JP3408848B2 - 散乱ｘ線補正法及びｘ線ｃｔ装置並びに多チャンネルｘ線検出器 - Google Patents

散乱ｘ線補正法及びｘ線ｃｔ装置並びに多チャンネルｘ線検出器

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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は散乱Ｘ線補正法、Ｘ線Ｃ
Ｔ装置及び多チャンネルＸ線検出器に係り、特に散乱Ｘ
線の影響を補正する機構を備えたＸ線ＣＴ装置及び散乱
線検出機能を持つ多チャンネルＸ線検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管球から放射され
たＸ線ビームがファン状にコリメートされて被検体を透
過した時の減弱情報を、被検体後方に設けたＸ線検出器
で捕らえ、前記Ｘ線ビームとＸ線検出器との相対位置を
同一に保ちながら被検体軸の周りに回転させた時得られ
る情報をコンピュータ処理することによって断層Ｘ線像
として再構成する装置である。
【０００３】高速で画像処理するために、通常Ｘ線管球
を焦点とする円弧上に複数のＸ線検出素子を配置した、
いわゆる多チャンネル型Ｘ線検出器が用いられる。
【０００４】ところで、Ｘ線ビームは被検体内に侵入し
た時、組織に吸収されて減弱するだけでなく、組織の構
成原子と相互作用の結果散乱を受ける。Ｘ線散乱には機
構の異なる、即ち干渉性のレイリー散乱と非干渉性のコ
ンプトン散乱が知られている。
【０００５】（１）レイリー散乱 Ｘ線の光子が一個の電子のごく近傍を通過するとき、そ
の電子がＸ線光子の電場に同期して振動して光子を吸収
し、次にこの電子は同じ振動数の光子を輻射する。この
ため、散乱Ｘ線の波長は入射してきたＸ線と同じ波長と
なるため、入射Ｘ線と散乱Ｘ線との間で干渉を起こすこ
とになる。この干渉性を持つレイリー散乱は、コンプト
ン散乱に比較すると起こる確率は少ないが前方に鋭く飛
ぶ性質を持ち、低エネルギーＸ線が高原子番号物質に入
射するような場合は散乱線量全体に占める割合は大きく
なる。
【０００６】（２）コンプトン散乱 Ｘ線の光子が物質原子の自由電子や原子核との結合の小
さい外殻電子と衝突すれば、衝突された電子は光子のエ
ネルギーを全部吸収できずに、一部を光子として再放出
させ、残りの運動エネルギーで外に飛び出す。この現象
をコンプトン効果とよび、入射光子に対してエネルギー
を変えて再放射された光子を散乱光子（散乱Ｘ線）、衝
突で飛び出した電子をコンプトン電子あるいは反跳電子
という。入射するＸ線のエネルギーが高くなるに従っ
て、散乱線量全体に対してこのコンプトン散乱の割合が
大きくなる。
【０００７】（３）散乱Ｘ線の画像に与える影響 検出素子は、Ｘ線管焦点と検出素子中心を結んだ線上
（計測パス）にある被検体の部分のＸ線の減弱を計測す
るが、被検体の他の部分から散乱Ｘ線があると、この計
測に誤差を生じることになる。散乱Ｘ線が入射すること
によりその検出素子の出力は大きくなり計測パス上の被
検体の減弱がみかけ上、小さくなるように測定される。
このような誤差が増えてくると、これらのデータを使っ
て再構成されたＣＴ画像では分解能の低下が起こってく
る。特に濃度分解能と呼ばれる低コントラスト分解能の
低下が問題となる。その他、臨床的にはリブアーチファ
クトと呼ばれる肋骨の内側のＣＴ値が沈み込み画像上に
黒い領域が現れたり、肝臓の中のＣＴ値が場所によって
ばらつくといったことが生じてしまう。従って、精度の
高いＸ線断層像を得るには、散乱Ｘ線の影響を除去する
必要がある。
【０００８】従来、散乱Ｘ線の影響を除く方法として、 （１）Ｘ線検知器の各チャンネルＸ線検出面に入射する
散乱Ｘ線をカットする。 （２）Ｘ線検知器の各チャンネル出力から入射した散乱
Ｘ線分の出力を差し引く。 のいずれかが採用されてきた。
【０００９】（１）の具体的な方法としては、各チャン
ネルのＸ線検出面に平行なグリッドを設けること（例え
ば特開昭６２−６０５３９号、特開平４−３３６０４４
号）や、検出面前面にフィルタを設けること（例えば特
開昭６３−４０５３４号）が提案されている。（２）の
具体的な方法としては、散乱Ｘ線量を実測して各チャン
ネルの出力から差し引く方法が一般的である。散乱Ｘ線
量を検出するための散乱Ｘ線検出器を複数個、主Ｘ線検
出器の前面に配置する構造（例えば特開昭６３−３０５
８４６号、特開昭６３−３８４３８号、特開昭６３−４
０５３４号、特開平１−６２１２６号）が開示されてい
る。また、Ｘ線検知器は主検出器のみとし、散乱Ｘ線の
計測時には各チャンネルの前にＸ線吸収用の鉛ロッドを
配置して信号Ｘ線のみをカットする方法（特開昭６２−
２６１３４２号）も開示されている。
【００１０】（３）更に（２）の別の具体的な方法とし
ては、特開平４−１７０９４２号がある。この方法は散
乱Ｘ線補正定数は第１投影角度における全ｃｈデータ総
和値の回帰直線ｙ＝ａｘ＋ｂより求めた空気用補正定数
と水ファントム用の補正定数を用意し、実際の補正では
Ｌｏｇ変換後の計測データ全て（エアキャリブレーショ
ン用データ、ファントムキャリブレーション用データ、
被検体計測データ）に対してＬｏｇ変換後の補正のため
の補正係数を乗算して散乱線量を補正する方法がとられ
ている。即ち、全て計測後Ｌｏｇ値データに対しての補
正である。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】前記した従来技術にお
いては、検知器に入射するＸ線をカットする前記（１）
の方法をとると、信号Ｘ線の入射強度も低下するのでＳ
／Ｎ比が悪くなり、結局良好なＣＴ画像が得られないと
いう問題点がある。一方、散乱Ｘ線量を実測してデータ
から除去する前記（２）の方法のうち、散乱Ｘ線専用の
検知器を用いる方法については、次のような問題点があ
る。
【００１２】主Ｘ線検知器の前面に散乱Ｘ線検知器を設
置すると、Ｘ線検知器幅が厚くなって大型化し、実装上
困難を生ずる。これを解消するために主Ｘ線検知器の中
央部位におけるチャンネルのスライス方向に、主Ｘ線検
知器に隣接して小型の散乱Ｘ線検出器を配置して中央部
位における散乱Ｘ線量を測定し、周辺部位のチャンネル
における散乱Ｘ線量は広がり関数を利用して計算で求め
る方法も開示されている。
【００１３】しかし、主検出器（主に電離箱構造）と散
乱Ｘ線検出器（主に固体検出器）では、構造の相違に起
因する散乱量の検出感度差が生じて実用上利用困難であ
る。また、散乱Ｘ線検出器を主Ｘ線検出器の他に具備す
る装置では、散乱Ｘ線検出器を前面に配置する場合でも
同列に配置する場合でも、高価な検出器及び検出回路が
２重に必要とされるため、大幅なコストアップにつなが
るという問題点がある。
【００１４】一方、前記（２）の方法の内主Ｘ線検出器
のみを用い、散乱Ｘ線計測時には信号Ｘ線を遮断するシ
ールドを用いる方法については、シールドの位置精度を
確保しながら操作する複雑な機能を装置に付加する必要
があるため、コストアップは避けられない。
【００１５】前記（３）の方法は、全ての処理がＬｏｇ
変換後であり以下の如き問題がある。 （イ）、散乱定数Ｃa、Ｃw、Ｃsを求める処理、散乱定
数Ｃa、Ｃwとその他のデータを利用しての水ファントー
ムのデータの散乱補正処理、散乱定数Ｃa、Ｃsとその他
のデータを利用しての生データの散乱補正処理、を必要
としている。このため、処理内容が増加し、コンピュー
タの負担が大となる。 （ロ）、（イ）の如き各種処理を行うことによって散乱
線の影響が除去できることもあるが、散乱線の発生とそ
の影響とは極めて複雑であり、我々の散乱線測定結果か
らでも被写体内部構造には依存しない事が多く、本手法
の様に計測値（減弱量に比例）に対応した補正手法では
完全な散乱線補正は困難である。
【００１６】本発明の目的は、総量としての散乱線量を
求めるやり方のもとで、コストアップすることなく該総
量としての散乱線量の算出の正確さをはかり、精度の高
い散乱Ｘ線処理を可能にする散乱Ｘ線補正法Ｘ線ＣＴ装
置及び多チャンネルＸ線検出器を提供することである。
【００１７】
【課題を解決するための手段】本発明は、第１の被検体
の透過Ｘ線の実測値をｌｏｇ変換したデータから、Ｘ線
実測値のｌｏｇ変換後の計測データと散乱Ｘ線補正量と
の関係を示す散乱Ｘ線補正曲線を求めるステップ；第２
の被検体の透過Ｘ線の実測値をｌｏｇ変換するステッ
プ；前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後の計測デー
タと、前記散乱Ｘ線補正曲線から、ｌｏｇ変換前の段階
であるリニア領域での散乱Ｘ線補正量を求めるステッ
プ；前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後の計測デー
タを逆ｌｏｇ変換してリニア領域の値を求めるステッ
プ；前記逆ｌｏｇ変換して得られたリニア領域の値から
前記散乱Ｘ線補正量を減算器にて差し引くステップ：前
記減算器出力をｌｏｇ変換し、前記第２の被検体に関す
るＣＴ画像を構成するステップ；とを含むＸ線ＣＴ装置
に於ける散乱Ｘ線補正方法を開示する。
【００１８】更に本発明は、前記散乱Ｘ線補正量を求め
るステップは、前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後
の計測データから被検体の形状を表すパラメータを求め
るステップ；前記パラメータと、前記散乱Ｘ線補正曲線
とから最適な散乱Ｘ線補正量を求めるステップ；とを含
む請求項１のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正方法を
開示する。
【００１９】更に本発明は、前記散乱Ｘ線補正量を求め
るステップは、検出器中央部分の複数のチャンネルの出
力から被検体の形状を表す値Ｂｋを求めるステップ；前
記値Ｂｋと、前もって定めた所定の閾値とを比較するス
テップ；前記値Ｂｋが前記閾値より大きい場合、前記散
乱Ｘ線補正曲線から得られる補正量を修正して出力する
ステップ；前記値Ｂｋが前記閾値と等しいか、または小
さい場合、前記散乱Ｘ線補正曲線から得られる補正量を
最適な散乱Ｘ線補正量として出力するステップ；とを含
む請求項１のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正方法を
開示する。
【００２０】更に本発明は、前記散乱Ｘ線補正量を求め
るステップは、前記値Ｂｋを検出器中央部分の複数のチ
ャンネルの出力の平均値、または加算値、または分散値
から求めるステップを含む請求項５のＸ線ＣＴ装置に於
ける散乱Ｘ線補正方法を開示する。
【００２１】更に本発明は、Ｘ線源と多チャンネルＸ線
検出器とを有し、被検体の回りを回転して被検体の透過
Ｘ線量を計測するＸ線検出手段；第１の被検体を用いて
前記Ｘ線検出手段で計測して得られたデータのｌｏｇ変
換後の全チャンネル加算値ｘと、前記加算値ｘに対応す
るｌｏｇ変換前の段階であるリニア領域に於ける散乱Ｘ
線補正量ｙとの関係を示す散乱Ｘ線補正関数ｙ＝ｆ
（ｘ）を格納するメモリ手段；第２の被検体を用いて前
記Ｘ線検出手段で計測して得られた計測データをｌｏｇ
変換する第１のｌｏｇ変換手段；前記第１のｌｏｇ変換
手段の出力される計測データから前記Ｘ線検出手段の第
１の回転角度での全チャンネルにわたるＸ線透過データ
のｌｏｇ変換後の加算値Ｘkを求める手段；前記加算値
Ｘkに対応するリニア領域に於ける散乱Ｘ線補正量ｙk＝
ｆ（ｘk）を前記メモリ手段から読み出す手段；前記第
２の被検体に関して得られたｌｏｇ変換後の計測データ
を逆ｌｏｇ変換して得られたリニア領域のデータから、
前記散乱Ｘ線補正量ｙkを差し引く減算手段；前記減算
手段から出力されたデータをｌｏｇ変換する第２のｌｏ
ｇ変換手段；前記第２のｌｏｇ変換手段の出力データか
らＣＴ画像を再構成する手段；とを含むＸ線ＣＴ装置を
開示する。
【００２２】更に本発明は、前記多チャンネルＸ線検出
器は、前記Ｘ線源からのファンビーム角に対応して配列
された第１のＸ線検出器；前記Ｘ線源からのファンビー
ム角以上の部分に対応して配列された第２のＸ線検出
器；とを含むＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００２３】更に本発明は、前記Ｘ線検出手段は更に、
前記Ｘ線源から放射されたＸ線ビームの幅を、前記多チ
ャンネルＸ線検出器のチャンネルの配列方向と垂直な方
向のＸ線ビーム幅がＸ線検出面の幅より小さくなるよう
絞るコリメータ手段；前記Ｘ線ビームの受光位置が、計
測モード時には前記Ｘ線検出面内に来るようにし、散乱
Ｘ線測定モード時には前記Ｘ線検出面外に来るように前
記Ｘ線ビームを切り換える手段；とを含むＸ線ＣＴ装置
を開示する。
【００２４】更に本発明は、前記Ｘ線ビームを切り換え
る手段は、前記散乱Ｘ線測定モード時には前記Ｘ線ビー
ムの受光位置が前記Ｘ線検出面外に来るように前記多チ
ャンネルＸ線検出器を、前記多チャンネルＸ線検出器の
チャンネル配列方向と垂直な方向にシフトする手段を含
むＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００２５】更に本発明は、Ｘ線源と多チャンネルＸ線
検出器とを有し、被検体の回りを回転して被検体の透過
Ｘ線量を計測するＸ線検出手段；第１の被検体を用いて
前記Ｘ線検出手段で計測して得られたデータのｌｏｇ変
換後の全チャンネル加算値ｘと、前記加算値ｘに対応す
る、ｌｏｇ変換前の段階であるリニア領域に於ける散乱
Ｘ線補正量ｙとの関係を示す散乱Ｘ線補正関数ｙ＝ｆ
（ｘ）を格納する第１のメモリ手段；前記全チャンネル
加算値ｘと、Ｘ線検出器の中央チャンネルを含む複数チ
ャンネルの出力から得られる被検体の形状を表す値Ａ’
との関係を示す関数Ａ’＝ｈ（ｘ）を格納する第２のメ
モリ手段；前記関数Ａ’より上に位置する閾値関数Ａ＝
ｇ（ｘ）を格納する第３のメモリ手段；第２の被検体を
用いて前記Ｘ線検出手段で計測して得られた計測データ
をｌｏｇ変換する第１のｌｏｇ変換手段；前記第１のｌ
ｏｇ変換手段の出力データから検出系の第１の回転角度
での全チャンネルにわたるＸ線透過データのｌｏｇ変換
後の加算値ｘkを求める手段；前記第１のｌｏｇ変換手
段の出力データから前記検出系の第２の回転角度での中
央チャンネルを含む複数チャンネルの出力から被検体の
形状を表す値Ｂkを求める手段；前記全チャンネル加算
値ｘkに対応する散乱Ｘ線補正量ｙk＝ｆ（ｘk）、被検
体の形状を表す値Ａ’k＝ｈ（ｘk）、閾値Ａk＝ｇ
（ｘk）を前記第１、第２、第３メモリから読み出す手
段；前記Ｂkと前記閾値Ａkとを比較する手段；前記Ｂk
＞前記閾値Ａkの時、前記散乱Ｘ線補正量ｙkをさらに補
正して修正散乱Ｘ線補正量ｙk’を出力する手段；前記
Ｂk≦前記閾値Ａkの時、前記散乱Ｘ線補正量ｙkを出力
する手段；前記第２の被検体に関して得られたｌｏｇ変
換後の計測データを逆ｌｏｇ変換してリニア領域の値に
戻す逆ｌｏｇ変換手段；前記逆ｌｏｇ変換手段の出力デ
ータから、前記修正散乱Ｘ線補正量ｙk’または前記散
乱Ｘ線補正量ｙkを差し引く減算手段；前記減算手段か
ら出力されたデータをｌｏｇ変換する第２のｌｏｇ変換
手段；前記第２のｌｏｇ変換手段の出力データからＣＴ
画像を再編成する手段；とを含むＸ線ＣＴ装置を開示す
る。
【００２６】更に本発明は、前記被検体の形状を表す値
を求める手段は、前記複数チャンネルの平均値、または
加算値、または分散値を求める手段を含むＣＴ装置を開
示する。
【００２７】更に本発明は、前記第１のメモリ手段は、
前記散乱Ｘ線補正曲線をべき乗関数、または指数関数、
または折れ線関数、または階段状関数として記憶する手
段を含むＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００２８】更に本発明は、前記多チャンネルＸ線検出
器は、前記Ｘ線源からのファンビーム角に対応して配列
された第１のＸ線検出器；前記Ｘ線源からのファンビー
ム角以上の部分に対応して配列された第２のＸ線検出器
とを含むＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００２９】更に本発明は、前記第２のＸ線検出器は、
前記第１のＸ線検出器のチャンネルの配列方向の１チャ
ンネル当たりのＸ線検出幅よりも大きい検出幅を有する
Ｘ線ＣＴ装置を開示する。
【００３０】更に本発明は、前記第２のＸ線検出器は、
各検出エレメントの中心線が、前記第１のＸ線検出器の
各検出エレメントの中心線の方向よりも内側を向くよう
配列された検出エレメントを含むＸ線ＣＴ装置を開示す
る。
【００３１】更に本発明は、前記Ｘ線検出手段は更に、
前記Ｘ線源から放射されたＸ線ビームの幅を、前記多チ
ャンネルＸ線検出器のチャンネル配列方向と垂直な方向
のＸ線ビーム幅がＸ線検出面の幅より小さくなるよう絞
るコリメータ手段；前記Ｘ線ビームの受光位置が、計測
モード時には前記Ｘ線検出面内に来るようにし、散乱Ｘ
線測定モード時には前記Ｘ線検出面外に来るように前記
Ｘ線ビームを切り換える手段；とを含むＸ線ＣＴ装置を
開示する。
【００３２】更に本発明は、前記Ｘ線ビームを切り換え
る手段は、前記散乱Ｘ線測定モード時には前記Ｘ線ビー
ムの受光位置が前記Ｘ線検出面外に来るように前記多チ
ャンネルＸ線検出器を、前記多チャンネルＸ線検出器の
チャンネル配列方向と垂直な方向にシフトする手段を含
むＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００３３】更に本発明は、前記Ｘ線ビームを切り換え
る手段は、前記散乱Ｘ線測定モード時には前記Ｘ線ビー
ムの受光位置が前記Ｘ線検出面外に来るように前記Ｘ線
源を、前記多チャンネルＸ線検出器のチャンネル配列方
向と垂直な方向にシフトする手段を含むＸ線ＣＴ装置を
開示する。
【００３４】更に本発明は、前記Ｘ線ビームを切り換え
る手段は、前記散乱Ｘ線測定モード時には前記Ｘ線ビー
ムの受光位置が前記Ｘ線検出面外に来るように前記Ｘ線
源の焦点位置を変える手段を含むＸ線ＣＴ装置を開示す
る。
【００３５】更に本発明は、Ｘ線源からのファンビーム
角に対応して配列された第１のＸ線検出器；前記Ｘ線源
からのファンビーム角以上の部分に対応して配列された
第２のＸ線検出器とを含む多チャンネルＸ線検出器を開
示する。
【００３６】更に本発明は、前記第２のＸ線検出器は、
前記第１のＸ線検出器のチャンネルの配列方向の１チャ
ンネル当たりのＸ線検出幅よりも大きい検出幅を有する
多チャンネルＸ線検出器を開示する。
【００３７】更に本発明は、前記第２のＸ線検出器は、
各検出エレメントの中心線が前記第１のＸ線検出器の各
検出エレメントの中心線の方向より内側を向くように配
列された検出エレメントを含む多チャンネルＸ線検出器
を開示する。
【００３８】
【実施例】図３は、Ｘ線ＣＴ装置の主要部分の概観を示
す図である。図において、高電圧発生装置１はガントリ
２内に装備されたＸ線管球（図示せず）でＸ線を発生さ
せるために用いられる。ガントリ２内には、被検体（患
者）の所定部位を静置するための円孔を挟んで対向し、
この対向した状態で互いに回転する、Ｘ線管球とコリメ
ータから成るＸ線放射装置と円弧状に配置された多チャ
ンネル型Ｘ線検出器が内蔵されているが、これらは図１
では図示していない。被検体は、患者テーブル３に載置
され、移動機構（図示せず）によってガントリ２の円孔
所定位置まで搬送される。画像診断装置４はコンピュー
タを内蔵したＸ線ＣＴ装置の中央制御部及びデータ処理
部であり、ここで散乱Ｘ線の影響を除くためのデータ処
理も行われる。
【００３９】図１は、画像診断装置４を用いて行われる
Ｘ線ＣＴ画像の処理プロセスを示すフローである。画像
診断装置の主要構成要素は、図２に示した。
【００４０】図２において、画像診断装置４は、以下の
構成要素から成る。 磁気ディスク４１……Ｘ線検出器で得た計測データやＣ
Ｔ画像データを格納する。 前処理装置４２……計測データの各種前処理（感度補正
処理、対数変換等）を行う装置である。 中央制御装置４３……Ｘ線ＣＴ装置の機械系及び電気系
のシーケンス制御を行う。機械系には、Ｘ線源とＸ線検
出器との対向位置関係での回転制御、電気系にはＸ線源
の発生制御、計測信号の収集タイミング等を含む。
【００４１】主メモリ４４……各種プログラム（ＯＳ、
シーケンス制御プログラム）や画像処理のための各種ワ
ークデータの格納用に使用する。 散乱線補正部４５……本実施例の特徴部分であり、磁気
ディスク４１や主メモリ４４からの計測データ（感度補
正等の補正後の計測データを含む）に散乱線補正を施
す。この補正のために、補正前データメモリ４５１、投
影データ格納メモリ４５２、加算器４５３、テーブル読
み出し器４５４、補正テーブルメモリ４５５、減算器４
５６、補正データメモリ４５７を持つ。
【００４２】画像再構成処理装置４６……散乱線補正部
４５による散乱線補正後のデータを利用して画像再構成
を行う。 表示装置４７……再構成後のＣＴ画像等の各種画像を表
示する。 共通バス４８……上記各装置間のデータの伝送を行う。
【００４３】まず、ガントリ２内に被検体７の所定部位
を静置後、Ｘ線透過データを取るための計測条件設定を
行う（Ｆ１）。設定は、画像診断装置４のキーボードで
行うことができる。
【００４４】次に、設定条件に従ってＸ線ビームを放射
し、被検体７を透過したＸ線を多チャンネル型のＸ線検
出器８で受光し、出力する。これが計測（Ｆ２）であ
る。図４は、本発明の一実施例による主Ｘ線検出器を用
いて、この関係を示したものである。即ち、図４でＸ線
管球５で発生したＸ線ビームは、コリメータ６で絞られ
てファンビーム化される。ファンビームＸ線１０は、計
測空間上の被検体又はファントーム（散乱体）７に入射
して減弱しながら透過する。有用なＸ線情報を含む直接
Ｘ線１０Ａは、信号Ｘ線として被検体又はファントーム
７の後方に前記Ｘ線管球５の焦点を中心とする円弧上に
配列されたＸ線検出器８に入射する。
【００４５】一方、被検体又はファントーム７内での散
乱Ｘ線１０Ｂも図に示すように同一チャンネルのＸ線検
出素子に入るものがあり、この結果、図４では、このチ
ャンネルからは直接Ｘ線の他に散乱Ｘ線が入り込んだ出
力が得られる。ここで、被検体又はファントームとした
のは、散乱線補正量を求める時の計測と被検体のＣＴ画
像を求めるための計測との２つの計測があり、前者の計
測ではファントームを載置し、後者の計測では被検体を
載置するためである。但し、図１の計測（Ｆ２）とは、
被検体の計測である。ファントームを載置しての計測で
は、この計測値から自動又は手動により散乱線補正量を
求めこれを図２に示した補正テーブルメモリ４５５内に
格納する。被検体の計測（Ｆ２）では、後述するよう
に、計測データから、メモリ４５５内の散乱線補正量を
読み出し、差し引き散乱線補正を行う。
【００４６】再び、図１に戻る。前記のようにして被検
体７からＸ線データを取り終えた後、データ補正のため
の前処理プロセスに入る。前処理は、感度補正（Ｆ３）
及びＬｏｇ変換（Ｆ４）から成る。前処理は、図２に示
した前処理装置４２内で行われ、処理されたデータは磁
気ディスク４１に保存される。
【００４７】オフセット補正（Ｆ３）は、Ｘ線検知器８
を構成する各チャンネルのばらつき（オフセット）を補
正するものである。Ｌｏｇ変換（Ｆ４）は、被検体を透
過するＸ線の強度は、指数関数的に減少するため、検出
器でとらえたＸ線強度（これをＤijと呼ぶ。但し、ｉは
投影角番号であり、ｉ＝１、２、３、……である。ｊは
チャンネル番号でありｊ＝１、２、……、ｎである）に
Ｌｏｇ変換を行って投影データ（これをＤ（ＬＧ）ijと
呼ぶ）を求める。
【００４８】前処理の終わった計測データ（投影データ
であるが、前処理後のデータを計測データと呼ぶ）は、
エアキャリブレーション及び又はファントームキャリブ
レーションを行うキャリブレーション（Ｆ５）にかけら
れる。このプロセスは、Ｘ線検出器８の各チャンネルの
減弱量がノンリニアであることを補正するものである。
即ち、検出器の照射されるＸ線強度に対する感度は、各
チャンネル毎に異なり、そのため同一条件でもプリアン
プの出力電圧が異なる。このチャンネル毎に異なる検出
器の感度差をエアー計測又はファントーム計測の各チャ
ンネル値をもとに補正する。以上のプロセスによって、
検出器のチャンネルばらつきに起因する感度差及びノン
リニア量の校正は終了する。
【００４９】次に、Ｘ線データから散乱Ｘ線の除去を行
う。このプロセスは図１のＦ６〜Ｆ９である。先ず、Ｌ
ｏｇ化されているＸ線データ（チャンネル補正済）Ｄ
（ＬＧ）ijを逆Ｌｏｇ変換する（このデータをＤ（Ｌ
Ｎ）ijと呼ぶ）（Ｆ６）。この逆Ｌｏｇ変換後のデータ
Ｄ（ＬＮ）ijは、Ｌｏｇ変換前のデータに戻っており
（正確には、前処理、キャリブレーション済みのデータ
に戻ること）、この逆Ｌｏｇ変換後のデータをリニア領
域でのデータと呼ぶ。リニア領域のデータに戻したの
は、散乱線補正をリニア領域で行うためである。リニア
領域で散乱線補正を行う利点は、局部的に存在する骨な
どのＸ線減弱の大きい部分の散乱補正量を大にして、骨
のまわりのＣＴ値の落ち込み（散乱線によるアーチファ
クト）の改善効果を大にできる点である。
【００５０】この散乱線補正をリニア領域で行うには、
散乱線補正量がリニア領域での値であることが必要であ
るが、かかるリニア領域の散乱線補正量を求めるには、
Ｌｏｇ変換後の全チャンネル加算値を使う。即ち、Ｌｏ
ｇ変換後の全チャンネル加算値をｘとするとき、種々の
ｘに対するリニア領域での散乱線補正量ｙをｙ＝ｆ
（ｘ）として求めておき、被検体からの計測で得たＬｏ
ｇ変換後の全チャンネル加算値ｘkに対応する散乱線補
正量ｙk＝ｆ（ｘk）を求めるようにした。
【００５１】尚、全チャンネル加算値として、Ｌｏｇ変
換後のものを使うか、Ｌｏｇ変換前又は逆Ｌｏｇ変換後
（いずれもリニア領域である）のものを使うか、の選択
があるが、本実施例ではＬｏｇ変換後のものを使うこと
にした。ここで、全チャンネル加算値を用いる理由は、
【００５２】（１）被検体の大きさに対応して散乱総量
が決まると実験的に確認できたこと。ここで、被検体の
大きさとは、スライス面の面積が大きいという意味では
なく、スライス面を介しての総Ｘ線出力量の大きさとの
意味である。そして、総Ｘ線出力量は、Ｌｏｇ変換前又
は逆Ｌｏｇ変換後（いずれもリニア領域でのもの）の値
ではなく、Ｌｏｇ変換後の値のことである。これについ
ては次々項である（３）の中で述べる。
【００５３】（２）被検体の大きさの推定を行う必要が
あるがこの推定のためには全チャンネル加算値を用いれ
ばよいこと。
【００５４】（３）更に、リニア領域での全チャンネル
加算値は散乱Ｘ線が正しく反映されておらず、逆Ｌｏｇ
変換後の全チャンネル加算値は散乱Ｘ線が正しく反映さ
れていること。即ち、リニア領域の値というのは、減弱
が大きいとき（被検体がＸ線を通しにくい物質である
か、或は被検体が大きいかのいずれかであるとき。この
ときには主線に対する散乱線含有率が高い）にその値が
小さくなり、減弱が小さいとき（被検体がＸ線を通しや
すい物質であるか、或は被検体が小さいとき。このとき
には主線に対する含有率が低い）にその値が大きくなる
という関係にある。従って、リニア領域での全チャンネ
ル加算値は、散乱Ｘ線を反映したものでなく、被検体の
大きさの推定には使えない。一方、Ｌｏｇ変換後の値と
いうのは、丁度リニア領域のデータと逆の関係にあり、
散乱Ｘ線を反映したものとなる。
【００５５】以上の説明の関連図を図１８、図１９に示
す。図１８（Ａ）は、腹部のモデル図であり、軟部組織
が大部分を占め、３つの骨がその中に存在する例を示し
ている。図１８（Ｂ）は、図１８（Ａ）の組織に対する
検出器出力図であり、横軸が被検体位置（チャンネル番
号に相当）、縦軸が各チャンネル毎の検出値を示す。骨
の存在する部位にあっては出力値が小さくなっており、
いわゆるＸ線減弱量が大きいことを意味する。これに対
し、本実施例では全てのチャンネル番号に対して一率な
散乱線補正量を差し引くこととしている。図１８（Ｃ）
は図１８（Ｂ）に対するＬｏｇ変換後のデータの様子を
示し、図１８（Ｄ）は補正後の様子を示している。ａと
ｃとｅとが対応し、ｂとｄとｆとが対応している。
【００５６】図１９はＬｏｇ変換テーブルを示す図であ
る。このＬｏｇ変換テーブルによってＬｏｇ変換を行
う。横軸がリニア領域のデータ、縦軸がＬｏｇ変換後の
データを示す。この図でａとｂとが補正前のデータを示
し、ａ′、ｂ′が補正後のデータを示す。そして、ａと
ａ′との差分と、ｂとｂ′との差分がリニア領域上では
同じ大きさとしている。かかる４点に対して、Ｌｏｇ変
換後の結果をみるに、ａとａ′との差分に対するＬｏｇ
変換後の差分Ａ′−Ａ、ｂとｂ′との差分に対するＬｏ
ｇ変換後の差分Ｂ′−Ｂとなり、（Ａ′−Ａ）＞（Ｂ′
−Ｂ）となる。即ち、リニア領域上の差分が同一であっ
ても、Ｌｏｇ変換後にあっては、リニア値が小さい程、
差分が大きくなり、リニア値が大きい程、差分が小さく
なることがわかる。
【００５７】さて図１において、キャリブレーション処
理（Ｆ５）後の計測データに対して、全チャンネル加算
値を算出する（Ｆ７）。この全チャンネル加算値はＬｏ
ｇ変換後の全チャンネル加算値であり、これから散乱Ｘ
線に対するリニア領域での適正補正量を求める。但し、
図１では、任意の投影角における全チャンネル加算値で
はなく、補正後のＸ線データの中の第１投影位置（例え
ば投影角θ＝０゜の位置）における投影データの全チャ
ンネルの出力加算とした。この加算は、図２に示す補正
処理装置４５内で行う。
【００５８】即ち、補正処理装置４５内の補正前データ
メモリ４５１にはＬｏｇ変換されたＸ線データ（前処理
済のもの及びキャリブレーション処理済みのもの）Ｄ
（ＬＧ）ijが格納されるが、このうち第１投影位置（例
えば投影角θ＝０゜の投影位置）におけるｎチャンネル
分の投影データＤ（ＬＧ）11、Ｄ（ＬＧ）12、Ｄ（Ｌ
Ｇ）13、Ｄ（ＬＧ）1j、Ｄ（ＬＧ）1nだけは、投影デー
タ格納メモリ４５２に格納される。なお、第１投影位置
としてθ＝０゜としたが、任意の特定投影位置θ＝θ0
であってもよい。メモリ４５２に第１投影位置のデータ
を格納した後、メモリ４５１の全データを逆Ｌｏｇ変換
する。尚、メモリ４５１に逆Ｌｏｇ変換したものを最初
から格納させ、メモリ４５２にはＬｏｇ変換後の第１投
影位置の全チャンネル分のデータを格納させておいても
よい。
【００５９】加算器４５３は、メモリ４５２内の上記ｎ
チャンネル分の投影データの加算を行う（Ｆ７）。加算
値ｘkは以下となる。
【数１】
【００６０】この全チャンネル加算値ｘkはＬｏｇ変換
後の全チャンネル加算値であり、これをテーブル読出し
器４５４に送り、予め補正テーブルメモリ４５５に格納
されている散乱Ｘ線の補正曲線からこのｘk値に対応す
るｙk値、即ちリニア領域における適正補正量を読み出
して（Ｆ８）、このｙk値を減算器４５６に送る。減算
器４５６では、補正前データメモリ４５１に格納されて
いる逆Ｌｏｇ変換後の、即ちリニア領域でのＸ線データ
Ｄ（ＬＮ）ijから適正補正量であるｙk値を差し引き
（Ｆ９）、その結果を補正データメモリ４５７に格納す
る。即ち、補正前データメモリ４５１に格納されている
逆Ｌｏｇ変換後のＸ線データをＤ（ＬＮ）ijに対しｉと
ｊで定まるすべてのデータＤ（ＬＮ）ijに対して上記読
み出した散乱補正量ｙkとの差分を行わせ、散乱補正後
の全Ｘ線データＤ′（ＬＮ）ij（ｉ＝１、２、…、ｍ、
ｊ＝１、２、…、ｎ）を下式で求める。このすべての
Ｄ′（ＬＮ）ijを補正データメモリ４５７に格納する。
以上のプロセスにより、リニア領域上で散乱Ｘ線の影響
が除去される。
【００６１】
【数２】 尚、被検体の計測部位を腹部から胸部に変更したような
場合には、第１投影位置におけるｎチャンネル分の投影
データＰ（１、ｉ）（ｉ＝１、２、…、ｎ）そのものが
変わり、（数１）のｘkも変わることになる。そこで、
こうした被検体部位を変更した場合には、新しく（数
１）でｘkを求め、次いでメモリ４５５から新しくｙkを
読み出し、このｙkを使って全投影データＤ（ＬＮ）ij
の散乱線補正を（数２）の式で行う。
【００６２】散乱Ｘ線補正を受けたＸ線データＤ′（Ｌ
Ｎ）ijは、リニア領域でのデータのため、画像再構成に
そのままの形では使えない。そこで、このデータＤ′
（ＬＮ）ijをＬｏｇ変換し（Ｆ１０）、画像診断装置４
の主メモリ４４又は磁気ディスク４１に格納する。しか
る後、これらデータは画像再構成処理装置４６に送られ
て最終的な断層画像に再構成され（Ｆ１１）、中央制御
装置４３でＣＴ値補正を行ってから（Ｆ１２）、表示装
置４７により画像表示が行われる（Ｆ１３）。画像診断
装置４内の以上のデータ転送は高速内部バス４８によっ
て行われる。これらの各装置間制御及びデータ転送の管
理は、中央制御装置４３が行う。
【００６３】さて、前記説明では、予め補正テーブルメ
モリ４５５に散乱Ｘ線の補正曲線が格納されていること
を述べた。この補正曲線が散乱Ｘ線の影響を除去するた
めの重要な要素である。以下には、本発明における散乱
Ｘ線の補正曲線について開示する。
【００６４】散乱線補正量を求めるための考え方を以下
述べる。図５は、図４に対応する図であり、直接Ｘ線の
放出系路上にＸ線遮蔽物１１を挿入し、且つ被検体の代
わりに中央位置に水ファントーム７を載置する。この状
態でＸ線を放出すると、直接Ｘ線の入射するＸ線検出器
チャンネルには、直接Ｘ線の入射はなくなり、散乱Ｘ線
１０Ｂのみが入射する。かくして、散乱Ｘ線量を検出で
きる。ファントームの大きさとＸ線遮蔽物１１の位置を
変えて上記測定を繰り返すことにより散乱線強度分布を
測定する。但し、このやり方では作業員が多いため、後
述する図１４の如きやり方による測定が好ましい。
【００６５】図１４の構成で求めた散乱線強度分布例を
図６に示す。水ファントームの径を１６０ｍｍ、２３０
ｍｍ、３０５ｍｍ、３８０ｍｍ、の４つとし、横軸にチ
ャンネル位置（チャンネル番号）、縦軸に散乱Ｘ線量
（強度）をとっている。散乱Ｘ線強度は、各ファントー
ム中心部が小さく、周辺に行くに従って大きくなってい
る。またファントーム径が大きくなるほど全体としての
平均強度は弱くなる。これは、散乱線もファントーム内
部でその強度を減弱するためであり、径の小さいファン
トームあるいは同じファントームでも通過パス長の短い
周辺部分の方が散乱線強度が強くなるからである。散乱
線量の見積り補正量を決定するにはこのような性質を考
慮しなければならない。正確な散乱線補正を行うために
は、散乱線強度のチャンネル方向の分布に従って補正量
を決定すべきであるが、全チャンネル同一補正量で散乱
線補正を行っても補正効果はほとんど劣化しない。これ
は本補正方法では散乱線補正が計測時検出器出力が小さ
くなる被検体の中心部分に対して強くかかり周辺では補
正の影響が弱くなるためである。また、被検体断面形状
が正円でない場合は、計測角度が異なると散乱線分布の
形状が若干変化する。そのことを考慮してチャンネル方
向に散乱線強度分布に対応するように近似曲線の補正量
としたり、補正量に重み付けを行ってもよい。また本補
正は全投影角度に対して一律の補正量を用いたが、基本
的に散乱線は被検体サイズに依存しているため、投影角
（ビュー方向とも云う）の変化は少なく若干補正の精度
は低下するものの特に不都合なことはない。
【００６６】そこで、本実施例では、処理を簡単に、高
速で行うことを考慮して特定の投影角度（例えばθ＝０
゜なる第１投影角度）に全チャンネル加算値ｘと散乱補
正量ｙとの関係を水ファントームの中心チャンネル部散
乱線データから求めておくことにした。図７は、図６の
強度分布から求めた散乱線補正のための基準サンプル値
の分布を示す。横軸がＬｏｇ変換後の第１投影データ全
チャンネル加算値ｘを示し、縦軸がリニア領域での散乱
線補正量ｙを示す。各サンプル点（マル印）は、前記４
つの異なるファントーム径によるものである。
【００６７】図７の基準サンプル値の分布から、本実施
例では、各サンプル点を結ぶ補正曲線を作り出し、この
補正曲線から散乱線補正を行わせることとした。
【００６８】（１）全チャンネル加算値ｘのべき乗関数
を補正曲線とする例。即ち、ｙとｘとの関係を
【数３】 とする例である。定数ａ、ｂは、図７のサンプル点を用
いて最小自乗法等で近似して決定する。この補正曲線
は、実測に近い関数であり、散乱線補正量は適正なもの
となる。
【００６９】（２）、全チャンネル加算値ｘの指数関数
を補正曲線とする例。即ち、ｙとｘとの関数を
【数４】 とする例である。定数ａ、ｂは図７のサンプル点を用い
て最小自乗法等で近似して決定する。（１）のべき乗関
数か（２）の指数関数かは、サンプルデータによって決
まる。（２）の指数関数の例を図８に示す。
【００７０】（３）、折れ線関数とする例。図９は補正
曲線近似として（ｘ、ｙ）データの隣接するデータ点間
を直線で結んで成る折れ線を用いた場合を示す。折れ線
近似による線形補間によっても、必要な補正量の精度は
確保できる。ただし、直径１６０ｍｍの水ファントーム
より小さな径に対応する領域については、図示したよう
にｘ＝０の位置における補正値を予め定めておく必要が
ある。
【００７１】（４）、階段状関数とする例。図９の折れ
線近似をより簡便にした近似として、図１０に示すよう
に隣接するデータ点で区切られた領域では、境界にある
どちらかのデータ点のｙ値をもってこの領域の補正量を
一律に決める階段状不連続線を用いることもできる。
【００７２】尚、図８〜図１０は水ファントームによる
図７のデータを基にして定めた補正曲線であるが、水以
外に人体に近いＸ線吸収係数を示すポリエチレンやアク
リルなどで構成されるファントームで測定された散乱Ｘ
線量を用いて補正曲線を定めることもできる。
【００７３】更に、前記した散乱Ｘ線の適正補正量算出
には、第１投影データが用いられたが、他の特定位置或
は複数個の投影データを用いても同じ手法で補正量の算
出が可能である。
【００７４】以上説明した散乱Ｘ線に対する適正補正量
の決定は、図２におけるファントームキャリブレーショ
ン（Ｆ５）が完了したデータについて行われているが、
プロセスＦ５の前に行ってもよい。
【００７５】水ファントーム或はポリエチレンやアクリ
ルのファントームを用いた前記散乱Ｘ線の測定と補正曲
線の決定を基にして図１の手順によりＸ線画像を再構成
すれば、Ｘ線検出器の実装上の問題点や装置コストアッ
プの問題点は解消され、被検体が人体の場合も頭部や腹
部については比較的高い精度で散乱Ｘ線の影響を除くこ
とができる。
【００７６】尚、ファントームは円筒状Ｘ線吸収体（円
形断層）であるのに対し、人体はほぼ楕円形断層を示
す。従って、中央部位で比較すると透過Ｘ線の減弱量が
人体の場合より少なくなる。また、人体には骨があった
り、肺野（空気）が混入したりするので、測定部位によ
っては前記ファントームで求めた補正曲線の精度が悪い
場合もある。
【００７７】そこで、より高い精度で人体に対する散乱
Ｘ線の補正曲線を得るために、前記補正プロセスの一部
を変更することもできる。即ち、図１のプロセスＦ８に
おける補正量の算出は、前記ファントームによる散乱Ｘ
線の吸収データから行っているが、人体の場合上記理由
によって適正補正量はファントームの場合より大きくな
る。そこでプロセスＦ８を以下のように変更するのであ
る。これを図１１にまとめた。関連する説明図を図１７
（Ａ）、（Ｂ）、実施例図を図１７（Ｃ）に示す。図１
７（Ａ）は、図２の補正テーブルメモリ４５５内の補正
関数を示す図、図１７（Ｂ）は図１１で新しく使用する
しきい値メモリ４５５Ａの関数を示す図である。
【００７８】Ｓｔｅｐ１ではファントームによる補正曲
線から加算値ｘkに対応する散乱線補正量ｙkを求める
が、これは図１のプロセスＦ８と同じである。
【００７９】Ｓｔｅｐ２は、被検体が水などのファント
ームに近い状態のもの（以下、ファントーム的被検体と
呼ぶ）かファントームとは大きくかけ離れた状態のもの
（以下、非ファントーム的被検体と呼ぶ）かの判定を行
うための判定データ算出を行う。この判定のための関数
が図１７（Ｂ）に示すしきい値メモリ４５５に格納した
しきい値関数Ａ＝ｇ（ｘ）及びファントーム平均値関数
Ａ′＝ｈ（ｘ）である。この関数は、横軸が第１投影角
度（又は特定投影角度）の全チャンネル加算値ｘ、縦軸
がしきい値Ａ及び径の異なるファントームから得たファ
ントーム平均値Ａ′を示してある。ここで、ファントー
ム平均値Ａ′とは、径の異なるファントームについて、
第１投影角度における、中央チャンネルを含むその近傍
のチャンネルにおけるＸ線データの平均値である。この
平均値を結んで作成した関数がＡ′＝ｈ（ｘ）である。
一方、しきい値Ａは、この関数を所定量上部にシフトし
て得た値である。このしきい値関数Ａ＝ｇ（ｘ）を導入
する理由は以下の通りである。
【００８０】即ち、基準ファントームは円形なのに人体
は楕円形が多いことから全チャンネル加算値ｘの割には
中心部の減弱量が少ないという特徴からきたもので、実
際数多くの臨床データで全チャンネル加算値ｘと中心部
減弱量との関係を調べたところ大部分の臨床データがこ
の基準ファントームの曲線式Ａ′＝ｇ（ｘ）の下限から
基準ファントーム曲線より上に分布することが確認でき
た。但し臨床では内部に骨があったり、肺野（空気）が
混入したりで中心部出力値は大きく変動してしまうため
中心部複数チャンネルの平均値でこの誤差を少なくす
る。平均値の代わりに合計値でもよい。またこの実施例
では中心部の出力値で判定しているが、基準ファントー
ムは一様な物質で中心部計測データの変化も少なく臨床
では前者に記載したようにさまざまな臓器が含まれ中心
部データの変化は大きいため、計測検出器中心部複数チ
ャンネル合計値や平均値の代わりに中心部複数チャンネ
ルの計測データの分散値をとっても同じ様な関係を示
し、この分散値も判断基準として採用できる。このよう
にファントームは一様物質で円形断層を示すためＸ線検
知器中央部位のチャンネル出力は減弱量が大きいため小
さくなるが、逆に人体は非一様物質で且つ楕円形断層を
示すため中央部位での出力は大きくなる。特に肺野部で
はこれが、顕著となる。そこで、この性質を利用して、
Ｘ線検知器中心部の複数チャンネルにおける出力の平均
値のみをとって被検体の判定を行う。被検体が人体の場
合は、Ｘ線検知器中央部位の複数チャンネルにおける出
力の平均値は、実線より上にくる。従って、誤差を考慮
して判定基準を与えるしきい値曲線Ａ＝ｇ（ｘ）を実線
より上に、平行移動した形状で点線のように定める。こ
れは、予め人体を用いて計測したデータを基にして決め
ておく。又、基準を分散値にした場合は、ファントーム
では計測データの変化は少ないため分散値は小さくな
り、被検体の場合は構造物のため計測値の変化が大きく
分散値が大きくなる人体を利用する。
【００８１】さて、Ｓｔｅｐ２では、加算値ｘkに対応
する中央複数チャンネル分の平均値Ｂkを算出すると共
に、図１７（Ｂ）の関数を利用して、加算値ｘkに対応
するしきい値Ａ0及びファントーム平均値Ａ1を求める。
Ｓｔｅｐ３では、被検体の出力平均値Ａ1がしきい値Ａ0
より大であるか否かの判定を行う。「ＮＯ」であれば、
被検体はファントーム状被検体と判断されるのでＳｔｅ
ｐ４で、先のＳｔｅｐ１で求めた散乱Ｘ線の補正量ｙk
を適正散乱線補正量とする。しかし、「ＹＥＳ］であれ
ば、被検体は非ファントーム状と判断されるので、ファ
ントーム平均値Ａ1との比、Ｃ＝Ｂk／Ａ1を求める。こ
れがＳｔｅｐ５である。
【００８２】Ｓｔｅｐ６は、適正補正量の変更である。
上記倍率比Ｂと散乱線補正量ｙkを用いて、この被検体
における最終適正補正量ｙ′kが次のように求められ
る。
【００８３】
【数５】 ここにＫは実際の補正効果を調整するゲイン定数であ
る。この場合、図１プロセスＦ８における散乱線補正量
はｙ′kとなる。
【００８４】図１７（Ｃ）には、図１１の処理のための
処理部を示す。メモリ４５５から加算値ｘk対応の散乱
線補正量ｙkを読み出し、メモリ４５５Ａから加算値ｘk
対応の平均値Ａ0、Ａ1を読み出す。判定部４５５Ｂでは
Ａ0とＢkとの大小比較を行い、Ｂk＞Ａ0であれば補正量
の変更を処理手段４５５Ｃで行い、ｙ′kを出力し、そ
うでなければｙkを出力する。尚、Ｓｔｅｐ２の説明で
は、右側のグラフ縦軸をＸ線検知器中央部位の複数チャ
ンネルにおける出力平均値としたが、これを複数チャン
ネルの出力合計値又は分散値とすることも可能である。
【００８５】また、ここでは、Ｓｔｅｐ３で「ＹＥＳ」
の場合倍率比Ｂを求めて新しい補正量ｙ′kを定めた
が、非ファントーム状人体部位の場合に異なる補正曲線
を用意しておき、「ＹＥＳ」の場合その補正曲線値を用
いてもよい。
【００８６】散乱Ｘ線量を検出する他の実施例を図１２
に示す。図１２は、Ｘ線検出器８のチャンネル方向の大
きさをファンビーム１０のファンビーム角度θよりも相
対的に大きくしたものである。Ｘ線検出器群８２がファ
ンビーム１０のファンビーム角度θに相当するもの、Ｘ
線検出器（群又は素子）８２がファンビーム角度θより
も大きな位置に相当するものである。Ｘ線管球５で発生
したＸ線ビームは、コリメータ６で絞られてファンビー
ム化される。そのファンビーム角度はθであり直接Ｘ線
は角度θより外側へは達しない。ファンビームＸ線１０
は、計測空間上の被検体又はファントーム（散乱体）７
に入射して減弱しながら被検体７を透過する。有用なＸ
線情報を含む直接Ｘ線１０Ａは、信号Ｘ線として被検体
又はファントーム７の後方に前記Ｘ線管球５の焦点を中
心とする円弧上に配列されたＸ線検出器８に入射する。
直接Ｘ線が入射するファンビーム角度θ以内に分布する
Ｘ線検出素子群は、主Ｘ線検出器８１として作用する。
一方、被検体７によって散乱されたＸ線のみが入射する
ファンビーム角度θより外側に分布するＸ線検出素子
は、Ｘ線検出器８２として働く。ここで重要なのは、Ｘ
線検出器のチャンネル方向の幅を大きくするか、又はＸ
線検出器８１、８２は共に、基本的に同じＸ線検出素
子、検出回路から成り立っており、従ってファンビーム
角度θの調節だけにより散乱Ｘ線１０Ｂの検出ができる
点である。
【００８７】Ｘ線検出器８２の出力は、前記したように
Ｘ線検知器８の両端位置における散乱Ｘ線量を示してい
る。予め径の異なるいくつかの水ファントームについ
て、このＸ線検出器８による散乱Ｘ線量の検出チャンネ
ル分布を調べると、図５が得られる。従って、図１２の
ようにして被検体による末端チャンネルでの散乱Ｘ線量
が計測できれば、それ以外のチャンネルにおける散乱Ｘ
線量を推定することができる。即ち、Ｘ線検知器８の中
央部位のチャンネルに、特別な散乱Ｘ線用検出器を備え
なくても済む。
【００８８】末端チャンネルにおける散乱Ｘ線の補集
は、これらチャンネルの検出素子の幅（即ち電極板間
隔）を工夫することによって、より効果的に行うことが
できる。図１３は、その例を示す。図１３（Ａ）は、末
端チャンネルの散乱Ｘ線検出器８２の幅を、主Ｘ線検出
器８１の幅より広くしたものである。散乱Ｘ線量は、図
５に示す如く末端チャンネルとその近傍のチャンネルで
はあまり大差がないので、幅を広くとれば精度を余り損
なうことなく、感度を向上させることができる。
【００８９】図１３（Ｂ）は、末端チャンネルの散乱Ｘ
線検出器８２の幅を被検体７の方向に向けた例を示す。
幅に妨げられることなく末端チャンネルに入射する散乱
Ｘ線量を増やすことができるので、感度の向上に資する
ことができる。
【００９０】以上の実施例においては、散乱Ｘ線量の検
知を図１２、図１３に示した如くＸ線ファンビーム角度
θより外側にあるＸ線検知器を用いて行う場合について
述べた。しかし、これ以外にも本発明では、主Ｘ線検出
器８１のみを用いて散乱Ｘ線のみを計測して補正する実
施例を開示することができる。
【００９１】図１４は、２重検出モード法を利用した散
乱Ｘ線検出を説明するための図である。このＸ線ＣＴ装
置においては、Ｘ線管球５から曝射されるＸ線ビームの
幅が、コリメータ６によってＸ線検知器８のチャンネル
方向と垂直なスライス方向にＸ線検知器８のＸ線検出面
幅以下に絞られている。図の（Ａ）散乱Ｘ線測定モード
においては、直線Ｘ線はＸ線検知器８のＸ線検出面外に
入射しており、従ってＸ線検出面では散乱Ｘ線のみが計
測される。一方、図の（Ｂ）計測モードにおいては、直
接Ｘ線と散乱Ｘ線が共にＸ線検知器８のＸ線検出面で計
測される。散乱Ｘ線測定モードと計測モードは高速で切
換えられる機構になっている。
【００９２】Ｘ線データをとる場合には、この両方のモ
ードを１組にして１計測（１スキャン）とよび、計測と
休止（次の計測位置に被検体７を移動する時間）が繰り
返されてＸ線測定が行われる。
【００９３】図示したように、最初に短時間散乱Ｘ線測
定モードでの計測が行われる。この間は、Ｘ線検知器８
の全チャンネルに亘るＸ線走査が１回乃至数回行われて
散乱Ｘ線検出のデータが収集される。この時曝射される
Ｘ線量は計測モードと同じ水準が望ましいが、被曝量を
低下させる目的でＸ線量を減らす場合には、その比率で
散乱Ｘ線量の補正を行う必要がある。
【００９４】散乱Ｘ線測定が終了後、通常の計測モード
に移るが、この時Ｘ線管球５から被検体７に曝射される
Ｘ線は一旦カットすることも、そのまま連続曝射するこ
とも可能である（図１４は一旦カットする例を示し
た）。
【００９５】画像処理のプロセスでは、前処理後補正し
たＸ線散乱量を計測モードデータからそのまま減算すれ
ばよい。この場合は、ファントームを用いないので、よ
り精度の高いＣＴ像を再構成することができる。
【００９６】図１４の（Ａ）、（Ｂ）の如く、高速でモ
ード切換えを行うにはいくつかの方法がある。図１３
は、その一部を示す。図１５（Ａ）はＸ線検知器８をス
ライス方向に移動する方法、（Ｂ）はコリメータ６をス
ライス方向に移動する方法、（Ｃ）はＸ線管球５の位置
をスライス方向に移動する方法である。これらの移動
は、各装置の固定治具をスライドベアリングやボールネ
ジ機構を利用して単軸方向にシフトする精密制御台に固
定し、位置制御を行えばよい。
【００９７】しかし、装置移動には慣性力を伴い、高速
切換えに制限がある。その点は、Ｘ線管球５の焦点位置
を移動させる方法がすぐれている。
【００９８】図１６は、Ｘ線管球５の焦点切換え方法の
一例を示している。図１６（Ａ）は、切換えスイッチの
操作によって多焦点用放射銃１２の電子ビーム放射源を
切換えるスイッチをの位置にすれば散乱Ｘ線用フィラ
メントが加熱されて放射された電子ビームはＸ線発生用
のターゲット円板１１傾斜面の上方に当たり、図の下方
へＸ線を曝射する。一方、切換えスイッチをの位置に
すれば、計測用フィラメントが加熱されて放射される電
子線は、ターゲット円板１１傾斜面の下方に当たり散乱
Ｘ線測定モード時とは異なる位置からＸ線を図の下方へ
曝射することになる。
【００９９】図１６（Ｂ）は、単焦点用放射銃１３とタ
ーゲット円板１１との間に電子軌道偏向装置１４を設け
た例である。電子軌道偏向装置１４に、図示した向きの
電界を印加することによって、点線で表示したような方
向に単焦点用放射銃１３から放射される電子ビームが偏
向し、散乱Ｘ線測定モード時の方向にＸ線が曝射され
る。偏向電圧が印加されない場合は、計測モード時の方
向にＸ線が曝射される。（Ｃ）は、より焦点位置の差を
大きくするために、ターゲット円板の傾斜を変化させた
場合を示す。
【０１００】図１６（Ｂ）の変形として、単焦点用放射
銃１３から電子ビームを放射後、その軌道を偏向装置の
電圧印加により変更せしめ、傾斜させた平板ターゲット
面に電子ビームを入射せしめる方法がある。原理的に
は、２の方法及び図１６（Ｂ）の方法がもっとも高速性
にすぐれ、また機構的に無理なく２重検出モードのＸ線
曝射方向を制御するのに好適と言えよう。この方法によ
れば、散乱Ｘ線測定モードは、連続Ｘ線の立上がり時間
を利用して行うことも可能であり、このモード追加によ
る計測時間の増加もほとんど問題にならなくなる。
【０１０１】被検体の大きさとして、特定投影角での全
チャンネル加算値としたが、全チャンネル加算値の代わ
りに平均値や分散値等の他のパラメータを利用してもよ
い。
【０１０２】
【発明の効果】以上実施例を用いて説明したように本発
明によれば、単一種類の主Ｘ線検出器から成るＸ線検知
器のみを用いて散乱Ｘ線量を検知し、Ｘ線画像を再構成
する前の段階で散乱Ｘ線の影響を適正に補正することが
可能である。従って、Ｘ線ＣＴ装置のコストアップや大
型化につながることなく、良好な画質ＣＴ断層像を得る
ことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線ＣＴ画像処理のフロー図である。
【図２】Ｘ線ＣＴ装置の画像診断装置の実施例図であ
る。
【図３】Ｘ線ＣＴ装置の主要外観図である。
【図４】本発明の一実施例におけるＸ線検知器の配置を
示す図である。
【図５】本発明の散乱Ｘ線量を求める原理を示す図であ
る。
【図６】水ファントームを用いた散乱Ｘ線量の検出チャ
ンネル位置分布を示すデータ図である。
【図７】水ファントームを用いた場合の散乱Ｘ線に対す
る散乱線補正量のサンプル値を定めた図である。
【図８】水ファントームを用いて作成した散乱Ｘ線補正
量を与える指数関数補正曲線を示す図である。
【図９】線形補間による近似補正曲線を示す図である。
【図１０】階段状不連続線による近似補正を示す図であ
る。
【図１１】図１のプロセスＦ８（補正量の算出）の変更
例を示す図である。
【図１２】本発明の散乱Ｘ線量を求めるための、Ｘ線検
出器及びファンビーム角度に関する実施例図である。
【図１３】本発明の散乱Ｘ線量を求めるため、グリッド
位置変更による散乱Ｘ線検出器の実施例図である。
【図１４】２重検出モード法を利用した散乱Ｘ線の検出
法を説明する図である。
【図１５】図１４に示したＸ線受光位置の切換え方法を
示す図である。
【図１６】図１５とは別のＸ線受光位置の切換え方法を
説明するための図である。
【図１７】本発明の散乱線補正量の再変更例を示す図で
ある。
【図１８】腹部モデルでの散乱線補正のための説明図で
ある。
【図１９】Ｌｏｇ変換テーブルによる散乱線補正の説明
図である。
【符号の説明】
１ 高電圧発生装置 ２ ガントリ ３ 被検体（患者）テーブル ４ 画像診断装置 ５ Ｘ線管球 ６ コリメータ ７ 被検体（患者） ８ Ｘ線検知器 １１ ターゲット円板 １２ 多焦点用放射銃 １３ 単焦点用放射銃 １４ 電子軌道偏向装置 ４１ 磁気ディスク ４２ 前処理装置 ４３ 中央制御装置 ４４ 主メモリ ４５ 補正処理装置 ４６ 画像再構成処理装置 ４７ 表示装置 ８１ 主Ｘ線検出器 ８２ 散乱Ｘ線検出器 ９１ 直接Ｘ線 ９２ 散乱Ｘ線 ４５４ テーブル読み出し器 ４５５ 補正テーブルメモリ
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平３−210243（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−280846（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−151939（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−62126（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−40535（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−60983（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−19131（ＪＰ，Ａ) 実開 平５−84303（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 6/03

Claims (12)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 第１の被検体の透過Ｘ線の実測値をｌｏ
    ｇ変換したデータから、Ｘ線実測値のｌｏｇ変換後の計
    測データと散乱Ｘ線補正量との関係を示す散乱Ｘ線補正
    曲線を求めるステップ； 第２の被検体の透過Ｘ線の実測値をｌｏｇ変換するステ
    ップ； 前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後の計測データ
    と、前記散乱Ｘ線補正曲線から、ｌｏｇ変換前の段階で
    あるリニア領域での散乱Ｘ線補正量を求めるステップ； 前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後の計測データを
    逆ｌｏｇ変換してリニア領域の値を求めるステップ； 前記逆ｌｏｇ変換して得られたリニア領域の値から前記
    散乱Ｘ線補正量を減算器にて差し引くステップ： 前記減算器出力をｌｏｇ変換し、前記第２の被検体に関
    するＣＴ画像を構成するステップ； とを含むＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正方法。
  2. 【請求項２】 前記散乱Ｘ線補正曲線を求めるステップ
    は、前記ｌｏｇ変換したデータと補正量との関係をべき
    乗関数、または指数関数、または折れ線関数、または階
    段状関数で近似するステップを含む請求項１のＸ線ＣＴ
    装置に於ける散乱Ｘ線補正方法。
  3. 【請求項３】 前記散乱Ｘ線補正曲線を求めるステップ
    は、ｌｏｇ変換したデータとして、Ｘ線検出器の全チャ
    ンネル加算値を求めるステップを含む請求項１のＸ線Ｃ
    Ｔ装置に於ける散乱Ｘ線補正方法。
  4. 【請求項４】 前記散乱Ｘ線補正量を求めるステップ
    は、 前記第２の被検体に関するｌｏｇ変換後の計測データか
    ら被検体の形状を表すパラメータを求めるステップ； 前記パラメータと、前記散乱Ｘ線補正曲線とから最適な
    散乱Ｘ線補正量を求めるステップ； とを含む請求項１のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正
    方法。
  5. 【請求項５】 前記パラメータを求めるステップはＸ線
    検出器の中央部の複数チャンネルの出力の加算値、また
    は平均値、または分散値を求めるステップを含む請求項
    ４のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正方法。
  6. 【請求項６】 前記散乱Ｘ線補正量を求めるステップ
    は、検出器中央部分の複数のチャンネルの出力から被検
    体の形状を表す値Ｂｋを求めるステップ； 前記値Ｂｋと、前もって定めた所定の閾値とを比較する
    ステップ； 前記値Ｂｋが前記閾値より大きい場合、前記散乱Ｘ線補
    正曲線から得られる補正量を修正して出力するステッ
    プ； 前記値Ｂｋが前記閾値と等しいか、または小さい場合、
    前記散乱Ｘ線補正曲線から得られる補正量を最適な散乱
    Ｘ線補正量として出力するステップ； とを含む請求項１のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補正
    方法。
  7. 【請求項７】 前記散乱Ｘ線補正量を求めるステップ
    は、 前記値Ｂｋを検出器中央部分の複数のチャンネルの出力
    の平均値、または加算値、または分散値から求めるステ
    ップを含む請求項５のＸ線ＣＴ装置に於ける散乱Ｘ線補
    正方法。
  8. 【請求項８】 Ｘ線源と多チャンネルＸ線検出器とを有
    し、被検体の回りを回転して被検体の透過Ｘ線量を計測
    するＸ線検出手段； 第１の被検体を用いて前記Ｘ線検出手段で計測して得ら
    れたデータのｌｏｇ変換後の全チャンネル加算値ｘと、
    前記加算値ｘに対応するｌｏｇ変換前の段階であるリニ
    ア領域に於ける散乱Ｘ線補正量ｙとの関係を示す散乱Ｘ
    線補正関数ｙ＝ｆ（ｘ）を格納するメモリ手段； 第２の被検体を用いて前記Ｘ線検出手段で計測して得ら
    れた計測データをｌｏｇ変換する第１のｌｏｇ変換手
    段； 前記第１のｌｏｇ変換手段の出力される計測データから
    前記Ｘ線検出手段の第１の回転角度での全チャンネルに
    わたるＸ線透過データのｌｏｇ変換後の加算値Ｘｋを求
    める手段； 前記加算値Ｘｋに対応するリニア領域に於ける散乱Ｘ線
    補正量ｙｋ＝ｆ（ｘｋ）を前記メモリ手段から読み出す
    手段； 前記第２の被検体に関して得られたｌｏｇ変換後の計測
    データを逆ｌｏｇ変換して得られたリニア領域のデータ
    から、前記散乱Ｘ線補正量ｙｋを差し引く減算手段； 前記減算手段から出力されたデータをｌｏｇ変換する第
    ２のｌｏｇ変換手段； 前記第２のｌｏｇ変換手段の出力データからＣＴ画像を
    再構成する手段；とを含むＸ線ＣＴ装置。
  9. 【請求項９】 前記メモリ手段は、前記散乱Ｘ線補正曲
    線をべき乗関数、または指数関数、または折れ線関数、
    または階段状関数として記憶する手段を含む請求項８の
    Ｘ線ＣＴ装置。
  10. 【請求項１０】 Ｘ線源と多チャンネルＸ線検出器とを
    有し、被検体の回りを回転して被検体の透過Ｘ線量を計
    測するＸ線検出手段； 第１の被検体を用いて前記Ｘ線検出手段で計測して得ら
    れたデータのｌｏｇ変換後の全チャンネル加算値ｘと、
    前記加算値ｘに対応する、ｌｏｇ変換前の段階であるリ
    ニア領域に於ける散乱Ｘ線補正量ｙとの関係を示す散乱
    Ｘ線補正関数ｙ＝ｆ（ｘ）を格納する第１のメモリ手
    段； 前記全チャンネル加算値ｘと、Ｘ線検出器の中央チャン
    ネルを含む複数チャンネルの出力から得られる被検体の
    形状を表す値Ａ’との関係を示す関数Ａ’＝ｈ（ｘ）を
    格納する第２のメモリ手段； 前記関数Ａ’より上に位置する閾値関数Ａ＝ｇ（ｘ）を
    格納する第３のメモリ手段； 第２の被検体を用いて前記Ｘ線検出手段で計測して得ら
    れた計測データをｌｏｇ変換する第１のｌｏｇ変換手
    段； 前記第１のｌｏｇ変換手段の出力データから検出系の第
    １の回転角度での全チャンネルにわたるＸ線透過データ
    のｌｏｇ変換後の加算値ｘｋを求める手段； 前記第１のｌｏｇ変換手段の出力データから前記検出系
    の第２の回転角度での中央チャンネルを含む複数チャン
    ネルの出力から被検体の形状を表す値Ｂｋを求める手
    段； 前記全チャンネル加算値ｘｋに対応する散乱Ｘ線補正量
    ｙｋ＝ｆ（ｘｋ）、被検体の形状を表す値Ａ’ｋ＝ｈ
    （ｘｋ）、閾値Ａｋ＝ｇ（ｘｋ）を前記第１、第２、第
    ３メモリから読み出す手段； 前記Ｂｋと前記閾値Ａｋとを比較する手段； 前記Ｂｋ＞前記閾値Ａｋの時、前記散乱Ｘ線補正量ｙｋ
    の変更値である修正散乱Ｘ線補正量ｙｋ’を出力する手
    段； 前記Ｂｋ≦前記閾値Ａｋの時、前記散乱Ｘ線補正量ｙｋ
    を出力する手段；前記第２の被検体に関して得られたｌ
    ｏｇ変換後の計測データを逆ｌｏｇ変換してリニア領域
    の値に戻す逆ｌｏｇ変換手段； 前記逆ｌｏｇ変換手段の出力データから、前記修正散乱
    Ｘ線補正量ｙｋ’または前記散乱Ｘ線補正量ｙｋを差し
    引く減算手段； 前記減算手段から出力されたデータをｌｏｇ変換する第
    ２のｌｏｇ変換手段； 前記第２のｌｏｇ変換手段の出力データからＣＴ画像を
    再編成する手段；とを含むＸ線ＣＴ装置。
  11. 【請求項１１】 前記被検体の形状を表す値を求める手
    段は、前記複数チャンネルの平均値、または加算値、ま
    たは分散値を求める手段を含む請求項１０のＣＴ装置。
  12. 【請求項１２】 前記第１のメモリ手段は、前記散乱Ｘ
    線補正曲線をべき乗関数、または指数関数、または折れ
    線関数、または階段状関数として記憶する手段を含む請
    求項１０のＸ線ＣＴ装置。
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