WO2011036961A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2011036961A1
WO2011036961A1 PCT/JP2010/063714 JP2010063714W WO2011036961A1 WO 2011036961 A1 WO2011036961 A1 WO 2011036961A1 JP 2010063714 W JP2010063714 W JP 2010063714W WO 2011036961 A1 WO2011036961 A1 WO 2011036961A1
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WO
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ray
detector
subject
incidence rate
focal position
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Application number
PCT/JP2010/063714
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French (fr)
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敦郎 鈴木
史人 渡辺
植木　広則
康隆 昆野
小嶋　進一
悠史 坪田
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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Publication date
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    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus that corrects a sensitivity change caused by focal movement.
  • X-ray CT (Computed Tomography) is a method for obtaining a tomographic image of a subject by calculating an X-ray absorption coefficient at each point on the tomographic plane by computer reconstruction from multi-directional X-ray projection data of the subject. Characteristic X-rays and continuous X-rays generated when an electron beam is incident on the target metal are used as the X-rays applied to the subject.
  • the device target metal, etc.
  • the focal point which is the X-ray generation position, moves in the body axis direction.
  • the focal point moves, the X-ray irradiation range also moves.
  • a problem associated with the movement of the focal position is an artifact that occurs in the image of the edge slice when the detector is displaced in the body axis direction separately from the focal movement.
  • the focal position is fixed, the change in the X-ray incidence rate due to the detector position shift can be corrected by the sensitivity correction data.
  • the X-ray incidence rate is the ratio of the X-ray dose actually incident on the detector to the X-ray dose irradiated to the region where the detector is viewed from the focal point in the absence of the subject. For example, if a collimator is present in the region where the detector is viewed from the focal point, the X-ray incidence rate is less than 100%.
  • an X-ray tube is generally used that generates X-rays by irradiating an anode (target metal) with electrons accelerated at a high voltage.
  • the X-ray generation efficiency is low with respect to the energy used for accelerating electrons, and most of the energy is changed to heat. Therefore, the X-ray generation position (focal position) is caused by the thermal expansion of the heated anode (target metal). ) May fluctuate.
  • the X-ray tube is provided in a rotating gantry, there is a possibility that the position of the X-ray tube is shifted and the focal position is changed by rotating the gantry.
  • Another problem associated with the movement of the focal position is an artifact that occurs in all slices of an image when a two-dimensional grid that removes scattered rays from the subject is used.
  • a plurality of X-ray detectors smaller than the collection pitch in the slice direction are arranged between the grids, and the insensitive area corresponds to the focal position obtained by measurement. There is a way to change.
  • JP-A-6-269443 Japanese Patent Laid-Open No. 10-234724 JP 2000-93418 A
  • the present invention has been made in view of the above points, and it is an object of the present invention to provide an X-ray CT apparatus that estimates sensitivity correction data in a state where the focal position is moved with high accuracy and simple processing.
  • the present invention provides one or more detections having an X-ray tube for irradiating X-rays, a collimator for limiting the X-ray irradiation area, and a plurality of detectors for detecting the X-rays.
  • Sensitivity correction data is created based on a module, a grid installed in the detector, which removes scattered rays from the subject when the subject is irradiated with X-rays, a storage device, and the output of the detector
  • a pre-processing device for correcting the output of the detector using the sensitivity correction data, and reconstructing the image of the subject based on the corrected output.
  • An X-ray CT apparatus including an image display device configured to display a configured image, wherein the pre-processing device changes a focal position as a position of the X-ray tube in a state where the subject is not present, and a focal position
  • An X-ray CT apparatus comprising means for obtaining sensitivity correction data for each focal position using an X-ray incidence rate at the time of subject imaging.
  • the present invention it is possible to estimate the sensitivity correction data in a state where the focal position is moved with high accuracy and simple processing.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is a figure which shows the module comprised from the detector and 1-dimensional grid which concern on 1st Embodiment. It is a figure which shows an example of the circular arc arrangement
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus 100.
  • the X-ray CT apparatus 100 includes a detector 1, an X-ray tube 2, a collimator 3, a one-dimensional grid 4, a data acquisition device 6, a preprocessing device 7, a storage device 8, an image reconstruction processing device 9, and an image display device 10. It is the composition which includes.
  • the X-ray tube 2 emits X-rays.
  • the X-ray tube 2 generates X-rays by irradiating the anode (target metal) with electrons accelerated by a high voltage.
  • the X-ray tube 2 is also referred to as a focal point, and the position is defined as a focal position.
  • the collimator 3 limits the irradiated X-rays to a predetermined irradiation range (for example, a beam shape). X-rays whose irradiation range is narrowed by the collimator 3 pass through the subject 5 and a bed (not shown).
  • a predetermined irradiation range for example, a beam shape
  • the one-dimensional grid 4 removes scattered rays in the x direction generated from the subject 5.
  • the detector 1 detects X-rays that have passed through the subject 5.
  • the data collection device 6 converts the output from the detector 1 from an analog signal to a digital signal.
  • the preprocessing device 7 estimates sensitivity correction data corresponding to the focal position.
  • the storage device 8 stores the relationship between the X-ray incidence rate in the reference detector that detects X-rays that do not pass through the subject 5 and the X-ray incidence rate in other detectors.
  • the image reconstruction processing device 9 performs image reconstruction calculation after performing various correction processes such as sensitivity correction and CT value adjustment on the collected data.
  • the image display device 10 displays a reconstructed image.
  • the subject 5 is imaged as follows. X-rays generated from the X-ray tube 2 are detected by the detector 1 after passing through the subject 5. From the incident X-ray dose at this time and the X-ray dose detected by the detector 1, the attenuation rate D of the X-ray subject 5 is obtained.
  • the attenuation rate D of X-rays passing through the subject 5 is expressed as follows by an exponential function.
  • ⁇ is an attenuation coefficient of the subject 5 and the exponential line integration is performed on a straight line connecting the position of the X-ray tube 2 (X-ray generation position) and the detector 1. Therefore, by taking the logarithm of the attenuation rate D, the profile of the integral value of the attenuation coefficient ⁇ in a certain direction can be obtained. Further, by measuring the X-ray while rotating the X-ray tube 2 and the detector 1 around the subject 5, a profile of the integral value of the attenuation coefficient ⁇ in all directions is obtained. By reconstructing an image from these profiles, the distribution of the attenuation coefficient ⁇ in the subject 5 can be acquired as an image.
  • FIG. 2 is a diagram showing a module composed of the detector 1 and the one-dimensional grid 4. As shown in FIG. 2, one detector module 11 has N z detectors 1 arranged in the z direction and N x detectors 1 in the x direction.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of module arrangement in the X-ray CT apparatus 100. As shown in FIG. 3, the detector module 11 of the X-ray CT apparatus 100 is assumed in a row N m pieces in a circular arc shape in the x direction.
  • the X-ray dose measured by the detector 1 is expressed by the following equation.
  • I is the intensity of the irradiated X-ray
  • S is the intrinsic sensitivity of the detector 1
  • R is the X-ray incidence rate.
  • m is the module number of the detector module 11 (1 ⁇ m ⁇ N m
  • z is the detector number of the detector 1 in the z direction among the detector modules 11 whose module number is m (1 ⁇ z ⁇ N z).
  • X is the detector number (1 ⁇ x ⁇ N x ) of the detector 1 in the x direction among the detector modules 11 whose module number is m.
  • F represents the focal position in the z direction.
  • FIG. 4 is a diagram showing an X-ray irradiation range in N s slice acquisition.
  • the focal point 12 in FIG. 4 is the X-ray tube 2 in FIG.
  • image reconstruction is performed using the output from the detector 1 in which the detector numbers in the z direction are (N z / 2 ⁇ N s / 2 + 1) to (N z / 2 + N s / 2). . If the position of the focal point 12 moves in the z direction, the collimator 3 covers the irradiation area. Therefore, in the detector 1 of the detector number (N z / 2 + N s / 2) in the z direction that becomes an end slice.
  • the X-ray incidence rate R becomes smaller than 100%.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining that the X-ray incidence rate changes as the irradiation range moves.
  • the z-direction shift of the detector 1 in the end slice does not occur. Since the detector 1 of the module number m changes in the z-ray incidence rate because the detector 1 in the partial slice is displaced in the z direction, an artifact is generated in the reconstructed image as a result. Further, as shown in FIG.
  • the X-ray incidence rate R is a function that does not depend on the position in the x direction in the detector module 11, and the expression (3) is as follows.
  • the reference detector is a detector for directly detecting irradiated X-rays. Therefore, the detector 1 at the end in the x direction that is less likely to be covered by the subject 5 is used as a reference detector.
  • x 1 to 4
  • the opening width of the collimator 3 is set to full open, and the intrinsic sensitivity correction data X air of the detector 1 is collected without the subject 5.
  • the intrinsic sensitivity correction data X air is expressed by the following equation.
  • the focal position f of the output value X is omitted.
  • the output value X f of the detector 1 is expressed by the following equation.
  • the focus 12 itself which is the position of the X-ray tube 2
  • the focus 12 is moved by moving the collimator 3 in the z direction to change the irradiation area. It is possible to acquire the same collected data.
  • the X-ray incidence rate R can be obtained from the following equation from the equations (4) and (5).
  • the X-ray incidence rate R may be obtained by averaging in the x direction in the detector module 11.
  • f a polynomial is approximated as follows. Note that f represents the focal position in the z direction.
  • Coefficients a n in the formula (7) is a coefficient indicating the relationship between the X-ray incidence rate of X-ray incidence rate of the detector module 11 is a reference signal reference detector is present with each detector module 11. That is, if looking for the coefficients a n advance the least squares method or the like, even during imaging an object 5, the X-ray incidence rate R of each detector module 11 from the X-ray incidence rate R in the reference detector Formula ( 7) can be estimated.
  • the X-ray incidence rate R in the reference detector can be obtained by dividing the output value X of the detector 1 by the intrinsic sensitivity S and the X-ray intensity I.
  • FIG. 6 is a diagram showing an irradiation range in the 2-slice acquisition mode.
  • the aperture width of the collimator 3 is set to the 2-slice acquisition mode
  • the X-ray incidence rate R of the reference detector at a certain focal position f is obtained by the equation (6)
  • the integral value R sum in the z direction is obtained.
  • This value R sum is a constant that does not depend on the focal position f, and is stored in the storage device 8.
  • the value I sum integrated in the z direction after correcting the intrinsic sensitivity of the output of the reference detector at this time is (I patient / I) ⁇ R sum. .
  • the X-ray incidence rate R in the reference detector is obtained by dividing the output of the reference detector after the intrinsic sensitivity correction by the value obtained by dividing I sum by R sum (I patient / I).
  • Sensitivity correction data X ′ air for each is obtained as follows.
  • the image reconstruction processing device 9 performs various corrections such as sensitivity correction and CT value adjustment using the sensitivity correction data X ′ air created by the preprocessing device 7 on the collected data detected by the detector 1 at each focal position. After that, the image is reconstructed, and the image display device 10 displays the image.
  • the effect of distortion due to the position shift or rotation of the collimator 3 is also included in the change in the X-ray incidence rate.
  • Correction data can be estimated.
  • the measurement of X-ray incidence rate of the formula (6), i.e., calculation of the coefficients a n may be carried out at time of installation of the apparatus, measured every scan speed and tilt angle parameter. Further, when the detector module 11 and the X-ray tube 2 are exchanged, the X-ray incidence rate of the equation (6) is also measured.
  • the collimator aperture width is set to full open and measurement is performed only once. Can be greatly reduced.
  • the present invention can be combined with a method of moving the collimator 3 in accordance with the focal position as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 4-227238.
  • the value of the X-ray incidence rate for each detector module 11 is approximated by the value of the reference detector in the same slice as shown in Equation (7), but may be approximated as follows: Good.
  • Equation (9) it is also possible to approximate with the sum of a plurality of reference detectors in the z direction.
  • the X-ray incidence rate of the reference detector at the time of imaging the subject 5 is also obtained by the sum of the plurality of detectors.
  • Statistical accuracy can be improved by using the X-ray incidence rate added in the z direction.
  • the above-described embodiment can be applied even in the maximum slice acquisition mode, and the shadow of the collimator 3 can be made with respect to the reference detector by shifting the detector module 11.
  • the X-ray incidence rate of the reference detector and the X-ray incidence rate of other detector modules 11 can be related.
  • FIG. 8 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 200 includes a detector 1, an X-ray tube 2, a collimator 3, a one-dimensional grid 4, a data acquisition device 6, a preprocessing device 7, a storage device 8, an image reconstruction processing device 9, an image display device 10, The focus position detector 13 and the focus position measuring device 14 are included.
  • the detector 1, the X-ray tube 2, the collimator 3, the one-dimensional grid 4, the data acquisition device 6, the image reconstruction processing device 9, and the image display device 10 have the same configuration as that of the X-ray CT apparatus 100 shown in FIG. It has a function.
  • the focal position detector 13 detects the position of the X-ray tube 2 (focal point 12), and the focal position measuring device 14 obtains focal position coordinates.
  • the storage device 8 stores the relationship between the focal position measured by the focal position measurement device 14 and the X-ray incidence rate in the detector 1.
  • the detector 1 of the X-ray CT apparatus 200 is mounted in units of modules. Similarly to the case of the X-ray CT apparatus 100, the detector 1 is arranged in one detector module 11 as shown in FIG. The detector module 11 is arranged in an arc shape as shown in FIG. In X-ray CT apparatus 200, a case where deviation for each detector module 11 for N s slice collection mode has occurred.
  • the X-ray incidence rate for each detector module 11 is expressed by the X-ray incidence rate in the reference detector as shown in Expression (7), but in the second embodiment, detection is performed.
  • the X-ray incidence rate R for each instrument module 11 is represented by a focal position f. That is, the focal position measured by the focal position detector 13 and the focal position measuring device 14 becomes the reference signal.
  • the opening width of the collimator 3 is set to be fully open, and the intrinsic sensitivity of the detector 1 is collected without the subject 5 (formula (4)). Then, set the collimator 3 in the opening width of the N s slice collection mode, collected in the absence of the subject 5 while changing the focal position f (Equation (5)). At this time, the focal position f is simultaneously measured by the focal position detector 13 and the focal position measuring device 14. Thus, equation (6) is obtained from equations (4) and (5).
  • the X-ray incidence rate R in each detector module 11 is approximated by a polynomial as follows according to the focal position f.
  • the coefficient b n in the expression (10) is a coefficient indicating the relationship between the focal position f as a reference signal and the X-ray incidence rate R for each detector module 11. That is, if the coefficient b n is obtained in advance by the least square method or the like and stored in the storage device 8, the X-ray incidence rate of each detector module 11 from each focal position f even during imaging of the subject 5. R can be estimated from equation (10).
  • the coefficient b n is obtained for each detector module 11 in the end slice.
  • Sensitivity correction data corresponding to the focal position is created by multiplying the calculated X-ray incidence rate R by equation (4).
  • the collected data is reconstructed after various corrections such as sensitivity correction and CT value adjustment by sensitivity correction data corresponding to the focal position f in the image reconstruction processing device 9, and an image is displayed on the image display device 10.
  • the accuracy of the resulting sensitivity correction data X ′ air is also increased.
  • the polynomial in equation (10) is actually a second order approximation, and the number of coefficients b n that must be held in the storage device 8 can be reduced.
  • the coefficient b n may be obtained when the apparatus is installed.
  • sensitivity correction data for each view corresponding to the focal position is obtained.
  • the influence of the deviation of the irradiation area due to this control delay can be reduced by performing sensitivity correction using sensitivity correction data for each view after data collection is completed.
  • FIG. 9 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus 300 according to the third embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 300 includes a detector 1, an X-ray tube 2, a collimator 3, a data acquisition device 6, a preprocessing device 7, a storage device 8, an image reconstruction processing device 9, an image display device 10, a two-dimensional grid 15,
  • the configuration includes an X-ray intensity detector 16 and an X-ray intensity measurement device 17.
  • the detector 1, the X-ray tube 2, the collimator 3, the data collection device 6, the storage device 8, the image reconstruction processing device 9, and the image display device 10 have the same configuration and function as those of the X-ray CT apparatus 100 shown in FIG. Have
  • the two-dimensional grid 15 removes scattered rays in the x and z directions generated from the subject 5.
  • the X-ray intensity detector 16 detects the irradiated X-ray intensity, and the X-ray intensity measuring device 17 measures the X-ray intensity.
  • FIG. 10 is a diagram showing a detector module 11 including a detector and a two-dimensional grid. As shown in FIG. 10, one detector detector module 11 has N z detectors 1 arranged in the z direction and N x detectors 1 in the x direction. A two-dimensional grid 15 for removing scattered rays in the x and z directions generated from the subject 5 is mounted on the front surface of the detector 1. Further, the detector module 11 in the X-ray CT apparatus 300, as shown in FIG. 3, and shall be N m pieces arranged in a circular arc shape in the x-direction.
  • the X-ray CT apparatus 300 a case where deviation occurs in each detector module 11 in the imaging of the N s slice collection mode.
  • a method of obtaining will be described.
  • the aperture width of the collimator 3 is set to fully open, and the intrinsic sensitivity of the detector 1 is collected without the subject 5.
  • the output X air of the detector is a function depending on the focal position f as in the following equation.
  • f air is the focal position when the intrinsic sensitivity S of the detector is collected, and the X-ray incidence rate at that position is R (z, m, f air ). Then, set the collimator 3 in the opening width of the N s slice acquisition mode, when collected in the absence of the subject 5 while changing the focal position, the output X f of the detector 1 at the focal position f is as follows.
  • R (z, m, f) is the X-ray incidence rate at the focal position f.
  • R ′ is expressed as the following equation.
  • Coefficients c n in the formula (14) is a coefficient indicating the relationship between the X-ray incidence rate of X-ray incidence rate of the detector module 11 is a reference signal reference detector is present with each detector module 11. That is, if seeking the coefficients c n advance the least squares method or the like, even during imaging an object 5, the 'X-ray incidence rate of each detector module 11 from R' X-ray incidence rate R in the reference detector It can be estimated from equation (14). Coefficients c n are determined for each slice in each detector module 11, stored in the storage device 8. In other slice acquisition modes, the coefficient c n is obtained for each slice in each detector module 11.
  • the X-ray incidence rate R ′ in the reference detector is obtained by dividing the output value X of the detector by the intrinsic sensitivity S and the X-ray intensity I.
  • the X-ray intensity I is measured by the X-ray intensity detector 16 and the X-ray intensity measuring device 17.
  • Sensitivity correction data X ′ air for each focal position is obtained as follows.
  • the image reconstruction processing device 9 performs various corrections such as sensitivity correction and CT value adjustment using the sensitivity correction data X ′ air created by the preprocessing device 7 on the collected data detected by the detector 1 at each focal position. After that, the image is reconstructed, and the image display device 10 displays the image.
  • FIG. 11 is a diagram showing a detector module 11 composed of a two-dimensional grid from which the detector and a part of the grid are removed.
  • FIG. 12 is a schematic configuration diagram of an X-ray CT apparatus 400 according to the fourth embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 400 includes a detector 1, an X-ray tube 2, a collimator 3, a data acquisition device 6, a preprocessing device 7, a storage device 8, an image reconstruction processing device 9, an image display device 10, a two-dimensional grid 15,
  • the configuration includes an X-ray intensity / focus position detector 18 and an X-ray intensity / focus position measurement device 19.
  • the detector 1, the X-ray tube 2, the collimator 3, the data acquisition device 6, the image reconstruction processing device 9, and the image display device 10 have the same configuration and function as those of the X-ray CT apparatus 100 shown in FIG.
  • the two-dimensional grid 15 removes scattered rays in the x direction and the z direction that are generated when the subject 5 is irradiated with X-rays, and has a structure shown in FIG.
  • the X-ray intensity / focus position detector 18 detects the position (focus position) and X-ray intensity of the X-ray tube 2, and the X-ray intensity / focus position measurement device 19 detects the position (focus position) of the X-ray tube 2.
  • the X-ray intensity irradiated from the X-ray tube 2 is measured.
  • the detector 1 of the X-ray CT apparatus 400 is mounted in units of modules. Similarly to the detector module 11 shown in FIG. 10, one detector module 11 of the X-ray CT apparatus 400 is provided with N z detectors 1 in the z direction and N x detectors 1 in the x direction. A two-dimensional grid 15 for removing scattered rays in the x and z directions generated from the subject 5 is mounted on the front surface of the detector 1. Further, the detector module 11 in the X-ray CT apparatus 400, as shown in FIG. 3, and shall be N m pieces arranged in a circular arc shape in the x-direction.
  • the X-ray CT apparatus 400 similarly to the X-ray CT apparatus 300, since the shadow is caused by the two-dimensional grid 15 due to the focus movement, the X-ray incidence rate in all slices is obtained.
  • the X-ray CT apparatus 400 consider the case where deviation for N s slice collection mode for each detector module 11 has occurred, determining the X-ray incidence rate for each slice from the measured focal position in each of the detector modules 11 A method will be described.
  • the opening width of the collimator 3 is set to be fully open, and the intrinsic sensitivity of the detector 1 is collected without the subject 5 (formula (11)). Then, set the collimator 3 in the opening width of the N s slice collection mode, collected in the absence of the subject 5 while changing the focal position f (Equation (12)). At this time, the focal position f is simultaneously measured by the X-ray intensity / focus position detector 18 and the X-ray intensity / focus position measuring device 19. Thus, equation (13) is obtained from equations (11) and (12). Next, the X-ray incidence rate R ′ in each detector module 11 is approximated by a polynomial as follows according to the focal position f.
  • Coefficients d n in formula (16) is a coefficient indicating the relationship between the X-ray incidence rate R for each and a reference signal the focus position f detector module 11. That is, to previously obtain the coefficients d n advance the least squares method or the like, be stored in the storage device 8, even during imaging an object 5, X-ray incidence rate of each detector module 11 from each focus position f R ′ can be estimated from equation (16).
  • Coefficients d n is determined for each slice in each detector module 11, stored in the storage device 8. Also, in other slice acquisition modes, the coefficient d n is obtained for each slice in each detector module 11. By multiplying the value of the X-ray incidence rate R ′ obtained by the equation (16) by the equation (11), sensitivity correction data X ′ air for each focal position is obtained as follows.
  • the X-ray intensity I is measured by the X-ray intensity / focus position detector 18 and the X-ray intensity / focus position measuring device 19.
  • the collected data detected by the detector 1 at each focal position f is corrected as sensitivity correction data X ′ air by the preprocessing device 7 according to the above-described processing, and is output to the image reconstruction processing device 9.
  • the image reconstruction processing device 9 performs various corrections such as CT value adjustment on the sensitivity correction data X ′ air , then reconstructs the image, and the image display device 10 displays the image.
  • the X-ray incidence rate corresponding to the focal position is obtained by a continuous function such as Expression (16)
  • the accuracy of the sensitivity correction data X ′ air obtained as a result is obtained. Also gets higher.
  • the polynomial in Equation (16) is sufficient in practice, approximations about the secondary, only a number of coefficients d n must be held in the storage device 8 is also small. The coefficient d n is measured, such as during installation of the device may be put and stored.

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Abstract

　焦点の移動による入射Ｘ線量の変化を高精度かつ簡便に補正するＸ線CT装置を提供すること。　前処理装置（７）は、被写体（５）が無い状態において、Ｘ線管（２）の位置となる焦点位置を変え、焦点位置毎における各検出モジュールのＸ線入射率を取得し、その各検出モジュールのＸ線入射率を被写体（５）がない状態で求めたリファレンス検出器が存在するモジュールのＸ線入射率で近似し、近似多項式の係数を記憶装置（８）に記憶する。被写体（５）の撮像時において、リファレンス検出器が存在するモジュールのＸ線入射率と記憶した係数を用いて、各検出モジュールの被写体撮像時のＸ線入射率を算出し、算出された被写体撮像時のＸ線入射率を用いて、焦点位置毎の感度補正データを求める。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　本発明は、焦点移動により生じる感度変化を補正するＸ線ＣＴ装置に関する。
　Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）は、被写体の多方向のＸ線投影データからコンピュータによる再構成により断層面の各点のＸ線吸収係数を算出し、被写体の断層像を得る手法である。被写体に照射するＸ線には、電子線をターゲット金属に入射したときに発生する特性Ｘ線と連続Ｘ線が用いられる。このとき、電子線のエネルギ付与により機器（ターゲット金属など）は熱伸を生じ、Ｘ線の発生位置である焦点は体軸方向へ移動してしまう。焦点の移動に伴ってＸ線の照射範囲も移動してしまう。
　この焦点位置の移動に伴う問題として、焦点移動とは別に、検出器が体軸方向にずれを生じている場合に、端部スライスの画像において発生するアーチファクトが挙げられる。もしも焦点位置が固定であるならば、検出器位置ずれによるＸ線入射率の変化は感度補正データによって補正することが可能である。ここで、Ｘ線入射率とは、被写体が無い状態において、焦点から検出器を見込む領域に照射されるＸ線量に対する、実際に検出器に入射するＸ線量の割合である。例えば、焦点から検出器を見込む領域にコリメータが存在すれば、Ｘ線入射率は１００％よりも小さくなる。
　ここで、Ｘ線源には、通常、高電圧で加速された電子を陽極（ターゲット金属）に照射し、Ｘ線を発生させるＸ線管が用いられる。しかし、電子の加速に使われたエネルギに対してＸ線の発生効率は低く、ほとんどのエネルギは熱に変わるため、加熱された陽極（ターゲット金属）の熱膨張によりＸ線の発生位置（焦点位置）が変動する現象が生じるおそれがある。また、Ｘ線管は回動するガントリに備えられるため、ガントリが回動することによりＸ線管の位置がずれ、焦点位置が変化するおそれがある。そのため、感度補正データ収集時における焦点位置と患者（被検体、被写体）データ収集時における焦点位置が異なっていると、検出器のＸ線入射率が変化するため、感度補正は不完全となり画像にアーチファクトが生じる。コリメータの開口幅を広く設定することでアーチファクトを低減できるが、無効被ばくが生じる。
　この対策として、特許文献１或いは特許文献２に記載されるように、焦点移動範囲をいくつかに分割し、それぞれの小範囲毎に予めＸ線検出器感度補正データを収集、保管しておき、被検体のデータ収集時の焦点位置に対応するＸ線検出器感度補正データを用いて，Ｘ線検出器感度を補正する方法がある。
　焦点位置の移動に伴うもう一つの問題として、被写体の散乱線を除去する２次元グリッドを用いた場合に、画像の全てのスライスにおいて発生するアーチファクトが挙げられる。
　前記の問題の対策として、特許文献３に記載されるように、スライス方向の収集ピッチよりも小さい複数のＸ線検出器をグリッド間に配置し、不感領域を測定によって求めた焦点位置に対応して変化させる方法がある。
特開平６－２６９４４３号公報 特開平１０－２３４７２４号公報 特開２０００－９３４１８号公報
　しかしながら、特許文献１及び特許文献２に記載された方法では、Ｘ線源である焦点移動が連続的であるのに対して感度補正データは離散的であるため、補正の精度が低下してしまうという問題がある。
　また、焦点位置に対応した感度補正データが検出器毎に必要であり、Ｘ線ＣＴ装置が有する記憶装置内に記憶しなければならないデータ数は膨大となる。
　また、特許文献３に記載された方法では、実際の収集ピッチよりも小さい複数の検出器を用いる必要があり、それに付随して処理しなければならない信号の数は増大し、全体の装置構成が複雑となる。
　本発明は、以上の点に鑑みてなされたものであり、焦点位置が移動した状態における感度補正データを高い精度で且つ簡便な処理により推定するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
　前述した目的を達成するために本発明は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線の照射領域を制限するコリメータと、前記Ｘ線を検出する複数の検出器を有する１以上の検出モジュールと、前記検出器に設置され、前記Ｘ線が被写体に照射された場合に前記被写体からの散乱線を除去するグリッドと、記憶装置と、前記検出器の出力を元に感度補正データを作成する前処理装置と、前記感度補正データを用いて前記検出器の出力を補正して、前記補正した出力に基づき前記被写体の画像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置で再構成した画像を表示する画像表示装置と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記前処理装置は、前記被写体が無い状態において、前記Ｘ線管の位置となる焦点位置を変え、焦点位置毎における各検出モジュールのＸ線入射率を取得する手段と、前記被写体が無い状態において、参照信号と前記取得した各検出モジュールのＸ線入射率との関係を求める手段と、前記求めた関係を前記記憶装置に記憶する手段と、前記被写体の撮像時において、被写体撮像時の参照信号と前記記憶された関係を用いて、各検出モジュールの被写体撮像時のＸ線入射率を算出する手段と、前記算出された被写体撮像時のＸ線入射率を用いて、焦点位置毎の感度補正データを求める手段と、を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
　本発明によれば、焦点位置が移動した状態における感度補正データを高い精度で且つ簡便な処理により推定することが可能である。
本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。 第１の実施形態に係る検出器と１次元グリッドから構成されるモジュールを示す図である。 第１の実施形態に係るモジュールの円弧状配置の一例を示す図である。 第１の実施形態に係るＮｓスライス収集におけるＸ線照射範囲を示す図である。 第１の実施形態に係る照射範囲が移動することでＸ線入射率が変化することを説明するための図である。 第１の実施形態に係る２スライス収集における照射範囲を示す図である。 第１の実施形態に係る最大スライスモード収集における補正のためのモジュール配置を示す図である。 第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。 第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。 第３の実施形態に係る検出器と２次元グリッドから構成されるモジュールを示す図である。 第３の実施形態に係る一部の２次元グリッドを除去したモジュールを示す図である。 第４の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。
≪第１の実施形態≫
　以下に、添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。なお、以下の説明および添付図面において、略同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することとする。
　図１は、Ｘ線ＣＴ装置１００の概略構成図である。
　Ｘ線ＣＴ装置１００は、検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、１次元グリッド４、データ収集装置６、前処理装置７、記憶装置８、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０を含む構成である。
　Ｘ線管２はＸ線を照射する。Ｘ線管２は、高電圧で加速された電子を陽極（ターゲット金属）に照射することにより、Ｘ線を発生させる。以下の説明ではＸ線管２を焦点とも呼び、その位置を焦点位置とする。コリメータ３は、照射されたＸ線を所定の照射範囲（例えば、ビーム形状）に制限する。コリメータ３によって照射範囲を絞られたＸ線は、被射体５や寝台（図示せず）を透過する。
　１次元グリッド４は、被写体５から発生するｘ方向の散乱線を除去する。検出器１は、被写体５を透過したＸ線を検出する。データ収集装置６は、検出器１からの出力をアナログ信号からディジタル信号に変換する。前処理装置７は、焦点位置に対応した感度補正データを推定する。記憶装置８は、被写体５を通過しないＸ線を検出するリファレンス検出器におけるＸ線入射率と他の検出器におけるＸ線入射率との関係を記憶する。画像再構成処理装置９は、収集データに対して感度補正やＣＴ値調整などの様々な補正処理を実行後、画像再構成演算を実行する。画像表示装置１０は、再構成画像を表示する。
　Ｘ線ＣＴ装置１００では次のように被写体５の撮像が行われる。
　Ｘ線管２から発生するＸ線は被写体５を通過した後、検出器１によって検出される。このときの入射Ｘ線量と検出器１で検出されるＸ線量から、Ｘ線の被写体５による減衰率Ｄを求める。被写体５を通過するＸ線の減衰率Ｄは指数関数により以下のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ここで、μは被写体５の減弱係数であり、指数関数の線積分はＸ線管２の位置（Ｘ線の発生位置）と検出器１を結ぶ直線上で行われる。したがって、この減衰率Ｄの対数をとることによって、ある方向における減弱係数μの積分値のプロファイルを求めることができる。さらに、Ｘ線管２と検出器１を被写体５の周りを回転させながらＸ線を測定することで、全方向における減弱係数μの積分値のプロファイルを求める。これらのプロファイルから画像再構成することによって、被写体５内の減弱係数μの分布を画像として取得することができる。
　次に、前処理装置７で実行する、焦点位置に対応した感度補正データの推定方法について説明する。
　本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１００の検出器１は、モジュール単位で実装される。図２は、検出器１と１次元グリッド４から構成されるモジュールを示す図である。図２に示すように、1つの検出器モジュール１１にはｚ方向にＮｚ個、ｘ方向にＮｘ個の検出器１が配置されている。
　図３は、Ｘ線ＣＴ装置１００におけるモジュールの配置の一例を示す図である。図３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１００の検出器モジュール１１は、ｘ方向に円弧状にＮｍ個並んでいるものとする。
　ここで、被写体５が無い状態においてＸ線を照射した場合、検出器１で測定されるＸ線量は次式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　この式（２）で、Ｉは照射するＸ線の強度、Ｓは検出器１の固有感度、ＲはＸ線入射率である。ｍは検出器モジュール１１のモジュール番号（１≦ｍ≦Ｎｍ）、ｚはモジュール番号がｍである検出器モジュール１１の内のｚ方向の検出器１の検出器番号（１≦ｚ≦Ｎｚ）、ｘはモジュール番号がｍである検出器モジュール１１の内のｘ方向の検出器１の検出器番号（１≦ｘ≦Ｎｘ）である。また、ｆはｚ方向の焦点位置を表す。
　ここで、Ｘ線ＣＴ装置１００による撮像をｘ方向に並んだ検出器１をＮｓ列用いて画像を収集するＮｓスライス収集モードで撮像するとする。図４は、Ｎｓスライス収集におけるＸ線照射範囲を示す図である。図４における焦点１２は図１におけるＸ線管２である。Ｎsスライス収集モードでは、ｚ方向の検出器番号が（Ｎz/２－Ｎs/２＋１）～（Ｎz/２＋Ｎs/２）における検出器１での出力を用いて画像再構成を行う。
　焦点１２の位置がｚ方向に移動してしまうと、コリメータ３が照射領域を覆ってしまうため、端部スライスとなるｚ方向の検出器番号（Ｎz/２＋Ｎs/２）の検出器１におけるＸ線入射率Ｒは１００％よりも小さくなってしまう。
　さらに、検出器１がｚ方向に互いに位置ずれを生じている場合、感度補正データ収集時の焦点位置と被写体５の撮像時の焦点位置とが異なると、画像にアーチファクトが生じてしまう。
　図５は、照射範囲が移動することでＸ線入射率が変化することを説明するための図である。例えば、図５（ａ）に示すモジュール番号（ｍ＋１）の検出器モジュール１１では、端部スライスにおける検出器１のｚ方向のずれは生じていないが、モジュール番号ｍの検出器モジュール１１では、端部スライスにおける検出器１のｚ方向のずれが生じるため、モジュール番号ｍの検出器モジュール１１ではＸ線入射率が変わってしまい、結果、再構成画像にアーチファクトが生ずることになる。また、図５（ｂ）に示すように、焦点１２の位置がｚ方向に移動し（図４参照）、かつ、モジュール番号ｍの検出器モジュール１１がｚ方向に位置ずれを生じている場合にもＸ線入射率が変わってしまい、再構成画像にアーチファクトが生ずることになる。
　このように、実際の検出器１のずれはモジュール単位で起こることが多いため、本実施形態においても検出器モジュール１１毎にずれが発生している場合を考える。
　従ってＸ線入射率Ｒは検出器モジュール１１内のｘ方向の位置に依存しない関数となり、式（３）は次式のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　即ち、端部スライスにおけるＸ線入射率Ｒが検出器モジュール１１毎に求まれば、アーチファクトを生じないデータを取得することができる。
　次に、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒから他の検出器モジュール１１におけるＸ線入射率Ｒを求める方法について説明する。リファレンス検出器は、照射されたＸ線を直接検出するための検出器である。そのため、被写体５に覆われる可能性が少ないｘ方向の端部の検出器１がリファレンス検出器として用いられる。
　本実施例では、モジュール番号ｍ＝１における検出器モジュール１１のｘ方向の検出器番号１～４の検出器をリファレンス検出器に設定する。例えば、Ｎｓスライス収集モードにおける端部スライス（ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２）におけるリファレンス検出器の出力として、ｍ＝１、ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２、ｘ＝１～４の４つの検出器１（図２に示す検出器モジュール１１がモジュール番号ｍ＝１であるとすると、８スライス（Ｎz＝８）の場合、枠Ａ内の検出器）の平均値を用いる。
　はじめに、コリメータ３の開口幅を全開に設定し、被写体５の無い状態で検出器１の固有感度補正データＸairを収集する。このとき、Ｘ線照射率Ｒは１００％となるため、固有感度補正データＸairは次式のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　ただし、検出器１の出力は焦点位置に依存しないとして、出力値Ｘの焦点位置ｆを省略した。
　次に、コリメータ３をＮsスライス収集モードにおける開口幅に設定し、焦点位置を変えながら被写体５の無い状態で収集すると、検出器１の出力値Ｘｆは次式のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　出力値Ｘｆの収集において、Ｘ線管２の位置である焦点１２そのものを移動させながら収集させてもよいが、コリメータ３をｚ方向に移動させて照射領域を変えることで、焦点１２を移動させた場合と同じ収集データを取得することができる。
　Ｘ線入射率Ｒは式（４）と式（５）とから次式のように求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、統計精度を向上させるために、検出器モジュール１１内のｘ方向における平均によりＸ線入射率Ｒを求めてもよい。
　次に、検出器モジュール１１毎のＸ線入射率Ｒ（ｚ，ｍ，ｆ）をリファレンス検出器が存在する検出器モジュール１１（モジュール番号ｍ＝１）のＸ線入射率Ｒ（ｚ，１，ｆ）によって以下のように多項式で近似する。なお、ｆはｚ方向の焦点位置を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　式（７）における係数ａｎは、参照信号であるリファレンス検出器が存在する検出器モジュール１１のＸ線入射率と検出器モジュール１１毎のＸ線入射率との関係を示す係数である。即ち、この係数ａｎを予め最小自乗法等で求めておけば、被写体５を撮像中においても、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒから各検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒを式（７）より推定することが可能である。係数ａｎは、端部スライス（ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２）において検出器モジュール１１毎に求め、記憶装置８に記憶される。また、他のスライス収集モードにおいても、係数ａnは、端部スライスにおいて検出器モジュール１１毎に求める。
　被写体５を撮像している場合、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒは、検出器１の出力値Ｘを固有感度ＳおよびＸ線強度Ｉで除することで求められる。図４に示すようにＮｓスライス収集モードであれば、Ｘ線強度Ｉは端部スライス｛（ｚ＝Ｎz/２－Ｎs/２＋１），（ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２）｝の内側のスライス｛（ｚ＝Ｎz/２－Ｎs/２＋２）から（ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２－１）｝では焦点１２の位置ずれや検出器モジュール１１の位置ずれの影響を受けない。このため、被写体５を撮像している場合のリファレンス検出器におけるＸ線強度Ｉは内側のスライス｛（ｚ＝Ｎz/２－Ｎs/２＋２）から（ｚ＝Ｎz/２＋Ｎs/２－１）｝の検出器１の出力から求められる。
　ただし、２スライス収集モード（Ｎｓ＝２）の場合は、２つのスライス｛（ｚ＝Ｎz/２），（ｚ＝Ｎz/２＋１）｝が端部スライスとなり、内側のスライスが存在せず内側のスライスの検出器出力が得られないことから、次のようにＸ線強度Ｉを求める。
　図６は、２スライス収集モードにおける照射範囲を示す図である。
　はじめに、コリメータ３の開口幅を２スライス収集モードに設定し、ある焦点位置ｆにおけるリファレンス検出器のＸ線入射率Ｒを式（６）により求め、それらのｚ方向への積分値Ｒsumを求める。この値Ｒsumは、焦点位置ｆによらない定数であり、記憶装置８に記憶される。被写体５の撮像時のＸ線強度をＩpatientとすると、このときのリファレンス検出器の出力を固有感度補正した後、ｚ方向へ積分した値Ｉsumは(Ｉpatient/Ｉ)×Ｒsumとなる。ここで、Ｉは固有感度補正データ収集時のＸ線の強度である。したがって、ＩsumをＲsumで割った値（Ｉpatient/Ｉ）で、固有感度補正後のリファレンス検出器の出力を除することで、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒを求める。
　以上のようにして、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒを求めれば、各検出器モジュール１１におけるＸ線入射率も求めることが可能であり、その値を式（４）に乗じることで焦点位置毎の感度補正データＸ'airが次式のように得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　画像再構成処理装置９は、各焦点位置において検出器１によって検出された収集データを、前処理装置７によって作成された感度補正データＸ'airによる感度補正やＣＴ値調整などの各種補正を行った後に画像を再構成し、画像表示装置１０はその画像を表示する。
　本発明は、焦点位置に対応したＸ線入射率を式（７）のような連続的な関数によって求めているため、結果として得られる式（８）の感度補正データＸ'airの精度も高くなる。
　また、式（７）における多項式は実際には２次程度の近似で十分であり、記憶装置８に保持しなければならない係数ａｎの数も少なくてすむ。特許文献１及び特許文献２に記載されている方法では、焦点位置毎に各検出器の補正データを記憶する必要があるが、本発明では係数ａｎを記憶装置８に保持しておけばよい。
　また、前記のリファレンス検出器を参照信号とする方法では、コリメータ３の位置ずれや回転による歪みの効果もＸ線入射率の変化に含まれるため、焦点移動だけでなくこれらの効果も補正できる感度補正データの推定が可能である。
　また、式（６）のＸ線入射率の測定、即ち、係数ａｎの算出は装置の据付時に行えばよく、スキャン速度とチルト角度のパラメータ毎に測定する。また、検出器モジュール１１やＸ線管２の交換を行った場合にも式（６）のＸ線入射率の測定を行う。
　従来の感度補正データはスライス収集モード毎に開口幅を変えて測定する必要があったが、本発明ではコリメータ開口幅を全開に設定して１度だけ測定すればよく、日々の感度補正データ収集の頻度を大幅に低減できる。
　本発明は、特開平４－２２７２３８号公報に示すような焦点位置に対応してコリメータ
３を移動させる方法と組み合わせることも可能である。
　次に、本実施の形態に関する変形例について説明する。
　前記の実施形態では、検出器モジュール１１毎のＸ線入射率の値は、式（７）に示すように、同一スライスにおけるリファレンス検出器の値により近似したが、以下のように近似してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　式（９）に示すように、ｚ方向における複数のリファレンス検出器についての和で近似することも可能である。このとき、被写体５の撮像時におけるリファレンス検出器のＸ線入射率も、複数の検出器の和で求める。ｚ方向に加算したＸ線入射率を用いることで、統計精度を向上することができる。
　また、別の変形例として、被写体５の撮像時におけるリファレンス検出器のＸ線入射率をビュー方向、即ち、検出器１の回転方向への加算平均によって求める方法がある。焦点の移動が無視できる範囲のビュー数においてＸ線入射率の平均を求めることで、統計精度を向上することができる。
　また、前記の実施形態では、リファレンス検出器が存在する検出器モジュール１１のモジュール番号はｍ＝１としてきたが、ｍ＝Ｎｍにおける検出器モジュール１１の検出器１をリファレンス検出器に用いてもよい。どちらの検出器モジュール１１におけるリファレンス検出器を用いるかについては、検出器１の出力値により判断する。つまり、リファレンス検出器に入射したＸ線が被写体を通過したかを判断するために閾値を設定し、この閾値よりも出力が高い（減衰が小さい）場合のリファレンス検出器の出力を用いる。
　モジュール番号ｍ＝１、ｍ＝Ｎｍの両方の検出器モジュール１１におけるリファレンス検出器が有効であるならば、それぞれのリファレンス検出器におけるＸ線入射率から、他の検出器モジュール１１のＸ線入射率を求め、それらの加算平均を用いて感度補正データを計算してもよい。
　また、前記の実施形態を利用して最大スライス収集モードにおける補正処理を行うことも可能である。
　図７は、検出器モジュール１１を装置に実装する際に、モジュール番号ｍ＝１とｍ＝Ｎｍの検出器モジュール１１をスライス中心軸よりも意図的にずらして配置したモジュール配列を示す図である。図７に示すように配置することで、最大スライス収集モードにおいても前記実施形態は適用可能となり、検出器モジュール１１をずらすことにより、リファレンス検出器に対してコリメータ３の影を作ることができるため、リファレンス検出器のＸ線入射率と他の検出器モジュール１１のＸ線入射率を関係付けることができる。図７に示す例では、ｚ方向の検出器番号ｚ＝１、ｚ＝ＮｚにおけるＸ線入射率は、それぞれモジュール番号ｍ＝Ｎｍ、ｍ＝１におけるリファレンス検出器の出力を用いる。
≪第２の実施形態≫
　次に、第２の実施形態について説明する。
　図８は、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置２００の概略構成図である。
　Ｘ線ＣＴ装置２００は、検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、１次元グリッド４、データ収集装置６、前処理装置７、記憶装置８、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０、焦点位置検出器１３、焦点位置計測装置１４を含む構成である。
　検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、１次元グリッド４、データ収集装置６、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１００のそれと同様の構成、機能を有する。
　焦点位置検出器１３は、Ｘ線管２（焦点１２）の位置を検知し、焦点位置測定装置１４は焦点の位置座標を求める。
　記憶装置８は、焦点位置測定装置１４によって測定された焦点位置と検出器１におけるＸ線入射率との関係を記憶する。
　次に、前処理装置７で実行する、焦点位置に対応した感度補正データの推定方法について説明する。
　Ｘ線ＣＴ装置２００の検出器１はモジュール単位で実装されており、Ｘ線ＣＴ装置１００の場合と同様に、１つの検出器モジュール１１には図２に示すように検出器１が配置され、検出器モジュール１１は図３に示すように円弧状に配置される。
　Ｘ線ＣＴ装置２００において、Ｎｓスライス収集モードについて検出器モジュール１１毎にずれが発生した場合を考える。
　Ｘ線ＣＴ装置１００の場合では、式（７）に示すように、検出器モジュール１１毎のＸ線入射率をリファレンス検出器におけるＸ線入射率で表したが、第２の実施形態では、検出器モジュール１１毎のＸ線入射率Ｒを焦点位置ｆによって表す。即ち、焦点位置検出器１３、焦点位置測定装置１４によって測定された焦点位置が参照信号となる。
　まず、コリメータ３の開口幅を全開に設定し、被写体５の無い状態で検出器１の固有感度を収集する（式（４））。次に、コリメータ３をＮｓスライス収集モードにおける開口幅に設定し、焦点位置ｆを変えながら被写体５の無い状態で収集する（式（５））。このとき、焦点位置ｆを焦点位置検出器１３及び焦点位置測定装置１４によって同時に測定する。こうして式（４）と式（５）から、式（６）が得られる。
　次に、各検出器モジュール１１におけるＸ線入射率Ｒを焦点位置ｆによって以下のように多項式で近似する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　式（１０）における係数ｂｎは、参照信号である焦点位置ｆと検出器モジュール１１毎のＸ線入射率Ｒとの関係を示す係数である。即ち、この係数ｂｎを予め最小自乗法等で求めておき、記憶装置８に記憶しておけば、被写体５を撮像中においても、各焦点位置ｆから各検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒを式（１０）より推定することが可能である。
　他のスライス収集モードにおいても、係数ｂｎは、端部スライスにおいて検出器モジュール１１毎に求める。
　求めたＸ線入射率Ｒを式（４）に乗じることで、焦点位置に対応した感度補正データを作成する。収集データは、画像再構成処理装置９において、焦点位置ｆに対応した感度補正データによる感度補正やＣＴ値調整などの各種補正後に画像再構成され、画像表示装置１０によって画像が表示される。
　第２の実施形態では、焦点位置に対応したＸ線入射率を式（１０）のような連続的な関数によって求めているため、結果として得られる感度補正データＸ'airの精度も高くなる。
　また、式（１０）における多項式は実際には２次程度の近似で十分であり、記憶装置８に保持しなければならない係数ｂｎの数も少なくてすむ。
　また、係数ｂｎは装置の据付時などに求めればよい。
　本第２の実施形態を、特開平４－２２７２３８号公報に記載されたような焦点位置に対応してコリメータ３を移動させる方法と組み合わせることも可能である。
　式（１０）に示す各検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒを収集する際、コリメータ３の開口の中心は、スライス中心軸上に位置する。そのため、焦点移動に対応してコリメータ３を移動した場合には、測定した焦点位置ｆとコリメータ開口の中心位置から、コリメータ開口の中心がスライス中心軸上に存在したときに相当する焦点位置ｆ’を算出し、ｆ’を式（１０）に代入して各検出器モジュール１１におけるＸ線入射率Ｒを計算する。このＸ線入射率Ｒから、焦点位置に対応したビュー毎の感度補正データが求まる。
　コリメータ３を移動させる方法では、焦点の移動を検出してからコリメータ３の移動の命令を発行し、移動が完了するまで遅延が生じる場合がある。この制御の遅延に起因した照射領域のずれの影響は、データ収集終了後、ビュー毎の感度補正データを用いて感度補正することで低減することができる。
≪第３の実施形態≫
　次に、第３の実施形態について説明する。
　図９は、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置３００の概略構成図である。
　Ｘ線ＣＴ装置３００は、検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、データ収集装置６、前処理装置７、記憶装置８、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０、２次元グリッド１５、Ｘ線強度検出器１６、Ｘ線強度測定装置１７を含む構成である。
　検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、データ収集装置６、記憶装置８、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１００のそれと同様の構成、機能を有する。
　２次元グリッド１５は、被写体５から発生するｘ方向とｚ方向の散乱線を除去する。
　Ｘ線強度検出器１６は照射されるＸ線強度を検出し、Ｘ線強度測定装置１７は、Ｘ線強度を測定する。
　次に、前処理装置７で実行する、焦点位置に対応した感度補正データの推定方法について説明する。
　Ｘ線ＣＴ装置３００の検出器１は、モジュール単位で実装される。図１０は、検出器と２次元グリッドから構成される検出器モジュール１１を示す図である。図１０に示すように、1つの検出器検出器モジュール１１にはｚ方向にＮｚ個、ｘ方向にＮｘ個の検出器１が配置される。また、被写体５から発生するｘ方向とｚ方向の散乱線を除去するための２次元グリッド１５が検出器１の前面に装着される。
　また、Ｘ線ＣＴ装置３００における検出器モジュール１１は、図３に示すように、ｘ方向に円弧状にＮｍ個配置されるものとする。
　前記の第１の実施形態及び第２の実施形態では、コリメータ３の影が生じる端部スライスにおけるＸ線入射率のみを考慮していたが、第３の実施形態では、焦点移動によって２次元グリッド１５による影も生じるため、全てのスライスにおけるＸ線入射率を求める。
　以下、Ｘ線ＣＴ装置３００において、Ｎｓスライス収集モードの撮像において検出器モジュール１１毎にずれが発生した場合を考える。
　第１の実施形態と同様に、モジュール番号ｍ＝１の検出器モジュール１１にリファレンス検出器を設け、リファレンス検出器におけるＸ線入射率から他の検出器モジュール１１におけるスライス毎のＸ線入射率を求める方法について説明する。
　はじめに、コリメータ３の開口幅を全開に設定し、被写体５の無い状態で検出器１の固有感度を収集する。このとき、焦点位置が必ずしもスライス中心軸上にあるとは限らないため、検出器の出力Ｘairは次式のように焦点位置ｆに依存した関数となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ここで、ｆairは検出器の固有感度Ｓを収集したときの焦点位置であり、その位置での
Ｘ線入射率をＲ（ｚ，ｍ，ｆair）とする。
　次に、コリメータ３をＮｓスライス収集モードにおける開口幅に設定し、焦点位置を変えながら被写体５の無い状態で収集すると、焦点位置ｆにおける検出器１の出力Ｘｆは以下のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　ここで、Ｒ（ｚ，ｍ，ｆ）は焦点位置ｆにおけるＸ線入射率である。
　式（１１）と式（１２）より、Ｘ線入射率Ｒ’は次式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　次に、検出器モジュール１１毎のＸ線入射率Ｒ'（ｚ，ｍ，ｆ）をリファレンス検出器が存在するモジュール番号ｍ＝１の検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒ'（ｚ，１，ｆ）によって以下の多項式で近似する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　式（１４）における係数ｃｎは、参照信号であるリファレンス検出器が存在する検出器モジュール１１のＸ線入射率と検出器モジュール１１毎のＸ線入射率との関係を示す係数である。即ち、この係数ｃｎを予め最小自乗法等で求めておけば、被写体５を撮像中においても、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒ’から各検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒ’を式（１４）より推定することが可能である。係数ｃｎは、それぞれの検出器モジュール１１においてスライス毎に求め、記憶装置８に記憶される。また、他のスライス収集モードにおいても、係数ｃnは、それぞれの検出器モジュール１１においてスライス毎に求められる。
　被写体５を撮像している場合、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒ’は、検出器の出力値Ｘを固有感度ＳおよびＸ線強度Ｉで除することで求める。Ｘ線強度Ｉは、Ｘ線強度検出器１６、Ｘ線強度測定装置１７で測定される。
　このように、リファレンス検出器におけるＸ線入射率Ｒ’が求まれば、各検出器モジュール１１におけるＸ線入射率Ｒ’も求めることが可能であり、その値を式（１１）に乗じることで焦点位置毎の感度補正データＸ'airが以下のように得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　画像再構成処理装置９は、各焦点位置において検出器１によって検出された収集データを、前処理装置７によって作成された感度補正データＸ'airによる感度補正やＣＴ値調整などの各種補正を行った後に画像を再構成し、画像表示装置１０はその画像を表示する。
　このように、第３の実施形態では、焦点位置に対応したＸ線入射率を式（１４）のような連続的な関数によって求めているため、結果として得られる感度補正データＸ'airの精度も高くなる。
　また、式（１４）における多項式は実際には２次程度の近似で十分であり、記憶装置８に保持しなければならない係数ｃｎの数も少なくてすむ。
　前記の方法では、被写体５を撮像している場合のＸ線強度ＩをＸ線強度検出器１６とＸ線強度測定装置１７によって求めたが、Ｘ線強度を他の方法で求めることも可能である。
　図１１は、検出器と一部のグリッドを取り除いた２次元グリッドから構成される検出器モジュール１１を示す図である。
　図１１に示すように、モジュール番号ｍ＝１の検出器モジュール１１におけるリファレンス検出器に対する散乱線除去用のグリッドを取り除くことで、Ｘ線強度Ｉをリファレンス検出器により測定することができる。この場合、図１１に示すグリッドを一部取り除いたモジュール番号ｍ＝１のリファレンス検出器はＸ線強度Ｉを測定するために利用し、式（１３）に示すＸ線入射率Ｒ’は、モジュール番号ｍ＝Ｎｍにおけるリファレンス検出器から求めればよい。
≪第４の実施形態≫
　次に、第４の実施形態について説明する。
　図１２は、第４の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置４００の概略構成図である。
　Ｘ線ＣＴ装置４００は、検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、データ収集装置６、前処理装置７、記憶装置８、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０、２次元グリッド１５、Ｘ線強度／焦点位置検出器１８、Ｘ線強度／焦点位置測定装置１９を含む構成である。
　検出器１、Ｘ線管２、コリメータ３、データ収集装置６、画像再構成処理装置９、画像表示装置１０は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１００のそれと同様の構成、機能を有する。
　２次元グリッド１５は、Ｘ線が被写体５に照射される際に発生するｘ方向とｚ方向の散乱線を除去するものであり、図１０に示す構造を有する。
　Ｘ線強度／焦点位置検出器１８は、Ｘ線管２の位置（焦点位置）とＸ線強度を検出し、Ｘ線強度／焦点位置測定装置１９は、Ｘ線管２の位置（焦点位置）とＸ線管２から照射されるＸ線強度を測定する。
　次に、前処理装置７で実行する、焦点位置に対応した感度補正データの推定方法について説明する。
　Ｘ線ＣＴ装置４００の検出器１はモジュール単位で実装される。図１０に示す検出器モジュール１１と同様、Ｘ線ＣＴ装置４００の１つの検出器モジュール１１にはｚ方向にＮｚ個、ｘ方向にＮｘ個の検出器１が配置される。また、被写体５から発生するｘ方向とｚ方向の散乱線を除去するための２次元グリッド１５が検出器１の前面に装着される。
　また、Ｘ線ＣＴ装置４００における検出器モジュール１１は、図３に示すように、ｘ方向に円弧状にＮｍ個配置されるものとする。
　Ｘ線ＣＴ装置４００では、Ｘ線ＣＴ装置３００と同様に、焦点移動によって２次元グリッド１５による影を生じるため、全てのスライスにおけるＸ線入射率を求める。
　以下、Ｘ線ＣＴ装置４００において、Ｎｓスライス収集モードについて検出器モジュール１１毎にずれが発生した場合を考え、測定した焦点位置からそれぞれの検出器モジュール１１におけるスライス毎のＸ線入射率を求める方法について説明する。
　まず、コリメータ３の開口幅を全開に設定し、被写体５の無い状態で検出器１の固有感度を収集する（式（１１））。次に、コリメータ３をＮｓスライス収集モードにおける開口幅に設定し、焦点位置ｆを変えながら被写体５の無い状態で収集する（式（１２））。このとき、焦点位置ｆをＸ線強度／焦点位置検出器１８、Ｘ線強度／焦点位置測定装置１９によって同時に測定する。こうして式（１１）と式（１２）から、式（１３）が得られる。
次に、各検出器モジュール１１におけるＸ線入射率Ｒ’を焦点位置ｆによって以下のように多項式で近似する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　式（１６）における係数ｄｎは、参照信号である焦点位置ｆと検出器モジュール１１毎のＸ線入射率Ｒとの関係を示す係数である。即ち、この係数ｄｎを予め最小自乗法等で求めておき、記憶装置８に記憶しておけば、被写体５を撮像中においても、各焦点位置ｆから各検出器モジュール１１のＸ線入射率Ｒ’を式（１６）より推定することが可能である。
　係数ｄｎは、それぞれの検出器モジュール１１においてスライス毎に求め、記憶装置８に記憶される。また、他のスライス収集モードにおいても、係数ｄnは、それぞれの検出器モジュール１１においてスライス毎に求められる。
　式（１６）により求めたＸ線入射率Ｒ’の値を式（１１）に乗じることで焦点位置毎の感度補正データＸ'airが以下のように得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　ここで、Ｘ線強度Ｉは、Ｘ線強度／焦点位置検出器１８、Ｘ線強度／焦点位置測定装置１９で測定される。
　このように、各焦点位置ｆにおいて検出器１によって検出された収集データは、前処理装置７によって前記の処理に従って感度補正データＸ'airとして補正され、画像再構成処理装置９に出力される。画像再構成処理装置９は、感度補正データＸ'airに対してＣＴ値調整などの各種補正を行った後、画像を再構成し、画像表示装置１０は画像を表示する。
　このように、第４の実施形態では、焦点位置に対応したＸ線入射率を式（１６）のような連続的な関数によって求めているため、結果として得られる感度補正データＸ'airの精度も高くなる。
　また、式（１６）における多項式は実際には２次程度の近似で十分であり、記憶装置８に保持しなければならない係数ｄｎの数も少なくてすむ。
　また、係数ｄｎは装置の据付時などに測定し、記憶して置けばよい。
１…検出器
２…Ｘ線管
３…コリメータ
４…１次元グリッド
５…被写体
６…データ収集装置
７…前処理装置
８…記憶装置
９…画像再構成処理装置
１０…画像表示装置
１１…検出器モジュール（検出モジュール）
１２…焦点
１３…焦点位置検出器
１４…焦点位置測定装置
１５…２次元グリッド
１６…Ｘ線強度検出器
１７…Ｘ線強度測定装置
１８…Ｘ線強度／焦点位置検出器
１９…Ｘ線強度／焦点位置測定装置

Claims (6)

  1. 　Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線の照射領域を制限するコリメータと、前記Ｘ線を検出する複数の検出器を有する１以上の検出モジュールと、前記検出器に設置され、前記Ｘ線が被写体に照射された場合に前記被写体からの散乱線を除去するグリッドと、記憶装置と、前記検出器の出力を元に感度補正データを作成する前処理装置と、前記感度補正データを用いて前記検出器の出力を補正して、前記補正した出力に基づき前記被写体の画像を再構成する画像再構成処理装置と、前記画像再構成処理装置で再構成した画像を表示する画像表示装置と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記前処理装置は、
    　前記被写体が無い状態において、前記Ｘ線管の位置となる焦点位置を変え、焦点位置毎における各検出モジュールのＸ線入射率を取得する手段と、
    　前記被写体が無い状態において、参照信号と前記取得した各検出モジュールのＸ線入射率との関係を求める手段と、
    　前記求めた関係を前記記憶装置に記憶する手段と、
    　前記被写体の撮像時において、被写体撮像時の参照信号と前記記憶された関係を用いて、各検出モジュールの被写体撮像時のＸ線入射率を算出する手段と、
    　前記算出された被写体撮像時のＸ線入射率を用いて、焦点位置毎の感度補正データを求める手段と、
    　を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 　前記取得された焦点位置毎の各検出モジュールにおけるＸ線入射率は、前記参照信号の多項式で近似され、
    　前記関係は、前記多項式の係数である
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  3. 　前記参照信号は、前記被写体を通過しないＸ線を検出する検出器の出力を用いる
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 　前記参照信号は、前記焦点位置を表す値を用いる
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 　前記グリッドとして、スライス方向に対して垂直な方向の散乱線を除去する１次元グリッドを用い、
    　前記被写体の複数スライス収集モードの撮像を行う場合、前記焦点位置毎の感度補正データは端部スライスにおいて求める
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 　前記グリッドとして、スライス方向及びスライス方向に対して垂直な方向の散乱線を除去する２次元グリッドを用い、
    　前記被写体の複数スライス収集モードの撮像を行う場合、前記焦点位置毎の感度補正データは全てのスライスにおいて求める
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
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