュール間でそのエネルギ閾値ＴＨ１TRの平均値を演算する（ステップＳ３９）。なお、この平均値は代表値として演算されるもので、必ずしも平均の値でなくてもよい。これにより、図１８（ａ），（ｂ）に示すように、複数の検出モジュールＢ１～Ｂ５（ｍ＝５する）のエネルギ閾値ＴＨ１TRの平均値が更に平均されて１つの平均値ＴＨＡＶＥが求められる。平均値ＴＨＡＶＥは複数の検出モジュール間でエネルギ閾値を合わせ込むもので、グローバルキャリブレーションデータとして記憶される。
　次いで、ステップＳ４０にて、複数の検出モジュールそれぞれの各収集画素Ｓｎの指定番目の弁別回路ＤＳｉに対して、ステップＳ３８で求めていたエネルギ閾値ＴＨｉTRの平均値ＴＨＡＶＥからのずれ量Δｔｈｎ（ｎ＝１～Ｎ）それぞれ演算される。図１８（ｃ）には、収集画素数ｎ＝１～５とした場合について、そのずれ量Δｔｈ１～Δｔｈ５の概念を模式的に示す。これらのずれ量Δｔｈｎは、各収集画素の個々の弁別回路の製造上の個体差や個々の特性に依存したずれ要素を微調整するもので、トリムキャリブレーションデータとして記憶される。
　なお、後述するように、ステップＳ３９，Ｓ４０の処理が繰り返されるときには、それらの平均値ＴＨＡＶＥは繰り返しに伴って更新される。
　次いで、ステップＳ４１にて、上述したステップＳ３６～Ｓ４０までの処理が規定回数（例えば４回）、実施されたか否かを判断する。この判断がＮＯとなる場合、この規定回数を満足するまでステップＳ３６～Ｓ４０の処理が繰り返される。この繰り返しはキャリブレーションを安定化させるためである。
　この規定回数のキャリブレーションデータの作成が終わると（ステップＳ４１でＹＥＳ）、キャリブレーション演算器３８または第２の記憶部３９には、繰返しにより更新された最新のグローバルキャリブレーションデータ（ＴＨＡＶＥ）及びトリムキャリブレーションデータ（Δｔｈｎ）が格納されている。
　さらに、ステップＳ４２で、全ての弁別回路ＤＳｉについて同様のキャリブレーションデータの作成が済んだか否かが判断される。いまの場合、未だ第２番目～第４番目までの弁別計数ＤＳ２～ＤＳ４に対する処理が残っているので、その判断はＮＯとなって、ステップＳ３２に戻る。これにより、今度は、第２番目の弁別回路ＤＳ２に対してキャリブレーションデータの作成が実行される。第３番目、第４番目のそれについても同様である。
　さらに、ステップＳ４３で、オペレータとの間でキャリブレーションを強制的に中止するか否かの判断をインターラクティブに行う。この中止指令が無い場合、ステップＳ４４及びＳ４５にて、収集画素Ｓｎ毎の各弁別回路ＤＳｉに対する最終のキャリブレーションデータを作成する。この作成は、図１９に示すように、収集画素毎であって弁別回路毎に、「グローバルキャリブレーションデータ（ＴＨＡＶＥ）＋トリムキャリブレーションデータ（Δｔｈｎ）」の加減算を行い（ステップＳ４４）、その結果を例えば第２の記憶部に格納する（ステップＳ４５）ことで行われる。
　なお、上述した説明において、「フィルタの変更、管電流の変更」がパイルアップ確率を抑える照射条件設定手段に相当する。
　（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、第１～第４の閾値ＴＨ１、ＴＨ１，ＴＨ３，ＴＨ４に対して精度良くキャリブレートされた、すなわち、前述した捨てＳ４４，Ｓ４５で演算されたキャリブレーションデータに相当するデジタル量の閾値ｔｈｔ´（ｔ＝１～４）が指令値としてラッチ回路５８及びＤ／Ａ変換器５７ｔを介して与えられる。これにより、キャリブレートされたアナログ量の閾値ｔｈｔ（ｔ＝１～４）が各収集チャンネルの比較器５４ｔにそれぞれ与えられる。
　したがって、図２０に示すように、個々の画素や個々の弁別回路にハード的な個体差（オフセット、ゲイン（傾き）、波高値における個体差）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、また弁別回路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。
　本実施形態に係るキャリブレーションは以上のように実施される。したがって、以下のような、従来みられなかった優れた作用効果がある。
　第１に、１種類の放射線源であるＸ線管２１だけを用いてキャリブレーションを行うことができる。つまり、ガンマ線のみを用いたり、ガンマ線とＸ線とを基準源として用いたりする場合に比べて、格段に早く、且つ、精度良くキャリブレーションでき、オペレータの労力も減少する。これは、各エネルギ閾値に関して、Ｘ線管電圧を設定したいエネルギのみに絞って設定することで、その管電圧のみで正確に閾値が設定できるからである。
　第２に、キャリブレーションのためのデータ収集を行うときに、Ｘ線管の前面に線質硬化のためのフィルタを装填し、管電流及びデータ収集時間をパイルアップ確率が少なくなるように設定している。このため、Ｘ線の低エネルギ成分を抑制でき、それらの成分が管電圧付近のエネルギ成分に重畳するという現象を抑えることができ、これにより、計数値を処理するための演算の精度を上げることができる。
　第３に、最初は概略的なキャリブレーションとしてグローバルキャリブレーションを実施し、この結果を受けて微細なトリムキャリブレーションを行っている。これにより、簡単に且つ短時間のうちに、検出器２１の全体の収集画素の検出感度を一定範囲内に収束させることができる。つまり、最初から収集画素それぞれの検出感度を個々に揃える手法に比べて、キャリブレーションの時間を大幅に短縮できる。
　第４に、キャリブレーションの処理でありながら、不良画素を事前に検出している。しかも、この不良画素は、全く計数できない、計数値が異常（異常に高い、異常に分散する、安定しない）などを様々な観点から検出される。このため、不良画素の検出の信頼性が極めて高く、不良画素を持った検出器２２がそのまま撮影に使用されることもない。つまり、不良画素の位置は記憶されるので、撮影時にはその不良画素の計数値は画像再構成に算入せずに、その分は例えば周囲の画素から補間するなどの処置がなされる。このため、再構成された画像の均一性が上がり、信頼性のある画像が得られる。
　第５に、上述の不良画素は、キャリブレーション（グローバルキャリブレーション及びトリムキャリブレーション）の前段階で検出される。このため、キャリブレーションのときには既に不良画素の検出が終わっており、その不良画素についてキャリブレーションは実行せずに済む。したがって、トリムキャリブレーションの演算負荷が減少し、処理も迅速化される。
　第６に、計数値を計測（データ収集）するときのフレーム数として、統計的なノイズを抑えるために、２００フレームを選定している。これにより、計数値の計測の精度も上がり、したがって信頼性の高いキャリブレーションを行うことができる。
　（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置としてのパノラマ撮像装置を説明する。なお、本実施形態の説明において、第１の実施形態に係る装置と同一又は同等の機能を有する構成要素には同一符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。
　この第２の実施形態に係るパノラマ撮像装置は、グローバル及びトリムのキャリブレーションデータを算出する方法が第１の実施形態のものとは異なる。そのために、キャリブレーション演算器３８は図２１に示す部分フローチャートの処理を行う。これ以外の構成要素及び処理は第１の実施形態におけるそれと同じである。
　図２１に示すように、キャリブレーション演算器３８は、ステップＳ３８の後、ステップＳ３９´に進んで、複数の検出モジュールＢｍそれぞれにおけるエネルギ閾値ＴＨｉTRの平均値ＴＨAVE－ｍを演算し、これらの平均値ＴＨAVE－ｍを各検出モジュールＢｍのグローバルキャリブレーションデータとする。さらに、ステップＳ４０´では、検出モジュールＢｍ毎に、その収集画素それぞれの均値ＴＨAVE－ｍからのずれ量ΔｔｈＮ／ｍをそれぞれ演算して、これらのずれ量ΔｔｈＮ／ｍをトリムキャリブレーションデータとする。さらに、ステップＳ４０´では、各検出モジュールＢｍのグローバルキャリブレーションデータＴＨAVE－ｍが一定のエネルギ値範囲ＴＨＡに収束するまで、処理を繰り返す。なお、この繰り返しの中で、オペレータがキャリブレーションの中止を指令できるようになっている(ステップＳ４６)。
　この結果、図２２（ａ），（ｂ）に示すように、複数の検出モジュールＢｍそれぞれに対して個別のグローバル及びトリムのキャリブレーションを実行できる。つまり、キャリブレーションデータは検出モジュールＢｍ毎に保持でき、グローバルキャリブレーションデータが一定のエネルギ値範囲ＴＨＡに収束しているので、検出器全体としてみた場合にも、個々の収集画素Ｓｎ（ｎ＝１～Ｎ）の検出感度も予め定めた範囲に収まり、依然として信頼性の高いキャリブレーションを行うことができる。加えて、一定のエネルギ値範囲ＴＨＡに収まらない検出モジュールを排除し、そのように収まる検出モジュールを新たに装着することができ、検出モジュール単位で処置できる。これにより、検出モジュールＢｍを無駄なく使用できる。
　前述した第１及び第２の実施形態に係るキャリブレーション法は、光子計数型放射線検出器を搭載した種々のＸ線診断装置に適用できる。つまり、前述した歯科用のＸ線パノラマ撮像装置に限らず、医療用や非破壊検査用のＸ線ＣＴスキャナ、Ｘ線マンモグラフィ装置、整形用途や肺がん検診用のＸ線トモシンセシススキャナなどである。
　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。例えば、前述した第１、第２の実施形態では、検出器として、モジュール化した２次元配列のエリアセンサを複数個配列して構成している。これに対して、縦横の２方向のうちの一方の方向に１又は多少（複数）の画素を有し、他方の方向に複数の画素を有する、細長い画素領域を持つライン検出器に前述したキャリブレーション法を実施してもよい。ライン検出器が持つ複数の画素が複数のモジュールに分けられていれば本願を適用できる。ライン検出器を複数、離散的に配置して構成した検出器であっても、各ライン検出器を一つのモジュールと見做すことができ、同様のキャリブレーション法を実施できる。また、医療用又は非破壊検査用のフラットパネルと呼ばれる面状のＸ線検出器は複数のモジュールで構成されているので、同様のキャリブレーション法を実施することができる。
　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。
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
Ｃ　半導体セル（画素）
Ｓｎ　収集画素
ＤＳｉ　弁別回路
ＣＮｎ　収集チャンネル
ＦＴ　フィルタ

Claims (17)

  1. 　複数の画素を形成し且つ当該画素のそれぞれに放射線源から入射した放射線を光子と見做して検出し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それぞれ備えた複数の検出モジュールを有する検出器と、
    　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、複数のエネルギ領域を設定する少なくとも１つのエネルギ閾値が前記画素のそれぞれに対応して与えられる少なくとも１つの弁別回路と、
    　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の計数値に基づいて、前記画素毎に且つ前記複数のエネルギ領域毎の前記放射線の粒子数の計数データを生成するデータ生成回路と、
    　前記放射線を対象物に向けて放射したときに、前記データ生成回路により生成された前記計数データに基づいて当該対象物の画像を生成する画像生成手段と、を備えた光子計数型放射線検出器で用いられるキャリブレーション装置において、
    　前記放射線の粒子が前記複数の検出モジュールに入射するときに入射粒子同士が重畳する確率が所定値以下になるように当該放射線の照射条件を設定する照射条件設定手段と、
    　この照射条件設定手段により前記放射線の照射条件を設定した状態で、前記複数の検出モジュールの相互間で又は当該複数の検出モジュールそれぞれで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第１のキャリブレーション手段と、
    　前記第１のキャリブレーション手段によるキャリブレーションの結果を用いて、少なくとも前記複数の検出モジュール、前記弁別回路、及び前記データ演算回路を含む回路群が形成する、前記画素それぞれのチャンネル毎に、且つ、その各チャンネルにおける前記弁別回路毎に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第２の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。
  2. 　前記放射線源は前記放射線としてのＸ線を照射するＸ線管であり、
    　前記照射条件設定手段は、前記各画素における前記Ｘ線の計数特性に、当該Ｘ線のパルス整形時間に応じたパルスの重畳現象の理論的な発生確率が１％の確率の１／１０以下の計数特性を与えるように前記Ｘ線管の電流を設定する手段を含む、ことを特徴とする請求項１に記載のキャリブレーション装置。
  3. 　前記放射線源は前記放射線としてのＸ線を照射するＸ線管であり、
    　前記照射条件設定手段は、前記各画素における前記Ｘ線の計数特性に、前記Ｘ線のエネルギースペクトラム形状と当該Ｘ線のパルス整形時間とに応じたパルスの重畳現象の理論的な発生確率が１％の確率の１／１０以下の計数特性を与えるように前記Ｘ線管の電流を設定する手段を含む、ことを特徴とする請求項１に記載のキャリブレーション装置。
  4. 　前記放射線源は前記放射線としてのＸ線を照射するＸ線管であり、
    　前記照射条件設定手段は、前記Ｘ線管の前面に前記複数のエネルギ閾値に応じて前記Ｘ線の線質を固くするフィルタを配置する手段を含む、ことを特徴とする請求項１に記載のキャリブレーション装置。
  5. 　前記フィルタは、前記エネルギ閾値の大小に応じた前記Ｘ線の所望の線質硬化度を得るように当該フィルタの厚みと材質が設定されていることを特徴とする請求項３に記載のキャリブレーション装置。
  6. 　前記フィルタは、前記エネルギ閾値が低い場合に用いられる所望厚さのアクリル樹脂製の板体、又は、前記エネルギ閾値が高い場合に用いられる所望厚さのアルミニウム樹脂製の板体である、ことを特徴とする請求項５に記載のキャリブレーション装置。
  7. 　前記第１のキャリブレーション手段は、
    　前記複数の検出モジュールが提供する前記複数の画素それぞれに対して前記複数のエネルギ閾値のうちの１つのエネルギ閾値を選択する選択手段と、
    　この選択手段により前記１つのエネルギ閾値が選択された状態で、当該１つのエネルギ閾値とは異なるエネルギ閾値を開始値とし、且つ、この開始値から所定値ずつ所定の最大値又は最小値までインクリメント又はデクリメントさせたエネルギ閾値に相当する電圧を前記放射線源に供給しつつ、それぞれの電圧供給時の、前記各画素から出力される前記パルス信号を計数する第１の信号収集手段と、
    　この第１の信号収集手段により収集された前記パルス信号の計数値を用いて前記各画素における前記パルス信号のエネルギースペクトラム上で当該パルス信号の計数値が零となるエネルギ閾値を推定する零位置推定手段と、
    　この零位置推定手段により推定されたエネルギ閾値に基づく前記複数の検出モジュールそれぞれの代表値を演算して、または、当該エネルギ閾値に基づく前記複数の検出モジュール間の代表値を演算して第１のキャリブレーションデータとする第１の演算手段と、
    　前記第１の信号収集手段による前記パルス信号の収集、前記零位置推定手段によるエネルギ位置の推定、及び第１の演算手段による第１のキャリブレーションデータの推定を、前記各画素の前記残りのエネルギ閾値に対して繰り返して実行させる繰返し実行手段と、
    　を含むことを特徴とする請求項２～６の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  8. 　前記第２のキャリブレーション手段は、
    　前記第１の演算手段により演算された第１のキャリブレーションデータからの前記第１の信号収集手段により計数された前記パルス信号の計数値のずれ量を前記各画素に対する前記弁別回路毎に演算する第２の演算手段と、
    　前記第１の演算手段と前記第２の演算手段の演算結果を加算して前記放射線の検出感度を均一化させるキャリブレーションデータを演算する第３の演算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。
  9. 　前記複数の検出モジュールそれぞれの各画素及びこの各画素が供する各収集チャンネルが前記パルス信号の計数に適さない状態を不良画素であるとして、当該不良画素を検出する不良検出手段を備えたことを特徴とする請求項１～８の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  10. 　前記不良検出手段は、
    　前記複数の検出モジュールに前記放射線源から前記放射線を照射させて当該複数の検出モジュールが出力する前記パルス信号を画素毎に所定フレーム数分、前記検出モジュール毎に収集する第２の信号収集手段と、
    　この第２の信号収集手段が収集した前記所定フレーム数分の前記パルス信号を検出モジュール毎に且つ画素毎に相互に加算する第１の加算手段と、
    　この第１の加算手段によって相互に加算された、前記複数の検出モジュールそれぞれの各画素における前記パルス信号の加算値が異常な振舞を呈している不良画素があるか否かを判断する第１の不良画素判断手段を備えたことを特徴とする請求項９に記載のキャリブレーション装置。
  11. 　前記第１の不良画素判断手段が判断する前記異常な振舞とは前記パルス信号の加算値が零であるか、または、予め定めた閾値以上の統計的に稀な値を示すことである請求項１０に記載のキャリブレーション装置。
  12. 　前記不良検出手段は、
    　前記第１の信号収集手段が収集した、前記残りの画素からの前記パルス信号の計数値から計数値のヒストグラムを設定するヒストグラム設定手段と、
    　前記ヒストグラムから標準偏差を演算する標準偏差演算手段と、
    　前記標準偏差のｎ倍（ｎは４以上の整数）の範囲を逸脱する前記計数値があるか否かを前記残りの画素のそれぞれについて判断する計数値判断手段と、
    この計数値判断手段により判断された前記逸脱した計数値を示す画素を不良画素として判断する第２の不良画素判断手段と、
    を含むことを特徴とする請求項９～１１の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  13. 　前記不良検出手段は、
    　前記複数の検出モジュールに前記放射線源から前記放射線を照射させて当該複数の検出モジュールが出力する前記パルス信号を画素毎に所定フレーム数分だけ再度、収集する第３の信号収集手段と、
    　この第２の信号収集手段が収集した前記所定フレーム数分の前記パルス信号を検出モジュール毎の画素毎に相互に加算する第２の加算手段と、
    　この第２の加算手段によって相互に加算された、前記複数の検出モジュールそれぞれの各画素における前記パルス信号の加算値が、前記第１の加算手段によって相互に加算された、前記複数の検出モジュールそれぞれの各画素における前記パルス信号の加算値よりも大きい大小逆転状態か否かを判断する大小判断手段と、
    　この大小判断手段により大小逆転状態であると判断されたときに、その大小逆転状態を呈している画素を異常画素として判断して撮像には不適な不良画素であるとして記録する第３の不良画素判断手段と、
    　を含むことを特徴とする請求項１０～１２の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  14. 　前記放射線源はＸ線管であり、
    　前記Ｘ線管から実際に照射されるＸ線のエネルギの値を測定するエネルギ測定手段を備え、
    　前記第１、第２、及び第３の信号収集手段は、前記エネルギ測定手段の測定値に応じて前記Ｘ線管に供給するＸ線照射用の高電圧の値を補正する補正手段を含む、ことを特徴とする請求項１～１３の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  15. 　前記複数の検出素子それぞれの画素サイズは２５０μmｘ２５０μm以下であることを特徴とする請求項１～１４の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  16. 　前記複数のエネルギ閾値は、前記エネルギに対して離散的に設定された複数のエネルギ閾値であり、任意に変更可能なエネルギ閾値である、ことを特徴とする請求項１～１５の何れか一項に記載のキャリブレーション装置。
  17. 　前記複数のエネルギ閾値は、基準となる一つ以上の被写体を想定し、前記エネルギ領域毎の所定時間の計数値が概略一定になるように決定されていることを特徴とする請求項１６に記載のキャリブレーション装置。
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