(57)【要約】【課題】簡易かつ高速な較正を可能にしながらも光子計数型検出器の較正精度を向上できる。【解決手段】入射する放射線光子のエネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器を備える放射線撮像装置であって、前記光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら既知の較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する計測値記録部と、複数のエネルギーに対して前記較正部材での減弱値の理論値を算出する理論値算出部と、前記計測値と前記理論値とを照合することにより前記閾値と前記エネルギーとの関係を較正情報として取得する較正情報取得部と、前記較正情報に基づいて前記光子計数型検出器から出力される電気信号をエネルギーに変換する較正処理部と、を備えることを特徴とする。【選択図】図１０
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射する放射線光子のエネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器を備える放射線撮像装置であって、
前記光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら既知の較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する計測値記録部と、
複数のエネルギーに対して前記較正部材での減弱値の理論値を算出する理論値算出部と、
前記計測値と前記理論値とを照合することにより前記閾値と前記エネルギーとの関係を較正情報として取得する較正情報取得部と、
前記較正情報に基づいて前記光子計数型検出器から出力される電気信号をエネルギーに変換する較正処理部と、
を備えることを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
前記計測値記録部は、検出器出力の閾値以上の放射線光子をカウントして前記較正部材での減弱値を計測することを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
前記較正部材は一様な厚さを有することを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項４】
入射する放射線光子のエネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正方法であって、
前記光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら既知の較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する計測値記録ステップと、
複数のエネルギーに対して前記較正部材での減弱値の理論値を算出する理論値算出ステップと、
前記計測値と前記理論値とを照合することにより前記閾値と前記エネルギーとの関係を較正情報として取得する較正情報取得ステップと、
を備えることを特徴とする光子計数型検出器の較正方法。
【請求項５】
請求項４に記載の光子計数型検出器の較正方法であって、
前記計測値記録ステップでは、検出器出力の閾値以上の放射線光子をカウントして前記較正部材での減弱値を計測することを特徴とする光子計数型検出器の較正方法。
【請求項６】
請求項４に記載の光子計数型検出器の較正方法であって、
前記較正部材は一様な厚さを有することを特徴とする光子計数型検出器の較正方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は光子計数型検出器を備える放射線撮像装置に係り、光子計数型検出器の較正方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
フォトンカウンティング（Ｐｈｏｔｏｎ  Ｃｏｕｎｔｉｎｇ）方式を採用する検出器である光子計数型検出器を備えるＰＣＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の開発が進められている。光子計数型検出器は、検出器に入射する放射線光子のエネルギーを計測できるので、ＰＣＣＴ装置は従来のＣＴ装置よりも多くの情報を含んだ医用画像、例えば複数のエネルギー成分に分けられた医用画像を提示することができる。
【０００３】
ここで、光子計数型検出器が放射線光子のエネルギーを計測できるようにするためには、光子計数型検出器の出力波高（検出器出力）と、光子計数型検出器に入射する放射線光子のエネルギー（入射エネルギー）との関係を較正する必要がある。較正は、製品出荷時や製品納入してから所定の期間を経過したときに実行されるので、簡易かつ高速な較正が望ましい。
【０００４】
特許文献１では、あるターゲット材質を有するＸ線管から照射されるＸ線を、光子計数型検出器で計測して得られる検出器出力の最頻値と、ターゲット材質の特性Ｘ線付近のピーク値とから求めた線形式を用いることにより、簡易かつ高速な較正を可能としている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０１５―１８４１１６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
特許文献１によれば簡易かつ高速な較正が可能になるものの、検出器出力と入射エネルギーとの関係を線形とみなしているため、両者の関係が非線形である場合等に較正精度が低下する。
【０００７】
そこで、本発明は、簡易かつ高速な較正を可能にしながらも光子計数型検出器の較正精度を向上できる放射線撮像装置および光子計数型検出器の較正方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために本発明は、入射する放射線光子のエネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器を備える放射線撮像装置であって、前記光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら既知の較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する計測値記録部と、複数のエネルギーに対して前記較正部材での減弱値の理論値を算出する理論値算出部と、前記計測値と前記理論値とを照合することにより前記閾値と前記エネルギーとの関係を較正情報として取得する較正情報取得部と、前記較正情報に基づいて前記光子計数型検出器から出力される電気信号をエネルギーに変換する較正処理部と、を備えることを特徴とする。
【０００９】
また本発明は、入射する放射線光子のエネルギーに対応する電気信号を出力する光子計数型検出器の較正方法であって、前記光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら既知の較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する計測値記録ステップと、複数のエネルギーに対して前記較正部材での減弱値の理論値を算出する理論値算出ステップと、前記計測値と前記理論値とを照合することにより前記閾値と前記エネルギーとの関係を較正情報として取得する較正情報取得ステップと、を備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、簡易かつ高速な較正を可能にしながらも光子計数型検出器の較正精度を向上できる放射線撮像装置および光子計数型検出器の較正方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】実施例1のＸ線ＣＴ装置１０１の全体構成を示す図である。
【図２】光子計数型検出器の出力波形の例を示す図である。
【図３】エネルギー弁別について説明する図である。
【図４】入射エネルギーの閾値と検出器出力の閾値との関係を示す図である。
【図５】実施例１の要部について説明する図である。
【図６】検出器出力の閾値を変えながらＸ線光子をカウントした結果の例を示す図である。
【図７】較正部材の配置例を示す図である。
【図８】設定された閾値以上のＸ線光子をカウントして減弱値を計測する例を示す図である。
【図９】検出器出力の閾値とエネルギーとの対応関係を求める方法の一例を示す図である。
【図１０】較正情報を取得する処理の流れを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。本発明の放射線撮像装置は、放射線源と光子計数型検出器とを備える装置に適用される。以降の説明では、放射線がＸ線であり、放射線撮像装置がＸ線ＣＴ装置である例について述べる。
【実施例１】
【００１３】
図１に本実施例のＸ線ＣＴ装置１０１の全体構成図を示す。Ｘ線ＣＴ装置１０１は、ガントリ１０２、Ｘ線管１０３、ボウタイフィルタ１０４、寝台１０５、検出器パネル１０７、演算装置１０８、入力装置１０９、表示装置１１０を備える。Ｘ線管１０３から放射されたＸ線は、ボウタイフィルタ１０４により被検体１０６の大きさに適したビーム形状に成形されて被検体１０６に照射され、被検体１０６を透過したのち検出器パネル１０７に検出される。Ｘ線管１０３と検出器パネル１０７は、被検体１０６を挟んで対向配置されるようにガントリ１０２に取り付けられ、ガントリ１０２の回転駆動により被検体１０６の周りを回転する。ガントリ１０２の回転駆動とともに、Ｘ線管１０３からのＸ線照射と検出器パネル１０７でのＸ線計測が繰り返されることにより、様々な投影角度での投影データが取得される。取得された投影データが演算装置１０８にて画像再構成処理されることにより、被検体１０６の断層画像が生成され、表示装置１１０に表示される。また被検体１０６を載せた寝台１０５とガントリ１０２とが被検体１０６の体軸方向に相対的に移動しながら投影データが取得されると、被検体１０６のボリューム画像が生成される。なお、Ｘ線管１０３から照射されるＸ線量や、ガントリ１０２の回転速度、ガントリ１０２と寝台１０５との相対移動速度は、入力装置１０９を介して操作者が入力するスキャン条件に基づいて設定される。また演算装置１０８は一般的なコンピュータ装置と同様のハードウェア構成であり、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）やメモリ、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ  Ｄｉｓｋ  Ｄｒｉｖｅ）等を備え、投影データ等に対する補正処理や各部の制御を行う。
【００１４】
検出器パネル１０７は、複数の検出器ピクセルＰがＸ線管１０３のＸ線焦点を中心とした円弧形状に配置されることより構成される。検出器ピクセルＰは、入射するＸ線光子のエネルギー（入射エネルギー）を計測する光子計数型検出器であり、入射エネルギーに応じた出力をする。
【００１５】
図２を用いて光子計数型検出器の出力波形の例について説明する。図２の横軸は時間であり、縦軸は光子計数型検出器の信号電圧である。光子計数型検出器ではＸ線光子が入射する毎にパルス出力２０１が生じ、パルス出力２０１の波高値は入射エネルギーに応じた値となる。図２には、入射エネルギーが異なる３種のＸ線光子が入射した場合のパルス出力２０１を例示しており、パルス出力２０１Ｌは入射エネルギーが低いＸ線光子が入射した場合、パルス出力２０１Ｍは中程度の場合、パルス出力２０１Ｈは高い場合である。すなわち検出器出力（検出波高）と入射エネルギーの関係に基づき、光子計数型検出器の検出器出力を所定の閾値により入射するＸ線光子をＮ種のエネルギーに弁別することができる。図２では、３つの閾値Ｔｈ１〜Ｔｈ３により３種のエネルギー範囲、すなわちＴｈ１からＴｈ２までの範囲、Ｔｈ２からＴｈ３までの範囲、Ｔｈ３以上の範囲に、入射するＸ線光子が弁別される。弁別されたエネルギー範囲はビンとも呼ばれる。
【００１６】
ところで、各検出器ピクセルＰは、回路素子の抵抗やキャパシタンスのばらつきにより個別のエネルギー特性（検出器出力と入射エネルギーの関係）を有しており、同じ入射エネルギーのＸ線光子であっても異なる検出器出力となる場合がある。そこで、検出器ピクセルＰ毎に検出器出力と入射エネルギーとの関係を較正する必要がある。
【００１７】
図３を用いてエネルギーの弁別についてさらに説明する。図３の横軸はＸ線光子のエネルギーであり、縦軸は光子計数型検出器でカウントされるＸ線光子の数である。エネルギースペクトル３０１を有するＸ線のエネルギーを光子計数型検出器により弁別するには、エネルギーを所定の閾値、例えばＥｔｈ１〜Ｅｔｈ４で区分けする。すなわち図３ではＸ線光子のエネルギーが、Ｅｔｈ１〜Ｅｔｈ２のビンＢ１と、Ｅｔｈ２〜Ｅｔｈ３のビンＢ２、Ｅｔｈ３〜Ｅｔｈ４のビンＢ３、Ｅｔｈ４以上のビンＢ４に区分けされ、各ビンにおいてＸ線光子がカウントされる。なお、図３ではビンＢ１でのカウント数をＣ１、ビンＢ２ではＣ２、ビンＢ３ではＣ３、ビンＢ４ではＣ４としている。各ビンにおいてＸ線光子を正確にカウントするには、検出器出力の閾値と入射エネルギーの閾値との関係をより正確に対応付ける必要がある。特に検出器出力と入射エネルギーとの関係が非線形である場合、線形式を用いて両者の関係を較正すると較正精度が低下する。
【００１８】
図４を用いて線形式を用いたときの較正精度の低下について説明する。図４の横軸は検出器出力の閾値であり、縦軸は入射エネルギーの閾値である。図４には、線形式により表されるエネルギー特性４０１と、検出器ピクセルＰのエネルギー特性４０２が非線形である場合が図示されている。図４において、入射エネルギーの閾値をＥＸとしたとき、検出器ピクセルＰでは検出器出力の閾値としてＴＨが対応付けられるべきである。しかし線形式によるエネルギー特性４０１を用いると検出器出力の閾値はＴＨｅｒｒとなり、ＴＨｅｒｒが検出器ピクセルＰのエネルギー特性４０２に対応付けられると入射エネルギーの閾値はＥＸｅｒｒとなり、誤差ΔＥＸ（＝ＥＸ−ＥＸｅｒｒ）が生じる。そこで本実施例では、検出器ピクセルＰのエネルギー特性４０２を直接的に取り扱わず、間接的に取得する。すなわち、既知の較正部材での減弱値を検出器出力の閾値を変えながら計測した結果を、複数のエネルギーに対して算出される理論値と照合することにより、検出器ピクセルＰのエネルギー特性４０２、すなわち入射エネルギーと検出器出力との関係を算出する。
【００１９】
図５を用いて本実施例の要部について説明する。なおこれらの要部は、専用のハードウェアで構成されても良いし、演算装置１０８で動作するソフトウェアで構成されても良い。以降の説明では本実施形態の要部がソフトウェアで構成された場合について説明する。本実施例では、計測値記録部４５１と、理論値算出部４５２、較正情報取得部４５３、較正処理部４５４が備えられる。以下、各部について説明する。
【００２０】
計測値記録部４５１は、検出器パネル１０７の光子計数型検出器の検出器出力の閾値を変えながら較正部材での減弱値を計測し、検出器出力の閾値毎に減弱値の計測値を記録する。減弱値とはＸ線等の放射線が較正部材等の物質に吸収されたり散乱されたりすることにより、減弱する強さを表す値である。減弱値の計測値Ａｍは、較正部材を配置しない状態でのＸ線光子のカウント数Ｃ０と較正部材を配置した状態でのＸ線光子のカウント数Ｃを用いて次式により得られる。
Ａｍ＝−ｌｎ（Ｃ/Ｃ０）  …（式１）
なお、減弱値の計測、すなわちＸ線光子のカウント数は、検出器出力の閾値を変えながら計測されるので、Ａｍ、Ｃ、Ｃ０は閾値Ｓの関数となり、（式１）は次式に書き換えられる。
Ａｍ（Ｓ）＝−ｌｎ｛Ｃ（Ｓ）/Ｃ０（Ｓ）｝  …（式２）
図６に、検出器出力の閾値を変えながらＸ線光子をカウントした結果の例を示す。図６の横軸は検出器出力の閾値であり、縦軸はＸ線光子のカウント数である。図６には、較正部材がないときのＸ線光子のカウント数６０１が実線で、較正部材があるときのＸ線光子のカウント数６０２が点線で図示されている。減弱値の計測値は、実線と点線によって挟まれる範囲が相当する。
【００２１】
較正部材には、材質（原子番号組成，密度）や形状が既知の部材、例えばタングステンの平板や円弧形状のモリブデン部材が用いられ、例えば図７に示すように配置される。図７は、平板型較正部材５０１と円弧型較正部材５０２をＸ線ＣＴ装置１０１に配置した例である。平板型較正部材５０１は、一様な厚さを有する平板形状の較正部材であり、製作及び配置が容易である。円弧型較正部材５０２は、Ｘ線管１０３のＸ線焦点から各検出器ピクセルＰへの経路において一様な長さを有する形状の較正部材である。なお検出器パネル１０７が円弧形状ではなくポリゴン形状である場合は、較正部材の形状を検出器パネル１０７に合わせても良い。また平板型較正部材５０１と円弧型較正部材５０２の少なくとも一方がＸ線ＣＴ装置１０１に配置されれば良い。さらに、各検出器ピクセルＰに入射するＸ線の線質を揃えるために、ボウタイフィルタ１０４と寝台１０５を除くことが望ましい。
【００２２】
なお、検出器出力の閾値毎の減弱値を計測するには、２つの閾値が設定され、設定された２つの閾値で挟まれる範囲内となるＸ線光子がカウントされる。理想的には閾値間の幅を可能な限り狭く、例えばＸ線のエネルギーに換算したときに１ｋｅＶ以下とするのが望ましいが、計測回数が膨大になり、時間と手間が大きくなる。そこで本実施例では計測に要する時間と手間を低減するために、設定された閾値以上のＸ線光子をカウントして減弱値の計測値を取得する。
【００２３】
図８を用いて、設定された閾値以上のＸ線光子をカウントして減弱値を計測する処理である上側加算処理について説明する。図８の横軸は検出器出力の閾値Ｓであり、縦軸はＸ線光子のカウント数である。図８では、エネルギースペクトル３０１を有するＸ線を４つのビンＢ１〜Ｂ４に区分けする閾値としてＳ１〜Ｓ４が図示されている。本実施例では、設定された閾値以上のエネルギーに相当するＸ線光子がカウントされるので、例えば、閾値Ｓ２が設定されたときのＸ線光子のカウント数は斜線で示される領域Ｃ２〜４の面積になる。また、閾値Ｓ１が設定されたときのカウント数は領域Ｃ１の面積と領域Ｃ２〜４の面積との和となる。この結果を利用すると、閾値Ｓ１のときのカウント数と閾値Ｓ２のときのカウント数との差分から、ビンＢ１でのカウント数を得ることができる。
【００２４】
上側加算処理によれば、１つの閾値を設定した計測を２回行うことで２つのビンにおけるカウント数を得ることができ、２つの閾値を設定した計測を２回行う場合に比べて時間と手間を低減できる。また上側加算処理により計測された減弱値Ａｍ（Ｓ）は、較正部材の光電効果吸収端より上の範囲では、閾値Ｓの増加に対して単調に減少するので、後述する減弱値の計測値と理論値との照合が容易になる。
【００２５】
理論値算出部４５２は、複数のエネルギーに対して較正部材での減弱値の理論値を算出する。減弱値の理論値Ａｉは、較正部材の材質の減弱係数μと較正部材の厚さｔを用いて次式により得られる。
Ａｉ＝ｅｘｐ（−μ・ｔ）  …（式３）
なお、減弱係数μはエネルギーＥの関数であるので、減弱値の理論値ＡｉもエネルギーＥの関数となり、（式３）は次式に書き換えられ、複数のエネルギーに対して減弱値の理論値が算出される。
Ａｉ（Ｅ）＝ｅｘｐ｛−μ（Ｅ）・ｔ｝  …（式４）
較正部材の厚さｔは使用される較正部材の形状に応じて補正されるのが好ましく、例えば、平板型較正部材５０１が使用される場合は、平板型較正部材５０１へのＸ線の入射角度によって補正されるのが良い。なお、円弧型較正部材５０２が使用される場合は、このような補正はなくても良い。
【００２６】
較正情報取得部４５３は、減弱値の計測値と理論値とを照合することにより検出器出力の閾値とエネルギーとの関係を較正情報として取得する。すなわち検出器出力の閾値Ｓの関数である減弱値の計測値Ａｍ（Ｓ）と、エネルギーＥの関数である減弱値の理論値Ａｉ（Ｅ）とが整合するように、検出器出力の閾値ＳとエネルギーＥとの対応関係を求め、求められた対応関係を較正情報として取得する。つまり検出器出力の閾値ＳとエネルギーＥとの関係を直接的に取り扱うのではなく、減弱値の計測値と理論値とを介して間接的に取得する。
【００２７】
図９を用いて、検出器出力の閾値とエネルギーとの対応関係を減弱値の計測値と理論値とを介して求める方法の一例について説明する。図９の横軸は検出器出力の閾値Ｓであり、縦軸は減弱値の計測値Ａｍ（Ｓ）である。図９に図示される検出器出力の閾値Ｓを変えながら計測された減弱値の計測値群９０１を用いて、検出器出力の閾値とエネルギーとの対応関係を求める。まずＸ線光子のエネルギーがＥ１であるときの減弱値の理論値Ａｉ（Ｅ１）が、較正部材の材質及び厚さに基づき（式４）を用いて算出される。次に減弱値の計測値群９０１の中からＡｉ（Ｅ１）に一致する又は最も近い減弱値の計測値９０２が探索される。そして探索結果として得られた減弱値の計測値９０２に対応する閾値９０３がエネルギーＥ１と対応付けられる。以上の方法により、各検出器ピクセルＰに対して、Ｘ線光子のエネルギーと検出器出力の閾値とが対応付けられ、対応付けられた両者の関係が各検出器ピクセルＰの較正情報として取得される。
【００２８】
なお、減弱値は較正部材の光電効果吸収端において不連続となるので、減弱値の計測値と理論値との照合による較正情報の取得に混乱をきたす場合がある。すなわち、ある減弱値の理論値に対して、複数の減弱値の計測値が探索結果として得られ、探索結果の中のいずれを対応づけるか混乱をきたす。先に述べたように、上側加算処理の閾値よりも低エネルギー側にのみ吸収端がある場合には計測された減弱値Ａｍ（Ｓ）はＳの増加に対して単調減少するので、探索結果として複数の計測値が得られることはなく、減弱値の計測値と理論値との照合が容易になる。
【００２９】
較正処理部４５４は、較正情報に基づいて光子計数型検出器から出力される電気信号をエネルギーに変換する。較正処理部４５４での変換により、光子計数型検出器でのエネルギー弁別が可能となり、エネルギー弁別の結果を用いて、例えば複数のエネルギー成分に分けられた医用画像を生成することが可能となる。
図１０を用いて、図５に示された各部が実行する処理の流れを説明する。
【００３０】
（Ｓ１００１）
計測値記録部４５１が、検出器出力の閾値毎の減弱値を計測する。具体的には、較正部材があるときのＸ線光子のカウント数Ｃと、較正部材がないときのＸ線光子のカウント数Ｃ０が計測され、計測結果に基づいて減弱値の計測値が取得される。減弱値の計測値は、各検出器ピクセルＰに対して検出器出力の閾値毎に記録される。
【００３１】
（Ｓ１００２）
理論値算出部４５２が、減弱値の計測に用いられた較正部材での減弱値の理論値を算出する。減弱値の理論値は、複数のエネルギーに対して算出される。
【００３２】
（Ｓ１００３）
較正情報取得部４５３が、減弱値の計測値と理論値とを照合することにより検出器出力の閾値とエネルギーとの関係を較正情報として取得する。図９を用いて説明したように、あるエネルギーでの減弱値の理論値に一致するまた最も近い減弱値の計測値を探索し、探索結果として得られた減弱値の計測値に対応する閾値を、理論値の算出に用いたエネルギーと対応付ける。または、ある閾値での減弱値の計測値に一致するまた最も近い減弱値の理論値を探索し、探索結果として得られた減弱値の理論値に対応するエネルギーを、減弱値の計測に用いた閾値と対応付けても良い。
【００３３】
以上説明した処理の流れにより、簡易かつ高速な較正を可能にしながらも光子計数型検出器の較正精度を向上できるようになる。
【００３４】
なお、本発明の放射線撮像装置は上記実施例に限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施例に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせても良い。さらに、上記実施例に示される全構成要素からいくつかの構成要素を削除しても良い。
【符号の説明】
【００３５】
１０１  Ｘ線ＣＴ装置
１０２  ガントリ
１０３  Ｘ線管
１０４  ボウタイフィルタ
１０５  寝台
１０６  被検体
１０７  検出器パネル
１０８  演算装置
１０９  入力装置
１１０  表示装置
２０１  パルス出力
２０１Ｌ  入射エネルギーが低い場合のパルス出力
２０１Ｍ  入射エネルギーが中程度の場合パルス出力
２０１Ｈ  入射エネルギーが高い場合のパルス出力
３０１  エネルギースペクトル
４０１  線形式により表されるエネルギー特性
４０２  検出器ピクセルＰのエネルギー特性（非線形）
４５１  計測値記録部
４５２  理論値算出部
４５３  較正情報取得部
４５４  較正処理部
５０１  平板型較正部材
５０２  円弧型較正部材
６０１  較正部材がないときのＸ線光子のカウント数
６０２  較正部材があるときのＸ線光子のカウント数
９０１  減弱値の計測値群
９０２  理論値に一致する又は最も近い減弱値の計測値
９０３  エネルギーＥ１に対応する閾値
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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