(57)【要約】【課題】線量計を用いずに放射線装置を較正する。【解決手段】放射線装置は、Ｘ線ビームの放射源と、視覚化しようとする臓器をＸ線ビームが通過した後にこのＸ線ビームを検出する手段と、画像信号Ｉを供給することができる画像の収集及び処理手段と、検出手段と接続させた視覚化手段とを備える。ポアソン分布によりそれぞれｋＮとｋ2Ｎ（Ｎは検出デバイスの入力面における光子数）に等しいような画像信号の平均ｍ及び分散σ2を計算し、Ｎの値を、並びにＢ＝ｆ×Ｎにより係数ｆの値（ｆは放射線装置の見掛けのゲイン、Ｂは画像強度を表す変数である）を導出し、次いで、所定の品質しきい値を満足する画像を出力上で得るために放射線源が放出を要するＸ線線量の指標を導出する。【選択図】図３
2004528063.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線光子を提供する放射線源と、
その画像を追求しようとする被検体をＸ線放射が横切った後に該Ｘ線放射を検出するための手段と、
一方において画像信号Ｉを、また他方において当該画像の強度を表す信号Ｂを供給することができる画像の収集及び処理のための手段と、
前記検出手段に接続した画像の表示手段と、
を備えるタイプの放射線装置を較正する方法であって、較正フェーズの間において、
その画像を構成している点の値Ｉの分布の平均ｍと分散σ2であって、ポアソン分布に従ったＸ線光子の量子ノイズの特性からそれぞれｋＮとｋ2Ｎ（Ｎは当該画像の形成に実際に寄与している光子数、またｋは較正しようとする装置に固有の未知のゲイン係数）に等しいような平均ｍと分散σ2をその画像の定義済みゾーンの内部で計算し、これにより較正条件下で係数ｋの値、Ｎの値を、またＢ＝ｆ×Ｎにより係数ｆの値を導出できるように、指定された条件下で画像を収集するステップと、
出力上で所定の品質しきい値を満足する画像を得るために前記放射線源が放出を要するＸ線線量の指標を導出するステップと、
を含む方法。
【請求項２】
前記強度Ｂを画像信号のすべてまたは一部の処理により得ている、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記強度Ｂが事前定義ゾーン内の画像の各点の平均値に等しい、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
強度Ｂを計算する手段が較正フェーズと使用フェーズの間で異なる状態を有している、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
様々なＮの値に対する係数ｆの値を取得するために前記各工程を反復している、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
較正フェーズの過程において、放射線源の高電圧供給を減少させること、並びに低エネルギーＸ線の比率を大幅に低下させるフィルタを配置すること、によりＸ線ビームのスペクトルが所与のエネルギーを中心とするようにしている、前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
前記較正操作を複数のＸ線エネルギー・バンドに対して実施している、前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】
較正フェーズの過程において、前もって画像サブトラクションを実施している、前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
前記較正操作を様々なＸ線放射強度値に対して実施し、これによりＸ線の量子ノイズ以外のノイズ源の計測に対する寄与を特定し、該寄与を除去している、前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１０】
前記各工程を自動的に実施している、前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１１】
Ｘ線光子を提供する放射線源（１）と、
その画像を追求しようとする被検体（３）をＸ線放射が横切った後に該Ｘ線放射を検出する手段（５）と、
一方において画像信号Ｉを、また他方において当該画像の強度を表す信号Ｂを供給することができる画像の収集及び処理のための手段と、
前記検出手段と接続した画像の表示手段と、
画像の定義済みゾーン内部で画像を構成している点の値Ｉの分布に関する平均ｍ及び分散σ2の計算であって、該平均ｍ及び分散σ2はポアソン分布に従ったＸ線光子の量子ノイズの特性からそれぞれｋＮとｋ2Ｎ（Ｎは当該画像の形成に実際に寄与している光子数、またｋは較正しようとする装置に固有の未知のゲイン係数）に等しいような計算をすること、これにより較正条件下で係数ｋの値、Ｎの値を、またＢ＝ｆ×Ｎにより係数ｆの値を導出すること、また次いで所定の品質しきい値を満足する画像を出力上で得るために放射線源が放出を要するＸ線線量の指標を導出すること、が可能な較正のための手段と、
を備える放射線装置。
【請求項１２】
Ｘ線放射画像を光学画像に変換した後ろ側に配置されると共に画像の光学経路からシャントさせた光信号を受け取っている専用検出器を備えるような画像強度Ｂの決定手段を含む請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
前記検出器が光電子式である、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
コンピュータ上で実行させた際に、請求項１から１０のいずれか一項による方法の各ステップを適用するためのプログラム・コード手段を備えているコンピュータ・プログラム。
【請求項１５】
コンピュータ上で実行させた際に、請求項１から１０のいずれか一項に記載の方法の各ステップの利用に適しており、その内部に格納しているプログラム・コード手段の読み取りデバイスにより読み取りを受けることができるサポート。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用その他の用途の放射線装置の較正の分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
可変ゲインあるいは照射線量の自動調整用装置を伴う放射線イメージング・システムのすべてについては、量子ノイズに関して満足のゆく画像を取得するためにその画像を構成している信号Ｉの強度を所望量のＸ線に対応させることが好ましい。
【０００３】
システム動作点は一般に、その信号を構成している信号の強度に関する知見、すなわち強度を示す信号に関する知見と、指定された放射線条件の下で線量計により計測される画像受信器の入力線量に関する知見との両者により規定される。これら指定された放射線条件下における信号強度の線量に対する比のことをシステム変換係数（ｓｙｓｔｅｍ  ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｆａｃｔｏｒ）と云う。線量計により計測した値は、調整のために直接使用することや、さもなくば、較正によって適当な変換係数（または、複数の係数）を決定するために演算ユニットに供給することができる。
【０００４】
線量は通常、均一視野（ｆｌａｔ  ｆｉｅｌｄ）条件下で、すなわち、そのＸ線ビーム内に、患者の身体によるＸ線の減衰をシミュレーションできるような十分な厚さをもつ、水、プラスチック、銅など１つまたは複数の材料から構成される均一部分を挿入することによって決定される。
【特許文献１】
欧州特許出願公開第１００４８７５号明細書
【特許文献２】
米国特許第５，８４１，８３５号
【非特許文献１】
Ｐａｕｌ  Ｒ．Ｇｒａｎｆｏｒｓによる「Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ  ｏｆ  ａｎ  Ａｍｏｒｐｈｏｕｓ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｘ−ｒａｙ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＰＩＥ  Ｖｏｌｕｍｅ：３６５９，Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  １９９９：Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ（１９９９年５月））
【非特許文献２】
Ｐａｕｌ  Ｒ．Ｇｒａｎｆｏｒｓ及びＲｉｃｈａｒｄ  Ａｕｆｒｉｃｈｔｉｇによる「ＤＱＥ（ｆ）  ｏｆ  ａｎ  Ａｍｏｒｐｈｏｕｓ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｘ−ｒａｙ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：Ｄｅｔｅｃｔｏｒ，  Ｐａｒａｍｅｔｅｒ  Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅｓ  ａｎｄ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  Ｍｅｔｈｏｄｏｌｏｇｙ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＰＩＥ．  ｖｏｌｕｍｅ  ３９７７，  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ２０００：Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ（２０００年４月））
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明は、線量計を存在させる必要なしに放射線装置を較正する方法を提案する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の一態様では、Ｘ線光子を提供する放射線源と、その画像を追求している被検体をＸ線放射が横切った後にこのＸ線放射を検出するための手段と、一方において画像信号Ｉを、また他方において当該画像の強度を表す信号Ｂを供給できる画像の収集及び処理のための手段と、検出手段と接続させた画像の表示手段と、を備えるタイプの放射線装置が提供される。較正フェーズの間に、指定された条件下で画像を収集し、この画像を構成している点の値Ｉの分布の平均ｍと分散σ2がその画像の定義済みゾーンの内部で計算されている。この平均ｍと分散σ2は、ポアソン分布に従ったＸ線光子の量子ノイズの特性からそれぞれｋＮとｋ2Ｎ（Ｎは当該画像の形成に実際に寄与している光子数、またｋは較正しようとする装置に固有の未知のゲイン係数）に等しく、これにより較正条件下で係数ｋの値、Ｎの値を、またＢ＝ｆ×Ｎにより係数ｆの値が導出され、次いで、出力上で所定の品質しきい値を満足する画像を得るために放射線源が放出を要するＸ線線量の指標を導出している。
【０００７】
本発明の実施の一形態では、その強度Ｂは画像信号のすべてまたは一部の処理により得ている。
【０００８】
本発明の実施の一形態では、その強度Ｂは事前定義ゾーン内の画像の各点の平均値に等しい。
【０００９】
本発明の実施の一形態では、その強度Ｂを計算する手段は較正フェーズと使用フェーズの間で異なる状態を有している。
【００１０】
本発明の実施の一形態では、その画像強度Ｂの決定手段は、画像の光学経路からシャントさせた（ｓｈｕｎｔｅｄ）光信号を受け取っている光電子式検出器を含む。
【００１１】
本発明の実施の一形態では、その画像強度Ｂの決定手段は、例えば、Ｘ線放射画像を光学画像に変換した後ろ側に配置され、かつ画像の光学経路からシャントさせた光信号を受け取っているような光電子式の専用検出器を含む。
【００１２】
本発明の実施の一形態では、異なるＮの値に対する係数ｆの値を得るために上述した各工程を反復させている。
【００１３】
本発明の実施の一形態では、較正フェーズの過程において、放射線源への高電圧供給を減少させると共に低エネルギーＸ線の比率を大幅に低下させるフィルタを配置することによって、そのＸ線ビームのスペクトルが所与のエネルギーを中心とするようにしている。
【００１４】
本発明の実施の一形態では、その較正操作を複数のＸ線エネルギー・バンドに対して実施している。
【００１５】
本発明の実施の一形態では、較正フェーズの過程において、前もって画像サブトラクションを実施している。
【００１６】
本発明の実施の一形態では、Ｘ線の量子ノイズ以外のノイズ源の計測に対する寄与を特定する目的で、その較正操作を様々なＸ線放射強度値に対して実施し、該寄与を除去している。
【００１７】
本発明の実施の一形態では、各工程を自動的に実施している。
【００１８】
本発明は、Ｘ線光子を提供する放射線源と、その画像を追求しようとする被検体をＸ線放射が横切った後に該Ｘ線放射を検出する手段と、一方において画像信号Ｉを、また他方において当該画像の強度を表す信号Ｂを供給することができる画像の収集及び処理のための手段と、この検出手段と接続した画像の表示手段と、を備えるタイプの放射線装置を目的としている。この装置は、画像の定義済みゾーン内部で画像を構成している点の値Ｉの分布に関する平均ｍ及び分散σ2の計算であって、該平均ｍ及び分散σ2はポアソン分布に従ったＸ線光子の量子ノイズの特性からそれぞれｋＮとｋ2Ｎ（Ｎは当該画像の形成に実際に寄与している光子数、またｋは較正しようとする装置に固有の未知のゲイン係数）に等しいような計算をすること、これにより較正条件下で係数ｋの値、Ｎの値を、またＢ＝ｆ×Ｎにより係数ｆの値を導出すること、また次いで所定の品質しきい値を満足する画像を出力上で得るためにその放射線源が放出を要するＸ線線量の指標を導出すること、が可能な較正のための手段を含んでいる。
【００１９】
本発明の実施の一形態では、その装置は、例えばＸ線放射画像を光学画像に変換した後ろ側に配置されると共に画像の光学経路からシャントさせた光信号を受け取っている光電子式の専用検出器を備えるような画像強度Ｂの決定手段を含んでいる。
【００２０】
本発明はさらに、コンピュータ上で実行させた際に、上述した方法の各工程を適用するためのプログラム・コード手段を備えているコンピュータ・プログラムを目的としている。
【００２１】
本発明はさらに、コンピュータ上で実行させた際に、上述した方法の各工程の利用に適しており、その内部に格納しているプログラム・コード手段の読み取りデバイスにより読み取りを受けることができるサポートを目的としている。
【００２２】
添付の図面により、非限定の例として取り上げる実施の一形態を図示している。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
図１から分かるように、この放射線装置は、検査を希望する関心対象細部４を含む被検体３の方向にＸ線ビーム２を放出できるＸ線管１と、Ｘ線ビーム２内で被検体３の下側に配置した画像受信器５と、を含んでいる。この画像受信器５は、Ｐａｕｌ  Ｒ．Ｇｒａｎｆｏｒｓによる「Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ  ｏｆ  ａｎ  Ａｍｏｒｐｈｏｕｓ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｘ−ｒａｙ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＰＩＥ  Ｖｏｌｕｍｅ：３６５９，Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  １９９９：Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ（１９９９年５月））に記載されているような半導体検出器（以下において、フラットパネルという）を備えている。この画像受信器は、入射Ｘ線光子をディジタル形式で使用可能な信号に変換できるその他の任意のデバイスとすることができる。画像を表す信号はリンク６を介してイメージング・システムに送られる。さらに画像信号はリンク７を介してデバイス８に送られ、このデバイス８によりこの信号から画像の強度を表す数量が抽出される。数量Ｂを表す信号は、リンク９を介して制御ユニット１１に送られ、この制御ユニット１１はさらに指標信号１０も受け取ると共に、Ｘ線管１に給電している高電圧発生装置１３にリンク１２を介して送られる制御信号を決定している。したがって、このアセンブリにより、信号Ｂを指標１０に等しい値に維持するための調節ループが構成される。
【００２４】
図２では、図１の各要素と同じ要素の参照番号は、１００を足した番号としている。この画像受信器はイメージ・インテンシファイア１２４を備えており、このイメージ・インテンシファイア１２４の出力像は、アイリス絞り１２１により分離されたタンデム式の２つの光学デバイス（例えば、レンズ）１２２及び１２３によって光電子式画像検出器１０５を経由して送り戻されている。イメージ・インテンシファイア１２４によるＸ線光子の変換により生じた光１１８の一部分を受け取るように配置した輝度センサ１２０は、画像強度Ｂを表す信号を導体１０７を介して制御ユニット１０８に送っており、この制御ユニット１０８は導体１１０を介して指標信号も受け取っている。制御ユニット１１１はＸ線管１０１に給電している高電圧発生装置１１３に制御命令を提供している。
【００２５】
図３は通常使用される変換係数の較正方法を表している。ここでは図１による装置に関連させて示しているが、同様に図２による装置に関連させて表示することも可能である。
【００２６】
周知の方法に従って実施される較正フェーズの過程では、そのＸ線ビーム２内に、その表面上での各点間でＸ線が概ね均一な減衰を示すような特定の物体３０（通常は、較正ファントームと呼ぶ）を配置している。したがって、この物体に対する作成画像は概ね均一な強度を示すことになり、その減衰は、装置の通常の使用条件下においてその画像を得ようとする被検体の減衰と概ね等価となる。画像受信器５の入力面には、計測デバイス３２と接続させた線量検出器３１を配置し、この面上での線量の計測値を提供している。
【００２７】
通常の較正フェーズは以下の工程から構成されている。
【００２８】
１．較正ファントームをＸ線ビーム内に配置する。
【００２９】
２．放射線パラメータ（高電圧、電流、ろ過）を装置の使用法を表す値に設定する。
【００３０】
３．Ｘ線の放出を開始する。
【００３１】
４．線量計３２により供給される線量の値、並びに対応する画像の強度値Ｂを同時に計測する。
【００３２】
５．計測した線量値に対する強度Ｂの比に等しい較正ファクタを計算する。
【００３３】
この方法に関する問題点は、定期的な較正を必要とするような装置である線量計を使用する必要があることであり、特に、一方では、線源までの距離の２乗に従ってＸ線放射の強度が変動するために、また他方では、画像受信器５自身による後方散乱放射に対する感度のために、計測プローブ３１の位置の変動に対して極めて敏感であることが問題となる。
【００３４】
開示した方法は、この２つの問題を同時に改善することを可能にする。
【００３５】
管球の使用電圧、並びにＸ線ビーム２が受けるろ過（線源１にある内部ろ過と被検体４のろ過の効果の両方が含まれる）によって決定される所与のＸ線品質に関して、その画像強度は当該画像の形成に寄与した光子数Ｎに比例する。同じことは、画像受信器の入射口における線量についても成り立つ。したがって、通常の方法と開示した方法とを指定された条件下で同時に利用することにより一方からもう一方への移行が可能であるという知見から、画像強度と画像受信器の入力面での線量との関係を確定させるような動作点の較正を、画像強度と画像受信器の入力面での光子数との間での同種の関係によって置換することが可能となる。
【００３６】
ＮをＸ線光子数とし、ｆを変換係数として、Ｂ＝ｆ×Ｎのタイプの関係が確定される。したがって、光子数Ｎの値を決定することが求められる。画像の均一なゾーン内での値の分布はポアソン分布に従うランダムな変動による影響を受けることが分かっている。
【００３７】
実行するのは次の操作である。
【００３８】
１．較正ファントームをＸ線ビーム内に配置する。
【００３９】
２．放射線パラメータ（高電圧、電流、ろ過）を装置の使用法を表す値に設定する。
【００４０】
３．Ｘ線の放出を開始する。
【００４１】
４．合成画像を収集し、同時に対応する画像の強度値Ｂを計測する。
【００４２】
５．必要であれば、通例の方法によって収集した画像を補正（すなわち、画像エラー点の除去または補正、画像全体及び／または各点ごとでの基準レベルの変位（オフセット）補正（黒レベルの非均一性の補正）、並びにフラットな基準画像に対する局所ゲイン補正）を行う。
【００４３】
６．一般に「関心領域（ＲＯＩ）」の用語で呼ばれる、例えば矩形または円形をした適当な輪郭により限定された画像ゾーン内において、画像信号の平均ｍとこの同じ信号に対する分散σ2を計算する。
【００４４】
７．電子読み取り回路、増幅回路、及びアナログ−ディジタル変換回路により発生するノイズ分散が、計測されるノイズと比較して無視できない場合（十分に大きな信号レベルでこれらの動作を実行することにより無視できる）、当該電子ノイズ項の分散を差し引くことにより計測した分散の値を補正する。補正した後、残留するノイズはもっぱらＸ線光子の統計値に起因する、すなわち、ポアソン分布（ｍ＝ｋ×Ｎ及びσ2＝ｋ2×Ｎ）に従う。したがって、この点から開始して、この計算を実施する対象となったｍとσの具体的な値が既知であることから、ｋ＝σ2／ｍが導出され、さらに検討しているレベルにおけるＮの値が導出され、ここからｆ＝Ｂ／Ｎにより変換係数ｆの値を最終的に導出することができる。
【００４５】
次いで、本発明の実施の一形態によるイメージング・システムの使用中において、係数ｆの値が既知であるので、画像内で所望の光子数Ｎが得られるように調節器１１の入力１０に印加すべき強度の指標を導出することが可能である。
【００４６】
画像の各点の値からＢの値を計算することを可能にしている手段８は、その用途の特定のニーズに合わせてサイズ及び形状を適合させた画像の事前定義のゾーン内で単純算術平均を提供することができ、またさもなくば、例えば、その最大レベルまたは最小レベルに対するしきい値効果、あるいは非線形伝達関数によって挙動をさらに改良させることができる。こうした改良型処理の一例は、欧州特許出願公開第１００４８７５号明細書で見ることができる。
【００４７】
これらの特性は較正フェーズ以外のシステムの使用時に有効である。他方、較正フェーズの間では、その画像のレベルが一定であるためこの効果は最小となる。必要であれば、数値Ｂの抽出回路の複素関数のすべてまたはその一部を無効状態として、較正フェーズに対応するゲイン項のみを残すこともできる。
【００４８】
量子ノイズ（したがって、数Ｎ）の推定値の信頼度は、必要であれば、ＲＯＩの各点の平均及び分散の単純計測値を、計測した点の分布に合わせて最適に調整させたポアソン分布のパラメータの推定値（あるいは、正規規則（ｎｏｒｍａｌ  ｌａｗ）の実施）によって置き換えることによって改善させることができ、これにより、起こりうる異常点の影響を最小限とすることができる。
【００４９】
必要であれば、指定された放射線条件下で光子数を単位として表現されたこれらの照射線量指標と、通例に従って線量を単位として表現された照射線量指標との間にある関係を確定させることができる。これは、システムの計画時または製作途中にこの２つの方法（線量計を用いたものと開示した方法に従ったもの）を同時に連続的に利用することを通して行うことができる。また別の方法ではＸ線スペクトルの既知の特性を使用することに依っている。
【００５０】
光子数と線量の関係は以下のようにして確定することができる。一例として、８０ｋＶ以下で発生させ２０ｃｍの組織を通過するビームを取り上げてみることにする。ＨＰＡ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  Ｒｅｐｏｒｔ  ３０の表により、被検体の出力位置における光子の平均エネルギーは５４．４ｋｅＶであり、また線源から０．７５ｍの位置で生成される光子数は２．２７＊１０4光子／（ｍＡｓ．ｍｍ2）である。さらに、同じ表により、この高電圧値では照射線量が０．７μＧｙ．ｍＡｓであることが分かる。ここから、光子数は３．２４＊１０4光子（μＧｙ．ｍｍ2）と導出される。別の手段によっても同じ結果を得ることができる。Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ（Ｊｏｈｎｓ＆Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍ）では、５０ｋｅＶの光子に対しては、２８４２＊１０11光子／（Ｒ．ｍ2）が計数される、すなわち、３．２４＊１０4光子／（μＧｙ．ｍｍ2）となる。
【００５１】
線量と光子数の関係を確定させるこれらの計算は、実際には、ビーム内に存在する光子の平均エネルギーに基づいている。スペクトルのエネルギー範囲を制限することによって、この計算の条件により近い結果が得られることになる。この目的のためには、較正条件の選択に関して、その画像に寄与する高エネルギー光子Ｘの数を減少させるために高電圧値を低下させる一方で、ファントームの材料として低エネルギーＸ線光子の数を減少させるだけの十分に大きい原子番号をもつ材料を選択することが有利である。例えば、銅製プレートと概ね７５ｋＶ未満の電圧が使用されることになる。こうしたビームは、例えば６０〜７０ｋＶ及び２ｍｍ厚の銅を使用することによって発生させることができる。装置の用途によりかなり異なる放射線条件（骨部Ｘ線に対する低電圧／低ろ過や胸部Ｘ線に対する高電圧／高ろ過など）が必要である場合、その構成の各々において（可能であれば特定の較正ファントームを用いて）本発明による較正を実施することが重要となることがあり、これにより操作の簡略化による恩恵が得られる。
【００５２】
同様に、別の態様も考慮すべきである。通常、調整手順または調節目的で指示される線量は、その必要上、画像受信器面（達成不可能）と異なる面で計測されているため、一般に、補正係数の適用が不可欠であると共に、画像受信器の機械的保護要素の前において、ビームを減衰させてしまっている。開示した方法の実施の一形態では、画質の観点から好ましいように画像受信器面に実際に到達した光子だけを計測しているが、放射線防護の観点からは問題が生じることがある。従来の手順と適合した条件で取得される動作点を指定しなければならない場合、補正係数の計算、あるいは装置に固有の較正の実施のいずれかに依る必要が生じるが、あらゆる据え付け時に再計測を要するわけではない。
【００５３】
最後に、最終の補正を適用しなければならない。実際に、計測したノイズ項は、他の効果（Ｓｗａｎｋ効果、Ｌｕｂｂｅｒｔｓ効果）のために増加を示したり、あるいは画像内の空間的変調の伝達が周波数のすべてに対して１００％でないことから逆に減少したりすることがある。この挙動は変調伝達関数（ＭＴＦ）により記述される。ＭＴＦに関連する見掛けのノイズ低減係数は、後者と独立に計算することや、初期較正により再度決定することができる。このＭＴＦは、正弦波ターゲットに関する振幅の計測や、矩形の周期ターゲット画像での変調の実効値の計測に基づく計算（Ｄｒｏｅｇｅの方法）など周知の方法を用いて計測することや、あるいはエッジ画像に対する応答から導出することができる。
【００５４】
この理論並びに関連する計算に関する詳細な説明は、Ｐａｕｌ  Ｒ．Ｇｒａｎｆｏｒｓ及びＲｉｃｈａｒｄ  Ａｕｆｒｉｃｈｔｉｇによる「ＤＱＥ（ｆ）  ｏｆ  ａｎ  Ａｍｏｒｐｈｏｕｓ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｘ−ｒａｙ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：Ｄｅｔｅｃｔｏｒ，  Ｐａｒａｍｅｔｅｒ  Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅｓ  ａｎｄ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  Ｍｅｔｈｏｄｏｌｏｇｙ」（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＳＰＩＥ．  ｖｏｌｕｍｅ  ３９７７，  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ２０００：Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ（２０００年４月））で見ることができる。光子数の計算のための画像ノイズの計測、並びにＭＴＦの計測は、例えば米国特許第５，８４１，８３５号に記載の試験物体及び関連方法を用いて、単一の画像から実施できると有利である。
【００５５】
この具体的な点に関しては、そのＭＴＦが検出器の製作に起因して本質的に安定しているため、フラットパネル検出器を使用するシステムが都合が良い。
【００５６】
他方、図２に示すようなイメージ・インテンシファイア式システムの場合では、提案した方法に従った任意の線量較正操作をする前にＭＴＦ計測を行う必要がある。というのは、ＭＴＦは、インテンシファイア１２４の調整や光学デバイス１２２及び１２３の集束の変動により簡単に変化する可能性があるためである。
【００５７】
このため、初期条件のままであるか否か、あるいはＭＴＦが変化してしまっており再調整や補正係数の適用が必要であるか否か、が推定されることになる。この現象は、損耗によって空間分解能に通常の変動を受けるような走査チューブ型の画像検出器１０５ではさらに悪くなる。
【００５８】
これらの較正計算は、通常は他の作業を割り当てている放射線装置のプロセッサのうちの１つにより実行することができる。
【００５９】
一変法として、画像ごとで様々な値をとると共に、増幅ノイズ並びに量子ノイズに起因する計測間のゆらぎに対応する項のみ残すことを可能とするような画像サブトラクションを行った後に、こうした同じ操作を提供することもできる。増幅ノイズは、例えば、Ｘ線管への供給電流または照射の持続時間を調整することにより得られるような、明らかに異なる画像レベルで行った２回の計測値を使用した計算により除去することができる。
【００６０】
記載した方法及び補正を用いることにより、画像受信器の入力面におけるそれぞれ光子数と線量の間の正確な関係を確定することができる。
【００６１】
この結果、放射線装置の較正は、専用の線量計なしに画像受信器を光子カウンタとして使用することにより実施することが可能となる。これにより放射線装置の簡略化が達成される。
【００６２】
この方法により、簡略化した較正が可能となり、このため放射線装置を使用に供するために必要な労力が軽減し、コストの削減が得られる。
【００６３】
この較正方法は絶対測定に基づいており外部に計測器を設ける必要がないため、こうした計測器に対する外部の較正を必要としない。この較正方法は、任意のタイプのディジタル式放射線装置で利用することができる。ディジタル式Ｘ線検出器は、装置の操作使用フェーズの間で使用すべき適当な較正ファクタを決定するために、操作フェーズにおいて相対的光子カウンタとして使用されている。
【００６４】
Ｘ線の量子的性質のために、画像内でのレベルのランダムな変動（ノイズとも呼ばれており、ノイズと記載することにする）がもっぱらＸ線光子の量子的性質（量子ノイズ）に起因する場合、画像には、そのＸ線信号に比例した画像を構成している各点のレベルの分散により計測されるようなノイズが生ずる。
【００６５】
その画像内に別の量子ノイズ源（例えば、ＣＣＤタイプの光電子式画像検出器内の電子など）が存在する可能性が高い場合には、Ｘ線光子その他の粒子の各統計値は、２つの段階（一方はイメージ・インテンシファイア、もう一方は光電子式画像検出器）の間のゲインを周知の方法でアプリオリに変更することによって、例えば、放射線イメージ・インテンシファイアにより画像が確実にＣＣＤ検出器上に集められて形成されるような光学機器の開口数を変更することによって、区別する必要がある。
【００６６】
開示した方法は、フラット型検出器で検出器をさらに頑丈にさせるような開発にとって有利である。
【００６７】
当業者であれば、構造及び／または工程及び／または機能に関して、特許請求の範囲に記載した本発明の趣旨及び範囲を逸脱することなく様々な修正を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００６８】
【図１】第１のタイプの放射線装置の概略図である。
【図２】第２のタイプの放射線装置の概略図である。
【図３】従来技術による較正操作の図である。
【符号の説明】
【００６９】
１  Ｘ線管
２  Ｘ線ビーム
３  被検体
４  関心対象細部
５  画像受信器
６  リンク
７  リンク
８  画像強度の計算手段
９  リンク
１０  指標信号
１１  制御ユニット、調節器
１２  リンク
１３  高電圧発生装置
３０  較正ファントーム、物体
３１  計測プローブ、線量検出器
３２  計測デバイス、線量計
１０１  Ｘ線管
１０５  光電子式画像検出器
１０７  導体
１０８  制御ユニット
１１０  導体
１１１  制御ユニット
１１３  高電圧発生装置
１１８  光
１２０  輝度センサ
１２１  アイリス絞り
１２２  光学デバイス、レンズ
１２３  光学デバイス、レンズ
１２４  イメージ・インテンシファイア
【国際公開パンフレット】
2004528063.tif 000003
2004528063.tif 000004
2004528063.tif 000005
2004528063.tif 000006
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2004528063.tif 000022
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004528063.tif 000023
【国際調査報告】
2004528063.tif 000024
2004528063.tif 000025
2004528063.tif 000026