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WO2010061810A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

放射線撮像装置 Download PDF

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WO2010061810A1
WO2010061810A1 PCT/JP2009/069785 JP2009069785W WO2010061810A1 WO 2010061810 A1 WO2010061810 A1 WO 2010061810A1 JP 2009069785 W JP2009069785 W JP 2009069785W WO 2010061810 A1 WO2010061810 A1 WO 2010061810A1
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WO
WIPO (PCT)
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correction
function
scattered
correction function
data
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2009/069785
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
馬場　理香
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to US13/131,604 priority Critical patent/US8787520B2/en
Priority to JP2010540473A priority patent/JP5384521B2/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • 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
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
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    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
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    • 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
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/585—Calibration of detector units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation

Definitions

  • the present invention relates to a technique for improving image quality in a radiation imaging apparatus.
  • the present invention relates to a technique for effectively correcting the influence of scattered radiation and beam hardening.
  • the radiation imaging apparatus measures the radiation (X-rays) transmitted through the subject and obtains a still image and a moving image of the subject. At this time, there are scattered X-rays and beam hardening as factors that lower the contrast of the image and the accuracy of the measurement value and degrade the image quality. Scattered X-rays are generated when X-rays pass through a subject, and enter X-rays that are mixed with direct X-rays that are true transmission amounts and detect X-rays. Beam hardening occurs when a part of energy is absorbed by the subject when the X-ray passes through the subject and the energy distribution changes, and changes the X-ray absorption coefficient of the subject.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-228561 describes that the two are corrected separately, but does not mention a specific separation method or correction method or a function used for correction.
  • correction for scattered X-rays (hereinafter referred to as scattered X-ray correction) is performed after correction for beam hardening (hereinafter referred to as beam hardening correction).
  • the effect of beam hardening on measurement data changes sensitively depending on the thickness of the subject.
  • the influence of scattered X-rays on measurement data is slow to react to local changes in the subject. Therefore, if correction is performed in the above order, local changes in the subject will affect the scattered X-ray correction too much, and overcorrection is likely to occur.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in an X-ray imaging apparatus, a correction function for correcting scattered X-rays and a correction function for correcting beam hardening are determined simply and with high accuracy, and the determined correction accuracy is determined. It is an object of the present invention to provide a technique for improving the image quality by improving the accuracy of correction by performing correction in an appropriate order using a high correction function.
  • the present invention uses the beam hardening correction function and the scattered X-ray correction function calculated from the measurement data for calculating the correction function, and performs correction in the order of scattered X-ray correction and beam hardening correction.
  • the scattered X-ray correction function approximates data measured by changing the transmission distance and scattered X-ray dose for each transmission distance, and associates the obtained correction value with the transmittance data.
  • the beam hardening correction function when calculating the beam hardening correction function, the data measured by changing the transmission distance is converted into projection data, and an ideal value of the amount of beam hardening is obtained by linear approximation.
  • a radiation source that irradiates a subject with radiation
  • a detector that includes a plurality of pixels and that detects radiation
  • a scattered radiation correction function that corrects the influence of scattered radiation on the detection result of the detector
  • Storage means for storing a beam hardening correction function for correcting the influence of beam hardening on the detection result after correction, and correcting the detection result with the scattered radiation correction function, and the detection result after correction
  • a correction unit that corrects the image with a beam hardening correction function.
  • the beam hardening correction function includes projection data obtained by converting a detection result when the amount of scattered radiation is approximately zero, measured by changing the transmission distance, and a beam hardening amount corresponding to the transmission distance. Is a linear function that passes through the origin obtained by approximating the relationship with the projection data calculated from the function that returns the beam, and returns a beam hardening correction value according to the detection result after correcting the influence of the scattered radiation And the correction means converts the transmittance data obtained from the result detected by the detector with the scattered radiation correction function, converts it into projection data, and corrects the beam hardening corresponding to the projection data.
  • a radiation imaging apparatus characterized in that the influence of the beam hardening is corrected by replacing with a value.
  • the scattered radiation correction function for each transmission distance, the first transmittance data in the first scattered radiation dose obtained from the first function that approximates the relationship between the transmittance data and the scattered radiation dose, A function obtained by approximating a relationship with a difference value obtained by subtracting transmittance data when the amount of scattered radiation obtained from the first function is approximately 0 from the first transmittance data, and the detection result
  • the correction means converts the detection result detected with the first scattered radiation dose in the detector into the transmittance data, and calculates the detection result from the transmittance data.
  • a radiation imaging apparatus is provided that corrects the influence of the scattered radiation by subtracting the calculated correction value from the transmittance data.
  • the scattered radiation correction function is, for each transmission distance, the first transmittance data in the first scattered radiation dose obtained from a first function approximating the relationship between the transmittance data and the scattered radiation dose, A function obtained by approximating the relationship with the transmittance data when the scattered radiation dose obtained from the first function is approximately 0, and a function that returns a correction value of the scattered radiation dose according to the detection result.
  • the correction means converts the detection result detected by the first scattered radiation dose in the detector into the transmittance data, and replaces the transmittance data with the correction value calculated from the transmittance data.
  • the radiation imaging apparatus is characterized by correcting the influence of the scattered radiation.
  • correction can be performed in an appropriate order using a correction function for scattered X-ray correction and a correction function for beam hardening correction that can be easily generated and has high correction accuracy in an X-ray imaging apparatus. Therefore, the correction accuracy is improved and the image quality is improved.
  • FIG. 1 is a side view of the X-ray imaging apparatus 200 of the present embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 200 of the present embodiment includes an X-ray source 201 in the X-ray tube 212, a detector 202, a support 203, a rotation device 204, a subject holding device 205, and a control processing device 206.
  • the X-ray source 201 and the detector 202 are installed to face both ends of the column 203.
  • a C-shaped arm is used for the column 203
  • a bed is used for the subject holding device 205.
  • the rotation device 204 rotates the column 203 around the subject holding device 205.
  • the rotating shaft 207 is parallel to the floor, and rotates around the subject 208 in which the X-ray source 201 and the detector 202 installed on the support column 203 lie on the bed.
  • FIG. 2 shows an example of another X-ray imaging apparatus 300 of this embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 300 has basically the same configuration as the X-ray imaging apparatus 200.
  • a U-shaped arm is used for the support 203 and is suspended from another support supported by the floor.
  • a chair is used as the subject holding device 205.
  • the rotation axis 207 is orthogonal to the floor, and rotates around the subject 208 in which the X-ray source 201 and the detector 202 are seated on a chair in a plane parallel to the floor surface.
  • FIG. 3 shows an example of still another X-ray imaging apparatus 400 of the present embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 400 has basically the same configuration as the X-ray imaging apparatus 200.
  • a gantry is used for the support column 203 and is rotated by a rotating device 204 (not shown).
  • both or one of the support column 203 and the subject holding device 205 may be moved, and the rotation axis 207 may be set obliquely with respect to the body axis of the subject 208.
  • the X-ray source 201 and the detector 202 may be fixed and the subject 208 may be rotated by being placed on a turntable or the like.
  • both the X-ray source 201, the detector 202, and the subject 208 may be rotated.
  • the X-rays emitted from the X-ray source 201 are transmitted through the subject 208, converted into an electric signal corresponding to the X-ray intensity by the detector 202, and controlled.
  • a measurement image is input to the processing device 206.
  • a grid 210 that shields scattered X-rays may be installed between the detector 202 and the subject 208.
  • a collimator 211 that adjusts the X-ray range irradiated onto the subject 208 may be installed.
  • a two-dimensional detector is used as the detector 202.
  • a one-dimensional detector arranged in multiple rows is also included in the two-dimensional detector.
  • the two-dimensional detector include a planar X-ray detector, a combination of an X-ray image intensifier and a CCD camera, an imaging plate, a CCD detector, and a solid state detector.
  • a flat type X-ray detector there is a combination of an amorphous silicon photodiode and a TFT, which are arranged on a square matrix and directly combined with a fluorescent plate.
  • the control processing device 206 is an information processing device including a CPU and a memory.
  • the control processing device 206 controls the operation of each unit of the X-ray imaging apparatus 200, performs measurement, and obtains a measurement image, and corrects the measurement image.
  • a correction processing unit that executes a process to obtain a corrected image.
  • the measurement control unit controls the generation of X-rays in the X-ray source 201, the acquisition of data in the detector 202, and the rotation of the support column 203 in the rotating device 204. Realization of rotation measurement with acquisition.
  • the control processing device 206 may reconstruct the correction image and acquire a three-dimensional reconstructed image.
  • control processing device 206 includes a storage device (not shown) and an input device (not shown).
  • the input device is a pointing device such as a keyboard and a mouse.
  • the storage device stores a correction function used for the correction process, a parameter used for the correction process, a type of correction mode, and the like. It is also possible to configure so that the correction function is created by the X-ray imaging apparatus 200 itself.
  • the control processing device 206 includes a correction function creation unit.
  • the storage device also stores the type of execution mode of the process for creating a correction function (correction function creation process), parameters used for the correction function creation process, and the like. These are held in the storage device by means such as reading from a file and replacing the storage chip via the input device.
  • the storage device also stores instruction contents input from the user via the input device. For example, whether or not correction processing is performed, the selected correction mode, whether or not correction function creation processing is performed during calibration or maintenance, and the like.
  • the execution mode of the correction function creation process is a mode in which the correction function creation unit performs measurement for creating the correction function (correction function creation measurement) and specifies the timing for creating the correction function.
  • correction function creation processing is performed, such as “when the apparatus is installed”, “when maintenance is performed”, “when calibration is performed”, and “when the user desires”.
  • the correction mode specifies the timing at which the correction processing unit performs correction. For example, a “real time mode” for performing correction processing in real time during fluoroscopy / measurement, an “online mode” performed during preprocessing of reconstruction calculation, and measurement And “offline mode” which is performed separately from the image reconstruction processing. Note that when the correction function is stored in the storage device in advance, the correction function creation unit, the execution mode of the correction function creation measurement, the parameters, and the like may be omitted.
  • measurement data data directly obtained by measuring the subject 208 is referred to as measurement data.
  • the measurement data divided by the sensitivity data of the detector 202 is called transmittance data.
  • the transmittance data is data obtained by removing unevenness due to the device such as the sensitivity of the detector 202 from the measurement data.
  • Sensitivity data is obtained by measuring without placing the subject 208.
  • projection data the data obtained by logarithmically transforming the transmittance data and multiplying by -1 is called projection data.
  • the data indicates a measurement result of one pixel or a partial region on the image, and a collection of data is called an image (measurement image, transmittance image, projection image).
  • the correction processing unit of the present embodiment corrects measurement data using a correction function held in the storage device, and obtains corrected projection data.
  • a correction function a beam hardening correction function (hereinafter referred to as a BH correction function) for correcting the influence of beam hardening and a scattered X-ray correction for correcting the influence of scattered X-rays.
  • Function referred to as SX correction function.
  • FIG. 4 is a processing flow of correction processing by the correction processing unit of the present embodiment.
  • sensitivity correction is performed on measurement data (measurement image) 101 for one image obtained by photographing a subject with a desired scattered X-ray dose by the measurement control unit (step S102), and transmittance data for one image.
  • Transmission image is obtained.
  • the scattered X-ray correction is performed on the transmittance data 103 to obtain the transmittance data (scattered X-ray corrected transmittance image) 107 after the scattered X-ray correction.
  • the scattered X-ray intensity 105 corresponding to each transmittance data 103 is calculated (step S104).
  • the scattered X-ray intensity 105 obtained from each transmittance data 103 is subtracted (step S106), and the scattered X-ray corrected transmittance data (scattered X-rays) in which the influence of the scattered X-ray for one screen is corrected.
  • a corrected transmittance image) 107 is obtained.
  • each scattered X-ray corrected transmittance data 107 is logarithmically converted and multiplied by ⁇ 1 (step S108) to obtain projection data (projected image) 109 for one screen.
  • Beam hardening correction is performed on the obtained projection data 109 for one screen using the BH correction function 122 (step S110).
  • projection data (scattered X-rays and projection image after beam hardening correction) 111 after beam hardening correction for one screen is obtained.
  • each data (image) generated by the correction processing unit is stored in the storage device.
  • correction function creation process for creating the SX correction function 121 and the BH correction function 122 used in the correction process. These correction functions are obtained from data measured in advance using a simulated subject.
  • the correction function creation process is performed at the timing specified as the execution mode of the correction function creation process described above. For example, it may be performed as a preliminary measurement immediately before the main measurement, or may be performed independently of the main measurement, such as when the X-ray imaging apparatus 200 is installed.
  • the correction function creation processing is realized by the CPU performing arithmetic processing in accordance with a program in the information processing apparatus.
  • the information processing apparatus may be used by the control device 206 or provided independently of the X-ray imaging apparatus 200.
  • the obtained SX correction function and BH correction function may be stored in the storage device of the X-ray imaging apparatus 200 of the present embodiment.
  • the correction function creation processing unit of the X-ray imaging apparatus 200 creates is described as an example.
  • the amount of beam hardening is represented by ⁇ t in the projection data, where t is the thickness of the subject and ⁇ is the absorption coefficient.
  • the beam hardening correction is performed on the projection data obtained from the transmittance data after correcting the influence of scattered X-rays. Therefore, in the present embodiment, a slope corresponding to the above ⁇ is obtained by linearly approximating a plurality of projection data obtained by changing the thickness (transmission distance) t of the simulated subject in a state where the influence of scattered X-rays is almost eliminated. And a BH correction function indicating the correction amount of the projection data is determined accordingly.
  • the specific processing procedure is as follows.
  • FIG. 5 is a processing flow of BH correction function creation processing by the correction function creation processing unit.
  • Measurements for creating a BH correction function are performed in a state where the influence of scattered X-rays is substantially eliminated and only direct X-rays are used, using simulated subjects of various thicknesses ( Step S501), measurement data (measurement image) of a simulated subject is obtained.
  • the scattered X-ray dose is made as small as possible, and the scattered X-ray dose in the case of substantially only X-rays is referred to as a specific scattered X-ray dose.
  • a cylinder or plate such as acrylic, water, or bone is used.
  • the transmittance data is obtained from the obtained measurement data, and the transmittance data is converted to obtain projection data (step S502).
  • Projection data for each transmission distance is plotted on a graph (step S503). From the graph, in a region where the simulated subject is thin (short transmission distance), approximation is made by a straight line passing through the origin, and a beam hardening amount calculation function (function A) corresponding to the transmission distance is determined (step S504).
  • the projection data (actual value) obtained in step S502 and the projection data (ideal value) calculated from the function A with the same transmission distance are correlated and plotted on a graph (step S505).
  • the curve is approximated to be a BH correction function (step S506).
  • the SX correction function is obtained by associating the scattered X-ray intensity calculated from the transmittance data obtained by measurement with the specific scattered X-ray dose with the transmittance data at the same scattered X-ray dose as in the main measurement. .
  • FIG. 6 is a processing flow of SX correction function creation processing by the correction function creation processing unit.
  • SX correction function creation measurement is performed using a simulated subject (step S601).
  • the transmission distance in the simulated subject is made constant, and the scattered X-ray dose is changed to obtain a plurality of measurement data.
  • Transmittance data is obtained from the obtained measurement data (measurement data with different scattered X-ray dose at the same transmission distance) and plotted on a graph (step S602).
  • a function that relates the scattered X-ray dose condition and the transmittance data is determined from the plot result (step S603).
  • step S604 the correction value at the specific scattered X-ray dose and the transmittance data (transmission data at the main measurement) under the same conditions as the scattered X-ray dose at the main measurement are calculated (step S604).
  • the correction value is obtained by subtracting the transmittance data under the specific scattered X-ray dose condition from the transmission data during the measurement. For a plurality of different transmission distances, step S601 to step S604 are repeated, and the correction value and the main measurement transmittance data are calculated respectively.
  • a set of a plurality of obtained correction values and transmission data at the time of actual measurement is plotted on a graph (step S605), and a function relating the correction value and the transmission data at the time of actual measurement, that is, the SX correction function of this embodiment Is determined (step S606).
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a scattered X-ray dose changing method in the measurement system of the present embodiment.
  • the scattered X-ray dose is changed by using a collimator 710 (211) composed of two upper and lower shielding plates and changing the interval between the two shielding plates.
  • the X-ray irradiated from the X-ray source 201 is limited in the irradiation area by the collimator 710, passes through the simulated subject 720, and enters the detector 202.
  • a distance d between the two shielding plates 711 and 712 constituting the collimator 710 is a width c on the measurement image 730.
  • the width c increases or decreases as the interval d increases or decreases.
  • the width c is a condition for specifying the scattered X-ray dose.
  • the width c on the measurement image 730 is referred to as a collimator width c.
  • the collimator condition may be configured to be indicated by an area.
  • the transmission distance can be changed by using, for example, water cylinders having various diameters as the simulated subject 720.
  • the transmission distance changing method is not limited to this.
  • it may be configured to acquire transmittance data having substantially different transmission distances in the simulated subject 720 by changing the detection position of the simulated subject of one water cylinder. With this configuration, a plurality of transmittance data having different transmission distances can be obtained by one measurement.
  • the simulated subject 720 used to acquire different transmittance data by changing the transmission distance is not limited to the water cylinder.
  • a phantom simulating a human body it can be corrected with high accuracy because it is close to the shape of an actual subject.
  • simulated subjects having the same transmission distance and different materials may be used.
  • a procedure for creating the BH correction function 122 and the SX correction function 121 from the result of each correction function creation measurement will be specifically described.
  • a procedure for creating a BH correction function will be described.
  • water cylinders having m different diameters x j (j is a natural number of 1 to m and m is a natural number) are used as simulated subjects, and the scattered X-ray dose is set as the specific scattered X-ray dose.
  • BH correction function creation measurement (step S501 in FIG. 5) is performed.
  • the specific scattered X-ray dose is realized by setting the collimator width c to a width c 0 that is as narrow as possible. This is because, as described above, the smaller the collimator width c, the more the influence of scattered X-rays can be eliminated.
  • the obtained measurement data is converted into transmittance data and further converted into projection data. Specifically, the projection data is calculated at the center position of the projection image obtained from the transmittance image.
  • T (c, x) the transmittance data obtained from the measurement data obtained as the collimator width c and the transmission distance x
  • P (c, x) the projection data
  • FIG. 8 is a graph of plot results. A straight line that fits the plot result in a region having a small value of the diameter x j passing through the origin is specified, and a function A (c 0 , x) having the transmission distance x as a variable is used as an approximate expression.
  • a set of projection data P (c 0 , x j ) obtained from actual measurement data and an ideal value A (c 0 , x j ) obtained from the approximate expression is obtained.
  • This is plotted in a graph with the horizontal axis representing projection data P and the vertical axis representing ideal value A.
  • FIG. 9 is a graph of plot results.
  • an approximate curve that passes through the origin and fits the plot result is determined, and is set as the BH correction function 122.
  • the BH correction function 122 associates projection data (actual measurement projection data) obtained from actual measurement data with projection data (ideal projection data) that is an ideal value after BH correction.
  • the approximate expression (function A and BH correction function 122) may be created by the user by displaying the plot result on a display or the like, or created by the information processing apparatus using a program stored in advance. You may comprise. Further, as described above, the influence of beam hardening is expressed as ⁇ t using the absorption coefficient ⁇ and the transmission distance (subject thickness) t. Therefore, instead of approximating the actually measured projection data and calculating the function A, the theoretical value of the absorption coefficient ⁇ or the absorption coefficient ⁇ obtained in advance by another device may be used as the slope of the function A. . As another apparatus, for example, a general medical CT apparatus using a line detector that is known to have a low scattered X-ray dose, or a Ge detector can be considered. By using the theoretical value or the absorption coefficient ⁇ obtained in advance by another device, the processing in step S503 and step S504 is not required, so that the processing can be speeded up.
  • an approximate curve that fits the plot result itself of the projection data P (c 0 , x j ) may be determined and used as a function C (c 0 , x j ).
  • the horizontal axis is C
  • the vertical axis is A
  • an approximation function is determined from the plot result
  • the BH correction function 122 is obtained.
  • the procedure for creating the SX correction function will be described.
  • m water cylinders having different diameters x j (1 ⁇ j ⁇ m) are used as simulated subjects, and the collimator width c is changed in each of the water cylinders.
  • SX correction function creation measurement is performed with different collimator widths c i (i is a natural number between 1 and n and n is a natural number).
  • the collimator width c to be set includes a collimator width c 0 for realizing a specific scattered X-ray dose and / or a collimator width c a used in actual measurement. Thereafter, the collimator width c a used in the actual measurement, called the actual collimator width c a.
  • FIG. 10 is a graph of plot results.
  • an approximate curve that fits each plot result is determined as a function D (c, x j ) (1 ⁇ j ⁇ m) with respect to the collimator width c.
  • a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a log function, or the like is used as the approximate expression.
  • the approximate expression may be configured such that the plot result is displayed on a display or the like and determined by the user, or may be configured to be created by the information processing apparatus using a program stored in advance.
  • the transmittance data D (c a , x j ) at the actual collimator width c a and the specific collimator width c transmission data D (c 0, x j) at 0 is calculated.
  • the value of the specific collimator width c 0 may be considered as 0, and the value of the intercept on the vertical axis of the function D (c, x j ) (1 ⁇ j ⁇ m) may be used.
  • transmittance data D (c 0 , x j ) in the case of the collimator width c 0 is calculated from the transmittance data D (c a , x j ) in the actual collimator width c a (or (Intercept value) is subtracted to obtain a difference value S (c a , x j ).
  • the transmittance data D (c 0 , x j ) is substantially direct X-ray intensity
  • the difference value S (c a , x j ) is the collimator width c a (scattered X-ray dose) used in this measurement. in)
  • the scattered X-ray intensity S (c a , x j ) is calculated, the horizontal axis represents the transmittance data D (c a , x j ) at the actual collimator width c a , and the vertical axis represents the scattered X-ray. Plot on a graph with intensity S (c a , x j ).
  • FIG. 11 is a graph of plot results.
  • S scattered X-ray intensity S of the collimator width c a (c a, x j )
  • D is the transmittance data D in the collimator width c a (c a, x j )
  • k is the This is a coefficient in the collimator width ca that is actually used during measurement.
  • the SX correction function 121 of the present embodiment associates the transmittance data obtained from the actual measurement data with the scattered X-ray intensity in the scattered X-ray dose condition at the time of actual measurement.
  • the effect of scattered X-rays is corrected by subtracting the scattered X-ray dose corresponding to the transmittance data from the obtained transmittance data.
  • the BH correction function 122 and the SX correction function 121 created by the above procedure are held in the storage device of the X-ray imaging apparatus 200 of the present embodiment.
  • a function for correcting the influence of scattered X-rays and a function for correcting the influence of beam hardening are separately prepared, and the obtained measurement data is corrected.
  • the SX ray correction function for correcting scattered X-rays is to obtain scattered X-ray intensity corresponding to the transmittance data calculated from the obtained measurement data.
  • the BH correction function for correcting the influence of beam hardening is The projection data calculated from the obtained measurement data is replaced with an ideal value from which the influence of beam hardening is removed. Each can be realized by simple arithmetic processing.
  • the BH correction function is configured to convert the transmittance data into projection data and approximate the effect of beam hardening in accordance with the transmission distance with a straight line. For this reason, a highly accurate correction result can be obtained as compared with a case where processing is performed with the transmittance data as it is.
  • the present embodiment it is possible to easily and quickly realize highly accurate correction, respectively, and as a result, the high-quality two-dimensional image or the high-quality two-dimensional image that recovers the contrast of the image and improves the quantification of the value.
  • a three-dimensional reconstructed image can be obtained.
  • both correction functions are used to correct measurement data in the order of scattered X-ray correction and beam hardening correction. Appropriate corrections can be made for each, and there is no overcorrection.
  • the BH correction function 122 and the SX correction function 121 can be calculated by the X-ray imaging apparatus 200 that is actually used for measurement. Accordingly, it is possible to obtain an optimal correction value according to the characteristics of the apparatus.
  • these correction functions can be obtained by simple arithmetic processing from measurement data obtained by simple measurement.
  • the calculation result is determined by the threshold value.
  • the corrected value may be configured not to be a predetermined value or less. That is, the calculation result is compared with the threshold value, and if the calculation result is smaller than the threshold value, the calculation result is replaced with the threshold value.
  • the average value obtained using the calculation result in the vicinity and the value larger than the threshold value may be used as the correction value. Good. By configuring in this way, the correction value does not become too small, noise can be suppressed, and the occurrence of artifacts can be reduced.
  • the number of changes of the collimator width c and the number of measurement positions x need only be 2 or more as long as an approximate expression can be obtained.
  • a collimator width c 0 to realize the above-mentioned specific scattered X-ray conditions it has been described by taking a case where the collimator width minimum ( ⁇ 0) as an example.
  • certain collimator width c 0 is not limited to this.
  • a collimator width with a small content of scattered X-rays may be used.
  • a collimator width for fan beam CT measurement may be used.
  • the X-ray imaging apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of the first embodiment.
  • the BH correction function is the same as that in the first embodiment.
  • the SX correction function is different from the first embodiment.
  • the transmittance data and the scattered X-ray intensity are associated with each other as an SX correction function.
  • the relationship between the transmittance data and the direct X-ray intensity is associated with each other as an SX correction function.
  • a procedure for creating the SX correction function 121 ′ of this embodiment will be described.
  • the procedure for creating the SX correction function 121 'of this embodiment is basically the same as the procedure shown in FIG. 6 of the first embodiment. However, since it is the direct X-ray intensity that is associated with the transmittance data, the transmittance data under the specific scattered X-ray dose condition is used as it is as the correction value in step S604. Then, the process proceeds in the same manner, and a function that relates the obtained plurality of correction values and the transmission data at the time of main measurement is defined as the SX correction function 121 ′ of this embodiment.
  • a specific procedure for creating the correction function 121 ′ of this embodiment is as follows. SX correction function creation measurement is performed in the same manner as in the first embodiment, and an approximation curve that fits each plot result for each transmission distance x j is obtained from the graph of the result (FIG. 10), with the collimator width c as a variable. Determine D (c, x j ). Then, using the function D (c, x j ), for each measurement position x j , the transmittance data D (c a , x j ) in the actual collimator width c a and the transmittance data in the specific collimator width c 0 D (c 0 , x j ) is calculated.
  • the value of the specific collimator width c 0 may be considered as 0, and the value of the intercept on the vertical axis of the function D (c, x) may be used.
  • the transmittance data D (c 0 , x j ) in a specific collimator width c 0 is substantially directly X-ray intensity.
  • FIG. 12 is a graph of plot results. An approximate curve that fits the plot result is determined and used as the SX correction function 121 ′. Note that a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a Log function, or the like is used as the approximate expression.
  • the SX correction function 121 'of the present embodiment associates the transmittance data obtained from the actual measurement data with the direct X-ray intensity in the scattered X-ray dose condition at the actual measurement. Also in the present embodiment, the SX correction function 121 ′ is held in the storage device of the X-ray imaging apparatus 200.
  • FIG. 13 is a processing flow of correction processing by the correction processing unit of the present embodiment. This is basically the same as the processing flow of the correction processing of the first embodiment shown in FIG. However, the scattered X-ray correction procedure is different. That is, instead of the processing in steps S104 and S106, using the SX correction function 121 ′, the data (scattered X-ray corrected image) 107 after the scattered X-ray correction is obtained directly from the transmittance data (transmittance image) 103. (Step S120). The subsequent processing is the same as that of the first embodiment shown in FIG.
  • the SX correction function 121 'and the BH correction function 122 used for the correction process are obtained from data measured using a simulated subject in advance.
  • the process of creating these correction functions is performed at the timing specified as the execution mode of the above-described correction function creation process. For example, it may be performed as a preliminary measurement immediately before the main measurement, or may be performed independently of the main measurement, such as when the X-ray imaging apparatus 200 is installed.
  • the correction function creation processing is realized by the CPU performing arithmetic processing in accordance with a program in the information processing apparatus.
  • the information processing apparatus may be used by the control device 206 or provided independently of the X-ray imaging apparatus 200. It may be done.
  • a determination based on a threshold value may be added. Also, changing the number of collimator width c, the number of transmission distance x, is the same as also the first embodiment for a particular collimator width c 0.
  • the relational expression between the transmittance data and the direct X-ray intensity is used as a correction function in correcting the influence of scattered X-rays. Therefore, processing steps can be reduced compared to the first embodiment. For this reason, in addition to the effect obtained in the first embodiment, higher-speed processing can be realized.
  • the transmittance data D (c a , x j ), the correction value D (c 0 , x j ), and the correction value instead of S (c a , x j ), the respective average values D AVR (c a , x j ), D AVR (c 0 , x j ), or S AVR (c a , x j ) may be used. .
  • the average value is obtained from a plurality of each data obtained by measuring the same simulated subject a plurality of times.
  • the collimator width c c 1, c 2 by changing the ⁇ c i ⁇ c n, respectively, a water cylinder gauge for each diameter x j measured, obtaining m ⁇ n pieces of transmission images.
  • transmittance data for all transmission distances may be obtained, or every time the transmission distance x is changed, transmittance data for all collimator widths c is obtained. Also good.
  • An area of an arbitrary size is set on each transmittance image, and average values T AVR (c i , x j ) of the transmittance data T (c i , x j ) in the area are obtained.
  • the size of the region is set to a particular collimator width c 0.
  • Results were plotted on the horizontal axis collimator width c, and the vertical axis the average transmittance data T AVR (c i, x j ) on graph with a calculated approximate equation D, the average transmittance in the collimator width c a a time of measurement Data D AVR (c a , x j ) and average transmittance data D AVR (c 0 , x j ) at a specific collimator width c 0 are calculated. Again, an intercept may be used as the average transmittance data D AVR (c 0 , x j ).
  • the scattered X-ray intensity S (x) AVR and the direct X-ray intensity D (x) AVR are calculated on the transmittance image.
  • the same value can be used for all pixels. For this reason, it is possible to further speed up the processing.
  • the transmittance image may be divided into a plurality of regions, and the correction values S AVR and D AVR may be calculated as the average value of the pixels in each region.
  • the correction values S AVR and D AVR are different values for each region and can be corrected with an optimal correction value for each region, so that the correction accuracy can be improved.
  • the correction value is smoothed in the vicinity of the boundary of the region, it is possible to avoid a step in the corrected image at the boundary of the region.
  • the finer the area is divided the higher the accuracy of correction.
  • it can cope with local fluctuations, and can cope with correction of a subject having a complicated structure with high accuracy.
  • the region may be divided into units of one pixel.
  • a correction value is obtained using an average value obtained from all the pixels of the transmittance image, and correction values S AVR and D AVR that are weighted according to positions on the transmittance image are calculated. It may be configured to use different correction values depending on the position to improve the accuracy of correction.
  • the weight is, for example, the ratio of the scattered X-ray intensity or the direct X-ray intensity calculated by dividing the transmittance image into a plurality of regions with respect to the correction value calculated from all pixels of the transmittance image in an arbitrary subject. As required.
  • the obtained transmittance data may be weighted and averaged with surrounding data to create blurred transmittance data, and a correction value may be calculated using the value of the blurred transmittance data.
  • the blur correction value may be calculated by weighted and averaging the correction value with surrounding data.
  • the X-ray imaging apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of each of the above embodiments.
  • the correction of scattered X-rays and the effect of beam hardening are corrected independently using the SX correction function and the BH correction function, respectively.
  • correction of beam hardening is also incorporated in the SX correction function.
  • the SX correction function 123 and the correction process using the SX correction function 123 which are different configurations from the above embodiments, will be described in the present embodiment.
  • the procedure for creating the SX correction function 123 of this embodiment is basically the same as the procedure for creating the SX correction function 121 of the first embodiment shown in FIG. However, the values adopted as the correction values in step S604 are different.
  • the scattered X-ray dose S (c a , x j ) obtained by subtracting the transmittance data D (c 0 , x j ) shown in FIG. 10 from the transmittance data D (c a , x j ). j ) is associated with the correction value of the transmittance data D (c a , x j ).
  • beam hardening correction is applied to the transmittance data D (c 0 , x j ).
  • the scattered X-ray dose calculated using the performed data D ′ (c 0 , x j ) is used as a correction value.
  • the scattered X-ray dose S ′ (c a , x j ) after beam hardening correction is calculated by subtracting the transmittance data D ′ (c 0 , x j ) from the transmittance data D (c a , x j ). . Then, the horizontal axis represents the transmittance data D (c a , x j ) in the actual collimator width c a , and the vertical axis represents the scattered X-ray intensity S ′ (c a , x j ) after beam hardening correction.
  • the approximate curve that fits the plotted result is used as the SX correction function. Note that a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a Log function, or the like is used as the approximate expression. Further, for example, the above formula (1) may be used.
  • FIG. 14 is a processing flow of correction processing by the correction processing unit of the present embodiment.
  • the correction process of this embodiment is basically the same as the correction process of the first embodiment shown in FIG.
  • the influence of beam hardening has already been corrected in the scattered X-ray intensity 105 calculated using the SX correction function 123 in step S104. Therefore, the transmittance image 151 in which scattered X-rays and beam hardening are corrected is obtained by subtraction (step S106).
  • the obtained transmittance image 151 is converted (step S108), and the projection image 111 after the scattered X-ray and beam hardening correction is obtained.
  • the single SX correction function 123 can perform high-accuracy beam hardening and scattered X-ray correction as in the first embodiment. Therefore, in addition to the effects obtained in the first embodiment, the processing can be further speeded up. Further, the SX correction function 123 can be easily created from the measurement data that can be easily obtained as described above. Therefore, the above effect can be obtained without adding a complicated configuration.
  • correction processing of this embodiment can also be applied to correction using direct X-rays, as in the second embodiment. That is, the correction value of the transmittance data D (c a , x j ) calculated from the function D is used, and the transmittance data D (c 0 , x j ) at the specific scattered X-ray dose calculated from the function D is determined by the above procedure. A value D ′ (c 0 , x j ) after beam hardening correction is performed.
  • the horizontal axis is plotted on the graph with the transmittance data D (c a , x j ) in the actual collimator width c a
  • the vertical axis is the transmittance data D ′ (c 0 , x j ) after beam hardening correction.
  • the approximate curve that fits the plot result is set as the SX correction function 123 ′. Note that a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a Log function, or the like is used as the approximate expression.
  • FIG. 15 is a processing flow of correction processing by the correction processing unit here.
  • the correction process here is basically the same as the correction process of the second embodiment shown in FIG.
  • the transmittance data calculated using the SX correction function 123 'in step S120 has already been corrected for beam hardening. Therefore, as a result of the conversion in step S120, a transmission image 151 'corrected for scattered X-rays and beam hardening is obtained.
  • the obtained transmittance image 151 ' is converted (step S108), and the projection image 111 after the scattered X-ray and beam hardening correction is obtained.
  • high-accuracy beam hardening and scattered X-ray correction similar to those of the second embodiment can be performed using one SX correction function 123 ′. Therefore, in addition to the effects obtained in the second embodiment, the processing can be further speeded up. Further, the SX correction function 123 'can be easily created from the measurement data that can be easily obtained as described above. Therefore, the above effect can be obtained without adding a complicated configuration.
  • the X-ray imaging apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of each of the above embodiments. Also in this embodiment, similarly to the third embodiment, correction of beam hardening is incorporated in the SX correction function, and scattered X-ray correction and beam hardening correction are realized by a single conversion process. However, in the third embodiment, the transmittance data is corrected. However, in the present embodiment, the correction is performed after conversion into projection data. In the following, the SX correction function 124 and the correction process using the SX correction function 124, which are different from the above embodiments, will be described in the present embodiment.
  • the procedure for creating the SX correction function 124 of the present embodiment is basically the same as the procedure for creating the SX correction function 121 ′ of the second embodiment. However, before plotting in the graph of FIG. 10, the transmittance data is converted into projection data. After the projection data conversion, the graph is plotted on a graph, and an approximate curve that fits each plot result is determined for each transmission distance x j as a function E (c, x j ) with the collimator width c as a variable.
  • the projection data P (c 0 , x j ) obtained from the transmittance data at the specific collimator width c 0 is corrected by the BH correction function, and the projection data P at the specific collimator width c 0 after the beam hardening correction. '(C 0 , x j ) is obtained.
  • projection data P (c a , x j ) in the actual collimator width c a is obtained from the approximate curve E.
  • a curve obtained by approximating the result of plotting a set of P ′ (c 0 , x j ) and P (c a , x j ) is represented by the SX correction function 124 of this embodiment.
  • SX correction function 124 For each transmission distance x j , a curve obtained by approximating the result of plotting a set of P ′ (c 0 , x j ) and P (c a , x j ) is represented by the SX correction function 124 of this embodiment. To do. Note that a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a Log function, or the like is used as the approximate expression.
  • the SX correction function 124 is projection data obtained from actual measurement data and projection data excluding scattered X-rays under the scattered X-ray dose conditions at the actual measurement, and is beam hardening.
  • the projection data after the correction is associated. Therefore, the scattered X-ray correction and the beam hardening correction can be performed only by the SX correction function 124.
  • the flow of correction processing by the correction processing unit when using the SX correction function 124 of this embodiment is as shown in FIG.
  • the correction process here is basically the same as the correction process of the second embodiment shown in FIG.
  • the transmittance data (transmittance image) 103 is converted into projection data (projected image) 109 ′ (step S108)
  • the influence of scattered X-rays and beam hardening is corrected using the SX correction function 124 of this embodiment.
  • a projection image 111 after the scattered X-ray and beam hardening correction is obtained.
  • high-precision beam hardening and scattered X-ray correction similar to those of the second embodiment can be performed using one SX correction function 124. Therefore, in addition to the effects obtained in the second embodiment, the processing can be further speeded up. Further, the SX correction function 124 can be easily created from measurement data that can be easily obtained as described above. Therefore, the above effect can be obtained without adding a complicated configuration.
  • the X-ray imaging apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of each of the above embodiments.
  • the beam hardening correction is incorporated in the SX correction function, and the scattered X-ray correction and the beam hardening correction are realized by one conversion process.
  • the SX correction function is obtained by associating the transmission data with the projection data after the scattered X-ray correction and the beam hardening correction.
  • the correction processing using the SX correction function 125 and the SX correction function 125 having a different configuration from the above embodiments will be described in the present embodiment.
  • the measurement data obtained by changing the collimator width c and the transmission distance x j in the same procedure as in the first and second embodiments is plotted as shown in FIG. 10, and the transmission distance x j A function D (c, x j ) with the collimator width c as a variable is obtained.
  • the transmittance data D (c a , x j ) in the actual collimator width c a and the transmittance data D (c 0 , x j ) in the specific collimator width c 0 are obtained.
  • the value of the intercept of the function D may be used as D (c 0 , x j ).
  • D (c 0 , x j ) is converted into projection data F (c 0 , x j ) and corrected by the BH correction function 122 to obtain projection data F ′ (c 0 , x j ) after beam hardening correction.
  • a curve obtained by approximating a result obtained by plotting a set of F ′ (c 0 , x j ) and D (c a , x j ) obtained for each transmission distance is represented by the SX correction function 125 of the present embodiment. To do. Note that a linear expression, a quadratic expression, a polynomial, a Log function, or the like is used as the approximate expression.
  • the SX correction function 125 of the present embodiment is transmission data obtained from actual measurement data, and projection data excluding scattered X-rays in the scattered X-ray amount at the actual measurement, and is beam hardening. This is associated with the projection data after correction. Therefore, the scattered X-ray correction and the beam hardening correction can be performed only by the SX correction function 125.
  • the flow of correction processing when using the SX correction function 125 of this embodiment is as shown in FIG.
  • the correction process here is basically the same as the correction process of the second embodiment shown in FIG.
  • step S110 by performing pixel value conversion (step S110) on the transmittance data (transmittance image) 103 in accordance with the SX correction function 125 of the present embodiment, the projection image after the scattered X-ray correction and beam hardening correction is performed. 111 is obtained.
  • the present embodiment it is possible to perform high-accuracy beam hardening and scattered X-ray correction similar to those of the second embodiment with one SX correction function 125, and within the SX correction function 125. Since the transmittance data is converted into projection data, logarithmic conversion is not required in the correction process. Therefore, the processing can be speeded up more than in the third and fourth embodiments.
  • the scattered X-ray dose is changed by changing the collimator width c.
  • the method of changing the amount of scattered X-rays is not limited to this.
  • the scattered X-ray dose generated from the simulated subject varies depending on the area of the region irradiated with X-rays. Therefore, it is only necessary to change the area of the region irradiated with X-rays. For example, a technique such as changing the area of the collimator may be used.
  • the amount of scattered X-rays may be changed by changing the energy of the irradiated X-rays.
  • each of the above embodiments is not limited to the measurement by X-rays, and can be used for all measurements that generate scattered radiation components such as light and radiation.

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Abstract

Ｘ線撮像装置において、散乱Ｘ線補正用の補正関数およびビームハードニング補正用の補正関数を簡易かつ高精度に決定し、決定した補正精度の高い補正関数を用いて適切な順序で補正を行うことにより、補正の精度を高め、画質を向上させる技術を提供する。補正関数算出用の計測データから算出したビームハードニング補正関数および散乱Ｘ線補正関数を用い、散乱Ｘ線補正、ビームハードニング補正の順に補正を行う。散乱Ｘ線補正関数は、透過距離、散乱Ｘ線量を変えて計測したデータを透過距離毎に近似し、得られた補正値を透過率データに対応づける。一方、ビームハードニング補正関数算出時は、透過距離を変えて計測したデータを投影データに変換し、直線近似することによりビームハードニング量の理想値を得る。

Description

放射線撮像装置
　本発明は、放射線撮像装置において、画質を向上させる技術に関する。特に、散乱放射線とビームハードニングとの影響を効果的に補正する技術に関する。
　放射線撮像装置では、被写体を透過した放射線（Ｘ線）を計測し、被写体の静止像や動画像を得る。このとき、画像のコントラストおよび計測値の精度を低下させ、画質を劣化させる要因に、散乱Ｘ線およびビームハードニングがある。散乱Ｘ線は、Ｘ線が被写体を通過する際に発生するもので、真の透過量である直接Ｘ線と混合してＸ線を検出する検出器に入射する。ビームハードニングは、Ｘ線が被写体を通過する際にエネルギーの一部が被写体に吸収され、エネルギー分布が変化することにより生じ、被写体のＸ線吸収係数を変化させる。
　例えば、コーンビームＣＴにおいて、計測データ上で散乱Ｘ線およびビームハードニングの影響を補正する技術が知られている（例えば、特許文献１参照）。
特開２００６－２３９１１８号公報
　散乱Ｘ線およびビームハードニングによる影響に対し、精度の高い補正を行うためには、両者の影響を良好に分離し、それぞれについて精度の高い補正関数を得る必要がある。特許文献１には、両者を分離して補正することについては記載されているが、具体的な分離手法や補正手法、また、補正に用いる関数については言及されていない。
　また、特許文献１では、ビームハードニングに対する補正（以後、ビームハードニング補正と呼ぶ。）の後、散乱Ｘ線に対する補正（以後、散乱Ｘ線補正と呼ぶ。）を行っている。ビームハードニングが計測データに与える影響は被写体の厚さに応じて敏感に変化する。一方、散乱Ｘ線が計測データに与える影響は、被写体の局所的な変化に対する反応が鈍い。従って、上記順序で補正を行うと、被写体の局所的な変化が散乱Ｘ線補正に影響を与えすぎ、過補正になりやすい。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、Ｘ線撮像装置において、散乱Ｘ線補正用の補正関数およびビームハードニング補正用の補正関数を簡易かつ高精度に決定し、決定した補正精度の高い補正関数を用いて適切な順序で補正を行うことにより、補正の精度を高め、画質を向上させる技術を提供することを目的とする。
　本発明は、補正関数算出用の計測データから算出したビームハードニング補正関数および散乱Ｘ線補正関数を用い、散乱Ｘ線補正、ビームハードニング補正の順に補正を行う。散乱Ｘ線補正関数は、透過距離、散乱Ｘ線量を変えて計測したデータを透過距離毎に近似し、得られた補正値を透過率データに対応づける。一方、ビームハードニング補正関数算出時は、透過距離を変えて計測したデータを投影データに変換し、直線近似することによりビームハードニング量の理想値を得る。
　具体的には、被写体に放射線を照射する放射線源と、複数の画素を備え、放射線を検出する検出器と、前記検出器による検出結果に対し、散乱放射線による影響を補正する散乱放射線補正関数と、前記補正後の検出結果に対しビームハードニングによる影響を補正するビームハードニング補正関数とを記憶する記憶手段と、前記検出結果を前記散乱放射線補正関数で補正するとともに、前記補正後の検出結果を前記ビームハードニング補正関数で補正する補正手段と、を備えること、を特徴とする放射線撮像装置を提供する。
　そして、前記ビームハードニング補正関数は、透過距離を変えて計測された、散乱放射線量を略０とした場合の検出結果を変換して得た投影データと、透過距離に応じたビームハードニング量を返す関数から算出した投影データとの関係を近似することにより得た原点を通る一次関数であって、前記散乱放射線による影響を補正後の前記検出結果に応じてビームハードニングの補正値を返す関数であり、前記補正手段は、前記検出器で検出した結果から得た透過率データを前記散乱放射線補正関数で補正後、投影データに変換し、当該投影データに対応する前記ビームハードニングの補正値に置き換えることにより前記ビームハードニングの影響を補正することを特徴とする放射線撮像装置を提供する。
　また、前記散乱放射線補正関数は、透過距離毎の、透過率データと散乱放射線量との関係を近似した第一の関数から求めた第一の散乱放射線量における第一の透過率データと、前記第一の関数から求めた散乱放射線量が略０の場合の透過率データを前記第一の透過率データから減算した差分値との関係を近似することにより得た関数であって、前記検出結果に応じて散乱放射線量の補正値を返す関数であり、前記補正手段は、前記検出器において前記第一の散乱放射線量で検出した検出結果を前記透過率データに変換し、当該透過率データから算出した前記補正値を当該透過率データから減算することにより前記散乱放射線の影響を補正することを特徴とする放射線撮像装置を提供する。
　あるいは、前記散乱放射線補正関数は、透過距離毎の、透過率データと散乱放射線量との関係を近似した第一の関数から求めた第一の散乱放射線量における第一の透過率データと、前記第一の関数から求めた散乱放射線量が略０の場合の透過率データとの関係を近似することにより得た関数であって、前記検出結果に応じて散乱放射線量の補正値を返す関数であり、前記補正手段は、前記検出器において前記第一の散乱放射線量で検出した検出結果を前記透過率データに変換し、当該透過率データから算出した前記補正値に当該透過率データを置き換えることにより前記散乱放射線の影響を補正することを特徴とする放射線撮像装置を提供する。
　本発明によれば、Ｘ線撮像装置において、簡易に生成可能で、かつ、補正精度の高い散乱Ｘ線補正用の補正関数およびビームハードニング補正用の補正関数を用いて、適切な順序で補正を行うことができるため、補正の精度が高まり、画質が向上する。
第一の実施形態のＸ線撮像装置の側面図である。 第一の実施形態の他のＸ線撮像装置の側面図である。 第一の実施形態の他のＸ線撮像装置の側面図である。 第一の実施形態の補正処理の処理フローである。 第一の実施形態のビームハードニング補正関数作成処理の処理フローである。 第一の実施形態の散乱Ｘ線補正関数作成処理の処理フローである。 第一の実施形態の計測系における散乱Ｘ線量変更手法を説明するための図である。 第一の実施形態のビームハードニング量算出関数を決定手法を説明するための図である。 第一の実施形態のビームハードニング補正関数決定手法を説明するための図である。 第一の実施形態の散乱Ｘ線量決定手法を説明するための図である。 第一の実施形態の散乱Ｘ線補正関数決定手法を説明するための図である。 第二の実施形態の散乱Ｘ線補正関数決定手法を説明するための図である。 第二の実施形態の補正処理の処理フローである。 第三の実施形態の補正処理の処理フローである。 第三の実施形態の補正処理の処理フローの他の例である。 第四の実施形態の補正処理の処理フローである。 第五の実施形態の補正処理の処理フローである。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の各実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　図１は、本実施形態のＸ線撮像装置２００の側面図である。本実施形態のＸ線撮像装置２００はＸ線管２１２内のＸ線源２０１と、検出器２０２と、支柱２０３と、回転装置２０４と被写体保持装置２０５と、制御処理装置２０６と、を備える。Ｘ線源２０１と検出器２０２とは、支柱２０３の両端に対向して設置される。ここでは、支柱２０３には、Ｃ字型のアームが用いられ、被写体保持装置２０５には寝台が用いられる。回転装置２０４は、支柱２０３を被写体保持装置２０５の周りで回転させる。支柱２０３の回転に従って、Ｘ線源２０１および検出器２０２は、回転軸２０７を中心として被写体保持装置２０５上の被写体２０８の周囲を回転する。本図では、回転軸２０７は、床に対して平行であり、支柱２０３に設置されたＸ線源２０１および検出器２０２が寝台に横になった被写体２０８の周囲を回転する。
　なお、本実施形態のＸ線撮像装置２００は上記形態に限られない。図２に、本実施形態の他のＸ線撮像装置３００の例を示す。本図において、図１のＸ線撮像装置２００と同じ機能を有するものには、同じ符号を付す。Ｘ線撮像装置３００は、Ｘ線撮像装置２００と基本的に同じ構成を備える。ただし、支柱２０３には、Ｕ字型のアームを用い、床で支えた別の支柱から吊るされる。被写体保持装置２０５には椅子が用いられる。回転軸２０７は、床に直交し、Ｘ線源２０１および検出器２０２が椅子に座った被写体２０８の周囲を床面に平行な面内で回転する。
　図３に、本実施形態のさらに別のＸ線撮像装置４００の例を示す。本図において、図１のＸ線撮像装置２００と同じ機能を有するものには、同じ符号を付す。Ｘ線撮像装置４００は、Ｘ線撮像装置２００と基本的に同じ構成を備える。ただし、支柱２０３には、ガントリを用い、図示しない回転装置２０４で回転を行う。
　なお、支柱２０３には、その他、コ字型のアーム等が用いられる。また、支柱２０３を天井から吊るす形態や、支柱２０３を床から支える形態であってもよい。さらに、これらのＸ線撮像装置２００、３００、４００において、支柱２０３と被写体保持装置２０５との両方あるいは片方を移動させ、回転軸２０７を被写体２０８の体軸に対して斜めに設定してもよい。また、Ｘ線源２０１および検出器２０２を固定し、被写体２０８を回転台等の上に設置することにより回転させてもよい。あるいは、Ｘ線源２０１および検出器２０２、および被写体２０８の両方を回転させてもよい。
　図１にもどり、本実施形態のＸ線撮像装置２００において、Ｘ線源２０１から照射されるＸ線は被写体２０８を透過し、検出器２０２によりＸ線強度に応じた電気信号に変換され、制御処理装置２０６に計測像として入力される。検出器２０２と被写体２０８との間に、散乱Ｘ線を遮蔽するグリッド２１０が設置されていてもよい。Ｘ線源２０１と被写体２０８との間に、被写体２０８に照射するＸ線の範囲を調整するコリメータ２１１が設置されていてもよい。
　なお、本実施形態では、検出器２０２に２次元検出器を用いる。１次元検出器を並べて多列化したものも２次元検出器に含める。２次元検出器としては、平面型Ｘ線検出器、Ｘ線イメージインテンシファイアとＣＣＤカメラとの組み合わせ、イメージングプレート、ＣＣＤ検出器、固体検出器等がある。平面型Ｘ線検出器としては、アモルファスシリコンフォトダイオードとＴＦＴを一対としてこれを正方マトリックス上に配置し、これと蛍光板を直接組み合わせたもの等がある。
　制御処理装置２０６は、ＣＰＵとメモリとを備える情報処理装置であって、Ｘ線撮像装置２００の各部の動作を制御し、計測を行い計測像を得る計測制御部と、計測像に対して補正処理を実行して補正像を得る補正処理部と、を実現する。例えば、計測制御部は、Ｘ線源２０１におけるＸ線発生、検出器２０２におけるデータの取得、回転装置２０４における支柱２０３の回転を制御し、支柱２０３を回転しながらＸ線の照射と計測像の取得とを行う回転計測を実現する。制御処理装置２０６は、補正像を再構成処理し、３次元再構成画像を取得するものであってもよい。
　また、制御処理装置２０６は、記憶装置（不図示）と入力装置（不図示）とを備える。入力装置は、キーボード、マウスなどのポインティングデバイス等である。また、記憶装置には、補正処理に用いる補正関数、補正処理に用いるパラメータ、補正モードの種類等が格納される。補正関数をＸ線撮像装置２００自身で作成するよう構成することも可能である。この場合、制御処理装置２０６は、補正関数作成部を備える。また、記憶装置には、補正関数を作成するための処理（補正関数作成処理）の実施モードの種類、補正関数作成処理に用いられるパラメータ、等も格納される。これらは、入力装置を介して、ファイルからの読み込み、記憶チップの交換等の手段によって記憶装置に保持される。さらに、記憶装置には、入力装置を介してユーザから入力された指示内容も保持される。例えば、補正処理の実施の有無、選択された補正モード、キャリブレーション時やメンテナンス時における補正関数作成処理の有無等である。
　補正関数作成処理の実施モードは、補正関数作成部が補正関数作成のための計測（補正関数作成計測）を実施し、補正関数を作成するタイミングを特定するものである。例えば、「装置の設置時」、「メンテナンス時」、「キャリブレーション時」、「ユーザーの所望時」、等に補正関数作成処理を行う各モードがある。補正モードは、補正処理部が補正を行うタイミングを指定するもので、例えば、透視・計測時にリアルタイムで補正処理を行う「リアルタイムモード」、再構成演算の前処理時に実施する「オンラインモード」、計測や画像再構成処理とは別個に実施する「オフラインモード」等がある。なお、補正関数が予め記憶装置に格納されている場合、補正関数作成部、補正関数作成計測の実施モード、パラメータ等はなくてもよい。
　本実施形態では、被写体２０８の計測によって直接得られたデータを計測データと呼ぶ。計測データを検出器２０２の感度データで除算したものを透過率データと呼ぶ。透過率データは、計測データから検出器２０２の感度等の装置に起因するムラを除いたデータである。感度データは、被写体２０８を置かずに計測することにより得る。さらに、透過率データを対数変換して－１倍したものを投影データと呼ぶ。また、データとは、画像上の１画素あるいは部分的な領域の計測結果を示し、データの集合体を像（計測像、透過率像、投影像）と呼ぶ。
　次に、本実施形態のＸ線撮像装置２００における補正処理部による補正処理について説明する。本実施形態の補正処理部は、記憶装置に保持されている補正関数を用い、計測データを補正し、補正後の投影データを得る。本実施形態では、補正関数として、ビームハードニングによる影響を補正するためのビームハードニング補正関数（以後、ＢＨ補正関数と呼ぶ。）と、散乱Ｘ線の影響を補正するための散乱Ｘ線補正関数（ＳＸ補正関数と呼ぶ。）とを備える。
　図４は、本実施形態の補正処理部による補正処理の処理フローである。まず、計測制御部が所望の散乱Ｘ線量で被写体を撮影することにより得た１画像分の計測データ（計測像）１０１に対し、感度補正を行い（ステップＳ１０２）、１画像分の透過率データ（透過率像）１０３を得る。
　次に、ＳＸ補正関数１２１を用い、透過率データ１０３に対して散乱Ｘ線補正を行い散乱Ｘ線補正後の透過率データ（散乱Ｘ線補正後透過率像）１０７を得る。具体的には、各透過率データ１０３に対応する散乱Ｘ線強度１０５を算出する（ステップＳ１０４）。そして、各透過率データ１０３から得られた散乱Ｘ線強度１０５をそれぞれ減算し（ステップＳ１０６）、１画面分の散乱Ｘ線の影響を補正した散乱Ｘ線補正後の透過率データ（散乱Ｘ線補正後透過率像）１０７を得る。
　次に、各散乱Ｘ線補正後の透過率データ１０７を対数変換し、－１倍することにより（ステップＳ１０８）、１画面分の投影データ（投影像）１０９を得る。得られた１画面分の投影データ１０９に対し、ＢＨ補正関数１２２を用い、ビームハードニング補正を行う（ステップＳ１１０）。そして、１画面分のビームハードニング補正後の投影データ（散乱Ｘ線およびビームハードニング補正後投影像）１１１を得る。なお、上記補正処理において、補正処理部が生成する各データ（像）は、記憶装置に格納される。
　次に、上記補正処理に用いられるＳＸ補正関数１２１およびＢＨ補正関数１２２を作成する補正関数作成処理の詳細について説明する。これらの補正関数は、事前に模擬被写体を用いて計測したデータから求める。補正関数作成処理は、上述の補正関数作成処理の実施モードとして指定されるタイミングで行われる。例えば、本計測の直前に事前計測として行ってもよいし、Ｘ線撮像装置２００の設置時に行う等、本計測とは独立して行ってもよい。補正関数作成処理は、情報処理装置において、プログラムに従ってＣＰＵが演算処理を行うことにより実現される、情報処理装置は、制御装置２０６が兼ねてもよいし、Ｘ線撮像装置２００と独立して設けられ、得られたＳＸ補正関数およびＢＨ補正関数のみが本実施形態のＸ線撮像装置２００の記憶装置に格納される構成であってもよい。以下、本実施形態では、Ｘ線撮像装置２００の補正関数作成処理部が作成する場合を例にあげて説明する。
　まず、補正関数作成処理の中の、ＢＨ補正関数１２２を作成する、ＢＨ補正関数作成処理の概略を説明する。ビームハードニング量は、投影データにおいて、被写体の厚さをｔ、吸収係数をμとすると、μｔで表される。また、本実施形態では、ビームハードニング補正は、散乱Ｘ線の影響を補正後の透過率データから得た投影データに対して行われる。従って、本実施形態では、散乱Ｘ線の影響をほぼ排除した状態で、模擬被写体の厚さ（透過距離）ｔを変えて得た複数の投影データを直線近似することにより上記μに該当する傾きを決定し、それに従って投影データの補正量を示すＢＨ補正関数を決定する。具体的な処理手順は以下のとおりである。
　図５は、補正関数作成処理部によるＢＨ補正関数作成処理の処理フローである。種々の厚さの模擬被写体を用いて、散乱Ｘ線の影響を略排除し、略直接Ｘ線のみとした状態で、ＢＨ補正関数を作成するための計測（ＢＨ補正関数作成計測）を行い（ステップＳ５０１）、模擬被写体の計測データ（計測像）を得る。以下、散乱Ｘ線量を極力小さくし、略直接Ｘ線のみの場合の散乱Ｘ線量を特定散乱Ｘ線量と呼ぶ。また、模擬被写体には、アクリル、水、骨など円柱や板を用いる。
　得られた計測データから透過率データを得、透過率データを変換して投影データを得る（ステップＳ５０２）。透過距離毎の投影データを、グラフにプロットする（ステップＳ５０３）。グラフから、模擬被写体が薄い（透過距離の短い）領域で、原点を通る直線で近似し、透過距離に応じたビームハードニング量算出関数（関数Ａ）を決定する（ステップＳ５０４）。次に、同じ透過距離の、ステップＳ５０２で得た投影データ（実測値）と関数Ａから算出した投影データ（理想値）とを対応づけてグラフにプロットし（ステップＳ５０５）、原点を通る曲線で近似し、その曲線をＢＨ補正関数とする（ステップＳ５０６）。
　次に、ＳＸ補正関数１２１を作成するＳＸ補正関数作成処理の概略を説明する。ここでは、特定散乱Ｘ線量で計測して得た透過率データから算出した散乱Ｘ線強度を、本計測時と同じ散乱Ｘ線量での透過率データに対応付けたものを、ＳＸ補正関数とする。
　図６は、補正関数作成処理部によるＳＸ補正関数作成処理の処理フローである。まず、模擬被写体を用いて、ＳＸ補正関数作成計測を行う（ステップＳ６０１）。ＳＸ補正関数作成計測では、模擬被写体内の透過距離を一定にし、散乱Ｘ線量を変化させて複数の計測データを得る。得られた計測データ（同一透過距離で散乱Ｘ線量の異なる計測データ）から透過率データを得、グラフにプロットする（ステップＳ６０２）。プロット結果から散乱Ｘ線量の条件と透過率データとを関係づける関数を決定する（ステップＳ６０３）。決定した関数から、特定散乱Ｘ線量での補正値と、本計測時の散乱Ｘ線量と同一条件の透過率データ（本計測時透過率データ）とを算出する（ステップＳ６０４）。なお、補正値は、本計測時透過率データから特定散乱Ｘ線量条件での透過率データを減算して得る。異なる複数の透過距離に関し、ステップＳ６０１からステップＳ６０４を繰り返し、それぞれ補正値および本計測時透過率データを算出する。得られた複数の補正値および本計測時透過率データの組をグラフにプロットし（ステップＳ６０５）、補正値と本計測時透過率データとを関係付ける関数、すなわち、本実施形態のＳＸ補正関数を決定する（ステップＳ６０６）。
　次に、各処理の詳細について説明する。まず、補正関数作成計測で用いる計測系において、散乱Ｘ線量の変更手法について説明する。本実施形態では、コリメータ２１１を用い、散乱Ｘ線量を変更する。図７は、本実施形態の計測系における散乱Ｘ線量変更手法を説明するための図である。本実施形態では、上下２枚の遮蔽板からなるコリメータ７１０（２１１）を用い、２枚の遮蔽板の間隔を変えることにより散乱Ｘ線量を変化させる。本図に示すように、Ｘ線源２０１から照射されたＸ線は、コリメータ７１０で照射領域を制限され、模擬被写体７２０を透過し、検出器２０２に入射する。コリメータ７１０を構成する２枚の遮蔽板７１１、７１２との間隔ｄは、計測像７３０上で幅ｃとなる。幅ｃは、間隔ｄの増減に伴い、増減する。一般に２枚の遮蔽板の間隔ｃを狭くすればするほど、散乱Ｘ線量を抑えることができ、直接Ｘ線の割合が増える。すなわち、幅ｃは、散乱Ｘ線量を特定する条件となる。以下、本実施形態では、計測像７３０上の幅ｃを、コリメータ幅ｃと呼ぶ。なお、コリメータが複数の遮蔽版で構成される場合や、コリメータが多角形、円形、不特定の形状等の場合には、コリメータ条件は面積で示すよう構成してもよい。
　また、透過距離は、例えば、様々な直径の水円柱を模擬被写体７２０として用いることにより変更することができる。しかし、透過距離の変更手法はこれに限られない。例えば、１の水円柱の模擬被写体で検出位置を変化させることにより、実質的に模擬被写体７２０内の透過距離の異なる透過率データを取得するよう構成してもよい。このように構成することで、１回の計測で、透過距離の異なる複数の透過率データを得ることができる。
　なお、透過距離を様々に変えて異なる透過率データを取得するために用いる模擬被写体７２０は水円柱に限られない。例えば、人体を模したファントム、様々な厚さのアクリル板などを用いてもよい。人体を模したファントムを用いる場合、実際の被写体の形状に近いため、精度の高い補正が可能となる。また、人体の透過率データを用いてもよい。その場合、さらに精度の高い補正が可能となる。また、本計測で計測される実際の被写体の透過率データを用いてもよい。その場合、最も精度の高い補正が可能となる。なお、異なる透過率データを取得するために、同じ透過距離を有し、材質の異なる模擬被写体を用いてもよい。
　次に、各補正関数作成計測の結果からＢＨ補正関数１２２およびＳＸ補正関数１２１を作成する手順を具体的に説明する。まず、ＢＨ補正関数作成手順について説明する。ここでは、図７に示す計測系において、模擬被写体としてｍ個の異なる直径ｘｊ（ｊは１以上ｍ以下の自然数、ｍは自然数）の水円柱を用い、散乱Ｘ線量を特定散乱Ｘ線量にしてＢＨ補正関数作成計測（図５のステップＳ５０１）を行う。
　ここでは、特定散乱Ｘ線量は、コリメータ幅ｃを可能な限り狭めた幅ｃ０に設定することにより実現する。上述のように、コリメータ幅ｃは狭いほど、散乱Ｘ線の影響を排除することができるためである。得られた計測データを透過率データに変換し、さらに投影データに変換する。具体的には、透過率像から得られた投影像の中心位置で投影データを算出する。以後、コリメータ幅ｃ、透過距離ｘとして得られた計測データから得た透過率データをＴ（ｃ、ｘ）、投影データをＰ（ｃ、ｘ）と表す。
　得られた各投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）（１≦ｊ≦ｍ）を、横軸を透過距離（模擬被写体の水円柱の直径）ｘｊ、縦軸を投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）としたグラフ上にプロットする。図８は、プロット結果のグラフである。原点を通り、直径ｘｊの値の小さい領域でこのプロット結果にフィットする直線を特定し、近似式として透過距離ｘを変数とする関数Ａ（ｃ０、ｘ）とする。
　以上により、各透過距離ｘｊについて、実際の計測データから得た投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）と、近似式から得た理想値Ａ（ｃ０、ｘｊ）との組が得られる。これを、横軸を投影データＰ、縦軸を理想値Ａとしたグラフにプロットする。図９は、プロット結果のグラフである。そして、原点を通り、このプロット結果にフィットする近似曲線を決定し、それを、ＢＨ補正関数１２２とする。このように、ＢＨ補正関数１２２は、実際の計測データから得られた投影データ（実測投影データ）と、ＢＨ補正後の理想値である投影データ（理想投影データ）とを対応付けるものである。
　なお、近似式（関数ＡおよびＢＨ補正関数１２２）は、例えば、プロット結果をディスプレイ等に表示させ、ユーザが作成するよう構成してもよいし、予め保持するプログラムを用い、情報処理装置が作成するよう構成してもよい。また、上述のように、ビームハードニングによる影響は、吸収係数μと透過距離（被写体の厚さ）ｔを用いて、μｔと表される。従って、実測投影データを近似して上記関数Ａを算出する代わりに、関数Ａの傾きとして吸収係数μの理論値、または、他の装置で予め得た吸収係数μを用いるよう構成してもよい。他の装置としては、例えば、散乱Ｘ線量が少ないことが知られているライン検出器を用いる一般の医療用ＣＴ装置や、Ｇｅ検出器が考えられる。理論値や予め他の装置で求めた吸収係数μを用いることにより、ステップＳ５０３およびステップＳ５０４の処理が不要となるため、処理を高速化できる。
　また、図８において、投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）のプロット結果自体を、これにフィットする近似曲線を決定し、関数Ｃ（ｃ０、ｘｊ）としてもよい。この場合、図９において、横軸をＣ、縦軸をＡとし、プロット結果から近似関数を決定し、ＢＨ補正関数１２２とする。
　次に、ＳＸ補正関数作成手順について説明する。ここでは、図７に示す計測系において、模擬被写体としてｍ個の異なる直径ｘｊ（１≦ｊ≦ｍ）の水円柱を用い、それぞれの水円柱において、コリメータ幅ｃを変更し、ｎ個の異なるコリメータ幅ｃｉ（ｉは１以上ｎ以下の自然数、ｎは自然数）でＳＸ補正関数作成計測を行う。設定するコリメータ幅ｃには、特定散乱Ｘ線量を実現するコリメータ幅ｃ０および／または実際の計測で用いるコリメータ幅ｃａを含めることが望ましい。以後、実際の計測で用いるコリメータ幅ｃａを、実コリメータ幅ｃａと呼ぶ。
　ＳＸ補正関数作成計測で得た計測データから算出した各透過率データを、横軸をコリメータ幅ｃｉ、縦軸を透過率データＴ（ｃｉ、ｘｊ）としたグラフ上に計測結果をプロットする。図１０は、プロット結果のグラフである。
　そして、透過距離ｘｊ毎に、各プロット結果にフィットする近似曲線を、コリメータ幅ｃに対する関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）（１≦ｊ≦ｍ）と決定する。このとき、近似式には、１次式、２次式、多項式、ｌｏｇ関数等を用いる。近似式は、例えば、プロット結果をディスプレイ等に表示させ、ユーザが決定するよう構成してもよいし、予め保持するプログラムを用い、情報処理装置が作成するよう構成してもよい。
　関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）（１≦ｊ≦ｍ）を用い、各計測位置ｘｊについて、実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、および、特定のコリメータ幅ｃ０における透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を計算する。なお、例えば、特定のコリメータ幅ｃ０の値を０と考え、関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）（１≦ｊ≦ｍ）の縦軸の切片の値を用いてもよい。
　次に、各透過距離ｘｊに関し、実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）から、コリメータ幅ｃ０の場合の透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）（または、切片の値）を減算し、差分値Ｓ（ｃａ、ｘｊ）を得る。ここで、透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）は、略直接Ｘ線強度であるため、上記差分値Ｓ（ｃａ、ｘｊ）は、本計測で用いるコリメータ幅ｃａ（散乱Ｘ線量）における、透過距離ｘｊにおける散乱Ｘ線強度といえる。
　各透過距離ｘｊに関し、散乱Ｘ線強度Ｓ（ｃａ，ｘｊ）を計算し、横軸を実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、縦軸を散乱Ｘ線強度Ｓ（ｃａ、ｘｊ）としたグラフ上にプロットする。図１１は、プロット結果のグラフである。ここで、被写体がない場合には散乱Ｘ線強度が０となることから、このプロット結果に、Ｄ＝１．０、Ｓ＝０．０、のデータを追加することができる。また、被写体が非常に厚い場合には透過率データが０になることから、このプロット結果に、Ｄ＝０．０、Ｓ＝０．０のデータを追加することができる。このプロット結果にフィットする近似曲線を決定し、それをＳＸ補正関数１２１とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数などを用いる。また、例えば、以下の式（１）で近似できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 式（１）において、Ｓはコリメータ幅ｃａにおける散乱Ｘ線強度Ｓ（ｃａ、ｘｊ）、Ｄは、コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、ｋは、本計測時に実際に用いるコリメータ幅ｃａにおける係数である。プロット結果を式（１）でフィッティングすることによりｋを決定し、近似式、すなわちＳＸ補正関数１２１を完成させる。
　このように、本実施形態のＳＸ補正関数１２１は、実際の計測データから得た透過率データと、実際の計測時の散乱Ｘ線量条件における散乱Ｘ線強度とを対応づけるものである。散乱Ｘ線による影響は、得られた透過率データから当該透過率データに対応する散乱Ｘ線量を減算することにより補正する。
　以上の手順で作成されたＢＨ補正関数１２２およびＳＸ補正関数１２１は、本実施形態のＸ線撮像装置２００の記憶装置に保持される。
　以上説明したように、本実施形態によれば、散乱Ｘ線による影響を補正する関数およびビームハードニングの影響を補正する関数をそれぞれ別個独立に用意し、得られた計測データを補正する。また、散乱Ｘ線を補正するＳＸ線補正関数は、得られた計測データから算出される透過率データに対応する散乱Ｘ線強度を得るもので、ビームハードニングの影響を補正するＢＨ補正関数は、得られた計測データから算出される投影データをビームハードニングの影響を取り除いた理想値に置き換えるものである。それぞれ、簡単な演算処理で実現することができる。特に、ＢＨ補正関数は、透過率データを投影データに変換し、透過距離に応じたビームハードニングの影響を直線で近似するよう構成している。このため、透過率データのまま処理を行うものに比べ、格段に精度の高い補正結果が得られる。
　従って、本実施形態によれば、それぞれ精度の高い補正を簡易かつ高速に実現することができ、その結果、画像のコントラストを回復し、値の定量性を向上させた高画質の２次元画像または３次元再構成画像を得ることができる。
　また、本実施形態では、両補正関数を用い、散乱Ｘ線補正、ビームハードニング補正の順に計測データを補正する。それぞれ適正な補正を施すことができ、過補正となることがない。
　さらに、ＢＨ補正関数１２２およびＳＸ補正関数１２１を、実際に計測に用いるＸ線撮像装置２００で算出することができる。従って、装置の特性に応じた最適な補正値を得ることができる。また、これらの補正関数は、上述の通り、簡易な計測により得られる計測データから簡単な演算処理で得ることができる。
　なお、ＳＸ補正関数１２１を用いて算出された散乱Ｘ線強度を透過率データから減算する際、あるいは、投影データの値をＢＨ補正関数１２２で変換する際、演算結果に対して閾値による判定を加え、補正後の値が所定の値以下とならないよう構成してもよい。すなわち、演算結果と閾値とを比較し、演算結果が閾値より小さくなる場合は、演算結果を閾値に置き換える。あるいは、演算結果と閾値とを比較し、演算結果が閾値より小さくなる場合は、近傍の演算結果を用いて求めた平均値であって、閾値より大きい値を補正値とするよう構成してもよい。このように構成することにより、補正値が小さくなり過ぎず、ノイズを抑え、アーチファクトの発生を低減することができる。
　また、ＢＨ補正関数作成計測および／またはＳＸ補正関数作成計測において、コリメータ幅ｃの変更数、計測位置ｘの数は、近似式を求めることができればよいため、２以上であればよい。また、上記特定散乱Ｘ線量条件を実現するコリメータ幅ｃ０として、コリメータ幅を最小（≒０）とする場合を例にあげて説明した。しかし、特定のコリメータ幅ｃ０はこれに限られない。散乱Ｘ線の含有量が少ないコリメータ幅であればよい。例えば、ファンビームＣＴ計測のコリメータ幅を用いてもよい。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態のＸ線撮像装置は基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。また、ＢＨ補正関数は第一の実施形態と同様である。しかし、ＳＸ補正関数が第一の実施形態と異なる。第一の実施形態では、透過率データと散乱Ｘ線強度とを対応づけ、ＳＸ補正関数としている。しかし、本実施形態では、透過率データと直接Ｘ線強度との関係を対応づけ、ＳＸ補正関数とする。
　本実施形態のＳＸ補正関数１２１’の作成手順について説明する。本実施形態のＳＸ補正関数１２１’の作成手順は基本的に第一の実施形態の図６に示す手順と同様である。ただし、透過率データに対応づけるものが直接Ｘ線強度であるため、ステップＳ６０４において、補正値として、特定散乱Ｘ線量条件での透過率データをそのまま用いる。そして、同様に処理をすすめ、得られた複数の補正値と本計測時透過率データとを関係付ける関数を本実施形態のＳＸ補正関数１２１’とする。
　本実施形態の補正関数１２１’の具体的な作成手順は以下のとおりである。第一の実施形態と同様にＳＸ補正関数作成計測を行い、結果のグラフ（図１０）から、透過距離ｘｊ毎に、各プロット結果にフィットする近似曲線を、コリメータ幅ｃを変数とする関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）と決定する。そして、関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）を用い、各計測位置ｘｊについて、実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、および、特定のコリメータ幅ｃ０における透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を計算する。本実施形態においても、例えば、特定のコリメータ幅ｃ０の値を０と考え、関数Ｄ（ｃ、ｘ）の縦軸の切片の値を用いてもよい。ここで、特定のコリメータ幅ｃ０における透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）は、略直接Ｘ線強度といえる。
　各透過距離ｘｊに関し、横軸を実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、縦軸を直接Ｘ線強度Ｄ（ｃ０、ｘｊ）としたグラフ上にプロットする。図１２は、プロット結果のグラフである。このプロット結果にフィットする近似曲線を決定し、それをＳＸ補正関数１２１’とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数などを用いる。
　このように、本実施形態のＳＸ補正関数１２１’は、実際の計測データから得た透過率データと、実際の計測時の散乱Ｘ線量条件における直接Ｘ線強度とを対応づけるものである。本実施形態においても、ＳＸ補正関数１２１’は、Ｘ線撮像装置２００の記憶装置に保持される。
　以下、本実施形態のＳＸ補正関数１２１’を用いる場合の、補正処理の流れについて説明する。図１３は、本実施形態の補正処理部による補正処理の処理フローである。基本的には図４に示す第一の実施形態の補正処理の処理フローと同様である。しかし、散乱Ｘ線補正の手順が異なる。すなわち、ステップＳ１０４およびＳ１０６の処理の変わりに、ＳＸ補正関数１２１’を用い、透過率データ（透過率像）１０３から、直接、散乱Ｘ線補正後のデータ（散乱Ｘ線補正像）１０７を得る（ステップＳ１２０）。その後の処理は、図４に示す第一の実施形態の処理と同様である。
　本実施形態においても、上記補正処理に用いられるＳＸ補正関数１２１’およびＢＨ補正関数１２２は、事前に模擬被写体を用いて計測したデータから求める。これらの補正関数を作成する処理は、上述の補正関数作成処理の実施モードとして指定されるタイミングで行われる。例えば、本計測の直前に事前計測として行ってもよいし、Ｘ線撮像装置２００の設置時に行う等、本計測とは独立して行ってもよい。補正関数作成処理は、情報処理装置において、プログラムに従ってＣＰＵが演算処理を行うことにより実現される、情報処理装置は、制御装置２０６が兼ねてもよいし、Ｘ線撮像装置２００と独立して設けられていてもよい。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態と同様、ＳＸ補正関数１２１’を用いて透過率データを変換する際、閾値による判定を加えてもよい。また、コリメータ幅ｃの変更数、透過距離ｘの数、特定のコリメータ幅ｃ０についても第一の実施形態と同様である。
　以上説明したように、本実施形態によれば、散乱Ｘ線による影響の補正において、透過率データと直接Ｘ線強度との関係式を補正関数として用いる。従って、第一の実施形態に比べ、処理ステップを低減することができる。このため、第一の実施形態で得られる効果に加え、さらに高速な処理が実現できる。
　なお、第一の実施形態および第二の実施形態のＳＸ補正関数１２１、１２１’の算出において、透過率データＤ（ｃａ，ｘｊ）、補正値Ｄ（ｃ０，ｘｊ）、補正値Ｓ（ｃａ，ｘｊ）の代わりに、それぞれの平均値ＤＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）、ＤＡＶＲ（ｃ０，ｘｊ）またはＳＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）を用いてもよい。平均値は、同じ模擬被写体を複数回計測して得られた複数の上記各データから求める。または、１つの透過率像上の全画素の上記各データ、または、１つの透過率像上で設定された任意の領域内の複数の上記各データから求める。平均値を用いることにより、近似式の精度を高めることができ、補正の精度もそれに伴い高まる。
　以下、透過率データ等の平均値を用いてＳＸ補正関数１２１、１２１’を求める場合の手順を説明する。ここでは、平均値を１つの透過率像上で設定された任意の領域内の複数の上記各データから求める場合を例にあげて説明する。コリメータ幅ｃをｃ１、ｃ２、・・ｃｉ・・ｃｎと変化させ、それぞれ、各直径ｘｊの水円柱計を計測し、ｍ×ｎ枚の透過率像を得る。なお、ここでは、コリメータ幅ｃを変化させる毎に、全ての透過距離の透過率データを得てもよいし、透過距離ｘを変化させる毎に、全てのコリメータ幅ｃの透過率データを得てもよい。
　各透過率像上で任意の大きさの領域を設定し、当該領域内の透過率データＴ（ｃｉ、ｘｊ）の平均値ＴＡＶＲ（ｃｉ、ｘｊ）をそれぞれ求める。例えば、領域の大きさは、特定のコリメータ幅ｃ０に設定する。結果を横軸をコリメータ幅ｃ、縦軸を平均透過率データＴＡＶＲ（ｃｉ、ｘｊ）としたグラフ上にプロットし、近似式Ｄを求め、計測時のコリメータ幅ｃａにおける平均透過率データＤＡＶＲ（ｃａ、ｘｊ）、および、特定のコリメータ幅ｃ０における平均透過率データＤＡＶＲ（ｃ０、ｘｊ）を計算する。ここでも、平均透過率データＤＡＶＲ（ｃ０、ｘｊ）として、切片を用いてもよい。以下、上記各実施形態と同様の手順で、各直径ｘｊにおける平均透過率データと補正値との組（（ＤＡＶＲ（ｃａ、ｘｊ）、ＤＡＶＲ（ｃ０，ｘｊ））または（（ＤＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）、ＳＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ））を得る。
　例えば、平均透過率データと補正値との組（（ＤＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）、ＳＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ））から、上述の第一の実施形態と同様の手順により、以下の式（２）で近似し、これをＳＸ補正関数１２１’’とすることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 上記式（２）において、ＳＡＶＲは、ＳＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）を、ＤＡＶＲは、ＤＡＶＲ（ｃａ，ｘｊ）を、ｋは、コリメータ幅ｃａにおける係数である。
　なお、上記手順において、１つの透過率像上の全画素から求めた平均値を用いると、散乱Ｘ線強度Ｓ（ｘ）ＡＶＲおよび直接Ｘ線強度Ｄ（ｘ）ＡＶＲは、透過率像上の全画素に対して同じ値を用いることができる。このため、さらに処理を高速化することができる。
　また、透過率像を複数の領域に分割し、各領域内の画素の平均値として補正値ＳＡＶＲ、ＤＡＶＲを算出してもよい。この場合、補正値ＳＡＶＲ、ＤＡＶＲは、領域毎に異なる値となり、領域毎に最適な補正値で補正できるため、補正の精度を向上させることができる。この場合、領域の境界付近で補正値の平滑化を行うと、領域の境界で補正像に段差が生じることを避けることができる。領域を細かく分割すればするほど、補正の精度は向上する。また、局所的な変動に対応ができ、複雑な構造の被写体の補正に高い精度で対応することができる。領域を１画素単位に分割するよう構成してもよい。
　また、透過率像の全画素から求められる平均値を用いて補正値を求め、透過率像上の位置に応じて重みをかけた補正値ＳＡＶＲ、ＤＡＶＲを算出し、透過率像上の位置に応じて異なる補正値を用いるよう構成し、補正の精度を高めてもよい。この場合、重みは、例えば、任意の被写体において、透過率像の全画素から算出した補正値に対する、透過率像を複数の領域に分割して算出した散乱Ｘ線強度または直接Ｘ線強度の比として求められる。
　また、得られた透過率データを周囲のデータで重み付け加算平均することによりボケ透過率データを作成し、ボケ透過率データの値を用いて補正値を算出するよう構成してもよい。あるいは、補正値を周囲のデータで重み付け加算平均することによりボケ補正値を算出するよう構成してもよい。ボケ透過率データあるいはボケ補正値を用いることにより、ノイズ等により特異な透過率データの値が生じた場合に、補正値が特異になることを防ぐことができる。また、補正値が小さくなり過ぎる、あるいは大きくなり過ぎることがないため、補正像においてノイズの増加やアーチファクトの発生を防ぐことができる。また、透過率データの値が閾値よりも小さい場合にボケ透過率データを用いる条件を加えるよう構成してもよい。これにより、ノイズの増加やアーチファクトの発生を防ぎながら、高精度の補正が可能となる。第一の実施形態では、補正値が閾値よりも大きい場合にボケ透過率データを用いる条件を加えることにより、ノイズの増加やアーチファクトの発生を防ぎながら、高精度の補正が可能となる。第二の実施形態では、補正値が閾値よりも小さい場合にボケ透過率データを用いる条件を加えることにより、ノイズの増加やアーチファクトの発生を防ぎながら、高精度の補正が可能となる。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態のＸ線撮像装置は、基本的に上記各実施形態と同様の構成を有する。上記各実施形態では、散乱Ｘ線の補正およびビームハードニングによる影響の補正を、それぞれＳＸ補正関数およびＢＨ補正関数を用い、独立して補正している。しかし、本実施形態では、ＳＸ補正関数内に、ビームハードニングの補正も組み込む。これにより、計測データに対しＳＸ補正関数により補正を行うだけで、散乱Ｘ線補正および散乱Ｘ線補正後の計測データに対するビームハードニング補正を実現する。以下、本実施形態について、上記各実施形態と異なる構成であるＳＸ補正関数１２３およびＳＸ補正関数１２３を用いる補正処理について説明する。
　本実施形態のＳＸ補正関数１２３の作成手順は、基本的には図６に示す第一の実施形態のＳＸ補正関数１２１の作成手順と同様である。ただし、ステップＳ６０４の補正値として採用する値が異なる。第一の実施形態では、図１０に示す透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を、透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）から減算して得た散乱Ｘ線量Ｓ（ｃａ、ｘｊ）を、透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）の補正値と対応づけているが、本実施形においては、さらに、透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）にビームハードニング補正を行ったデータＤ’（ｃ０、ｘｊ）を用いて算出した散乱Ｘ線量を補正値とする。
　具体的には、図１０において、透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）と同一透過距離の、特定散乱Ｘ線量での透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）に変換する。そして、この投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）をＢＨ補正関数１２２を用いて補正し、補正後の値Ａ（ｃ０、ｘｊ）を得る。Ａ（ｃ０、ｘｊ）を変換して透過率データＤ’（ｃ０、ｘｊ）としたものを、本実施形態の特定散乱Ｘ線量での透過率データとする。なお、投影データＰを透過率データＴに変換する場合は、投影データＰを－１倍し、Ｅｘｐ変換を行う。
　ビームハードニング補正後の散乱Ｘ線量Ｓ’（ｃａ、ｘｊ）は、透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）から透過率データＤ’（ｃ０、ｘｊ）を減算して算出する。そして、算出結果を、横軸を実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、縦軸をビームハードニング補正後の散乱Ｘ線強度Ｓ’（ｃａ、ｘｊ）としたグラフ上にプロットし、プロット結果にフィットする近似曲線をＳＸ補正関数とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数などを用いる。また、例えば、上記の式（１）を用いてもよい。
　以下、本実施形態の補正関数１２３を用いる場合の、補正処理の流れについて説明する。図１４は、本実施形態の補正処理部による補正処理の処理フローである。本実施形態の補正処理は、基本的に図４に示す第一の実施形態の補正処理と同様である。しかし、ステップＳ１０４においてＳＸ補正関数１２３を用いて算出される散乱Ｘ線強度１０５において、既にビームハードニングの影響が補正されている。従って、減算（ステップＳ１０６）により、散乱Ｘ線およびビームハードニングの補正がなされた透過率像１５１が得られる。得られた透過率像１５１を変換し（ステップＳ１０８）、散乱Ｘ線およびビームハードニング補正後の投影像１１１を得る。
　以上、本実施形態によれば、１のＳＸ補正関数１２３により、第一の実施形態と同様の高い精度のビームハードニングおよび散乱Ｘ線の補正を行うことができる。従って、第一の実施形態で得られる効果に加え、さらに、処理を高速化できる。また、ＳＸ補正関数１２３は、上述のように簡易に取得できる計測データから、容易に作成することができる。従って、複雑な構成を追加することなく、上記効果を得ることができる。
　なお、本実施形態の補正処理は、第二の実施形態と同様に、直接Ｘ線による補正においても適用できる。すなわち、上記関数Ｄから算出した透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）の補正値を、関数Ｄから算出した特定散乱Ｘ線量での透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を上記手順でビームハードニング補正を行った後の値Ｄ’（ｃ０、ｘｊ）とする。そして、横軸を実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）、縦軸をビームハードニング補正後の透過率データＤ’（ｃ０、ｘｊ）としたグラフ上にプロットし、プロット結果にフィットする近似曲線をＳＸ補正関数１２３’とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数などを用いる。
　この場合の本実施形態のＳＸ補正関数１２３’を用いる場合の補正処理の流れを説明する。図１５は、ここでの補正処理部による補正処理の処理フローである。ここでの補正処理は、基本的に図１３に示す第二の実施形態の補正処理と同様である。しかし、上記同様、ステップＳ１２０においてＳＸ補正関数１２３’を用いて算出される透過率データは、既にビームハードニングの補正がなされている。従って、ステップＳ１２０での変換の結果、散乱Ｘ線およびビームハードニングの補正がなされた透過率像１５１’が得られる。得られた透過率像１５１’を変換し（ステップＳ１０８）、散乱Ｘ線およびビームハードニング補正後の投影像１１１を得る。
　以上、本実施形態によれば、１のＳＸ補正関数１２３’により、第二の実施形態と同様の高い精度のビームハードニングおよび散乱Ｘ線の補正を行うことができる。従って、第二の実施形態で得られる効果に加え、さらに、処理を高速化できる。また、ＳＸ補正関数１２３’は、上述のように簡易に取得できる計測データから、容易に作成することができる。従って、複雑な構成を追加することなく、上記効果を得ることができる。
　なお、本実施形態において、特定のコリメータ幅ｃ０の実現手法、計測におけるコリメータ幅ｃの変更数、透過距離ｘの数については、上記各実施形態と同様である。また、上記各実施形態同様、閾値による判定を加える、平均値を用いる、重み付け加算平均処理を行うなど、各種変形可能である。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態について説明する。本実施形態のＸ線撮像装置は、基本的に上記各実施形態と同様の構成を有する。本実施形態においても、第三の実施形態同様、ＳＸ補正関数内に、ビームハードニングの補正も組み込み１回の変換処理で、散乱Ｘ線補正およびビームハードニング補正を実現する。ただし、第三の実施形態では、透過率データにおいて補正を行うが、本実施形態では、投影データに変換後、補正を行う。以下、本実施形態について、上記各実施形態と異なる構成であるＳＸ補正関数１２４およびＳＸ補正関数１２４を用いる補正処理について説明する。
　本実施形態のＳＸ補正関数１２４の作成手順は、基本的に第二の実施形態のＳＸ補正関数１２１’作成手順と同様である。ただし、図１０のグラフにプロットする前に、透過率データから投影データに変換する。投影データ変換後、グラフにプロットし、各プロット結果にフィットする近似曲線を、コリメータ幅ｃを変数とする関数Ｅ（ｃ、ｘｊ）として透過距離ｘｊ毎に決定する。
　また、特定のコリメータ幅ｃ０における透過率データから得た投影データＰ（ｃ０、ｘｊ）を、ＢＨ補正関数で補正し、ビームハードニング補正後の特定のコリメータ幅ｃ０における投影データＰ’（ｃ０、ｘｊ）を得る。一方、近似曲線Ｅから、実コリメータ幅ｃａにおける投影データＰ（ｃａ、ｘｊ）を得る。透過距離ｘｊ毎に、Ｐ’（ｃ０、ｘｊ）とＰ（ｃａ、ｘｊ）との組をプロットした結果を近似して得た曲線を、本実施形態のＳＸ補正関数１２４とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数等を用いる。
　このように、本実施形態のＳＸ補正関数１２４は、実際の計測データから得た投影データと、実際の計測時の散乱Ｘ線量条件における散乱Ｘ線を除いた投影データであって、ビームハードニング補正後の投影データを対応付けるものである。従って、ＳＸ補正関数１２４のみで、散乱Ｘ線補正およびビームハードニング補正を行うことができる。
　ただし、上述のように、投影データに対する補正関数であるため、本実施形態のＳＸ補正関数１２４を用いる場合の補正処理部による補正処理の流れは、図１６に示すようになる。ここでの補正処理は、基本的に図１３に示す第二の実施形態の補正処理と同様である。しかし、透過率データ（透過率像）１０３を投影データ（投影像）１０９’に変換（ステップＳ１０８）後、本実施形態のＳＸ補正関数１２４を用いて散乱Ｘ線およびビームハードニングの影響を補正する。そして、散乱Ｘ線およびビームハードニング補正後の投影像１１１を得る。
　以上、本実施形態によれば、１のＳＸ補正関数１２４により、第二の実施形態と同様の高い精度のビームハードニングおよび散乱Ｘ線の補正を行うことができる。従って、第二の実施形態で得られる効果に加え、さらに、処理を高速化できる。また、ＳＸ補正関数１２４は、上述のように簡易に取得できる計測データから、容易に作成することができる。従って、複雑な構成を追加することなく、上記効果を得ることができる。
　なお、本実施形態において、特定のコリメータ幅ｃ０の実現手法、計測におけるコリメータ幅ｃの変更数、透過距離ｘの数については、上記各実施形態と同様である。また、上記各実施形態同様、閾値による判定を加える、平均値を用いる、重み付け加算平均処理を行うなど、各種変形可能である。
　＜＜第五の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第五の実施形態について説明する。本実施形態のＸ線撮像装置は、基本的に上記各実施形態と同様の構成を有する。本実施形態においても、第三および第四の実施形態同様、ＳＸ補正関数内にビームハードニング補正を組み込み、１回の変換処理で、散乱Ｘ線補正およびビームハードニング補正を実現する。ただし、本実施形態では、透過率データに、散乱Ｘ線補正とビームハードニング補正後の投影データを対応づけたものをＳＸ補正関数とする。以下、本実施形態について、上記各実施形態と異なる構成であるＳＸ補正関数１２５およびＳＸ補正関数１２５を用いる補正処理について説明する。
　本実施形態では、上記第一および第二の各実施形態と同様の手順で、コリメータ幅ｃおよび透過距離ｘｊを変更して取得した計測データを図１０のようにプロットし、透過距離ｘｊ毎の、コリメータ幅ｃを変数とする関数Ｄ（ｃ、ｘｊ）を得る。関数Ｄを用い、透過距離ｘｊ毎に、実コリメータ幅ｃａにおける透過率データＤ（ｃａ、ｘｊ）および特定のコリメータ幅ｃ０における透過率データＤ（ｃ０、ｘｊ）を得る。ここで、Ｄ（ｃ０、ｘｊ）として、関数Ｄの切片の値を用いてもよい。
　Ｄ（ｃ０、ｘｊ）を投影データＦ（ｃ０、ｘｊ）に変換し、ＢＨ補正関数１２２で補正し、ビームハードニング補正後の投影データＦ’（ｃ０、ｘｊ）を得る。透過距離毎に得た、Ｆ’（ｃ０、ｘｊ）とＤ（ｃａ、ｘｊ）との組をプロットした結果を近似して得た曲線を、本実施形態のＳＸ補正関数１２５とする。なお、近似式には、１次式、２次式、多項式、Ｌｏｇ関数等を用いる。
　このように、本実施形態のＳＸ補正関数１２５は、実際の計測データから得た透過率データと、実際の計測時の散乱Ｘ線量における散乱Ｘ線を除いた投影データであって、ビームハードニング補正後の投影データとを対応付けるものである。従って、ＳＸ補正関数１２５のみで、散乱Ｘ線補正およびビームハードニング補正を行うことができる。
　本実施形態のＳＸ補正関数１２５を用いる場合の補正処理の流れは、図１７に示すとおりである。ここでの補正処理は、基本的に図１３に示す第二の実施形態の補正処理と同様である。しかし、透過率データ（透過率像）１０３に対し、本実施形態のＳＸ補正関数１２５に従って、画素値の変換（ステップＳ１１０）を行うことにより、散乱Ｘ線補正およびビームハードニング補正後の投影像１１１を得る。
　以上、本実施形態によれば、１のＳＸ補正関数１２５により第二の実施形態と同様の高い精度のビームハードニングおよび散乱Ｘ線の補正を行うことができることに加え、ＳＸ補正関数１２５内で透過率データを投影データに変換しているため、補正処理内で対数変換も不要となる。従って、第三、第四の実施形態以上に処理を高速化することができる。
　なお、本実施形態において、特定のコリメータ幅ｃ０の実現手法、計測におけるコリメータ幅ｃの変更数、透過距離ｘの数については、上記各実施形態と同様である。また、上記各実施形態同様、閾値による判定を加える、平均値を用いる、重み付け加算平均処理を行うなど、各種変形可能である。
　なお、上記各実施形態では、コリメータ幅ｃを変化させることにより散乱Ｘ線量を変化させている。しかし、散乱Ｘ線の量を変化させる方法はこれに限られない。模擬被写体から発生する散乱Ｘ線量はＸ線が照射される領域の面積により変化する。従って、Ｘ線が照射される領域の面積を変化させることができればよく、例えば、コリメータの面積を変化させる等の手法を用いてもよい。さらに、照射される領域の面積を変化させるのではなく、照射するＸ線のエネルギーを変えることにより、散乱Ｘ線の量を変化させてもよい。
　また、第一の実施形態および第二の実施形態で説明したＢＨ補正関数によるビームハードニング補正およびＳＸ補正関数による散乱Ｘ線補正は、いずれか一方のみ実施するよう構成してもよい。
　また、上記各実施形態は、Ｘ線による計測に限定されるものではなく、光、放射線等、散乱線成分を生じる全ての計測に用いることができる。
１２１：ＳＸ補正関数、１２１’：ＳＸ補正関数、１２２：ＢＨ補正関数、１２３：ＳＸ補正関数、１２３’：ＳＸ補正関数、１２４：ＳＸ補正関数、１２５：ＳＸ補正関数、２００：Ｘ線撮像装置、２０１：Ｘ線源、２０２：検出器、２０３：支柱、２０４：回転装置、２０５：被写体保持装置、２０６：制御処理装置、２０７：回転軸、２０８：被写体、２１０：グリッド、２１１：コリメータ、３００：Ｘ線撮像装置、４００：Ｘ線撮像装置、７１０：コリメータ、７１１：遮蔽板、７１２：遮蔽板、７２０：模擬被写体、７３０：計測像

Claims (14)

  1. 　被写体に放射線を照射する放射線源と、
    　複数の画素を備え、放射線を検出する検出器と、
    　前記検出器による検出結果に対し、散乱放射線による影響を補正する散乱放射線補正関数と、前記補正後の検出結果に対しビームハードニングによる影響を補正するビームハードニング補正関数とを記憶する記憶手段と、
    　前記検出結果を前記散乱放射線補正関数で補正するとともに、前記補正後の検出結果を前記ビームハードニング補正関数で補正する補正手段と、を備えること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記ビームハードニング補正関数は、透過距離を変えて計測されたデータを用いて算出され、前記散乱放射線による影響を補正後の前記検出結果に応じてビームハードニングの補正値を返す関数であること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  3. 　請求項２記載の放射線撮像装置であって、
    　前記ビームハードニング補正関数は、散乱放射線量を略０とした場合の検出結果を変換して得た投影データと、透過距離に応じたビームハードニング量を返す関数から算出した投影データとの関係を近似することにより得た原点を通る一次関数であり、
    　前記補正手段は、前記検出器で検出した結果から得た透過率データを前記散乱放射線補正関数で補正後、投影データに変換し、当該投影データに対応する前記ビームハードニングの補正値に置き換えることにより前記ビームハードニングの影響を補正すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  4. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数は、透過距離と散乱放射線量とを変えて計測されたデータを用いて算出され、前記検出結果に応じて散乱放射線量の補正値を返す関数であること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  5. 　請求項４記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数は、透過距離毎の、透過率データと散乱放射線量との関係を近似した第一の関数から求めた第一の散乱放射線量における第一の透過率データと、前記第一の関数から求めた散乱放射線量が略０の場合の透過率データを前記第一の透過率データから減算した差分値との関係を近似することにより得た関数であり、
    　前記補正手段は、前記検出器において前記第一の散乱放射線量で検出した検出結果を前記透過率データに変換し、当該透過率データから算出した前記補正値を当該透過率データから減算することにより前記散乱放射線の影響を補正すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  6. 　請求項５記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数は、
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
     （Ｓは前記差分値、Ｄは前記第一の透過率データ、ｋは係数、添え字ＡＶＲは平均値を示す。）であること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  7. 　請求項４記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数は、透過距離毎の、透過率データと散乱放射線量との関係を近似した第一の関数から求めた第一の散乱放射線量における第一の透過率データと、前記第一の関数から求めた散乱放射線量が略０の場合の透過率データとの関係を近似することにより得た関数であり、
    　前記補正手段は、前記検出器において前記第一の散乱放射線量で検出した検出結果を前記透過率データに変換し、当該透過率データから算出した前記補正値に当該透過率データを置き換えることにより前記散乱放射線の影響を補正すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  8. 　請求項２記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数は、透過距離と散乱放射線量とを変えて計測されたデータを用いて算出され、前記検出結果に応じて、当該検出結果に応じた散乱放射線量の補正値に対応する前記ビームハードニング補正関数による補正値を返す関数であり、
    　前記補正手段は、前記検出結果を、前記ビームハードニング補正関数を用いずに、前記散乱放射線補正関数のみで補正すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  9. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記被写体への放射線照射量を調整するコリメータをさらに備え、
    　前記コリメータをファンビームＣＴのコリメータ条件に調整し、前記散乱放射線量が略０の状態を得ること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  10. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記散乱放射線補正関数および前記ビームハードニング補正関数の少なくとも一方を前記検出結果から算出する補正関数算出手段をさらに備えること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  11. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記ビームハードニング補正関数を前記検出結果から算出する補正関数算出手段をさらに備え、
    　前記補正関数算出手段は、
    　透過距離に応じたビームハードニング量の理想値を特定するビームハードニング関数を決定するビームハードニング関数決定手段と、
    　散乱放射線量を最小にして得た透過率データを変換して得た第一の投影データ毎に、前記ビームハードニング関数を用いて同一透過距離の前記理想値を算出してグラフにプロットし、近似曲線で近似することにより、前記検出結果から算出した投影データに応じたビームハードニング補正後の投影データを返すビームハードニング補正関数を決定するビームハードニング補正関数作成手段と、を備えること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  12. 　請求項１１記載の放射線撮像装置であって、
    　複数の透過距離で、散乱放射線量を最小にして得た透過率データを変換して第一の投影データを得る補正関数算出計測を行う補正関数算出計測手段をさらに備え、
    　前記ビームハードニング関数決定手段は、前記第一の投影データを透過距離毎にグラフにプロットし、原点を通り透過距離を変数とする一次関数で近似することにより、前記ビームハードニング関数を決定すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  13. 　請求項１記載の放射線撮像装置であって、
    　前記放射線源と前記検出器とを前記被写体に対して相対的に移動させる制御部と、
    　前記補正後の検出結果から画像を再構成する再構成処理部とをさらに備え、
    　前記制御部は、前記放射線源と前記２次元検出器とを前記被検体に対して相対的に回転させ、
    　前記再構成処理部は、前記補正後の検出結果を用いて再構成演算を行い３次元像を取得すること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
  14. 　請求項４記載の放射線撮像装置であって、
    　前記被写体への放射線照射量を調整するコリメータをさらに備え、
    　前記コリメータの遮蔽板の幅を変化させることにより、前記散乱Ｘ線放射線量を変えること
    　を特徴とする放射線撮像装置。
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