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WO2013008712A1 - Ｘ線ｃｔ装置、計算装置、ｘ線ｃｔ装置用記録媒体およびｘ線ｃｔ装置のメンテナンス方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置、計算装置、ｘ線ｃｔ装置用記録媒体およびｘ線ｃｔ装置のメンテナンス方法 Download PDF

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WO2013008712A1
WO2013008712A1 PCT/JP2012/067186 JP2012067186W WO2013008712A1 WO 2013008712 A1 WO2013008712 A1 WO 2013008712A1 JP 2012067186 W JP2012067186 W JP 2012067186W WO 2013008712 A1 WO2013008712 A1 WO 2013008712A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
correction
value
absorption characteristic
calculation
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/JP2012/067186
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
植木　広則
史人 渡辺
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 JP2013523914A priority Critical patent/JP5745054B2/ja
Priority to US14/131,917 priority patent/US9888902B2/en
Priority to CN201280034424.9A priority patent/CN103648392B/zh
Publication of WO2013008712A1 publication Critical patent/WO2013008712A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • 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]
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to a method for correcting deterioration in uniformity of a CT image caused by an X-ray beam hardening effect in an X-ray CT apparatus.
  • the X-ray CT apparatus captures transmission X-ray data of a subject while rotating a pair of an X-ray tube and an X-ray detector (hereinafter referred to as an imaging system) arranged opposite to each other with the subject interposed therebetween, and obtains a tomogram thereof.
  • An apparatus for reconstructing an image hereinafter referred to as a CT image
  • a CT image An apparatus for reconstructing an image
  • the X-rays emitted from the X-ray tube are usually polychromatic X-rays, the X-ray transmission path length of the X-rays in the subject becomes longer and is detected by the X-ray detector.
  • BH beam hardening
  • FIG. 20 is a diagram showing the relationship between the X-ray transmission path length L and the projection data p (hereinafter referred to as X-ray absorption characteristics) of X-rays transmitted through a subject composed of a uniform material and density. is there.
  • the projection data p is a value corrected by a known air correction.
  • ⁇ o is the X-ray absorption coefficient of the subject with respect to the monochromatic X-ray.
  • the X-ray energy detected by the X-ray detector increases as the X-ray transmission path length L becomes longer due to the influence of the BH phenomenon. Absorption coefficient decreases. As a result, X-rays absorption characteristics as shown in FIG.
  • the CT image obtained by reconstructing the projection data represents the spatial distribution of the X-ray absorption coefficient ⁇ 0 of the subject. For this reason, the CT image of the subject composed of the uniform material and density as described above should have a uniform CT value. However, in practice, there is a problem that the density of the CT image changes depending on the position due to the influence of the BH effect.
  • the BH correction function representing the relationship between the projection data p o projection data p m and monochromatic X-ray of the polychromatic X-ray (hereinafter, referred to as BH correction function) is used to correct the projection data of the polychromatic X-ray To do.
  • the BH correction function is a function A (p m ) as shown in FIG. 21.
  • the BH correction function is approximated by a polynomial as shown in the following equation (1), and a coefficient of the polynomial (hereinafter referred to as BH). (Referred to as correction coefficient) is used for BH correction.
  • Patent Documents 1 and 2 propose a method using a phantom.
  • a water phantom is used as a phantom.
  • the water phantom WP is obtained by filling a cylindrical container formed of a material such as acrylic with water.
  • a medical X-ray CT apparatus it is necessary to optimize BH correction for a human body that is an imaging target. It is known that 60 to 70% of the human body is composed of water, and there is an advantage that the accuracy of BH correction can be improved by deriving the BH correction coefficient using a water phantom having a composition close to that of the human body. is there.
  • the CT value which is the density of the CT image, is defined as a value obtained by subtracting 1000 after normalizing the density so that the density difference between air and water is 1000 (hereinafter referred to as CT value normalization).
  • a unit called Hounsfield Unit (HU) is used.
  • HU Hounsfield Unit
  • Patent Document 3 discloses a method of deriving a BH correction function without using phantom measurement.
  • a BH correction function is directly calculated using a well-known ray trace simulation or Monte Carlo simulation. For this reason, there exists an advantage which can abbreviate
  • FIG. 1 discloses a method of deriving a BH correction function without using phantom measurement.
  • the CT value normalization cannot be performed only with the measurement data of the polyethylene phantom because of the definition of the CT value normalization. Therefore, in the method of Patent Document 1, it is necessary to measure the water phantom separately in order to standardize the CT value, and there is a problem that it involves an increase in work cost and water phantom manufacturing cost associated with the water phantom measurement.
  • Patent Document 2 employs a method of using the reconstructed CT image of the water phantom to derive the BH correction coefficient so that the CT value of the water portion in the CT image becomes a predetermined value.
  • the above method involves a large number of CT reconstruction operations in the calculation process, there is a problem that it takes a long calculation time.
  • the BH correction method disclosed in Patent Document 3 is most advantageous in terms of both work cost and manufacturing cost because it does not require measurement of a phantom when deriving a BH correction coefficient.
  • a method similar to the method disclosed in Patent Document 1 can be used to derive the BH correction coefficient, and an actual measurement value of a projected image of the polyethylene phantom may be replaced with a simulation value. If phantom data of various sizes is calculated on the simulation, it is easy to increase the number of measurement samples of projection data.
  • a virtual water phantom without a container can be set in the simulation, if the above virtual water phantom is used instead of the polyethylene phantom, a BH correction coefficient for simultaneously performing BH correction and CT value normalization can be obtained. Easy to derive.
  • An object of the present invention is to improve the accuracy of BH correction in an X-ray CT apparatus, thereby improving the quantification of CT values and reducing ring artifacts and band artifacts, thereby providing more accurate diagnostic information. To provide to users.
  • Another object of the present invention is to reduce the number of phantoms and the number of phantom measurements while maintaining high BH correction accuracy in the phantom measurement for deriving the BH correction coefficient, thereby reducing the manufacturing cost of the phantom and the operation cost of the measurement. It is to reduce.
  • Another object is to reduce the calculation cost for deriving the BH correction coefficient.
  • An X-ray CT apparatus is detected by an X-ray generation unit, an X-ray detection unit disposed opposite to the X-ray generation unit and having a plurality of X-ray detection elements, and the X-ray detection unit A correction unit that corrects data; and an image reconstruction unit that reconstructs a CT image using the corrected data.
  • the correction unit includes a target value of an X-ray absorption characteristic of a predetermined subject, beam hard A beam hardening correction unit that corrects the detected data based on a BH correction function that represents a relationship with the X-ray absorption characteristics of the predetermined subject under the influence of the scanning, the beam hardening correction unit, X-ray absorption characteristics using an error between a simulation calculation value of an X-ray absorption characteristic obtained in advance for a virtual object by simulation and an actual measurement value of an X-ray absorption characteristic measured using an object equivalent to the virtual object.
  • a linear absorption characteristic calculation unit Calculate A linear absorption characteristic calculation unit; and a BH correction function calculation unit that calculates the BH correction function using the X-ray absorption characteristic calculated by the X-ray absorption characteristic calculation unit, and is calculated by the BH correction function calculation unit. Based on the BH correction function, the data measured for the inspection object is corrected.
  • correction data used by the X-ray absorption characteristic calculation unit and the BH correction function calculation unit should be calculated in advance using the same or different X-ray CT apparatus or an independent calculation apparatus. Can be stored and used in a table.
  • the X-ray absorption characteristic is calculated by using an error between the simulation calculation value and the actual measurement value of the X-ray absorption characteristic.
  • a highly accurate BH correction coefficient reflecting the above can be obtained.
  • highly accurate BH correction can be performed, and it is possible to improve CT value quantification and reduce ring-shaped artifacts and band-shaped artifacts.
  • a calculation apparatus is a calculation apparatus for calculating BH correction data used for beam hardening correction in an X-ray CT apparatus, and is a virtual phantom of a water phantom in which water is filled in a container, and transmits X-rays.
  • the projection data including the effects of the beam hardening effect is simulated under multiple imaging conditions, and the X-ray absorption characteristics are the relationship between the X-ray transmission path length and the projection data.
  • a first calculation unit that calculates a simulation calculation value S of the first calculation unit, and a second calculation unit that calculates a target value T of an X-ray absorption characteristic that does not include a beam hardening effect for the plurality of types of virtual phantoms. And the second calculation unit measures the projection data calculated by simulation for the virtual subject or the subject equivalent to the virtual subject.
  • Image reconstruction means for reconstructing a CT image using the projected data, and calculating a ratio ( ⁇ ) of an X-ray absorption coefficient of the container of the virtual phantom and water from the profile of the CT image, Is used to calculate the target value T of the X-ray absorption characteristics.
  • the first calculation unit calculates the thickness of the virtual phantom container as 0.
  • correction used for deriving the BH correction function Data can be easily created and provided.
  • the correction data created by the calculation apparatus of the present invention can be used in common by a plurality of X-ray CT apparatuses.
  • the X-ray CT apparatus recording medium of the present invention is an X-ray CT apparatus recording medium for storing BH correction data used for beam hardening correction in the X-ray CT apparatus, and the BH correction data is stored in the X-ray CT apparatus.
  • the target value T of the X-ray absorption characteristic not including the influence of the beam hardening effect is
  • the BH correction data can further include the X-ray transmission path length of the water portion calculated for each of a plurality of types of virtual phantoms.
  • the maintenance method of the X-ray CT apparatus of the present invention includes a step of imaging a plurality of types of phantoms under a plurality of imaging conditions and acquiring measured values of X-ray absorption characteristics of the plurality of types of phantoms, For a virtual phantom equivalent to a phantom, a step of inputting a simulation calculation value of an X-ray absorption characteristic obtained in advance by simulation, calculating an error between the simulation value and the actual measurement value, and using the error, the simulation calculation value A step of inputting a target value of an X-ray absorption characteristic calculated in advance, a step of calculating a BH correction coefficient using the target value of the X-ray absorption characteristic and a simulation calculation value after correction, and a calculation Storing the BH correction coefficient as a table.
  • the schematic diagram which shows the outline
  • the perspective view which shows the detail of a X-ray detector.
  • the flowchart which shows the imaging
  • the graph which represented the relationship between the simulation value S of an X-ray absorption characteristic, and the target value T of an X-ray absorption characteristic using the X-ray transmission path length L as a variable.
  • amendment X-ray transmission path length of a water phantom, the simulation value of an X-ray absorption characteristic, and the target value of an X-ray absorption characteristic
  • the flowchart which shows the procedure which calculates a BH correction coefficient.
  • FIG. The figure for demonstrating fitting of 2nd error rate E2ij (Ln) by 2nd approximation function Gij (L).
  • amendment preserve
  • amendment (The simulation value S of X-ray absorption characteristic, and the target value T of X-ray absorption characteristic) preserve
  • the flowchart which shows a part of calculation procedure for obtaining the target value T of an X-ray absorption characteristic.
  • the flowchart for demonstrating the other example of the calculation method of the target value T of a X-ray absorption characteristic The figure showing the profile of CT image of the water phantom reconfigure
  • FIG. 1 shows a schematic front view of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the horizontal direction, the vertical direction, and the vertical direction on the paper surface are X, Y, and Z directions, respectively.
  • the X-ray CT apparatus includes an X-ray tube 1, an X-ray detector 2, a rotating plate 3, a bed top 4, a gantry 5, a quality filter 7, a bow tie filter 8, a collimator 9, and a control system 10.
  • the signal processing system 20 and the like.
  • the control system 10 includes an operation console 11 having a display and a photographing controller 12.
  • the signal processing system 20 performs calculations such as correction and image processing on the data detected by the X-ray detector 2.
  • the signal processing system 20 mainly includes a first calculation unit 21 that mainly performs calculations for correction such as preprocessing.
  • a second calculation unit 22 that performs reconstruction and image processing, memories 23 and 24, a monitor 25, and the like are provided.
  • the X-ray tube 1, the quality filter 7, the bow tie filter 8, the collimator 9, and the X-ray detector 2 are disposed on the rotating plate 3, and these are hereinafter collectively referred to as a rotational imaging system.
  • the entire rotating photographing system is stored inside the gantry 5.
  • An opening 6 is provided at the center of the gantry 5, and the subject SB is disposed near the center of the opening 6.
  • a human body is assumed as the subject SB, and the subject SB is normally placed on the bed top 4 in a lying state.
  • the rotating plate 3 is rotated by a drive motor (not shown), whereby an X-ray transmission image from the entire circumference of the subject SB is taken.
  • the rotating plate 3 rotates around a rotation axis that passes through the center of the opening 6 and is parallel to the Z axis.
  • the bed top 4 can be moved in the Z direction by a driving device (not shown).
  • a known spiral scan can be performed by simultaneously rotating the rotating plate 3 and moving the bed top 4.
  • a typical example of the distance between the X-ray generation point of the X-ray tube 1 and the X-ray input surface of the X-ray detector 2 is 1040 [mm].
  • a typical example of the diameter of the opening 6 is 650 [mm].
  • a representative example of the rotation speed of the rotating plate 3 is 3 [rotation / second].
  • a typical example of the number of times of photographing in one rotation of the rotating photographing system is 1000 times, and one photographing is performed every time the rotating plate 3 rotates 0.36 degrees.
  • the wire quality filter 7 is a publicly known filter configured by superimposing a single material or a plurality of metal plates.
  • the X-ray filter 7 is arranged in the path of the X-ray beam irradiated from the X-ray tube 1 toward the X-ray detector 2, and the X-ray quality (energy spectrum) after passing through the X-ray filter 7 is measured. It has a function to change. In particular, it is used for the purpose of reducing the exposure of the subject SB or reducing the influence of the BH effect by blocking low-energy X-rays.
  • Typical examples of the metal plate used for the wire quality filter 7 include a copper plate having a thickness of about 0.05 to 0.2 mm, an aluminum plate having a thickness of about several mm, or a laminate of these.
  • a plurality of types of the quality filter 7 are prepared, and the user can change the above types according to the photographing application.
  • the designated quality filter 7 is placed in the path of the X-ray beam prior to imaging by a moving mechanism (not shown).
  • the bow tie filter 8 is a known one formed of a material such as aluminum.
  • the bow tie filter 8 is disposed in the path of the X-ray beam irradiated from the X-ray tube 1 toward the X-ray detector 2.
  • the bow tie filter 8 has a shape in which the thickness thereof changes so that the transmission path length of the X-ray beam in the bow tie filter 8 is the shortest at the center position of the opening 6 and becomes longer as it approaches the peripheral position. Yes.
  • the intensity of the X-ray incident on the X-ray detector 2 after passing through the subject SB is made uniform in the XY plane direction (the direction parallel to the XY plane, the same applies hereinafter).
  • the bow tie filter 8 is prepared in a plurality of shapes according to the size of the subject SB and the imaging region, and the user can change the type. At this time, the designated bow tie filter 8 is placed in the path of the X-ray beam prior to imaging by a moving mechanism (not shown).
  • the collimator 9 is a known X-ray shielding plate formed of a material such as lead, and limits the irradiation range of X-rays irradiated from the X-ray tube 1 in the XY plane direction and the Z direction.
  • the irradiation range of the X-ray in the XY plane direction is limited to coincide with the input range of the X-ray detector 2 in the XY plane direction.
  • the irradiation range in the Z direction (hereinafter referred to as slice width) can be variously changed by the user in accordance with the photographing purpose.
  • a moving mechanism (not shown) moves the position of the collimator 9 to limit the slice width to a specified size.
  • the X-ray detector 2 is a well-known one composed of a scattered radiation removing collimator, a scintillator array, a photodiode array, and the like (not shown). As shown in FIG. 2, the X-ray detector 2 has a two-dimensional input surface in which a large number of X-ray detection elements are arranged in a matrix, and is arranged so that the input surface faces the X-ray tube 1. Has been.
  • a typical example of the number of arrayed X-ray detection elements is 1000 elements (XY plane direction) ⁇ 64 elements (Z direction).
  • the X-ray detection elements are arranged on an arc that is substantially equidistant in the XY plane direction with respect to the X-ray tube 1.
  • a representative example of the size in the XY plane direction and the Z direction of each X-ray detection element is 1 [mm].
  • each X-ray detection element is represented by PX (i, j).
  • i, j is the position of the X-ray detection element, where i is a direction perpendicular to the Z axis and j is a direction parallel to the Z axis.
  • the i direction is referred to as a channel direction
  • the j direction is referred to as a slice direction.
  • the console 11 inputs tube conditions, tube current, rotation speed of the rotating plate 3, slice width, types of the quality filter 7 and the bow tie filter 8, the imaging range of the subject SB, and the operation mode. This is for inputting selection, start / end, and the like, and includes a keyboard and a display for displaying a GUI.
  • the imaging controller 12 moves various filters in accordance with the imaging conditions input from the console 11, and the rotating plate 3, the X-ray tube 1, and the X-ray detector 2 are operated under the selected operation mode. Control the behavior.
  • the first calculation unit 21 of the signal processing system 20 includes a reference correction unit, an air correction unit, a BH correction unit, and the like. For the raw data detected by the X-ray detector 2, reference correction, air correction, BH correction, and the like. And the corrected data is stored in the memory 23. Data required for preprocessing (reference data, air data, BH correction coefficient values, etc.) is provided in the table TBL1 in advance, and the first calculation unit 21 reads these data from the table TBL1 and performs correction. The first calculation unit 21 can also have a function of calculating a BH correction coefficient described later. Data necessary for this calculation is provided in the table TBL2.
  • the second calculation unit 22 reconstructs the CT image using the corrected data stored in the memory 23 and stores the image data in the memory 24.
  • the second calculation unit 22 reads out CT image data from the storage unit 24 and displays a CT image using a known image processing technique such as a volume rendering method, a MIP (Maximum Intensity Projection) method, or an MPR (Multi Planar Reconstruction) method. An image is created and displayed on the screen of the monitor 25.
  • a dedicated arithmetic unit or a known general-purpose arithmetic unit can be used for the first arithmetic unit 21 and the second arithmetic unit 22.
  • the memory 23 the memory 24, the table TBL1, and the table TBL2, well-known recording means such as a RAM (Random Access Memory), a hard disk, an SSD (Solid State Drive), or a combination of these is used.
  • the X-ray CT apparatus is provided with two types of measurement modes, a main measurement mode and a maintenance measurement mode.
  • the selection of the main measurement mode and the maintenance measurement mode is specified through the console 11.
  • the maintenance measurement mode is photographing for acquiring a correction parameter used in the first calculation unit 21 and is normally used only by a maintenance worker.
  • the main measurement mode is imaging for acquiring a CT image to be inspected, and a general user uses only the main measurement mode.
  • the data flow in the main measurement mode is indicated by solid arrows
  • the data flow in the maintenance measurement mode is indicated by broken arrows.
  • the imaging data is represented by an X-ray intensity I (i, j, m) for each X-ray detection element PX (m represents an imaging number).
  • the first calculation unit 21 performs reference correction, air correction, and BH correction as preprocessing for the captured image data (steps S303 to S305).
  • the reference correction is a process for normalizing the output fluctuation of the X-rays emitted from the X-ray tube 1 and is performed by dividing the raw data I raw by the reference data I ref according to the following equation (2).
  • the value of the reference data I ref (m) is an average value of X-ray imaging data detected by the X-ray detection elements near both ends in the i direction of the X-ray detector 2 without passing through the subject SB. Is used.
  • the air correction is an operation for normalizing the imaging data of the subject with data (air data) taken without arranging the subject, and is performed by the following equation (3).
  • the air data I o (i, j) is averaged in the m direction after performing reference correction on the imaging data I o (i, j, m) acquired without arranging the subject SB and the couch top 4 It has become.
  • the air data is recorded in the table TBL1 that is measured in advance for a plurality of types of all imaging conditions that can be realized by the X-ray CT apparatus.
  • the first calculation unit 21 reads out air data of the imaging conditions corresponding to the air correction from the TBL 1 and calculates the expression (3).
  • the data after air correction is referred to as projection data.
  • BH correction is a process that eliminates the influence of the BH effect caused by using polychromatic X-rays.
  • X-ray absorption characteristics and polychromatic X-rays are assumed when monochromatic X-rays are used.
  • the projection data is corrected by the following equation (4).
  • a 1 (i, j), a 2 (i, j), ..., a K (i, j) are coefficients (BH correction coefficients) of each term of the BH correction function expanded in terms of terms. Yes, those calculated for a plurality (H types) of imaging conditions are recorded in the table TBL1.
  • parameters that define the imaging conditions include the tube voltage of the X-ray tube 1, the type of the quality filter 7, and the bow tie filter 8.
  • FIG. 4 shows an example of the data content of the BH correction coefficient stored in the table TBL1.
  • the BH correction coefficient is made into a small table for each imaging condition defined by a combination of three types of parameters, that is, the tube voltage of the X-ray tube 1, the type of the quality filter 7, and the type of the bow tie filter 8.
  • TBL1-1, TBL1-2, TBL1-3,..., TBL1-H are stored for all H shooting conditions.
  • BH correction coefficients a 1 (i, j), a 2 (i, j),..., A K (i, i, j) calculated for each X-ray detection element PX (i, j) are stored.
  • j) is recorded.
  • the correction unit (BH correction unit) 21 reads out the BH correction coefficient corresponding to the imaging condition at the time of BH correction from the table TBL1, and performs calculation of Expression (4).
  • the first calculation unit 21 stores the shooting data p o (i, j, m) after BH correction in the memory 23 (step S306).
  • a series of processes from steps S302 to S305 are repeatedly performed every time the X-ray detector 2 acquires the m-th new imaging data.
  • the imaging controller 12 stops the operation of the X-ray tube 1, X-ray detector 2, and rotating plate 3. Further, the second calculation unit 22 reads out the projection data of the total number of imaging times from the memory 23, reconstructs the CT image by a known reconstruction method (step S307), and further displays the CT image using a known image processing technique. An image is created and displayed on the screen of the monitor 25 (step S308).
  • the maintenance measurement mode is performed in order to obtain data necessary for calculating a correction parameter such as a BH correction coefficient used in the main measurement mode.
  • a correction parameter such as a BH correction coefficient used in the main measurement mode.
  • the shape of the water phantom WP is typically a cylindrical shape as shown in FIG. 5, and in the maintenance measurement mode, shooting is performed with the central axis of the cylinder substantially aligned with the rotational axis of the rotating plate 3. .
  • the maintenance measurement mode measurement is performed for each of these N water phantoms for all of the H shooting conditions.
  • two types of tube voltages 100 kV, 120 kV
  • three types of the quality filter 7 two types of the bow tie filter 8
  • photographing for obtaining a BH correction coefficient is performed.
  • the N types of water phantoms WP are each measured H times under all types of imaging conditions, and the total number of measurements is N ⁇ H times.
  • the slice width may be fixed to the maximum slice width (a value that matches the maximum input size in the Z direction of the X-ray detector 2), but is generated in the water phantom WP as the slice width changes. Since the scattered X-ray dose may change and the BH effect may be affected, the slice width may be added as the fourth parameter of the imaging conditions.
  • step S601 when the maintenance worker starts photographing the water phantom (step S601), first, 1 is set to the phantom number n (step S602). Next, it is determined whether or not the phantom number n is greater than the total number N of water phantom types (step S603), and if it is determined to be yes, all photographing is terminated (step S609). When it is determined to be no in step S603, the maintenance worker arranges the water phantom having the phantom number n in the central opening of the rotating plate 3 (step S604). At this time, it arrange
  • the maintenance worker performs imaging of the arranged water phantom using predetermined standard imaging conditions designated in advance (step S605).
  • the imaging controller 1 first starts rotating the rotating plate 3, and when the rotation of the rotating plate 3 enters a constant speed state at a predetermined rotational speed, the X-ray tube 1
  • the X-ray irradiation start and the X-ray detector 2 imaging start are instructed to start imaging.
  • the imaging data output from the X-ray detector 2 is preprocessed (reference correction and air correction) by the first calculation unit 21, and the projection data after the air correction is sequentially stored in the memory 23.
  • preprocessing and reconstruction calculation processing are performed on the data acquired by imaging in the same procedure as the calculation procedure shown in this measurement mode, and a CT image of the water phantom is calculated (step S606).
  • the central axis position of the water phantom is calculated by the second calculation unit 22 (step S607).
  • the central axis position can be easily calculated as the center of gravity position of the water phantom in the CT image.
  • a method of determining yes or no is used based on whether the distance between the center of gravity of the water phantom and the rotation axis of the rotating plate 3 is a predetermined threshold value (for example, 1 mm) or less. If it is determined as no in step S608, the maintenance worker returns to step S604 and adjusts the position of the water phantom. Note that the procedure from step S604 to step S608 is repeated until it is determined as yes in step S608.
  • step S609 If it is determined as “yes” in step S608, the water phantom is photographed for all H photographing conditions (step S609).
  • the acquired photographing data is converted into projection data by preprocessing (reference correction and air correction) as described above, and stored in the memory 23.
  • 1 is then added to the phantom number n (step S610), and then the process returns to step S603.
  • the procedure from step S603 to S610 is repeated until it is determined yes in step S603. All the projection data obtained by each photographing is stored in the memory 23, and the photographing in the maintenance measurement mode is completed.
  • a BH correction coefficient which will be described below, is calculated using projection data obtained by imaging in the maintenance measurement mode.
  • the BH correction coefficient is the X-ray absorption characteristic (target value) T of a predetermined phantom when monochromatic X-rays are used (that is, when the BH effect is not included), and when multicolor X-rays are used (that is, the BH effect is If the X-ray absorption characteristics S of the same phantom are obtained, it can be calculated from a function (BH correction function) representing the relationship.
  • the X-ray absorption characteristics S in the case of using multicolor X-rays can be calculated by simulation, and the above-mentioned patent document 3 discloses the method.
  • FIG. 7 shows the relationship between the simulation value S (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic and the target value T (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic, with the X-ray transmission path length L as a variable.
  • the represented graph is shown.
  • the X-ray absorption characteristic (simulation value) S obtained in advance by simulation calculation is corrected with actually measured data (actually measured value) obtained by actually imaging the phantom, so An X-ray absorption characteristic S for color X-rays is calculated, and a BH correction coefficient is calculated based on the X-ray absorption characteristics S.
  • Table TBL2 used for calculation First, correction data used for calculating the BH correction coefficient will be described.
  • the target value T and the simulation value S of the X-ray absorption characteristics necessary for calculating the BH correction coefficient are obtained in advance for all of the multiple types (H types) of imaging conditions possible with the X-ray CT apparatus.
  • H types multiple types
  • the phantom path length L used for calculating the BH correction coefficient the phantom path length calculated for each element is stored in the table TBL2 for each of a plurality of types of phantoms.
  • FIG. 8 shows the phantom path length L, X-ray absorption characteristic target value T, and simulation value S stored in the table TBL2.
  • TBL2A is a table for storing the phantom path length L
  • TBL2B is a table for storing the target value T and the simulation value S of the X-ray absorption characteristics
  • TBL2B has the same number of tables as the number of imaging conditions. There is.
  • the X-ray transmission path length L n (i, j) of the water phantom is the transmission path length of the X-ray beam in the water phantom WP, as shown in FIG.
  • the straight line connecting the X-ray generation point S and the X-ray detection element PX (i, j) can be geometrically calculated as the distance transmitted through the water phantom WP.
  • the simulation value S (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic is a simulation calculation value of projection data detected by the X-ray detection element PX (i, j) when the X-ray transmission path length is L. Represents.
  • the target value T (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic is the target value of the X-ray absorption characteristic after conversion by BH correction.
  • T (i, j, L) is calculated for each photographing condition, and the calculation results are in the form of tables TBL2B-1, TBL2B-2,..., TBL2B-H, respectively. Stored.
  • FIG. 10 shows a procedure for calculating the BH correction coefficient based on the projection data. This calculation is performed by the first calculation unit 21 in the present embodiment.
  • the projection data p n (i, j, m) is recorded in the memory 23.
  • the projection data is recorded for each of the H types of imaging conditions, and the following calculation is performed individually for each imaging condition.
  • the projection data p n (i, j, m) is read from the memory 23, and the average projection data P n (i, j) is calculated by the following equation (6).
  • M is the total number of shots. Normally, a water phantom is photographed in a period corresponding to one rotation of the rotational photographing system. Therefore, if the number of photographing in one rotation is 1000, the value of M becomes 1000.
  • the number of M may be increased by performing a plurality of imaging operations.
  • Step S102 Next, the X-ray transmission path length L n (i, j) and the X-ray absorption characteristic simulation value S (i, j, L) of the water phantom are read from the table TBL2, and between the measured value and the simulation value of the X-ray absorption characteristic The first error rate corresponding to the error rate is calculated by the following equation (7).
  • the calculation of the first error rate is mainly for calculating an error caused by scattered X-rays, and is calculated for each slice position of the X-ray detector 2.
  • j is used as a subscript for the first error rate E j (i, L n ).
  • the simulation value S (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic is calculated over the entire area on the (i, L) plane (more precisely, each L of L 1 ⁇ L ⁇ L U ).
  • the measured projection data P n (i, j) is measured only on the curve (i, L n (i, j)). For example, if the total number N of types of water phantoms used is 4, actual projection data is obtained only at positions on the curves L 1 (i, j) to L 4 (i, j) shown in FIG. Therefore, the first error rate shown in Expression (7) is also measured only at the position on the curve.
  • the first error rate E j (i, L n ) is fitted using the first approximation function shown in Expression (8).
  • b 1 ⁇ b 4 are the coefficients of the approximate polynomial, b 1 ⁇ by least squares approximated with the first error rate E j (i, L n) of the first approximate function F j (i, L) the value of b 4 can be calculated.
  • the first approximation function is not limited to the equation (8), and may be replaced with various polynomials having i and L as variables. Further, a part or all of the polynomial may be replaced with various functions (for example, exponential function, power function, etc.) having i or L as a variable.
  • Step S104 Next, using the first approximate function F j (i, L) calculated in step S103, the first modified X-ray absorption characteristic is calculated by the equation (9). As can be seen from the equation (9), the first modified X-ray absorption characteristic S1 (i, j, L) is the total error on the (i, L) plane that S (i, j, L) had. The distribution is corrected to be close to the actual measurement value.
  • Step S105 Next, using the first modified X-ray absorption characteristic S1 (i, j, L) calculated in step S104, the second error rate is calculated by equation (10).
  • Equation (10) is obtained by replacing S (i, j, L) with S1 (i, j, L) in the first error rate equation shown in equation (7). Since the non-random error component generated due to the principle factor of the simulation is excluded from the first modified X-ray absorption characteristic S1 (i, j, L), the second error rate E2 ij (L n The information included in () corresponds to a random error component caused by characteristic variations of individual X-ray detection elements.
  • the second error rate E2 ij (L n ) is fitted using the second approximation function shown in Expression (11).
  • c 1 ⁇ c 3 are the coefficients of the approximate polynomial, the value of c 1 ⁇ c 3 by least square approximation second error rate E2 ij a (L n) in the second approximate function G ij (L) Can be calculated.
  • the second approximation function is not limited to the expression (11), and may be replaced with various polynomials having L as a variable. Further, a part or all of the polynomial may be replaced with various functions having L as a variable (for example, exponential function or power function).
  • FIG. 12 shows how the second error rate E2 ij (L n ) is fitted by the second approximate function G ij (L).
  • the second error rate E2 ij (L n ) is an error rate between the actually measured projection data P n (i, j) and the first modified X-ray absorption characteristic S1 (i, j, L), S1 (i , j, L) is calculated to some extent accurately, it is considered that the change in the L direction of E2 ij (L n ) is relatively gradual. Therefore, a relatively high fitting accuracy can be secured even with the second approximation function G ij (L) of the low-order polynomial as shown in the equation (11).
  • FIG. 12 shows an example in which the second error rate is sampled at four positions L 1 to L 4.
  • the number of sample points is the both ends of the channel direction (i direction). It decreases from 4 points to 3 points, 2 points, 1 point, and 0 points as it approaches the part.
  • the number of sample points is 2 or less, fitting cannot be performed with the quadratic polynomial shown in Equation (11), so it is necessary to reduce the order of the polynomial.
  • the number of sample points is 2
  • Step S107 Using the second approximate function G ij (L) calculated in step S106, the second modified X-ray absorption characteristic is calculated by the equation (12).
  • the BH correction function A is calculated using the same equation (13) as the equation (5).
  • the target value T (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic is read from the table TBL2.
  • a table of data obtained by the calculation is stored in a portable medium 40 such as a ROM, and the portable medium is stored in each of the X-ray CT apparatuses A to Z101.
  • the correction unit of each X-ray CT apparatus 101 can read the data in the table by connecting to or using known data communication means.
  • the functions of the computer or X-ray CT apparatus that performs the above calculation are simulation calculation means, X-ray absorption characteristic target value calculation means, and memory means for storing parameters used for these calculations, as shown in FIG.
  • Simulation value calculation a method for calculating the simulation value S (i, j, L) of the X-ray absorption characteristic will be described.
  • a simulation method of a physical process of X-rays a ray tracing method, a Monte Carlo method, and the like are well known.
  • a well-known simulation method including these can be adopted, but the ray tracing method is used as an example.
  • the calculation method is described.
  • S (i, j, L) is projection data for the X-ray beam BM connecting the X-ray generation point S and the X-ray detection element PX (i, j).
  • the influence of the BH effect during transmission through the wire quality filter 7, the bow tie filter 8, and the water phantom (water phantom filled with water in the container) WP is considered.
  • the shooting data I (i, j, L) is calculated by the following equation (14), for example.
  • ⁇ is the energy of X-rays
  • E ( ⁇ ) is the energy spectrum of X-rays radiated from the X-ray generation point S
  • ⁇ w ( ⁇ ) are the X-ray absorption coefficients of the quality filter 7, the bow tie filter 8, the water phantom WP container 1401, and the water 1400, respectively.
  • L f , L b , L c , and L w are total values of the transmission path lengths of the X-ray beam BM in the quality filter 7, the bow tie filter 8, the container 1401, and the water 1400, respectively.
  • I (i, j, L) and I (i, j, 0) are respectively subjected to reference correction using an expression similar to expression (2), and a reference correction value I cor (i, j, L) , I cor (i, j, 0) is calculated.
  • the transmission path length L is given first. Therefore, the water phantom WP having the radius R with the transmission path length L being the computer. Virtually created above.
  • the value of the radius R can be calculated geometrically because the center position of the water phantom WP coincides with the rotation center O of the rotating plate 3.
  • the thickness W c of the container 1401 is the same as the thickness of the real water phantom used when measuring the actual projection data in the maintenance measurement mode.
  • Genuine water phantom, having a thickness W c of specific containers in everything that N type is used.
  • the container thickness is fixed to a constant value that is the same as W c described above.
  • W c 0.5R.
  • S (i, j, L) is calculated for a plurality of combinations with different tube conditions (X-ray energy), radiation quality filters, and bow tie filters as imaging conditions.
  • S (i, j, L) calculated in this way is stored in tables TBL2B-1 to TBL2B-H as shown in FIG.
  • T (i, j, L) is projection data for the X-ray beam BM connecting the X-ray generation point S and the X-ray detection element PX (i, j) shown in FIG. 14, and the X-ray is a monochromatic X-ray. Is projection data that is not affected by the BH effect.
  • the target value T of the X-ray absorption characteristic is also calculated for each of a plurality of imaging conditions with different imaging parameters, as in S described above.
  • the actually usable water phantom is a container in which water is filled, and is calculated by the equation (16).
  • ⁇ c is the container X-ray absorption coefficient for monochromatic X-rays
  • ⁇ ⁇ c / ⁇ w
  • L c is the X-ray transmission path length in the container of the X-ray beam BM.
  • ⁇ is a substantial ratio between the X-ray absorption coefficient of the container and the X-ray absorption coefficient of water, and is derived using measured data or by simulation calculation. Since the value of ⁇ differs for each imaging condition, it is derived for all H imaging conditions.
  • FIG. 15 shows the procedure. First, an image of a water phantom WP in which water is put in a container is taken, and a CT image is reconstructed without performing BH correction (step S151). This image reconstruction procedure is the same as that shown in FIG. 3 except for BH correction.
  • FIG. 16 shows a schematic diagram of a CT image reconstructed based on the imaging data of the water phantom WP. As shown in FIG. 16, the CT image of the water phantom WP includes an air part 1600, a water part 1601, and a container part 1602.
  • FIG. 17 shows an example of a profile 1700. Since this reconstructed image is not subjected to BH correction, the profile 1700 has a curved shape as illustrated in the water portion.
  • a curve in the water part of the profile 1700 is approximated by a polynomial or the like and extrapolated to obtain a curve 1701 corresponding to the container part (1602 in FIG. 16) (step S154).
  • This curve 1701 is an expected profile when it is assumed that the container of the water phantom WP is composed of water.
  • the value of the curve 1701 at the position C corresponding to the center position c of the container portion 1602 on the straight line 1603 can be approximately regarded as the water X-ray absorption coefficient ⁇ w ( ⁇ ) at the position c.
  • ⁇ is an angle of the straight line 1603 with respect to the coordinate axis X of the CT image.
  • the signal shown in the profile 1700 includes random noise components caused by X-ray quantum noise, circuit noise of the X-ray detector 2, and the like.
  • the angle ⁇ of the straight line 1603 passing through the origin o is changed, and ⁇ ( ⁇ ) with respect to various angles ⁇ (0 to 360 degrees). Is preferably used as the value of ⁇ (steps S156 and S157).
  • ⁇ is similarly obtained from the reconstructed CT image, but simulation projection data created for calculating the simulation calculation value S is used instead of projection data obtained by actually measuring the CT image (without BH correction). Used to reconstruct the CT image.
  • the simulation projection data is obtained by simulation calculation considering the BH effect, and a profile similar to that in FIG. 17 is obtained.
  • the curve of the water part of this profile is approximated and extrapolated to calculate the X-ray absorption coefficient ⁇ w of water in the container part (position c), and from the calculated ⁇ w and the X-ray absorption coefficient ⁇ c of the container, ⁇ Is calculated in the same manner as in the case of using a CT image reconstructed from measured projection data.
  • the CT image does not include X-ray quantum noise or circuit noise, so it is not necessary to calculate ⁇ ( ⁇ ) for various angles ⁇ in order to reduce noise. Accordingly, for example, ⁇ (0) may be calculated as the value of ⁇ , and there is an advantage that the value of ⁇ can be calculated at high speed.
  • the target value T o of the X-ray absorption characteristics of virtual water phantom target (i, j, L) to calculate the (step S182).
  • B ij is calculated (step S183).
  • This BH correction coefficient is data having the same structure as the BH correction coefficient used in this measurement mode, as shown in FIG. 4, and the table TBL3 of the computer that performs this calculation (when the X-ray CT apparatus performs the calculation). For example, it is stored in the table TBL1).
  • a simulation value S (i, j, L) of X-ray absorption characteristics is calculated for this water phantom WP (step S184).
  • the calculation method of the simulation value S (i, j, L) is the same as that already described with reference to FIG.
  • T (i, j, L) B ij (S (i, j, L) using the BH correction coefficient calculated in step S183.
  • BH correction is performed according to L)), and BH corrected data is obtained.
  • the relationship between the simulation value S and the corrected data is the same as the relationship between the X-ray absorption characteristic S before correction shown in FIG. 7 and the target value T of the X-ray absorption characteristic.
  • a target value T (i, j, L) is set (step S185).
  • the target value T (i, j, L) of the X-ray absorption characteristics is calculated for each of a plurality of combinations in which the tube voltage (X-ray energy), the quality filter, and the bow tie filter, which are imaging conditions, are different.
  • T (i, j, L) calculated in this way is stored in tables TBL2B-1 to TBL2B-H as shown in FIG.
  • FIG. 19 shows a CT image profile 1900 of the water phantom reconstructed based on the projection data after the BH correction. This profile is also assumed to be on the straight line 1603 shown in FIG. Compared to the profile 1700 when BH correction is not performed as shown in FIG. 17, the CT image output at the water portion is almost 1000 in the profile 1900 when the BH correction is performed, and the water portion has a uniform output. You can see that The main image output value indicates a value before conversion into a CT value, and the final CT image is obtained by uniformly subtracting 1000 from the main image output value.
  • the CT value of the water part can be made uniform, and the above-mentioned effect of homogenization can be obtained even in a CT image of a human body that is mostly water.
  • the TBL2 value required for calculating the BH correction coefficient can be pre-calculated, it can be shared by X-ray CT apparatuses of the same specification, so that simulation calculation and CT image reconstruction calculation can be performed.
  • the BH correction coefficient can be calculated at high speed without performing complicated calculations such as for every maintenance measurement.
  • the position of the central axis of the water phantom WP is substantially matched with the position of the rotation axis of the rotating plate 3 has been described.
  • the position may be intentionally shifted. .
  • an effect of further improving the BH correction accuracy can be expected.
  • a method using ray-trace simulation for the simulation calculation of the X-ray absorption characteristic S (i, j, L) is shown.
  • other known simulation methods such as Monte Carlo simulation are used. May be.
  • the calculation method is not limited to the method shown in Equation (14).
  • the simulation accuracy can be improved by introducing an X-ray detection process using an X-ray detection element. Needless to say, it is also possible to improve the simulation speed by omitting some calculation processes.
  • the function of the calculation unit can be provided in a calculation apparatus independent of the X-ray CT apparatus.
  • this calculation device is a calculation device for calculating BH correction data used for beam hardening correction in an X-ray CT apparatus, and assumes a virtual phantom of a water phantom in which water is filled in a container, and the beam path length is calculated.
  • the projection data including the influence of the beam hardening effect is simulated and calculated under a plurality of imaging conditions, and the simulation calculation value S of the X-ray absorption characteristic that is the relationship between the beam path length and the projection data
  • a second calculation unit for calculating a target value T of an X-ray absorption characteristic that does not include a beam hardening effect for a plurality of types of virtual phantoms.
  • the calculation unit 2 calculates projection data calculated for the virtual subject or a subject equivalent to the virtual subject.
  • Image reconstruction means for reconstructing the CT image using the actually measured projection data is provided, and the ratio ( ⁇ ) of the X-ray absorption coefficient of the container of the virtual phantom and the water is calculated from the profile of the CT image, and the ratio is calculated.
  • a calculation device for calculating a target value T of the X-ray absorption characteristics is provided.
  • a calculation device for calculating BH correction data used for beam hardening correction in an X-ray CT apparatus assuming a virtual phantom of a water phantom in which water is filled in a container, and a plurality of types of virtual having different beam path lengths
  • the projection data including the influence of the beam hardening effect is simulated and calculated under a plurality of imaging conditions, and the simulation calculation value S of the X-ray absorption characteristic that is the relationship between the beam path length and the projection data is calculated.
  • the second calculation unit for calculating the target value T of the X-ray absorption characteristic not including the beam hardening effect for a plurality of types of virtual phantoms Assuming that the simulation calculated value S calculated by the first calculation unit and the thickness of the container of the virtual phantom are zero,
  • the second calculation unit includes a third calculation unit that calculates a BH correction function from the target value T calculated by the second calculation unit, and the second calculation unit varies the thickness of the virtual phantom container.
  • the simulation value after the BH correction is calculated by applying the BH correction function calculated by the third calculation unit to the simulation calculation value S calculated by the first calculation unit, and the X-ray absorption This is a calculation device for setting the characteristic target value T.
  • the BH correction data created by the calculation unit of the X-ray CT apparatus or the above-described calculation apparatus can be stored in a general-purpose recording medium and can be shared by X-ray CT apparatuses of the same specification.
  • the X-ray CT apparatus recording medium for storing the BH correction data used for the beam hardening correction in the X-ray CT apparatus is the BH correction data created by the calculation unit of the X-ray CT apparatus or the calculation apparatus.
  • the BH correction data can further include the X-ray transmission path length of the water portion calculated for each of a plurality of types of virtual phantoms.
  • the operation in the maintenance measurement mode of the X-ray CT apparatus described above can be performed independently of imaging by the X-ray CT apparatus and BH correction.
  • the maintenance method for the X-ray CT apparatus includes a step of performing imaging under a plurality of imaging conditions for a plurality of types of phantoms, and acquiring measured values of X-ray absorption characteristics of the plurality of types of phantoms, and the plurality of types of phantoms.
  • the simulation calculation value of the X-ray absorption characteristic obtained by simulation in advance is input to the virtual phantom equivalent to the step of calculating an error between the simulation value and the actual measurement value, and the simulation calculation value is calculated using the error.
  • the step of correcting the step of inputting the target value of the X-ray absorption characteristic calculated in advance, the step of calculating the BH correction coefficient using the target value of the X-ray absorption characteristic and the simulation calculation value after correction, and the calculation Storing the BH correction coefficient as a table.
  • the step of calculating an error includes a first error calculation step of calculating an error for each column of X-ray detection elements constituting the X-ray detector, and an X-ray detector.
  • the present invention it is possible to improve the accuracy of BH correction in a medical X-ray CT apparatus, thereby reducing misdiagnosis caused by CT value non-uniformity and improving CT value quantification. Performance improvement. Further, the operation cost can be reduced by reducing the number of measurements in the maintenance measurement necessary for obtaining the basic data for BH correction.

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Abstract

　Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線のビームハードニング（ＢＨ）効果に起因するＣＴ値の定量性劣化を防止する。　予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性Ｓとその目標値Ｔとを保存しておき、ＢＨ補正に必要な基礎データを取得するためのメンテナンス計測で計測した投影データを用いて、シミュレーション値Ｓを修正し、修正後のＸ線吸収特性Ｓと目標値Ｔを用いてＢＨ補正係数を計算する。少ない実測値でＢＨ精度を向上することができ、ＣＴ値の不均一性に起因する誤診断の低減や、ＣＴ値の定量性向上に伴う診断能の向上を実現できる。

Description

Ｘ線ＣＴ装置、計算装置、Ｘ線ＣＴ装置用記録媒体およびＸ線ＣＴ装置のメンテナンス方法
　本発明はＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線のビームハードニング効果に起因して生じるＣＴ画像の均一性劣化を補正する方法に関する。
　Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで対向配置されたＸ線管とＸ線検出器の対（以下、撮影系とする）を回転させながら被検体の透過Ｘ線データを撮影してその断層画像（以下、ＣＴ画像とする）を再構成する装置であり、画像診断の分野で広く使用されている。Ｘ線管から放射されるＸ線は通常多色Ｘ線であるため、被検体中のＸ線のＸ線透過パス長が長くなるにつれて、被検体を透過してＸ線検出器で検出されるＸ線のエネルギーが高くなるビームハードニング（以下、ＢＨとする）現象が発生することが良く知られている。ＢＨ現象は以下に説明するようにＣＴ画像におけるＣＴ値の定量性や一様性を低下させる原因となる。
　図２０は、均一な材質および密度で構成された被検体を透過したＸ線の、Ｘ線透過パス長Ｌと投影データｐとの関係（以下、Ｘ線吸収特性とする）を示した図である。ただし投影データｐは公知のエア補正により補正された値である。
　単色Ｘ線の場合、図２０中に示すようにＸ線吸収特性は、エア補正後の投影データｐ０がＸ線透過パス長Ｌに比例した直線ｐo＝μoＬとなる。ここでμoは上記単色Ｘ線に対する被検体のＸ線吸収係数である。一方、多色Ｘ線の場合、ＢＨ現象の影響でＸ線透過パス長Ｌが長くなるに従ってＸ線検出器で検出されるＸ線のエネルギーが高くなるため、被検体中における平均的なＸ線吸収係数が低下する。その結果、図２０中に示すようにＸ線吸収特性はＸ線透過パス長Ｌに対して曲線ｐmとなる。投影データを再構成して得られるＣＴ画像は、被検体のＸ線吸収係数μ0の空間分布を表すものである。このため上記のような均一な材質および密度で構成された被検体のＣＴ画像は本来均一なＣＴ値を有するはずである。しかし実際には、ＢＨ効果の影響により、ＣＴ画像の濃度が位置によって変化してしまう問題がある。
　ＢＨ効果に起因するＣＴ値の精度低下を防止するために、再構成演算に先立って投影データを補正するＢＨ補正方法が良く知られている。ＢＨ補正では、多色Ｘ線の投影データpmと単色Ｘ線の投影データpoとの関係を表す関数（以下、ＢＨ補正関数と呼ぶ）を用いて、多色Ｘ線の投影データを補正する。ＢＨ補正関数は、図２１に示すような関数Ａ(pm)であり、一般的には、ＢＨ補正関数を次式（１）に示すような多項式によって近似し、多項式の係数（以下、ＢＨ補正係数と呼ぶ）をＢＨ補正に用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ＢＨ補正係数を計算する方法には、ファントムを用いて計測する方法やシミュレーションにより計算する方法があり、特許文献１、２には、ファントムを用いた方法が提案されている。
　例えば、特許文献１に記載された方法では、均一な密度のポリエチレン材料で形成された円筒形のファントムを用いて計測を行い、各検出素子で計測された投影データ（エア補正後データ）を得る。直径の異なる複数のファントムについて、同様の計測を行うことにより、Ｘ線透過パス長（ビームが通過するファントムの長さ）が異なる複数の投影データが得られる。このデータを式（１）の多項式に最小二乗フィッティングすることにより、Ｘ線吸収特性が得られる。一方、均一な密度のファントムのＸ線吸収特性の理論値はＸ線透過パス長に比例し（ｐo＝μoＬ）、計算によって求められるので、この理論値と計測したＸ線吸収特性を用いて、ＢＨ補正関数および補正係数を計算する。
　特許文献２に記載された方法では、ファントムとして水ファントムを利用する。水ファントムＷＰはアクリル等の材料で形成された円筒状の容器の内部に水を充填したものである。医用Ｘ線ＣＴ装置においては、ＢＨ補正を撮影対象である人体に対して最適化する必要がある。人体の６０～７０％は水で構成されていることが知られており、人体の組成に近い組成の水ファントムを用いてＢＨ補正係数を導出することで、ＢＨ補正の精度を向上できる利点がある。またＣＴ画像の濃度であるＣＴ値は、空気と水の濃度差が１０００になるように濃度を規格化（以下、ＣＴ値規格化とする）した後に１０００を減算したものとして定義されており、Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ　Ｕｎｉｔ（ＨＵ）という単位が用いられる。水ファントムを利用した場合、図２０中に示した単色Ｘ線に対する投影データｐoの値をｐo＝１０００Ｌとして計算することで、ＢＨ補正とＣＴ値規格化を同時に実施できるという利点がある。
　一方、特許文献３には、ファントムの計測を用いずにＢＨ補正関数を導出する手法が開示されている。特許文献３では、公知のレイトレースシミュレーションやモンテカルロシミュレーションを用いてＢＨ補正関数を直接計算する。このため、特許文献１や２に示されるようなファントム計測作業を省略できる利点がある。
特公昭６１－５４４１２号公報 特開平５－１３０９８７号公報 特開２００６－３３４３１９号公報
　特許文献１に示されるＢＨ補正法では、ＢＨ補正関数の計測サンプルを取得するために異なるサイズのポリエチレンファントムを計測する必要がある。計測サンプルを増加してＢＨ補正の精度を向上するには、ポリエチレンファントムの種類を増加する必要があるが、計測数が増えて作業コストが増大する課題がある。また、通常ポリエチレンファントムはＸ線ＣＴ装置の付属品として装置毎に製作する必要があるため、ポリエチレンファントムの種類の増加は製造コストの増大を伴う課題がある。更に上述したＣＴ値規格化を考慮した場合、ＣＴ値規格化の定義上、ポリエチレンファントムの計測データのみではＣＴ値規格化が行えない。従って特許文献１の方法ではＣＴ値規格化を行うために別途水ファントムを測定する必要があり、水ファントム計測に伴う作業コストおよび水ファントム製造コストの増大を伴うという課題がある。
　以上のように、特許文献１に示されるＢＨ補正法においては、ＢＨ補正の精度と作業および製造コストのトレードオフを考慮して、通常３～４種類のポリエチレンファントムおよび水ファントムがそれぞれ使用されている。このときＢＨ補正関数の計測サンプル数は高々３～４個に留まるため、多項式フィッティングにおける近似精度の向上が難しく、ＢＨ補正の高精度化が困難であるという課題がある。
　特許文献２に示されるＢＨ補正法では、水ファントムの測定データだけを用いてＢＨ補正が行えるので、製造コストや作業コストを低減できる、ＢＨ補正とＣＴ値規格化のための測定を同時に行える等の利点がある。ただし水ファントムの測定データだけを用いてＢＨ補正を行う場合、水ファントム容器のＸ線吸収係数を考慮する必要である。即ち、水ファントムは円筒状の容器の内部に水を充填したものであり、その投影データを計測した場合、Ｘ線ビームＢＭは容器と水の両方を透過する。このため、単色Ｘ線に対する投影データの理論値は、単純にファントム中のＸ線透過パス長から求めることはできず、計算には、単色Ｘ線に対する容器および水のＸ線吸収係数μc、μwの比α（＝μc/μw）が必要となる。
　しかしαの値は既知でないため、特許文献１と同様の手法でＢＨ補正係数を求めることはできない。このため、特許文献２では、再構成された水ファントムのＣＴ画像を用いて、ＣＴ画像中の水部分のＣＴ値が所定値となるようにＢＨ補正係数を導出する方法が採用している。しかしながら、上記方法は計算の過程において多数のＣＴ再構成演算を伴うため、計算時間がかかるという課題がある。
　特許文献３に示されるＢＨ補正法では、ＢＨ補正係数を導出する際にファントムの計測を必要としないので作業コスト、および製造コストの両面において最も有利である。ＢＨ補正係数の導出には特許文献１に示される方法と同様の方法を用いることができ、ポリエチレンファントムの投影像の実測値をシミュレーション値に置き換えればよい。シミュレーション上で種々のサイズのファントムデータを計算すれば、投影データの計測サンプル数を増加させることも容易である。また、シミュレーション上では容器のない仮想的な水ファントムを設定することもできるため、ポリエチレンファントムの代わりに上記仮想的な水ファントムを用いれば、ＢＨ補正とＣＴ値規格化を同時に行うＢＨ補正係数も容易に導出できる。
　しかし、本ＢＨ補正法ではシミュレーションの精度が不十分である場合は補正精度が低下する課題がある。特にＸ線検出素子の特性ばらつき等、シミュレーションによる再現が困難な要素に対しては、上記課題が顕著となる。例えば実際のＸ線検出器においては、Ｘ線検出素子の構成要素であるシンチレータの配置ばらつきや製造ばらつきに起因して、Ｘ線検出素子のエネルギー感度特性に個体差が生じる。このようなエネルギー感度特性の個体差は再構成されたＣＴ画像中において同心円のリング状またはバンド状のアーチファクトを発生させる要因となる。特許文献１および２に示された方法では、上記個体差は実測データとして計測されるため、ＢＨ補正により上記リング状またはバンド状のアーチファクトを除去できるが、特許文献３の方法では、上記個体差のシミュレーションによる再現が困難であるため、上記アーチファクトを除去できない。
　本発明の目的は、Ｘ線ＣＴ装置においてＢＨ補正の精度を向上することにより、ＣＴ値の定量性を向上すると共に、リング状アーチファクトやバンド状アーチファクトを低減することで、より正確な診断情報をユーザーに提供することにある。
　本発明の別の目的は、ＢＨ補正係数を導出のためのファントム計測において、高いＢＨ補正精度を維持したままファントム数およびファントム計測数を低減することで、ファントムの製造コストおよび計測の作業コストを低減することにある。
　またＢＨ補正とＣＴ値規格化のための計測を共通化することで、計測の作業コストおよびファントムの製造コストを低減することにある。更にＢＨ補正係数の導出にかかる計算コストを低減することにある。
　本願において開示される発明のうち代表的なものの概要を簡単に説明すれば、以下の通りである。
＜Ｘ線ＣＴ装置＞
　本発明のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生部と、前記Ｘ線発生部に対向して配置され、複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で検出されたデータを補正する補正部と、補正後のデータを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成部とを備え、前記補正部は、所定の被検体のＸ線吸収特性の目標値と、ビームハードニングの影響下における前記所定の被検体のＸ線吸収特性との関係を表すＢＨ補正関数に基き、前記検出されたデータを補正するビームハードニング補正部を備え、前記ビームハードニング補正部は、仮想被検体について予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値と、前記仮想被検体と等価な被検体を用いて実測したＸ線吸収特性の実測値との誤差を用いてＸ線吸収特性を算出するＸ線吸収特性算出部と、当該Ｘ線吸収特性算出部で算出されたＸ線吸収特性を用いて前記ＢＨ補正関数を算出するＢＨ補正関数算出部とを備え、前記ＢＨ補正関数算出部で算出されたＢＨ補正関数に基き、検査対象について計測したデータを補正する。
　本発明のＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線吸収特性算出部およびＢＨ補正関数算出部が用いる補正用データは、同じ或いは別のＸ線ＣＴ装置または独立した計算装置で予め計算して求めておくことができ、テーブルに保存し用いることができる。
　本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線吸収特性のシミュレーション計算値と実測値との誤差を用いてＸ線吸収特性を算出するので、少ない実測値で、Ｘ線検出素子の個々のばらつきを反映した精度の高いＢＨ補正係数を得ることができる。これにより、高精度のＢＨ補正が可能となり、ＣＴ値の定量性の向上、リング状アーチファクトやバンド状アーチファクトの低減を図ることができる。
＜ＢＨ補正用データの計算装置＞
　本発明の計算装置は、Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを計算する計算装置であって、容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムであって、Ｘ線透過パス長の異なる複数種類の仮想ファントムに対し、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、Ｘ線透過パス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、前記複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、を備え、前記第２の計算部は、前記仮想被検体についてシミュレーション計算された投影データまたは前記仮想被検体と等価の被検体について実測された投影データを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成手段を備え、前記ＣＴ画像のプロファイルから、前記仮想ファントムの容器および水のＸ線吸収係数の比（α）を算出し、当該比を用いてＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する。
　或いは、本発明の計算装置は、前記計算装置の第１の計算部および第２の計算部に加えて、前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して、前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓと前記第２の計算部が算出した目標値Ｔとから、ＢＨ補正関数を計算する第３の計算部とを備え、前記第２の計算部は、前記仮想ファントムの容器の厚みを種々に変更した仮想ファントムについて、前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓに対し、前記第３の計算部が算出したＢＨ補正関数を適用して、ＢＨ補正後のシミュレーション値を算出し、Ｘ線吸収特性の目標値Ｔとする。
　本発明の計算装置によれば、実用的なファントムである、容器に充填された水ファントムを用いてＢＨ補正関数を算出する機能を備えたＸ線ＣＴ装置において、ＢＨ補正関数の導出に用いる補正用データを、容易に作成し、提供することができる。本発明の計算装置で作成された補正用データは、複数のＸ線ＣＴ装置で共通化して使用することができる。
＜Ｘ線ＣＴ装置用記録媒体＞
　本発明のＸ線ＣＴ装置用記録媒体は、Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを保存するＸ線ＣＴ装置用記録媒体であり、ＢＨ補正用データは、Ｘ線ＣＴ装置の演算部または上記計算装置で作成されたＢＨ補正用データであり、Ｘ線透過パス長の異なる複数種類の仮想ファントムについての、ビームハードニング効果の影響を含むＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓおよびビームハードニング効果の影響を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔである。
　このＸ線ＣＴ装置用記録媒体は、さらに、ＢＨ補正用データが、複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ算出された水部分のＸ線透過パス長を含むことができる。
＜メンテナンス方法＞
　本発明のＸ線ＣＴ装置のメンテナンス方法は、複数種のファントムについて、複数の撮影条件で、撮影を行い、前記複数種のファントムのＸ線吸収特性の実測値を取得するステップ、前記複数種のファントムと等価の仮想ファントムについて、予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値を入力し、当該シミュレーション値と、前記実測値との誤差を算出するステップ、前記誤差を用いて前記シミュレーション計算値を修正するステップ、予め算出されたＸ線吸収特性の目標値を入力し、当該Ｘ線吸収特性の目標値と修正後のシミュレーション計算値とを用いてＢＨ補正係数を算出するステップ、および、算出したＢＨ補正係数をテーブルとして保存するステップを含む。
　このメンテナンス方法によれば、少ないファントム数および少ない計測数であっても、個々のＸ線検出器のばらつきを反映した精度の高いＢＨ補正係数を、Ｘ線ＣＴ装置に設定することができ、より正確な診断情報をユーザーに提供することができる。
　その他の本発明の特徴および効果は、以下の実施形態において詳述する。
本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の概要を示す模式図。 Ｘ線検出器の詳細を示す斜視図。 本計測モードにおける撮影手順を示すフロー図。 テーブルＴＢＬ１に保存されるＢＨ補正係数のデータ内容を説明するための図。 メンテナンス計測モードで使用される水ファントムＷＰの構造を示す図。 メンテナンス計測モードの撮影手順を示すフロー図。 Ｘ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ、とＸ線吸収特性の目標値Ｔとの関係を、Ｘ線透過パス長Lを変数にして表したグラフ。 テーブルＴＢＬ２に保存される補正用データ（水ファントムのＸ線透過パス長、Ｘ線吸収特性のシミュレーション値、およびＸ線吸収特性の目標値）のデータ内容を説明するための図。 ＢＨ補正関数を計測するためのファントム配置方法を説明するための図。 ＢＨ補正係数を計算する手順を示すフロー図。 実測投影データＰの（i.L）平面における計測位置を説明するための図。 第２近似関数Ｇij(L)による第２誤差率Ｅ2ij(Ln)のフィッティングを説明するための図。 テーブルＴＢＬ２に保存される補正用データを計算するための計算機またはＸ線ＣＴ装置の演算部の概要を示す図。 テーブルＴＢＬ２に保存される補正用データ（Ｘ線吸収特性のシミュレーション値ＳおよびＸ線吸収特性の目標値Ｔ）の計算方法を説明するための図。 Ｘ線吸収特性の目標値Ｔを得るための計算手順の一部を示すフロー図。 水ファントムＷＰの撮影データに基づいて再構成されたＣＴ画像を模式図。 図１６中に示した直線１６０３上における、ＣＴ画像のプロファイルを表す図。 Ｘ線吸収特性の目標値Ｔの計算方法の他の例を説明するためのフロー図。 本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置において、ＢＨ補正を実施後の投影データに基づいて再構成された水ファントムのＣＴ画像のプロファイルを表す図。 均一な材質および密度で構成された被検体を透過したＸ線の、Ｘ線透過パス長Lと投影データpとの関係を示した図。 多色Ｘ線の投影データpmと単色Ｘ線の投影データpoとの関係を示した図。
　以下、本発明の実施形態の例を図面に基づいて詳細に説明する。
＜Ｘ線ＣＴ装置の構成＞
　図１に、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図を示す。図１において紙面左右方向、上下方向、および垂直方向をそれぞれＸ、Ｙ、Ｚ方向とする。
　本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管１、Ｘ線検出器２、回転板３、寝台天板４、ガントリー５、線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、コリメータ９、制御系１０、信号処理系２０等から構成される。制御系１０は、ディスプレイを備えた操作卓１１や、撮影コントローラー１２を備えている。信号処理系２０は、Ｘ線検出器２が検出したデータに対し、補正や画像処理等の演算を行うもので、主として前処理等の補正のための演算を行う第一演算部２１、主として画像再構成や画像処理を行う第二演算部２２、メモリ２３、２４、およびモニタ２５等を備えている。Ｘ線管１、線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、コリメータ９、およびＸ線検出器２は回転板３上に配置されており、以下ではこれらを総称して回転撮影系と呼ぶ。
　回転撮影系の全体はガントリー５の内部に格納されている。ガントリー５の中央部には開口部６が設けられており、開口部６の中心付近には被検体ＳＢが配置される。なお本実施の形態では被検体ＳＢとして人体を想定しており、通常、被検体ＳＢは寝台天板４上に横たわった状態で配置される。回転板３は図示しない駆動モーターによって回転し、これにより被検体ＳＢの全周方向からのＸ線透過像が撮影される。回転板３は開口部６の中心を通りＺ軸に平行な回転軸を中心に回転する。また寝台天板４は図示しない駆動装置によって、その位置をＺ方向に移動できる。上記回転板３の回転と上記寝台天板４の移動を同時に行うことで、公知の螺旋スキャンを行うことも可能である。
　図１において、Ｘ線管１のＸ線発生点とＸ線検出器２のＸ線入力面との距離の代表例は１０４０［ｍｍ］である。また開口部６の直径の代表例は６５０［ｍｍ］である。回転板３の回転速度の代表例は３［回転/秒］である。回転撮影系の１回転における撮影回数の代表例は１０００回であり、回転板３が０．３６度回転する毎に１回の撮影が行われる。
　線質フィルタ７は、単数素材または複数素材の金属板等を重ね合わせて構成される公知のものである。線質フィルタ７はＸ線管１からＸ線検出器２に向けて照射されるＸ線ビームの経路中に配置され、線質フィルタ７を透過した後のＸ線の線質（エネルギースペクトル）を変化させる機能を有する。特に低エネルギーのＸ線を遮断することで被検体ＳＢの被曝を低減したり、ＢＨ効果の影響を軽減したりする目的で使用される。線質フィルタ７に使用される金属板の代表例としては、厚さ０．０５～０．２ｍｍ程度の銅板や厚さ数ｍｍ程度のアルミニウム板、またはこれらを重ね合わせたもの等がある。なお、本実施の形態では線質フィルタ７には複数の種類が用意されており、ユーザーは撮影用途に応じて上記種類を変更できるものとする。このとき図示しない移動機構により、指定された線質フィルタ７が撮影に先立ってＸ線ビームの経路中に配置される。
　ボウタイフィルタ８は、アルミニウム等の素材で形成される公知のものである。ボウタイフィルタ８はＸ線管１からＸ線検出器２に向けて照射されるＸ線ビームの経路中に配置される。ボウタイフィルタ８は、上記Ｘ線ビームのボウタイフィルタ８中の透過パス長が、開口部６の中央位置において最も短く、周辺位置に近づくにつれて長くなるように、その厚みが変化する形状を有している。これにより、被検体ＳＢを透過した後にＸ線検出器２に入射するＸ線の強度がＸＹ面方向（ＸＹ面と平行な方向、以下同じ）に均一化する。その結果、最終的に得られる被検体ＳＢのＣＴ画像中において、被検体中央部と周辺部におけるノイズの粒状性を均一化してＣＴ画像の視認性を向上できる効果がある。また、被検体ＳＢの周辺位置おける被曝を低減できる効果がある。なお、本実施の形態ではボウタイフィルタ８は被検体ＳＢのサイズや撮影部位に応じて複数の形状のものが用意されており、ユーザーは上記種類を変更できるものとする。このとき図示しない移動機構により、指定されたボウタイフィルタ８が撮影に先立ってＸ線ビームの経路中に配置される。
　コリメータ９は鉛などの素材で形成される公知のＸ線遮蔽板であり、Ｘ線管１から照射されるＸ線の照射範囲をＸＹ面方向およびＺ方向に制限する。上記Ｘ線のＸＹ面方向の照射範囲は、Ｘ線検出器２のＸＹ面方向の入力範囲と一致するように制限される。またＺ方向の照射範囲（以下、スライス幅とする）は、ユーザーが撮影目的に応じて種々変更できるようになっている。このとき図示しない移動機構はコリメータ９の位置を移動して、スライス幅を指定されたサイズに制限する。
　Ｘ線検出器２は図示しない散乱線除去コリメータ、シンチレータアレイ、およびフォトダイオードアレイ等から構成される公知のものである。Ｘ線検出器２は、図２に示すように、多数のＸ線検出素子をマトリクス状に配列した２次元入力面を有しており、この入力面がＸ線管１に対向するように配置されている。Ｘ線検出素子の配列数の代表例は１０００素子（ＸＹ面方向）×６４素子（Ｚ方向）である。Ｘ線検出素子は、Ｘ線管１に対してＸＹ面方向に略等距離となる円弧上に配置されている。各Ｘ線検出素子のＸＹ面方向およびＺ方向のサイズの代表例は１［ｍｍ］である。
　以下の説明では、各Ｘ線検出素子をＰＸ（i,j）で表わす。i,jはＸ線検出素子の位置で、ｉをＺ軸に垂直な方向、jをＺ軸に平行な方向とする。また以下では、i方向をチャネル方向、j方向をスライス方向と呼ぶ。
　操作卓１１は、管電圧や管電流、回転板３の回転速度、スライス幅、線質フィルタ７やボウタイフィルタ８の種類、被検体ＳＢの撮影範囲等の撮影条件を入力したり、動作モードの選択、開始終了などを入力するためのもので、キーボードやＧＵＩを表示するディスプレイなどを備えている。
　撮影コントローラー１２は、操作卓１１から入力された撮影条件に従い、各種フィルタの移動等を行うとともに、選択された動作モードのもとで、回転板３、Ｘ線管１及びＸ線検出器２の動作を制御する。
　信号処理系２０の第一演算部２１は、リファレンス補正部、エア補正部、ＢＨ補正部などを備え、Ｘ線検出器２で検出されたローデータに対し、リファレンス補正、エア補正、ＢＨ補正などの前処理を施し、補正後のデータをメモリ２３に保存する。前処理に必要なデータ（リファレンスデータ、エアデータ、ＢＨ補正係数の値など）は、予めテーブルＴＢＬ１に備えられており、第一演算部２１は、これらデータをテーブルＴＢＬ１から読出し、補正を行う。また第一演算部２１は、後述するＢＨ補正係数の計算を行う機能を備えることもできる。この計算に必要なデータは、テーブルＴＢＬ２に備えられている。
　第二演算部２２は、メモリ２３に保存された補正後のデータを用いてＣＴ画像を再構成し、画像データをメモリ２４に保存する。第二演算部２２は、記憶部２４からＣＴ画像データを読出し、ボリュームレンダリング法、ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ　Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ　Ｐｌａｎａｒ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）法等の公知の画像処理技術を用いてＣＴ画像の表示画像を作成し、モニタ２５の画面に表示する。
　なお、第一演算部２１および第二演算部２２には、専用演算器または公知の汎用演算器等を使用することができる。またメモリ２３、メモリ２４、テーブルＴＢＬ１、テーブルＴＢＬ２にはＲＡＭ（Random　Access　Memory）やハードディスク、ＳＳＤ（Solid　State　Drive）等の公知の記録手段、およびこれらを組み合わせたもの等が使用される。
＜Ｘ線ＣＴ装置の動作＞
　次に、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作を説明する。本Ｘ線ＣＴ装置には、本計測モードおよびメンテナンス計測モードの２種類の計測モードが用意されている。本計測モードおよびメンテナンス計測モードの選択は、操作卓１１を通して指定される。メンテナンス計測モードは、第一演算部２１で使用される補正パラメータを取得するための撮影であり、通常、メンテナンス作業員のみによって使用される。本計測モードは、検査対象のＣＴ画像を取得するための撮像であり、一般ユーザーは本計測モードのみを使用する。なお図１には本計測モード時におけるデータの流れを実線の矢印で、メンテナンス計測モードにおけるデータの流れを破線の矢印で示してある。
＜本計測モードの動作＞
　まず、本計測モードにおけるＸ線ＣＴ装置の動作を、図３を参照して説明する。ユーザーは操作卓１１を通して撮影条件を設定し、撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると、撮影コントローラー１２は回転板３の回転を開始し、回転板３の回転が指定された回転速度で定速状態に入った時点で、Ｘ線管１のＸ線照射開始およびＸ線検出器２の撮影開始を指示し、撮影を開始する（ステップＳ３０１）。
　撮影は、回転板３の１回転毎に複数回、典型的には１０００回程度行われ、信号処理系２０は撮影毎に撮影データを読み込む（ステップＳ３０２）。撮影データは、各Ｘ線検出素子ＰＸ毎のＸ線強度Ｉ（ｉ，ｊ，ｍ）（ｍは撮影番号を表す）で表わされる。
　読み込んだ撮影データに対し、第一演算部２１は、前処理として、リファレンス補正、エア補正、ＢＨ補正を行う（ステップＳ３０３～Ｓ３０５）。リファレンス補正は、Ｘ線管１から照射されるＸ線の出力変動を規格化する処理であり、次式（２）により、生データＩrawをリファレンスデータＩrefで除することにより行われる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　通常、リファレンスデータIref(m)の値としては、被検体ＳＢを透過することなくＸ線検出器２のi方向両端部付近のＸ線検出素子において検出されたＸ線の撮影データの平均値が使用される。
　エア補正は、被検体の撮影データを、被検体を配置せずに撮影したデータ（エアデータ）で正規化する演算であり、次式（３）により行う。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　エアデータIo(i,j)は、被検体ＳＢおよび寝台天板４を配置せずに取得した撮影データIo(i,j,m)に対してリファレンス補正を行った後にm方向に平均化したものである。エアデータは、本Ｘ線ＣＴ装置で実現可能な複数種類の全撮影条件に対して予め計測されたものがテーブルＴＢＬ１に記録されている。第一演算部２１はエア補正時に該当する撮影条件のエアデータをＴＢＬ１から読み出して式（３）の計算を行う。以下では、エア補正後のデータを投影データと呼ぶ。
　ＢＨ補正は、多色Ｘ線を用いることによって引き起こされるＢＨ効果の影響を除く処理であり、所定の被検体について、単色Ｘ線を用いたと仮定した場合のＸ線吸収特性と多色Ｘ線を用いた場合のＸ線吸収特性との関係（ＢＨ補正関数という）に基いて、次式（４）により、投影データを補正する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　式中、a1(i,j),a2(i,j),・・・,aK(i,j)は、項数展開したＢＨ補正関数の各項の係数（ＢＨ補正係数）であり、複数（Ｈ種類）の撮影条件に対して計算されたものがテーブルＴＢＬ１に記録されている。
　撮影条件を規定するパラメータの代表例は、Ｘ線管１の管電圧、線質フィルタ７の種類、ボウタイフィルタ８の３種類であり、これら３種類のパラメータの全組合せに対してＢＨ補正係数が計算され、格納されている。一例として管電圧として２種類（１００ｋＶ、１２０ｋＶ）、線質フィルタ７の種類として３種類、ボウタイフィルタ８の種類として２種類が用意された場合を想定すると、トータルの撮影条件数Ｈは１２（＝２×３×２）となる。上記３種類のパラメータはＸ線の線質を変化させるため、ＢＨ効果に影響を持つ。
　図４に、テーブルＴＢＬ１に保存されるＢＨ補正係数のデータ内容の一例を示す。図示するように、ＢＨ補正係数は、Ｘ線管１の管電圧、線質フィルタ７の種類、ボウタイフィルタ８の種類という３種類のパラメータの組合せによって規定される撮影条件毎に小テーブル化され、ＴＢＬ１－１、ＴＢＬ１－２、ＴＢＬ１－３、・・・、ＴＢＬ１－Ｈという形でＨ種類の全撮影条件に対して保存される。各小テーブルには、Ｘ線検出素子ＰＸ(i,j)毎にそれぞれ計算されたＢＨ補正係数a1(i,j),a2(i,j),・・・,aK(i,j)が記録される。補正部（ＢＨ補正部）２１は、このようなテーブルＴＢＬ１から、ＢＨ補正時に該当する撮影条件のＢＨ補正係数を読み出して式（４）の計算を行う。
　第一演算部２１は、ＢＨ補正後の撮影データｐo(i,j,m)をメモリ２３に保存する（ステップＳ３０６）。ステップＳ３０２～Ｓ３０５までの一連の処理はＸ線検出器２がｍ番目の新しい撮影データを取得する度に繰り返し実施される。
　設定された回数の撮影が終了し、再撮影の指示がなければ、撮影コントローラー１２は、Ｘ線管１、Ｘ線検出器２および回転板３の動作を停止する。また第二演算部２２は、メモリ２３から全撮影回数の投影データを読出し、公知の再構成方法によりＣＴ画像を再構成し（ステップＳ３０７）、さらに公知の画像処理技術を用いてＣＴ画像の表示画像を作成し、モニタ２５の画面に表示する（ステップＳ３０８）。
＜メンテナンス計測モードの動作＞
　次にメンテナンス計測モードにおける本Ｘ線ＣＴ装置の動作を説明する。メンテナンス計測モードは、本計測モードで用いるＢＨ補正係数等の補正パラメータを計算するために必要なデータを得るために行われる。以下、ファントムが水ファントムの場合を説明する。
　水ファントムＷＰの形状は、典型的には図５に示すような円筒形であり、メンテナンス計測モードでは、円筒の中心軸が回転板３の回転軸と略一致するように配置して撮影を行う。また、水ファントムＷＰは直径の異なるＮ個のものが用意されており、以下では各水ファントムＷＰを番号ｎ（ｎ＝１～Ｎ）で表すことにする。Ｎの代表例は４であり、このときの各水ファントムＷＰの直径の代表例は１００ｍｍ（ｎ＝１）、２００ｍｍ（ｎ＝２）、３００ｍｍ（ｎ＝３）、４００ｍｍ（ｎ＝４）である。
　メンテンナンス計測モードは、これらＮ個の水ファントムの各々に対し、Ｈ種類の全撮影条件に対して計測を行う。例えば、前掲の例で、管電圧として２種類（１００ｋＶ、１２０ｋＶ）、線質フィルタ７の種類として３種類、ボウタイフィルタ８の種類として２種類、全撮影条件数Ｈは１２（＝２×３×２）について、ＢＨ補正係数を求めるための撮影を行う。従って、Ｎ種類の水ファントムＷＰに対して、それぞれ全種類の撮影条件で計測をＨ回ずつ実施することになり、全計測回数はＮ×Ｈ回となる。なお、スライス幅は、最大スライス幅（Ｘ線検出器２のＺ方向の最大入力サイズに一致する値）に固定しておいてもよいが、スライス幅の変化に伴い水ファントムＷＰ内で発生する散乱Ｘ線量が変化してＢＨ効果が影響を受ける場合もあるため、スライス幅を上記撮影条件の４番目のパラメータとして加えてもよい。
　撮像の手順を図６に示す。まず、メンテナンス作業員が水ファントムの撮影を開始すると（ステップＳ６０１）、はじめにファントム番号ｎに１が設定される（ステップＳ６０２）。次にファントム番号ｎが水ファントムの種類の総数Ｎより大きいかどうかが判定され（ステップＳ６０３）、ｙｅｓと判定された場合は全撮影を終了する（ステップＳ６０９）。またステップＳ６０３においてｎｏと判定された場合、メンテナンス作業員はファントム番号ｎの水ファントムを回転板３の中央開口内に配置する（ステップＳ６０４）。このとき、水ファントムの円筒の中心軸と回転板３の回転軸とが略一致するように配置する。
　水ファントムの配置が終了すると、メンテナンス作業員は配置された水ファントムの撮影を予め指定された所定の標準撮影条件を用いて行う（ステップＳ６０５）。
　撮影は、本計測モードの撮影と同様に、まず撮影コントローラー１が回転板３の回転を開始し、回転板３の回転が所定の回転速度で定速状態に入った時点で、Ｘ線管１のＸ線照射開始およびＸ線検出器２の撮影開始を指示し、撮影を開始する。Ｘ線検出器２から出力された撮影データは、第一演算部２１によって前処理（リファレンス補正およびエア補正）が行われ、エア補正後の投影データは順次メモリ２３に保存される。
　次に、撮影で取得されたデータに対して、本計測モードで示した計算手順と同じ手順で前処理および再構成演算処理が実施され、水ファントムのＣＴ画像が計算される（ステップＳ６０６）。このＣＴ画像に基づいて、水ファントムの中心軸位置が第二演算部２２により計算される（ステップＳ６０７）。中心軸位置は、ＣＴ画像中における水ファントムの重心位置として容易に計算できる。次に中心軸位置の計算結果に基づいて、水ファントムが適正位置に配置されたかどうかの判定が行われ、判定結果がモニタ２５上に表示される（ステップＳ６０８）。判定基準の例としては、水ファントムの重心位置と回転板３の回転軸との距離が所定の閾値（例えば１ｍｍ）以下かそれ以外かでｙｅｓ、ｎｏを判定する等の方法が用いられる。ステップＳ６０８においてｎｏと判定された場合は、メンテナンス作業員はステップＳ６０４に戻り水ファントムの位置を調整する。なお、ステップＳ６０４からＳ６０８に至る手順は、ステップＳ６０８においてｙｅｓと判定されるまで繰り返される。
　ステップＳ６０８においてｙｅｓと判定された場合は、次に、水ファントムの撮影がＨ種類の全撮影条件に対して実施される（ステップＳ６０９）。取得された撮影データは、前述したように前処理（リファレンス補正およびエア補正）により投影データに変換され、メモリ２３に保存される。全撮影条件に対する撮影が終了すると、次にファントム番号ｎに１が加算され（ステップＳ６１０）、その後ステップＳ６０３に戻る。上記ステップＳ６０３からＳ６１０に至る手順は、ステップＳ６０３においてｙｅｓと判定されるまで繰り返される。各撮影によって得られた投影データは、全てメモリ２３に保存され、メンテナンス計測モードの撮影が終了する。
　メンテナンス計測モードの撮影によって得られた投影データを用いて、以下説明する、ＢＨ補正係数の計算が行われる。
＜ＢＨ補正係数の計算＞
　ＢＨ補正係数は、単色Ｘ線を用いた場合（すなわちＢＨ効果を含まない場合）の所定のファントムのＸ線吸収特性（目標値）Ｔと、多色Ｘ線を用いた場合（すなわちＢＨ効果を影響を含む場合）の同ファントムのＸ線吸収特性Ｓが求められれば、その関係を表す関数（ＢＨ補正関数）から計算することができる。多色Ｘ線を用いた場合のＸ線吸収特性Ｓは、シミュレーションによって計算することができ、前述した特許文献３ではその手法を開示している。
　図７に、Ｘ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)とＸ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)との関係を、Ｘ線透過パス長Lを変数にして表したグラフを示す。仮にＳ(i,j,L)のシミュレーション値が正確で実測値と等しいと仮定すると、ＢＨ補正は式（１）に示したＢＨ補正関数Ａを用いて、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 として表せる。このとき、ＢＨ補正係数は最小二乗法を用いて計算されるが、Ｓ(i,j,L)およびＴ(i,j,L)は共に多数のパス長Ｌ（＝Ｌu(ｕ＝１～Ｕ)）に対してサンプル点を持つため、サンプル点不足による近似精度の低下を防止できる利点がある。しかし実際にはＳ(i,j,L)のシミュレーション値は実測値と必ずしも同一にはならず、誤差が生じる。上記誤差が生じる原因としては、シミュレーションの精度自体が不十分であることや、Ｘ線検出器２を構成する各Ｘ線検出素子の個体差や位置ずれなどに起因して生じる特性ばらつきを、シミュレーション条件に反映することが困難であること等に起因する。これらの誤差は、ＢＨ補正の精度を低下し、ＣＴ画像中の濃度むらやリング状アーチファクトの発生原因となるため、誤差の計測値に基づいてＳ(i,j,L)を修正する必要がある。
　そこで、本実施の形態では、予めシミュレーション計算によって求めたＸ線吸収特性（シミュレーション値）Ｓを、実際にファントムを撮影して得た実測データ（実測値）で修正することによって、高精度の多色Ｘ線の場合のＸ線吸収特性Ｓを算出し、それをもとにＢＨ補正係数を計算する。
＜＜計算に用いるテーブルＴＢＬ２＞＞
　まず、ＢＨ補正係数の計算に用いる補正用データについて説明する。ＢＨ補正係数の計算に必要な、Ｘ線吸収特性の目標値Ｔおよびシミュレーション値Ｓは、それぞれ、本Ｘ線ＣＴ装置で可能な複数種類（Ｈ種類）の全撮影条件に対して予め求めたものが、テーブルＴＢＬ２に格納されている。またＢＨ補正係数の計算に用いるファントムのパス長Ｌも、複数種のファントムについて、それぞれ、素子毎に計算したファントムのパス長がテーブルＴＢＬ２に格納されている。
　図８に、テーブルＴＢＬ２に格納されているファントムのパス長Ｌ、Ｘ線吸収特性の目標値Ｔ、シミュレーション値Ｓを示す。図８中、ＴＢＬ２Ａは、ファントムのパス長Ｌを保存するテーブル、ＴＢＬ２Ｂは、Ｘ線吸収特性の目標値Ｔおよびシミュレーション値Ｓを保存するテーブルであり、ＴＢＬ２Ｂには、撮影条件数と同数のテーブルがある。
　水ファントムのＸ線透過パス長Ｌn(i,j)は、図９に示すように、Ｘ線ビームの水ファントムＷＰ中における透過パス長であり、ファントムの円筒の中心軸が回転板３の中心軸に一致するように配置した場合、Ｘ線発生点ＳとＸ線検出素子ＰＸ(i,j)を結ぶ直線が水ファントムＷＰ内を透過する距離として幾何的に計算することできる。全てのファントム番号ｎ（ｎ＝１～Ｎ）に対して予め計算されたものがテーブルＴＢＬ２Ａに格納されている。
　Ｘ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)は、Ｘ線透過パス長がＬであった場合にＸ線検出素子ＰＸ(i,j)にて検出される投影データのシミュレーション計算値を表している。シミュレーション計算は種々のＬ＝Ｌ1～ＬUに対して実施され、各計算結果は撮影条件毎にテーブルＴＢＬ２Ｂ－１、ＴＢＬ２Ｂ－２、・・・、ＴＢＬ２Ｂ－Ｈという形で格納されている。Ｌu(ｕ＝１～Ｕ)は、例えば５ｍｍ刻みでＬ1＝５ｍｍ、Ｌ2＝１０ｍｍ、・・・、Ｌ100＝５００ｍｍ等として計算される。
　Ｘ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)はＢＨ補正による変換後のＸ線吸収特性の目標値である。Ｔ(i,j,L)もＳ(i,j,L)と同様に撮影条件毎に計算され、計算結果はそれぞれテーブルＴＢＬ２Ｂ－１、ＴＢＬ２Ｂ－２、・・・、ＴＢＬ２Ｂ－Ｈという形で格納されている。
　上記のＸ線吸収特性の目標値Ｔおよびシミュレーション値Ｓの求め方については後述することとし、まずメンテナンス計測モードの撮影によって得た投影データとこれらテーブルＴＢＬ２に保存された計算値を用いたＢＨ補正係数の計算手順について説明する。
＜＜計算手順＞＞
　図１０に、投影データに基づきＢＨ補正係数を計算する手順を示す。この計算は、本実施の形態では、第一演算部２１が行う。
［ステップＳ１０１］
　水ファントムの撮影が終了した時点では、メモリ２３には投影データｐn(i,j,m)が記録されている。ここでｎ（＝１～Ｎ）はファントム番号を表すものとする。投影データはＨ種類の撮影条件に対してそれぞれ記録されており、各撮影条件に対して個別に以下の計算を実施する。まず、投影データｐn(i,j,m)をメモリ２３から読み出し、次式（６）により、平均投影データＰn(i,j)を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　ただしＭはトータルの撮影枚数である。通常、水ファントムは回転撮影系の１回転分の期間で撮影されるため、１回転における撮影回数を１０００回とするとＭの値は１０００となる。ただし、平均投影データＰn(i,j)の信号ノイズを低減するために撮影を複数回転行い、Ｍの値を増加してもよい。
［ステップＳ１０２］
　次にテーブルＴＢＬ２より、水ファントムのＸ線透過パス長Ｌn(i,j)およびＸ線吸収特性シミュレーション値Ｓ(i,j,L)を読み出し、Ｘ線吸収特性の実測値－シミュレーション値間の誤差率に相当する第１誤差率を次式（７）により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　この第１誤差率の計算は、主として、散乱Ｘ線に起因する誤差を算出するものであり、Ｘ線検出器２のスライス位置毎に計算する。計算を、Ｘ線検出器２のスライス位置毎に計算したことを表すため、第１誤差率Ｅj(i,Ln)には、添え字にjを用いている。
　ここで、Ｘ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)は、(i,L)平面上の全域（正確には、Ｌ1≦Ｌ≦ＬUの各Ｌ）に渡って計算されるが、実測投影データＰn(i,j)は、(i,Ln(i,j))という曲線上でのみ計測される。例えば使用する水ファントムの種類の総数Ｎを４とすると、実測投影データは図１１に示す曲線Ｌ1(i,j)～Ｌ4(i,j)上の位置においてのみ得られる。従って、式（７）に示した第１誤差率も上記曲線上の位置においてのみ計測される。
［ステップＳ１０３］
　次に、式（８）に示される第１近似関数を用いて第１誤差率Ｅj(i,Ln)をフィッティングする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　式中、ｂ1～ｂ4は近似多項式の係数であり、第１誤差率Ｅj(i,Ln)を第１近似関数Ｆj(i,L)で最小二乗近似することでｂ1～ｂ4の値を計算できる。なお第１近似関数は式（８）に限定されるものではなく、iおよびLを変数とする種々の多項式で置き換えてもよい。また、iまたはLを変数とする種々の関数（例えば指数関数や累乗関数等）で上記多項式の一部または全部を置き換えても良い。
［ステップＳ１０４］
　次に、ステップＳ１０３にて計算された第１近似関数Ｆj(i,L)を用いて、第１修正Ｘ線吸収特性を式（９）により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　式（９）からわかるように、第１修正Ｘ線吸収特性Ｓ1(i,j,L)は、Ｓ(i,j,L)が有していた誤差の(i,L)平面上における全体的な分布を修正して、実測値に近づけたものである。
［ステップＳ１０５］
　次に、ステップＳ１０４にて計算された第１修正Ｘ線吸収特性Ｓ1(i,j,L)を用いて、第２誤差率を式（１０）により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　上記第２誤差率Ｅ2ij(Ln)はＸ線検出器２の個々のＸ線検出素子に対して計算するため、添え字にijを用いている。式（１０）は式（７）に示した第１誤差率の式において、Ｓ(i,j,L)をＳ1(i,j,L)に置き換えたものである。シミュレーションの原理的要因に起因して発生する非ランダムな誤差成分は第１修正Ｘ線吸収特性Ｓ1(i,j,L)からは除外されているため、上記第２誤差率Ｅ2ij(Ln)に含まれる情報は、個々のＸ線検出素子の特性ばらつき等によって生じるランダム誤差成分に相当する。
［ステップＳ１０６］
　次に、式（１１）に示される第２近似関数を用いて第２誤差率Ｅ2ij(Ln)をフィッティングする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 　式中、ｃ1～ｃ3は近似多項式の係数であり、第２誤差率Ｅ2ij(Ln)を第２近似関数Ｇij(L)で最小二乗近似することでｃ1～ｃ3の値を計算できる。なお第２近似関数は式（１１）に限定されるものではなく、Ｌを変数とする種々の多項式で置き換えてもよい。また、Ｌを変数とする種々の関数（例えば指数関数や累乗関数等）で上記多項式の一部または全部を置き換えても良い。
　第２近似関数Ｇij(L)による第２誤差率Ｅ2ij(Ln)のフィッティングの様子を図１２に示す。第１誤差率について、図１１を用いて説明したのと同様に、第２誤差率Ｅ2ij(Ln)も(i,L)平面上において(i,Ln(i,j))という曲線上においてのみ計測される。従って第２誤差率Ｅ2ij(Ln)は図１２に示されるように、Ｌ＝Ｌ1,Ｌ2,・・・,ＬNにおいて離散的にサンプルされる。なお、図１２においては水ファントムの種類の総数Ｎを４としている。第２誤差率Ｅ2ij(Ln)は実測された投影データＰn(i,j)と第１修正Ｘ線吸収特性Ｓ1(i,j,L)との誤差率であるため、Ｓ1(i,j,L)がある程度正確に計算されていれば、Ｅ2ij(Ln)のＬ方向の変化は比較的緩やかであると考えられる。従って、式（１１）に示したような低次多項式の第２近似関数Ｇij(L)でも比較的高いフィッティング精度を確保できる。
　なお、図１２においては４つの位置Ｌ1～Ｌ4にて第２誤差率がサンプルされている例を示したが、図１１に示されるように上記サンプル点数はチャネル方向（i方向）の両端部に近づくにつれて４点から３点、２点、１点、０点と減少して行く。サンプル点数が２点以下の場合は式（１１）に示した２次多項式ではフィッティングができなくなるので、多項式の次数を減らす必要がある。具体的にはサンプル点数が２点の場合は１次多項式、１点の場合は定数、０点の場合はＧij(L)＝０として式（１１）を代用する。
［ステップＳ１０７］
　ステップＳ１０６にて計算された第２近似関数Ｇij(L)を用いて、第２修正Ｘ線吸収特性を式（１２）により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　式（１２）からわかるように、第２修正Ｘ線吸収特性Ｓ2(i,j,L)は、Ｓ1(i,j,L)が有していた誤差のＬ方向の分布をＸ線検出素子毎に修正して、実測値に近づけたものである。このため、Ｓ2(i,j,L)は個々のＸ線検出素子が有する特性ばらつきを正確に反映しており、しかもＬ方向に多数のサンプル点Ｌ＝Ｌu(ｕ＝１～Ｕ)を有している。
［ステップＳ１０８］
　そこで、式（５）と同様の式（１３）を用いてＢＨ補正関数Ａを計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 　このとき、式（１）のＢＨ補正係数ａk(i,j)(ｋ＝１～Ｋ)は最小二乗法を用いて計算される。またＸ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)はテーブルＴＢＬ２より読み出される。
［ステップＳ１０９］
　最後に、計算されたＢＨ補正係数ａk(i,j)(ｋ＝１～Ｋ)をテーブルＴＢＬ１に保存する（ステップＳ１０９）。
　以上、ステップＳ１０１～Ｓ１０９の一連の計算を、Ｈ種類の撮影条件に対して繰り返し実施し、最終的に図４に示したようなＢＨ補正係数のデータが保存される。
＜テーブルＴＢＬ２に保存された補正用データの計算方法＞
　次に上述したＢＨ補正係数の計算に用いたＸ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)、およびＸ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)の計算方法について説明する。
　これらの計算は、図１に示すＸ線ＣＴ装置の補正部（第一演算部２１）がその機能を備えるようにすることも可能であるし、図１３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置から独立した計算機３０を用いて行うことも可能である。前者の場合、これらのデータは、メンテナンス計測の度に計算する必要はなく、事前に計算したものをＴＢＬ２に保存しておけばよい。また、ＴＢＬ２の値は同一仕様のＸ線ＣＴ装置には共通化できるため、仕様が同一であれば個々のＸ線ＣＴ装置毎に計算する必要もない。
　独立した計算機３０或いは代表となるＸ線ＣＴ装置１００で計算を行う場合、計算によって得たデータのテーブルをＲＯＭ等の可搬媒体４０に格納し、可搬媒体を各Ｘ線ＣＴ装置Ａ～Ｚ１０１に接続することによって、或いは公知のデータ通信手段を用いて、各Ｘ線ＣＴ装置１０１の補正部がテーブル内のデータを読み込むようにすることができる。
　上記計算を行う計算機或いはＸ線ＣＴ装置が備える機能は、図１３に示したように、シミュレーション計算手段、Ｘ線吸収特性目標値計算手段、これら計算に用いるパラメータを保存するメモリ手段である。
＜＜シミュレーション値の計算＞＞
　まずＸ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)の計算方法について説明する。Ｘ線の物理過程のシミュレーション方法としては、レイトレース法やモンテカルロ法等が良く知られており、本発明ではこれらを含む公知のシミュレーション法を採用することもできるが、一例としてレイトレース法を用いた計算方法を説明する。
　Ｓ(i,j,L)は、図１４に示すように、Ｘ線発生点ＳとＸ線検出素子ＰＸ(i,j)を結ぶＸ線ビームＢＭに対する投影データであり、その計算においてはＸ線の線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、および水ファントム(容器内に水を充填した水ファントム)ＷＰ内の透過時におけるＢＨ効果の影響が考慮される。式（２）で定義した投影データを計算するために、はじめに水ファントムＷＰを配置した場合の撮影データＩ(i,j,L)と水ファントムＷＰを配置しない場合のエア撮影データＩ(i,j,0)を計算する。撮影データＩ(i,j,L)は、例えば次式（１４）で計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　式（１４）において、εはＸ線のエネルギー、Ｅ(ε)はＸ線発生点Ｓより放射されるＸ線のエネルギースペクトル、μf(ε),μb(ε),μc(ε),およびμw(ε)はそれぞれ線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、水ファントムＷＰの容器１４０１、および水１４００のＸ線吸収係数である。またＬf,Ｌb,Ｌc,およびＬwはそれぞれ線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、容器１４０１、および水１４００中におけるＸ線ビームＢＭの透過パス長の合計値である。なお水ファントムＷＰ中におけるＸ線ビームＢＭの透過パス長はＬ＝Ｌc＋Ｌwである。
　エア撮影データI(i,j,0)は、上記式（１４）において、Ｌc＝Ｌw＝０とおくことにより計算される。
　続いて、式（２）と同様の式を用いて、Ｉ(i,j,L)、Ｉ(i,j,0)をそれぞれリファレンス補正し、リファレンス補正値Ｉcor(i,j,L)、Ｉcor(i,j,0)を計算する。
　最後に、式（３）に示される定義式(式（１５）)より、エア補正後の投影データのシミュレーション計算値が計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　以上の手順により、全てのＸ線検出素子ＰＸ(i,j)およびＬ＝Ｌ1～ＬUの組合せに対してＳ(i,j,L)が計算される。
　なお、透過パス長Ｌの異なる透過データＩ(i,j,L)を計算する際には先に透過パス長Ｌが与えられるため、透過パス長をＬとする半径Ｒの水ファントムＷＰが計算機上で仮想的に作られる。上記半径Ｒの値は、水ファントムＷＰの中心位置が回転板３の回転中心Ｏと一致することから幾何的に計算できる。また、容器１４０１の厚みＷcは、メンテナンス計測モードにおいて実測投影データを計測する際に用いる本物の水ファントムの厚みと同一のものとする。本物の水ファントムは、Ｎ種類ある全てのものにおいて一定の容器の厚みＷcを有するものが使用される。また計算機上で仮想的に作られる任意の半径Ｒの水ファントムＷＰにおいても、容器厚みは上記Ｗcと同一の一定値に固定される。ただし、半径Ｒが２Ｗcより小さくなる場合は、Ｗc＝０．５ＲとしてＷcを変化させる。
　また、Ｓ(i,j,L)は、撮影条件である管電圧（Ｘ線のエネルギー）、線質フィルタ、ボウタイフィルタを異ならせた複数の組み合わせについて、それぞれ計算する。こうして計算されたＳ(i,j,L)が、図８に示すようなテーブルＴＢＬ２Ｂ－１～ＴＢＬ２Ｂ－Ｈに保存される。
＜＜Ｘ線吸収特性の目標値Ｔの計算＞＞
　次にＸ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)の計算方法について説明する。Ｔ(i,j,L)は、図１４に示される、Ｘ線発生点ＳとＸ線検出素子ＰＸ(i,j)を結ぶＸ線ビームＢＭに対する投影データであり、Ｘ線が単色Ｘ線であると仮定した場合のＢＨ効果の影響を受けない投影データである。Ｘ線吸収特性の目標値Ｔについても、上述したＳと同様に、撮影パラメータを異ならせた複数の撮影条件について、それぞれ計算される。
　Ｔ(i,j,L)の値は、ファントムが１００％水であれば、Ｔ(i,j,L)＝μwＬw（ここで、μwは単色Ｘ線に対する水のＸ線吸収係数、ＬwはＸ線ビームＢＭの水ファントムにおけるＸ線透過パス長である）から求めることができる。しかし実際に使用可能な水ファントムは、容器内に水を充填したものであり、式（１６）により計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 　式中、μcは単色Ｘ線に対する容器Ｘ線吸収係数、α＝μc/μwである。ＬcはＸ線ビームＢＭの容器におけるＸ線透過パス長である。ＣＴ値規格化のためにμw＝１０００と設定される。
　αの値は容器のＸ線吸収係数と水のＸ線吸収係数の実質的な比率であり、実測データを用いて、またはシミュレーション計算によって導出する。αの値は撮影条件毎に異なるため、Ｈ種類ある全ての撮影条件に対してそれぞれ導出される。
　以下、容器のＸ線吸収係数と水のＸ線吸収係数との比率α=μc/μwを，実測データを用いて導出する方法を説明する。
　図１５に手順を示す。まず容器に水を入れた水ファントムＷＰの撮影を行い、ＢＨ補正することなくＣＴ画像を再構成する（ステップＳ１５１）。この画像再構成の手順は、ＢＨ補正を除き、図３の手順と同様である。図１６に、水ファントムＷＰの撮影データに基づいて再構成されたＣＴ画像の模式図を示す。図１６に示すように、水ファントムＷＰのＣＴ画像は、エア部１６００、水部１６０１、容器部１６０２から成る。
　次に、ＣＴ画像において、水ファントム(円筒)の中心Ｏを通る直線１６０３を決めて、直線１６０３上における、ＣＴ画像のプロファイルを求める（ステップＳ１５２、Ｓ１５３）。図１７にプロファイル１７００の例を示す。この再構成画像は、ＢＨ補正を行っていないため、プロファイル１７００は、水部において図示するような曲線形状を有している。
　プロファイル１７００の水部における曲線を多項式等で近似し、外挿して容器部(図１６の１６０２)に相当する部分の曲線１７０１を得る（ステップＳ１５４）。この曲線１７０１は水ファントムＷＰの容器が水で構成されていると仮定した場合に予想されるプロファイルである。直線１６０３上の容器部１６０２の中心位置ｃに対応する位置Ｃおける曲線１７０１の値は、近似的にこの位置ｃにおける水のＸ線吸収係数μw(θ)とみなすことができる。ここでθは、直線１６０３の、ＣＴ画像の座標軸Ｘに対する角度である。一方、位置Ｃにおけるプロファイル１７００の値は、近似的に容器のＸ線吸収係数μc(θ)とみなすことができるので、これらμw(θ)、μc(θ)を用いて比率α(θ)(＝μc(θ)/μw(θ))を計算することができる（ステップＳ１５５）。
　なおプロファイル１７００に示した信号には、Ｘ線の量子ノイズやＸ線検出器２の回路ノイズ等に起因するランダムなノイズ成分が含まれる。これらノイズ成分に起因してαの測定値の精度が劣化するのを防ぐために、原点ｏを通る直線１６０３の角度θを変えて、種々の角度θ（０～３６０度）対してα(θ)を計算し、その平均値をαの値として用いることが好ましい（ステップＳ１５６、Ｓ１５７）。
　次に、シミュレーション値を用いてαを計算する方法を説明する。この方法でも、再構成したＣＴ画像からαを求めことは同様であるが、ＣＴ画像を実測した投影データ（ＢＨ補正なし）ではなく、シミュレーション計算値Ｓを計算するために作成したシミュレーション投影データを用いてＣＴ画像を再構成する。シミュレーション投影データは、図１４を用いて説明したように、ＢＨ効果を考慮したシミュレーション計算によって得られたものであり、図１７と同様のプロファイルが得られる。このプロファイルの水部分の曲線を近似し、外挿して、容器部分(位置ｃ)における水のＸ線吸収係数μwを計算すること、計算したμwと容器のＸ線吸収係数μcからαを計算することは、実測投影データから再構成したＣＴ画像を用いる場合と同様である。
　ただし、シミュレーション投影データを用いた場合、ＣＴ画像にはＸ線の量子ノイズや回路ノイズが含まれないため、ノイズ低減のために種々の角度θについてα(θ)を計算する必要がない。従って、例えばα(0)をαの値として計算すればよく、高速にαの値を計算できる利点がある。
　以上、ＣＴ画像より導出したαの値に基づき、式（１６）を用いてＴ(i,j,L)を計算する方法を示したが、以下ではαを用いないでＴ(i,j,L)を計算する別の方法を説明する。
　この方法の手順を図１８に示す。まず、図１４に示した水ファントムＷＰにおいて、容器の厚さが０（Ｗc＝０）である仮想水ファントムを計算機上で作成し、仮想水ファントムを対象としてそのＸ線吸収特性のシミュレーション値Ｓo(i,j,L)を計算する（ステップＳ１８１）。このような計算は、式（１４）においてＬc＝０とすれば容易に実現できる。
　次に仮想水ファントムを対象にＸ線吸収特性の目標値Ｔo(i,j,L)を計算する（ステップＳ１８２）。ただしＴo(i,j,L)の値は式（１６）において、Ｌc＝０として計算される。このとき式（１６）においてαの項が消滅するため、αの値を導出しなくても容易にＴo(i,j,L)の値が計算できる。
　続いて仮想水ファントムを対象に、式（１３）と同様の計算式［Ｔo(i,j,L)＝Ｂij(So(i,j,L))］を用いて、ＢＨ補正関数Ｂijを計算する（ステップＳ１８３）。この補正関数ＢijのＢＨ補正係数ｂk(i,j)(ｋ＝１～Ｋ)を、最小二乗法を用いて計算する。このＢＨ補正係数は、図４に示すような、本計測モードで使用するＢＨ補正係数と同様の構造を持つデータであり、この計算を行う計算機のテーブルＴＢＬ３（計算をＸ線ＣＴ装置が行う場合には、例えばテーブルＴＢＬ１）に保存される。
　続いて厚みのある容器（Ｗc≠０）に入った水ファントムＷＰを想定し、この水ファントムＷＰについて、Ｘ線吸収特性のシミュレーション値Ｓ(i,j,L)を計算する（ステップＳ１８４）。シミュレーション値Ｓ(i,j,L)の計算方法は、図１４を用いて既に説明したものと同一である。
　最後に、計算されたシミュレーション値Ｓ(i,j,L)に対して、ステップＳ１８３で計算したＢＨ補正係数を用いて、Ｔ(i,j,L)＝Ｂij(S(i,j,L))によりＢＨ補正を実施し、ＢＨ補正されたデータを得る。シミュレーション値Ｓと補正後のデータとの関係は、図７に示す補正前のＸ線吸収特性ＳとＸ線吸収特性の目標値Ｔとの関係と同じであり、この値をＸ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)をとする（ステップＳ１８５）。
　以上説明した目標値Ｔの計算方法は、現実には作製困難である容器厚０の仮想水ファントムに対して導出したＢＨ補正を、容器厚が０でない現実的な水ファントムに対して計算したＸ線吸収特性Ｓ(i,j,L)に対して実施することでＴ(i,j,L)を計算するものであり、計算途中でαの値を必要としない。このため、α（＝μc/μw)の値を導出するための水ファントムのＣＴ画像の再構成演算が不要であり、Ｔ(i,j,L)の値を高速に計算できる利点がある。
　Ｘ線吸収特性の目標値Ｔ(i,j,L)は、撮影条件である管電圧（Ｘ線のエネルギー）、線質フィルタ、ボウタイフィルタを異ならせた複数の組み合わせについて、それぞれ計算する。こうして計算されたＴ(i,j,L)は、図８に示すようなテーブルＴＢＬ２Ｂ－１～ＴＢＬ２Ｂ－Ｈに保存される。
＜ＢＨ補正の効果＞
　図１９に、ＢＨ補正を実施後の投影データに基づいて再構成された水ファントムのＣＴ画像のプロファイル１９００を示す。このプロファイルも図１６に示した直線１６０３上におけるものとする。図１７に示した、ＢＨ補正を実施しない場合のプロファイル１７００に比べ、ＢＨ補正を実施した場合のプロファイル１９００は水部におけるＣＴ画像出力がほぼ１０００となっており、水部が均一の出力を有していることがわかる。なお本画像出力値はＣＴ値に換算する前の値を示しており、最終的なＣＴ画像では本画像出力値から一様に１０００が減算されたものが出力される。このように、ＢＨ補正を行うことで水部のＣＴ値を均一化することが可能となり、大部分が水である人体のＣＴ画像においても、上記均一化の効果が得られる。これにより、ＣＴ値の不均一性に起因する誤診断の低減や、ＣＴ値の定量性向上に伴う診断能の向上を実現できる。
　以上のように本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置では、ＢＨ補正に必要な基礎データを取得するためのメンテナンス計測において、少ない実計測で取得した投影データを、シミュレーション計算結果に基づいて高精度に近似することができる。これにより、高いＢＨ補正精度を維持したまま計測するファントムの種類や測定回数を低減できるため、ファントムの製造コストや測定の作業コストを低減できる効果がある。また、ポリエチレンファントム等の水ファントム以外のファントムを使用する必要がないため、ＢＨ補正とＣＴ値規格化のための計測を共通化して、ファントムの製造コストや測定の作業コストをより一層低減できる効果がある。更に、ＢＨ補正係数の計算に必要となるＴＢＬ２の値は事前計算されたものを利用することができる上、同一仕様のＸ線ＣＴ装置において共通化できるため、シミュレーション計算やＣＴ画像の再構成演算等の複雑な計算をメンテナンス計測の度に行うことなく、高速にＢＨ補正係数を計算できる効果がある。
　以上、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態の例を示したが、本発明は本例に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更しうることはいうまでもない。例えば、本発明の実施の形態の例では、水ファントムの撮影データサンプルが少ない場合においてＸ線シミュレーション計算結果に基づいてＢＨ補正精度を向上する方法を説明したが、ポリエチレン等の別の素材で形成されたファントムの撮影データに対して上記方法を適用しても、ファントム個数や作業量を低減するという同一の効果が得られる。
　また、本発明の実施の形態の例では水ファントムＷＰの中心軸の位置を回転板３の回転軸の位置に略一致させる配置について説明したが、上記位置を故意にずらして配置しても良い。この場合、回転撮影系の回転に伴い異なる複数のパス長Ｌに対して撮影データのサンプルを取得できるようになるため、ＢＨ補正精度をより向上できる効果が期待できる。
　更に本発明の実施の形態の例では、Ｘ線吸収特性Ｓ(i,j,L)のシミュレーション計算にレイトレースシミュレーションを用いる方法を示したが、モンテカルロシミュレーション等、他の公知のシミュレーション方法を用いても良い。また、レイトレースシミュレーションを用いる場合においても、その計算方法は式（１４）に示した方法に限定されるものではなく、例えばＸ線検出素子によるＸ線検出プロセスの過程等を導入してシミュレーション精度を向上したり、逆に一部の計算過程を省略してシミュレーション速度を向上したりしても良いことは言うまでもない。
　また上記実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置の演算部の機能としてＢＨ補正用データを計算する場合を説明したが、演算部の機能はＸ線ＣＴ装置から独立した計算装置に設けることができる。
　即ち、この計算装置は、Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを計算する計算装置であって、容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部とを備えたものであり、第２の計算部は、仮想被検体についてシミュレーション計算された投影データまたは仮想被検体と等価の被検体について実測された投影データを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成手段を備え、ＣＴ画像のプロファイルから、仮想ファントムの容器および水のＸ線吸収係数の比（α）を算出し、当該比を用いて前記Ｘ線吸収特性の目標値Ｔを算出する計算装置である。
　或いは、Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを計算する計算装置であって、容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓと、前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第２の計算部が算出した目標値Ｔとから、ＢＨ補正関数を計算する第３の計算部とを備えたものであり、第２の計算部は、仮想ファントムの容器の厚みを種々に変更した仮想ファントムについて、第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓに対し、第３の計算部が算出したＢＨ補正関数を適用して、ＢＨ補正後のシミュレーション値を算出し、Ｘ線吸収特性の目標値Ｔとする計算装置である。
　またＸ線ＣＴ装置の演算部または上記計算装置で作成されたＢＨ補正用データは汎用の記録媒体に保存し、同一仕様のＸ線ＣＴ装置において共通化できる。
　即ち、Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを保存するＸ線ＣＴ装置用記録媒体は、Ｘ線ＣＴ装置の演算部または上記計算装置で作成されたＢＨ補正用データであり、Ｘ線透過パス長の異なる複数種類の仮想ファントムについての、ビームハードニング効果の影響を含むＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓおよびビームハードニング効果の影響を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔである。
　このＸ線ＣＴ装置用記録媒体は、さらに、ＢＨ補正用データが、複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ算出された水部分のＸ線透過パス長を含むことができる。
　また上述したＸ線ＣＴ装置のメンテナンス計測モードの動作は、Ｘ線ＣＴ装置による撮影やＢＨ補正とは独立して行うことができる。
　即ち、Ｘ線ＣＴ装置のメンテナンス方法は、複数種のファントムについて、複数の撮影条件で、撮影を行い、前記複数種のファントムのＸ線吸収特性の実測値を取得するステップ、前記複数種のファントムと等価の仮想ファントムについて、予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値を入力し、当該シミュレーション値と、前記実測値との誤差を算出するステップ、前記誤差を用いて前記シミュレーション計算値を修正するステップ、予め算出されたＸ線吸収特性の目標値を入力し、当該Ｘ線吸収特性の目標値と修正後のシミュレーション計算値とを用いてＢＨ補正係数を算出するステップ、および、算出したＢＨ補正係数をテーブルとして保存するステップを含む。
　上記メンテナンス方法において、誤差を算出するステップは、シミュレーション計算値を、Ｘ線検出器を構成するＸ線検出素子の列毎に誤差を算出する第１誤差算出ステップと、Ｘ線検出器を構成するＸ線検出素子毎に誤差を算出する第２誤差算出ステップとを含むものとすることができる。
　本発明によれば、医用Ｘ線ＣＴ装置においてＢＨ補正の精度を向上することができ、これにより、ＣＴ値の不均一性に起因する誤診断の低減や、ＣＴ値の定量性向上に伴う診断能の向上を実現できる。またＢＨ補正用の基礎データの取得に必要なメンテナンス計測において測定回数を低減することにより、作業コストを低減できる。
１・・・Ｘ線管
２・・・Ｘ線検出器
３・・・回転板
４・・・寝台天板
５・・・ガントリー
６・・・開口部
７・・・線質フィルタ
８・・・ボウタイフィルタ
９・・・コリメータ
１１・・・操作卓
１２・・・撮影コントローラー
２１・・・第一演算部(補正部)
２２・・・第二演算部（画像再構成部）
２３・・・メモリ（ＭＥＭ１）
２４・・・メモリ（ＭＥＭ２）
ＴＢＬ１・・・テーブル
ＴＢＬ２・・・テーブル
ＳＢ・・・被検体
ＷＰ・・・水ファントム

Claims (16)

  1. 　Ｘ線発生部と、前記Ｘ線発生部に対向して配置され、複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で検出されたデータを補正する補正部と、補正後のデータを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
    　前記補正部は、所定の被検体のＸ線吸収特性の目標値と、ビームハードニングの影響下における前記所定の被検体のＸ線吸収特性との関係を表すＢＨ補正関数に基き、前記検出されたデータを補正するビームハードニング補正部を備え、
    　前記ビームハードニング補正部は、仮想ファントムについて予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値と前記仮想ファントムと等価なファントムを用いて実測したＸ線吸収特性の実測値との誤差を用いてＸ線吸収特性を算出するＸ線吸収特性算出部と、当該Ｘ線吸収特性算出部で算出されたＸ線吸収特性と予め計算したＸ線吸収特性の目標値とを用いて前記ＢＨ補正関数を算出するＢＨ補正関数算出部とを備え、前記ＢＨ補正関数算出部で算出されたＢＨ補正関数に基き、検査対象について計測したデータを補正することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記補正部は、前記Ｘ線検出部で検出されたデータをエア補正するエア補正部を備え、前記ＢＨ補正関数算出部で用いる実測データは、前記エア補正部でエア補正後の実測データであることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  3. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記Ｘ線吸収特性算出部は、前記Ｘ線吸収特性のシミュレーション計算値と前記Ｘ線吸収特性の実測値との誤差を算出し、その誤差を用いて前記シミュレーション計算値を修正する第1修正部と、当該第1修正部で修正されたシミュレーション計算値と前記Ｘ線吸収特性の実測値との誤差を算出し、その誤差を用いて前記修正されたシミューション計算値をさらに修正する第２修正部とを備え、当該第２修正部で修正されたシミュレーション計算値をＸ線吸収特性とすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  4. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、さらに、
    　前記Ｘ線吸収特性のシミュレーション計算値と前記Ｘ線吸収特性の目標値とを保存する第一のテーブルと、前記ＢＨ補正関数算出部で算出されたＢＨ補正関数を保存する第二のテーブルとを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  5. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記仮想ファントム及びファントムは、容器に充填された水であることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  6. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、さらに、前記Ｘ線吸収特性のシミュレーション計算値および前記Ｘ線吸収特性の目標値を算出する補正用データ算出部を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  7. 　請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記補正用データ算出部は、
    　容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、
    　前記仮想被検体についてシミュレーション計算された投影データまたは前記仮想被検体と等価の被検体について実測された投影データを用いて再構成されたＣＴ画像を用い、当該ＣＴ画像のプロファイルから、前記仮想ファントムの容器および水のＸ線吸収係数の比（α）を算出し、当該比を用いて前記Ｘ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、
    を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  8. 　請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    　前記補正用データ算出部は、
    　容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、
    　前記複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、
    　前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓと、前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第２の計算部が算出した目標値Ｔとから、ＢＨ補正関数を計算する第３の計算部とを備え、
    　前記第２の計算部は、前記仮想ファントムの容器の厚みを種々に変更した仮想ファントムについて、前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓに対し、前記第３の計算部が算出したＢＨ補正関数を適用して、ＢＨ補正後のシミュレーション値を算出し、前記Ｘ線吸収特性の目標値Ｔとすることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  9. 　Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを計算する計算装置であって、
    　容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、
    　前記複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、を備え、
    　前記第２の計算部は、前記仮想被検体についてシミュレーション計算された投影データまたは前記仮想被検体と等価の被検体について実測された投影データを用いてＣＴ画像を再構成する画像再構成手段を備え、
    　前記ＣＴ画像のプロファイルから、前記仮想ファントムの容器および水のＸ線吸収係数の比（α）を算出し、当該比を用いて前記Ｘ線吸収特性の目標値Ｔを算出することを特徴とする計算装置。
  10. 　Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを計算する計算装置であって、
    　容器内に水を充填した水ファントムの仮想ファントムを想定し、ビームパス長の異なる複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ、複数の撮影条件で、ビームハードニング効果の影響を含む投影データをシミュレーション計算し、ビームパス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓを算出する第1の計算部と、
    　前記複数種類の仮想ファントムに対し、ビームハードニング効果を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔを算出する第２の計算部と、
    　前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓと、前記仮想ファントムの容器の厚みを０に想定して前記第２の計算部が算出した目標値Ｔとから、ＢＨ補正関数を計算する第３の計算部とを備え、
    　前記第２の計算部は、前記仮想ファントムの容器の厚みを種々に変更した仮想ファントムについて、前記第１の計算部が算出したシミュレーション計算値Ｓに対し、前記第３の計算部が算出したＢＨ補正関数を適用して、ＢＨ補正後のシミュレーション値を算出し、前記Ｘ線吸収特性の目標値Ｔとすることを特徴とする計算装置。
  11. 　Ｘ線ＣＴ装置におけるビームハードニング補正に用いるＢＨ補正用データを保存するＸ線ＣＴ装置用記録媒体であって、
    　前記ＢＨ補正用データは、請求項９又は１０に記載の計算装置によって算出された、Ｘ線透過パス長の異なる複数種類の仮想ファントムについての、ビームハードニング効果の影響を含むＸ線吸収特性のシミュレーション計算値Ｓおよびビームハードニング効果の影響を含まないＸ線吸収特性の目標値Ｔであることを特徴とするＸ線ＣＴ装置用記録媒体。
  12. 　請求項１１に記載のＸ線ＣＴ装置用記録媒体であって、さらに
    　前記ＢＨ補正用データは、前記複数種類の仮想ファントムについて、それぞれ算出された水部分のＸ線透過パス長を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置用記録媒体。
  13. 　Ｘ線ＣＴ装置のメンテナンス方法であって、
    　複数種のファントムについて、複数の撮影条件で、撮影を行い、前記複数種のファントムのＸ線吸収特性の実測値を取得するステップ、
    　前記複数種のファントムと等価の仮想ファントムについて、予めシミュレーションによって求めたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値を入力し、当該シミュレーション値と、前記実測値との誤差を算出するステップ、
    　前記誤差を用いて前記シミュレーション計算値を修正するステップ、
    　予め算出されたＸ線吸収特性の目標値を入力し、当該Ｘ線吸収特性の目標値と修正後のシミュレーション計算値とを用いてＢＨ補正係数を算出するステップ、および
    　算出したＢＨ補正係数をテーブルとして保存するステップ
    を含むＸ線ＣＴ装置のメンテナンス方法。
  14. 　請求項１３に記載のＸ線ＣＴ装置のメンテナンス方法であって、
    　前記誤差を算出するステップは、前記シミュレーション計算値を、Ｘ線検出器を構成するＸ線検出素子の列毎に誤差を算出する第１誤差算出ステップと、Ｘ線検出器を構成するＸ線検出素子毎に誤差を算出する第２誤差算出ステップとを含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置のメンテナンス方法。
  15. 　Ｘ線管、前記Ｘ線管に対向配置されたＸ線検出器、および前記Ｘ線管およびＸ線検出器を検査対象の周りで回転させる回転板を有する撮影手段と、前記撮影手段の動作を制御する制御手段と、前記Ｘ線検出器で検出された信号を処理し、前記検査対象のＣＴ画像を作成する演算部と、前記演算部が用いる補正用データを格納するテーブルとを備えたＸ線ＣＴ装置において、
    　前記演算部は、前記Ｘ線検出器が検出した信号をエア補正するエア補正手段と、前記エア補正された信号をビームハードニング補正係数を用いて補正するＢＨ補正部とを備え、
    　前記テーブルは、前記補正用データとして、前記ビームハードニング補正係数を保存する第一のテーブルと、仮想ファントムについて、ファントム中のＸ線透過パス長と投影データとの関係であるＸ線吸収特性をビームハードニング効果を含めてシミュレーションして求めたシミュレーション計算値と、前記仮想ファントムについて、前記Ｘ線吸収特性をビームハードニング効果を含めずに計算した目標値とを保存する第二のテーブルとを含み、
    　前記第二のテーブルに保存されたＸ線吸収特性のシミュレーション計算値および目標値と、前記仮想ファントムと等価のファントムについて撮影することによってＸ線検出器が検出した信号とを用いて、前記ＢＨ補正係数を計算し、第一のテーブルに保存するＢＨ補正係数算出部を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  16. 　請求項１５記載のＸ線ＣＴ装置であって、前記第二のテーブルに保存される補正用データは、請求項９又は１０に記載の計算装置によって計算された補正用データであることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
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