WO2011152517A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2011152517A1
WO2011152517A1 PCT/JP2011/062794 JP2011062794W WO2011152517A1 WO 2011152517 A1 WO2011152517 A1 WO 2011152517A1 JP 2011062794 W JP2011062794 W JP 2011062794W WO 2011152517 A1 WO2011152517 A1 WO 2011152517A1
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ray
crosstalk
component
correction
arrangement
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PCT/JP2011/062794
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小嶋　進一
史人 渡辺
植木　広則
康隆 昆野
悠史 坪田
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株式会社日立メディコ
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    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
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    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus for correcting crosstalk of an X-ray detector.
  • the X-ray CT apparatus has an X-ray source that irradiates a subject with X-rays, and a subject photographing X-ray detector that detects X-rays transmitted through the subject at a position facing the X-ray source.
  • X-rays incident on the detector are converted into photons (fluorescence), and the photons are photoelectrically converted by a photodiode in the same detector and processed as an electrical signal in a subsequent circuit.
  • some of the signals become electric signals not by the incident detector but by the surrounding detectors. This phenomenon is called crosstalk.
  • Patent Document 1 discloses a technique for estimating and correcting the amount of crosstalk in advance.
  • Patent Document 2 discloses a technique for improving the calculation speed in crosstalk correction and image reconstruction.
  • an object of the present invention is to reduce the amount of calculation at the time of crosstalk correction of the X-ray CT apparatus and improve the calculation throughput.
  • the present invention is configured as follows. That is, an X-ray generation unit that generates X-rays, an X-ray detection unit having a plurality of X-ray detectors for detecting X-rays transmitted through the subject from the X-ray generation unit, and the X-ray detection unit
  • an X-ray CT apparatus including an image generation unit that corrects an obtained signal and reconstructs an image, when the crosstalk correction in the plurality of X-ray detectors is performed in the image generation unit, locally The attenuation component is corrected first, and the entire crosstalk component is corrected at the time of image reconstruction.
  • the amount of calculation at the time of crosstalk correction of the X-ray CT apparatus is reduced, and the calculation throughput is improved.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the outline of the X-ray CT apparatus in embodiment of this invention. It is a flowchart which shows the acquisition method of the crosstalk correction data in the 1st Embodiment of this invention. It is a figure which shows the crosstalk amount measuring method in the 1st Embodiment of this invention, (a) is a figure which measures a signal using an X-ray detector and a shield, (b) is an X-ray detector. It is a figure which shows distribution of the signal amount when light is irradiated only to 321a, (c) is a figure which shows distribution of the signal amount when light is irradiated only to the X-ray detector 321b.
  • imaging that is originally included in “imaging flow” will be described as “imaging data”.
  • imaging data The method as described above will be described. Then, it will be explained that this method is based on the theoretical basis in “Proof of correctness that the local attenuation component and the whole component can be divided and corrected in the crosstalk correction”. The “expected effect” of this method is also explained. The above will be described in order.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the X-ray CT apparatus 100 includes an input unit 200, an imaging unit 300, and an image generation unit 400.
  • the imaging unit 300 includes an X-ray generation unit 310, an X-ray detection unit 320, a gantry 330, an imaging control unit 340, and a subject mounting table 501.
  • the image generation unit 400 includes a signal collection unit 410, a data processing unit 420, and an image display unit 440.
  • the photographing condition input unit 210 in the input unit 200 includes a keyboard 211, a mouse 212, and a monitor 213.
  • the monitor 213 has a touch panel function and may be used as an input device.
  • the input unit 200 and the image generation unit 400 are not necessarily integrated with the X-ray CT apparatus 100.
  • the operation may be realized by another device connected via a network. Further, it may be realized by using an apparatus having both functions of the image generation unit 400 and the input unit 200.
  • the X-ray generation unit 310 in the imaging unit 300 includes an X-ray tube 311.
  • the X-ray detection unit 320 includes an X-ray detector 321.
  • a circular opening 331 for placing the subject 500 and the subject mounting table 501 is provided in the center of the gantry 330.
  • the gantry 330 includes a rotating plate 332 on which the X-ray tube 311 and the X-ray detector 321 are mounted, and a drive mechanism (not shown) for rotating the rotating plate 332.
  • the subject mounting table 501 is provided with a drive mechanism (not shown) for adjusting the position of the subject 500 with respect to the gantry 330.
  • the imaging control unit 340 includes an X-ray controller 341 that controls the X-ray tube 311, a gantry controller 342 that controls rotational driving of the rotating plate 332, a table controller 343 that controls driving of the subject mounting table 501, A detector controller 344 that controls the imaging of the X-ray detector 321, and an overall controller 345 that controls the flow of operations of the X-ray controller 341, the gantry controller 342, the table controller 343, and the detector controller 344. Contains.
  • the distance between the X-ray generation point of the X-ray tube 311 and the X-ray input surface of the X-ray detector 321 is set to 1000 mm.
  • the diameter of the opening 331 of the gantry 330 is set to 700 mm.
  • the X-ray detector 321 is a known X-ray detector composed of a scintillator (Scintillator: emits fluorescence upon receiving X-rays or ionizing radiation), a photodiode (converts light such as fluorescence into electricity), and the like. use.
  • the X-ray detector 321 has a configuration in which a large number of detection elements are arranged in an arc shape at an equal distance from the X-ray generation point of the X-ray tube 311, and the number of elements (number of channels) is, for example, 1000.
  • the size of each detection element in the channel direction is, for example, 1 mm.
  • the time required for the rotation of the rotating plate 332 depends on parameters input by the user using the imaging condition input unit 210. In this embodiment, the time required for rotation is 1.0 s / time.
  • the number of times of photographing in one rotation of the photographing means 300 is 900, and one photographing is performed every time the rotating plate 332 rotates 0.4 degrees.
  • the specifications are not limited to these values, and can be variously changed according to the configuration of the X-ray CT apparatus.
  • the image generation unit 400 includes a signal collection unit 410, a data processing unit 420, and an image display unit 440.
  • the signal acquisition unit 410 includes a data acquisition system (DAS: Data Acquisition System, hereinafter referred to as DAS) 411.
  • DAS Data Acquisition System
  • the DAS 411 converts the detection result of the X-ray detector 321 described above into a digital signal.
  • the data processing unit 420 includes a central processing unit (CPU) 421, a memory 422, and a hard disk drive (HDD) device 423. In the central processing unit 421 and the memory 422, various processes such as correction calculation and image reconstruction processing are performed by developing and starting a predetermined program.
  • the HDD device 423 performs data storage and input / output.
  • the image display unit 440 includes an image display monitor 441 such as a liquid crystal display or a CRT (Cathode Ray Tube).
  • FIG. 2 is a flowchart showing a method for acquiring crosstalk correction data according to the first embodiment of the present invention.
  • the flowchart includes steps of “measure signal spread of each detector”, “correct sensitivity”, “calculate whole component”, and “calculate local attenuation component”.
  • FIG. 3 is a diagram showing a crosstalk amount measuring method according to the first embodiment of the present invention.
  • a signal is measured using a shield 503 designed so that only one X-ray detector 321a receives an X-ray signal and light generated thereby.
  • signals that are secondarily emitted are measured in the adjacent X-ray detector 321b and the X-ray detector 321c.
  • 3B shows the distribution of the signal amount when light is applied only to the X-ray detector 321a
  • FIG. 3C is the signal amount distribution when light is applied only to the X-ray detector 321b. Distribution is shown.
  • the shield 503 is moved, and measurement is performed such that the X-ray signal and the light generated thereby are incident only on the X-ray detector 321b.
  • a signal that should be incident and a signal that is secondarily emitted around the signal are measured.
  • the incident light amounts of the respective X-ray detectors are made the same. For example, when there is a distribution in the amount of X-ray light (the amount of signal when light is applied only to 321a and 321b in FIG. 3), the distribution of the amount of X-ray light is measured in advance and the signal amount of the reference light amount is set. Standardize.
  • the signal of the X-ray detector that should be incident is a value proportional to the sensitivity. Since the amount of crosstalk hardly changes when the same amount of light is irradiated with the same X-ray detector size, there is almost no error associated with the assumption that the amount of outflow due to crosstalk of all X-ray detectors 321 is the same. As a result, the sensitivity of each X-ray detector 321 can be calculated from the signal of the X-ray detector that should be incident, and sensitivity correction data can be created. Specifically, it is the reciprocal of the value normalized to the signal amount of the reference light amount when the signal directly enters each X-ray detector 321.
  • step S702 sensitivity correction is performed (step S702).
  • the data obtained in step S701 is corrected including the spread by using the data obtained in step S701.
  • the sensitivity correction method is shown below.
  • the measurement data is divided by the X-ray detector signal that should be incident when the shield 503 measured in step S701 is used, and the sensitivity difference between the detectors is corrected. For example, when the position of the shield 503 is set so that only the X-ray detector 321a is irradiated in step S701, signals are also generated in the adjacent X-ray detector 321b and the X-ray detector 321c. .
  • the signal of the X-ray detector 321b is a signal caused by crosstalk, but also includes a sensitivity error of each X-ray detector. Therefore, when the signal of the X-ray detector that should be incident is the X-ray detector 321a, the signal detected by the X-ray detector 321b is the signal of the X-ray detector that should be incident is the X-ray detector X-ray. By dividing by the signal amount in the case of the detector 321b, the signal amount is normalized to the signal amount of the reference light amount.
  • the signal of the X-ray detector that should be incident is divided by the signal for the X-ray detector 321a. That is, since it is divided by the same value, the value after correction of the signal of the X-ray detector that should be incident is always 1.
  • the detectors other than the X-ray detector that should be originally incident indicate the amount of signal generated when one light hits the X-ray detector that is supposed to be incident.
  • a signal other than the X-ray detector signal that should be incident is the crosstalk amount.
  • the entire crosstalk correction component is calculated from the sensitivity-corrected data obtained in steps S701 and S702 (step S703).
  • An example of the calculation method of the whole component is shown. First, the sum of signal quantities other than the signals of the X-ray detectors that should be incident on each detector is obtained.
  • the X-ray detector that should be incident is the X-ray detector 321a
  • signals are generated in the adjacent X-ray detector 321b and the X-ray detector 321c.
  • Calculate the sum of The channel having the maximum signal amount is set as a reference channel on the assumption that no attenuation occurs, and the crosstalk amount in the channel is set as a correction amount for correction related to the entire component.
  • the X-ray detector 321a has the maximum sum of signal quantities other than the signal of the X-ray detector that should be incident, the right of the signal of the X-ray detector that should be incident.
  • the crosstalk amount of the adjacent detector is the value of the X-ray detector 321b after the sensitivity correction is performed, and the crosstalk amount of the detector on the left is the value of the X-ray detector 321c after the sensitivity correction is performed. If there are a plurality of maximum channels, the average of them may be taken.
  • a local attenuation component is calculated (step S704).
  • the local attenuation component of each channel is the difference between the correction amount of each channel and the correction amount of the entire component obtained in step S703. The value is calculated for all channels.
  • the reference channel in step S703 is the X-ray detector 321a.
  • a calculation example of the local attenuation component in the X-ray detector 321d at this time is shown.
  • the amount of signal incident on the X-ray detector 321d is standardized to 1, it is not subject to calculation.
  • the difference from the X-ray detector 321b and the X-ray detector 321c which are detectors on both sides of the reference channel X-ray detector 321a is calculated.
  • the local attenuation component in the X-ray detector 321e is obtained by (X-ray detector 321e)-(X-ray detector 321b).
  • the local attenuation component in the X-ray detector 321f is obtained by (X-ray detector 321f)-(X-ray detector 321c).
  • the values of these local attenuation components may be negative.
  • the correction amount may be approximately zero.
  • a certain threshold value for example, 5%
  • the correction amount is set to 0 when the error is equal to or smaller than the threshold value.
  • the correction amount is determined and used as the local attenuation correction data. It is used when reconstructing an image to be described later.
  • Imaging is composed of three steps of “imaging condition setting”, “imaging”, and “imaging”. However, “imaging” will be described as “data imaging” using a flowchart in another item.
  • the imaging condition input unit 210 in FIG. 1 displays an input screen on the monitor 213 or another monitor.
  • the operator operates the mouse 212, the keyboard 211, or the touch panel sensor provided in the monitor 213 constituting the imaging condition input unit 210 while viewing this screen, so that the tube current and tube voltage of the X-ray tube 311 are operated.
  • the imaging range of the subject 500 is set.
  • imaging conditions are stored in advance, they can be read out and used. In this case, the operator does not have to input each time shooting is performed.
  • Imaging step when the operator gives an instruction to start imaging, imaging and imaging are performed under the conditions of the imaging range, tube voltage, and tube current set by the operator in the imaging condition input unit 210 in the imaging condition setting step.
  • the overall controller 345 in FIG. 1 moves the subject mounting table 501 in a direction perpendicular to the rotating plate 332 with respect to the table controller 343, and the shooting position of the rotating plate 332 matches the designated shooting position. Instruct to stop moving at the moment. Thereby, the arrangement of the subject 500 is completed.
  • the overall controller 345 operates the drive motor for the gantry controller 342 at the same timing, and also instructs to start the rotation of the rotating plate 332.
  • the overall controller 345 instructs the X-ray controller 341 about the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 311 and controls the detector.
  • the imaging timing of the X-ray detector 321 is instructed to the scanner 344. Then, shooting starts. By repeating these instructions, the entire imaging range is imaged.
  • the subject mounting table 501 is repeatedly moved and stopped, but imaging may be performed while moving the subject mounting table 501 as in a known helical scan.
  • the output signal of the X-ray detector 321 is converted into a digital signal by the DAS 411 provided in the signal collecting unit 410, and then temporarily stored in the HDD device 423 for the convenience of the imaging process described later. .
  • FIG. 4 is a flowchart showing a procedure for imaging stored data by crosstalk correction according to the first embodiment of the present invention.
  • all calculations in the imaging step are performed using the central processing unit 421, the memory 422, and the HDD device 423 provided in the data processing unit 420 illustrated in FIG. 1.
  • step S801 “local attenuation component crosstalk correction” which is local attenuation correction is performed (step S801).
  • the local attenuation correction data created in the “calculate local attenuation component” step S704 in FIG. 2 is used.
  • log conversion log conversion
  • log conversion log conversion
  • X-ray and light signals generally attenuate exponentially in transmission and scattering. Therefore, if the signals are subjected to Log conversion in the calculation process, the amount of product calculation is increased. This is because it is generally convenient in terms of computation, such as a sum of computations.
  • step S803 “Various corrections” which are other corrections are performed (step S803).
  • this correction is performed in step S803 when there are matters or phenomena that should be corrected. Therefore, the “various corrections” step S803 may not be performed.
  • step S804 reconstruction and overall component crosstalk correction are performed simultaneously. Note that “simultaneous” does not have to be the same in a strict sense, but means “combined”.
  • the reconstructed image obtained in step S804 is stored in the HDD device 423 (FIG. 1).
  • the stored image is displayed on the image display monitor 441 (FIG. 1) automatically by the user's command, and the user diagnoses using the image.
  • step S801 “local attenuation component crosstalk correction” which is local attenuation correction is performed in step S801
  • overall correction and reconfiguration “reconstruction and overall component crosstalk correction are simultaneously performed using the entire correction data. Is performed in step S804.
  • the feature of this embodiment is that the crosstalk correction is divided as described above. Next, it will be proved together with the explanation that there is no problem even if the crosstalk correction is divided into steps S801 and S804 in this way.
  • a signal incident on the X-ray detector 321a at the position x by a plurality of X-ray detectors 321 arranged in the X-ray detector 320 is m (x).
  • a signal detected by the X-ray detector 321a is S (x). Since the incident signal m (x) is scattered or received noise from others, it is generally not equal to the detection signal S (x), and is expressed by Expression (1).
  • t represents a discrete position (not time).
  • g (x ⁇ t) is a spread function of crosstalk gain
  • d tx represents a local signal attenuation coefficient from the X-ray detector t to the X-ray detector x. If the signal corrected for the local attenuation component is S ′ (x) It can be expressed.
  • Equation (2) becomes Equation (3).
  • equation (3) can be transformed into equation (4) as follows:
  • (P (x) / m (x)) is assumed to be x in (log (1 + x) ⁇ x) described above.
  • ⁇ g (t) 0 holds because a signal with corrected attenuation is used. This means that all signals flowing out from an X-ray detector are detected by some X-ray detector. In that case, correction can be made with an image filter.
  • Expression (4) can be further transformed into Expression (6).
  • equation (6) can be approximated by the following equation (7). Note that the approximation described above is used for the first-stage to second-stage equation transformation of Equation (7).
  • S ′ (x) is detected by an X-ray detector, and if corrected, becomes a known value. If m (x) can be calculated from this known S ′ (x), the X-ray signal incident on the X-ray detector 321 from which the influence of crosstalk has been removed can be known. That is, it is possible to know the X-ray signal m (x) that leads to constructing a true image.
  • Equation (9) if the relational expression of log (S ′ (x)) and log (m (x)) and coefficient a i is a determinant expression, the inverse determinant of coefficient a i is log ( It is necessary in the process of calculating m (x)).
  • the inverse determinant of the coefficient a i can be immediately calculated from the equation (9), and this can be used as a deconvolution filter when performing calculations on software, and the entire correction can be made. This calculation can be performed even after Log conversion.
  • step S803 are corrections other than those described above, and there is nothing particularly applicable to the expressions (1) to (9). Any necessary correction is added and corrected before the image reconstruction, and is reflected when the entire image is reconstructed. Further, “simultaneous execution of reconstruction and overall component crosstalk correction” in step S804 corresponds to a stage in which correction and image reconstruction are performed using equation (9) and the above-described deconvolution calculation.
  • the sensitivity is also measured using the shield 503 at the same time, but the sensitivity may be measured by another method. Further, the method of acquiring the local attenuation component and the entire component is merely an example, and the correction amount may be acquired by another method.
  • the X-ray detectors are arranged at equal intervals near the center of the module, the characteristics of the X-ray detectors near the center are similar. As a result, the amount of crosstalk often changes only at the module end. In such a case, it is possible to simplify the method for obtaining the correction value.
  • the method for obtaining the correction value in this case is shown below.
  • FIG. 5 is a diagram showing an X-ray detection unit, related structures and configurations, and a crosstalk amount measuring method according to the second embodiment of the present invention.
  • the basic structure and configuration are the same as those of the X-ray CT apparatus 100 shown in FIG. 1, but the structure of the X-ray detection unit 320 (FIG. 1) is different.
  • an X-ray detector 320a is used in the second embodiment shown in FIG. 5A.
  • the X-ray detection unit 320a is configured by using a plurality of detector modules 322 in which several X-ray detectors 321 (321c, 321d,...) Are combined.
  • the crosstalk of the X-ray detector 321 often has different characteristics, for example, between the X-ray detector 321c at the center of the detector module 322 and the X-ray detector 321d at the end (see FIG. 5).
  • FIG. 5B is a diagram showing the distribution of signal amount when light is applied only to the X-ray detector 321c
  • FIG. 5C is a diagram when light is applied only to the X-ray detector 321d. It is a figure which shows distribution of signal amount.
  • a detector module 322 in which several X-ray detectors 321 are combined often has substantially the same crosstalk characteristics as other detector modules. Therefore, the difference between the end and the center of the detector module 322 is measured.
  • the measurement method uses a pinhole collimator designed so that light enters only one X-ray detector, and measures the signal that should be incident and the signal that is emitted around it. To get it.
  • the detector module 322 of FIG. 5 is measured, and the other detector modules are not measured.
  • the detector module 322 is represented as a common characteristic of the detector module, and measurement of other detector modules is omitted.
  • a specific measurement method and correction amount calculation are shown using the flowchart of FIG.
  • FIG. 6 is a flowchart showing a method for acquiring crosstalk correction data according to the second embodiment of the present invention.
  • the signal spread of each detector in the detector module 322 is measured “measurement of the signal spread of each detector of the module 322” (step S711).
  • the measurement method uses a shield 503 that is designed so that light is incident on only one detector, and emits light at and around the signal that should be incident. Are measured (signal amounts when only light 321c and 321d in FIG. 5 are irradiated, respectively, FIG. 5 (b) and FIG. 5 (c)).
  • sensitivity correction data is created from the obtained measurement values in the same manner as in the first embodiment.
  • step S712 the sensitivity correction of the signal data obtained in step S711 is performed “correct the sensitivity of each detector of the module 322” (step S712).
  • the method is the same as that of the first embodiment, but it is not necessary to implement other than the detector module 322. This is based on the assumption that each detector module can be expected to have approximately the same characteristics as the detector module 322.
  • an overall component related to the crosstalk correction is calculated from the obtained sensitivity-corrected data and extracted “calculate the overall component of the module 322” (step S713). This is also performed only for the X-ray detector of the detector module 322.
  • the local attenuation component is calculated “calculate the local attenuation component of the module 322” (step S714). This is also performed only for the X-ray detector of the detector module 322.
  • the whole component and the local attenuation component are developed throughout the X-ray detection unit 320a “the whole component of the module 322 and the local attenuation component are developed throughout the X-ray detection unit 320a” (step S715).
  • the crosstalk correction amount of the X-ray detector located at the same position with respect to the detector module 322 is regarded as the correction amount measured by the detector module 322, and data of the entire component and the local attenuation component is created.
  • the following effects can be expected.
  • [3] By reducing the number of detector modules to be measured, the correction measurement time can be shortened. Note that not only one detector module but also some detector modules such as two detector modules and three detector modules may be measured as representatives.
  • FIG. 7 is a diagram showing a crosstalk amount measuring method according to the third embodiment of the present invention.
  • a crosstalk error measurement phantom 504 is used instead of the shield 503 (FIG. 5).
  • a phantom having a large attenuation amount and a large difference in attenuation amount such as a Teflon (registered trademark) ring, is used.
  • the crosstalk inflow and outflow are greatly different in the portion where the difference in attenuation is large. This is because the outflow amount of the crosstalk amount is proportional to the signal amount of the hit light.
  • FIG. 7B shows a state in which an artifact 511 is generated in the crosstalk error determination image 510 in the measurement apparatus shown in FIG.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a method for acquiring crosstalk correction data according to the third embodiment of the present invention. The measurement method and correction will be described with reference to the flowchart of FIG. In addition, FIG. 7 is referred suitably.
  • step S721 “imaging a correction phantom” is performed using the crosstalk error measurement phantom 504 (step S721).
  • step S724 when a ring or streak artifact 511 occurs in a place other than the phantom (with artifact), “adjust the correction amount” so as to cancel the artifact 511 (step S724). In order to confirm whether or not the correction amount is appropriate, the data in step S722 is returned to “reconstruction”.
  • the adjustment direction of the correction value can be grasped because the difference between the reconstructed artifact and the surrounding CT value changes depending on whether the correction amount is overcorrected or insufficiently corrected. This operation is repeated and readjustment is performed until the artifact 511 disappears. Furthermore, if the position of the phantom is changed and it can be confirmed that the artifact 511 is reduced at a plurality of positions, the effect of the correction becomes higher.
  • the optimal correction in each local area is not necessarily the optimal correction when viewed as the entire image. Therefore, it is difficult to obtain a correction value of the overall effect related to the optimal correction when viewed as the entire image only by the respective local correction methods.
  • a resolution measurement phantom is used instead of the crosstalk error measurement phantom 504.
  • the resolution measurement phantom has, for example, a structure in which a plurality of slits are arranged at different intervals (gap), and measures the resolution depending on which interval (gap) can be identified.
  • the correction effect is maximized by defining the correction of the whole component so that the resolution is the best.
  • the location where the correction effect is maximized is not necessarily selected, and the user may set the value that makes it easy to find the difference between the lesion and the normal site. .
  • This method can be used only when it can be determined that the cause of artifacts in the image is due to crosstalk. Although other artifacts may occur, it is necessary to adjust the parameters so as to reduce only the artifact caused by the crosstalk by the operation of the flowchart of FIG.
  • the correction amount of the entire component can be adjusted for each part or user only in the third embodiment, the correction amount of the entire component can be adjusted with respect to the measured value also in the first embodiment and the second embodiment. You may adjust. Further, when the correction amount of the entire component is small, it is possible to correct only the local component and use it without correcting the entire component.
  • the X-ray CT apparatus when performing the crosstalk correction, performs only the correction of the locally attenuated component first, and performs the entire crosstalk component simultaneously with the image reconstruction filter. .
  • the calculation reduction effect by only the calculation of the component that attenuates locally and the reduction of the total component calculation reduce the amount of calculation at the time of image reconstruction, thereby reducing the calculation cost and improving the calculation throughput. .
  • Imaging means 310 X-ray generator 311 X-ray tube 320, 320a X-ray detector 321, 321a, 321b, 321c, 321d X-ray detector 322 Detector module, module 330 Gantry 331 Opening 332 Rotating plate 340 Imaging control unit 341 X-ray controller 342 Gantry controller 343 Table controller 344 Detector controller 345 General controller 400 Image generation unit 410 Signal collection unit 411 Data collection system, DAS 420 Data processing unit 421 Central processing unit 422 Memory 423 HDD unit 440 Image display unit 441 Image display monitor 500 Subject 501 Subject mounting table 503 Shield 504 Crosstalk error measurement phantom, phantom 510 Crosstalk error determination image 511 Artifact

Abstract

　Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から被写体を透過したＸ線を検出するための複数のＸ線検出器を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で得られた信号を補正し画像を再構成する画像生成部を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線検出器におけるクロストーク補正を前記画像生成部において実施する際に、局所的に減衰する成分の補正のみを先に実施し、クロストークの全体成分の補正については画像再構成と同時に実施する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　本発明は、Ｘ線検出器のクロストークを補正するＸ線ＣＴ装置に関する。
　Ｘ線ＣＴ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影用Ｘ線検出器を有し、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。
　検出器に入射したＸ線は光子(蛍光)に変換され、その光子は同一検出器内のフォトダイオードにて光電変換され、電気信号として後段の回路で処理される。しかし、一部の信号は入射した検出器ではなく周囲の検出器で電気信号となる。この現象をクロストークという。
　クロストークの発生する過程としての種類は、検出器内部で散乱したＸ線が他の検出器で検出されるＸ線クロストーク、Ｘ線が変換された光子が隣接検出器に移動した後にフォトダイオードにて光電変換される光クロストークなどがある。クロストークが発生すると隣接する検出器に信号が漏れるため画像が暈けたり、アーチファクト（偽像）が発生したりすることがある。
　特許文献１ではクロストーク量を予め見積もり、補正する技術を開示している。また、特許文献２ではクロストーク補正と画像の再構成における演算速度を向上させる技術を開示している。
特開２００５－２５３８１５号公報 特開２００８－１４２１４６号公報
　しかしながら、特許文献１に開示されたクロストーク量を予め見積もり、補正する方法においては、演算によるレスポンスの低下があり、Ｘ線ＣＴ装置で救急患者の状態把握などに使用する際には必ずしも充分ではないという問題がある。
　また、特許文献２に開示された演算速度を向上させる方法においては、この過程を実現するための演算コスト（演算装置を構成する部品の追加、高性能部品の使用）がかかるという問題がある。
　そこで、本発明は、Ｘ線ＣＴ装置のクロストーク補正時の演算量の低減と、演算スループットを向上させることを目的とする。
　前記の課題を解決して、本発明の目的を達成するために、以下のように構成した。
　すなわち、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から被写体を透過したＸ線を検出するための複数のＸ線検出器を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で得られた信号を補正し画像を再構成する画像生成部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線検出器におけるクロストーク補正を前記画像生成部において実施する際に、局所的に減衰する成分の補正を先に実施し、クロストークの全体成分の補正については画像再構成の際に実施する。
　本発明によれば、Ｘ線ＣＴ装置のクロストーク補正時の演算量が低減し、演算スループットが向上する。
本発明の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の概略を示す構成図である。 本発明の第１の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。 本発明の第１の実施形態におけるクロストーク量測定方法を示す図であり、（ａ）はＸ線検出器と遮蔽体を用いて信号を計測する図であり、（ｂ）はＸ線検出器３２１ａのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図であり、（ｃ）はＸ線検出器３２１ｂのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図である。 本発明の第１の実施形態におけるクロストーク補正による保存されたデータの画像化の手順を示すフローチャートである。 本発明の第２の実施形態におけるＸ線検出部、及び関連する構造物と構成、そしてクロストーク量測定方法を示す図であり、（ａ）はＸ線検出部をいくつか結合した検出器モジュールを用いて信号を計測する図であり、（ｂ）はＸ線検出器３２１ｃのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図であり、（ｃ）はＸ線検出器３２１ｄのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図である。 本発明の第２の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。 本発明の第３の実施形態におけるクロストーク量測定方法を示す図であり、（ａ）はクロストーク誤差測定ファントムを用いて信号を計測する図であり、（ｂ）は（ａ）に示した測定装置におけるクロストーク誤差判定画像の中のアーチファクトの様子を示す図である。 本発明の第３の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。
　本発明の実施形態を次に説明する。
（第１の実施形態）
　本発明の第１の実施形態を図１から図４を参照して説明する。
　まず、「Ｘ線ＣＴ装置の概略構成」、「Ｘ線管、Ｘ線検出器、撮影手段」、「画像生成部」などの構成について説明する。
　その後に「クロストーク補正データ取得のフローチャート」を述べるとともに、そのフローにおける「各検出器の信号の拡がりを計測」、「感度を補正」、「補正の全体成分を計算」、「局所減衰成分を計算」を説明する。さらに「撮像の流れ」において、「撮影条件設定ステップ」、「撮像ステップ」を説明する。また、「撮像の流れ」に本来は含まれている「画像化」については「データの画像化」として説明する。以上のような方法について説明する。
　そして、「クロストーク補正において局所減衰成分と全体成分を分割補正可能の正当性の証明」でこの手法が理論的根拠に則っていることを説明する。
　また、この手法の「期待効果」についても説明する。
　以上について、順に述べる。
＜Ｘ線ＣＴ装置の概略構成＞
　本発明の実施対象となるＸ線ＣＴ装置１００について説明する。
　図１は、本発明の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の概略の構成を示す図である。
　図１において、Ｘ線ＣＴ装置１００は入力手段２００と、撮影手段３００と、画像生成部４００とを備えている。
　また、撮影手段３００は、Ｘ線発生部３１０、Ｘ線検出部３２０、ガントリー３３０、撮影制御部３４０、および被写体搭載用テーブル５０１を備えている。
　また、画像生成部４００は、信号収集部４１０、データ処理部４２０、および画像表示部４４０を備えている。
　また、入力手段２００における撮影条件入力部２１０は、キーボード２１１、マウス２１２、モニタ２１３により構成する。モニタ２１３はタッチパネル機能を有し、入力装置として使用するのもよい。
　なお、入力手段２００および画像生成部４００は、必ずしもＸ線ＣＴ装置１００と一体である必要はない。例えばネットワークを介して接続された別の装置によって、その動作を実現させてもよい。
　また、画像生成部４００と入力手段２００の両方の機能を併せ持つ装置を使用して実現してもよい。
　撮影手段３００におけるＸ線発生部３１０は、Ｘ線管３１１を備えている。また、Ｘ線検出部３２０は、Ｘ線検出器３２１を備えている。
　また、ガントリー（Gantry：溝台）３３０の中央には被写体５００および被写体搭載用テーブル５０１を配置するための円形の開口部３３１が設けられている。ガントリー３３０内には、Ｘ線管３１１およびＸ線検出器３２１を搭載する回転板３３２と、回転板３３２を回転させるための駆動機構（不図示）とを備えている。
　また、被写体搭載用テーブル５０１には、ガントリー３３０に対する被写体５００の位置を調整するための駆動機構（不図示）が備えられている。
　また、撮影制御部３４０は、Ｘ線管３１１を制御するＸ線制御器３４１、回転板３３２の回転駆動を制御するガントリー制御器３４２、被写体搭載用テーブル５０１の駆動を制御するテーブル制御器３４３、Ｘ線検出器３２１の撮像を制御する検出器制御器３４４、およびＸ線制御器３４１、ガントリー制御器３４２、テーブル制御器３４３、検出器制御器３４４の動作の流れを制御する統括制御器３４５を含んでいる。
＜Ｘ線管、Ｘ線検出器、撮影手段＞
　Ｘ線管３１１のＸ線発生点とＸ線検出器３２１のＸ線入力面との距離は、本実施形態では１０００ｍｍと設定する。ガントリー３３０の開口部３３１の直径は、本実施形態では７００ｍｍに設定する。
　Ｘ線検出器３２１は、シンチレータ（Scintillator：Ｘ線や電離放射線を受けて蛍光を発する）、およびフォトダイオード（蛍光などの光を電気に変換する）等から構成される公知のＸ線検出器を使用する。Ｘ線検出器３２１は、Ｘ線管３１１のＸ線発生点から等距離に多数の検出素子を円弧状に配列した構成であり、その素子数（チャンネル数）は、例えば１０００個である。各検出素子のチャンネル方向のサイズは、例えば１ｍｍである。
　回転板３３２の回転の所要時間は、ユーザが撮影条件入力部２１０を用いて入力したパラメータに依存する。本実施形態では回転の所要時間を１．０ｓ／回とする。
　撮影手段３００の１回転における撮影回数は、９００回であり、回転板３３２が０．４度回転する毎に１回の撮影が行われる。
　なお前記各仕様はこれらの値に限定されるものはなく、Ｘ線ＣＴ装置の構成に応じて種々変更可能である。
＜画像生成部＞
　画像生成部４００は信号収集部４１０、データ処理部４２０および画像表示部４４０を備えている。
　信号収集部４１０は、データ収集システム（ＤＡＳ：Data Acquisition System、以下ＤＡＳと表記）４１１を含んでいる。ＤＡＳ４１１は、前記したＸ線検出器３２１の検出結果をディジタル信号に変換する。
　データ処理部４２０は、中央処理装置（ＣＰＵ：Central Processing Unit）４２１、メモリ４２２およびＨＤＤ（Hard disk drive）装置４２３を含む。中央処理装置４２１およびメモリ４２２において、所定のプログラムを展開・起動することで補正演算、画像の再構成処理などの各種処理を行う。ＨＤＤ装置４２３は、データの保存や入出力を行う。
　画像表示部４４０は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）等の画像表示モニタ４４１を備えて構成される。
＜クロストーク補正データ取得のフローチャート＞
　次に、Ｘ線ＣＴ装置１００（図１）によるクロストーク補正データの取得方法、手段を図２のフローチャートを用いて示す。
　図２は、本発明の第１の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。なお、フローチャートは「各検出器の信号の広がりを計測」、「感度を補正」、「全体成分を計算」、「局所減衰成分を計算」の各ステップからなる。
［各検出器の信号の広がりを計測］
　まず、各検出器（Ｘ線検出器）の信号の広がりを計測する（ステップＳ７０１）。
　なお、計測方法について、図３を参照して説明する。
　図３は、本発明の第１の実施形態におけるクロストーク量測定方法を示す図である。図３（ａ）に示すように１つのＸ線検出器３２１ａにだけＸ線信号およびそれによって発生した光が入射するように設計された遮蔽体５０３を用いて信号を計測する。
　このとき、本実施形態ではＸ線検出器３２１ａのほかに、両隣のＸ線検出器３２１ｂ、及びＸ線検出器３２１ｃにおいて二次的に発光（Ｘ線が一次として）している信号を計測したとする。なお、図３（ｂ）がＸ線検出器３２１ａのみに光を当てたときの信号量の分布を示し、図３（ｃ）がＸ線検出器３２１ｂのみに光を当てたときの信号量の分布を示している。
　そして、遮蔽体５０３を移動し、Ｘ線検出器３２１ｂにだけＸ線信号およびそれによって発生した光が入射するようして計測する。これらの計測により、本来入射すべき信号とその周囲で二次的に発光している信号を計測する。
　このとき、各Ｘ線検出器の入射光量が同一になるようにする。例えばＸ線の光量に分布がある場合（図３のそれぞれ３２１ａ、３２１ｂのみに光を当てた時の信号量）は、予めＸ線の光量の分布を計測しておき、基準光量の信号量に規格化する。
　その結果、すべてのＸ線検出器３２１のクロストークによる流出量が同じであれば、本来入射すべきＸ線検出器の信号は感度に比例した値となる。クロストーク量は同一のＸ線検出器サイズで同一の光量を照射した場合にはほとんど変化しないため、すべてのＸ線検出器３２１のクロストークによる流出量が同じという仮定に伴う誤差はほとんどない。その結果、本来入射すべきＸ線検出器の信号から、各Ｘ線検出器３２１の感度の算出が可能となり、感度補正データが作成できる。具体的には、各Ｘ線検出器３２１に直接信号が入射する場合における、基準光量の信号量に規格化した値の逆数である。
［感度を補正］
　図２のフローチャートの説明を続ける。
　次に、感度補正を実施する（ステップＳ７０２）。
　感度補正は前記のステップＳ７０１で得たデータを用いて、ステップＳ７０１で得た信号を広がり分も含めて補正する。
　感度補正方法を以下に示す。ステップＳ７０１で計測した遮蔽体５０３を使用したときに本来入射すべきＸ線検出器の信号で、計測データを割り、各検出器の感度差を補正する。例えば、ステップＳ７０１でＸ線検出器３２１ａにだけ光が当たるように遮蔽体５０３の位置をセットした場合に、両隣のＸ線検出器３２１ｂ、及びＸ線検出器３２１ｃにおいても信号が発生している。
　このとき、Ｘ線検出器３２１ｂの信号はクロストークに起因する信号であるが、Ｘ線検出器各々の感度誤差も含んでいる。そこで、本来入射すべきＸ線検出器の信号がＸ線検出器３２１ａである場合にＸ線検出器３２１ｂで検出した信号を、本来入射すべきＸ線検出器の信号がＸ線検出器Ｘ線検出器３２１ｂの場合の信号量で割ることで基準光量の信号量に規格化した信号量となる。
　なお、Ｘ線検出器３２１ａについても同様に本来入射すべきＸ線検出器の信号がＸ線検出器３２１ａの場合の信号で割る。つまり、同じ値で割ることになるため、本来入射すべきＸ線検出器の信号の補正後の値は必ず１となる。本来入射すべきＸ線検出器以外の検出器は、本来入射すべきＸ線検出器に１の光があたった場合に、発生する信号量を示している。この本来入射すべきＸ線検出器の信号以外の信号がクロストーク量である。
［全体成分を計算］
　次に、ステップＳ７０１、ステップＳ７０２で求めた感度補正後のデータからクロストーク補正の全体成分を計算する（ステップＳ７０３）。
　全体成分の計算方法の一例を示す。まず、各検出器の本来、入射すべきＸ線検出器の信号以外の信号量の総和を求める。
　本例の場合、本来入射すべきＸ線検出器がＸ線検出器３２１ａであるとき、両隣のＸ線検出器３２１ｂ、及びＸ線検出器３２１ｃで信号が発生しているため、この２つの信号の和を計算する。その信号量が最大となるチャンネルでは減衰が起こってないとして基準チャンネルとし、そのチャンネルにおけるクロストーク量を全体成分に係る補正の補正量とする。
　例えば本例の場合、本来入射すべきＸ線検出器の信号以外の信号量の総和が最大となる検出器がＸ線検出器３２１ａである場合、本来入射すべきＸ線検出器の信号の右隣の検出器のクロストーク量は感度補正実施後のＸ線検出器３２１ｂの値であり、左隣の検出器のクロストーク量は感度補正実施後のＸ線検出器３２１ｃの値である
　なお、最大となるチャンネルが複数ある場合はそれらの平均をとってもよい。
［局所減衰成分を計算］
　最後に局所減衰成分を計算する（ステップＳ７０４）。
　各チャンネルの局所減衰成分は、各チャンネルの補正量と前記のステップＳ７０３で求めた全体成分の補正量との差である。その値をすべてのチャンネルについて計算する。
　本例の場合、ステップＳ７０３における基準チャンネルはＸ線検出器３２１ａであるとした。このときの、Ｘ線検出器３２１ｄにおける局所減衰成分の計算例を示す。
　Ｘ線検出器３２１ｄに入射する信号量は１に規格化されているため計算対象とはならない。その両隣のＸ線検出器３２１ｅ、及びＸ線検出器３２１ｆについて、基準チャンネルＸ線検出器３２１ａの両隣の検出器であるＸ線検出器３２１ｂ、及びＸ線検出器３２１ｃとの差異を計算する。例えばＸ線検出器３２１ｅにおける局所減衰成分は（Ｘ線検出器３２１ｅ）－（Ｘ線検出器３２１ｂ）で求める。
　同様にＸ線検出器３２１ｆにおける局所減衰成分は（Ｘ線検出器３２１ｆ）－（Ｘ線検出器３２１ｃ）で求める。これらの局所減衰成分の値は負になることもある。
　局所減衰成分が少ない場合は近似的に補正量を０としてもよい。例えば、ある閾値（例えば５％）を設け、閾値以下の誤差の場合は補正量を０とするなどの方法である。
　以上により、補正量を決定し、局所減衰補正データとする。そして後記する画像を再構成する際に用いる。
＜撮像の流れ＞
　次に、Ｘ線ＣＴ装置１００による撮像の流れを示す。撮像は「撮影条件設定」、「撮像」、及び「画像化」の３つのステップで構成される。ただし、「画像化」については「データの画像化」として、別項目でフローチャートを用いて説明する。
［撮影条件設定ステップ］
　撮影条件設定ステップについて示す。図１における撮影条件入力部２１０は、入力画面をモニタ２１３もしくは別のモニタに表示する。操作者が、この画面を見ながら、撮影条件入力部２１０を構成するマウス２１２やキーボード２１１、もしくはモニタ２１３に備えられたタッチパネルセンサ等を操作することにより、Ｘ線管３１１の管電流、管電圧、被写体５００の撮像範囲等を設定する。なお、事前に撮影条件を保存した場合、それを読み出して用いることもできる。この場合、撮影の都度、操作者が入力しなくてもよい。
［撮像ステップ］
　次に撮像ステップについて示す。撮像ステップでは、操作者が、撮影開始を指示すると、撮影条件設定ステップで操作者が撮影条件入力部２１０に設定した撮像範囲、管電圧、管電流量の条件で撮影、撮像を行う。
　具体的な方法について例を示す。まず、被写体５００を被写体搭載用テーブル５０１上に配置する。図１における統括制御器３４５は、テーブル制御器３４３に対し、被写体搭載用テーブル５０１を回転板３３２に対して垂直な方向に移動させ、回転板３３２の撮影位置が指定された撮影位置と一致した時点で移動を停止するように指示する。これにより、被写体５００の配置が完了する。
　統括制御器３４５は、同じタイミングでガントリー制御器３４２に対して駆動モーターを動作させ、回転板３３２の回転を開始する指示も併せて実施する。
　回転板３３２の回転が定速状態になり、かつ被写体５００の配置が終了すると、統括制御器３４５はＸ線制御器３４１に対しＸ線管３１１のＸ線照射タイミングを指示し、また検出器制御器３４４に対しＸ線検出器３２１の撮影タイミングを指示する。そして撮影を開始する。これらの指示を繰り返すことで撮像範囲全体を撮像する。
　なお、被写体搭載用テーブル５０１が移動、停止を繰り返しているが、公知のヘリカルスキャン（Helical Scan）のように被写体搭載用テーブル５０１を移動させながら撮像してもよい。
　Ｘ線検出器３２１の出力信号は、信号収集部４１０に備えられたＤＡＳ４１１によってディジタル信号に変換された後、後記する画像化の際の工程上の都合により、一旦、ＨＤＤ装置４２３に保存される。
＜データの画像化＞
　次に、保存されたデータの画像化のステップについて、図４を参照して説明する。
　図４は、本発明の第１の実施形態におけるクロストーク補正による保存されたデータの画像化の手順を示すフローチャートである。
　図４において、画像化のステップにおける演算は、すべて図１に示したデータ処理部４２０に備えられた中央処理装置４２１、メモリ４２２、およびＨＤＤ装置４２３を用いて行われる。
　まず、局所減衰補正である「局所減衰成分クロストーク補正」を実施する(ステップＳ８０１)。
　補正値には図２の「局所減衰成分を計算」ステップＳ７０４で作成した局所減衰補正データを使用する。
　その後、「Ｌｏｇ変換」（ｌｏｇ変換）を実施する（ステップＳ８０２）。
　なお、Ｌｏｇ変換を行うのは、Ｘ線や光の信号は透過や散乱において、一般的には指数関数的に減衰するので、演算処理において信号をＬｏｇ変換しておくと、積の演算量が和の演算量ですむといった演算上の都合がよいことが一般的に多いからである。
　その他の補正である「各種補正」を実施する（ステップＳ８０３）。
　この補正は前述した局所減衰補正「局所減衰成分クロストーク補正」(ステップＳ８０１)以外にも、補正した方がよい事項や現象がある場合に、このステップＳ８０３で行う。したがって、「各種補正」ステップＳ８０３が行われない場合もある。
　その後、図２のステップＳ７０３で作成した全体成分の補正データを用いて全体の補正を実施しながら再構成を実施する「再構成、全体成分クロストーク補正を同時に実施」（ステップＳ８０４）。
　なお、「同時」は厳密な意味での同時である必要はなく、「併せて」といった意味である。
　なお、最後にステップＳ８０４で得られた再構成後の画像をＨＤＤ装置４２３（図１）に保存する。保存した画像はユーザーの命令、もしくは自動的に画像表示モニタ４４１（図１）に映し出され、ユーザーがその画像を用いて診断する。
　なお、以上において、局所減衰補正である「局所減衰成分クロストーク補正」をステップＳ８０１において行い、全体補正データを用いて全体の補正と再構成である「再構成、全体成分クロストーク補正を同時に実施」をステップＳ８０４に行っている。このようにクロストーク補正を分割したのが本実施形態の特徴である。
　次にこのようにステップＳ８０１とステップＳ８０４にクロストーク補正を分割しても近似的に問題が無いことを、次に説明とともに証明をする。
＜クロストーク補正において局所減衰成分と全体成分を分割補正可能の正当性の証明＞
　図３において、Ｘ線検出部３２０に配備された複数のＸ線検出器３２１で位置ｘにおけるＸ線検出器３２１ａに入射した信号をｍ（ｘ）とする。また、Ｘ線検出器３２１ａが検出する信号をＳ（ｘ）とする。この入射信号のｍ（ｘ）は散乱したり、他からノイズを受けたりするので検出信号Ｓ（ｘ）とは一般的には等しくはなく、式（１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ここで、ｔは離散的な位置を表す（時間ではない）。ｇ（ｘ-ｔ）はクロストークの暈けの広がり関数であり、ｄｔｘはＸ線検出器ｔからＸ線検出器ｘへの局所での信号減衰係数を示す。局所減衰成分を補正した信号をＳ’（ｘ）とすると
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　と表せる。
　ここでＳ（ｘ）≫Ｐ（ｘ）、および、ｍ（ｘ）≫Ｐ（ｘ）として、Ｓ’（ｘ）をＬｏｇ変換（ｌｏｇ変換）すると、式（２）は式（３）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、ｍ（ｘ）≫Ｐ（ｘ）から、（Ｐ（ｘ）／ｍ（ｘ））は１より充分に小さいので、ｌｏｇ（１＋ｘ）の１次のテイラー展開近似である（ｌｏｇ（１＋ｘ）≒ｘ）を用いると、式（３）は以下のように変形できて式（４）となる。なお、ここでは（Ｐ（ｘ）／ｍ（ｘ））を前記した（ｌｏｇ（１＋ｘ）≒ｘ）におけるｘに見立てている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　ここで重要なのは減衰分を補正した信号を用いているため、Σｇ（ｔ）＝０が成り立つことに着目する。これはあるＸ線検出器から流出した信号がすべてどこかのＸ線検出器で検出されていることを意味する。その場合は、画像フィルタで補正が可能である。
　例えば広がり関数を両隣のＸ線検出器にのみ広がる場合を考える。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　この式（５）は、左右の両隣のＸ線検出器のみから影響を受け、かつ与える場合を仮定している。左右（ｔ＝ｘ±１）のＸ線検出器からは、それぞれｗ分のクロストークの信号を受け、自分自身（ｔ＝ｘ）のＸ線検出器からは２ｗ分信号が散乱して左右両隣へ逃げる（－２ｗ）場合を意味している。なお、ｗはクロストークの信号強度を表す定数である。また、式（５）においては、Σｇ（ｔ）＝０が成立している。
　ここで、信号量の変化が緩やかであると仮定すると、式（４）はさらに式（６）のように変形できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、ｍ（ｘ）の信号変化は緩やかであるとすれば、ここではｍ（ｘ－１）とｍ（ｘ）は隣同士であり、値としては近いので、（ｍ（ｘ－１）／ｍ（ｘ））≒１である。よって、ｍ（ｘ－１）／ｍ（ｘ）－１≒０となる。つまり、（ｍ（ｘ－１）／ｍ（ｘ）－１）を前記したｌｏｇ（１＋ｘ）の１次のテイラー展開近似（ｌｏｇ（１＋ｘ）≒ｘ）のｘに見立てれば、以下に示す式変形が可能となる。また、ｍ（ｘ＋１）とｍ（ｘ）は隣同士であり、値としては近いので、前記したｍ（ｘ－１）とｍ（ｘ）の関係で用いた理由と同じ理由で以下の式変形が可能となる。
　以上より、式（６）は以下の式（７）の近似が可能となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　なお、前記した近似は式（７）の１段目から２段目の式変形に用いている。
　また、以上から、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　となることがわかる。
　前記の説明においては、隣のＸ線検出器にのみ広がることを仮定したが、一般的にΣｇ（ｔ）＝０の場合にのみ、同様の近似を使用して式（８）は、式（９）の形で表記することが可能である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　この式（９）において、Ｓ’（ｘ）はＸ線検出器で検出し、補正をかければ既知の値となる。この既知のＳ’（ｘ）からｍ（ｘ）が算出できれば、クロストークの影響を取り除いたＸ線検出器３２１へ入射したＸ線信号を知ることができる。つまり真の画像を構成することにつながるＸ線信号ｍ（ｘ）を知ることができる。
　式（９）の形に非常に近いものとして、ｌｏｇ（Ｓ（ｘ））がｌｏｇ（ｍ（ｘ））とその係数の積和で表されたとき、ｌｏｇ（Ｓ（ｘ））からｌｏｇ（ｍ（ｘ））を求める方法は、公知のデコンボリューション法で可能である。式の上での相違はＳ’（ｘ）とＳ（ｘ）である。したがって、式（９）が求められているので、ｌｏｇ（Ｓ’（ｘ））からｌｏｇ（ｍ（ｘ））への変換が公知のデコンボリューション法で可能である。
　本実施形態では前記したように、公知のデコンボリューション法が使用できる。それとともに、従来の公知例ではＳ（ｘ）に対して適用していたのに対し、本実施形態ではＳ’（ｘ）に対してデコンボリューション法を適用できる。Ｓ’（ｘ）は既に補正がかけられた信号であるので、従来のＳ（ｘ）を用いる場合よりも、精度よく画像を構成することにつながるｍ（ｘ）を再構成できる。
　なお、式（９）において、ｌｏｇ（Ｓ’（ｘ））とｌｏｇ（ｍ（ｘ））その係数ａｉの関係式を行列式の表記とすれば、係数ａｉの逆行列式がｌｏｇ（ｍ（ｘ））の算出の過程で必要となる。この係数ａｉの逆行列式は式（９）から直ちに算出可能であって、これをデコンボリューションフィルタとしてソフト上での演算のときに使用することにより全体の補正ができる。なお、この演算はＬｏｇ変換後でも可能である。
　以上から、図４で示したフローチャートの手順に基づいて補正と再構成を行う方法が近似的に成立することがわかる。この結果を用いて再構成フィルタ上でデコンボリューションを実施することでクロストーク補正が可能となる。
　なお、図４において、ステップＳ８０１の「局所減衰成分クロストーク補正」が式（１）と式（２）によるＳ（ｘ）からＳ’（ｘ）の変換である。このＳ（ｘ）からＳ’（ｘ）の変換は次のステップＳ８０２のＬｏｇ変換の前であるので、Σｇ（ｔ）＝０が保証されている。
　また、ステップＳ８０２の「Ｌｏｇ変換」は式（２）から式（３）の変換に相当する演算である。
　また、ステップＳ８０３の「各種補正」は、前記以外の補正であって、式（１）から式（９）に特に該当するものはない。必要な補正があれば、画像の再構成の前までに追加して補正し、全体の画像の再構成の際に反映される。
　また、ステップＳ８０４の「再構成、全体成分クロストーク補正を同時実施」は式（９）を用い、かつ前記したデコンボリューションの演算によって、補正と画像の再構成を行う段階に相当する。
＜期待効果＞
　本実施形態では以下の効果が期待できる。
　［１］前記デコンボリューションフィルタを求めておけば、クロストークの全体成分の補正は演算に時間がかからない上、局所減衰成分の補正量は全体の傾向を除いた分だけしか補正しないため、演算する量が大きく減る。そのため演算時間が短縮可能となる。
　［２］本実施形態では局所減衰成分を先に実施するため１次近似の精度において妥当である。すべてのクロストーク補正をＬｏｇ変換後に実施した場合、Σｇ（ｔ）＝０が保証されないため、単純なデコンボリューションフィルタでは表せない。その結果誤差が生じてしまいアーチファクトの原因となる。本発明の方法ではＬｏｇ変換後の単純なデコンボリューションに比べて精度が高い。
　なお、本実施形態では遮蔽体５０３を用いて感度も同時に測定したが、別の方法で感度を測定してもよい。また、局所減衰成分、全体成分の取得方法に関してもあくまで一例であり他の方法で補正量を取得してもよい。
（第２の実施形態）
　第１の実施形態では局所的な減衰がＸ線検出器毎に異なる例を示したが、第２の実施形態ではＸ線検出器の構造の特性上、一定のパターンでクロストークの減衰が発生する場合について示す。
　例えば、Ｘ線検出器を複数個結合したモジュールを使用してＸ線検出部を作成する場合、そのモジュールの継ぎ目でクロストークの局所の影響が変化することがある。モジュール端部では通常検出器間のサイズが大きくなったり、製作を容易にするために空隙が存在したりすることが多い。一方、モジュールの中央付近ではＸ線検出器が等間隔に並んでいるため、中央付近のＸ線検出器の特性は似通っている。その結果、モジュール端部でのみクロストーク量が変化することが多い。このような場合、補正値の求め方を簡素化することが可能である。
　以下にこの場合の補正値の求め方を示す。
＜簡素化した補正値の求め方＞
　第２の実施形態におけるＸ線検出部、及び関連する構造物と構成、そしてクロストーク量測定方法について説明する。
　図５は、本発明の第２の実施形態におけるＸ線検出部、及び関連する構造物と構成、そしてクロストーク量測定方法を示す図である。
　図５において、基本的な構造物と構成は、図１に示すＸ線ＣＴ装置１００と同じであるが、Ｘ線検出部３２０（図１）の構造が異なっている。
　図５（ａ）に示す第２の実施形態ではＸ線検出部３２０ａが用いられている。Ｘ線検出部３２０ａはＸ線検出器３２１（３２１ｃ、３２１ｄ、・・・）をいくつか結合した検出器モジュール３２２を複数用いて構成される。
　この場合、Ｘ線検出器３２１のクロストークは、例えば検出器モジュール３２２の中央のＸ線検出器３２１ｃと端部のＸ線検出器３２１ｄとで特性が異なることが多い（図５参照）。なお、図５（ｂ）はＸ線検出器３２１ｃのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図であり、図５（ｃ）はＸ線検出器３２１ｄのみに光を当てたときの信号量の分布を示す図である。
　ただし、Ｘ線検出器３２１をいくつか結合した検出器モジュール３２２としては、他の検出器モジュールとクロストーク特性がほぼ同じになることが多い。
　そこで、検出器モジュール３２２の端部と中央での差異を計測する。計測方法は第１の実施形態と同様に１つのＸ線検出器にだけ光が入射するように設計されたピンホールコリメータを用いて本来入射すべき信号とその周囲で発光している信号を計測することで取得する。
　このとき、図５の検出器モジュール３２２のみを計測し、それ以外の検出器モジュールについては計測しない。つまり、検出器モジュール３２２を代表して検出器モジュールの共通の特性として扱い、他の検出器モジュールの計測を省く。
　具体的な計測方法と補正量計算を図６のフローチャートを使って示す。
＜計測方法と補正量計算のフローチャート＞
　図６は、本発明の第２の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。
　まず、検出器モジュール３２２内の各検出器の信号の広がりを計測する「モジュール３２２の各検出器の信号の広がりを計測」（ステップＳ７１１）。
　計測方法は第１の実施形態の計測で示したように、１つの検出器にだけ光が入射するように設計された遮蔽体５０３を用いて、本来入射すべき信号とその周囲で発光している信号を計測する（図５のそれぞれ３２１ｃ、３２１ｄのみ光を当てた時の信号量、それぞれ図５（ｂ）、図５（ｃ））。そして、得られた計測値から、第１の実施形態と同様に感度補正データを作成する。
　次に、ステップＳ７１１で得られた信号データの感度補正を実施する「モジュール３２２の各検出器の感度を補正」（ステップＳ７１２）。
　方法は第１の実施形態と同様であるが、検出器モジュール３２２以外については実施しなくてよい。これは各検出器モジュールは検出器モジュール３２２とほぼ同じ特性が期待できるという仮定に基づいている。
　次に、求めた感度補正後のデータからクロストーク補正に係る全体成分を計算して、抽出する「モジュール３２２の全体成分を計算」（ステップＳ７１３）。
　これも、検出器モジュール３２２のＸ線検出器に対してのみ実施する。
　次に局所減衰成分を計算する「モジュール３２２の局所減衰成分を計算」（ステップＳ７１４）。
　これも、検出器モジュール３２２のＸ線検出器に対してのみ実施する。
　最後に、全体成分、および局所減衰成分をＸ線検出部３２０ａ全体に展開する「モジュール３２２の全体成分、局所減衰成分をＸ線検出部３２０ａ全体に展開」（ステップＳ７１５）。
　具体的には検出器モジュール３２２に対して同じ位置にあたるＸ線検出器のクロストーク補正量を検出器モジュール３２２で計測した補正量とみなして全体成分、局所減衰成分のデータを作成する。
　これにより第１の実施形態で前記した［１］、［２］の効果に加えて、以下の効果が期待できる。
　［３］計測する検出器モジュール数を減らすことによって、補正計測時間の短縮が可能となる。
　なお、１検出器モジュールだけでなく、２検出器モジュールや３検出器モジュールなど全部ではないいくつかの検出器モジュールを代表として計測してもよい。
＜さらなる効果＞
　この場合、［１］～［３］の効果に加えて以下の効果がある。
　［４］複数のＸ線検出器の平均を取ることで、補正計測時のばらつきの抑制が可能となる。
　［５］代表検出器モジュールの一部が故障していた場合に、他の検出器モジュールとの比較により故障検知が可能となる。
　また、検出器モジュール構造による周期性を利用したが、例えば検出器モジュール内のＸ線検出器のサイズの差異や、Ｘ線検出器内部の反射材の厚さの差異など、そのほかの周期構造に伴って局所的なクロストークの差異が発生する場合にも、該当する周期に従って補正データを作成してもよい。
（第３の実施形態）
　第２の実施形態では周期構造による局所的な減衰量の計測方法を示したが、第３の実施形態では第２の実施形態での遮蔽体とは異なる別のファントムを用いた計測で補正する方法について示す。
　装置構造は図１と図５で示した第２の実施形態と同一のものを使用する。第２の実施形態との差異は図７に示すように異なるファントムを使用する。
＜クロストーク誤差測定ファントム＞
　図７は、本発明の第３の実施形態におけるクロストーク量測定方法を示す図である。
　図７（ａ）に示すように遮蔽体５０３（図５）の代わりにクロストーク誤差測定ファントム５０４を使用する。クロストーク誤差測定ファントム５０４としては、例えばテフロン（登録商標）リングなどの、減衰量が大きく、かつ、減衰量の差異が大きいファントムを使用する。減衰量の差異が大きい部分ではクロストークの流入量と流出量が大きく異なる。それは、クロストーク量の流出量があたっている光の信号量に比例するためである。
　そこで、このような減衰量の差異が大きいファントムを用いてクロストークの差の大きい場所で計測する。このとき、局所減衰補正が正しく実施されているかどうかをみることで局所減衰補正量を計測する。なお、感度については予め別の方法で補正しておく。
　なお、図７（ｂ）は図７（ａ）に示した測定装置におけるクロストーク誤差判定画像５１０の中にアーチファクト５１１が生じている様子を示している。
＜計測方法と補正のフローチャート＞
　図８は、本発明の第３の実施形態におけるクロストーク補正データの取得方法を示すフローチャートである。計測方法と補正について、図８のフローチャートを用いて説明する。なお、適宜、図７を参照する。
　まず、クロストーク誤差測定ファントム５０４を用いて「補正用ファントムを撮像」する（ステップＳ７２１）。
　そして撮像したデータを「再構成」する（ステップＳ７２２）。
　再構成した像を確認し、「アーチファクトの有無を確認」する（ステップＳ７２３）。
　図７に示すように、ファントム以外の場所にリングやストリークのアーチファクト５１１が発生する場合（アーチファクト有）、このアーチファクト５１１を打ち消すように「補正量を調整」する（ステップＳ７２４）。
　この補正量が適正か否かを確認するためにステップＳ７２２のデータを「再構成」に戻る。
　補正量が過補正になった場合と補正不足になった場合で再構成後のアーチファクトが周囲のＣＴ値との差の正負が変化するため、補正値の調整方向は把握可能である。この作業を繰り返してアーチファクト５１１が無くなるまで再調整を実施する。
　さらに、ファントムの位置を変更し、複数の位置でアーチファクト５１１が低減することを確認できればより補正の効果が高くなる。
　以上の測定と補正量の調整を繰り返し、ステップＳ７２３の「アーチファクトの有無を確認」において、アーチファクトが無くなった場合（アーチファクト無）に、計測と補正を「完了」する（ステップＳ７２５）。
　この方法では局所的な変化に対するずれ成分の検出と補正量の抽出が可能である。つまり、局所減衰補正値の取得が可能である。一方、各局所における最適な補正は必ずしも画像全体として見た場合の最適な補正とは限らない。したがって、前記それぞれの局所的な補正の方法だけでは画像全体として見た場合の最適な補正に係る全体効果の補正値の取得は困難である。
＜分解能測定ファントムを使用した全体効果の補正＞
　そこで、全体効果の補正に関しては別のファントムを用いて実施する。
　全体成分の補正に関しては、クロストーク誤差測定ファントム５０４の代わりに、例えば分解能測定ファントムを使用する。
　分解能測定ファントムは、例えば、複数のスリットを異なる間隔（ギャップ）で配置した構造を有し、どの間隔（ギャップ）まで識別できるかによって、分解能を測定するものである。分解能が最も良くなるように全体成分の補正を定義することで補正効果が最大となる。
　但し、部位によってはノイズ成分が増大し画質が低下することもあるため、必ずしも補正効果が最大となるところを選ばず、ユーザが最も病変と正常部位の差異を見つけやすい値に設定してもよい。
　この方法が使用できるのは、画像に存在するアーチファクトの発生要因がクロストークによるものと断定できる場合に限られる。他のアーチファクトが発生していてもよいが、図８のフローチャートの作業によりクロストーク起因のアーチファクトだけを低減するようにパラメータを調整する必要がある。
＜第３の実施形態の期待効果＞
　本実施形態により、第１の実施形態の［１］～［２］の効果に加えて以下の効果が期待できる。
　［６］通常の撮像手順で実施可能であり、遮蔽体を用いてＸ線が１検出器だけにあたるように調節する必要がない。その結果、補正データ取得作業が容易になり、高速化が可能である。
＜その他の実施形態＞
　なお、第３の実施形態にのみ全体成分の補正量を部位やユーザーごとに調節可能としたが、第１の実施形態や第２の実施形態においても全体成分の補正量を計測値に対して調整してもよい。また、全体成分の補正量が少ない場合には、局所成分のみ補正し、全体成分を補正せずに使用することも可能である。
　以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、クロストーク補正を実施する時に、局所的に減衰する成分の補正のみ先に実施し、クロストークの全体成分については画像再構成フィルタと同時に実施する。
　これにより、局所的に減衰する成分の演算のみによる演算削減効果と、全体成分演算の削減とにより画像再構成時の演算量が低減し、演算コストの低減と演算スループットが向上するという効果がある。
　１００　Ｘ線ＣＴ装置
　２００　入力手段
　２１０　撮影条件入力部　
　２１１　キーボード
　２１２　マウス
　２１３　モニタ
　３００　撮影手段
　３１０　Ｘ線発生部
　３１１　Ｘ線管
　３２０、３２０a　Ｘ線検出部
　３２１、３２１a、３２１ｂ、３２１ｃ、３２１ｄ　Ｘ線検出器
　３２２　検出器モジュール、モジュール
　３３０　ガントリー
　３３１　開口部
　３３２　回転板
　３４０　撮影制御部
　３４１　Ｘ線制御器
　３４２　ガントリー制御器
　３４３　テーブル制御器
　３４４　検出器制御器
　３４５　統括制御器
　４００　画像生成部
　４１０　信号収集部
　４１１　データ収集システム、ＤＡＳ
　４２０　データ処理部
　４２１　中央処理装置
　４２２　メモリ
　４２３　ＨＤＤ装置
　４４０　画像表示部
　４４１　画像表示モニタ
　５００　被写体
　５０１　被写体搭載用テーブル
　５０３　遮蔽体
　５０４　クロストーク誤差測定ファントム、ファントム
　５１０　クロストーク誤差判定画像
　５１１　アーチファクト

Claims (21)

  1. 　Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から被写体を透過したＸ線を検出するための複数のＸ線検出器を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で得られた信号を補正し画像を再構成する画像生成部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
    　前記複数のＸ線検出器のクロストーク補正を前記画像生成部において実施する際に、局所的に減衰する成分の補正を先に実施し、クロストークの全体成分の補正については画像再構成の際に実施することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 　前記クロストークの全体成分の補正量が、前記複数のＸ線検出器のあるＸ線検出器から流出した量の総和と周囲の別のＸ線検出器で検出された量の総和が等しくなるように、前記画像生成部は前記局所的に減衰する成分の補正を実施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。
  3. 　前記クロストーク補正に係る測定において、遮蔽物を使用して前記局所的に減衰する成分と前記クロストークの全体成分を計測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。
  4. 　前記クロストーク補正に係る測定において、遮蔽物を使用して前記局所的に減衰する成分と前記クロストークの全体成分を計測す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. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して、該Ｘ線検出器の配置の周期の一部からクロストークにおける前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を計測し、前記Ｘ線検出器の配置の周期の残りの部分については前記周期の一部における計測結果を利用して前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を推測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。
  6. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して、該Ｘ線検出器の配置の周期の一部からクロストークにおける前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を計測し、前記Ｘ線検出器の配置の周期の残りの部分については前記周期の一部における計測結果を利用して前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を推測す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。
  7. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して、該Ｘ線検出器の配置の周期の一部からクロストークにおける前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を計測し、前記Ｘ線検出器の配置の周期の残りの部分については前記周期の一部における計測結果を利用して前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を推測することを特徴とする請求の範囲第３項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  8. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して、該Ｘ線検出器の配置の周期の一部からクロストークにおける前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を計測し、前記Ｘ線検出器の配置の周期の残りの部分については前記周期の一部における計測結果を利用して前記クロストークの全体成分と前記局所的に減衰する成分を推測することを特徴とする請求の範囲第４項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  9. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して画像化した結果発生するアーチファクトが低減するように周期的に前記局所的に減衰する成分を推定して補正量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。
  10. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して画像化した結果発生するアーチファクトが低減するように周期的に前記局所的に減衰する成分を推定して補正量を決定す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。
  11. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して画像化した結果発生するアーチファクトが低減するように周期的に前記局所的に減衰する成分を推定して補正量を決定することを特徴とする請求の範囲第３項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  12. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して画像化した結果発生するアーチファクトが低減するように周期的に前記局所的に減衰する成分を推定して補正量を決定することを特徴とする請求の範囲第４項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  13. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記クロストークの全体成分の補正量をユーザーの画像の好みや撮像部位に応じて理論値以外の複数のパラメータから選択できることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第１２項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  14. 　前記クロストーク補正に係る測定において、前記局所的に減衰する成分のみを補正する機能を搭載したことを特徴とする請求の範囲第２項乃至第１２項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  15. 　前記クロストークの全体成分の補正を行う機能を使用するか非使用かの選択が可能なことを特徴とする請求の範囲第２項乃至第１２項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  16. 　Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から被写体を透過したＸ線を検出するための複数のＸ線検出器を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で得られた信号を補正し画像を再構成する画像生成部を備えたＸ線ＣＴ装置において、
    　前記複数のＸ線検出器のあるＸ線検出器においてクロストーク量により減少した信号量と前記クロストークにより他のＸ線検出器において増加した信号量とが同じになるように作成した分布関数と、該分布関数からのずれ量である局所補正成分とに分離してクロストーク補正データを作成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  17. 　前記分布関数と前記局所補正成分を用いて補正を実施することを特徴とする請求の範囲第１６項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  18. 　前記分布関数を用いた補正と前記局所補正成分の補正との間にＬｏｇ変換が存在することを特徴とする請求の範囲第１７項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  19. 　前記分布関数と前記局所補正成分を遮蔽物を使用して計測することを特徴とする請求の範囲第１６項乃至第１８項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  20. 　前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して、周期の一部からクロストークにおける前記分布関数と前記局所補正成分を計測し、残りの部分については前記周期の一部における前記計測の結果を利用して補正成分を推測することを特徴とする請求の範囲第１６項乃至第１８項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
  21. 　前記複数のＸ線検出器の配置の周期性を利用して画像化した結果発生するアーチファクトが低減するように前記局所補正成分を推定して決定することを特徴とする請求の範囲第１６項乃至第１８項のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
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