WO2011036968A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2011036968A1
WO2011036968A1 PCT/JP2010/063988 JP2010063988W WO2011036968A1 WO 2011036968 A1 WO2011036968 A1 WO 2011036968A1 JP 2010063988 W JP2010063988 W JP 2010063988W WO 2011036968 A1 WO2011036968 A1 WO 2011036968A1
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WO
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ray
detector
scattered
collimator
focal point
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/063988
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English (en)
French (fr)
Inventor
悠史 坪田
史人 渡辺
植木　広則
康隆 昆野
小嶋　進一
敦郎 鈴木
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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Filing date
Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus.
  • An X-ray CT (Computed Tomography) apparatus is an X-ray source that irradiates a subject with X-rays, and an X-ray detector for imaging an object that detects X-rays transmitted through the subject at a position facing the X-ray source.
  • an X-ray tube is generally used that generates X-rays by irradiating the anode with electrons accelerated at a high voltage.
  • the generation efficiency of X-rays is low with respect to the energy used for accelerating electrons, and most of the energy is changed to heat. Therefore, a phenomenon occurs in which the generation position of the X-ray beam fluctuates due to thermal expansion of the heated anode. .
  • a detector for detecting positional deviation of the X-ray focal point has a configuration in which two or more X-ray detector elements are arranged, and the output signal of each X-ray detector element is From the difference, the X-ray irradiation center, that is, the focal position is measured.
  • a method of moving the X-ray tube to the irradiation center or a method of moving a collimator that limits the X-ray beam range is used.
  • the X-ray CT apparatus of Patent Document 1 and the X-ray CT apparatus of Patent Document 2 are disclosed. Further, as a technique relating to correction of scattered X-rays generated in a subject or the like, for example, a CT scanner disclosed in Patent Document 3 and an X-ray CT apparatus disclosed in Patent Document 4 are disclosed.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 11-89826 JP 2002-320607 A Japanese Patent Laid-Open No. 08-154926 Japanese Patent Laid-Open No. 08-252248
  • Patent Document 4 Japanese Patent Laid-Open No. 08-2522478
  • the subject imaging X-ray detector is incident with scattered X-rays scattered by a subject or a structure and becomes a noise source for acquired data.
  • scattered X-rays incident on the shift detector lower the accuracy of detecting the positional deviation of the X-ray focal point of the shift detector.
  • the scattered X-ray dose varies depending on the size and shape of the subject, it is difficult to estimate the scattered X-ray dose due to the subject before measurement.
  • an object of the present invention is to correct the output of the shift detector in accordance with the scattered X-ray dose for each measurement and calculate the X-ray focal position deviation with high accuracy.
  • an X-ray CT apparatus includes an X-ray source that generates X-rays from an X-ray focal point, a collimator for shaping the X-rays, and an X-ray transmitted through a subject.
  • an X-ray CT apparatus comprising: a main body detector in which a plurality of X-ray detector elements for detection are arranged in a plurality of rows; and a focus movement detection unit that detects movement of the X-ray focal position; A scattered radiation detection unit for measuring the scattered radiation incident on the unit is provided.
  • the X-ray CT apparatus According to the X-ray CT apparatus according to the present invention, it is possible to calculate the positional deviation of the X-ray focal point with high accuracy using a shift detector.
  • FIG. 1 It is a flowchart which shows the flow of the scattered ray correction process regarding the data of the shift detector in the X-ray CT apparatus which concerns on 3rd embodiment of this invention, and collimator control.
  • FIG. 1 is a view of the structure of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention as seen from the body axis direction.
  • FIGS. 2A and 2B are views of the structure of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention as viewed from the X-ray beam irradiation direction.
  • FIGS. It is a figure.
  • An opening 2 through which the subject 3 can enter is provided at the center of the gantry (not shown) of the X-ray CT apparatus 100.
  • the scanner device of the X-ray CT apparatus 100 includes an X-ray tube 1 that is an X-ray source, a collimator 8, and a subject imaging X-ray detector (main body detector 4).
  • the center of the gantry is supported so as to be rotatable around the center of rotation. With such a configuration, the subject 3 in the opening 2 can be rotated and imaged.
  • ⁇ X-ray tube 1 An X-ray tube 1 as an X-ray source generates X-rays from an X-ray focal point 9 having a finite size in the X-ray tube 1.
  • the phenomenon that the anode of the X-ray tube 1 is heated and expands occurs only in the body axis direction (also referred to as the slice direction), and as a result, the X-ray focal point 9 moves only in the body axis direction. To do.
  • the collimator 8 is disposed between the X-ray tube 1 and the subject 3, and shapes the X-ray irradiation range so as to irradiate the X-ray only within the range of the subject 3 to be inspected. Play a role to prevent.
  • a subject imaging X-ray detector (hereinafter referred to as a main body detector 4) is disposed at a position facing the X-ray tube 1 across the subject 3.
  • the main body detector 4 obtains a large number of X-ray transmittance data simultaneously by irradiating the subject 3 with X-rays at a time, so that the X-ray detector elements are in the scanner rotation direction (also referred to as channel direction) and the body axis direction. In contrast, multiple rows and columns are arranged.
  • the X-ray detector element indicates a minimum unit capable of specifying the position where X-rays are incident. For example, in the case of an X-ray detector using a scintillator and a diode, the X-ray detection signal is for each diode. Therefore, the X-ray detector element is a unit of a diode.
  • the shift detector 5 that detects the movement of the X-ray focal point 9 is a part of a number of X-ray detector elements of the main body detector 4 so as not to be affected by the attenuation of X-rays due to transmission through the subject 3. Are arranged at the end of the main body detector 4 in the scanner rotation direction.
  • the shift detector 5 is composed of two or more X-ray detector elements in which the difference in penumbra amount determined by the position and size of the X-ray focal point 9 and the geometric arrangement of the collimator 8 is arranged in the body axis direction. taking measurement. Based on the measured penumbra amount difference, the amount of movement of the X-ray focal point 9 in the body axis direction is calculated.
  • penumbra means that the X-ray focal point 9 cannot be treated as an ideal point source and has a width, so that X-rays from a part of the X-ray focal point 9 reach directly, but other parts of the X-ray focal point 9
  • the X-rays from the line indicate a state where the X-rays cannot reach directly by the shield.
  • a set of shift detectors 5 is disposed at both ends of the main body detector 4 in the scanner rotation direction. Show.
  • the scattered X-ray detector 6 is arranged at the outer end in the body axis direction of the shift detector 5 in order to estimate the dose of scattered X-rays incident on the shift detector 5. In order to correctly detect only the scattered rays, a shield that shields the X-rays from the X-ray focal point 9 so as not to directly enter the scattered X-ray detector 6 is necessary.
  • the collimator 8 shapes the X-ray irradiation range, and at the same time, is arranged so that X-rays do not directly enter the scattered X-ray detector 6 (a figure to be described later). 14). Therefore, contrary to the shift detector 5, the scattered X-ray detector 6 needs to have a sufficient distance from the shift detector 5 to the outside in the body axis direction so that a penumbra by the collimator 8 does not enter.
  • the collimator 8 is used as the X-ray shield of the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6, the X-ray detector element irradiated with the X-ray beam or shielded by the opening width of the collimator 8. Since the X-ray detector elements are different, as shown in FIGS. 2A and 2B, the X-rays that function as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 according to the opening width of the collimator 8. Change the detector element.
  • the X-ray detector elements responsible for the functions of the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 may combine data obtained from a plurality of X-ray detector elements into one piece of data. Good. Further, in order to remove the influence of penumbra on the scattered X-ray detector 6, it is used as the scattered X-ray detector 6 and the shift detector 5 between the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6. There may be no X-ray detector elements.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the flow of the scattered radiation correction process regarding the data of the shift detector in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the control device 12 controls the collimator 8 according to the imaging condition of the subject 3 set by the user, and sets the aperture width of the collimator 8.
  • the control device 12 sets the opening width of the collimator 8 so that, for example, the entire region of interest of the subject 3 can be irradiated with necessary X-rays.
  • X-rays are directly irradiated from the entire region of the X-ray focal point 9 to the end of the region of interest of the subject 3. Is set not to be incident.
  • step S102 the arithmetic unit 11 (X-ray CT apparatus 100) determines the position and size of the X-ray focal point 9, the position and size of the collimator 8, and the geometric arrangement of the X-ray detector elements.
  • X-ray detector elements that serve as the main body detector 4, the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are determined.
  • FIG. 14 shows the relationship between the position of the X-ray detector element in the body axis direction and the signal intensity.
  • FIG. 14 is a diagram showing an outline of an X-ray intensity profile measured by a shift detector and a scattered X-ray detector in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the geometric arrangement of the X-ray focal point 9, the collimator 8, the main body detector 4, the shift detector 5, and the scattered X-ray detector 6 will be described with reference to FIG.
  • the X-ray focal spot 9 cannot be treated as an ideal point source and has a width, an area where X-rays are directly incident from the entire area of the X-ray focal spot 9 (direct X-ray area not including a penumbra), and the X-ray focal spot 9 X-rays from one part of the X-rays reach directly, but X-rays from other parts of the X-ray focal point 9 do not reach directly by the shield (collimator 8) and the X-ray focus by the shield (collimator 8). 9, an area where X-rays are not directly incident occurs. As shown in FIG.
  • these regions are geometrically determined by the position and size of the X-ray focal point 9, the position and opening width of the collimator 8, and the arrangement of the X-ray detector elements.
  • the main body detector 4 is usually arranged in a direct X-ray region not including a penumbra.
  • a shift detector 5 is arranged in the penumbra area.
  • the scattered X-ray detector 6 is disposed in a region where the X-rays are not directly incident from the X-ray focal point 9, and only the scattered rays not affected by the penumbra are measured.
  • the aperture width of the collimator 8 may be narrowed to reduce the exposure, and a part of the penumbra area may be disposed on the main body detector 4.
  • the main body detector 4 and the shift detector 5 may be used as one X-ray detector element.
  • a part of the shift detector 5 may be arranged so that a direct X-ray region that does not include a penumbra is applied, and X-rays are directly incident on a part of the shift detector 5 from the X-ray focal point 9. It may be arranged such that a region that is not to be covered.
  • the scattered X-ray detector 6 is for measuring only the scattered radiation not affected by the penumbra and is arranged so as not to cover the penumbra area.
  • X-ray detector elements 5 (a) and 5 (b) that become penumbra areas are determined as the shift detector 5.
  • X-rays from the X-ray focal point 9 are shielded by the collimator 8 and are not directly incident, and X-ray detector elements 6 (a) and 6 (b) to which scattered X-rays generated from the subject 3 and the like are incident are scattered X.
  • the line detector 6 is determined.
  • ⁇ Imaging> Again, the continuation of the flow of the process for correcting the positional deviation of the X-ray focal spot 9 will be described with reference to FIG.
  • the X-ray CT apparatus 100 After determining the X-ray detector elements to be used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 (step S102), the X-ray CT apparatus 100 proceeds to imaging of the subject 3. During imaging, X-rays are generated at the position of the X-ray focal point 9 and the X-ray irradiation area is shaped by the collimator 8.
  • X-rays transmitted through the subject 3 are detected by the main body detector 4, and a data processing system (recording device 10, arithmetic device 11, control device 12) of the X-ray CT apparatus 100 using signals corresponding to the X-ray intensity as data. (See FIG. 1) and reconstructed as an image.
  • a data processing system recording device 10, arithmetic device 11, control device 12
  • the data processing system of the X-ray CT apparatus 100 (the recording device 10, the arithmetic device 11, and the control device 12) simultaneously acquires the data of the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 (step S103).
  • the position shift of the X-ray focal point 9 is obtained from the data acquired from the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 (steps S103 to S106). A method for obtaining the positional deviation amount of the X-ray focal point 9 will be described below.
  • step S ⁇ b> 104 the arithmetic device 11 reads out data (air data) captured in the absence of the subject 3 stored in advance in the storage device 10 from the storage device 10, and shift detector 5 and scattered X-ray detector 6.
  • the data acquired from the above is standardized with air data, so that correction processing (air correction) for correcting sensitivity variations between X-ray detector elements is performed.
  • the shift detector 5 is composed of two or more X-ray detector elements, as shown in FIGS. 14 (a) and 5 (b) with respect to the main body detector 4, the body axis Data after air correction of the X-ray detector element 5 (a) on the negative side of the direction is averaged. Similarly, the data after air correction of the X-ray detector element 5 (b) on the positive side in the body axis direction is averaged.
  • the averaged data value is A for the X-ray detector element 5 (a) in FIG. 14 and B for the X-ray detector element 5 (b) in FIG.
  • the body detector 4 has a body as shown in 6 (a) and 6 (b) in FIG.
  • the data after air correction of the X-ray detector element 6 (a) on the negative side in the axial direction is averaged.
  • the data after air correction of the X-ray detector element 6 (b) on the positive side in the body axis direction is averaged.
  • the averaged data value is C for the X-ray detector element 6 (a) in FIG. 14 and D for the X-ray detector element 6 (b) in FIG.
  • 5 (a), 5 (b), 6 (a), and 6 (b) in FIG. 14 represent the X-ray detector elements at the ends in the scanner rotation direction.
  • the statistical accuracy of scattered radiation detection can be improved by using data captured at different scanner rotation angles (views). Specifically, the average of neighboring view data may be taken assuming that the scattered radiation distribution is gentle.
  • data measured by the scattered X-ray detector 6 at the end on the positive side in the body axis direction at a certain scanner rotation angle (view) and the body at the scanner rotation angle (view) after one scanner rotation can be improved by taking the average of the data measured by the scattered X-ray detector 6 at the end on the negative side in the axial direction.
  • the statistical accuracy can be improved by averaging the outputs of the scattered X-ray detector 6 before and after one rotation. In this case, the statistical accuracy improves as the scanner rotation speed increases.
  • ⁇ is defined in the form of (Expression 1) as an amount representing the positional deviation of the X-ray focal point 9.
  • a ′ A ⁇ C (Formula 4)
  • B ′ BD (Expression 5)
  • the amount ⁇ ′ representing the positional deviation of the X-ray focal point 9 is calculated using the following (Equation 6) (step S106).
  • the following effects are obtained by the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • (Effect 1) By using the ⁇ ′ value, it is possible to correct / remove the influence of scattered X-rays, particularly scattered X-rays that change every measurement from the subject 3, and calculate the positional deviation of the X-ray focal spot 9 with higher accuracy. be able to.
  • (Effect 2) The X-ray detection is divided into a penumbra region important for detecting the positional deviation of the X-ray focal point 9 and a region where direct X-rays necessary for detecting scattered rays are not incident, and each region is arranged at an appropriate position.
  • the accuracy of detecting the positional deviation of the X-ray focal point 9 can be improved by adding the data of the instrument elements as necessary. (Effect 3)
  • the cost of separately creating the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 can be reduced.
  • it is expected that maintenance labor such as arrangement adjustment can be reduced.
  • the following control of the collimator 8 may be performed based on the focal position information obtained here.
  • the X-ray irradiation range incident on the main body detector 4 can be adjusted by controlling the collimator 8 in real time during imaging in accordance with the positional shift of the X-ray focal point that changes every moment. In order to perform the adjustment more accurately, the focal position information can be used.
  • FIG. 11 is a flowchart showing a flow of scattered radiation correction processing and collimator control regarding data of the shift detector in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • step S151 to step S156 is the same as that from step S101 to step S106 in FIG.
  • Step S151 corresponds to Step S101
  • Step S152 corresponds to Step S102
  • Step S153 corresponds to Step S103
  • Step S154 corresponds to Step S104
  • Step S155 corresponds to Step S105
  • Step S156 corresponds to Step S106.
  • step S157 the arithmetic unit 11 determines the movement amount of the collimator 8 from the ⁇ ′ value obtained in step S156.
  • the amount of movement of the collimator 8 can be obtained, for example, by multiplying the ⁇ ′ value by an optimal proportionality constant for each scanning condition that has been measured in advance.
  • step S158 the control device 12 can move the penumbra position by shifting the position of the collimator 8 using the feedback circuit.
  • a control method of the X-ray irradiation field using the feedback circuit will be described below.
  • the output A is obtained.
  • the movement of the collimator 8 changes the ⁇ ′ value dynamically during imaging and is controlled so as to converge to ⁇ ′ ⁇ 0, so the accuracy of estimating the optimal proportionality constant can be reduced. This makes it possible to control the X-ray field more quickly and accurately.
  • the subject 3 enters between the X-ray focal point 9 and the shift detector 5 in imaging of the large subject 3 or off-center imaging in which the body axis of the subject 3 is shifted with respect to the scanner rotation axis.
  • a measure such as not using the ⁇ ′ value at that time may be taken.
  • subject fogging occurs in all the shift detectors 5, it is preferable to take measures such as not performing the collimator 8 control at that time.
  • all X-ray detector element arrays in the body axis direction where no subject fogging may occur may be used as an X-ray detector element array having the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6.
  • a statistic can be increased and accuracy can be improved.
  • the determination of subject fogging is made based on, for example, whether or not the dose after the reference correction of the X-ray detector element serving as the main body detector 4 inside the shift detector 5 is less than an appropriate threshold value. . Note that the threshold value changes according to the required determination accuracy.
  • the reference correction is a process of correcting gain fluctuations typified by voltage fluctuations of the X-ray tube 1 when air data is acquired and when the subject 3 is imaged. This is data (average of both ends) measured by the X-ray detector element at the end of the main body detector 4 in the direction of rotation of the scanner, which can directly detect X-rays without passing through the subject 3, and each slice. This is done by normalizing the measurement data of the rows (rows of X-ray detector elements arranged in the scanner rotation direction). However, the reference correction may be performed using the average value of the end element data of a plurality of slices within a range where the gain fluctuation for each slice row can be ignored.
  • the collimator 8 is used as an X-ray shield.
  • X-ray detector elements used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are X-rays shielded by the collimator 8. Only the detector elements at both ends of the scanner rotation direction are included.
  • FIG. 3 and 4 show an X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a view of the structure of the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention viewed from the body axis direction.
  • FIG. 4 is a view of the structure of the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention as seen from the X-ray beam irradiation direction.
  • the basic configuration is the same as that of the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment, and the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • the slit 7 which is an X-ray shield having an opening for passing X-rays in the center of the body axis is detected with the X-ray focal point 9 and shift detection. Between the detector 5 and the scattered X-ray detector 6. The shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are provided separately from the main body detector 4.
  • the shift detector 5 uses two or more X-ray detector elements arranged in the body axis direction to detect the difference in penumbra amount determined by the X-ray focal point 9 position and its size and the geometrical arrangement of the slits 7. By measuring, the movement amount ⁇ ′ of the X-ray focal point 9 in the body axis direction is calculated.
  • the scattered X-ray detector 6 is disposed at the outer end in the body axis direction of the shift detector 5 in order to estimate the dose of scattered X-rays incident on the shift detector 5.
  • the scattered X-ray detector 6 requires an X-ray shield so that X-rays do not enter directly.
  • the slit 7 is also used.
  • the scattered X-ray detector 6 needs to have a sufficient distance from the shift detector 5 to the outside in the body axis direction so that a penumbra due to the slit 7 does not enter.
  • the shift detector 5 needs to have a sufficient size on the outer side in the body axis direction, or consist of a sufficiently large number of X-ray detector elements.
  • the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are provided separately from the main body detector 4 as described above, the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 according to the opening width of the collimator 8.
  • the X-ray detector element having the above function does not change.
  • the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 may be arranged only at one end on one side of the main body detector 4 in the scanner rotation direction.
  • FIG. 5 is a diagram showing an outline of the structure when there are a plurality of openings in the slit in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 by providing a plurality of openings in the slit 7, it may be devised to increase the statistical accuracy.
  • the shift detector 5, the scattered X-ray detector 6, and the main body detector 4 shown in FIGS. 3, 4, and 5 may be adjacent to each other.
  • a plurality of X-ray detector elements that function as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 may be provided, and the obtained data may be combined into one data.
  • FIG. 5 is a diagram showing an outline of the structure when there are a plurality of openings in the slit in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • the slit 7 is disposed between the X-ray focal point 9 and the collimator 8, but the scattered X-ray dose incident on the shift detector 5 and the scattered X-ray dose incident on the scattered X-ray detector 6 are substantially equal. Therefore, the X-ray directly incident on the main body detector 4 is not obstructed, the X-ray directly incident on the scattered X-ray detector 6 can be shielded, and the object 3 is disposed at a position that does not get in the way when entering the opening 2. do it.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the flow of scattered radiation correction processing and collimator control regarding the data of the shift detector in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing an outline of an X-ray intensity profile measured by a shift detector and a scattered X-ray detector in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • Step S203 corresponds to Step S103
  • Step S204 corresponds to Step S104
  • Step S205 corresponds to Step S105
  • Step S206 corresponds to Step S106.
  • the X-ray detector elements responsible for the functions of the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are different depending on the opening width of the collimator 8.
  • X-ray detector elements to be used as the detector 5 and the scattered X-ray detector 6 have been determined (see step S101 and step S102 in FIG. 10).
  • the X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment Since the X-ray detector elements used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are predetermined, the X-ray detector elements used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 There is no processing to determine.
  • the primary or secondary scattered radiation back is provided for the shift detector 5 arranged in a portion sandwiched between the plurality of scattered X-ray detectors 6. It is also possible to correct by assuming the ground.
  • the X-ray CT apparatus 200 has the following effects in addition to (Effect 1) and (Effect 2) included in the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment.
  • (Effect 6) Regardless of the opening width of the collimator 8, constant data control is possible.
  • (Effect 7) By separately providing X-ray detector elements used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6, unused X-ray detector elements can be minimized. That is, the end slice row of the main body detector 4 can be used for imaging the subject 3 to the maximum extent.
  • FIG. 13 is a flowchart showing the flow of scattered radiation correction processing and collimator control regarding the data of the shift detector in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • step S253 to step S256 is the same as that from step S203 to step S206 in FIG. 12.
  • the flow from step S257 and step S258 may be processed in the same manner as in FIG. Note that step S253 corresponds to step S203, step S254 corresponds to step S204, step S255 corresponds to step S205, step S256 corresponds to step S206, step S257 corresponds to step S157, and step S258 corresponds to step S158.
  • the slit 7 of the X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment moves in synchronization with the control of the collimator 8, and the center of the slit 7 in the body axis direction always coincides with the opening center of the collimator 8.
  • the arrangement shall be as follows.
  • the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment and the X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment have the X-ray tube 1 and the main body instead of controlling the collimator 8 by the control device 12.
  • the X-ray irradiation field can also be feedback controlled by moving the detector 4 (including the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6).
  • the slit 7 of the X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment is not synchronized with the collimator 8 and has a fixed arrangement.
  • FIG. 6 is a view of the structure of an X-ray CT apparatus according to a modification of the second embodiment of the present invention as seen from the body axis direction.
  • FIG. 7 is a view of the structure of an X-ray CT apparatus according to a modification of the second embodiment of the present invention as seen from the X-ray beam irradiation direction.
  • FIG. 8 is a diagram showing an outline of the structure in the case where there are a plurality of openings in the slit in the X-ray CT apparatus according to the modification of the second embodiment of the present invention.
  • the scattered X-ray detector 6 is arranged in the body axis direction of the shift detector 5, but the scattered X-ray detector 6 may be arranged in the scanner rotation direction. Is possible.
  • the scattered X-ray detector 6 may be arranged at both ends of the shift detector 5 in the scanner rotation direction.
  • FIG. 3 can be read as FIG. 6,
  • FIG. 4 can be read as FIG. FIG. 13 is common.
  • FIG. 15 may be read with reference to FIG.
  • FIG. 9 shows an outline of the structure when the X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention and the X-ray CT apparatus according to a modification of the second embodiment of the present invention are combined.
  • the scattered X-ray detector 6 is arranged at both the outer end in the body axis direction of the shift detector 5 and the outer end in the scanner rotation direction so as to improve the estimation accuracy of the scattered dose. Also good.
  • An X-ray CT apparatus 201 includes (Effect 1), (Effect 2), (Effect 4), and (Effects) of the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment.
  • (Effect 6) and (Effect 7) included in the X-ray CT apparatus 200 according to 5) and the second embodiment the following effects can be obtained.
  • (Effect 8) Even if the collimator 8 and the slit 7 move in the body axis direction, the penumbra amount does not change in the scanner rotation direction. Therefore, the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 can be arranged close to each other, and the difference in the scattered X-ray dose incident on the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 can be minimized.
  • the X-ray CT apparatus 200 according to the second embodiment has the following advantages over the X-ray CT apparatus 201 according to the modification of the second embodiment. (Effect 9) By arranging the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 in the body axis direction, the arrangement of the detectors becomes compact.
  • ⁇ Third embodiment As a method of creating a penumbra on the shift detector 5, a method using the collimator 8 as in the first embodiment and a method of providing the slit 7 as in the second embodiment are combined. Can do. Further, by the method described below, both the X-ray focal point 9 position shift detection and the reference correction can be performed using the same X-ray detector element array at the scanner rotation direction end of the main body detector 4.
  • FIG. 16 is a view of the structure of the X-ray CT apparatus according to the third embodiment of the present invention as seen from the body axis direction.
  • FIG. 17 is a view of the structure of the X-ray CT apparatus according to the third embodiment of the present invention as viewed from the X-ray beam irradiation direction, and (a), (b), and (c) have different collimator opening widths. It is the figure which showed the case. Note that the shift detector 5 and scattered X-ray detector 6 on the left side (scanning rotation direction negative side) in FIG. 17 are omitted.
  • the basic configuration is the same as in the first embodiment and the second embodiment.
  • the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are arranged at the end of the scanner rotation direction as a part of the main body detector 4, and the scattered X-ray detector 6 is
  • the shift detector 5 is disposed at the outer end in the body axis direction.
  • the X-ray detector elements that function as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 change according to the opening width of the collimator 8.
  • the gain fluctuation amount due to the penumbra is the same between the main body detector 4 that is the subject 3 imaging unit and the end of the scanner rotation direction, and can be corrected correctly.
  • the shift detector 5 is set to a portion where the penumbra of the slit 7 enters, and the scattered X-ray detector 6. Is set outside the penumbra area. That is, the same method as in the second embodiment is performed.
  • the reference data can be acquired without any problem including the slice row at the end of the X-ray irradiation range where the sensitivity change is most severe except for the portion behind the slit 7. For the slice row that is shaded by the slit 7, the data near the center that is considered not to have a penumbra is extrapolated as reference data.
  • the total amount of penumbra irradiation by the slit 7 (the total value of A and B detected by the shift detector 5) is considered not to change much by the collimator 8 control.
  • Reference correction is performed for slice columns other than the end portion of the X-ray irradiation range with the sum of data obtained from elements other than the slice column at the end of the irradiation range.
  • the settings of the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 are as shown in FIG. It is possible as in b).
  • the sensitivity change of the edge part (X-ray irradiation range end part) of the collimator 8 with the most rapid sensitivity change cannot be acquired. Therefore, when the reference data acquisition is also used, the setting of the collimator 8 opening width used for imaging and the slit 7 so that the opening width of the collimator 8 and the slit 7 do not take the arrangement as shown in FIG. It is necessary to decide the shape. Alternatively, it is necessary to set the opening width of the collimator 8 to be slightly wider so that no penumbra enters the imaging region.
  • FIG. 18 is a flowchart showing the flow of scattered radiation correction processing and collimator control regarding the data of the shift detector in the X-ray CT apparatus according to the third embodiment of the present invention.
  • the scattered radiation correction process (step S305) and the collimator control process (step S308) in the third embodiment are performed in the same manner as in the first embodiment.
  • the basic flow is the same as that of the first embodiment, and FIG. 1 may be read as FIG. 16, FIG. 2 as FIG. 17, and FIG.
  • Step S301 is Step S151
  • Step S302 is Step S152
  • Step S303 is Step S153
  • Step S304 is Step S154
  • Step S305 is Step S155
  • Step S306 is Step S156
  • Step S307 is Step S157.
  • Step S308 corresponds to step S158.
  • step S302 the determination of the X-ray detector elements used as the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 is determined by the relationship between the opening width of the collimator 8 and the slit 7 as described above (step S302). FIG. 17). Further, as shown in FIG. 18, a process of storing data obtained from the shift detector 5 and the scattered X-ray detector 6 in the storage device 10 for use as reference data is added (step S309).
  • the control method of the collimator 8 using the focal movement information ( ⁇ ′ value) is the same as that of the second embodiment, and the slit 7 of the X-ray CT apparatus 300 controls the collimator 8. The arrangement moves so that the center of the opening in the body axis direction of the slit 7 always coincides with the center of the opening of the collimator 8.
  • the X-ray CT apparatus 300 according to the third embodiment includes (Effect 1), (Effect 2), (Effect 3), (Effect 4), which the X-ray CT apparatus 100 according to the first embodiment includes.
  • (Effect 10) Since reference data can also be acquired at the same time, correction using reference data becomes possible. In particular, the reference correction can be correctly performed for the X-ray detector element array of the X-ray irradiation range end slice shaped by the collimator 8.
  • X-ray tube (X-ray source) 2 Opening 3 Subject 4 X-ray detector for imaging the subject (main body detector) 5 X-ray focus shift detector (shift detector) (focus shift detector) 6 Scattered X-ray detector (scattered radiation detector) 7 Slit 8 Collimator 9 X-ray Focus 10 Storage Device 11 Computing Device 12 Control Device (Movement Mechanism)

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Abstract

　被写体や構造物で散乱を受けた散乱Ｘ線は、Ｘ線焦点位置ずれを検出するための検出器（シフト検出器）に入射し、ノイズ源となるため、位置ずれ検出精度を低下させる。特に、被写体に起因する散乱Ｘ線は、線量を測定前に見積もることが困難であり、精度良くＸ線焦点位置ずれを算出するためには、上記散乱Ｘ線の補正が課題となる。　上記課題克服の為、本発明では、Ｘ線焦点（９）の位置ずれを検出するためのシフト検出器（５）に入射する散乱線量を測定するための散乱Ｘ線検出器（６）を設け、そこで計測した散乱線量を用いてシフト検出器（５）の出力を補正する機能を有することを特徴とする。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。
　Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置とは、被写体にＸ線を照射するＸ線源と、そのＸ線源と対向する位置に、被写体を透過したＸ線を検出する被写体撮像用Ｘ線検出器とを有し、被写体の周りを回転撮像することによって得た複数方向の投影データをもとに、被写体内部のＸ線吸収率の違いを、データ処理系を用いて画像として再構成するための装置である。
　ここで、Ｘ線源には、通常、高電圧で加速された電子を陽極に照射し、Ｘ線を発生させるＸ線管球が用いられる。しかし、電子の加速に使われたエネルギーに対してＸ線の発生効率は低く、ほとんどのエネルギーは熱に変わるため、加熱された陽極の熱膨張によりＸ線ビームの発生位置が変動する現象が生じる。
　このようなＸ線焦点の位置ずれの影響を取り除き、再構成画像に発生する偽像（アーチファクト）を低減するために、Ｘ線焦点の移動の検出と、Ｘ線焦点位置の制御あるいは測定データの補正を行う必要がある。
　Ｘ線焦点の位置ずれを検知するための検出器（以下、シフト検出器）は、二つ以上のＸ線検出器素子を並べた構成となっており、各Ｘ線検出器素子の出力信号の違いから、Ｘ線の照射中心すなわち焦点位置を測定するものである。
　また、Ｘ線焦点位置の制御を行うには、例えばＸ線管球を照射中心に移動させる方法、もしくは、Ｘ線のビーム範囲を制限しているコリメータを移動させて実施する方法がとられる。
　従来のシフト検出器を用いたＸ線焦点の位置ずれの計測と補正については、例えば特許文献１のＸ線ＣＴ装置や特許文献２のＸ線ＣＴ装置が開示されている。また、被写体等で発生した散乱Ｘ線の補正に関する技術として、例えば特許文献３のＣＴスキャナや特許文献４のＸ線ＣＴ装置が開示されている。
特開平１１－８９８２６号公報 特開２００２－３２０６０７号公報 特開平０８－１５４９２６号公報 特開平０８－２５２２４８号公報
　被写体撮像用Ｘ線検出器には、特許文献４（特開平０８－２５２２４８号公報）で示されるように、被写体や構造物で散乱した散乱Ｘ線が入射し、取得データに対するノイズ源となる問題がある。
　同様に、シフト検出器に入射する散乱Ｘ線は、シフト検出器のＸ線焦点の位置ずれ検出精度を低下させる。
　しかし、被写体のサイズ、形状に応じて散乱Ｘ線量は変化するため、被写体に起因する散乱Ｘ線量を測定前に見積もることが困難である。
そこで、本発明は、測定毎の散乱Ｘ線量に応じてシフト検出器の出力を補正し、精度良くＸ線焦点位置ずれを算出することを目的とする。
　上記の目的を達成するため、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、前記Ｘ線を整形するためのコリメータと、被写体を透過したＸ線を検出するためのＸ線検出器素子が多列複数配置されている本体検出器と、前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する焦点移動検出部と、を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記焦点移動検出部に入射する散乱線量を測定するための散乱線検出部を備えることを特徴とする。
　本発明に係るＸ線ＣＴ装置によれば、シフト検出器を用いて精度良くＸ線焦点の位置ずれを算出することができる。
本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。 本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図であり、（ａ）（ｂ）はそれぞれコリメータ開口幅の異なる場合を示した図である。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図である。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置について、スリットに複数の開口がある場合の構造の概略を示した図である。 本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。 本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図である。 本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置について、スリットに複数の開口がある場合の構造の概略を示した図である。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置と、本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置と、を組み合わせた場合の構造の概略を示した図である。 本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。 本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置において、シフト検出器と散乱Ｘ線検出器で測定されるＸ線強度プロファイルの概要を示す図である。 本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置において、シフト検出器と散乱Ｘ線検出器で測定されるＸ線強度プロファイルの概要を示す図である。 本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。 本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図であり、（ａ）（ｂ）（ｃ）はそれぞれコリメータ開口幅の異なる場合を示した図である。 本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。
≪第一の実施の形態≫
　以下、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００を図１、図２を用いて説明する。
　図１は、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。図２は、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図であり、（ａ）（ｂ）はそれぞれコリメータ開口幅の異なる場合を示した図である。
　Ｘ線ＣＴ装置１００の図示しないガントリの中央部には被写体３が進入できる開口部２が設けられている。
　また、Ｘ線ＣＴ装置１００のスキャナ装置には、Ｘ線源であるＸ線管球１と、コリメータ８と、被写体撮像用Ｘ線検出器（本体検出器４）とが備えられ、開口部２の中心を回転中心軸としてガントリに回転可能に支持されている。このような構成により、開口部２内の被写体３を回転撮像することが可能となる。
＜Ｘ線管球１＞
　Ｘ線源であるＸ線管球１は、Ｘ線管球１内にある有限の大きさを持つＸ線焦点９からＸ線を発生する。
　なお、Ｘ線管球１の陽極が加熱されて膨張する現象は体軸方向（スライス方向ともいう）に対してのみ発生し、その結果、Ｘ線焦点９が体軸方向にのみ移動するものとする。
＜コリメータ８＞
　コリメータ８は、Ｘ線管球１と被写体３の間に配置され、被写体３の検査したい範囲内だけにＸ線を照射するようにＸ線の照射範囲を整形することで、被写体３の無効被曝を防ぐ役割を担う。
＜本体検出器４＞
　被写体３を挟んでＸ線管球１と対向する位置に被写体撮像用Ｘ線検出器（以下、本体検出器４という）が配置される。本体検出器４は、一度の被写体３へのＸ線照射で多数のＸ線透過率のデータを同時に得るために、Ｘ線検出器素子がスキャナ回転方向（チャンネル方向ともいう）及び体軸方向に対して多列複数配置される。
　ここで、Ｘ線検出器素子とは、Ｘ線の入射した位置を特定可能な最小単位を示し、例えば、シンチレータとダイオードを用いたＸ線検出器の場合には、Ｘ線検出信号はダイオード毎に検出されるため、Ｘ線検出器素子はダイオードの単位となる。
＜シフト検出器５＞
　Ｘ線焦点９の移動を検出するシフト検出器５は、被写体３を透過することによるＸ線の減衰の影響を受けることのないよう、本体検出器４の多数のＸ線検出器素子の一部として本体検出器４のスキャナ回転方向の端部に配置されている。シフト検出器５は、Ｘ線焦点９の位置とその大きさ及びコリメータ８との幾何配置により決定される半影量の違いを体軸方向に並べられた２つ以上のＸ線検出器素子で測定する。測定された半影量の違いに基づいて体軸方向のＸ線焦点９の移動量が算出される。
　ここで、半影とは、Ｘ線焦点９が理想的な点源として扱えず幅を有するために、Ｘ線焦点９の一部分からのＸ線は直接届くが、Ｘ線焦点９の他の部分からのＸ線は遮蔽体によって直接には届かない状態を示す。
　第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００では、図１、図２のように、シフト検出器５が本体検出器４のスキャナ回転方向の両端部にそれぞれ１セットずつ配置される場合を示す。
＜散乱Ｘ線検出器６＞
　散乱Ｘ線検出器６は、シフト検出器５に入射する散乱Ｘ線の線量を見積もるために、シフト検出器５の体軸方向の外側端部に配置される。
　散乱線のみを正しく検出するために、Ｘ線焦点９から散乱Ｘ線検出器６に直接Ｘ線が入射しないようにＸ線を遮蔽する遮蔽体が必要である。
　第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００では、コリメータ８がＸ線の照射範囲を整形すると同時に、散乱Ｘ線検出器６に直接Ｘ線が入射しないように配置される（後述する図１４参照）。
　そのため、シフト検出器５とは逆に、コリメータ８による半影が入らないように、散乱Ｘ線検出器６はシフト検出器５から体軸方向の外側に充分距離をとる必要がある。
　また、シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６のＸ線遮蔽体として、コリメータ８を用いているため、コリメータ８の開口幅によってＸ線ビームが照射されるＸ線検出器素子もしくは遮蔽されるＸ線検出器素子が異なるため、図２（ａ）、図２（ｂ）に示すように、コリメータ８の開口幅に応じてシフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の機能を担うＸ線検出器素子を変化させる。
　なお、統計精度を向上させるため、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の機能を担うＸ線検出器素子は、複数のＸ線検出器素子から得られるデータをまとめて一つのデータとしてもよい。
　また、散乱Ｘ線検出器６への半影の影響を除去するため、シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６の間に、散乱Ｘ線検出器６としてもシフト検出器５としても使われないＸ線検出器素子があってもよい。
＜位置ずれの補正処理＞
　図１０を用いてＸ線焦点９の位置ずれの補正処理の流れを説明する。
　図１０は、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理の流れを示すフローチャートである。
　まず、ステップＳ１０１において、撮像前に、制御装置１２（Ｘ線ＣＴ装置１００）は、ユーザが設定する被写体３の撮像条件に応じてコリメータ８を制御し、コリメータ８の開口幅を設定する。
　制御装置１２（Ｘ線ＣＴ装置１００）は、コリメータ８の開口幅を、例えば、被写体３の関心領域全体に必要なＸ線を照射できるように設定する。または、コリメータ８の開口幅を、無効被曝を減らすため、被写体３の関心領域端部まではＸ線焦点９の全領域から直接Ｘ線が照射されるが、関心領域外にはなるべく直接Ｘ線が入射しないように設定する。
　次に、ステップＳ１０２において、演算装置１１（Ｘ線ＣＴ装置１００）は、Ｘ線焦点９の位置及び大きさ、コリメータ８の位置及び開口幅とＸ線検出器素子との幾何配置に応じて、本体検出器４、シフト検出器５、及び散乱Ｘ線検出器６となる役割を果たすＸ線検出器素子を決定する。
　図１４に体軸方向のＸ線検出器素子の位置と、信号強度との関係を示す。
　図１４は、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置において、シフト検出器と散乱Ｘ線検出器で測定されるＸ線強度プロファイルの概要を示す図である。
　まず、図１４を用いてＸ線焦点９、コリメータ８、本体検出器４、シフト検出器５、及び散乱Ｘ線検出器６の幾何配置を説明する。
　Ｘ線焦点９は理想的な点源として扱えず幅を有するため、Ｘ線焦点９の全領域から直接Ｘ線が入射する領域（半影を含まない直接Ｘ線領域）と、Ｘ線焦点９の一部分からのＸ線は直接届くがＸ線焦点９の他の部分からのＸ線は遮蔽体（コリメータ８）によって直接には届かない半影領域と、遮蔽体（コリメータ８）によってＸ線焦点９からＸ線が直接入射しない領域が発生する。図１４に示すように、これらの領域は、Ｘ線焦点９の位置及び大きさ、コリメータ８の位置及び開口幅、Ｘ線検出器素子の配置により幾何的に決定される。
　Ｘ線検出器素子について、通常、半影を含まない直接Ｘ線領域に本体検出器４を配置する。また、半影領域にシフト検出器５を配置する。さらに、Ｘ線焦点９からＸ線が直接入射しない領域に散乱Ｘ線検出器６を配置し、半影の影響のない散乱線のみを測定する。
　但し、被曝低減のためにコリメータ８の開口幅を絞り、半影領域の一部が本体検出器４にかかるような配置にしても構わない。その場合、本体検出器４とシフト検出器５を一つのＸ線検出器素子が兼用することがある。
　逆に、シフト検出器５の一部に、半影を含まない直接Ｘ線領域がかかるような配置にしてもよく、シフト検出器５の一部に、Ｘ線焦点９からＸ線が直接入射しない領域がかかるような配置にしても構わない。
　一方、散乱Ｘ線検出器６は、半影の影響のない散乱線のみを測定するためのものであり、半影領域にかからないように配置する。
　図１４では、半影領域となるＸ線検出器素子５（ａ）、５（ｂ）がシフト検出器５として決定される。また、Ｘ線焦点９からのＸ線がコリメータ８により遮蔽され直接入射せず、被写体３等で発生した散乱Ｘ線が入射するＸ線検出器素子６（ａ）、６（ｂ）が散乱Ｘ線検出器６として決定される。
＜撮像＞
　再び、図１０を用いてＸ線焦点９の位置ずれの補正処理の流れの続きを説明する。
　シフト検出器５、散乱Ｘ線検出器６として使用されるＸ線検出器素子の決定（ステップＳ１０２）が終了後、Ｘ線ＣＴ装置１００は、被写体３の撮像に移行する。
　撮像時はＸ線焦点９の位置でＸ線が発生し、コリメータ８によってＸ線照射領域が整形される。
　被写体３を透過したＸ線は、本体検出器４で検出され、そのＸ線強度に応じた信号をデータとしてＸ線ＣＴ装置１００のデータ処理系（記録装置１０、演算装置１１、制御装置１２）（図１参照）に送られ、画像として再構成される。
　このとき、Ｘ線ＣＴ装置１００のデータ処理系（記録装置１０、演算装置１１、制御装置１２）は、同時にシフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６のデータも取得する（ステップＳ１０３）。
＜焦点位置ずれ量決定＞
　シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６から取得したデータからＸ線焦点９の位置ずれを求める（ステップＳ１０３～Ｓ１０６）。
　Ｘ線焦点９の位置ずれ量を求める方法を以下に示す。
　ステップＳ１０４において、演算装置１１は、記憶装置１０に事前に記憶してある被写体３がない状態で撮像したデータ（エアデータ）を記憶装置１０から読み出し、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６から取得したデータをエアデータで規格化することによって、Ｘ線検出器素子間の感度ばらつきを補正する補正処理（エア補正）を実施する。
　次に、シフト検出器５が２以上のＸ線検出器素子からなる場合には、本体検出器４に対して、図１４の５（ａ）と５（ｂ）で示されるように、体軸方向の負側にあるＸ線検出器素子５（ａ）のエア補正後のデータを平均する。同様に、体軸方向の正側にあるＸ線検出器素子５（ｂ）のエア補正後のデータを平均する。
　以下、平均したデータの値を図１４のＸ線検出器素子５（ａ）についてはＡ、図１４のＸ線検出器素子５（ｂ）についてはＢとする。
　また、散乱Ｘ線検出器６が２以上のＸ線検出器素子からなる場合には、本体検出器４に対して、図１４の６（ａ）と６（ｂ）で示されるように、体軸方向の負側にあるＸ線検出器素子６（ａ）のエア補正後のデータを平均する。同様に、体軸方向の正側にあるＸ線検出器素子６（ｂ）のエア補正後のデータを平均する。
　以下、平均したデータの値を図１４のＸ線検出器素子６（ａ）についてはＣ、図１４のＸ線検出器素子６（ｂ）についてはＤとする。なお図１４の５（ａ）、５（ｂ）、６（ａ）、６（ｂ）については、スキャナ回転方向の端部のＸ線検出器素子を表すものとする。
　また、回転撮像するＸ線ＣＴ装置１００において、異なったスキャナ回転角度（view）で撮像されたデータを用いることで、散乱線検出の統計精度を上げることもできる。具体的には、散乱線分布はなだらかであるとして、近隣のviewデータの平均をとるようにしてもよい。
　また、ヘリカルスキャンの場合、あるスキャナ回転角度（view）における体軸方向正側の端にある散乱Ｘ線検出器６で測定されたデータと、スキャナ一回転後のスキャナ回転角度（view）における体軸方向負側の端にある散乱Ｘ線検出器６で測定されたデータの平均を取ることで、統計精度を向上できる。
　またスキャナが回転しても体軸方向に被写体３への照射範囲が進行しない通常スキャンにおいても、一回転前後の散乱Ｘ線検出器６の出力を平均化することで統計精度を向上できる。この場合には、スキャナ回転数が多いほど統計精度は向上する。
　次に、ステップＳ１０５およびステップＳ１０６について、Ｘ線焦点９の位置ずれを計算する方法について説明する。Ｘ線焦点９の位置ずれを表す量としてΔを（式１）の形で定義する。
　Δ＝２×（Ａ－Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）・・・（式１）
　しかし、シフト検出器５が本体検出器４の端部に配置される場合、図１４に示すように、実際にはＡ、Ｂには被写体３等からのリアルタイムに変化する散乱Ｘ線が散乱線バックグラウンド量Ｓとして含まれる。この散乱線バックグラウンド量Ｓを明示的に書くとＡおよびＢは（式２）（式３）のようになる。なお、’は散乱Ｘ線が含まれていないことを示すものとする。
　Ａ＝Ａ’＋Ｓ(5(a))　　　　　　　・・・（式２）
　Ｂ＝Ｂ’＋Ｓ(5(b))　　　　　　　・・・（式３）
　ここで、散乱線分布は体軸方向に関してなだらかであるとして、散乱Ｘ線検出器６で得られたエア補正後のデータを用いて０次で近似する。ＡおよびＢの値を散乱線補正すると、（式４）（式５）のようになる（ステップＳ１０５）。
　Ａ’＝Ａ－Ｃ　　　　　　　　　・・・（式４）
　Ｂ’＝Ｂ－Ｄ　　　　　　　　　・・・（式５）
　散乱線補正されたＡ’およびＢ’を用いて、Ｘ線焦点９の位置ずれを表す量Δ’は、以下の（式６）を用いて計算される（ステップＳ１０６）。
　Δ’＝２×（Ａ’－Ｂ’）／（Ａ’＋Ｂ’）
　　　＝２×（Ａ－Ｂ－Ｃ＋Ｄ）／（Ａ＋Ｂ－Ｃ－Ｄ）・・・（式６）
　本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００によって、以下の効果が得られる。
（効果１）
　上記Δ’値を用いることで、散乱Ｘ線、特に被写体３からの測定毎に変化する散乱Ｘ線による影響を補正・除去することができ、より精度良くＸ線焦点９の位置ずれを算出することができる。
（効果２）
　Ｘ線焦点９の位置ずれの検出に重要な半影領域と、散乱線の検出に必要となる直接Ｘ線の入射しない領域を分け、それぞれの領域毎に適切な位置に配置されるＸ線検出器素子のデータを必要に応じて足し合わせて用いることで、Ｘ線焦点９の位置ずれの検出精度を向上できる。
（効果３）
　シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６を本体検出器４のＸ線検出器素子の一部として作成することで、シフト検出器５や散乱Ｘ線検出器６を別途作成するコストを低減でき、また配置調整などのメンテナンス労力も軽減できることが期待される。
　なおここで得られた焦点位置情報をもとに以下のようなコリメータ８の制御を行っても良い。
　時々刻々と変化するＸ線焦点の位置ずれに応じて、撮像中リアルタイムにコリメータ８を制御することで、本体検出器４に入射するＸ線照射範囲を調整することができる。調整をより正確に行うために、上記焦点位置情報を用いることができる。
＜コリメータ８制御＞
　図１１を用いてＸ線焦点９の位置ずれの補正処理とコリメータ８の制御の流れを説明する。
　図１１は、本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。
　ステップＳ１５１からステップＳ１５６までの流れは図１０のステップＳ１０１からステップＳ１０６までと同じであり、説明は省略する。なお、ステップＳ１５１はステップＳ１０１と、ステップＳ１５２はステップＳ１０２と、ステップＳ１５３はステップＳ１０３と、ステップＳ１５４はステップＳ１０４と、ステップＳ１５５はステップＳ１０５と、ステップＳ１５６はステップＳ１０６と、対応する。
　ステップＳ１５７において、演算装置１１は、ステップＳ１５６において得られたΔ’値からコリメータ８の移動量を決定する。
　コリメータ８の移動量は、例えばΔ’値に、予め測定しておいたスキャン条件毎の最適な比例定数を掛けて求めることができる。
　ステップＳ１５８において、制御装置１２は、フィードバック回路を用いてコリメータ８の位置をずらすことで、半影の位置を移動させることができる。
　フィードバック回路を用いたＸ線照射野の制御方法について次に示す。
　例えば、図１４におけるＸ線検出器素子５（ａ）とＸ線検出器素子５（ｂ）が、体軸方向視野中心からそれぞれ正/負の方向に同じ距離に配置される場合、各出力信号から計算されたΔ’が、Δ’＝０となるときにＸ線焦点９が体軸方向のＸ線照射野中心となる。
　そのため、上記方法で得られるΔ’値が正の場合、出力Ｂが得られたＸ線検出器素子側に、コリメータ８を移動させ、一方、Δ’値が負の場合、出力Ａが得られたＸ線検出器素子側に、コリメータ８を移動させることで、被写体３への無効被曝を抑えつつ、Ｘ線焦点９の位置ずれによってＸ線照射野が本体検出器４と一致しなくなる問題を回避できる。
　コリメータ８の移動によって、撮像中も動的にΔ’値は変化し、Δ’→０へと収束するように制御されるため、上記最適な比例定数の見積もり精度を軽減することができる。これによってより素早く正確なＸ線照射野の制御が可能になる。
　なお、大きな被写体３の撮像や、スキャナ回転軸に対して被写体３の体軸をずらして撮るオフセンター撮像等で、Ｘ線焦点９とシフト検出器５との間に被写体３が入り込んで信号が減衰する現象（以下、「被写体かぶり」という）が発生したシフト検出器５に関してはその時点でのΔ’値を用いない等の処置をとるとよい。
　さらに、全てのシフト検出器５で被写体かぶりが発生した場合、その時点でコリメータ８制御は行わない等の処置をとるとよい。
　逆に、被写体かぶりが発生していない体軸方向のＸ線検出器素子列に関しては、全てシフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６を有するＸ線検出器素子列として利用してもよい。これにより、統計量を増やすことができ精度を向上することができる。
　ここで、被写体かぶりの判定は、例えばシフト検出器５の内側にある本体検出器４となるＸ線検出器素子のリファレンス補正後のデータに関して、適当な閾値以下の線量であるかどうかによって判定する。なお、閾値は、要求される判定精度に応じて変わるものとする。
　ここで、リファレンス補正とは、エアデータ取得時と被写体３撮像時でのＸ線管球１の電圧変動に代表されるゲイン変動を補正する処理のことである。
　これは、被写体３を透過せず、直接Ｘ線を検出することのできる、本体検出器４のスキャナ回転方向端部のＸ線検出器素子で測定されたデータ（両端部平均）で、各スライス列（スキャナ回転方向に並ぶＸ線検出器素子列）の測定データを規格化することによってなされる。但し、スライス列毎のゲイン変動が無視できる範囲において、複数スライスの端部素子データの平均値を用いてリファレンス補正してもよい。
　本発明の第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００において、コリメータ８制御処理を行うことによって、上記（効果１）（効果２）（効果３）に加えて更に以下の効果が得られる。
（効果４）
　上記Δ’値を用いることで、散乱Ｘ線、特に被写体３からの測定毎に変化する散乱Ｘ線による影響を補正・除去することができ、より精度良くＸ線焦点９の位置ずれを算出することができ、その結果、リアルタイム性を求められるＸ線照射野の制御をより素早く正確に実施できる。
（効果５）
　図１４の５(ａ）、５（ｂ)の信号のそれぞれの平均を同じにし、Δ’＝０でフィードバックを実施する場合、Δ’の正負のみで移動方向が決定できる（ネガティブフィードバック）ため、コリメータ制御回路を簡素化することが可能である。
≪第二の実施の形態≫
　第一の実施の形態では、Ｘ線の遮蔽体としてコリメータ８を用いたが、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６として使われるＸ線検出器素子は、コリメータ８によって遮蔽されるＸ線検出器素子のうちスキャナ回転方向両端部にあるもののみである。
　Ｘ線検出器素子を本体検出器４としてより効率的に用いるためには、例えば別途遮蔽体を設ける以下のような第二の実施の形態がありうる。
　本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００を図３、図４に示す。
　図３は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。図４は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図である。
　基本的な構成は、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００と同じであり、同一のものは、同一の符号を用いて説明を省略する。
　但し、第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００では、新たに体軸方向中央にＸ線を通す開口部を持ったＸ線遮蔽体であるスリット７を、Ｘ線焦点９とシフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の間に設ける。また、シフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６は、本体検出器４とは別個に設けられる。
　シフト検出器５は、Ｘ線焦点９位置とその大きさ及びスリット７との幾何配置により決定される半影量の違いを、体軸方向に並べられた２つ以上のＸ線検出器素子で測定することによって体軸方向のＸ線焦点９の移動量Δ’を算出する。
　散乱Ｘ線検出器６は、シフト検出器５に入射する散乱Ｘ線の線量を見積もるために、シフト検出器５の体軸方向外側端部に配置される。散乱Ｘ線検出器６には、直接Ｘ線が入射しないようにＸ線遮蔽体が必要であり、第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００では、スリット７をもって兼用とする。
　また、シフト検出器５とは異なり、スリット７による半影が入らないように、散乱Ｘ線検出器６はシフト検出器５から体軸方向外側に充分距離をとる必要がある。もしくは、シフト検出器５が体軸方向外側に充分な大きさを持つ、あるいは充分多くのＸ線検出器素子からなる必要がある。
　なお、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６は、前述のように本体検出器４とは別個に設けられるため、コリメータ８の開口幅に応じてシフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の機能を持つＸ線検出器素子が変化することはない。
　また、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６は、本体検出器４のスキャナ回転方向の片側一端部のみの配置でもよい。
　図５は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置について、スリットに複数の開口がある場合の構造の概略を示した図である。
　図５に示すようにスリット７に開口部を複数設けることによって、統計精度を上げるような工夫を行ってもよい。
　なお、図３、図４、図５に示すシフト検出器５、散乱Ｘ線検出器６、本体検出器４はそれぞれ互いに隣接していてもよい。
　なお、統計精度を向上させるため、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の機能を担うＸ線検出器素子を複数設けて、得られるデータをまとめて一つのデータとしてもよい。
　なお、図３ではＸ線焦点９とコリメータ８の間にスリット７を配置しているが、シフト検出器５に入射する散乱Ｘ線量と散乱Ｘ線検出器６に入射する散乱Ｘ線量がほぼ等しくなり、本体検出器４へ直接入射するＸ線を妨害せず、散乱Ｘ線検出器６に直接入射するＸ線を遮蔽でき、かつ被写体３が開口部２に入る際に邪魔にならない位置に配置すればよい。
　次に、図１２および図１５を用いてＸ線焦点９位置情報の補正処理の流れを説明する。
　図１２は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。図１５は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置において、シフト検出器と散乱Ｘ線検出器で測定されるＸ線強度プロファイルの概要を示す図である。
　基本的な流れ及び構成は第一の実施の形態と同じであり、図１０を図１２に、図１４を図１５に読み替えればよい。
　また、ステップＳ２０３はステップＳ１０３と、ステップＳ２０４はステップＳ１０４と、ステップＳ２０５はステップＳ１０５と、ステップＳ２０６はステップＳ１０６と、対応する。
　但し、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００では、コリメータ８の開口幅によって、シフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６の機能を担うＸ線検出器素子が異なるため、シフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６として使用されるＸ線検出器素子を決定していたが（図１０のステップＳ１０１、ステップＳ１０２参照）、第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００では、シフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６として使用されるＸ線検出器素子は予め定められているため、シフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６をとして使用されるＸ線検出器素子を決定する処理はない。
　また、図５に示すようにスリット７に開口部を複数設ける場合、複数の散乱Ｘ線検出器６によって挟まれた部分に配置されるシフト検出器５については１次あるいは２次の散乱線バックグラウンドを仮定して補正することも可能である。
　第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００は、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００が備える（効果１）、（効果２）に加えて、以下の効果が得られる。
（効果６）
　コリメータ８の開口幅によらず一定のデータ制御が可能になる。
（効果７）
　シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６として使われるＸ線検出器素子を別途設けることで、未使用のＸ線検出器素子を最小限にできる。すなわち、本体検出器４の端部スライス列を最大限に、被写体３の撮像に利用できる。
　なお、第一の実施の形態と同様にＸ線焦点９の移動の情報を用いてコリメータ８の制御を行うことができる。
　図１３を用いてＸ線焦点９の位置ずれの補正処理とコリメータ８の制御の流れを説明する。
図１３は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。
　ステップＳ２５３からステップＳ２５６までの流れは図１２のステップＳ２０３からステップＳ２０６までと同じであり、ステップＳ２５７およびステップＳ２５８の流れは図１１と同様に処理すればよく、説明は省略する。なお、ステップＳ２５３はステップＳ２０３と、ステップＳ２５４はステップＳ２０４と、ステップＳ２５５はステップＳ２０５と、ステップＳ２５６はステップＳ２０６と、ステップＳ２５７はステップＳ１５７と、ステップＳ２５８はステップＳ１５８と、対応する。
　但し、第二の実施の形態の係るＸ線ＣＴ装置２００のスリット７は、コリメータ８の制御と同期して移動し、スリット７の体軸方向開口部中心が常にコリメータ８の開口中心と一致するような配置をとるものとする。
　なお、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００および第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００は、制御装置１２によりコリメータ８を制御するかわりに、Ｘ線管球１や本体検出器４（シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６を含む）を移動させることでもＸ線照射野をフィードバック制御することができる。その場合、第二の実施の形態の係るＸ線ＣＴ装置２００のスリット７はコリメータ８と同期せず固定配置をとるものとする。
≪第二の実施の形態の変形例≫
　本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置２０１を図６、図７、図８に示す。
図６は、本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。図７は、本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図である。図８は、本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置について、スリットに複数の開口がある場合の構造の概略を示した図である。
　第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００では、シフト検出器５の体軸方向に散乱Ｘ線検出器６を配置したが、スキャナ回転方向に散乱Ｘ線検出器６を配置することも可能である。なお散乱Ｘ線検出器６はシフト検出器５のスキャナ回転方向の両端部に配置してもよい。その他の幾何配置及びデータの補正処理の流れは第二の実施の形態と同様であり、図３を図６に、図４を図７に、図５を図８に読み替えればよく、図１２、図１３は共通する。また、図１５は図７を参考に読み替えればよい。
　図９は、本発明の第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置と、本発明の第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置と、を組み合わせた場合の構造の概略を示した図である。
　さらに、図９のようにシフト検出器５の体軸方向外側端部及びスキャナ回転方向外側端部の両方に散乱Ｘ線検出器６を配置することで散乱線量の推定精度を上げるよう工夫してもよい。
　第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置２０１は、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００が備える（効果１）、（効果２）、（効果４）、（効果５）及び第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００が備える（効果６）、（効果７）に加えて以下の効果が得られる。
（効果８）
　コリメータ８及びスリット７が体軸方向に移動してもスキャナ回転方向には半影量の変化は生じない。そのため、シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６を接近して配置することができ、シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６に入射する散乱Ｘ線量の違いを最小に抑えることができる。
　なお、第二の実施の形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置２０１に対して第二の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置２００は以下の効果が得られる。
（効果９）
　シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６を体軸方向に並べることによって、各検出器の配置がコンパクトなものとなる。
≪第三の実施の形態≫
　シフト検出器５に半影を作る方法として、上記第一の実施の形態のようにコリメータ８を用いる方法と、上記第二の実施の形態のようにスリット７を設ける方法を組み合わせて実施することができる。
　また、以下に示す方法によって、本体検出器４のスキャナ回転方向端部の同じＸ線検出器素子列を用いて、Ｘ線焦点９位置ずれ検出とリファレンス補正の両方を行うことができる。
　本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置３００の幾何配置を図１６、図１７に示す。
　図１６は、本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造を体軸方向から見た図である。図１７は、本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の構造をＸ線ビーム照射方向から見た図であり、（ａ）（ｂ）（ｃ）はそれぞれコリメータ開口幅の異なる場合を示した図である。なお、図１７の左側（スキャン回転方向負側）のシフト検出器５および散乱Ｘ線検出器６は省略するものとする。
　基本的な構成は第一の実施の形態、第二の実施の形態と同じである。但し、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６としては、第一の実施の形態と同様に、本体検出器４の一部としてスキャナ回転方向端部に配置され、散乱Ｘ線検出器６はシフト検出器５の体軸方向外側端部に配置される。
　また、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６の機能を担うＸ線検出器素子はコリメータ８開口幅に応じて変化するものとする。
　第三の実施の形態におけるＸ線ＣＴ装置３００のコリメータ８の開口幅を変化させたときの対応を以下に示す。
　まず、スリット７の開口幅よりもコリメータ８の開口幅の方が狭い図１７（ａ）の場合、シフト検出器５をコリメータ８の半影が入る領域に、散乱Ｘ線検出器６を半影領域の外側に設定する。つまり、第一の実施の形態と同様の方法でＸ線焦点９の位置ずれを検出する。このとき、リファレンスデータの取得は全てのスライス列において直接Ｘ線の照射するＸ線検出器素子があるため問題なく行える。また、Ｘ線照射範囲端部のスライス列に関しても、被写体３撮像部である本体検出器４とスキャナ回転方向端部で、半影によるゲイン変動量は同じであり、正しく補正できる。
　次に、コリメータ８の開口幅がスリットの７の外側の幅よりも広い図１７（ｃ）の場合、シフト検出器５をスリット７の半影が入る部分に設定し、散乱Ｘ線検出器６を半影領域の外側に設定する。つまり第二の実施の形態と同様の方法で実施する。
　リファレンスデータの取得は、スリット７の陰になる部分以外については、最も感度変化が激しいＸ線照射範囲端部のスライス列も含めて問題なく行える。スリット７の陰になっているスライス列については、半影が入っていないと考えられる中心付近のデータを外挿してリファレンスデータとする。あるいは、Ｘ線焦点９がずれてもスリット７による半影照射量の合計（シフト検出器５で検出されるＡとＢの合計値）はコリメータ８制御によってもあまり変化しないと考えて、Ｘ線照射範囲端部のスライス列以外の素子で得られたデータの合計でＸ線照射範囲端部以外のスライス列のリファレンス補正を行う。
　最後に、コリメータ８の開口幅がスリット７の開口幅よりも広く、かつ外側の幅よりも狭い図１７（ｂ）の場合、シフト検出器５、散乱Ｘ線検出器６の設定は図１７（ｂ）のように可能である。しかし、最も感度変化の激しいコリメータ８のエッジ部分（Ｘ線照射範囲端部）の感度変化は取得できない。そのため、リファレンスデータ取得も併用する場合は、コリメータ８の開口幅とスリット７が図１７（ｂ）のような配置を取らないように、撮像で使われるコリメータ８開口幅の設定と、スリット７の形状を決める必要がある。あるいはコリメータ８の開口幅を少し広めに設定して撮像領域に半影が入らないようにする必要がある。
　次に、図１８を用いてＸ線焦点９位置ずれの補正処理およびリファレンスデータの保存の流れを説明する。
　図１８は、本発明の第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるシフト検出器のデータに関する散乱線補正処理とコリメータ制御の流れを示すフローチャートである。
　第三の実施の形態における散乱線補正処理（ステップＳ３０５）及びコリメータ制御処理（ステップＳ３０８）の流れは、第一の実施の形態と同様に行う。
　基本的な流れは第一の実施の形態と同じであり、図１を図１６に、図２を図１７に、図１１を図１８に読み替えればよい。
　また、ステップＳ３０１はステップＳ１５１と、ステップＳ３０２はステップＳ１５２と、ステップＳ３０３はステップＳ１５３と、ステップＳ３０４はステップＳ１５４と、ステップＳ３０５はステップＳ１５５と、ステップＳ３０６はステップＳ１５６と、ステップＳ３０７はステップＳ１５７と、ステップＳ３０８はステップＳ１５８と、対応する。
　但し、シフト検出器５と散乱Ｘ線検出器６として使用されるＸ線検出器素子の決定（ステップＳ３０２）は、上述のようにコリメータ８の開口幅とスリット７との関係により決定される（図１７参照）。
　また、図１８に示すように、シフト検出器５及び散乱Ｘ線検出器６から得られるデータを、リファレンスデータとして使用するために記憶装置１０に記憶する処理が加わる（ステップＳ３０９）。
　焦点移動の情報（Δ’値）を用いたコリメータ８の制御方法については（ステップＳ３０８）、第二の実施の形態と同様であり、Ｘ線ＣＴ装置３００のスリット７は、コリメータ８の制御と同期して移動し、スリット７の体軸方向開口部中心が常にコリメータ８の開口中心と一致するような配置をとる。
　第三の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置３００は、第一の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００が備える（効果１）、（効果２）、（効果３）、（効果４）、（効果５）に加えて以下の効果が得られる。
（効果１０）
　リファレンスデータも同時に取得可能なため、リファレンスデータを用いた補正が可能となる。特に、コリメータ８で整形されたＸ線照射範囲端部スライスのＸ線検出器素子列に関して、正しくリファレンス補正できる。
（効果１１）
　リファレンス補正用のＸ線検出器素子と，焦点位置ずれ検出用のＸ線検出器素子を兼ねることができるので、よりコンパクトに配置でき、コスト低減にも繋がる。
（効果１２）
　コリメータ８開口幅を最大にしても、スリット７によって陰になるＸ線検出器素子が存在できるため、未使用のＸ線検出器素子を最小限にできる。すなわち本体検出器４の端部スライス列を最大限に、被写体３の撮像に利用できる。
１　　　　　Ｘ線管球（Ｘ線源）
２　　　　　開口部
３　　　　　被写体
４　　　　　被写体撮像用Ｘ線検出器（本体検出器）
５　　　　　Ｘ線焦点移動検出器（シフト検出器）（焦点移動検出部）
６　　　　　散乱Ｘ線検出器（散乱線検出部）
７　　　　　スリット
８　　　　　コリメータ
９　　　　　Ｘ線焦点
１０　　　　記憶装置
１１　　　　演算装置
１２　　　　制御装置（移動機構）

Claims (12)

  1. 　Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、
    　前記Ｘ線を整形するためのコリメータと、
    　被写体を透過したＸ線を検出するためのＸ線検出器素子が多列複数配置されている本体検出器と、
    　前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する焦点移動検出部と、
    　を備えるＸ線ＣＴ装置において、
    　前記焦点移動検出部に入射する散乱線量を測定するための散乱線検出部を備える
    　ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 　Ｘ線焦点からＸ線を発生するＸ線源と、
    　前記Ｘ線を整形するためのコリメータと、
    　被写体を透過したＸ線を検出するためのＸ線検出器素子が多列複数配置されている本体検出器と、
    　前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する焦点移動検出部と、
    　を備えるＸ線ＣＴ装置において、
    　前記焦点移動検出部に入射する散乱線量を測定するための散乱線検出部を備え、
    　前記焦点移動検出部と前記散乱線検出部が検出した情報を基に、前記本体検出器に入射するＸ線照射範囲の制御をする
    　ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  3. 　前記Ｘ線照射範囲の制御は、
    　前記コリメータを移動させる移動機構により行われる
    　ことを特徴とする請求の範囲第２項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 　前記Ｘ線照射範囲の制御は、
    　前記Ｘ線焦点位置を移動させる移動機構により行われる
    　ことを特徴とする請求の範囲第２項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 　前記Ｘ線照射範囲の制御は、
    　ネガティブフィードバック制御により行われる
    　ことを特徴とする請求の範囲第２項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 　前記コリメータの開口幅に応じて、
    　前記焦点移動検出部及び前記散乱線検出部の機能を持つＸ線検出器素子を決定する
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  7. 　前記焦点移動検出器にＸ線焦点の半影を作るためのスリットを設け、
    　かつ該スリットが前記散乱Ｘ線検出器への直接Ｘ線入射を防止する遮蔽体を兼ねる構造を備える
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  8. 　前記スリットに開口部を複数設ける
    　ことを特徴とする請求の範囲第７項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  9. 　前記焦点移動検出器にＸ線焦点の半影を作るためのスリットを設け、
    なおかつ該スリットが前記散乱Ｘ線検出器への直接Ｘ線入射を防止する遮蔽体を兼ねる構造を備え、
    　さらに前記コリメータの開口幅に応じて、
    　前記焦点移動検出部及び前記散乱線検出部の機能を持つＸ線検出器素子が適切に変化することで、
    　Ｘ線焦点位置ずれ検出とリファレンス補正を同時に行える
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  10. 　前記焦点移動検出器に入射する散乱線量を見積もるために、異なるスキャナ回転角度の測定データを用いる
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  11. 　前記焦点移動検出器と前記Ｘ線焦点との間に前記被写体が入り込んだことを検知し、補正する手段を備えた
    　ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  12. 　Ｘ線焦点からＸ線を発生する機能と、
    　前記Ｘ線を整形する機能と、
    　被写体を透過したＸ線を検出するための機能と、
    　前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する機能と、
    　を備えるＸ線ＣＴ装置において、
    　前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する機能の出力データに含まれる散乱線量を測定する機能を備え、
    　前記Ｘ線焦点位置の移動を検出する機能が焦点移動距離計算時に、
    　前記散乱線量を測定する機能を用いて、前記出力データの散乱線量を補正する
    　ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
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