WO2010150717A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2010150717A1
WO2010150717A1 PCT/JP2010/060422 JP2010060422W WO2010150717A1 WO 2010150717 A1 WO2010150717 A1 WO 2010150717A1 JP 2010060422 W JP2010060422 W JP 2010060422W WO 2010150717 A1 WO2010150717 A1 WO 2010150717A1
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WO
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ray
detector
slice
correction
data
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/060422
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English (en)
French (fr)
Inventor
康隆 昆野
史人 渡辺
冬彦 寺本
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
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Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • A61B6/584—Calibration using calibration phantoms determining position of components of the apparatus or device using images of the phantom
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Definitions

  • the present invention relates to a technique for improving the image quality of a reconstructed image in an X-ray CT apparatus, and in particular, an artifact in a multi-slice X-ray CT apparatus including an X-ray detector in which X-ray detection elements for detecting X-rays are arranged in a matrix. It relates to reduction technology.
  • An X-ray CT apparatus calculates an X-ray absorption coefficient from an X-ray transmission image (hereinafter referred to as projection data) of a subject taken from a plurality of directions, and obtains a tomographic image (hereinafter referred to as a reconstructed image) of the subject. It is a device and is widely used in the fields of medicine and nondestructive testing. In recent years, especially in the medical field, multi-slice X-ray CT apparatuses have been widely used.
  • the multi-slice X-ray CT apparatus has a detection element array in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in the channel direction along the plane of the reconstructed image.
  • the slice direction is orthogonal to the channel direction and along the body axis direction of the subject.
  • the X-ray detectors arranged in a plurality of stages are collected, and two-dimensional radiation data is collected by one X-ray irradiation to obtain a plurality of reconstructed images (see, for example, Patent Document 1).
  • the multi-slice X-ray CT apparatus has such a structure, a wide field of view can be imaged in the slice direction by one X-ray irradiation, so that a desired range can be imaged in a short time. As a result, not only the imaging time can be shortened, but also a moving organ such as the heart can be imaged while suppressing blur due to movement.
  • An X-ray detector for a multi-slice X-ray CT apparatus has a structure in which a semiconductor substrate on which a photoelectric conversion element is formed is mounted on a scintillator substrate that converts X-rays into light. Due to the size of the semiconductor substrate to be used, the difficulty of fabrication, and price constraints, detector blocks with fewer than the desired number of stages are formed, and multiple detector blocks are arranged side by side in the slice direction to detect X-rays with the desired number of stages. There is a tiling technique for realizing a container (see, for example, Patent Document 2 and Patent Document 3).
  • JP 2000-316841 A Japanese Patent Laid-Open No. 2001-242253 JP 2004-215911 JP
  • the X-ray detectors are arranged at equal intervals in the X-ray detector.
  • the distance between adjacent X-ray detection elements between the detector blocks is determined by detecting the adjacent X-rays within the detector block. It is necessary to make it equal to the element spacing. For this purpose, it is necessary to tile the semiconductor substrate constituting the detector block without any gap. However, it is technically difficult to completely remove the unevenness of the end face of the semiconductor substrate and make it parallel. Moreover, since high technical power is required, it becomes expensive.
  • the positional accuracy of the tiling is lowered due to the variation in the manufacturing dimensions and the unevenness of the end portion, and the quality of the reconstructed image is accordingly lowered.
  • the width of the photoelectric conversion element at the end of the semiconductor substrate constituting each detector block is made shorter than the width of the photoelectric conversion element at other positions by the gap generated due to the above circumstances, and the X-ray detection element An equally spaced arrangement is realized.
  • the photoelectric conversion element at the end has a smaller light receiving area than the other photoelectric conversion elements, the fill factor is reduced, and the light receiving efficiency is reduced.
  • the dark current characteristics and photoelectric conversion efficiency of the photoelectric conversion element at the edge due to cracks made by edge processing of the semiconductor substrate There is a possibility that it may decrease or vary compared to other parts. Further, like the semiconductor substrate, it is difficult to arrange the adjacent scintillator element blocks without a gap, so that a high technical force is required and the cost becomes high.
  • the separator plate and the light reflecting layer at the end of each detector block can be made thin. , Evenly spaced arrangement is realized. However, by reducing these thicknesses, the light collection efficiency due to a decrease in reflectance is reduced, and the variation in the collection efficiency among X-ray detection elements is increased.
  • the adjacent detector block is configured to serve as one light reflecting layer and a separator, and an equal interval is realized, a part of the light reflected by the separator and the light reflecting layer from the gap between both detector blocks. It escapes and the light collection efficiency decreases.
  • an X-ray detector is configured by tiling a detector module on which a scattered X-ray collimator is further mounted on the detector block.
  • the X-ray detection elements are arranged at equal intervals.
  • the support of the X-ray collimator plate tends to become unstable.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a technique for improving tiling workability in manufacturing an X-ray detector and obtaining a high-quality reconstructed image.
  • the distance between the X-ray detection elements adjacent to each other between the detector blocks is determined by detecting the adjacent detector blocks in the detector block. Do not match the distance between elements (in-block distance). Instead, from the obtained raw data, the output values at the same number of positions as the X-ray detection elements between the reference positions are estimated between the reference positions when each detector block is manufactured. Projection data is generated from the position and the raw data.
  • an X-ray generation means for irradiating X-rays, and a detector module in which X-ray detection elements for detecting the X-rays and converting them into electric signals are arranged in a two-dimensional direction in the channel direction and the slice direction include the slice A plurality of X-ray detectors arranged in the direction, and signal processing means for generating projection data by performing signal processing on raw data obtained from the electrical signals detected by the plurality of X-ray detection elements of the X-ray detector And a reconstruction processing means for performing reconstruction processing on the projection data and generating a reconstructed image, wherein each detector module has a reference position at a predetermined position in the slice direction.
  • Each detector module has a gap between adjacent detector modules in the slice direction, and the signal processing means stores the width of the gap in the slice direction as a gap value;
  • X-ray examination A position for correcting the slice position specified by the position of the X-ray detection element of the detector to a predetermined position between the reference positions respectively provided in two detector modules of the plurality of detector modules
  • a data output value at a slice position after correction by the correction means and the position correction means is estimated from raw data obtained from the electrical signal detected by the X-ray detection element and a gap value stored in the storage means.
  • An X-ray CT apparatus comprising: a data estimation unit; and generating the projection data from a data output value estimated by the data estimation unit.
  • the present invention it is possible to improve the tiling workability in manufacturing the X-ray detector and obtain a highly accurate reconstructed image.
  • (a) is a functional block diagram of the central processing unit of the first embodiment
  • (b) is a diagram for explaining the flow of data processing by the central processing unit of the first embodiment
  • (a) is a diagram for explaining the calculation processing and output value estimation processing of the regular slice position of the first embodiment
  • Processing flow showing the flow of data processing of the first embodiment Process flow for explaining the sensitivity data generation procedure of the first embodiment
  • Process flow for explaining the procedure for calculating the conversion coefficient of the first embodiment
  • Processing flow showing another example of data processing flow of first embodiment
  • Processing flow showing another example of data processing flow of first embodiment
  • Processing flow showing another example of data processing flow of first embodiment are diagrams for explaining the advantages of performing position correction before reference correction in the first embodiment.
  • Processing flow showing another example of data processing flow of first embodiment Scan diagram obtained when the helical scan of the first embodiment is performed
  • (a) and (b) are diagrams for explaining the position correction and output value determination calculation method of the first embodiment.
  • the figure for demonstrating another example of the X-ray irradiation range on the X-ray detector of 1st embodiment The flow which shows an example of the flow of the process for changing the slice thickness of a reconstruction image in 1st embodiment
  • Sectional view of the X-ray detector of the second embodiment (a)
  • (b) is a diagram for explaining the calculation processing and output value estimation processing of the regular slice position of the second embodiment
  • (b) are diagrams for explaining another example of the normal slice position calculation process and the output value estimation process of the second embodiment.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of the X-ray CT apparatus of the present embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 10 of the present embodiment includes an X-ray source 100, an X-ray detector 104, a signal acquisition device 109, a central processing unit 105, a display device 106, an input device 107, and a control device 108.
  • a turntable 101 and a couch top 103 are provided.
  • a plurality of X-ray detectors 104 are arranged in a circular arc shape with the X-ray source 100 as a substantial center, and are mounted on the turntable 101 together with the X-ray source 100.
  • the rotation direction of the X-ray source 100 and the turntable 101 is referred to as a channel direction 112, and the direction perpendicular to the rotation direction is referred to as a slice direction 111.
  • FIG. 1 exemplifies a case where eight X-ray detectors 104 are provided in the channel direction 112 in order to simplify the description.
  • a scattered X-ray collimator 120 (not shown here, see FIG. 2 described later) is installed in front of the X-ray detector 104.
  • the scattered X-ray collimator 120 prevents X-rays scattered by the subject 102 and the like from the X-rays irradiated from the X-ray source 100 from entering the X-ray detector 104.
  • the central processing unit 105 controls the overall operation of the X-ray CT apparatus 10 of the present embodiment.
  • the control device 108 performs synchronous control of X-ray irradiation from the X-ray source 100 and readout by the X-ray detector 104 in accordance with the instruction from the central processing unit 105. And the rotation control of the turntable 101 is performed.
  • the X-ray source 100 irradiates a fan-shaped X-ray toward the subject 102 placed on the bed top plate 103 in accordance with an instruction from the control device 108.
  • the X-ray detector 104 detects X-rays that have passed through the subject 102 and converts them into electrical signals.
  • the signal collection device 109 collects the electrical signal, converts it into a digital signal, and generates raw data.
  • the central processing unit 105 generates projection data from the raw data, performs image processing on the projection data, and generates a cross-sectional image (reconstructed image) of the X-ray absorption coefficient distribution of the subject 102.
  • the display device 106 displays the generated reconstructed image.
  • the rotation table 101 is rotated in the rotation direction 112, the X-ray irradiation angle is changed with respect to the subject 102, and the above X-ray irradiation is repeated to generate projection data for 360 degrees of the subject 102.
  • Collect possible raw data This collection of raw data is performed every fixed rotation angle, for example, every 0.4 degrees. Note that raw data acquired at a certain rotation angle is called a view.
  • FIG. 2 is an external view for explaining an example of the external appearance of the X-ray detector 104 of the present embodiment.
  • FIG. 3 is a view for explaining an example of a cross-sectional structure of the X-ray detector 104, and is a cross-sectional view at a position 1000 in FIG.
  • the X-ray detector 104 of this embodiment includes a scattered X-ray collimator 120, a scintillator element substrate 130, a photoelectric conversion substrate (semiconductor substrate) 140, and a wiring substrate 150.
  • An adhesive 129 is used between the scattered X-ray collimator 120 and the scintillator element substrate 130
  • an adhesive 139 is used between the scintillator element substrate 130 and the photoelectric conversion board 140
  • an adhesive is used between the photoelectric conversion board 140 and the wiring board 150.
  • Each of them is bonded with an agent 149.
  • a plurality of X-ray detectors 104 are fixed to a detector fixing base (not shown) using mounting holes 159 and arranged in an arc shape shown in FIG.
  • the scattered X-ray collimator 120 blocks X-rays scattered by the subject 102 from entering the scintillator element, and is arranged in parallel in both the channel direction 112 and the slice direction 111, for example, tungsten or molybdenum.
  • the metal plate 121 is used. These metal plates 121 are held by a metal plate support plate 122.
  • the scintillator element substrate 130 includes scintillator elements 131 that are arranged in a matrix and emit light when X-rays are detected.
  • the photoelectric conversion substrate 140 includes a photoelectric conversion element 141 disposed on the surface facing the scintillator element substrate 130 so as to face the scintillator element 131.
  • An electrical signal from the photoelectric conversion element 141 is guided to the electrode pad 151 provided on the back surface (surface on the wiring board 150 side) through the through wiring 146.
  • the photoelectric conversion element 141 and the scintillator element 131 constitute an X-ray detection element 161 (not shown) that detects an X-ray and generates an electric signal.
  • the X-ray detection element 161 is disposed between the metal plates 121 of the scattered X-ray collimator 120.
  • the adhesive 139 that bonds the photoelectric conversion substrate 140 and the scintillator element substrate 130 is transparent to the light generated by the scintillator element 131, and optically connects the scintillator element 131 and the photoelectric conversion element 141.
  • X-rays scattered by the subject 102 are removed by the scattered X-ray collimator 120 before entering the X-ray detection element 161, and the subject 102 is removed.
  • the transmitted X-ray is detected by the X-ray detection element 161 and converted into an electric signal.
  • X-rays for one slice in the slice direction 111 and for one channel in the channel direction are detected.
  • the scattered X-ray collimator 120, the scintillator element substrate 130, and the photoelectric conversion substrate 140 constitute one detector module 400. That is, the X-ray detector 104 of the present embodiment is configured by mounting a plurality of detector modules 400 arranged adjacent to the slice direction 111 on the wiring board 150. As shown in FIG. 3, the wiring board 150 includes an electrode pad 152 for electrically connecting to the electrode pad 151 of the photoelectric conversion board 140, and a connector 153 for outputting an electric signal from the photoelectric conversion element 141 to the outside. Are connected by wiring (not shown).
  • the detector module numbers of 1 and 2 are assigned to the two detector modules 400, respectively.
  • the scattered X-ray collimator 120 they are denoted as 120-1 and 120-2.
  • the number of stages in the slice direction 111 of each X-ray detection element 161 arranged in a matrix is called the number of slices, and the number of columns in the channel direction 112 is called the number of channels.
  • the X-ray detection elements 161 are arranged at equal intervals in the slice direction 111 in one detector module 400 will be described as an example.
  • each of the scattered X-ray collimator 120, the scintillator element substrate 130, the photoelectric conversion substrate 140, and the wiring substrate 150 is produced, and each detector module 400 is produced using these, and the produced detector module. 400 is mounted on the wiring board 150, and the X-ray detector 104 is manufactured.
  • the scattered X-ray collimator 120 is produced, for example, by mounting the metal plate 121 having the shape shown in FIG. 4 on the metal plate supporting plate 122 having the shape shown in FIG.
  • the metal plate 121 is made of, for example, molybdenum or tungsten and has a recess 123.
  • FIG. 4 is an example of the metal plate 121 arranged in parallel to the slice direction 111 of the X-ray detector module 400 having 6 channels and 4 slices (6 channels and 4 slices). This is an example having seven. Note that the number of depressions 123 is determined by the number of channels and the number of slices of the X-ray detector module 400.
  • the number of the recesses 123 is five.
  • the metal plate support plate 122 is preferably made of a resin that has a good X-ray transmittance and is not easily altered by X-rays, such as polyethylene or acrylic, and has grooves 124 shown in FIG.
  • the channel direction metal plate 121 is placed in the groove 124 with the indentation 123 of the channel direction metal plate 121 facing upward. Line up. At this time, an adhesive is applied to the groove 124 in advance.
  • the slice direction metal plates 121 are arranged in parallel to the slice direction 111 while being put in the grooves 124.
  • the recess 123 of the metal plate 121 for slicing direction is directed downward so as to be engaged with the recess 123 of the metal plate 121 for channel direction that has already been put.
  • the scattered X-ray collimator 120 is manufactured by applying an adhesive to the intersecting portions of these metal plates 121 and solidifying them. Note that the above manufacturing procedure is an example, and the present invention is not limited to this.
  • the scintillator element substrate 130 is made of, for example, a scintillator plate made of a material such as GSO (Ce-added Gd2SiO5 single crystal), LSO (Ce-added Lu2SiO5 single crystal), BGO (Bi4Ge3O12), CWO (CdWO4), channel direction and slice direction.
  • GSO Ca-added Gd2SiO5 single crystal
  • LSO Ca-added Lu2SiO5 single crystal
  • BGO Ba4Ge3O12
  • CWO CdWO4
  • the photoelectric conversion substrate 140 is manufactured by arranging a photoelectric conversion element 141 on one surface (front surface) on a semiconductor substrate such as crystalline silicon and forming an electrode pad 151 on the other surface (back surface). Further, a through wiring 146 penetrating from the front surface to the back surface is formed.
  • the photoelectric conversion element 141 is, for example, a PIN type or PN type photodiode, and is created using a general-purpose process. In order to realize a large light receiving area, for example, a structure in which electrodes, a P layer, an N layer, and an I layer are vertically stacked on silicon is used.
  • the electrode pad 151 is produced by vapor deposition, for example.
  • a through hole is formed in the semiconductor substrate by edging or the like, and then an insulating layer is formed in the through hole by a CVD method or a thermal oxidation method, and then CVD method, sputtering method, nano metal particle embedding To make.
  • the wiring board 150 is made of, for example, a printed wiring board, a ceramic board, an aluminum board, a Teflon (registered trademark) board, an electrode pad 152 and a wiring, for example, by vapor deposition, and a connector 153 is made of, for example, solder. And glue.
  • FIGS. 6A to 6C are diagrams showing an example of a process for manufacturing the X-ray detector 104.
  • FIG. 6 (a) the scintillator element substrate 130 and the photoelectric conversion substrate 140 are bonded with an adhesive 139 to produce an X-ray detection element substrate 160 (step 1).
  • the end of the scintillator element substrate 130 is aligned with the marker 142 included in the photoelectric conversion substrate 140.
  • the end portion of the scintillator element substrate 130 aligned with the marker 142 when the X-ray detector 104 (detector module 400) is manufactured serves as a reference position in the position correction process described later.
  • the scattered X-ray collimator 120 is bonded to the X-ray detection element substrate 160 manufactured in step 1 with an adhesive 129, and the detector module 400 is manufactured (step 2).
  • the end 144 where the scintillator element substrate 130 is aligned with the marker 142 of the photoelectric conversion substrate 140 the end of the scattered X-ray collimator 120 and the end of the scintillator element substrate 130 are aligned.
  • two detector modules 400 are mounted on the wiring board 150 (step 3).
  • the detector modules 400-1 and 400-2 are mounted so that the ends opposite to the end 144 aligned in step 2 are adjacent to each other. Further, the end portion of the photoelectric conversion substrate 140 is aligned with the marker 143 included in the wiring substrate 150.
  • the detector modules 400-1 and 400-2 and the wiring board 150 are bonded with an adhesive 149, and the electrode pad 151 and the electrode pad 152 are electrically connected using, for example, solder balls. To do.
  • the X-ray detector 104 is manufactured according to the above process. Therefore, since there is no process for performing a special process on the end of the detector module 400, for example, the thickness 201 of the light reflecting material 132 in the detector module 400 and the light reflecting material 132 at the end of the detector module 400 are used. And the width 206 of the scintillator element 131 at the end and the width 205 of the scintillator element 131 at the end other than the end. However, a gap 401 exists between the detector modules 400.
  • the thickness 201 is also the distance 203 between the scintillator elements 131 in the detector module 400
  • the thickness 202 is also the distance 204 from the scintillator element 131 to the end of the detector module 400.
  • the distance 204 between the end scintillator element 131 (X-ray detection element 161) and the end of the detector module 400, and the scintillator element 131 (X-ray detection element 161 in the detector module 400). ) Will be described as an example. Therefore, in the present embodiment, the distance between the centers 211 of the X-ray detection elements 161 adjacent across the detector modules 400-1 and 400-2 (inter-module element distance) 213 is within the detector module 400.
  • the gap 401 is wider than the distance between the centers of adjacent X-ray detection elements 161 (inter-module element distance) 212.
  • a reference position at the time of manufacture that is, the marker 142 and the marker 143, is provided on the surface opposite to the surface adjacent to the other detector module 400. Is provided. Therefore, the position of the X-ray detection element 161 closer to the end opposite to the adjacent surface of the detector module 400 can be determined with higher accuracy.
  • a surface on the side where the two detector modules 400 are adjacent to each other is referred to as an adjacent surface.
  • FIG. 7 (a) is a functional block diagram of the central processing unit 105 of this embodiment.
  • FIG. 7B is a diagram for explaining the flow of data processing in the central processing unit 105.
  • the central processing unit 105 of the X-ray CT apparatus 10 of the present embodiment generates projection data from raw data, performs image processing on the projection data, and generates a reconstructed image. For this reason, as shown in FIG.
  • a correction unit 510 that generates projection data from raw data and a reconstruction unit 520 that generates a reconstructed image from projection data are provided.
  • the correction unit 510 also includes a correction data storage unit 530 that stores correction data necessary for performing correction processing.
  • the central processing unit 105 is configured by an information processing device including a CPU, a memory, and a storage device, and the correction unit 510 and the reconstruction unit 520 are executed by the CPU loading a program stored in the storage device into the memory. Is realized.
  • the correction data storage unit 530 is configured in a storage device.
  • a solid line 701 indicates the flow of data during actual measurement
  • a dotted line 702 indicates the flow of data for correction.
  • the raw data generated by the signal collection device 109 is transferred to the central processing unit 105.
  • the correction unit 510 performs correction processing on the raw data using the correction data to create projection data. Details of the raw data, the correction data, and the correction process will be described later.
  • the reconstruction unit 520 performs processes such as convolution (convolution) and back projection (back projection) on the projection data to generate a reconstructed image.
  • the generated reconstructed image is displayed on the display device 106.
  • the correction unit 510 performs various corrections on the raw data acquired by each X-ray detection element 161 to generate projection data.
  • the position of each X-ray detection element 161 is assumed by the X-ray detector 104 configured to be tiled without a gap. Deviation from slice position (projection data point).
  • the correction unit 510 of the present embodiment estimates an output value at a position where this deviation is corrected from the raw data.
  • the correction unit 510 includes a position determination unit 511 that determines a slice position that is assumed when a detector module that is large by a predetermined magnification of each detector module 400 is tiled without a gap in the slice direction, and a position determination unit 511 A data estimation unit 512 that estimates the output value of the data at the position determined by the unit 511. That is, in the present embodiment, the slice position where the raw data is actually acquired is corrected at the slice position determined by the position determination unit 511, and the output value at the corrected slice position is estimated. Therefore, hereinafter, in this specification, the determination of the slice position by the position determination unit 511 and the estimation of the output value by the data estimation unit 512 are collectively referred to as position correction processing.
  • the predetermined magnification is a magnification at which, for example, a reference position provided in each of the detector modules 400 via a gap matches a reference position when the detector module is arranged without a gap after being multiplied by a predetermined magnification.
  • the detector module 400 may be the same size as the detector module 400.
  • the correction unit 510 further includes a correction data acquisition unit 513 that acquires data for generating correction data used in the correction processing.
  • the correction data used by the correction unit 510 in the correction process is generated by the correction data acquisition unit 513 shooting the subject 102 for generating correction data, and the correction unit 510 performs necessary processing on the acquired raw data. Is done.
  • the generated correction data is stored in the correction data storage unit 530. Shooting for creating correction data is performed prior to actual measurement. Details of the correction data will be described later.
  • the position determination unit 511 when producing the detector module 400 as described above, the reference position, the inter-element element distance 212 of the produced detector module 400, and the gap 401 between the detector modules 400
  • the normal slice position is calculated using the number of slices. These pieces of information used when the position determination unit 511 calculates the normal slice position are held in the correction data storage unit 530 when the X-ray detector 104 is manufactured.
  • the normal slice position is such that each slice is equally spaced between the reference positions. This can be realized by, for example, distributing and calculating the gap 401 at each interval while maintaining the ratio of each interval.
  • Each interval is an interval between the reference position and the adjacent X-ray detection element 161, an interval between the adjacent X-ray detection elements 161 in the module, and an interval between the gap and the adjacent X-ray detection element 161.
  • the data estimation unit 512 of the present embodiment calculates an output value at each normal slice position by interpolation from the raw data at two actual slice positions adjacent to the normal slice position.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining normal slice position calculation processing by the position determination unit 511 and position correction processing by the data estimation unit 512 of the present embodiment.
  • the horizontal axis indicates the position in the slice direction 111 in a certain channel
  • the vertical axis indicates the value (output) of raw data obtained from the output value of the X-ray detection element 161.
  • FIG. 8A shows the actual slice position and output value corresponding to each X-ray detection element 161 before position correction, which are indicated by a dotted line 421 and a white circle 422, respectively.
  • FIG. 8A shows the actual slice position and output value corresponding to each X-ray detection element 161 before position correction, which are indicated by a dotted line 421 and a white circle 422, respectively.
  • 8B shows a normal slice position and output value after position correction, which are indicated by a dotted line 423 and a black circle 424, respectively.
  • a number is assigned in the slice direction 111
  • its raw data Is represented by P (n)
  • the output value is P ′ (n) It expresses.
  • a region 401 is a gap between the detector module 400-1 and the detector module 400-2.
  • the length (width) of the gap in the slice direction is D
  • the length (interval) in the slice direction of the inter-module element distance 212 is L.
  • the width D of the gap 401 is measured in advance for each X-ray detector 104 and stored in the correction data storage unit 530 as gap value data 902 (described later).
  • the measurement of the width D of the gap 401 is performed optically with a microscope, for example. Alternatively, it may be calculated from output data obtained by photographing a phantom having an inclination in the slice direction 111 and showing a predetermined change in the slice direction 111.
  • the reference positions 411 and 412 used for calculating the normal slice position are the end portions of the detector modules 400-1 and 400-2, respectively, as shown in the figure, and the X-ray detector 104
  • the position used as the reference position at the time of manufacturing (detector module 400) is used. That is, the distance between the reference positions 411 and 412 and the X-ray detection element 161 closest to the reference positions 411 and 412 is L / 2.
  • each real slice position X (n) shown in FIG. 8 (a) is expressed by the following expression (1), where the position coordinate in the slice direction of one reference position is X0.
  • each slice position interval L ′ in FIG. 8B is L + D / M
  • the normal slice position X ′ (n) is expressed by the following equation (2).
  • M is the number of X-ray detection elements 161 (number of slices) between the reference position 411 and the reference position 412, and is 8 in FIG.
  • the estimation is calculated from the output value of the adjacent actual slice position using, for example, a polynomial interpolation function.
  • the output value P ′ (n) is calculated using the polynomial shown in the following equation (3).
  • FIG. 9 is an explanatory diagram for explaining an example of the flow of data processing by the central processing unit 105 of the present embodiment, including correction processing and reconstruction processing by the reconstruction unit 520.
  • the correction unit 510 of the present embodiment performs offset correction processing, reference correction processing, sensitivity correction processing, and phantom calibration in addition to the position correction processing.
  • the details of each process and the details of obtaining the necessary correction data 203 will be described.
  • the correction unit 510 starts correction processing.
  • the correction process for the acquired raw data may be started during the collection of the raw data.
  • an offset correction process is performed (step S801).
  • the offset correction process is performed by subtracting offset value data 901 acquired in advance from raw data obtained by actual measurement.
  • the offset value data 901 is generated by the correction data acquisition unit 513, for example, by performing measurement for acquiring raw data without irradiating X-rays immediately before actual measurement and taking the average of the acquired raw data. And stored in the correction data storage unit 530.
  • the correction unit 510 performs position correction processing using the gap value data 902 (step S802).
  • the position correction process the normal slice position is determined for the raw data after the offset correction by the above-described method, and the output value of the normal slice position is calculated.
  • the correction unit 510 performs reference correction processing on the output value at the regular slice position (step S803).
  • the reference correction process corrects temporal fluctuations in X-ray intensity. By dividing actual measurement data by the X-ray dose (X-ray intensity parameter) that does not pass through the subject 102, the X-ray intensity for each slice Remove the effects of fluctuations.
  • the X-ray intensity parameter is, for example, raw data acquired by a plurality of X-ray detection elements 161 located at the ends in the channel direction in the X-ray detectors 104 arranged in an arc shape shown in FIG. Use to generate. That is, the same correction processing as that of the actual measurement data is performed on the raw data acquired for each slice and added in the channel direction to obtain an X-ray intensity parameter for each slice.
  • the reference correction process is performed for each slice in units of views for all views.
  • the X-ray intensity parameter is calculated using raw data acquired by the X-ray detection element 161 used in actual measurement, but is not limited thereto.
  • the X-ray detection element 161 for acquiring raw data for X-ray intensity parameter calculation may be provided independently of the X-ray detection element used for actual measurement.
  • the correction unit 510 performs sensitivity correction on the output value after the reference correction processing (step S804).
  • the sensitivity correction the positional difference in the X-ray distribution in the X-ray CT apparatus 10 and the difference in sensitivity for each X-ray detection element 161 are corrected.
  • the variation in the ratio (sensitivity) of the output with respect to the X-ray is corrected for each X-ray detection element 161.
  • the sensitivity data 903 is generated by the correction data acquisition unit 513 from the raw data 911 obtained by sensitivity data acquisition measurement performed prior to actual measurement.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a sensitivity data generation procedure performed by the correction data acquisition unit 513.
  • raw data 911 is acquired without placing the subject 102 (step S1001).
  • the correction unit 510 performs correction equivalent to the actual measurement data to be corrected on the acquired raw data 911 (step S1002).
  • the offset correction process, the position correction process, and the reference correction process are performed on the actual measurement data to be corrected before performing the sensitivity correction, the raw data acquired to generate the sensitivity data Similarly, for 911, an offset correction process, a position correction process, and a reference correction process are performed.
  • the correction data acquisition unit 513 calculates an addition average in the view direction for each data after correction for each channel and slice, and generates sensitivity data 903 (step S1003).
  • the correction data acquisition unit 513 stores the obtained sensitivity data 903 in the correction data storage unit 530.
  • the correction unit 510 performs phantom calibration (step S805). Phantom calibration corrects changes in the X-ray absorption coefficient due to beam hardening caused by transmission of X-rays through the subject. The raw data obtained by measurement is multiplied by the conversion rate calculated from the conversion coefficient. Phantom calibration improves the quantitativeness of the reconstructed image and reduces or eliminates artifacts.
  • the conversion coefficient 904 used for the phantom calibration is generated in advance by the correction data acquisition unit 513 and stored in the correction data storage unit 530.
  • the conversion coefficient is used to calculate the conversion rate, which is the ratio of the X-ray absorption rate when the beam hardening is not considered according to the X-ray absorption amount, for each transmission distance. Is calculated from the raw data 912 obtained by the conversion coefficient acquisition measurement performed prior to.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a conversion coefficient calculation procedure by the correction data acquisition unit 513 of the present embodiment.
  • the correction data acquisition unit 513 performs measurement using a plurality of phantoms having different X-ray transmission distances, and obtains raw data 912 (step S1101).
  • the obtained raw data 912 is corrected by the correction unit 510 in the same manner as the actual measurement data subjected to phantom calibration, and projection data 921 for each transmission distance is obtained (step S1102).
  • the actual measurement data subjected to phantom calibration is subjected to offset correction processing, position correction processing, reference correction processing, and sensitivity correction processing before phantom calibration.
  • offset correction processing, position correction processing, reference correction processing, and sensitivity correction processing are performed.
  • the correction data acquisition unit 513 calculates projection data 922 for each phantom when beam hardening does not occur.
  • the projection data 922 is calculated by performing a well-known absorption rate calculation 320 from the X-ray absorption coefficient value 310 using the simulator 300. Here, the absorption coefficient distribution in the channel direction is calculated.
  • the correction data acquisition unit 513 calculates the ratio between the projection data 921 for each transmission distance obtained from the phantom imaging and the projection data 922 obtained by the calculation, and calculates the conversion rate for each transmission distance (step S1103).
  • step S1104 a polynomial approximation is performed on the measured conversion rate for each transmission distance, and a conversion coefficient function and a conversion coefficient 904 with the transmission distance as a variable are calculated (step S1104).
  • the obtained conversion coefficient 904 and conversion coefficient function for each transmission distance are stored in the correction data storage unit 530.
  • the calculated distribution can be used in common for all slices.
  • the shape of the phantom is not limited to this.
  • a conical phantom may be used.
  • the cone rotation axis is arranged in parallel to the slice direction 111, and measurement is performed.
  • the shape (cross-sectional diameter) is different for each slice, the absorption coefficient distribution is calculated for each slice.
  • the effect of the position correction process is small.
  • the influence of the presence or absence of position correction processing is large. Therefore, it is necessary to consider the gap 401 in the absorptance calculation 320 when obtaining the projection data 922 by calculation shown in FIG. That is, when the phantom is conical, the shape of the surface to be imaged at each slice position is a circle, but the radius changes with the gap 401. Therefore, the projection data 922 by calculation is calculated using the radius at the normal slice position.
  • the correction unit 510 corrects the raw data 910 to generate projection data 920 that is an output value at a normal slice position (projection data point).
  • the reconstruction unit 520 performs the above-described reconstruction process on the generated projection data 920 to generate a reconstructed image 930.
  • the position 411 and the position 412 that are the ends of the detector modules 400-1 and 400-2 are used as a reference, and a normal slice position is calculated between them.
  • the output value P at the position is estimated from the adjacent value.
  • the output value P ′ (n) at the regular slice position X ′ (n) is calculated from the output value P (n) at the actual slice position by interpolation without extrapolation. be able to. Therefore, the estimation can be performed with high accuracy.
  • the reference position at the time of manufacturing the X-ray detector 104 is used as a reference for position correction, highly accurate correction can be realized.
  • projection data having the same slice interval as that obtained when the X-ray detector 104 is configured by one detector module 400 in the slice direction can be obtained with high accuracy.
  • a reconstructed image in which artifacts are removed or reduced can be realized.
  • the correction unit 510 when the projection data is generated from the raw data, the correction unit 510 performs the position correction process as described above. Therefore, in manufacturing the X-ray detector 104, the gap 401 is provided between the detector modules 400. Even if it exists, the artifact of the reconstructed image can be reduced. Therefore, high precision is not required for manufacturing the X-ray detector 104 and each of the detector modules 400 constituting the X-ray detector 104, and restrictions are reduced, so that the manufacture is facilitated. Further, since the tiling accuracy of the detector module 400 is not required for manufacturing the X-ray detector 104, the manufacture is facilitated also in this respect. And since manufacture becomes easy, manufacturing cost also reduces.
  • the mechanical stability at the end is improved, and the light receiving efficiency, dark current characteristics, photoelectric characteristics of the X-ray detection element 161 at the end are improved. Characteristics such as conversion efficiency, X-ray utilization efficiency, light collection efficiency, and scattered radiation removal efficiency do not deteriorate.
  • the X-ray detection elements 161 have the same spacing between the detector modules 400 during the manufacture.
  • the plurality of detector modules 400 are arranged via the gap 401 in the slice direction 111. That is, the distance 213 between the centers 211 of the X-ray detection elements adjacent to each other across the detector module 400-1 and the detector module 400-2 is the distance between the centers 211 of the X-ray detection elements in the detector module 400. It can be made wider than the distance 212.
  • Such a structure has the following advantages.
  • the gap 401 having a sufficient width can be realized, the gap 401 is used as play even when one detector module 400-1 has unevenness or distortion on the surface adjacent to the other detector module 400-2. Therefore, the two detector modules 400-1 and 400-2 can be mounted with high accuracy without causing positional deviation. Similarly, even if each of the scattered X-ray collimator 120, the scintillator element substrate 130, and the photoelectric conversion substrate 140 constituting the detector module 400 has unevenness and distortion, the two detector modules 400-1 and 400 -2 can be mounted with high accuracy without causing positional displacement.
  • the X-ray detector 104 can be easily and inexpensively assembled by tiling. realizable.
  • the thickness 202 of the reflecting material 132 at the end of the detector module 400 is determined by the reflecting material 132 in the detector module 400. It was necessary to make it less than half of the thickness 201. Furthermore, since it is substantially impossible to arrange the scintillator element substrates 130-1 and 130-2 adjacent to each other without a gap, the thickness 202 needs to be less than half of the thickness 201.
  • a sufficient thickness can be realized such that the thickness 202 is equal to or more than half the thickness 201 or the same. Therefore, it is possible to avoid a decrease in sensitivity due to light emitted from the X-ray detection element at the end portion escaping from the gap at the end portion to the outside because the thickness of the reflecting material 132 is insufficient.
  • the width 206 of the scintillator element 131 at the end portion does not need to be narrower than the width 205 of the scintillator element 131 at other positions.
  • the width of the photoelectric conversion element 141 at the end portion does not need to be narrower than the width of the photoelectric conversion element 141 at other positions. Accordingly, it is possible to prevent a decrease in X-ray utilization efficiency and light collection efficiency due to a decrease in the X-ray and light detection area.
  • one detector module 400-1 of the other detector module 400- the photoelectric conversion element 141 of the X-ray detection element 161 at the end closest to the two adjacent surfaces can be realized at the position sufficiently separated from the end and the same size as the other elements.
  • the distance 204 from the scintillator element 131 to the end portion needs to be less than half of the distance 203 between the scintillator elements 131 in the detector module 400. Further, since it is substantially impossible to arrange the photoelectric conversion substrates 140-1 and 140-2 adjacent to each other without a gap, the distance 204 needs to be less than half of the distance 203.
  • the thickness of the metal plate 121 at the end can be made the same as the other positions, so that it is possible to prevent the scattered radiation removal efficiency from being lowered. Moreover, since the structure which protrudes to an edge part as needed and supports the metal plate 121 is realizable, the stability of scattering X-ray collimator plate support can be improved.
  • the width D of the gap 401 in consideration of the accuracy of processing, production, and assembly of the detector module 400 and the constituent substrate, for example, having a width of 50 ⁇ m or more. It is desirable. In consideration of the required accuracy of position correction and the required resolution, for example, it is desirable to set it to 50% or less of the distance between elements in the module.
  • two detector modules 400 having 6-channel 4-slice X-ray detection elements 161 are tiling to detect 6-channel 8-slice X-ray detection.
  • the number of channels, the number of slices, and the detector module 400 are merely examples, and the present invention is not limited thereto.
  • three or more detector modules 400 may be configured by tiling in the slice direction.
  • the position determination unit 511 determines the normal slice position so that the interval between the slice positions is equal within two predetermined reference positions. For example, the sum of the gaps between the detector modules 400 is allocated to the entire interval while maintaining the respective ratios, and the normal slice position is determined.
  • the reference position the reference position at the time of manufacturing the two detector modules 400 arranged at both ends in the slice direction is used. Further, the output value P ′ (n) of the intermediate detector module 400 estimated by the data estimation unit 512 can be calculated by the above equation (3).
  • the gap value data 902 indicating the width D of the gap 401 is associated with each gap 401 between the detector modules 400, and the correction data storage unit 530 To store.
  • all detector modules 400 may be configured such that the width D of the gap 401 is constant and only one piece of information is held. Further, it may be configured such that only one piece of information is held for the detector modules 400 that are constant in some detector modules 400 and set to be constant. For example, when the variation in the width D of the gap 401 is small, or when the absolute value of the width D of the gap 401 is small, it is treated as constant.
  • the gap value data 902 may be configured to be provided for each channel. For example, when the width D of the gap 401 is different for each channel, position correction can be performed with high accuracy.
  • the information to be held may be position information instead of the value of the width D of the gap 401.
  • the X-ray detector 104 is manufactured and the position correction process of the correction unit 510 is performed using the end of the detector module 400 opposite to the adjacent surface of the adjacent detector module 400 as a reference position.
  • the reference position is not limited to this.
  • the reference position may be anywhere in the slice direction of the X-ray module 400.
  • the slice position X ′ (n) after the position correction processing of the X-ray detection element 161 between the adjacent reference positions is X0 as the coordinates of the reference position of 1, and M is the number of elements between the reference positions. Similar to the above, it can be calculated by equation (1).
  • the interval between the obtained normal slice positions is different between the slices between the reference positions and those other than that. Therefore, it is desirable to provide the reference position 411 and the reference position 412 at positions where many slices are sandwiched between both reference positions.
  • the slice interval Because the difference is small, it does not matter.
  • the reference positions 411 and 412 are set to the centers of the detector modules 400-1 and 400-2, respectively.
  • the difference in the slice interval between the outside of the reference position and the inside of the reference position is about 3 ⁇ m from the equation (1). This is sufficiently small with respect to the slice interval L1 mm and can be ignored.
  • the reference position may be provided at a different position between the detector module 400-1 and the detector module 400-2. Regardless of where the reference position is provided, when the X-ray detector 104 is manufactured, for example, near the reference position of each of the scattered X-ray collimator 120, the scintillator element substrate 130, the photoelectric conversion substrate 140, and the wiring substrate 150.
  • the X-ray detector 104 is assembled on the basis of a marker.
  • the corrected output value P ′ (n) is estimated using a first-order polynomial is exemplified, but it is used for estimation of the output value P ′ (n).
  • the function is not limited to this.
  • a second-order polynomial may be used.
  • P ′ (n) can be estimated from the output values of X (n ⁇ 1), X (n), and X (n + 1) according to Equation (4).
  • the output value P ′ (n) may be estimated by determining an interpolation function by a technique such as a spline method. Further, not only the output value of the adjacent X-ray detection element 161 but also the output value of the remote X-ray detection element 161 is used, for example, the interpolation function is determined by the least square method, and the output value P ′ (n) is estimated. May be.
  • the order of each correction process is not limited to this.
  • the position correction process (step S802 ') may be performed between the reference correction process (step S803') and the sensitivity correction process (step S804).
  • the difference in intensity distribution of the X-rays irradiated from the X-ray source 100 in the slice direction 111 is small, or when the variation in the gap between the X-ray detectors 104 is small.
  • the reference correction process since it is not necessary to perform position correction when calculating the X-ray intensity parameter, the amount of calculation can be reduced and the correction process can be speeded up.
  • the position correction process (step S802 ′′) may be performed between the sensitivity correction process (step S804 ′) and the phantom calibration (step S805).
  • the sensitivity correction process (step S804 ') is performed before the position correction process (step S802' ')
  • the sensitivity data 903 used for sensitivity correction is calculated without performing position correction.
  • the position correction process (step S802 ′′) may be performed after the phantom calibration (step S805 ′). Also in this case, since the sensitivity correction process (step S804 ′) is performed before the position correction process (step S802 ′ ′′), the sensitivity data used in the sensitivity correction process (step S804 ′) is not subjected to position correction. calculate. Similarly, the conversion coefficient 904 is not subjected to position correction at the time of calculation.
  • the reference correction processing even when the X-ray detector 104 that measures the X-ray intensity parameter data has a width D of the gap 401 different from that of the other X-ray detectors 104, the reference correction is performed with high accuracy. 151 can be realized.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining the advantage of performing the position correction process before the reference correction process.
  • FIG. 15A shows output values before the position correction process and the reference correction process
  • FIG. 15B shows corrected output values.
  • the horizontal axis represents the position in the slice direction 111 of the X-ray detection element 161 of the X-ray detector 104 performing actual measurement, and is indicated by a dotted line 421, respectively.
  • the output value is indicated by a solid white circle 422.
  • a dotted line 425 is a position in the slice direction 111 of the X-ray detection element 161 of the X-ray detector 104 that acquires X-ray intensity parameter data in the reference correction process, and an output value thereof is indicated by a dotted white circle 426.
  • the dotted lines 421 are closer to the regular intervals than the dotted line 425.
  • the X-ray sampling position (actual slice position) is indicated by the solid white circle 422 and the dotted white circle 426. Because of the difference, the X-ray detector 104 causes a difference in output value. If the reference correction process is performed in this state and then the position correction process is performed, the difference in output value due to the difference in position remains, and as shown by the white circle 428 in FIG. On the other hand, if the position correction processing is performed first in the state of FIG. 15A as in the present embodiment, the slice position becomes the normal slice position and is the same, so the output values are substantially the same.
  • the reference correction processing is performed on the data after position correction, as shown by the black circle 424 in FIG.15 (b), the output value of every slice becomes almost the same value, and the reference correction can be effectively performed. Recognize. As described above, by performing the position correction before the reference correction, even when the X-ray distribution is instantaneously not uniform in the slice direction, the correction can be performed with high accuracy.
  • the correction unit 510 need to be performed. For example, when the leak current from the photoelectric conversion element 141 and the readout circuit is small and the offset level is small, the offset correction process may not be performed. For example, when the time variation of the X-ray is small, the reference correction process may not be performed. Further, for example, when the X-ray irradiation distribution is uniform and the sensitivity variation of the X-ray detection element 161 is small, the sensitivity correction process may not be performed.
  • phantom calibration when photographing the subject 102 where the influence of beam hardening is small, when the spectrum of the irradiated X-ray is close to a single color, or when measurement where high quantitativeness is not required for the absorption coefficient, phantom calibration must be performed. Also good.
  • the offset correction process, the reference correction process, the sensitivity correction process, and the phantom calibration correction process may be performed by a technique other than that described in the present embodiment. It doesn't matter. Further, regarding the correction of raw data, a correction process other than the above may be further performed.
  • the position correction process is performed by the correction unit 510 in other correction processes.
  • the reconstruction unit 520 may perform the configuration.
  • FIG. 16 shows the flow of processing in this case.
  • the correction unit 510 performs offset correction processing (step S801), reference correction processing (step S803 '), sensitivity correction processing (step S804'), and phantom calibration (step S805 ').
  • Projection data 923 is generated.
  • the reconstruction unit 520 generates a reconstructed image while performing position correction on the obtained projection data 923 (reconstruction process). This configuration is effective when estimating projection data, for example, by helical scanning. This will be described with reference to FIG.
  • FIG. 17 is a scan diagram obtained when performing a helical scan, where the vertical axis represents the rotation angle of the turntable 101 with respect to the subject 102, and the horizontal axis represents the position of the subject 102 in the direction of the rotation axis (slice direction 111)).
  • the number of slices of the X-ray detector 104 is eight is illustrated.
  • the reconstructed image at the position 470 uses the actual data of a plurality of slices that intersect the position 470 in the figure.
  • the position where the reconstructed image is obtained is a position where signal acquisition is not performed, such as the position 475
  • the signal at the position 475 is estimated from the signals of a plurality of neighboring slices captured at the same angle.
  • the estimation is performed by linear interpolation from the signal obtained at the position 476 of the second slice 471-2 and the signal obtained at the position 477 of the third slice 471-3.
  • the signal needs to be estimated at the position 474.
  • estimation is performed by linear interpolation from the signal obtained at the position 472 of the fourth slice 471-4 and the signal obtained at the position 473 of the fifth slice 471-5.
  • the position correction is performed by using the gap value data 902 and estimating the coordinates in consideration of the width D of the gap 401.
  • the above estimation method is an example, and the present invention is not limited to this.
  • the estimation may be performed using a signal of 3 slices or more.
  • the estimation may be performed using a quadratic or higher-order polynomial interpolation function.
  • the fitting function may be determined and estimated based on this.
  • the photoelectric conversion substrate 140 is configured to be electrically connected to the wiring substrate 150 on the back surface of the photoelectric conversion substrate 140 through the through wiring 146 included in the photoelectric conversion substrate 140.
  • the detector module 400 and the wiring board 150 are fixed by electrically connecting the electrode pad 151 and the electrode pad 152 with ball solder and by bonding with the adhesive 149.
  • the electrical connection is not limited to this.
  • wiring is performed on the surface of the photoelectric conversion substrate 140, electrode pads 154 are arranged at the ends thereof, and the electrode pads 156 provided on the wiring substrate 150 are electrically connected with bonding wires 155 or the like. You may comprise so that it may connect.
  • the electrode pad 156 and the electrode pad 154 are provided in the gap 401 and are connected by the bonding wire 155 in the gap 401.
  • Such a configuration facilitates the tiling of particularly three or more detector modules 400.
  • a part thereof is performed using the end portions of these substrates.
  • a marker indicating a reference position may be provided, and the alignment may be performed using the marker.
  • the alignment between the scintillator element substrate 130 and the photoelectric conversion substrate 140 and the alignment between the photoelectric conversion substrate 140 and the wiring substrate 150 are performed using the markers 142 and 143, respectively.
  • these alignments are not limited to this.
  • the end portions of the photoelectric conversion substrate 140 and the scintillator element substrate 130 may be pressed against the position adjusting jig 145 so that they are arranged at desired positions.
  • the alignment between the photoelectric conversion substrate 140 and the wiring substrate 150 may be used when the scattered X-ray collimator 120 is mounted on the scintillator element substrate 130.
  • the scattered X-ray collimator 120 is provided in both the channel direction 112 and the slice direction 111, but the present invention is not limited to this. For example, it may be provided only in one of the channel direction 112 and the slice direction 111. Further, the X-ray detector 104 may not include the scattered X-ray collimator 120.
  • the metal plate support plate 122 of the scattered X-ray collimator 120 is provided on the surface facing the scintillator element substrate 130, but is not limited thereto.
  • it may be provided on the opposite surface, that is, the surface where X-rays enter the scattered X-ray collimator 120.
  • the metal plate support plate 122 may be a part of the scintillator element substrate 130, for example, a structure in which a groove is provided on the upper surface of the scintillator element substrate 130.
  • the X-ray detector 104 is described as an example of an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by the scintillator element 131 and then converted into an electric signal by the photoelectric conversion element 141.
  • a direct conversion type X-ray detector that does not include the scintillator element substrate 130 and converts X-rays directly into an electric signal by the photoelectric conversion substrate 140 may be used.
  • the photoelectric conversion substrate 140 is made of crystalline silicon
  • the material of the photoelectric conversion substrate 140 may be a photoelectric conversion material, and may be, for example, germanium, cadmium tellurium, cadmium zinc, lead iodide, polysilicon, amorphous silicon, or the like.
  • the reflective material 132 is provided between the scintillator elements 131, but the present invention is not limited to this.
  • a reflector such as a metal plate may be mounted.
  • a metal plate and a reflector provided on both sides thereof may be provided between the scintillator elements 131.
  • the reflecting material 132 may be provided in one of the slice direction and the channel direction, and the metal plate may be provided in the other.
  • only one of the slice direction and the channel direction may be provided with at least one of the reflector 132 and the metal plate, and the other scintillator element 131 may be connected without being cut.
  • the scintillator element substrate 130 may be realized by a single scintillator plate without being divided.
  • the detector module 400-1 and the detector module 400-2 may have a structure in which the slice direction 111 is attached at a predetermined angle ⁇ as shown in FIG.
  • FIG. 20 is a cross-sectional view at position 1000 in FIG.
  • the wiring board 124 may have a step so that the distance between the detector module 400-1 and the detector module 400-2 to the X-ray source 100 is different.
  • the case where the X-ray detection elements 161 are arranged at equal intervals in the detector module 400 has been described as an example.
  • the arrangement of the X-ray detection elements 161 in the detector module 400 may be unequal intervals.
  • the width D of each gap 401 is distributed so that the interval between the regular slice positions has the same ratio as the interval between the actual slice positions excluding the gap 401.
  • FIG. 21 is a view of the light-receiving surface of the X-ray detector 104 ′ viewed from the X-ray incident direction.
  • the detector module 400-1 and the detector module 400-2 are adjacent to each other with a gap 401 therebetween. ing.
  • the X-ray detection element 161 has different widths in the region 431 and the region 432, and here, the X-ray detection element 161 in the region 432 is half the region 431.
  • the end portion 411 and the end portion 412 are taken as reference positions.
  • the actual slice position and output at this time are shown in FIG. 22 (a), and the normal slice position and output are shown in FIG. 22 (b).
  • the end portion 411 shown in FIG. The distance 441 to one slice is L, the distance 442 between the first and second slices is 2L, the distance 443 between the second and third slices is 1.5L, the distance 444 between the third and fourth slices is L, and the fourth slice
  • the distance 445 to the end on the gap 401 side is 0.5L.
  • the detector module 400-2 is symmetrical with respect to the boundary surface between the detector module 400-1 and the detector module 400-2, and has the same arrangement with the end 412 as a reference.
  • the regular slice position X ′ (n) is the distance between the reference position 411 and the reference position 412 including the width D of the gap 401, and the ratio of the distance between each slice when the gap 401 is excluded. It is obtained by redistributing while keeping That is, at each distance, L is replaced with L + D / 12.
  • the distance 451 from the end 411 to the first slice, the distance 459 from the end 412 to the eighth slice is (L + D / 12), the distance 452 between the first and second slices, the eighth and seventh slices
  • the distance 458 is 2 ⁇ (L + D / 12)
  • the distance 453 between the second and third slices, the distance 457 between the seventh and sixth slices is 1.5 ⁇ (L + D / 12)
  • the distance 454 between the third and fourth slices is the normal slice position.
  • the position 414 and the position 415 that are the breaks between the region 431 and the region 432 may be used as the reference position.
  • the width D of the gap 401 is distributed at the same ratio to obtain the normal slice position X ′ (n). Therefore, X ′ (n) is L for distance 451 and distance 459, and 2L for distance 452 and distance 458, which is the same as before correction.
  • the distance 453 and the distance 457 are (1.5L + D / 8), and the distance 454, the distance 455, and the distance 456 are determined to be (L + D / 4).
  • the X-ray CT apparatus 10 of the present embodiment may be configured to further include a function of performing imaging while changing the X-ray irradiation range in the slice direction 111.
  • a function of performing imaging while changing the X-ray irradiation range in the slice direction 111 By having such a function, when the shooting range of the subject 102 is narrow, an image can be obtained by irradiating X-rays only within that range, and unnecessary exposure can be suppressed.
  • FIG. 23 is a view of the light receiving surface of the X-ray detector 104 as seen from the X-ray incident direction.
  • the detector module 400-1 and the detector module 400-2 are arranged adjacent to each other via a gap 401, and the X-ray detection elements 161 for six channels and eight slices are two-dimensionally arranged.
  • the X-ray irradiation range is, for example, a region 463 shown in FIG. 23 in the case of the 8-slice mode, a region 462 in the case of the 4-slice mode, and a region 461 in the case of the 2-slice mode.
  • the X-ray source 100 has an irradiation field changing unit (not shown) that changes the irradiation field at its X-ray irradiation port, and the input device 107 has a function of accepting the selection of the slice mode.
  • the processing device 105 has a function of operating the control device 108 in accordance with the received selection, and the control device 108 has a function of operating the irradiation field changing unit of the X-ray source 100 in accordance with an instruction from the central processing device 105.
  • the input device 107 accepts the selection, and the irradiation field changing unit receives the instruction via the central processing unit 105 and the control device 108, and changes the X-ray irradiation field. To do.
  • the X-ray source 100 After receiving an instruction to change the X-ray irradiation field and then receiving an X-ray irradiation instruction via the input device 107, the X-ray source 100 irradiates the previously specified X-ray irradiation region with X-rays.
  • the signal acquisition device 109 acquires projection data from the X-ray detection element 161 in the irradiated range.
  • the number of these slice modes and the number of slices are merely examples, and are not limited thereto.
  • the X-ray irradiation range is also an example, and is not limited to this.
  • an X-ray irradiation range as shown in FIG. 24 may be used. That is, when the desired number of imaging slices is equal to or less than the number of X-ray detection elements in the slice direction included in the detector module 400, only the X-ray detection element 161 of one detector module 400 may be used. Specifically, in FIG. 23, both detector module 400-1 and detector module 400-2 are used in all-slice mode, whereas in FIG. 24, one of two-slice mode and four-slice mode is used. Only the detector module 400 is used.
  • the X-ray irradiation range can be made narrower by the slice width than when a plurality of detector modules 400 are used.
  • setting the irradiation range so as not to include the gap 401 can reduce unused X-rays and use efficiency of X-rays. Will improve. This is particularly noticeable in narrow slice modes such as the 2-slice mode.
  • the above X-ray irradiation range is an example and is not limited to this.
  • the center two slices of either the detector module 400-1 or the detector module 400-2 may be set as the X-ray irradiation range.
  • the region 464 in FIG. 24 may be an X-ray irradiation range in the 2-slice mode.
  • the X-ray irradiation range is preferably provided near the reference position when the detector module 400 is manufactured. By providing the X-ray irradiation range near the reference position, the positional deviation of the X-ray detection element 161 for each detector module 400 can be reduced.
  • FIG. 24 illustrates the case where the X-ray irradiation range is set in the detector module 400-1, but the X-ray irradiation range may be set in the detector module 400-2. Also, the X-ray irradiation range may be set to a different detector module 400 depending on the slice mode, such as the detector module 400-1 in the 2-slice mode and the detector module 400-2 in the 4-slice mode. Good.
  • the position correction process may not be performed according to the set slice mode.
  • the presence / absence of position correction processing may be registered in advance according to the slice mode, and the correction unit 510 may be configured to automatically determine the presence / absence of position correction processing according to the registration information and perform the processing.
  • the user may instruct whether or not to perform position correction processing as necessary, and the correction unit 510 may determine whether or not to perform position correction and perform processing accordingly.
  • the case where the plurality of detector modules 400 have the same number of slices (the number of X-ray detection elements) in the slice direction 111 has been described as an example, but a plurality of detectors having different numbers of slices has been described.
  • the module 400 may be arranged.
  • a 2-slice detector module 400-1, a 4-slice detector module 400-2, and a 2-slice detector module 400-3 are arranged in this order in the slice direction.
  • the X-ray irradiation range in the 2-slice mode and the 4-slice mode is set to be a range of 2 slices and 4 slices inside the detector module 400-2.
  • the number of slices of each detector module 400 is an example and is not limited to this.
  • the central slice is the center position of the X-ray detector 104 in the slice direction, and does not have to coincide with the actual slice of the X-ray detector 104. That is, it may not be an integer.
  • the 6.5th slice between the 6th and 7th slices is the central slice.
  • Shooting with the instrument module 400 becomes possible.
  • the X-ray irradiation range in the 2-slice mode and 4-slice mode is the middle detector. Shooting is possible only with module 400.
  • the 12-slice X-ray detector 104 is configured by tiling a total of 3 detector modules 400 of 2 slices, 6 slices, and 4 slices in the slice order, the gap 401 closest to the center slice is 8 slices Located between the 9th and 9th slices, the X-ray irradiation range in 2 slice mode (using 6th and 7th slices) and 4 slice mode (using 5th to 8th slices) is the middle 6 Only the slice detector module 400 can shoot.
  • the above-described number of slices of the X-ray detector 104 and the detector module 400 is an example, and is not limited to this, and various slice numbers are possible. Further, the number of detector modules 400 may be an odd number. Further, the number of slices in each of the odd number of detector modules 400 may be different.
  • the X-ray CT apparatus 10 of this embodiment may be configured to further include a function of changing the slice thickness of the reconstructed image.
  • a function of changing the slice thickness of the reconstructed image for example, when the slice thickness of a reconstructed image realized with one slice is 0.5 mm, reconstruction of 1 mm thickness for 2 slices, 2 mm thickness for 4 slices, 4 mm thickness for 8 slices, etc.
  • the slice thickness of the constituent image can be obtained.
  • these slice thicknesses and the number of slices are examples, and are not limited thereto.
  • FIG. 25 and FIG. 26 are diagrams for explaining an example of a processing flow for changing the slice thickness of the reconstructed image.
  • the correction unit 510 further includes a slice addition unit.
  • the slice adder adds projection data 924 by adding a predetermined number of pieces of data after completion of all correction processes in the correction unit 510 and continuous in the slice direction at the same channel position. For example, the number of additions is received from a user, or is set in advance and held in the correction data storage unit 530.
  • FIG. 25 illustrates the case shown in FIG. 9 in which phantom calibration is performed last as the correction processing in the correction unit 510.
  • the correction unit 510 performs processing up to phantom calibration in the same manner as in FIG. 9 (steps S801 to S805). Thereafter, the slice addition unit performs slice addition processing (step S2501).
  • the reconstruction unit 520 performs reconstruction processing on the obtained projection data 924 (step S806), and obtains a reconstructed image 931.
  • the slice adder 180 detects, for example, Data of the X-ray detector 161 at the same channel position in the first and second slices, third and fourth slices, fifth and sixth slices, and seventh and eighth slices to add.
  • the slice adder 180 detects X-rays at the same channel position from the first slice to the fourth slice and from the fifth slice to the eighth slice of the detector module 400. The data of the detection elements 161 are added.
  • the slice adder 180 for example, the X-ray detection element 161 at the same channel position for all slices from the first slice to the eighth slice of the detector module 400. Add data.
  • the combination of these slices is an example, and is not limited to this.
  • the execution timing of the slice addition processing by the slice addition unit in the various correction processing by each unit of the correction unit 510 does not matter. However, in order to maintain the accuracy of position correction, it is desirable to perform after position correction processing. This is because in the slice addition process, the number of data points in the slice direction is reduced, and high spatial frequency information included in the data is lost.
  • the slice addition unit may be configured to be included in the reconstruction unit 520 instead of the correction unit 510.
  • FIG. 26 shows a processing flow at this time.
  • a case where the correction processing until the projection data 920 is obtained is performed as shown in FIG.
  • slice addition processing is performed.
  • the reconstruction unit 520 performs reconstruction processing on the projection data (step S806), and then adds and averages the reconstructed images for each slice (step S2601), thereby obtaining reconstructed images 931 having different slice thicknesses. .
  • the X-ray CT apparatus 10 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment. Also, the functions possessed are basically the same as in the first embodiment. However, in the present embodiment, the X-ray detector 104 includes three or more detector modules 400 in the slice direction 111. Hereinafter, a description will be given focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the detector module 400 is representative.
  • FIG. 27 is a diagram showing an example of the structure of the X-ray detector 104 of the present embodiment.
  • FIG. 27 is a cross-sectional view at position 1000 in FIG.
  • detector modules 400-1, 400-2, 400-3 are arranged on a wiring board 150 via gaps 401-1, 401-2. Mounted.
  • the correction unit 510 includes a position determination unit 511 ′ (not shown), and maintains the distance between the gaps between the two predetermined reference positions at the respective intervals.
  • the normal slice position is calculated by allocating the data.
  • FIG. 28 shows an example of the slice position and output before and after the position correction processing.
  • FIG. 28 (a) shows the slice position before the position correction process
  • FIG. 28 (b) shows the slice position after the position correction process and the output at the position.
  • the X-ray detector 104 of the present embodiment sets reference positions 411, 412, and 413 at the center of each detector module 400. That is, each detector module 400-1, 400-2, 400-3 is manufactured with reference to these reference positions 411, 412, 413.
  • the position determination unit 511 'distributes the width D1 of the gap 401-1 between the detector module 400-1 and the detector module 400-2 at each interval while maintaining the ratio. The same processing is performed between the detector module 400-2 and the detector module 400-3.
  • the slice interval 483 between the reference positions 411 and 412 is equal, and the interval between the reference positions 412 and 413 is 482.
  • the slice intervals 484 are also equally spaced. Then, according to the distribution, each normal slice position X ′ (n) is obtained.
  • the number of X-ray detection elements 161 between the reference position 411 and the reference position 412 is M1, and the width of the gap 401-1 is D1, X
  • the interval between the line detection elements 161 is L and the position in the slice direction of the position 411 is X1
  • the normal slice position X ′ (n) between these is obtained by the following equation (5).
  • the interval L between the X-ray detection elements 161 is equal in each detector module 400 and in each detector module 400.
  • the number of X-ray detection elements 161 between position 412 and position 413 is M2, the width of gap 401-2 is D2, and X-rays
  • the interval between the detection elements 161 is L and the channel position of the position 412 is X2
  • the normal slice position X ′ (n) between these is obtained by the following equation (6).
  • the interval L between the X-ray detection elements 161 is equal in each detector module 400 and in each detector module 400.
  • the position determined as the normal slice position X ′ (n) at a position other than between the reference position 411 and the reference position 412 is equal to the actual slice X (n).
  • the interval between the regular slice positions is different between the slice between the position 411 and the position 413 and the others.
  • the slice interval is also the slice between the reference position 411 and the reference position 412 and between the reference position 412 and the reference position 413. Different.
  • the width of the gap 401 is relatively narrow with respect to the slice interval, the number of slices of the detector module 400 is large, and the number of slices between the reference position 411 and the reference position 413 is large. Can be provided, the difference in the slice interval is small and does not cause a problem.
  • the data estimation unit 512 of this embodiment performs data estimation by the same method as that of the first embodiment at each slice position determined using the above equations (5) and (6).
  • the correction unit 510 of the present embodiment performs various correction processes similar to those of the first embodiment as necessary to generate projection data 920.
  • the reconstruction unit 520 generates a reconstruction image from the obtained projection data 920.
  • position correction can be performed as in the first embodiment. Therefore, as described above, when the width of the gap 401 is relatively narrow with respect to the slice interval, the number of slices of the detector module 400 is large, and a large number of slices is provided between the reference position 411 and the reference position 413. If it can, the same effect as the first embodiment can be obtained.
  • the gap value between adjacent reference positions is between Data 902 can be used to estimate equally spaced data.
  • the data estimation between the first and second detector modules is performed between the gap and the X It is determined by the production accuracy and measurement accuracy of the line detection element width, and affects the gap between the second and third detector modules and the production accuracy and measurement accuracy of the width of the X-ray detection element of the third detector module.
  • the case where the number of the detector modules 400 mounted in the slice direction 111 is three has been described as an example, but the processing can be similarly performed even when the number is four or more.
  • the reference position is the center of each detector module 400, but the reference position is not limited to this.
  • the reference position may be any place in each detector module 400. Further, the reference position may be provided at a different position for each detector module 400.
  • FIG. 29 (a) shows before position correction processing
  • FIG. 29 (b) shows after position correction.
  • the interval between the X-ray detection elements 161 shown in FIG. 29 (a) is equal in each detector module 400 and in each detector module 400.
  • three detector modules 400-1, 400-2, and 400-3 are provided will be described as an example.
  • the X-ray detector 104 is detected in each of the detector modules 400 arranged at both ends with respect to the slice direction 111, that is, the detector modules 400-1 and 400-3.
  • the slice positions at the ends of the detector modules 400-1 and 400-3 on the side not facing the other detector module 400 are referred to as reference positions 411 and 413, respectively.
  • the reference positions 412 of the other detector modules are set such that the gap width with respect to the number of slices between the reference positions is the same in each detector module 400.
  • the number of slices between the reference position 411 and the reference position 412 is M1
  • the number of slices between the reference position 412 and the reference position 413 is M2
  • the design value of the width of the gap 401-1 is D1
  • the gap 401-2 Assuming that the design value of the width is D2, the reference position 412 is set so as to satisfy the equation (7).
  • M1 and M2 do not need to be integers, and the reference position 412 may be provided between slices.
  • each detector module 400 has the same configuration.
  • the slice interval of the X-ray detection element 161 before correction is L
  • the number of slices is N.
  • the position of the position reference 412 is calculated using Expression (7)
  • the length H from the end adjacent to the detector module 400-1 to the distance 485 of the position reference 412 can be calculated using Expression (8).
  • the gap widths D1 and D2 in order to realize the position reference 412 in the detector module 400-2, the gap widths D1 and D2 must be in the range of 0.5D2 ⁇ D1 ⁇ D2.
  • the design value of the X-ray detector 104 is such that the width D1 of the gap 401-1 is 0.1 mm, the width D2 of the gap 401-2 is 0.15 mm, the number of slices N of each detector module 400 is 32 slices, and before correction
  • the distance L between the X-ray detection elements 161 is 1 mm
  • the distance H is calculated as 6.4 mm. Therefore, in this case, the position reference 412 of the detector module 400-2 is provided at 6.4 mm from the end adjacent to the detector module 400-1.
  • a design value may be used as the gap value data 902 of the gaps 401-1 and 401-2 during the position correction process by the correction unit 510, or the same as in the first embodiment.
  • actual measurement values may be used.
  • FIG. 29 illustrates a case where the intervals of the X-ray detection elements 161 are equal in each detector module 400 and in each detector module 400, but this method is not limited to this.
  • the present invention can be applied even when the interval between the X-ray detection elements 161 is different in each detector module 400 or different in each detector module 400.
  • the distance between the adjacent reference position 411 and the reference position 412, the adjacent reference position 413 and the reference position may be set so that the ratio of the distance to 412 is equal to the ratio of the design value D1 of the width of the gap 401-1 and the design value D2 of the width of the gap 401-2. That is, when the distance between the reference position 411 and the reference position 412 is L1, and the distance between the reference position 413 and the reference position 412 is L2, Expression (9) may be satisfied. It can also be seen that equation (9) is the same as equation (7) when the distance between the X-ray detection elements 161 is constant.
  • the reference positions 411 and 413 of the detector modules 400-1 and 400-3 arranged at both ends in the slice direction are set to the slice positions at both ends, respectively, but are not limited thereto.
  • the number of slices between the reference position 411 and the reference position 412 is M1
  • the number of slices between the reference position 412 and the reference position 413 is M2
  • the design value of the width of the gap 401-1 is D1
  • the width of the gap 401-2 If the design value of D2 is D2, it is sufficient that the reference position 412 can be set so as to satisfy Expression (9).
  • the number of detector modules arranged in the slice direction is not limited to three, and may be four or more.
  • Mi is the number of slices between the reference position of the i-th (i is a natural number of 4 or more) detector module 400-i and the reference position of the i + 1-th detector module 400- (i + 1), and the detector module. If the width of the gap between 400-i and detector module 400- (i + 1) is Di, each reference position may be set so that Di / Mi is constant.
  • a medical X-ray CT apparatus is described as an example. However, it is not limited to this.
  • the present invention can be applied to any CT apparatus equipped with the X-ray detector 104 and the correction unit 510.
  • a CT device for nondestructive inspection an X-ray cone beam CT device, a dual energy CT device, or the like may be used.
  • each of the above-described embodiments includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed components. For example, some components may be deleted from all the components shown in each embodiment.
  • the characteristic deterioration of the X-ray detector 104 that occurs due to the dense arrangement of the X-ray detectors 104, the manufacture and installation of the X-ray detector 104 Artifacts in the reconstructed image caused by the positional deviation of the X-ray detection element occurring at the time can be reduced or eliminated by correcting the projection data. Further, the workability of arranging the X-ray detectors 104 can be improved, and the tiling of the X-ray detectors 104 can be easily performed at low cost.
  • the detector module 400 without reducing the photoelectric conversion element 141 or the scintillator element 131 of the X-ray detection element 161 at the end of the X-ray detector 104 or thinning the separator or the reflective layer.
  • the X-ray detection element 161 is configured with one detector module 400 while suppressing the decrease in light reception efficiency and X-ray utilization efficiency, the decrease in light collection efficiency, and the increase in these variations. A signal similar to that obtained can be obtained.
  • the photoelectric conversion element is provided in a region that avoids cracks and the like formed by processing the end portion. 141 can be placed. Thereby, the dark current characteristic and photoelectric conversion efficiency of the photoelectric conversion element 141 at the end can be improved, and variations thereof can be reduced.
  • the scattered X-ray collimator 120 when the scattered X-ray collimator 120 is mounted, it is not necessary to make the metal plate 121 constituting the scattered X-ray collimator 120 thin. A metal plate 121 having a sufficient thickness can be used, and a reduction in scattered radiation removal efficiency can be prevented. Further, since the gap 401 between the detector modules 400 can be set to a width as required, the metal plate 121 can be stably supported.
  • the X-ray CT apparatus 10 of each of the embodiments described above is the detector module at the reference position set at the center of the detector module 400, the end opposite to the adjacent surface, etc. in the production of the X-ray detector 104.
  • a positioning means for determining the installation position of 400 is provided, and a gap 401 having a width as required is provided between the detector modules 400.
  • the position of the detector module 400 can be determined by the alignment means without depending on the state of the end of the detector module 400 facing the adjacent surface. You can make a decision.
  • the state of the end portion of the detector module 400 includes, for example, the flatness and linearity of a semiconductor substrate, a scintillator substrate, and a collimator, variations in fabrication dimensions, and the presence or absence of irregularities.
  • the characteristic deterioration of the X-ray detector that occurs because the X-ray detectors are closely arranged, and the position of the detection element that occurs when the X-ray detector is manufactured or installed Reduce or eliminate artifacts in the reconstructed image caused by misalignment by correcting projection data, improve the workability of arranging X-ray detectors, and prepare tiling of X-ray detectors at low cost
  • An X-ray CT apparatus that can be performed can be provided.

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Abstract

　X線検出器製造におけるタイリングの作業性を向上させるとともに、高品質の再構成像を得る技術を提供するために、検出器ブロック(または検出器モジュール)をスライス方向に複数並べるにあたり、検出器ブロック間で隣接するX線検出素子間の距離(ブロック間距離)を、検出器ブロック内で隣接する検出器素子間の距離(ブロック内距離)に合わせない。その代わり、得られたローデータから、各検出器ブロック作製時の基準位置間で、基準位置間のX線検出素子と同数の位置であって等間隔の位置における出力値をそれぞれ推定する。その位置およびそのローデータから投影データを生成する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　本発明は、X線CT装置における再構成像の画質向上技術に関し、特に、X線を検出するX線検出素子がマトリクス状に配列されたX線検出器を備えるマルチスライスX線CT装置におけるアーチファクト低減技術に関する。
　X線CT装置は、複数方向から撮影した被写体のX線透過像(以下、投影データと記す)からX線吸収係数を算出して、被写体の断層像(以下、再構成像と記す)を得る装置であり、医療や非破壊検査の分野で広く用いられている。近年、特に医療分野において、マルチスライスX線CT装置の普及が進んでいる。マルチスライスX線CT装置は、再構成像の面内に沿ったチャンネル方向に複数のX線検出素子を配列した検出素子列を、チャンネル方向に直交し、被写体の体軸方向に沿ったスライス方向に複数段配列したX線検出器を用い、1回のX線照射によって2次元の放射線データを収集し、複数の再構成像を得る(例えば、特許文献1参照)。
　マルチスライスX線CT装置は、このような構造を有するため、1回のX線照射によってスライス方向に広い視野を撮影できるため、短時間で所望の範囲を撮影できる。これにより、撮影時間が短縮できるだけでなく、心臓のような動く臓器を、動きによるボケを抑えて撮影することができる。
　マルチスライスX線CT装置用のX線検出器は、X線を光に変換するシンチレータ基板に、光電変換素子を形成した半導体基板を搭載した構造を有する。用いる半導体基板の大きさ、作製の難易度、価格の制約から、所望の段数より少ない段数の検出器ブロックを形成し、検出器ブロックをスライス方向に複数並べて配列し、所望の段数のX線検出器を実現するタイリング技術がある(例えば、特許文献2、特許文献3参照)。
特開2000-316841号公報 特開2001-242253号公報 特開2004-215911号公報
　所望の段数のX線検出器を1の半導体基板上で実現する場合、X線検出器内で各X線検出素子は等間隔に配置される。複数の検出器ブロックを並べてX線検出器を形成する場合、同様な構成にするためには、検出器ブロック間で隣接するX線検出素子の間隔を、検出器ブロック内で隣接するX線検出素子の間隔と同等にする必要がある。このためには、検出器ブロックを構成する半導体基板を隙間無くタイリングする必要がある。しかし、半導体基板の端部面の凹凸を完全に除き、平行にする必要があり、技術的に難しい。また、高い技術力が必要となるため、高価になる。逆に、検出ブロックを隙間なくタイリングすることを製造の前提とすると、作製寸法のばらつきや端部の凹凸により、タイリングの位置精度が低下し、再構成像の品質もそれに伴い低下する。
　特許文献2では、上記事情で発生する隙間分、各検出器ブロックを構成する半導体基板端部の光電変換素子の幅を他の位置での光電変換素子の幅より短くし、X線検出素子の等間隔配置を実現している。しかし、このような構成では、端部の光電変換素子が他の光電変換素子よりも受光面積が小さくなり、フィルファクターが低下し、受光効率が低下する。また、半導体基板の端部のぎりぎりに光電変換素子を作製する必要があるため、半導体基板の端部加工でできたクラックなどにより、端部の光電変換素子の暗電流特性や光電変換効率が、他の部分に比べて低下したり、ばらつく可能性がある。また、半導体基板と同様に、隣り合うシンチレータ素子ブロックを隙間無く配置することは難しいため、高い技術力が必要となり高価となる。
　また、シンチレータ基板に搭載されるシンチレータ素子間に隔離板を有するものや、シンチレータ基板端部に光反射層を有するものの場合、各検出器ブロック端部の隔離板や光反射層を薄くすることで、等間隔の配置を実現している。しかし、これらを薄くすることで、反射率の低下による光の集効率が低下したり、X線検出素子間での集効率のばらつきが増大する。また、隣接する検出器ブロックで1の光反射層、隔離板を兼ねる構成にして、等間隔を実現する場合、両検出器ブロックの隙間から隔離板や光反射層で反射した光の一部が逃れ、光の集効率が低下する。
　検出器ブロックに、さらに、散乱X線コリメータを搭載した検出器モジュールをタイリングしてX線検出器を構成する場合がある。この場合も、隙間なくタイリングすることは難しく、X線検出素子を等間隔に並べるため、発生する隙間分、散乱X線コリメータ板を支持する支持板の端部を短くする必要があり、散乱X線コリメータ板の支持が不安定になりがちである。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、X線検出器製造におけるタイリングの作業性を向上させるとともに、高品質の再構成像を得る技術を提供することを目的とする。
　本発明は、検出器ブロック(または検出器モジュール)をスライス方向に複数並べるにあたり、検出器ブロック間で隣接するX線検出素子間の距離(ブロック間距離)を、検出器ブロック内で隣接する検出器素子間の距離(ブロック内距離)に合わせない。その代わり、得られたローデータから、各検出器ブロック作製時の基準位置間で、基準位置間のX線検出素子と同数の位置であって等間隔の位置における出力値をそれぞれ推定する。その位置及びそのローデータから投影データを生成する。
　具体的には、X線を照射するX線発生手段と、前記X線を検出して電気信号に変換するX線検出素子がチャネル方向及びスライス方向の2次元方向に並ぶ検出器モジュールが前記スライス方向に複数配置されたX線検出器と、前記X線検出器の複数の前記X線検出素子で検出した前記電気信号から得られるローデータに信号処理を行い、投影データを生成する信号処理手段と、前記投影データに再構成処理を行い再構成像を生成する再構成処理手段とを備えるX線CT装置であって、前記各検出器モジュールは、前記スライス方向の所定の位置に基準位置を備え、前記各検出器モジュールは、スライス方向に隣接する検出器モジュールとの間に隙間を有し、前記信号処理手段は、前記隙間のスライス方向の幅を隙間値として記憶する記憶手段と、前記X線検出器のX線検出素子の位置により特定されるスライス位置を、前記複数の検出器モジュールの中の2つの検出器モジュールにそれぞれ設けられた前記基準位置間で、予め定められた位置に補正する位置補正手段と、前記位置補正手段で補正後のスライス位置におけるデータ出力値を、前記X線検出素子で検出した前記電気信号から得たローデータと前記記憶手段に記憶された隙間値とから推定するデータ推定手段と、を備え、前記データ推定手段で推定したデータ出力値から前記投影データを生成することを特徴とするX線CT装置を提供する。
　本発明によれば、X線検出器製造におけるタイリングの作業性を向上させるとともに、高精度な再構成像を得ることができる。
第一の実施形態のX線CT装置の概略図 第一の実施形態のX線検出器の外観図 第一の実施形態のX線検出器の断面図 第一の実施形態の散乱X線コリメータの金属板の一例を説明するための図 第一の実施形態の散乱X線コリメータの金属板支持板の一例を説明するための図 (a)～(c)は、第一の実施形態のX線検出器の作製方法の一例を説明するための図 (a)は、第一の実施形態の中央処理装置の機能ブロック図であり、(b)は、第一の実施形態の中央処理装置によるデータ処理の流れを説明するための図 (a)及び(b)は、第一の実施形態の正規のスライス位置の算出処理及び出力値推定処理を説明するための図 第一の実施形態のデータ処理の流れを示す処理フロー 第一の実施形態の感度データ生成手順を説明するための処理フロー 第一の実施形態の変換係数算出の手順を説明するための処理フロー 第一の実施形態のデータ処理の流れの別の例を示す処理フロー 第一の実施形態のデータ処理の流れの別の例を示す処理フロー 第一の実施形態のデータ処理の流れの別の例を示す処理フロー (a)及び(b)は、第一の実施形態においてリファレンス補正の前に位置補正を行う利点を説明するための図 第一の実施形態のデータ処理の流れの別の例を示す処理フロー 第一の実施形態のヘリカルスキャンを行った際に得られるスキャンダイヤグラム 第一の実施形態の検出器モジュールと配線基板の配線構造の一例を説明するための断面図 第一の実施形態の基板位置合わせ方法の別の例を説明するための断面図 第一の実施形態の検出器モジュールの別の配置例を説明するための断面図 第一の実施形態の別のX線検出素子配置を有するX線検出器の例を説明するための図 (a)及び(b)は、第一の実施形態の位置補正及び出力値の決定算出方法を説明するための図 第一の実施形態のX線検出器上のX線照射範囲の一例を説明するための図 第一の実施形態のX線検出器上のX線照射範囲の別の例を説明するための図 第一の実施形態において再構成像のスライス厚を変更するための処理の流れの一例を示すフロー 第一の実施形態において再構成像のスライス厚を変更するための処理の流れの別の例を示すフロー 第二の実施形態のX線検出器の断面図 (a)及び(b)は、第二の実施形態の正規のスライス位置の算出処理及び出力値推定処理を説明するための図 (a)及び(b)は、第二の実施形態の正規のスライス位置の算出処理及び出力値推定処理の別の例を説明するための図
　<<第一の実施形態>>
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。また、実施形態の説明に用いる外観図、断面図、説明図は、本発明の一例であり、本発明を限定するものではない。
　図1は、本実施形態のX線CT装置の概略図である。本図に示すように、本実施形態のX線CT装置10は、X線源100、X線検出器104、信号収集装置109、中央処理装置105、表示装置106、入力装置107、制御装置108、回転台101、及び寝台天板103を備える。X線検出器104は、X線源100を略中心とした円弧状に複数配置され、X線源100と共に回転台101に搭載される。なお、本明細書では、X線源100及び回転台101の回転方向をチャネル方向112、回転方向に垂直な方向をスライス方向111と呼ぶ。
　図1では、説明を簡単にするために、チャネル方向112にX線検出器104を8個備える場合を例示する。実際のX線CT装置では、X線検出器104は、例えば、チャネル方向112に40個程度備える。また、X線検出器104の前面には散乱X線コリメータ120(ここでは、不図示。後述の図2参照。)が設置される。散乱X線コリメータ120は、X線源100から照射されたX線のうち、被写体102などで散乱されたX線が、X線検出器104に入射するのを防ぐ。
　中央処理装置105は、本実施形態のX線CT装置10全体の動作を制御する。入力装置107を介して撮影開始の指示を受け付けると、制御装置108は、中央処理装置105からの指示に従って、X線源100からのX線の照射及びX線検出器104での読み出しの同期制御、及び、回転台101の回転制御を行う。X線源100は、制御装置108からの指示に従って、扇状のX線を寝台天板103に載った被写体102に向けて照射する。X線検出器104は、被写体102を透過したX線を検出し、電気信号に変換する。信号収集装置109は、上記電気信号を収集し、デジタル信号に変換し、ローデータを生成する。
　また、中央処理装置105は、ローデータから投影データを生成し、投影データに対して画像処理を行い、被写体102のX線吸収係数分布の断面像(再構成像)を生成する。表示装置106は、生成された再構成像を表示する。なお、本実施形態では、回転台101を回転方向112に回転させ、被写体102に対するX線の照射角度を変化させて上記のX線の照射を繰り返し、被写体102の360度分の投影データを生成可能なローデータを収集する。このローデータの収集は、一定回転角度毎、例えば、0.4度毎に行う。なお、ある回転角度で取得されたローデータをビューと呼ぶ。
　次に、図2及び図3を用いて、X線検出器104の構造を説明する。図2は、本実施形態のX線検出器104の外観の一例を説明するための外観図である。また、図3は、X線検出器104の断面構造の一例を説明するための図であり、図2の位置1000での断面図である。
　図2に示すように本実施形態のX線検出器104は、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、光電変換基板(半導体基板)140、及び配線基板150を備える。散乱X線コリメータ120とシンチレータ素子基板130との間は接着剤129で、シンチレータ素子基板130と光電変換基板140との間は接着剤139で、光電変換基板140と配線基板150との間は接着剤149で、それぞれ接着されている。X線検出器104は、取り付け穴159を用いて検出器固定台(図示せず)に複数固定されて、図1に示した円弧状に配置される。
　散乱X線コリメータ120は、被写体102で散乱したX線がシンチレータ素子に入射するのを遮蔽するもので、チャネル方向112及びスライス方向111の両方向にそれぞれ平行に配置される、例えばタングステンやモリブデンなどの金属板121により構成される。これらの金属板121は、金属板支持板122にて保持される。シンチレータ素子基板130は、マトリックス状に配置されてX線を検出すると光を発するシンチレータ素子131を備える。シンチレータ素子131の間、シンチレータ素子基板130の上面(X線が入射する面)及び側面は、シンチレータ素子131で生じた蛍光を反射する光反射剤132により覆われる。光電変換基板140は、シンチレータ素子基板130に面する表面に、当該シンチレータ素子131に対向して配置される光電変換素子141を備える。光電変換素子141からの電気信号は、貫通配線146を通して背面(配線基板150側の面)に設けられた電極パッド151に導かれる。
　光電変換素子141とシンチレータ素子131とは、X線を検出して電気信号を生じるX線検出素子161(不図示)を構成する。このX線検出素子161は、散乱X線コリメータ120の金属板121の間に配置される。なお、光電変換基板140とシンチレータ素子基板130とを接着する接着剤139は、シンチレータ素子131で生じた光に対して透明であり、シンチレータ素子131と光電変換素子141とを光学的に接続する。以上の構成を有するため、X線源100から照射されたX線のうち、被写体102で散乱したX線はX線検出素子161に入射する前に散乱X線コリメータ120で除去され、被写体102を透過したX線はX線検出素子161で検出され、電気信号に変換される。なお、1のX線検出素子161毎にスライス方向111に1スライス及びチャネル方向に1チャネル分のX線を検出する。
　図2及び図3に示すように、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、及び光電変換基板140は一体となって1つの検出器モジュール400を構成する。すなわち、本実施形態のX線検出器104は、スライス方向111に隣接して配置される複数の検出器モジュール400が、配線基板150の上に搭載されて構成される。配線基板150は、図3に示すように、光電変換基板140の電極パッド151と電気的に接続するための電極パッド152と、光電変換素子141からの電気信号を外部に出力するためのコネクタ153とが配線(不図示)で接続される。
　ここでは、一例として、検出器モジュール400が2つの場合を例に挙げて、以下説明する。両者を区別する必要がある場合は、2つの検出器モジュール400にそれぞれ1、2の検出器モジュール番号を付す。また、各検出器モジュール400を構成する各要素についても同様で、区別する必要がある場合は、これらの検出器モジュール番号を符号の後に付加して記す。例えば、散乱X線コリメータ120の場合、120－1、120－2と記す。また、マトリックス状に配置された各X線検出素子161のスライス方向111の段数をスライス数、チャネル方向112の列数をチャネル数と呼ぶ。また、本実施形態では、一例として、1の検出器モジュール400内ではX線検出素子161が、スライス方向111に等間隔に配置される場合を例にあげて説明する。
　次に図4から図6を用いて、本実施形態のX線検出器104の作製手順の一例を説明する。ただし、以下に示す作製手順は一例であり、これに限定されない。本実施形態では、まず、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、光電変換基板140、及び配線基板150をそれぞれ作製し、これらを用いて各検出器モジュール400を作製し、作製した検出器モジュール400を配線基板150に搭載し、X線検出器104を作製する。
　散乱X線コリメータ120は、例えば、図4に示す形状の金属板121を、図5に示す形状の金属板支持板122に搭載し、作製する。金属板121は、例えばモリブデンやタングステン製であり、くぼみ123を有する。ここで、図4は、チャネル数が6でスライス数が4(6チャネル4スライス)のX線検出器モジュール400の、スライス方向111に平行に配置される金属板121の例であり、くぼみ123を7個備える例である。なお、くぼみ123の数は、X線検出器モジュール400のチャネル数及びスライス数により決定する。例えば、X線検出器モジュール400のチャネル方向112に平行配置される金属板121では、くぼみ123の数は5個である。金属板支持板122は、X線の透過率が良く、X線によって変質し難い樹脂、例えばポリエチレンやアクリル製が望ましく、図5に示す溝124を有する。組み立ての際は、まず、チャネル方向112に平行に並べる、チャネル方向用金属板121のくぼみ123を上向きにした状態で、チャネル方向用金属板121を溝124に入れながら、チャネル方向112に平行に並べる。このとき溝124には予め接着剤を塗っておく。次に、スライス方向用金属板121を溝124に入れながら、スライス方向111に平行に並べていく。このときスライス方向用金属板121のくぼみ123は下向きにし、既に入れたチャネル方向用金属板121のくぼみ123とかみ合うようにする。次に、これらの金属板121の交差する部分にも接着剤を塗り、固めることで散乱X線コリメータ120を作製する。なお、以上の作製手順は一例であり、これに限定されない。
　シンチレータ素子基板130は、例えばGSO(Ce添加Gd2SiO5単結晶)、LSO(Ce添加Lu2SiO5単結晶)、BGO(Bi4Ge3O12)、CWO(CdWO4)などの材料で製造されたシンチレータ板を、チャネル方向とスライス方向とに切り分け、その間、上面、及び側面に反射材132を取り付け、作製する。
　光電変換基板140は、例えば結晶シリコンなどの半導体基板上の一方の面(表面)に光電変換素子141を配し、他方の面(背面)に電極パッド151を形成し、作製する。更に、表面から背面に貫く貫通配線146を形成する。光電変換素子141は、例えばPIN型やPN型のフォトダイオードであり、汎用のプロセスを用いて作成する。また大きな受光面積が実現するため、例えばシリコンに電極、P層、N層、I層を縦積みした構造とする。電極パッド151は、例えば蒸着にて作製する。貫通配線146は、まず半導体基板に、エッジングなどで貫通穴を生成し、次にCVD法や熱酸化法などで貫通穴に絶縁層を形成し、CVD法、スパッタ法、ナノ金属粒子の埋め込みなどにより作製する。
　配線基板150は、例えばプリント配線基板、セラミック基板、アルミ基板、テフロン(登録商標)基板などの基板に、電極パッド152及び配線を、例えば蒸着法にて作製し、更にコネクタ153を、例えばはんだにて接着する。
　以上のように作製した各基板を組み上げ、X線検出器104を作製する工程を説明する。図6(a)～(c)は、X線検出器104を作製する工程の一例を示す図である。まず、図6(a)に示すように、シンチレータ素子基板130と光電変換基板140とを、接着剤139で接着し、X線検出素子基板160を作製する(工程1)。なお、このとき、シンチレータ素子基板130の端部を、光電変換基板140が有するマーカ142に合わせる。なお、X線検出器104(検出器モジュール400)作製時にマーカ142に合わせたシンチレータ素子基板130の端部は、後述する位置補正処理において、基準位置となる。
　次に、図6(b)に示すように、工程1で作製したX線検出素子基板160に散乱X線コリメータ120を接着剤129で接着し、検出器モジュール400を作製する(工程2)。ここでは、シンチレータ素子基板130を光電変換基板140のマーカ142に位置合わせした端部144において、散乱X線コリメータ120の端部とシンチレータ素子基板130の端部とを合わせる。
　そして、図6(c)に示すように、2つの検出器モジュール400を配線基板150に搭載する(工程3)。このとき、各検出器モジュール400-1及び400-2の作製において、工程2で位置合わせをした端部144と反対側の端部同士を隣接させるよう、搭載する。また、光電変換基板140の端部は、配線基板150が有するマーカ143に合わせる。なお、各検出器モジュール400-1及び400-2と配線基板150とは、接着剤149で接着すると共に、電極パッド151と電極パッド152とを、例えば、はんだボールなどを用いて電気的に接続する。
　本実施形態では、以上の工程に従ってX線検出器104を作製する。従って、検出器モジュール400の端部に特別な処理を施す工程がないため、例えば、検出器モジュール400内での光反射材132の厚さ201と検出器モジュール400端部での光反射材132の厚さ202とを一致させ、端部でのシンチレータ素子131の幅206と端部以外でのシンチレータ素子131の幅205とも一致させて作製することができる。ただし、検出器モジュール400間には隙間401が存在する。ここで、厚さ201は、検出器モジュール400内でのシンチレータ素子131間の距離203でもあり、また、厚さ202は、シンチレータ素子131から検出器モジュール400端部までの距離204でもある。以下、本実施形態では、端部のシンチレータ素子131(X線検出素子161)と検出器モジュール400の端部との距離204と、検出器モジュール400内でのシンチレータ素子131(X線検出素子161)間の距離201とが等しい場合を例にあげて説明する。従って、本実施形態では、検出器モジュール400-1と400-2とにまたがって隣接するX線検出素子161の中心211間の距離(モジュール間素子間距離)213は、検出器モジュール400内で隣接するX線検出素子161の中心間の距離(モジュール内素子間距離)212に比べて隙間401分広い。
　また、本実施形態のX線検出器104では、各検出器モジュール400において、他の検出器モジュール400と隣接する面と反対側の面に、作製時の基準位置、すなわち、マーカ142及びマーカ143が設けられる。従って、検出器モジュール400の隣接面と反対の端部に近いX線検出素子161ほど、精度良く位置を決定できる。以下、本実施形態では、2つの検出器モジュール400が互いに隣接する側の面を隣接面と呼ぶ。
　次に、以上のように製造され、構成されるX線検出器104で検出した電気信号を信号収集装置109がデジタル信号に変換して得たローデータに対し、中央処理装置105が施すデータ処理について説明する。なお、本実施形態では、図7(a)は、本実施形態の中央処理装置105の機能ブロック図である。図7(b)は、中央処理装置105におけるデータの処理の流れを説明するための図である。本実施形態のX線CT装置10の中央処理装置105は、上述のように、ローデータから投影データを生成し、投影データに対して画像処理を行い再構成像を生成する。このため、図7(a)に示すように、ローデータから投影データを生成する補正部510と、投影データから再構成像を生成する再構成部520とを備える。また、補正部510が補正処理を施すために必要な補正用データを記憶する補正用データ記憶部530を備える。
　中央処理装置105は、CPUとメモリと記憶装置とを備える情報処理装置で構成され、補正部510及び再構成部520は、記憶装置に格納されたプログラムを、CPUがメモリにロードして実行することにより実現される。なお、補正用データ記憶部530は記憶装置に構成される。
　図7(b)において、実線701は実計測時のデータの流れを示し、点線702は、補正用のデータの流れを示す。本図に示すように、信号収集装置109で生成されたローデータは、中央処理装置105に転送される。中央処理装置105では、補正部510が補正用データを用いてローデータに対し補正処理を行い、投影データを作成する。ローデータ、補正用データ及び補正処理の詳細については後述する。その後、再構成部520が、投影データに対し、コンボルーション(畳み込み)やバックプロジェクション(逆投影)等の処理を行い、再構成像を生成する。生成された再構成像は、表示装置106に表示される。
　補正部510では、各X線検出素子161で取得したローデータに各種の補正を施し、投影データを生成する。本実施形態では、上述のように、検出器モジュール400間に隙間401があるため、各X線検出素子161の位置は、隙間なくタイリングされて構成されたX線検出器104で想定されるスライス位置(投影データ点)からずれる。本実施形態の補正部510では、ローデータからこのずれを補正した位置での出力値を推定する。
　このため、補正部510は、各検出器モジュール400の所定の倍率だけ大きな検出器モジュールがスライス方向に隙間なくタイリングされた場合に想定されるスライス位置を決定する位置決定部511と、位置決定部511で決定された位置のデータの出力値を推定するデータ推定部512とを備える。すなわち、本実施形態では、位置決定部511で決定したスライス位置に実際にローデータを取得したスライス位置を補正し、補正したスライス位置での出力値を推定する。このため、以下、本明細書では、位置決定部511によるスライス位置の決定及びデータ推定部512による出力値の推定を合わせて、位置補正処理と呼ぶ。
　また、各検出器モジュール400がスライス方向に隙間なくタイリングされた場合に想定されるスライス位置を、正規のスライス位置と呼び、実際にデータを取得したスライス位置を実スライス位置と呼ぶ。ここで所定倍率とは、例えば隙間を介した検出器モジュール400にそれぞれ設けられた基準位置と、所定倍された後に検出器モジュールが隙間無く配置されたときの基準位置とが一致する倍率である。なお、所定倍率は1倍を含み、検出器モジュール400の所定倍率だけ大きな検出器モジュールが、検出器モジュール400と同じサイズでも良い。
　なお、補正部510は、補正処理において用いる補正データを生成するためのデータを取得する補正データ取得部513をさらに備える。補正部510が補正処理において用いる補正用データは、補正データ取得部513が補正用データ作成のための被写体102を撮影し、取得したローデータに対し、補正部510が必要な処理を行い、生成される。生成された補正用データは、補正用データ記憶部530に保存される。補正用データ作成のための撮影は、実計測に先立ち行われる。補正用データの詳細については後述する。
　位置決定部511は、上述のように検出器モジュール400を作製する際、基準とした位置と、作製された検出器モジュール400のモジュール内素子間距離212と、検出器モジュール400間の隙間401と、スライス数とを用い、正規のスライス位置を算出する。位置決定部511が正規のスライス位置を算出する際に用いるこれらの情報は、補正用データ記憶部530にX線検出器104作製時に保持される。本実施形態のX線検出器104では、各検出器モジュール400内でモジュール内素子間距離212が等しいので、正規のスライス位置は、基準位置間で各スライスが等間隔となるものである。これは、例えば、各間隔に、隙間401を各間隔の比率を保ち分配し、算出することにより実現できる。各間隔とは、基準位置と隣接するX線検出素子161との間隔、モジュール内の隣接するX線検出素子161の間隔、隙間と隣接するX線検出素子161との間隔である。
　また、本実施形態のデータ推定部512は、正規のスライス位置に隣接する2つの実スライス位置のローデータから、補間により各正規のスライス位置の出力値を算出する。
　以下、具体例により、本実施形態の位置決定部511及びデータ推定部512の処理を説明する。図8は、本実施形態の位置決定部511による正規のスライス位置の算出処理及びデータ推定部512による位置補正処理を説明するための図である。ここで、横軸は、あるチャネルにおけるスライス方向111の位置を、縦軸は、X線検出素子161の出力値から得たローデータの値(出力)を示す。図8(a)は、位置補正前の各X線検出素子161に対応する実スライス位置と出力値であり、それぞれ点線421及び白丸422で示す。図8(b)は、位置補正後の正規のスライス位置と出力値であり、それぞれ点線423と黒丸424とで示す。なお、ここでは、スライス毎に、スライス方向111に番号を付し、第n(n＝1、2、．．．、8)番目のスライスの実スライス位置421をX(n)、そのローデータの値をP(n)と表し、第n(n＝1、2、．．．、8)番目のスライスの正規のスライス位置423をX’(n)、その出力値をP’(n)と表す。
　ここでは、n＝1～4が検出器モジュール400-1の各X線検出素子161であり、n＝5～8が検出器モジュール400-2のX線検出素子161である。そして、領域401が検出器モジュール400-1及び検出器モジュール400-2間の隙間である。ここで、この隙間のスライス方向の長さ(幅)をD、モジュール内素子間距離212のスライス方向の長さ(間隔)をLとする。なお、この隙間401の幅Dは、X線検出器104毎に事前に計測され、隙間値データ902(後述)として補正用データ記憶部530に保存される。この隙間401の幅Dの計測は、例えば顕微鏡で光学的に行う。また、スライス方向111に傾斜を有するファントムを撮影して得た、スライス方向111に所定の変化を示す出力データから算出しても良い。
　また、本実施形態では、正規のスライス位置算出に用いる基準位置411及び412として、本図に示すように、それぞれ検出器モジュール400-1、400-2の端部であり、X線検出器104(検出器モジュール400)の作製時の基準位置とした位置を用いる。すなわち、基準位置411及び412と最も基準位置411及び412に近いX線検出素子161とのそれぞれの距離はL／2である。このとき、図8(a)に示す各実スライス位置X(n)は、一方の基準位置のスライス方向の位置座標をX0とすると、以下の式(1)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　一方、図8(b)に示す、各正規のスライス位置X’(n)は、上記隙間401無しに、例えば、等間隔に配置したものである。上述のように、例えば、隙間401の幅Dを、全間隔に、その比率を維持し、分配することにより実現できる。従って、図8(b)の各スライス位置間隔L’は、L＋D/Mとなり、正規のスライス位置X’(n)は、以下の式(2)で表される。なお、Mは、基準位置411と基準位置412との間のX線検出素子161の数(スライス数)であり、図8(b)では、8である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　データ推定部512は、式(2)で求めた正規のスライス位置X’(n)における出力値P’(n)(n＝1、2、．．．、8)を推定する。推定は、例えば多項式の補間関数を用いて、隣接する実スライス位置の出力値から算出する。例えば、1次の多項式の場合、以下の式(3)に示す多項式により出力値P’(n)を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　次に図9を用いて、補正部510による補正処理の詳細を説明する。図9は補正処理と再構成部520による再構成処理を含む、本実施形態の中央処理装置105によるデータ処理の流れの一例を説明するための説明図である。本実施形態の補正部510は、上記位置補正処理に加え、オフセット補正処理、リファレンス補正処理、感度補正処理、ファントムキャリブレーションを行う。以下、各処理の詳細、必要な補正用データ203の取得の詳細とあわせ、説明する。
　信号収集装置109が再構成像生成に必要な全てのローデータ910の収集を終えると、補正部510は、補正処理を開始する。ただしこれは一例であり、本実施例を限定するものではない。例えば、ローデータの収集中に、取得されたローデータの補正処理を開始しても良い。補正処理ではまず、オフセット補正処理を行う(ステップS801)。オフセット補正処理では、光電変換素子141及び読み出し回路のリーク電流などによって生じる出力レベルのずれを補正する。オフセット補正処理は、実計測で得られたローデータから予め取得したオフセット値データ901を減算することにより行う。なお、オフセット値データ901は、補正データ取得部513により、例えば、実計測の直前に、X線を照射せずにローデータを取得する計測を行い、取得したローデータの平均をとることにより生成され、補正用データ記憶部530に格納される。
　オフセット補正処理の後、補正部510は、隙間値データ902を用い、位置補正処理を行う(ステップS802)。位置補正処理では、オフセット補正後のローデータに対し、上述の手法で、正規のスライス位置を決定し、正規のスライス位置の出力値を算出する。
　正規のスライス位置における出力値に対し、補正部510は、リファレンス補正処理を行う(ステップS803)。リファレンス補正処理は、時間的なX線強度の変動を補正するもので、実計測データを、被写体102を透過しないX線量(X線強度パラメータ)によって除することにより、スライス毎のX線の強度変動の影響を取り除く。
　X線強度パラメータは、実計測時に、例えば、図1に示す円弧状に並ぶX線検出器104の中で、チャネル方向端部に位置する複数のX線検出素子161にて取得したローデータを用い生成する。すなわち、スライス毎に取得したローデータに対し、実計測データと同様の補正処理を行い、チャネル方向に加算し、スライス毎のX線強度パラメータとする。リファレンス補正処理は、全ビューについて、ビュー単位で、スライス毎に行う。
　なお、ここでは、X線強度パラメータを、実計測時に用いるX線検出素子161で取得したローデータを用いて算出しているが、これに限られない。例えば、X線強度パラメータ算出用ローデータを取得するためのX線検出素子161を、実計測に用いるX線検出素子とは独立して備えるよう構成してもよい。
　リファレンス補正処理後の出力値に対し、補正部510は、感度補正を行う(ステップS804)。感度補正では、X線CT装置10におけるX線分布の位置的な違いや、X線検出素子161毎の感度の違いを補正する。実計測データを、予め取得した感度データ903で除することにより、X線に対する出力の割合(感度)のばらつきを、X線検出素子161毎に補正する。
　感度データ903は、補正データ取得部513により、実計測に先立って行われる感度データ取得計測で得たローデータ911から生成される。図10は、補正データ取得部513による感度データ生成手順を説明するための図である。本図に示すように、まず、被写体102を置かず、ローデータ911を取得する(ステップS1001)。そして、取得したローデータ911に対し、補正部510により、補正対象となる実計測データと同等の補正を行う(ステップS1002)。ここでは、補正対象となる実計測データに対し、感度補正を行う前に、オフセット補正処理、位置補正処理、及びリファレンス補正処理が行われているため、感度データを生成するために取得したローデータ911に対しても、同様に、オフセット補正処理、位置補正処理及びリファレンス補正処理を行う。その後、補正データ取得部513は、チャネル及びスライス毎の補正後の各データについて、ビュー方向に加算平均を算出し、感度データ903を生成する(ステップS1003)。補正データ取得部513は、得られた感度データ903を、補正用データ記憶部530に記憶する。
　感度補正後、補正部510は、ファントムキャリブレーションを行う(ステップS805)。ファントムキャリブレーションでは、X線が被写体を透過することで生じるビームハードニングによるX線吸収係数の変化を補正するもので、計測により得たローデータに、変換係数から算出した変換率を乗じる。ファントムキャリブレーションにより、再構成像の定量性が向上し、アーチファクトが低減または除去される。ファントムキャリブレーションに用いられる変換係数904は、補正データ取得部513により予め生成され、補正用データ記憶部530に記憶される。
　ここで、変換係数の生成について説明する。変換係数は、X線の吸収量に応じた、ビームハードニングを考慮しない場合に対する考慮した場合のX線吸収率の比である変換率を透過距離毎に算出するためのものであり、実計測に先立って行われる変換係数取得計測により得られたローデータ912から算出される。図11は、本実施形態の補正データ取得部513による変換係数算出の手順を説明するための図である。透過距離によるX線吸収係数の変化を計測するため、補正データ取得部513は、X線の透過距離の異なる複数のファントムを用いて計測を行い、それぞれローデータ912を得る(ステップS1101)。X線透過距離の異なる複数のファントムには、例えば、一様な材質の円柱状の形状で、それぞれ直径の異なるものを用いる。次に、取得したローデータ912に対し、補正部510により、ファントムキャリブレーションを施す実計測データと同等の補正を行い、透過距離毎の投影データ921を得る(ステップS1102)。ここでは、ファントムキャリブレーションを施す実計測データに対し、ファントムキャリブレーション前に、オフセット補正処理、位置補正処理、リファレンス補正処理及び感度補正処理が行われているため、取得したローデータに対しても、同様に、オフセット補正処理、位置補正処理、リファレンス補正処理及び感度補正処理を行う。
　次に、補正データ取得部513は、ビームハードニングが生じない場合の各ファントムの投影データ922を計算する。投影データ922は、シミュレータ300を用い、X線吸収係数値310から周知の吸収率計算320を行い、算出する。ここでは、チャネル方向の吸収係数分布を計算する。補正データ取得部513は、ファントムの撮影から得た透過距離毎の投影データ921と、計算により得た投影データ922との比を計算し、透過距離毎の変換率として算出する(ステップS1103)。そして、計測した透過距離毎の変換率に対し、例えば、多項式近似を行い、透過距離を変数とする変換係数関数と変換係数904を算出する(ステップS1104)。得られた透過距離毎の変換係数904及び変換係数関数は、補正用データ記憶部530に記憶される。
　なお、上記の変換係数算出においては、円柱状のファントムを用いているため、算出した分布を全てのスライスで共通に用いることができる。ただしファントムの形状はこれに限られない。例えば、円錐形のファントムであっても良い。この場合、円錐の回転軸をスライス方向111に平行に配置し、計測を行う。この場合は、各スライスで形状(断面の直径)が異なるため、吸収係数分布をスライス毎に計算する。
　なお、円柱状のファントムのようにスライス方向111で透過距離が変化しない形状の場合は、位置補正処理の有無の影響は小さい。一方、円錐形のようにスライス方向で透過距離が変化する形状のファントムを用いる場合は、位置補正処理の有無の影響が大きい。従って、図11に示す、計算による投影データ922を求める際の吸収率計算320において、隙間401を考慮する必要がある。すなわち、ファントムが円錐形の場合、各スライス位置で撮影する面の形状はいずれも円となるが、その半径が隙間401によって変化する。従って、正規のスライス位置における半径を用い、計算による投影データ922を算出する。
　以上の手順で、補正部510によりローデータ910に対して補正を行い、正規のスライス位置(投影データ点)における出力値である投影データ920が生成される。生成された投影データ920に対し、再構成部520が上述の再構成処理を行い、再構成像930を生成する。
　上述したように、本実施形態の位置補正処理では、検出器モジュール400-1及び400-2それぞれの端部である位置411と位置412とを基準とし、その間で正規のスライス位置を計算し、当該位置における出力値Pを隣接値から推定する。例えば、本実施形態では、X線検出器104において、両端部間で等間隔に配置されたスライス位置における出力値を得ることができる。また、全ての正規のスライス位置X’(n)(n＝1、2、．．．、8)は、実スライス位置X(n)とX(n＋1)との間、または、X(n－1)とX(n)との間、のいずれかに位置することとなる。そのため、本実施形態では、正規のスライス位置X’(n)の出力値P’(n)は、外挿を行わずに内挿にて、実スライス位置の出力値P(n)から算出することができる。従って、精度良く推定ができる。
　また、本実施形態では、位置補正の基準に、X線検出器104の作製時の基準位置を用いるため、高い精度の補正を実現することができる。
　従って、本実施形態によれば、X線検出器104をスライス方向に1の検出器モジュール400で構成した場合と同様のスライス間隔の投影データを高い精度で得ることができる。このような投影データから画像を再構成するため、本実施形態によれば、アーチファクトを除去または低減した再構成像を実現できる。
　本実施形態によれば、ローデータから投影データを生成する際、補正部510が上述のように位置補正処理を行うため、X線検出器104の製造にあたり、検出器モジュール400間に隙間401があったとしても、再構成像のアーチファクトを低減できる。従って、X線検出器104及びそれを構成する検出器モジュール400それぞれの作製に高い精度が要求されず、制約も減るため、作製が容易になる。また、X線検出器104の製造にあたり、検出器モジュール400のタイリング精度も要求されないため、この点においても作製が容易になる。そして、作製が容易になるため、製造コストも低減する。
　さらに、検出器モジュール400の端部に特殊な処理を施す必要がないため、端部での機械的安定性が向上し、端部でのX線検出素子161の受光効率、暗電流特性、光電変換効率、X線利用効率、光の集効率、散乱線除去効率などの特性が劣化することがない。
　具体的には、本実施形態では、製造時に、検出器モジュール400の間でX線検出素子161が検出器モジュール400内と同じ間隔を有するよう工夫する必要がない。本実施形態では、複数の検出器モジュール400は、スライス方向111に、隙間401を介して配置される。すなわち、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とにまたがって隣接したX線検出素子の中心211間の距離213は、検出器モジュール400内でのX線検出素子の中心211間の距離212に比べて広く作製できる。このような構造には、以下のようなメリットがある。
　まず、充分な幅の隙間401が実現できることで、一方の検出器モジュール400-1が、他方の検出器モジュール400-2に隣接する面に凹凸やゆがみを有する場合でも、隙間401を遊びとして用いることができるため、2つの検出器モジュール400-1、400-2を、位置ずれを起こさずに精度良く搭載できる。同様に、検出器モジュール400を構成する、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、光電変換基板140それぞれが、凹凸やゆがみを有する場合であっても、2つの検出器モジュール400-1、400-2を、位置ずれを起こさずに精度良く搭載できる。従って、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、光電変換基板140の製造や検出器モジュール400の組み立てを高精度で行う必要は無く、安価に容易に、タイリングにてX線検出器104を実現できる。
　またシンチレータ素子基板130において、充分な厚さの反射材132を実現できる。従来は、モジュール間素子間距離213をモジュール内素子間距離212と同じにするために、検出器モジュール400の端部の反射材132の厚さ202は、検出器モジュール400内での反射材132の厚さ201の半分以下にする必要があった。更に、シンチレータ素子基板130－1と130－2とをすき間無く隣接配置することは実質的に不可能なため、厚さ202は厚さ201の半分未満とする必要があった。しかし、本実施形態のX線検出器104では、厚さ202を厚さ201の半分以上や同じといった充分な厚さを実現できる。従って、反射材132の厚さが不十分であるために端部のX線検出素子で発した光が端部のすき間から外部に逃げて感度が低下することを避けることができる。
　また、本実施形態によれば、シンチレータ素子基板130において、端部でのシンチレータ素子131の幅206を、他の位置でのシンチレータ素子131の幅205より狭くする必要がない。また、光電変換基板140において、端部での光電変換素子141の幅を他の位置での光電変換素子141の幅より狭くする必要がない。従って、X線や光の検出面積の低下によるX線利用効率や光集効率の低下を防ぐことができる。
　また、本実施形態によれば、モジュール間素子間隔213をモジュール内素子間隔212と一致させる必要がないため、光電変換基板140において、一方の検出器モジュール400-1の他方の検出器モジュール400-2の隣接面に最も近い端部のX線検出素子161の光電変換素子141を、端部から充分に離した位置に、他の素子と同じ大きさで実現できる。これまで、モジュール間素子間距離213をモジュール内素子間距離212と同じにし、かつ、端部でのシンチレータ素子131の幅206を他の位置でのシンチレータ素子131の幅205と同じにするために、シンチレータ素子131から端部までの距離204は、検出器モジュール400でのシンチレータ素子131間の距離203の半分以下にする必要があった。更に、光電変換基板140－1と140－2とをすき間無く隣接配置することは実質的に不可能なため、距離204は距離203の半分未満とする必要があった。しかし、光電変換基板140の端部には、加工によるクラックなどが生じることがあり、端部の光電変換素子141は、他の位置の光電変換素子141に比べて、暗電流が多い、光電変換効率が小さい、またこれらの物理特性がばらつくといったことがあり、更に歩留まりが低下していた。しかし、本実施形態のX線検出器104によれば、充分に光電変換基板140の端部から離した位置に光電変換素子141を作製できるため、これらの問題が解決できる。
　また、散乱X線コリメータ120において、端部の金属板121の厚さを、それ以外の位置と同様にすることが可能となるため、散乱線除去効率の低下を防止できる。また、必要に応じて端部にはみ出して金属板121を支持する構造が実現できるため、散乱X線コリメータ板支持の安定性を向上できる。
　以上のようなメリットを実現するために、隙間401の幅Dは、検出器モジュール400や構成基板の加工、作製、組み立ての精度を考えて決定することが望ましく、例えば、50μm以上の幅を有することが望ましい。また、位置補正の要求精度及び要求される分解能を考慮し、例えば、モジュール内素子間距離の50％以下にすることが望ましい。
　なお、本実施形態では、図2と図3とに示すように、6チャネル4スライスのX線検出素子161を有する検出器モジュール400を2つタイリングして、6チャネル8スライスのX線検出器104を実現しているが、これらのチャネル数、スライス数、検出器モジュール400は一例であり、これに限られない。例えば、3つ以上の検出器モジュール400をスライス方向にタイリングして構成してもよい。
　この場合、位置決定部511では、予め定められた2つの基準位置内で、各スライス位置間隔が等間隔になるよう正規のスライス位置を決定する。例えば、各検出器モジュール400間の隙間の合計を、全間隔にそれぞれの比率を維持しながら配分し、正規のスライス位置を決定する。なお基準位置としては、スライス方向の両端に配置される2つの検出器モジュール400の作製時の基準位置を用いる。また、データ推定部512が推定する中間の検出器モジュール400の出力値P’(n)は、上記式(3)の上の式で計算できる。
　また、スライス方向の検出器モジュール400が3つ以上の場合、その隙間401の幅Dを示す隙間値データ902は、検出器モジュール400間の隙間401毎に対応づけて、補正用データ記憶部530に格納する。ただし、これに限られない。例えば、全検出器モジュール400において、隙間401の幅Dを一定とし、1の情報のみ保持するよう構成してもよい。また、一部の検出器モジュール400で一定とし、一定と設定した検出器モジュール400に関しては、1の情報のみ保持するよう構成してもよい。例えば、隙間401の幅Dのばらつきが少ない場合や、隙間401の幅Dの絶対値が小さい場合など、一定として扱う。また、隙間値データ902は、チャネル毎に有するよう構成してもよい。例えば、チャネル毎に隙間401の幅Dが異なる場合、精度良く位置補正を行うことができる。
　また、保持する情報は、隙間401の幅Dの値ではなく、位置情報であってもよい。具体的には、例えば、検出器モジュール400-1及び検出器モジュール400-2の中心や端部などの位置、検出器モジュール400-1及び検出器モジュール400-2の、列毎の中心や端部などの位置、特定のX線検出素子161の位置、X線検出素子161群の中心位置など、さまざまな位置の情報であってよい。
　本実施形態では、検出器モジュール400の、隣接する検出器モジュール400との隣接面と反対の端部を基準位置として、X線検出器104の作製及び補正部510の位置補正処理を行っている。しかし、基準位置はこれに限られない。基準位置は、X線モジュール400のスライス方向のどこであっても良い。このとき、隣接する基準位置間にあるX線検出素子161の位置補正処理後のスライス位置X’(n)は、1の基準位置の座標をX0、基準位置間の素子数をMとすると、前記と同様に式(1)で計算できる。
　この場合、基準位置間のスライスに対して位置補正処理を行うと、得られる正規のスライス位置どうしの間隔は、基準位置間のスライスとそれ以外で異なる。従って、基準位置411と基準位置412とは、両基準位置間に多くのスライスを挟む位置に設けることが望ましい。すき間がスライス間隔に対して比較的狭い場合や、1の検出器モジュール400内のスライス数が多く、基準位置411と基準位置412との間に多くのスライスを設けることができる場合は、スライス間隔の違いは小さいため、問題とならない。例えば、スライス間隔Lが1mm、すき間Dが0.1mmであり、検出器モジュール400のスライス数Mが32の場合で、基準位置411及び412をそれぞれ検出器モジュール400-1及び400-2の中心に設ける。このとき、基準位置外と基準位置内とのスライス間隔の違いは式(1)から約3μmとなる。これは、スライス間隔L1mmに対して充分小さく、無視できる。
　さらに、基準位置を、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とで、異なる位置に設けても良い。いずれの位置に基準位置を設ける場合であっても、X線検出器104作製時は、例えば、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、光電変換基板140、及び配線基板150それぞれの基準位置付近にマーカを付し、これを基準にX線検出器104を組み上げる。
　また、本実施形態では、位置補正において、1次の多項式を用いて補正後の出力値P’(n)を推定する場合を例示しているが、出力値P’(n)の推定に用いる関数は、これに限られない。例えば、2次の多項式を用いてもよく、この場合、P’(n)はX(n－1)、X(n)、X(n＋1)の出力値から、式(4)に従って推定できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　また、さらに高次の多項式、三角関数、対数関数、指数関数などの他の関数を用いてもよい。また、スプライン法などの手法で補間関数を決定し、出力値P’(n)を推定してもよい。また、隣接するX線検出素子161の出力値のみならず、離れたX線検出素子161の出力値も用い、例えば、最小2乗法で補間関数を決定し、出力値P’(n)を推定してもよい。
　また、各補正処理の順序もこれに限られない。本実施形態では、図9に示すように、位置補正処理をオフセット補正処理とリファレンス補正処理との間で行う場合を例にあげて説明したが、これに限られない。例えば、図12に示すように位置補正処理(ステップS802’)を、リファレンス補正処理(ステップS803’)と感度補正処理(ステップS804)との間で行うよう構成してもよい。これは、X線源100から照射されるX線の、スライス方向111の強度分布の違いが小さい場合、各X線検出器104のすき間のばらつきが小さい場合などに適用できる。なお、この場合、リファレンス補正処理(ステップS803’)において、X線強度パラメータ算出時に、位置補正を行わなくて良いため、計算量が低減でき、補正処理を高速化できる。
　また、図13に示すように、位置補正処理(ステップS802’’)を、感度補正処理(ステップS804’)とファントムキャリブレーション(ステップS805)との間に行うよう構成してもよい。なお、この場合、感度補正処理(ステップS804’)を位置補正処理(ステップS802’’)の前に行うため、感度補正で用いる感度データ903は、位置補正を行わずに算出する。
　また、図14に示すように位置補正処理(ステップS802’’’)を、ファントムキャリブレーション(ステップS805’)の後に行うよう構成してもよい。この場合も、感度補正処理(ステップS804’)が位置補正処理(ステップS802''')の前に行われるため、感度補正処理(ステップS804’)で用いる感度データは、位置補正を行わずに算出する。また、変換係数904も、同様に、算出時に位置補正を行わない。
　なお、瞬間的にスライス方向に一様でないX線分布を有する場合は、図9に示すように、リファレンス補正処理の前に位置補正処理を行うことが望ましい。これにより、リファレンス補正処理において、X線強度パラメータデータを計測するX線検出器104が、他のX線検出器104と異なる隙間401の幅Dを有する場合であっても、高精度にリファレンス補正151を実現できる。
　この理由を、図15を用いて説明する。図15はリファレンス補正処理の前に位置補正処理を行う利点を説明するための図である。図15(a)は、位置補正処理及びリファレンス補正処理の実施前の出力値を、図15(b)には補正後の出力値を、それぞれ示す。図15(a)において、横軸は、実計測時を行うX線検出器104のX線検出素子161のスライス方向111の位置であり、それぞれ点線421で示す。その出力値は実線白丸422で示す。また、点線425は、リファレンス補正処理においてX線強度パラメータデータを取得するX線検出器104のX線検出素子161のスライス方向111の位置であり、その出力値は点線白丸426で示す。ここでは、X線強度パラメータデータを取得するX線検出器104の方が広いすき間を有するものとする。従って、点線425より点線421が等間隔に近い。
　X線の強度が、スライス方向111に、瞬間的に直線427のような分布を持つとき、実線白丸422と点線白丸426とで示されるように、X線をサンプリングする位置(実スライス位置)が異なるため、X線検出器104により出力値に違いが生じる。この状態でリファレンス補正処理を行い、その後に位置補正処理を行うと、位置の違いによる出力値の違いが残り、図15(b)に白丸428で示すように、スライス毎に異なる結果となる。一方、本実施形態のように、図15(a)の状態で先に位置補正処理を行うと、スライス位置は正規のスライス位置となり同じとなるため、出力値もほぼ同一となる。そして、位置補正後のデータにリファレンス補正処理を行うと、図15(b)の黒丸424で示すように、どのスライスの出力値もほぼ同一の値となり、リファレンス補正が効果的になされることがわかる。以上のように、位置補正をリファレンス補正の前に行うことで、瞬間的にスライス方向に一様でないX線分布を有する場合でも、精度良く補正することができる。
　なお、補正部510が行う各補正処理は、必ずしも全てを行わなくてもよい。例えば、光電変換素子141及び読み出し回路からのリーク電流などが少なく、オフセットのレベルが小さい場合、オフセット補正処理は行わなくても良い。また、例えば、X線の時間変動が小さい場合、リファレンス補正処理は行わなくても良い。また、例えば、X線の照射分布が一様で、X線検出素子161の感度のばらつきが小さい場合、感度補正処理は行わなくても良い。また、ビームハードニングの影響が小さい被写体102を撮影する場合、照射X線のスペクトルが単色に近い場合、吸収係数に高い定量性が求められない計測の場合等は、ファントムキャリブレーションを行わなくても良い。また、上記オフセット補正処理、リファレンス補正処理、感度補正処理、ファントムキャリブレーションの各補正処理は、本実施形態に記載した以外の手法で行ってもよく、同様の効果が得られれば、その手法は問わない。さらに、ローデータの補正に関し、上記以外の補正処理をさらに行うよう構成してもよい。
　さらに、上記実施形態では、位置補正処理を、補正部510で、他の補正処理の中で行うよう構成しているが、これに限られない。例えば、再構成部520が行うよう構成してもよい。この場合の処理の流れを図16に示す。本図に示すように、補正部510においては、オフセット補正処理(ステップS801)とリファレンス補正処理(ステップS803’)と感度補正処理(ステップS804’)とファントムキャリブレーション(ステップS805’)とを行い投影データ923を生成する。得られた投影データ923に対し、再構成部520において、位置補正を行いながら、再構成像を生成する(再構成処理)。本構成は、例えば、ヘリカルスキャンにて、投影データを推定する際に有効である。これを、図17を用いて説明する。
　図17は、ヘリカルスキャンを行った際に得られるスキャンダイヤグラムであり、縦軸が被写体102に対する回転台101の回転角度、横軸が被写体102の回転軸方向(スライス方向111))の位置を表す。ここでは、X線検出器104のスライス数が8の場合を例示する。また、第m(m＝1、2、．．．、8)番目のスライスの実データの取得位置(実スライス位置)を471－mと記す。
　図17に示すように、取得した実データから、例えば、位置470の再構成像は、図中で位置470に交差する複数のスライスの実データを用いる。再構成像を得る位置が、位置475のように、信号取得を行っていない位置の場合には、同一角度で撮影した近傍の複数のスライスの信号から、位置475での信号を推定する。ここでは、例えば、第2スライス471－2の位置476で得た信号と、第3スライス471－3の位置477で得た信号とから、線形補間により推定する。同様に、位置474においても信号を推定する必要がある。例えば、第4スライス471－4の位置472で得た信号と、第5スライス471－5の位置473で得た信号とから、線形補間により推定する。このとき、隙間値データ902を用い、隙間401の幅Dを考慮した座標にて推定を行うことにより、位置補正を行う。上記推定方法は一例であり、これに限られない。例えば、3スライス以上の信号を用いて、推定を行っても良い。この際、2次以上の多項式の補間関数を用いて推定してもよい。また、フィッティング関数を決定し、これを基に推定するよう構成してもよい。
　また、本実施形態では、光電変換基板140は、自身が有する貫通配線146を介して、自身の背面にて配線基板150と電気的に接続を行うよう構成している。このとき、検出器モジュール400と配線基板150とを、電極パッド151と電極パッド152とをボールはんだにて電気的に接続すると共に、接着剤149で接着することで固定している。しかし、電気的接続は、これに限られない。例えば、図18に示すように、光電変換基板140の表面に配線を行い、その端部に電極パッド154を配し、配線基板150に設けられた電極パッド156にボンディングワイヤ155等で電気的に接続するよう構成してもよい。このとき、同図に示すように、電極パッド156及び電極パッド154を隙間401内に設け、隙間401内でボンディングワイヤ155により接続する。このように構成することにより、特に3つ以上の検出器モジュール400のタイリングが容易になる。
　また、本実施形態では、検出器モジュール400作製時の、散乱X線コリメータ120、シンチレータ素子基板130、及び光電変換基板140の位置合わせにおいて、その一部をこれらの基板の端部を用いて行うが、これに限られない。それぞれの位置合わせにおいて、基準位置を示すマーカ等を備え、当該マーカを用いて位置合わせを行うよう構成してもよい。
　さらに、本実施形態では、シンチレータ素子基板130と光電変換基板140との位置合わせ及び光電変換基板140と配線基板150との位置合わせは、それぞれマーカ142、143を用いて行う。しかし、これらの位置合わせは、これに限られない。例えば、図19に示すように、光電変換基板140とシンチレータ素子基板130との端部を位置調整用治具145に押し当てることにより、両者を所望の位置に配置するよう構成してもよい。光電変換基板140と配線基板150との位置合わせの際も同様である。なお、上述のマーカを用いた位置合わせの手法を、散乱X線コリメータ120をシンチレータ素子基板130に搭載する際に用いてもよい。
　また、本実施形態では、散乱X線コリメータ120は、チャネル方向112とスライス方向111との両方向に設けているが、これに限られない。例えば、チャネル方向112とスライス方向111とのいずれか一方だけに設けてもよい。また、X線検出器104は、散乱X線コリメータ120を具備しなくてもよい。
　また、本実施形態では、散乱X線コリメータ120の金属板支持板122は、シンチレータ素子基板130に面する面に設けられているが、これに限られない。例えば、その反対の面、すなわち、散乱X線コリメータ120にX線が入射する面に設けられても良い。また、金属板支持板122がシンチレータ素子基板130の一部であっても良く、例えばシンチレータ素子基板130の上面に溝が設けられた構造であっても良い。
　また、本実施形態では、X線検出器104として、X線をシンチレータ素子131にて光に変換した後に光電変換素子141で電気信号に変換する間接変換型のものを例にあげて説明した。しかし、これに限られない。例えばシンチレータ素子基板130を具備せず、光電変換基板140にてX線を直接電気信号に変換する直接変換型のX線検出器であっても良い。
　また、本実施形態では、光電変換基板140が結晶シリコンの場合を例にあげて説明したが、これに限られない。光電変換基板140の材料としては、光電変換材料であればよく、例えば、ゲルマニウム、カドミテルル、カドミジンクテルル、ヨウ化鉛、ポリシリコン、アモルファスシリコンなどであってもよい。
　また、本実施形態では、シンチレータ素子131間に反射材132を設けるが、これに限られない。例えば、金属板などの反射板を搭載してもよい。また、金属板と、その両面に反射材132を設けたものをシンチレータ素子131間に設けてもよい。また、スライス方向やチャネル方向の一方に反射材132を、他方に金属板を設けるよう構成してもよい。また、スライス方向及びチャネル方向のいずれか一方のみ、反射材132及び金属板の少なくとも1つが設けられ他方のシンチレータ素子131は切断されずに繋がっていても良い。また、シンチレータ素子基板130は、分割されず、1枚のシンチレータ板で実現されていてもよい。
　また、本実施形態では、X線検出器104において、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とが平行に配置される場合を例にあげて説明しているが、両者の配置はこれに限られない。例えば、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とが、図20に示すように、スライス方向111に所定の角度θで付き合わされた構造であってもよい。ここで図20は、図2の位置1000における断面図である。また配線基板124が段差を有し、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2のX線源100までの距離が異なるように配置される構造であってもよい。
　本実施形態では、検出器モジュール400内で各X線検出素子161は等間隔に配置されている場合を例にあげて説明した。しかし、検出器モジュール400内でのX線検出素子161の配置は不等間隔であってもよい。この場合、正規のスライス位置どうしの間隔が、隙間401を除いた実スライス位置の間隔と同じ比率となるよう、各隙間401の幅Dを配分する。
　このようなX線検出器104’の一例を図21に示す。ここで、図21は、X線検出器104’の受光面を、X線入射方向からみた図であり、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とが隙間401を介して隣接している。スライス方向111に対して、X線検出素子161は領域431と領域432とで幅が異なり、ここでは、領域432のX線検出素子161は領域431の半分である場合を例示する。
　例えば、端部411と端部412とを基準位置にとる。このときの実スライス位置及び出力を図22(a)に、正規のスライス位置と出力を図22(b)に示す。ここで、反射材132の厚さが一定の場合、図21における領域432のX線検出素子161のスライス間隔をLとすると、検出器モジュール400-1において、図22に示す端部411から第1スライスまでの距離441はL、第1と第2スライスの距離442は2L、第2と第3スライスの距離443は1.5L、第3と第4スライスの距離444はL、第4スライスと隙間401側の端部までの距離445は0.5Lとなる。検出器モジュール400-2は、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2との境界面を介して対称であり、端部412を基準として同様の配置である。
　このとき、正規のスライス位置X’(n)は、隙間401の幅Dを含めた基準位置411と基準位置412との間の距離を、隙間401を除いた場合の各スライス間の距離の比率を保って再配分することにより得る。すなわち、各距離において、Lを、L＋D/12に置き換える。従って、端部411から第1スライスまでの距離451と、端部412から第8スライスまでの距離459は(L＋D／12)、第1と第2スライスの距離452と、第8と第7スライスの距離458は2×(L＋D／12)、第2と第3スライスの距離453と、第7と第6スライスの距離457は1.5×(L＋D／12)、第3と第4スライスの距離454と、第4と第5スライスの距離455と、第5と第6スライスの距離456とは(L＋D／12)となる位置が正規のスライス位置となる。
　なお、図21に示すX線検出器104において、例えば、領域431と領域432との切れ目である位置414と位置415とを基準位置にとっても良い。このとき、同様に基準位置414と基準位置415との間の領域433で、隙間401の幅Dを同比率で配分し、正規のスライス位置X’(n)とする。従ってX’(n)は、距離451と距離459とはL、距離452と距離458とは2Lであり、補正前と同じである。一方、距離453と距離457とは(1.5L＋D／8)、距離454と距離455と距離456が(L＋D／4)となる位置に決まる。
　なお、本実施形態のX線CT装置10は、スライス方向111のX線照射範囲を変更して撮影を行う機能をさらに備えるよう構成してもよい。このような機能を有することで、被写体102の撮影範囲が狭い場合、その範囲に限定してX線を照射して画像を得ることができ、不要な被曝を抑えることができる。具体的には、例えば、全スライスにX線を照射して画像を取得する8スライスモードに加え、2スライスのみにX線を照射して画像を取得する2スライスモード及び4スライスのみにX線を照射して画像を取得する4スライスモードを、ユーザの選択により実行する機能を備える。これらの撮影時のX線照射範囲を、図23を用いて説明する。ここで、図23はX線検出器104の受光面を、X線入射方向からみた図である。検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2とが隙間401を介して隣接して配置され、6チャネル8スライス分のX線検出素子161が2次元的に配置される。
　X線照射範囲は、例えば8スライスモードの場合は図23に示す領域463、4スライスモードの場合は領域462、2スライスモードの場合は領域461の範囲である。この照射範囲を実現するために、X線源100はそのX線照射口に照射野を変更する照射野変更部(図示せず)を、入力装置107はスライスモードの選択を受け付ける機能を、中央処理装置105は、受け付けた選択に応じて制御装置108を動作させる機能を、制御装置108は中央処理装置105からの指示に従ってX線源100の照射野変更部を動作させる機能を、それぞれ備える。撮影者が入力装置107を介してスライスモードを選択すると、入力装置107は選択を受け付け、中央処理装置105及び制御装置108を介して照射野変更部はその指示を受け、X線照射野を変更する。X線照射野の変更の指示を受け付けた後、入力装置107を介してX線照射の指示を受け付けると、X線源100は、先に指定されたX線照射領域にX線を照射する。信号収集装置109は、照射された範囲のX線検出素子161から投影データを取得する。
　ただし、これらのスライスモードの個数やそのスライス数は一例であり、これに限られない。また、X線照射範囲も一例であり、これに限られない。例えば、図24に示すようなX線照射範囲でも構わない。すなわち、所望の撮影スライス数が1の検出器モジュール400が備えるスライス方向のX線検出素子数以下の場合、一方の検出器モジュール400のX線検出素子161のみを用いるよう構成してもよい。具体的には、図23では、全スライスモードで検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2との両方を用いるのに対し、図24では、2スライスモードと4スライスモードとでは、一方の検出器モジュール400のみを用いる。このように、一方の検出器モジュール400のみを用いることで、隙間401を含まない撮影範囲の設定が可能となる。従って、複数の検出器モジュール400を用いる場合よりも、スライス幅分X線照射範囲を狭くすることができる。また、隙間401に照射されるX線は、画像の再構成に使用されないので、隙間401を含まないよう照射範囲を設定することにより、使用されないX線を減らすことができ、X線の利用効率が向上する。これは、特に、2スライスモードなどの狭いスライスモードで顕著に向上する。
　なお、上記のX線照射範囲は一例であり、これに限られない。例えば2スライスモードにて、検出器モジュール400-1または検出器モジュール400-2のいずれかの中心の2スライスをX線照射範囲と設定してもよい。また、図24の領域464を2スライスモードのX線照射範囲としても良い。特に、X線照射範囲は、検出器モジュール400作製時の基準位置の近くに設けることが好ましい。基準位置の近くにX線照射範囲を設けることで、検出器モジュール400毎のX線検出素子161の位置ずれを小さくすることができる。
　また、図24では、検出器モジュール400-1にX線照射範囲を設定する場合を例示しているが、検出器モジュール400-2にX線照射範囲を設定してもよい。また、2スライスモードは検出器モジュール400-1に、4スライスモードは検出器モジュール400-2にというように、スライスモードによってX線照射範囲を異なる検出器モジュール400に設定するよう構成してもよい。
　さらに、スライスモードによって隙間401を含まない撮影範囲の設定が可能なように構成する場合、設定するスライスモードに応じて、位置補正処理を行わないよう構成してもよい。例えば、予め、スライスモードに応じて位置補正処理の有無を登録しておき、補正部510が登録情報に従って、自動的に位置補正処理の有無を判断して処理を行うよう構成してもよい。また、ユーザが必要に応じて、位置補正処理の有無を指示するようにし、それに従って、補正部510が位置補正の有無を判断して処理を行うよう構成してもよい。スライスモードに応じて補正部510において、位置補正処理を行わないよう構成することにより、位置補正処理を行わない場合、補正処理の処理時間を短縮することができる。
　なお、上記実施形態では、複数の検出器モジュール400は、スライス方向111に全て同じスライス数(X線検出素子数)である場合を例にあげて説明したが、スライス数の異なる複数の検出器モジュール400を配置するよう構成してもよい。例えば、2スライスの検出器モジュール400-1と、4スライスの検出器モジュール400-2と、2スライスの検出器モジュール400-3とをこの順にスライス方向に配置する。そして、2スライスモード及び4スライスモードのX線照射範囲を、検出器モジュール400-2の内部の2スライス、4スライスの範囲となるよう設定する。なお、各検出器モジュール400のスライス数は一例でありこれに限られない。
　また狭いスライスモードにおいて、隙間401を含まないようにX線照射範囲に設ける別の方法として、奇数個の検出器モジュール400を配置し、X線照射範囲毎に中心スライスを変えないよう構成してもよい。ここで中央スライスとは、X線検出器104のスライス方向の中心位置であり、実際のX線検出器104のスライスと一致しなくても良い。すなわち整数でなくても良い。例えば12スライスのX線検出器104では、6スライス目と7スライス目の間の6.5スライス目が中央スライスとなる。
　このような配置では、例えば同じ大きさの検出器モジュール400を配置するとき、中央スライスを変えなくとも、1つの検出器モジュール400が有するスライス数以下のスライスモードで、中央に配置した1つの検出器モジュール400で撮影が可能となる。例えば、4スライスの検出器モジュール400を3つタイリングすることで12スライスのX線検出器104を実現する場合おいて、2スライスモードと4スライスモードのX線照射範囲は、真ん中の検出器モジュール400のみで撮影できる。
　また異なるサイズの検出器モジュール400を配置するとき、最も大きな検出器モジュール400を、中心スライスに配置するのが好ましい。これにより隙間401を中心スライスから最も離した構造が実現でき、狭いスライスモードにおいて中央スライスを変えなくとも、中央に配置した1つの検出器モジュール400で撮影が可能となる。例えば、スライス順に2スライス、6スライス、4スライスの、合計3つの検出器モジュール400をタイリングすることで12スライスのX線検出器104を構成する場合、中央スライスに最も近い隙間401は8スライス目と9スライス目の間に位置し、2スライスモード(6スライス目と7スライス目を使用)と4スライスモード(5スライス目から8スライス目を使用)のX線照射範囲は、真ん中の6スライスの検出器モジュール400のみで撮影できる。
　以上のX線検出器104や検出器モジュール400のスライス数は一例であり、これに限られず、さまざまなスライス数が可能である。また、検出器モジュール400数も、奇数であればよい。さらに、奇数個の検出器モジュール400それぞれのスライス数が異なってもよい。
　さらに、本実施形態のX線CT装置10は、再構成像のスライス厚を変更する機能をさらに備えるよう構成してもよい。本機能を備えることにより、例えば、1スライスで実現する再構成像のスライス厚が0.5mmであるとき、2スライス分の1mm厚、4スライス分の2mm厚、8スライス分の4mm厚などの再構成像のスライス厚を得ることができる。ただしこれらのスライス厚やそのスライス数は一例であり、これに限られない。
　図25及び図26は、再構成像のスライス厚を変更するための処理の流れの一例を説明するための図である。スライス厚を変更する機能を有する場合、補正部510は、さらに、スライス加算部を備える。スライス加算部は、上記補正部510での全補正処理を終えた後のデータであって、同一チャネル位置のスライス方向に連続したデータを、所定数加算し、投影データ924を作成する。加算数は、例えば、ユーザから指示を受け付ける、または、予め設定し、補正用データ記憶部530に保持する。図25に、補正部510での補正処理としてファントムキャリブレーションを最後に行う図9に示す場合を例示する。
　本図に示すように、補正部510は、図9と同様にファントムキャリブレーションまでの処理を行う(ステップS801～ステップS805)。その後、スライス加算部が、スライス加算処理を行う(ステップS2501)。得られた投影データ924に対し、再構成部520は再構成処理を行い(ステップS806)、再構成像931を得る。
　上述のように、X線CT装置10において1スライスで実現する再構成像のスライス厚が0.5mmの場合、1mm厚のスライスの再構成像を作成する場合、スライス加算部180は、例えば、検出器モジュール400の1スライス目と2スライス目、3スライス目と4スライス目、5スライス目と6スライス目、7スライス目と8スライス目の、同一チャネル位置のX線検出素子161のデータをそれぞれ加算する。同様に、2mm厚の再構成像を作成する場合、スライス加算部180は、例えば、検出器モジュール400の1スライス目から4スライス目、5スライス目から8スライス目の、同一チャネル位置のX線検出素子161のデータをそれぞれ加算する。同様に、4mm厚の再構成像を作成する場合、スライス加算部180にて、例えば、検出器モジュール400の1スライス目から8スライス目の全スライスに関し、同一チャネル位置のX線検出素子161のデータを加算する。ただし、これらのスライスの組み合わせは一例であり、これに限られない。
　また、補正部510の各部による各種補正処理の中で、スライス加算部によるスライス加算処理の実行タイミングは問わない。ただし、位置補正の精度を保つため、位置補正処理の後に行うことが望ましい。これは、スライス加算処理では、スライス方向でのデータの点数が少なくなるとともに、データの有する高い空間周波数の情報が失われるためである。
　また、スライス加算部は、補正部510ではなく、再構成部520が備えるよう構成してもよい。図26にこのときの処理フローを示す。ここでは、投影データ920を得るまでの補正処理は、図9に示すものを行う場合を例示する。再構成像を作成後、スライス加算処理を行う。投影データに対し、再構成部520が再構成処理を行い(ステップS806)、その後、スライス毎の再構成像を加算、平均することにより(ステップS2601)、異なるスライス厚の再構成像931を得る。
　<<第二の実施形態>>
　本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態のX線CT装置10は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。また、有する機能も基本的に第一の実施形態と同様である。だだし、本実施形態では、X線検出器104は、スライス方向111に3つ以上の検出器モジュール400を備える。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　ここでは、一例として3つの検出器モジュール400-1、400-2、400-3を備える場合を例にあげて説明する。以後、本実施形態では、これらの検出器モジュールを特に区別する必要がない場合は、検出器モジュール400で代表する。
　図27は、本実施形態のX線検出器104の構造の一例を示す図である。ここで、図27は、図2の位置1000での断面図である。図27に示すように、本実施形態のX線検出器104は、配線基板150上に、検出器モジュール400-1、400-2、400-3が、隙間401-1、401-2を介して搭載される。
　本実施形態においても、補正部510は、位置決定部511’(不図示)を備え、予め定められた2つの基準位置間で、隙間分の距離を、各間隔に、それぞれの比率を維持しながら配分することにより、正規のスライス位置を算出する。ここで、位置補正処理の前後でのスライス位置と出力の一例を図28に示す。図28(a)が位置補正処理前、図28(b)が位置補正処理後のスライス位置と当該位置における出力である。
　本実施形態のX線検出器104は、各検出器モジュール400の中心に基準位置411、412、413を設定する。すなわち、各検出器モジュール400-1、400-2、400-3は、これらの基準位置411、412、413を基準として作製する。位置決定部511’は、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2との間で、隙間401-1の幅D1を、各間隔に、その比率を保って配分する。また、検出器モジュール400-2と検出器モジュール400-3との間でも同様の処理を行う。例えば、検出器モジュール400において、X線検出素子161が等間隔に配置されている場合、基準位置411と412との間481のスライス間隔483は等間隔となり、基準位置412と413との間482のスライス間隔484も等間隔となる。そして、配分に従って、それぞれ正規の各スライス位置X’(n)を求める。
　例えば、検出器モジュール400-1と検出器モジュール400-2との間において、基準位置411と基準位置412の間のX線検出素子161の数をM1、隙間401-1の幅をD1、X線検出素子161の間隔をL、位置411のスライス方向の位置をX1とすると、この間の正規のスライス位置X’(n)は以下の式(5)により求められる。なお、ここでは、X線検出素子161の間隔Lは、各検出器モジュール400内及び検出器モジュール400毎で等しい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　同様に、検出器モジュール400-2と検出器モジュール400-3との間において、位置412と位置413の間のX線検出素子161の数をM2、隙間401-2の幅をD2、X線検出素子161の間隔をL、位置412のチャネル位置をX2としたとき、この間の正規のスライス位置X’(n)は以下の式(6)により求められる。なお、ここでも、X線検出素子161の間隔Lは、各検出器モジュール400内及び検出器モジュール400毎で等しい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　なお、この場合、基準位置411と基準位置412との間以外の位置の正規のスライス位置X’(n)として決定される位置は、実スライスX(n)と等しい。このため、本実施形態の手法によれば、正規のスライス位置どうしの間隔は、位置411と位置413との間のスライスとそれ以外で異なる。また、隙間401-1の幅D1と隙間401-2との幅D2とが異なるとき、基準位置411と基準位置412の間と基準位置412と基準位置413との間のスライスでも、スライス間隔が異なる。しかし、先に記したように、隙間401の幅がスライス間隔に対して比較的狭い場合や、検出器モジュール400のスライス数が多く、基準位置411と基準位置413との間に多くのスライス数を設けることができる場合は、スライス間隔の違いは小さく、問題とならない。
　本実施形態のデータ推定部512は、上記式(5)及び式(6)を用いて決定した各スライス位置で第一の実施形態と同様の手法でデータ推定を行う。本実施形態の補正部510は、位置補正処理に加え、第一の実施形態と同様の各種の補正処理を必要に応じて行い、投影データ920を生成する。本実施形態においても、再構成部520において、得られた投影データ920から再構成像を生成する。
　以上説明したように、本実施形態によれば、検出器モジュール400が3個以上の場合でも、第一の実施形態と同様に位置補正を行うことができる。従って、上述のように、隙間401の幅がスライス間隔に対して比較的狭い場合や、検出器モジュール400のスライス数が多く、基準位置411と基準位置413との間に多くのスライス数を設けることができる場合は、第一の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態によれば、検出器モジュール400毎に基準位置を設けているため、3つ以上の検出器モジュール400をタイリングする場合でも、隣り合う基準位置間毎に、その間のすき間値データ902を用いて等間隔のデータを推定することができる。これにより、作製精度や計測精度の誤差の蓄積によるデータ推定精度の低下を防ぐことができる。すなわち本実施形態によれば、例えば、第1、第2、第3の検出器モジュールがタイリングされるとき、第1と第2の検出器モジュール間でのデータ推定は、その間のすき間やX線検出素子幅の作製精度や計測精度で決定され、第2と第3の検出器モジュール間のすき間や、第3の検出器モジュールのX線検出素子の幅の作製精度や計測精度には影響されない。
　なお、本実施形態では、スライス方向111に搭載される検出器モジュール400の数が3個の場合を例にあげて説明したが、4個以上であっても同様に処理可能である。
　また、本実施形態では、基準位置を、各検出器モジュール400の中心としているが、基準位置はこれに限られない。基準位置は、各検出器モジュール400において、如何なる場所であってもよい。また、基準位置を、検出器モジュール400毎に、異なる位置に設けても良い。
　なお、各検出器モジュール400間の隙間の幅が異なる場合であっても、基準位置間の全スライスについて、同一のスライス間隔となるよう正規のスライス位置を決定するよう構成してもよい。この場合の、位置決定部511によるスライス間隔の決定手法を、図29を用いて説明する。図29(a)は、位置補正処理の前、図29(b)は、位置補正後を示す。また図29(a)に示すX線検出素子161の間隔は、各検出器モジュール400内及び検出器モジュール400毎で等しい。以下では、3つの検出器モジュール400-1、400-2、400-3を備える場合を例にあげて説明する。
　図29に示すように、ここでは、X線検出器104は、スライス方向111に関し、両端部に配置される検出器モジュール400、すなわち、検出器モジュール400-1、400-3では、それぞれの検出器モジュール400-1及び400-3の、他の検出器モジュール400に面していない側の端部のスライス位置を、それぞれ基準位置411、及び413とする。また、その他の検出器モジュール(ここでは、検出器モジュール400-2)の基準位置412は、各基準位置間のスライス数に対するすき間の幅が、各検出器モジュール400で同一になるようにとる。
　例えば、基準位置411と基準位置412との間のスライス数をM1、基準位置412と基準位置413との間のスライス数をM2、隙間401-1の幅の設計値をD1、隙間401-2の幅の設計値をD2とすると、式(7)を満たすように、基準位置412を設定する。ここでM1、M2は整数である必要はなく、基準位置412はスライス間に設けられても良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで、各検出器モジュール400は、同一の構成を有するものとし、例えば、補正前のX線検出素子161のスライス間隔をL、スライス数をNとする。式(7)を用いて、位置基準412の位置を算出すると、検出器モジュール400-1に隣接する端部から位置基準412の距離485までの長さＨは式(8)により計算できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　従って、式(8)より、位置基準412を検出器モジュール400-2内に実現するためには、すき間の幅D1、D2は0.5D2≦D1≦D2の範囲でなければならない。
　例えば、X線検出器104の設計値が、隙間401-1の幅D1が0.1mm、隙間401-2の幅D2が0.15mm、各検出器モジュール400のスライス数Nが32スライス、補正前のX線検出素子161の間隔Lが1mmの場合、距離Ｈは6.4mmと算出される。従って、この場合、検出器モジュール400-2の位置基準412は、検出器モジュール400-1に隣接する端部から6.4mmのところに設ける。
　このように基準位置を設ける場合、補正部510による位置補正処理時は、隙間401-1及び401-2の隙間値データ902として、設計値を用いてもよいし、第一の実施形態と同様に、実測値を用いてもよい。
　更に、図29には、X線検出素子161の間隔が各検出器モジュール400内及び検出器モジュール400毎で等しい場合を例示しているが、本方法はこれに限るものではない。例えばX線検出素子161の間隔が、各検出器モジュール400内で異なる場合や、検出器モジュール400毎に異なる場合でも適用できる。このとき各基準位置間のスライス数に対するすき間の幅を、各検出器モジュール400で同一とするためには、隣り合う基準位置411と基準位置412との距離と、隣り合う基準位置413と基準位置412との距離との比を、隙間401-1の幅の設計値D1と隙間401-2の幅の設計値D2との比に等しくなるように、基準位置412をとれば良い。すなわち基準位置411と基準位置412との距離をL1、基準位置413と基準位置412との距離をL2とするとき、式(9)を満たせば良い。また式(9)は、X線検出素子161の間隔が一定の条件の際には、式(7)と同じになることが分かる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　上記手法を用いることで、3個以上の検出器モジュール400においても、作製精度や計測精度の誤差の蓄積による推定精度の低下を招くことなく、検出器モジュール400を隙間無くタイリングした場合と略同等のスライス位置を実現できる。
　なお、本手法において、スライス方向両端部に配置される検出器モジュール400-1及び400-3の基準位置411及び413は、それぞれ、両端のスライス位置に設定しているが、これに限られない。基準位置411と基準位置412との間のスライス数をM1、基準位置412と基準位置413との間のスライス数をM2、隙間401-1の幅の設計値をD1、隙間401-2の幅の設計値をD2とした場合、式(9)を満たすように、基準位置412を設定できればよい。
　また、スライス方向に配置される検出器モジュールの数も3つに限られず、4つ以上であってもよい。この場合、i番目(iは4以上の自然数)の検出器モジュール400－iの基準位置とi＋1番目の検出器モジュール400－(i＋1)の基準位置との間のスライス数をMi、検出器モジュール400－iと検出器モジュール400－(i＋1)との間の隙間の幅をDiとすると、各基準位置は、Di／Miが、一定となるよう設定すればよい。
　なお、本実施形態においても、第一の実施形態で適用可能な種々の変形例を適用可能である。
　上記各実施形態では、医療用のX線CT装置を例にあげて説明している。しかし、これに限られない。X線検出器104と補正部510とを搭載したあらゆるCT装置に適用できる。例えば、非破壊検査用のCT装置、X線コーンビームCT装置、デュアルエネルギーCT装置などであってもよい。
　なお、本発明は、上記した各実施形態に限定されるものではなく、実施の段階では、その要旨を逸脱しない範囲でさまざまに変形して実施することが可能である。更に、上記各実施形態にはさまざまな段階が含まれており、開示される複数の構成要素における適宜な組み合わせにより、さまざまな発明が抽出され得る。例えば、各実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素が、削除されても良い。
　以上説明したように、上記各実施形態のX線CT装置によれば、X線検出器104を密に並べるために生じるX線検出器104の特性劣化や、X線検出器104の製造や設置の際に生じるX線検出素子の位置ずれに起因して生じる再構成像でのアーチファクトを投影データに対する補正によって低減または除去できる。また、X線検出器104を並べる作業性を向上でき、X線検出器104のタイリングを安価で容易に行うことができる。
　従って、X線検出器104の端部のX線検出素子161の光電変換素子141やシンチレータ素子131を小さくしたり、隔離板や反射層を薄くすることなく検出器モジュール400をタイリングすることができ、先に記したような、受光効率やX線利用効率の低下、光の集効率の低下、これらのばらつきの増大などを抑えながら、X線検出素子161を1の検出器モジュール400で構成した場合と同様の信号を得ることができる。
　また、光電変換素子141と光電変換基板140の端部との間に、必要に応じてスペースを設けることが可能となるため、端部の加工でできたクラックなどを避けた領域に光電変換素子141を配置できる。これにより、端部での光電変換素子141の暗電流特性や光電変換効率を向上させ、それらのばらつきを低減できる。
　また、散乱X線コリメータ120を搭載する場合、散乱X線コリメータ120を構成する金属板121を薄くする必要は無い。充分な厚さの金属板121を使用でき、散乱線除去効率の低下を防ぐことができる。また必要に応じた幅に検出器モジュール400間の隙間401を設定することができるため、金属板121を安定して支持できる。
　また、上記各実施形態のX線CT装置10は、X線検出器104の作製において、検出器モジュール400の中央、隣接面と反対側の端部等に設定される基準位置に、検出器モジュール400の設置位置を決定する位置合わせ手段を具備すると共に、必要に応じた幅の隙間401を検出器モジュール400間に設ける。このような構造により、隣接面の面する検出器モジュール400の端部の状態に依存せずに、位置合わせ手段で検出器モジュール400の位置を決定できるため、精度の良い検出器モジュール400の位置決定ができる。ここで、検出器モジュール400の端部の状態とは、例えば半導体基板、シンチレータ基板、コリメータの平坦度や直線性、作製寸法のばらつき、凹凸の有無などである。
　以上説明したように、上記各実施形態によれば、X線検出器を密に並べるために生じるX線検出器の特性劣化や、X線検出器の製造や設置の際に生じる検出素子の位置ずれに起因して生じる再構成像でのアーチファクトを、投影データに対する補正によって低減または除去すること、X線検出器を並べる作業性を向上すること、X線検出器のタイリングを安価で用意に行うことが可能なX線CT装置を提供することができる。
　10　X線CT装置、100　X線源、101　回転体、102　被写体、103　寝台天板、104　X線検出器、105　中央処理装置、106　表示装置、107　入力装置、108　制御装置、109　信号収集装置、111　回転軸方向、スライス方向、112　回転方向、チャネル方向、120　散乱X線コリメータ、121　金属板、122　金属板支持板、123　くぼみ、124　溝、129　接着剤、130　シンチレータ素子基板、131　シンチレータ素子、132　光反射材、139　接着剤、140　光電変換基板、141　光電変換素子、146　貫通配線、142　マーカ、143　マーカ、144　端部、145　位置調整用治具、149　接着剤、150　配線基板、151　電極パッド、152　電極パッド、153　コネクタ、155　ボンディングワイヤ、156　電極パッド、157　電極パッド、159　取り付け穴、160　X線検出素子基板、161　X線検出素子、201　光反射材厚、202　端部光反射材厚、203　シンチレータ素子間距離、204　端部シンチレータ素子から検出器モジュールの端部までの距離、205　シンチレータ素子幅、206　端部シンチレータ素子幅、211　中心、212　モジュール内素子間距離、213　モジュール間素子間距離、214　金属板間、300　シミュレータ、310　X線吸収係数値、320　吸収率計算、400　検出器モジュール、401　隙間、411　基準位置、412　基準位置、413　基準位置、414　基準位置、415　基準位置、421　スライス位置、422　出力値、423　スライス位置、424　出力値、425　スライス位置、426　出力値、427　X線強度分布、428　出力値、431　領域、432　領域、433　領域、441　距離、442　距離、443　距離、444　距離、445　距離、451　距離、452　距離、453　距離、454　距離、455　距離、456　距離、457　距離、458　距離、459　距離、461　X線照射領域、462　X線照射領域、463　X線照射領域、464　X線照射領域、470　再構成位置、471　実スライス位置、472　位置、473　位置、474　位置、475　位置、476　位置、477　位置、481　基準位置間、482　基準位置間、483　スライス間隔、484　スライス間隔、485　距離、510　補正部、511　位置決定部、512　データ推定部、513　補正データ取得部、520　再構成部、530　補正用データ記憶部、701　実線、702　点線、901　オフセット値データ、902　すき間値データ、903　感度データ、904　変換係数、910　ローデータ、911　ローデータ、912　ローデータ、920　投影データ、921　投影データ(計算値)、922　投影データ、923　投影データ、924　投影データ、930　再構成像、931　再構成像

Claims (18)

  1. 　X線を照射するX線発生手段と、前記X線を検出して電気信号に変換するX線検出素子がチャネル方向およびスライス方向の2次元方向に並ぶ検出器モジュールが前記スライス方向に複数配置されたX線検出器と、前記X線検出器の複数の前記X線検出素子で検出した前記電気信号から得られるローデータに信号処理を行い、投影データを生成する信号処理手段と、前記投影データに再構成処理を行い再構成像を生成する再構成処理手段とを備えるX線CT装置であって、
    　前記各検出器モジュールは、前記スライス方向の所定の位置に基準位置を備え、
    　前記各検出器モジュールは、スライス方向に隣接する検出器モジュールとの間に隙間を有し、
    　前記信号処理手段は、
    　前記隙間のスライス方向の幅を隙間値として記憶する記憶手段と、
    　前記X線検出器のX線検出素子の位置により特定されるスライス位置を、前記複数の検出器モジュールの中の2つの検出器モジュールにそれぞれ設けられた前記基準位置間で、予め定められた位置に補正する位置補正手段と、
    　前記位置補正手段で補正後のスライス位置におけるデータ出力値を、前記X線検出素子で検出した前記電気信号から得たローデータと前記記憶手段に記憶された隙間値とから推定するデータ推定手段と、を備え、
    　前記データ推定手段で推定したデータ出力値から前記投影データを生成すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  2. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記位置補正手段は、前記基準位置間で、前記隙間が無い場合の前記X線検出素子間隔の比を保って配置されるよう前記隙間の幅を分配し、前記補正後のスライス位置を算出すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  3. 　請求項2記載のX線CT装置であって、
    　前記検出器モジュール内での前記X線検出素子間隔は、等間隔であること
    　を特徴とするX線CT装置。
  4. 　請求項3記載のX線CT装置であって、
    　前記位置補正手段は、前記複数の検出器モジュール内の各X線検出素子間隔をL、前記基準位置間の複数の検出器モジュールそれぞれの間の前記隙間値の合計をD、前記基準位置間のスライス方向の全前記X線検出素子数をM(Mは自然数)、前記基準位置の一方のスライス方向の位置をX0とすると、前記基準位置からスライス方向にn番目(nはM以下の自然数)のスライス位置をX0＋(L＋D／M)×(n－1／2)に補正すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  5. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記データ推定手段は、前記基準位置間の前記ローデータから内挿にて前記出力値を推定すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  6. 　請求項5記載のX線CT装置であって、
    　前記データ推定手段は、前記基準位置間の前記ローデータを複数用いてスライス方向の位置を変数とする多項式を決定し、当該多項式から前記出力値を推定すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  7. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記信号処理手段は、時間的なX線強度の変動を補正するリファレンス補正手段をさらに備え、
    　前記リファレンス補正手段は、前記補正後の出力値を用いて、当該補正に用いるX線強度パラメータを算出するとともに、当該補正を行うこと
    　を特徴とするX線CT装置。
  8. 　請求項1のX線CT装置であって，
    　少なくとも1の前記X線検出器を搭載して被写体の周りを回転駆動する回転駆動手段と、
    　前記被写体を搭載する寝台と、
    　前記回転駆動手段と前記寝台とを当該回転駆動手段の回転軸方向に相対的に移動させる移動手段と、
    　該移動を行って得た前記ローデータから再構成像を作成する被写体の再構成位置を決定する再構成位置決定手段と、をさらに具備し，
    　前記データ推定手段は、さらに、前記再構成位置決定手段にて決定された再構成位置における前記データ出力値を、前記X線検出素子で検出した前記電気信号から得たローデータと前記記憶手段に記憶された隙間値とから推定すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  9. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記2つの検出器モジュールは、前記スライス方向両端部にそれぞれ配置される検出器モジュールであること
    　を特徴とするX線CT装置。
  10. 　請求項9記載のX線CT装置であって、
    　前記基準位置は、前記両端部に配置される2つの検出器モジュールそれぞれの、隣接する他の検出器モジュールと反対側のスライス方向の端部に設けられること
    　を特徴とするX線CT装置。
  11. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記検出器モジュールを3以上備え、
    　前記2つの検出器モジュールは、前記スライス方向にそれぞれ隣接する検出器モジュールであり、
    　前記基準位置は、隣接する検出器モジュールの基準位置の間隔と当該隣接する検出器モジュールと間の隙間値との比が一定となる位置に設けられること
    　を特徴とするX線CT装置。
  12. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記検出器モジュールは、支持手段に固定されて前記スライス方向に複数配置され、
    　前記支持手段は、当該支持手段に固定される前記検出器モジュールの基準位置に対応する位置に、位置合わせ手段を備えること
    　を特徴とするX線CT装置。
  13. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記検出器モジュールは、
    　前記X線を光に変換するシンチレータ素子が光反射層を介してスライス方向に複数配置されたシンチレータ素子基板と、
    　前記光を前記電気信号に変換する光電変換素子がスライス方向に複数配置された光電変換基板と、
    　スライス方向に複数の前記X線を遮蔽する遮蔽板が所定の間隔で平行に配置される散乱X線コリメータと、を備え
    　前記基準位置を基準として、前記散乱X線コリメータ、前記シンチレータ素子基板および前記光電変換基板の順に、前記遮蔽板と前記光反射層とが対向するよう積層されて構成されること
    　を特徴とするX線CT装置。
  14. 　請求項13記載のX線CT装置であって、
    　前記散乱X線コリメータは、前記遮蔽板を支持する遮蔽板支持手段を備え、
    　前記遮蔽板支持手段は、各検出器モジュールが他の検出器モジュールと隣接する端部において、前記遮蔽板より、隣接する検出器モジュール側に突き出た構成を有すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  15. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記X線発生手段がX線を照射する領域を、複数の前記検出器モジュールにまたがる範囲である第1照射野と、中心スライス位置が前記第1照射野と異なり、1つの前記検出器モジュールの全部または一部の範囲である第2照射野との間で変更する照射領域変更手段をさらに備えること
    　を特徴とするX線CT装置。
  16. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　X線検出器は、3以上の奇数個の前記検出器モジュールを備え、
    　前記3以上の奇数個の検出器モジュールは、少なくとも一つがスライス方向に異なる長さを有し、
    　前記検出器モジュール間の隙間は、前記X線検出器の中心スライス位置と異なる位置に配置されること
    　を特徴とするX線CT装置。
  17. 　請求項16記載のX線CT装置であって、
    　X線検出器は、最もスライス方向に長い前記X線検出モジュールが前記X線検出器の中心スライス位置に配置された構造を有すること
    　を特徴とするX線CT装置。
  18. 　請求項1記載のX線CT装置であって、
    　前記投影データおよび前記再構成像の少なくとも一方を、前記スライス方向に予め定めたスライス数だけ加算するスライス加算手段をさらに備えること
    　を特徴とするX線CT装置。
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