JP2006500145A - Ｃｔにおける焦点外放射線補正 - Google Patents

Abstract

第３世代のＣＴスキャナは、回転するＸ線源及び検出器アレイを含む。検出器アレイをサンプリングするたびに、データ値の源ファンデータラインが生成され、これらは対数領域内の減衰値へ変換され、予備補正を受ける。複数の隣接した源ファンからの減衰値は、強度値として非対数領域へ戻るよう変換される。その強度値が補正されている検出器に対応するデコンボリューション関数ルックアップテーブルからの対応するデコンボリューション関数は、焦点外放射線に寄与する強度を除去するよう、複数の隣接する源ファンデータラインに亘る強度値のラインとデコンボリューションされる。強度データは、対数領域内の減衰値へ戻って変換され、モニタ上への表示のために画像表現へ再構成される。

Description

本発明は、画像診断技術に関連する。本発明は特に、第３世代のＣＴスキャナに関連する用途があり、以下、特にこれについて説明する。

第３の世代のＣＴスキャナは、患者受容ボアの中心軸周りに回転する回転ガントリを含む。回転ガントリは、一方の側にＸ線検出器の円弧を担持し、Ｘ線検出器の円弧から患者受容ボアの直径方向に反対側にＸ線管を担持する。Ｘ線管は、Ｘ線ビームを検出器の円弧に亘って広がる扇形の区画へ制限する、真空の外囲器の外側に配置されたコリメータを含む。一般的には、コリメータの間隔は円周方向に約４乃至５ｃｍであり、半径方向のスライス厚は約１乃至１０ｍｍである。

ガントリが回転するにつれて、検出器は繰り返しサンプリングされ、一般的には一回転当たり１０００乃至２０００回サンプリングされる。各検出器によって受け取られる放射線の強度は、Ｘ線管の焦点から検出器への直線経路を横切った放射線の強度であると想定される。放射線の大部分は、焦点から発せられ、この線に略沿うが、焦点外（off-focal）放射線として知られるかなりの量の放射線がＸ線管内の他の点から発せられる。

回転陽極Ｘ線管では、直径約１５乃至２０センチメートルである陽極が高速で回転される。電子ビームは、回転陽極上で直径数ミリメートルの大きさの焦点を形成するよう集束される。電子の大部分は焦点において陽極に当たるが、かなりの数の電子が散乱し、回転陽極の他の部分に当たる。これは、焦点において明るい中心点とその周りの焦点外放射線の曇り部分を有するＸ線源を作る。この焦点外放射線は、撮像される被検体のエッジにボケを生じさせる傾向があり、骨と軟組織の間の境界で特に顕著である。このボケ効果は、しばしば再構成された画像中のハローアーチファクトとして現れる。

従来は、エッジアーチファクトは、エッジ強調フィルタを用いて減少されていた。エッジ強調フィルタは、たしかにエッジを鮮鋭化するのに役立つが、焦点外放射線についての実際の補正はしない。

本発明は、新規且つ改善された焦点外放射線補正を提供する。

本発明の１つの面によれば、診断画像を生成する方法が提供される。Ｘ線源及び検出器アレイは検査領域内で被検体の周りで同時に回転する。被写体を横切るＸ線の強度を放射線検出器のアレイで測定する。各検出器は焦点上放射線成分及び焦点外放射線成分を含む電子データ値を生成する。検出器のアレイは、Ｘ線源及び検出器のアレイが一連の源ファンデータラインを生成するよう回転されるのと同時にサンプリングされる。源ファンデータラインは焦点外放射線について補正される。焦点外放射線について補正されたデータラインは画像表現へと再構成される。

本発明の他の面によれば、診断画像を生成する装置が提供される。回転ガントリは被検体受容ボア回りの回転用に取り付けられる。Ｘ線源は回転ガントリに取り付けられる。Ｘ線検出器のアレイは、Ｘ線源から被検体受容ボアを横切って回転ガントリに取り付けられる。検出器は被検体を横切ったＸ線の強度を測定する。各検出器は、焦点上放射線成分及び焦点外放射線成分を含む電子データ値を生成する。サンプリングする手段は、一連の源ファンデータラインを生成するよう、Ｘ線源及び検出器アレイが回転するのと同時に検出器のアレイをサンプリングする。補正する手段は、源ファンデータラインを焦点外放射線について補正する。再構成する手段は、焦点外放射線について補正されたデータラインを画像表現へ再構成する。

本発明の１つの利点は、より高い画質にある。本発明の他の利点は、焦点外放射線アーチファクトの減少にある。本発明の更なる利点は、望ましい実施例の以下の詳細な説明を読み、理解することにより、当業者により明らかとなろう。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置の形をとり、また、様々な段階及び段階の配置の形をとる。図面は、望ましい実施例を図示するためだけのものであり、本発明を制限するものと理解されるべきではない。

図１を参照するに、ＣＴスキャナは、固定ガントリ１０を含み、固定ガントリ１０内には、被検体受容ボア１４回りの回転用に回転ガントリ１２が取り付けられている。回転ガントリは、放射線検出器の円弧１６と、検出器円弧の中心を通って被検体受容ボア１４の１８０°反対側に配置されたＸ線管１８とを担持する。適当なモータ又は駆動２０は、望ましくは６０乃至１２０ＲＰＭの速度で回転ガントリを回転させる。角度位置リゾルバ２２は、回転ガントリの瞬時的な角度位置を決定する。被検体支持台又は寝台２４は、被検体受容ボア１４内の被検体を支持する。体積撮像においては、被検体支持台はまた、ボアを取って半径方向に被検体を割り出しする。

参照検出器１６_rは、Ｘ線管からの、被検体によって減衰されていない瞬時的な放射線の強度を検出する。検出器の円弧１６内の各検出器は、現在受け取られている放射線強度、即ち被検体を通る経路に沿って減衰された後の放射線の強度を示す信号を出力する。

回転ガントリ１２が回転すると、検出器１６は、繰り返しサンプリングされ、望ましくは一回転当たり約１１００乃至１２００回サンプリングされる。Ｘ線管の陽極上の焦点の位置は、望ましくは電子的にトグルされ、一回転当たりのサンプリング回数を２倍にするよう各トグルされた位置において再びサンプリングされる。このようにして、一組のファンビームデータは、約０．１６°の角度的な増分でサンプリングされる。

引き続き図１を参照し、更に図２を参照するに、検出器がサンプリングされるたびに、一組のファンビームデータ又はディジタル値のデータライン３０が発生する。Ｘ線管が次のサンプリング位置へ回転すると、ディジタル値の他のデータライン３２がサンプリングされ、以下同様である。ガントリでは、データ圧縮回路３２は、各サンプリングされた強度値を参照強度値と減算的に結合し、減衰値を形成するよう対数へと変換する。各減衰データラインは、角度リゾルバ２２からのＸ線源位置の識別情報、及び、各減衰値に対する検出器の標識、従ってファン内の角度的な位置に結合される。

予備補正プロセッサ３６は、従来技術で知られているように減衰値に対して予備補正を行う。補正されたデータライン３２は、データ値３０の線３２が図２に示すような源の位置によってインデックス付けされているように減衰データメモリ３８内に格納される。

図３を参照するに、Ｘ線管１８は、陽極４０を含み、陽極４０上の焦点４２に電子ビームが集束する。散乱された電子は、陽極の他の部分に当たり、管の中の他の金属構造が焦点外放射線４４のバックグラウンドを作る。検出器によって検出可能な焦点外放射線の範囲は、コリメータ４６によって制限される。焦点からの放射線は、焦点光線４８を作り、一方で焦点外放射線４４は、周囲の焦点外光線５０の半影部を作る。図４Ａに示すように、放射線の大部分は焦点４２から発せられ、かなりのレベルの焦点外放射線４４が焦点の回りで発せられる。図４Ａ中、焦点外放射線強度は、定数としてモデル化されている。図４Ｂ中、焦点外放射線は、焦点に隣接したところでより高い強度で、外側に向かうにつれて減少する強度でモデル化されている。正確な放射線モデルは、選択されたＸ線管、散乱格子、及びスキャナの幾何学形状によって決まる。

図５を参照するに、焦点外放射線は、その最も顕著な効果がＣＴ画像内の被検体のエッジにある。被検体内の典型的な対象６０は、焦点光線４８に沿ったエッジを有する。焦点光線及び焦点外光線は、対象のエッジを通ると、図６に示すような典型的な強度プロファイルを有する検出器アレイ１６上に投射する。理想エッジプロファイル６２は、１つの強度から他の強度への突然の移行である。焦点外放射線は、理想ステップの両側にペデスタルレベルを生じさせる。ステップの低強度側には、強度の僅かな増加６４があり、光強度側には、強度の僅かな低下６６がある。検出器におけるこのエッジ強度プロファイルの効果は、図７に示すように再構成された画像６８内にハローを生じさせることである。その周囲よりも密度の高い対象については、移行部の低エネルギー側６４のペデスタルが内側ハロー７０を生じさせ、高エネルギー側６６のペデスタルが外側ハロー７２を生じさせる。

図８を参照するに、焦点光線４８は、初期強度Ｉ₀を有する。位置Ｋ₁−Ｋ_nにおいて始まる光線に沿った放射線は、図４Ｂの放射線プロファイルによって示されるような対応する強度Ｉ₁−Ｉ_nを有する。これらの９つの光線は、被検体５２を通るにつれて減衰値ａ₀−ａ₈で減衰され、被写体から出る強度ｉ₀−ｉ_sを生じさせる。これらの強度は、典型的な検出器１６_xによって和が得られる。もちろん、ＣＴスキャナは、焦点光線４８に対する強度の全てに寄与し、和はｉ₀であると想定する。本発明の焦点外放射線補正は、より正確にｉ₀を与えるよう、和から焦点外強度ｉ₀−ｉ_sを推定し、減算する。

図９Ａ及び図９Ｂを参照するに、検出器の１つのサンプリングに対する各焦点外光線は、異なった源の位置の異なった検出器によってサンプリングされる焦点光線と同じ線に略沿うことがわかる。図９Ａ及び図９Ｂの例では、角度θだけ角度的に変位された位置ｋ₇にあるＸ線源１８と、検出器１６_y（検出器１６_xが元々占める位置へ回転されている）との間に延びる焦点光線は、図８の焦点外光線５０₇と同じ経路を辿る。従って、異なったデータライン内の異なったデータ点を見て、適切な重み付けを用いることにより、焦点外強度ｉ₇の寄与が決定されうる。検出器１６_xに達する強度ｉは、図４Ｂのモデルの焦点外放射線係数Ｋ₇、及び、回転的なずれθで検出器１６_yによって得られる強度ｉ₇に従って減少される。

再び図１を参照するに、焦点外放射線について補正する手段８０は、対応する補正、及び、各強度ラインの各データ値に対する各焦点外光線５０₁−５０₈の寄与についての強度の補正を決定する。図１０を参照するに、制御回路８２は、補正されるべきメモリ３８内の典型的なデータ値８６を通るライン８４を決定する。ｉ₁−ｉ₈に対応する強度は、ライン８４に沿って等間隔に決められる。制御器８２は、各光線５０₁−５０₈についての近傍のデータラインから最も近いデータ値を決定する。制御回路８２はまた、デコンボリューション関数メモリ９０からアレイ１６内の典型的な検出器８６の位置に対応する適切なデコンボリューション関数８８を選択する。散乱格子９２を用いて、各検出器に達する焦点外放射線の量は、各焦点外放射線経路に沿った相対的な焦点外放射線強度寄与と同様に変化する。

制御回路８２がメモリ３８内の他のデータラインから対応するデータ値を選択すると、逆対数回路９４は、対数減衰値ａ₀−ａ₈を非対数表記の強度値ｉ₀−ｉ₈へ変換する。プロセッサ９６は、各強度値ｉ₀−ｉ₈を選択されたデコンボリューション関数８８の対応する重みと乗算し、値を結合する。補正強度値ｉ₁−ｉ₈に対する重みは全て負であるため、これらの寄与は全て焦点光線強度ｉ₀から差し引かれる。デコンボリューション関数は、９つの値へとディジタル化されたものとして例示されているが、より多くの数の又はより少ない数の値が選択されうることが認められるべきである。データ値８６が補正された後、ライン８４は、データライン内の次のデータ値１００へシフトされ、処理は繰り返される。各データ値は、補正されると、対数回路１０２によって対数表記へ戻され、補正データメモリ１０４に格納される。メモリ１０４内の焦点外放射線で補正されたデータは、従来技術と同様に、更に補正又は処理されうる。複数の検出器の円弧１６が同時に複数のスライスを収集するとき、補正処理は、任意に縦方向に繰り返される。

データが補正されると、再構成プロセッサ１０６は、データラインを画像表現へ再構成し、これは画像メモリ１０８に格納される。畳み込み及び逆投影又は他の公知の再構成技術が完了する。ビデオプロセッサ１１０は、画像メモリ１０８から、スライス、投影等の画像データの部分を選択し、これを、ビデオモニタ、液晶ディスプレイ、アクティブ・マトリックス・ディスプレイ、プリンタ等の人間が読み取り可能なディスプレイ１１２上への表示に適したフォーマットへ変換する。任意に、画像メモリからのデータもまた、記憶のためのアーカイブへ送られる。

メモリ９０に格納さえるデコンボリューション関数は、経験的な測定によって決定されえ、又は、数学的に計算されうる。望ましくは、関数は、以下の焦点外モデルを用いて数学的に計算される。

式中、ｄ（ｓ）は測定された信号を表わし、ｅ（ｓ）は誤差又は焦点外放射線を表わし、δ（ｓ）は焦点上の放射線を表わし、Ｘ（ｓ）はターゲット信号を表わす。ｅ（ｓ）がゼロとなれば、ｄ（ｓ）＝Ｘ（ｓ）であり、測定された信号は誤差を含まない。Ｘ（ｓ）について解くと、

となる。振幅（１−ｏｆａ）のδ関数を想定すると、式２は、

となる。デコンボリューション・カーネルをｗ（ｓ）＝−ｅ（ｓ）＋ｏｆａと定義すると、δ（ｄ）は、

を与える。図１１を参照するに、所与の検出器１６_xが中央光線から角度βにあり、焦点外放射線源が現在の源の位置から角度αのところにあれば、第１の挑戦は、源のファンが、検出器１６_xの位置に対して回転されている検出器に対する最善の焦点外放射線経路を与える角度αにあるとき、アレイの検出器を同定することである。中央光線から角度βにある検出器は、以下の式
ｐｘ＝Ｄ・sinβ （５）
ｐｙ＝−（Ｄ・cosβ−Ｓ）
によって与えられるアイソセンタに対する座標を有し、式中、Ｄは一定の源から検出器への距離である。同様に、第２の焦点のｘ，ｙ位置は、以下の式
ｆｓｘ＝Ｓ・sinα （６）
ｆｓｙ＝Ｓ・cosα
によって与えられ、式中、Ｓは源から（ボアの）アイソセンタまでの距離である。図１１の三角形ａｂｃのサイズを見つけると、

が与えられ、ｃに対する式は、点（ｆｓｘ，ｆｓｙ）及び（ｐｘ，ｐｙ）を用いた距離の式である。余弦の法則により、角度γは、以下の式、

によって与えられる。角度γは正又は負のいずれかでありうるため、acosine関数は小さい角度に対しては正の値を与えるだけであり、γの符号は、
ｐｓ＝ｐｙ・tanα （９）
ｐｓ＜ｐｘ ならば γ＝−γ
によって決まる。検出器の角度γは、以下の式、

によって検出器の数へ変換され、式中、Δβは検出器間の角度的な間隔であり、axis_fsは検出器上の中央光線の位置である。これらの式から、アレイ中の各検出器に対して、所与の範囲の源角度αに亘って存在する焦点外線積分を推定するのに用いられる検出器が計算される。この推定された経路は、小さい角度範囲に亘って線形であり、線の勾配は、検出器アレイの左側から右側へわずかにのみ変化することとなる。

一定範囲の源の角度αに亘って各検出器に対して式１０から検出器指数を計算するために、平均勾配ベクトルＳ_mは図１２に示すように各検出器にたいする焦点外推定値を与える。望ましくは、Ｓ_mは、計算を高速とするための予め計算されたルックアップテーブルとして実施される。もちろん、計算は、予め計算された勾配ベクトルという好都合なものなしで、式１０から直接行われうる。

２つの物理的な考察は、焦点外放射線が存在するαの範囲を決定する。これらの考察は、Ｘ線が管を出る管の開口の幅及び位置、並びに、検出器に取り付けられた散乱防止格子９２の寸法及び位置決めを含む。

図１３を参照するに、角度βにおける検出器の位置は、再び（ｐｘ，ｐｙ）として決定される。ｆｓｘ₁及びｆｓｘ₂は、検出器が焦点外放射線を検出する最大点及び最小点である。これらの点を越えると、焦点外放射線は、管開口によって阻止される。これらの２つの点は、焦点におけるｐｘ及びｐｙの原点に対して、以下の式、

によって定義される。相似三角形１２０、１２２を用いると、これらの各点に対応する源の角度は、

によって定義される。これらの角度は、検出器が焦点外放射線を検出する最大角度及び最小角度を表わす。補正は、源−ファン増分で動作し、ファンは一定の角度的な増分Δαでのみサンプリングされるため、これらの角度は、以下の式、
ｓｆ₁＝round（α₁／Δα） （１４）
ｓｆ₂＝round（α₂／Δα）
によって源−ファン増分へ変換される。これらの数は、全ての焦点外放射線の除去のためのデータの範囲を含む源ファンを同定する。

図１４を参照するに、散乱格子の幾何学形状はまた、各検出器によって検出可能な焦点外放射線を決定する。散乱格子は、検出器上に陰影を投じ始め、検出器の部分が焦点外放射線を受信することを阻止する。焦点外角度が大きくなるにつれ、陰影は、検出器結晶が散乱防止格子によって完全に阻止されるまで大きくなる。焦点外放射線の形状を見つけるために、各角度αにおいて散乱防止格子によって阻止された結晶の割合が決定される。焦点外放射線スポットの位置は、再び、ｆｓｘ＝Ｓ・sinαによって定義され、そこから、

が定義される。相似三角形の２辺は、

によって定義される。散乱防止格子のエッジからの陰影の長さは、

であり、式中、ｈは散乱防止格子のエッジの高さである。陰影によって覆われる結晶の割合は、

であり、ｄｓは結晶と散乱格子の間のデッドスペースであり、ｄｓ＝ｄ−ｃｗで与えられる。結晶に到達するＸ線の割合は、１−pct_shadowに等しい。このＸ線の割合は、焦点外放射線の形状として定義される。

管の開口と散乱防止格子の効果を組み合わせると、図１５Ａ乃至図１５Ｅに示す各検出器の視点からの焦点外放射線のマップが生成される。焦点外放射線の振幅は、散乱防止格子によって制御され、エッジにおけるカットオフ点は管の開口によって制御される。

放射線についてのカットオフは、源−ファン増分の整数であるため（式１４）、いくつかのカーネルは、他のカーネルとは幅が異なることとなる。補正を簡単にするため、任意の検出器が検出する焦点外放射線の全割合は、非常に近い近似である定数of_ampであると想定される。焦点外カーネルは、和が１となるよう、各検出器について正規化される。最終的なデコンボリューション・カーネルを作るために、全ての焦点外放射線の重みは負に設定され、焦点上の成分を表わす畳み込み関数の中心は＋１に設定される。サンプル・デコンボリューション・カーネルは、図１０に示す形を取り、図１６においてより正確に拡大縮小するようにされる。

焦点外放射線補正は、多くの他の補正が行われる減衰領域ではなく、強度領域で行われる。これは、検出器が、Ｘ線の初期強度及びビーム経路に沿った減衰に関連する強度、即ち、

を測定するためである。焦点外放射線の場合のように、Ｘ線ビームの初期強度は変化しうる。各検出器が測定する強度についての表現は、

である。対数演算は、焦点が表現全体に分配されるものではない。従って、焦点外放射線は、強度（逆対数）領域では除かれることが望ましい。

一組の源のファンの各サンプルに対して、サンプルに寄与した焦点外放射線の推定値を得るため、また、デコンボリューションを行うために、近くの源のファンからの近くの検出器が用いられる。２つの行列が計算され、一方は、各検出器に対する推定値のために使用する検出器指数を与え、他方は、デコンボリューションにおいて使用する焦点外カーネルの形を与えるものである。重み（焦点外形状）行列Ｗ_kmは、ｋが源−ファン角度であり、ｍがサンプル指数であり、検出器指数を含む行列Ｎ_kmが、以下の式

に従って焦点外補正のために使用されると、

は、焦点外放射線の源角度増分についての指数である。基本的なアルゴリズムは、各現在のサンプルで見られた焦点外放射線の推定を形成するよう近くの源ファンから近くの近傍を識別するのに用いられる。和をとる処理は、式１９に従って行われる。望ましい実施例において、また、図１０に示すように、補正は以下の４つの段階で行われる。
（１）補正されている各新しいサンプルに対して、１つの方向に沿って動作する。
（２）各ＯＦ推定サンプルの値を、カーネル形状の行列内の所与の重みによって乗算し、
（３）重み付けされた値を、焦点外バッファへ追加し、
（４）全てのＯＦ推定サンプルが含まれるまで、上記のステップ（１）乃至（３）を繰り返す。

本発明について、望ましい実施例を参照して説明した。明らかに、変更及び変形は、上述の詳細な説明を読み、理解することにより、他者に対して明らかとなろう。本発明は、添付の特許請求の範囲及びそれらの均等物であるかぎりは、全ての係る変更及び変形を含むものと考えられる。

本発明によるＣＴスキャナを概略的に示す図である。 メモリ内のデータラインの編成を示す図である。 焦点外放射線の寄与を示す概略的な図である。 放射線の放射プロファイルを示す図である。 Ｘ線管の開口に亘るＸ線放射線の他のプロファイルである。 被検体のエッジと焦点外放射線の相互作用を示す図である。 理想エッジプロファイルに対する焦点外放射線の効果を示す図である。 エッジプロファイルの焦点外放射線の乱れに寄与しうるハロー効果を示す図である。 典型的な検出器に対する焦点及び焦点外放射線の寄与を示す図である。 他の検出器ファン内の焦点光線からの焦点外放射線の推定を示す図である。 他の検出器ファン内の焦点光線からの焦点外放射線の推定を示す図である。 デコンボリューション・カーネルを用いたメモリ内のデータ値の補正について示す図である。 疑似検出器ファン導出を示す図である。 平均勾配ベクトルを示すグラフである。 管の開口による焦点外カットオフを示す図である。 散乱格子の効果を示す図である。 検出器の円弧内の１つの検出器についての焦点外形状を示す図である。 検出器の円弧内の他の検出器についての焦点外形状を示す図である。 検出器の円弧内の他の検出器についての焦点外形状を示す図である。 検出器の円弧内の他の検出器についての焦点外形状を示す図である。 検出器の円弧内の他の検出器についての焦点外形状を示す図である。 望ましいデコンボリューション・カーネルを示す図である。

Claims (21)

1. 診断画像を生成する方法であって、
   Ｘ線源及び検出器アレイを検査領域内で被検体の周りで同時に回転させる段階と、
   前記被写体を横切るＸ線の強度を前記放射線検出器のアレイで測定する段階であって、各検出器は焦点上放射線成分及び焦点外放射線成分を含む電子データ値を生成し、検出器のアレイは、前記Ｘ線源及び検出器のアレイが一連の源ファンデータラインを生成するよう回転されるのと同時にサンプリングされる、段階と、
   前記源−ファン・データラインを焦点外放射線について補正する段階と、
   前記焦点外放射線について補正されたデータラインを画像表現へと再構成する段階とを有する、方法。
2. 前記焦点外放射線について補正する段階は、
   １つのデータラインの各データ値を、異なった検出器によってサンプリングされた異なった源ファン・データラインのデータ値の一部を差し引くことによって補正する段階を含む、請求項１記載の方法。
3. 各データラインの前記データ値を対数領域内の減衰値へ変換する段階と、
   前記対数領域において前記源ファン・データラインに対して予備補正を行う段階と、
   前記対数領域において前記予備補正された源ファン・データ組を格納する段階とを更に含む、請求項１記載の方法。
4. 前記焦点外放射線を補正する段階は、
   前記対数領域からのデータ値を非対数領域へ変換し、強度値を生成する段階と、
   各補正された強度値について、焦点外放射線について補正された強度値を生成するよう非対数領域内の他の源ファン・データラインから他の検出器からの強度値を差し引く段階と、
   前記再構成する段階の前に、前記焦点外放射線について補正された強度値を前記対数領域内の減衰値へ変換する段階とを含む、請求項３記載の方法。
5. 前記補正する段階は、
   複数の隣接する源ファン・データラインを通るデータ値のラインに対してデコンボリューション関数で演算を行うことを含む、請求項１記載の方法。
6. 前記デコンボリューション関数は、補正されるべき強度値と合わされた１である中央値と、前記中央値の両側の負の値とを有する、請求項５記載の方法。
7. 前記デコンボリューション関数の幅は前記Ｘ線源中のＸ線アパーチャの幅に比例する、請求項５記載の方法。
8. 前記デコンボリューション関数の負の部分の振幅は、前記検出器アレイに隣接して配置される散乱格子の次元に従って変化する、請求項５記載の方法。
9. 少なくともいくらかの隣接する強度値は、デコンボリューション段階の前に補間される、請求項５記載の方法。
10. 前記焦点外放射段階は、回転軸に対して平行に、及び、前記回転軸の回りに円周方向に、焦点外放射線について補正することを含む、請求項１記載の方法。
11. デコンボリューション関数の群から、前記検出器アレイ内の、補正されている強度値に対応する検出器の位置に従って選択する段階を更に含む、請求項６記載の方法。
12. 診断画像を生成する装置であって、
    被検体受容ボア回りの回転用に取り付けられた回転ガントリと、
    前記回転ガントリに取り付けられたＸ線源と、
    前記Ｘ線源から前記被検体受容ボアを横切って前記回転ガントリに取り付けられたＸ線検出器のアレイであって、前記検出器は前記被検体を横切ったＸ線の強度を測定し、各検出器は、焦点上放射線成分及び焦点外放射線成分を含む電子データ値を生成する、Ｘ線検出器のアレイと、
    一連の源−ファン・データラインを生成するよう前記Ｘ線源及び検出器アレイが回転するのと同時に前記検出器のアレイをサンプリングする手段と、
    前記源ファン・データラインを焦点外放射線について補正する手段と、
    前記焦点外放射線について補正されたデータラインを画像表現へ再構成する手段とを有する、装置。
13. 前記焦点外放射線について補正する手段は、
    異なった検出器によってサンプリングされた異なった源ファン・データラインのデータ値の部分を差し引くことによって１つのデータラインの各データ値を補正する手段を含む、請求項１２記載の装置。
14. 各データラインの前記データ値を対数領域内の減衰値へ変換する手段と、
    前記対数領域内の前記源ファン・データラインに対して予備補正を行う手段と、
    前記対数領域において前記予備補正された源ファン・データラインを格納する手段とを更に裕する、請求項１２記載の装置。
15. 前記焦点外放射線について補正する手段は、
    データ値を前記対数領域から非対数領域へ変換し、強度値を生成する手段と、
    焦点外放射線について補正された強度値を生成するよう、各補正された強度値から、前記非対数領域内の他の源ファン・データラインからの他の検出器からの強度値を差し引く手段と、
    前記焦点外放射線について補正された強度値を前記対数領域内の減衰値へ変換する手段とを含む、請求項１４記載の装置。
16. 前記補正手段は、
    複数の隣接する源ファン・データラインを通るデータ値のラインに対してデコンボリューション関数で演算を行う手段を含む、請求項１２記載の装置。
17. 前記デコンボリューション関数は、補正されるべき強度値と合わされた１である中央値と、前記中央値の両側の負の値とを有する、請求項１６記載の装置。
18. 前記デコンボリューション関数の幅は前記Ｘ線源中のＸ線アパーチャの幅に比例する、請求項１６記載の装置。
19. 前記検出器アレイに隣接して配置される散乱格子を更に含み、
    前記デコンボリューション関数の負の部分の振幅は、前記散乱格子の次元に従って変化する、請求項１６記載の装置。
20. デコンボリューションの前に強度値を補間する手段を更に含む、請求項１６記載の装置。
21. デコンボリューション関数の群を、前記検出器アレイ内の、前記補正されている強度値に対応する検出器の位置に従って格納するメモリを更に含む、請求項５記載の装置。

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