JP3836931B2

JP3836931B2 - X-ray CT system with limited irradiation range

Info

Publication number: JP3836931B2
Application number: JP05754097A
Authority: JP
Inventors: 宮崎　　靖; 哲夫中澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-03-12
Filing date: 1997-03-12
Publication date: 2006-10-25
Anticipated expiration: 2017-03-12
Also published as: JPH10248835A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、照射範囲を限定してのＸ線照射可能なＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線透視法や超音波断層法にあっては、リアルタイム画像が得られるため、ＩＶＲ(Interventional rediography)手技に利用されている。Ｘ線ＣＴ画像は、リアルタイムでの表示が得にくいため、ＩＶＲ技法に利用できにくかったが、最近、ＣＴ透視法が開発されてきた。ＣＴ透視法は、ＣＴ画像をリアルタイムで再構成・表示して、ＩＶＲ手技や機能検査に活用しようとするものである。例えば、病巣の組織検査や治療を経皮的に実施したい時に穿刺のガイドとして用いる。ＣＴガイド下で実施できることになり、手術時間の短縮、精度の向上をはかれる利点を持つ。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ＣＴ画像を表示してのガイドは、穿刺とＣＴ撮影を交互に繰り返して穿刺針先端の位置などを確認しながら行う場合と、ＣＴ撮影を連続的に行い穿刺針の位置を即座に確認できるように画像を逐次表示する場合とがある。後者は、リアルタイム的に断層像が得られるためさらに手術時間の短縮をはかれる反面、患者あるいは術者に対する被曝量の増大の問題が特にある。前者でも被曝量の増大の問題はありうる。
【０００４】
被曝量を低減するには、Ｘ線の管電流を下げればよいが、照射線量（ｍＡ秒＝ｍＡｘ秒のこと）の低下は、Ｘ線ゆらぎノイズの増大を招き、画質の劣化を生む。
【０００５】
本発明の目的は、画質の劣化を招くことなく、被曝低減をはかるＸ線ＣＴ装置を提供するものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明はＸ線を照射するＸ線源と、関心領域を有する被検体を挟んで該Ｘ線源に対向して配置され、該Ｘ線源とともに所定方向に回転しながら上記被検体のＸ線透過データを検出する、複数チャンネルの検出素子が配列されて形成されるＸ線検出器と、上記被検体を搭載して移動するテーブルと、上記Ｘ線源からのＸ線を前記検出素子のチャンネルの配列方向に絞り込むコリメータと、上記Ｘ線検出器によって検出されたＸ線透過データをもとに上記被検体の断層像を再構成する再構成手段と、上記再構成された断層像を表示する表示装置と、上記表示装置に表示された断層像に関心領域を設定する手段と、上記設定された関心領域と投影範囲と一致するようにコリメータを制御するコリメータ制御手段と、を含むＸ線ＣＴ装置において、上記再構成手段は、上記関心領域の投影範囲と一致させた所定範囲のみにＸ線を照射して検出されたＸ線透過データと上記被検体全体にＸ線を照射して検出されたＸ線透過データの双方を使用して断層像を再構成する際に、上記関心領域とその関心領域以外の領域との境界に段差があるときに段差近傍のＸ線透過データに対して平均処理を行い、この平均処理が行われたＸ線透過データと、上記双方のＸ線透過データとを用いて上記断層像を再構成し、上記表示装置は該再構成された断層像を表示することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００８】
【発明の実施の形態】
図１、図２は、本発明のＸ線ＣＴ装置を示す図である。図１がチャンネルコリメータや照射視野を明らかにした図、図２がＣＴスキャナを中心とする構成を明らかにした図である。ＣＴスキャナ１０８は、Ｘ線管１０５とＸ線検出器１０３とを対向配置した状態で連続的に回転する（継続的なＣＴ計測の事例も含む）。Ｘ線管１０５は、高電圧発生装置１０７からの電圧・電流を受けてＸ線を連続的又は間欠的に照射する。ここで連続的な回転とは、連続的にＣＴスキャナを回転して、連続的又は継続して再構成像を次々にオンライン的に得るための動作を指す。これにより、ＣＴ透視法等に用いることができるリアルタイム表示を実現できる。検出器１０３の検出信号はプリアンプ１０４を介して画像処理装置１０６に取り込まれ、画像再構成に供される。表示装置１０９は、再構成されたＣＴ画像等を表示する。Ｘ線スキャナ１０８には開口部１０８Ａがあり、この開口部１０８Ａに被検体１１２を搭載したテーブル１１０を出し入れする。スパイラルスキャンでは、テーブル１１０を連続的に開口部１０８に入れながら（又は出しながら）、ＣＴ計測を行う。尚、図１には示していないが、図２にはホストコンピュータ１１１があり、このコンピュータ１１１が画像処理装置１０６、患者テーブル１１０、スキャナ１０８の各種制御、高電圧発生装置１０７の制御を行う。
【０００９】
更に、Ｘ線の放出系路上にチャンネルコリメータ１０１を持つ。チャンネルコリメータ１０１は、照射範囲１１３にのみＸ線が照射できるようにＸ線照射範囲設定用に使用する。このために、各ビュー（投影角度）毎にコリメータ１０１の位置制御を行うことが必要であるが、そのための手段がコントローラ１０２である。図２には、図面上、コントローラ１０２は省略してあるが、実際の設置位置は、スキャナ１０８内であり、ホストコンピュータ１１１の管理を受ける。チャンネルコリメータの他に、コリメータとしてはスライスコリメータがあるが、これはスライス幅決定用のコリメータであり、チャンネルコリメータとは異なる。一般に両者は、組み合わせて使用する。
【００１０】
照射範囲について説明する。
図１に図示した被検体１１２は、本来のＣＴ断層像を被検体として擬似的に図示化したものである。かかる本来のＣＴ断層像の中で特定した部位を選択し、これを照射範囲１１３と呼ぶ。照射範囲１１３は、特定の臓器そのものを指す例もあるが、一般的には本来のＣＴ断層像の中でＣＴ透視を行う部位などの感心領域を選ぶ。選び方は、例えば、ＣＴ断層像を表示装置１０９上に表示しておいて、その中の選択したい部位にマウスで円を描き、この円に囲まれた範囲を照射範囲とするやり方をとる。円以外にも各種の指定の仕方がありうる。
【００１１】
こうした照射範囲を３６０°（又は１８０°＋α）走査する場合、ビュー毎にチャンネルコリメータの位置制御が不可欠である。このことを図３、図４により説明する。図３で円１１３が円で指定した照射範囲である。本来のＸ線ＣＴでのスキャナの回転中心を０₁とすると、選択指定した照射範囲１１３の中心０₂とは一致しない。回転中心０₁を中心としてスキャナが回転するのに対し計測中心は中心０₂を中心とするある半径（ｒ）の円１１３である。従って、ビュー角度毎にチャンネルコリメータの位置制御をはからなければ、計測中心０₂を中心とする半径ｒの円１１３への正確な照射はできない。コリメータ１０１は、チャンネル方向にみた場合、２つのチャンネルコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂから成る。そこで、各ビュー角度毎に（照射範囲のみにＸ線が照射できるような）コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂの変位を求めておき、この変位になるようにコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂの位置制御を行う。ここで、コリメータ１０１Ａと１０１Ｂとは独立した制御を行う。勿論、スライス幅方向のコリメータもこのコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂに併せたスライス方向の位置制御を行う例もありうる。
【００１２】
図４（ａ）には、本来のＣＴ計測のためのコリメータ１０１Ａ、１０１ＢとファンビームＸ線Ａ、検出器１０３との位置関係を示す。これに対して、あるビュー角度での円１１３のＣＴ計測のためのコリメータ１０１Ａ、１０１ＢとファンビームＸ線Ｂ、検出器１０３との位置関係を図４（ｂ）に示す。図４（ｃ）にはさらに別のビュー角度での様子を示す。図４（ａ）では、コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂは基準位置になるが、図４（ｂ）ではコリメータ１０１Ａが右側にΔｘ₁、コリメータ１０１Ｂが左側にΔｘ₂変位した例を示し、図４（ｃ）ではΔｘ₃、Δｘ₄の変位した例を示す。図５には、コリメータ１０１（１０１Ａ、１０１Ｂ）のビューｊ毎に、変位データΔｘｊ₁、Δｘｊ₂を格納しておく例を示し、こうしたテーブルを事前に用意しておき、各ビュー角度毎に読み出して位置制御をはかる。
【００１３】
図６には、図４の如きチャンネルコリメータの制御を行う、２つのビュー角度（ｊ₁とｊ₂）の事例を示す。照射視野のみを照射できるように、ビュー角度ｊ₁、ｊ₂でコリメータの位置制御がなされていることが理解できよう。
【００１４】
変位テーブルデータ算出の仕方について説明する。
図３はあるビュー角度での座標系を示し、焦点と回転中心を結ぶ線をｙ軸、それを回転中心Ｏ₁で直角に交わる線をｘ軸とする。コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂはｘ軸方向にそれぞれ独立に移動可能なものとしておく。そこで、円１１３を照射範囲とした場合、コリメータ１０１Ａは、正規のＣＴ計測時のコリメータ位置に比してΔｘ₁右側に変位させ、コリメータ１０１ＢはΔｘ₂左側変位させる。こうした変位になると、Ｘ線ビームは、照射範囲１１３のみを照射範囲とするビームとなる。
【００１５】
今、円１１３の中心を（Ｘｃ、Ｙｃ）、半径ｒとする。設定されたＸ線の照射範囲は、焦点を見込む角度としてθ₁からθ₂までである。従って、コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂの通常の正規位置からの移動量はΔｘ₁、Δｘ₂となる。Δｘ₁、Δｘ₂はビュー毎に異なり、事前に求めておく。
θ１、θ２、Δｘ₁、Δｘ₂との関係は以下となる。但し,ｄは、焦点と回転中心０₁との距離、Ｘ₁₀は正規のコリメータ１０１Ａの位置、ｘ₂₀は正規のコリメータ１０１Ｂの位置、ｙ_Oは焦点とコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂとのｙ軸上での距離である。
【数１】

【数２】

以上のΔｘ₁、Δｘ₂を各ビュー毎にその各座標系ｘ−ｙのもとで事前に求めてメモリにテーブルとして格納しておく。
【００１６】
現実的には、上記移動は、連続的に行われた場合（即ち、１ビュー計測中も移動すること）、各投影データ計測時に検出器１０３の検出素子の境界に完全に一致しない。また、後述の手法によって有効チャンネルを決定すればよいため、移動量の精度はそれ程高くなくてもよい。場合によっては、制御パラメータを正弦波などの周期関数で近似することも可能である。
【００１７】
図７には、穿刺ＣＴ透視法への適用フローチャートを示す。このフローチャートは、精密撮影と穿刺撮影からなり、精密撮影では充分な量のＸ線条件の元で撮影して正確な穿刺スライスや位置を決定し、穿刺用撮影では被曝線量を抑えるべく管電流を低くして連続的な撮影を可能とする。以下順を追って説明する。
（１）精密撮影範囲決定（フローＦ₁、Ｆ₂）。
患者をテーブル１１０にセット完了した後、断層像の撮影位置を決定するためにまずスキャノグラム（Ｘ線管は静止し、テーブル１１０を移動しながら撮影した透視像）を得る。撮影範囲の設定は表示されたスキャノグラム上で行う。撮影範囲は撮影開始位置、撮影間隔、撮影枚数で、スパイラルスキャンの場合は撮影開始位置、テーブル移動速度、スキャン回数などである。
（２）精密撮影（フローＦ₃、Ｆ₄）。
設定した条件に従って、ホストコンピュータ１１１は高電圧発生装置１０７には管電圧、管電流をセットし、患者テーブル１１０にはスパイラルスキャンの際の移動スピードなどをセットする。また、設定スライス厚に応じてスライスコリメータを制御する。精密撮影時はチャンネルコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂは通常位置にあり、全チャンネルにＸ線が入射するようになっている。再構成画像としては充分診断が可能な精密画像が得られる。
（３）穿刺スライス・照射野決定（フローＦ₅、Ｆ₆）。
精密撮影が終了すると医師は撮影画像を観察し、標的とする組織の位置や標的までの穿刺系路上に重要臓器がないかなど、標的周辺の情報を得ると共に穿刺撮影のスライスを決定する。さらに、選択された穿刺撮影スライス上でＸ線照射範囲を設定する。照射範囲はマウスやトラックボールなどのポインティングデバイスで円形領域を描画することで円形領域の外側に直接にＸ線が照射されないように設定する。
（４）リファレンススキャン等（フローＦ₇、Ｆ₈、Ｆ₉、Ｆ₁₀）。
ホストコンピュータ１１１の指示により患者テーブル１１０は選択されたスライス位置まで天板を移動する。ここで、穿刺用の低線量条件でチャンネルコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂが通常位置の場合（これが本来のリファレンススキャンと呼ばれる）と照射野限定した場合とでそれぞれ撮影（照射野限定した場合に、照射野外でのリファレンス（参照）スキャンのデータを参照することが必要）をし、スライス位置、および照射範囲の設定の確認を行う。
（５）穿刺撮影（フローＦ₁₁、Ｆ₁₂）
リファレンススキャンで所望の画像が得られれば、コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂの位置が照射視野（範囲）になるように位置制御しながら、穿刺撮影の連続スキャンに移行し、撮影データを逐次再構成して時間的に連続した断層画像を表示する。
【００１８】
画像再構成に際して、照射範囲外の再構成を要求されることも多い。そのための処理内容例について以下説明する。
図８にそのフローチャートを示す。図８は、計測したデータにプリアンプ暗電流によるオフセット補正（フローＦ₁）、Ｘ線変動補正（フローＦ₂）、線質補正やログ変換などの（Ｆ₃、Ｆ₄）の前処理にパッキング処理（Ｆ₅）を追加した。ここでパッキング処理とは照射範囲を限定したため、再構成に無効なデータ範囲を求め、そのデータを事前に計測したデータに置き換える処理である。照射範囲を限定して撮影した場合の投影データは、図９（ｃ）に太実線で示したように、コリメータ１０１Ａ、１０１Ｂによって遮蔽された領域のデータはオフセット補正後はほぼゼロになる。従って、同図（ａ）に示したログ変換後のデータ算出時に、Ｉ／Ｉ₀が非常に小さな値であるため、オーバーフローしてしまう。ここで、ログ変換後のデータの有効データ範囲外を０としてしまうと境界チャンネルｉａ、ｉｂに非常に高い周波数成分が発生し再構成フィルタで強調されるため、画像上にアーチファクトが現れてしまう。これらの問題の解決策がパッキング処理である。
【００１９】
この領域の境界チャンネルｉａ、ｉｂは（数１）のθによって簡単に求めることができる。しかし、前述のように検出素子境界に一致しないことやコリメータの移動精度により、境界チャンネル近傍のデータの信頼性は低いため若干の余裕を持たせ数チャンネル程度内側のデータを有効とするやり方をとってもよい。あるいは、図９（ｃ）オフセット補正後のデータに対して閾値処理を施してｉａ、ｉｂを定義しても良い。閾値処理を用いればコリメータ移動精度が多少低くても有効データ範囲は容易に求められる。
【００２０】
有効データ範囲が決定したら、事前にチャンネル方向のコリメート無しに計測（正規のＣＴ計測上でのコリメータ１０１Ａ、１０１Ｂの位置での計測）したデータの無効データ範囲のデータを当てはめる処理を行う。今、対象とするデータをＲ（ｉ、ｊ）、事前計測した投影データＰ（ｉ、ｊ）（例えば、穿刺スライス位置の確認スキャン時にチャンネルコリメーション無しで計測したもの）とすると、パッキング処理後のデータは次式となる。ここで、ｉはチャンネル番号、ｊは投影番号である。
【数３】

【００２１】
パッキング処理は完全に同一スライスの場合は問題ないが、スライスがずれた場合にはＰとＲの２つの投影データの継ぎ目に段差ができることが考えられる。このように無視できない段差が生じる場合には、つなぎ目近傍のデータに対して移動平均や加重平均などの処理を施してなめらかにつながるようにする必要がある。尚、計測データ以外に計算したデータを当てはめる例もありうる。
【００２２】
図１〜図６はチャンネルコリメータの位置制御の例であるが、患者の自動ポジショニングによっても実現できる（又は、図１〜図６と自動ポジショニングとの併用）。
患者の自動ポジショニングとは設定した照射野の中心が回転中心と重なるような患者テーブルの移動量を求め、容易に照射野を回転中心に設定することを可能としたものである。図１０に示したように、テーブルのｘ−ｙ方向の移動を自動的に行う機能を設けた（フローＦ₈）。設定した照射野が回転中心と中心を同じにする円領域であれば、どの角度からの計測でも同じ見込み角であるためスキャン前に一度だけコリメータを設定すればよい。従って、図１に比べて、照射範囲が定まれば一回だけテーブルの位置制御を行うだけでよく、制御も容易で信頼性も高くなる。パッキング処理も有効データ範囲が各ビューで同じとなるため簡単な処理になる。
【００２３】
本実施の態様によれば照射野の限定を可能とし、さらに、無効データ範囲に事前に計測したデータを当てはめることで有効視野内の画質を維持することも可能となる。
また、本発明は穿刺撮影だけでなく、造影剤の流入などダイナミックな観察をする場合などの撮影にも用いることができる。また、ＣＴ透視以外の一般のＣＴ計測にも採用できることは言うまでもない。
【００２４】
【発明の効果】
本発明によれば、照射野を例えば関心領域程度に限定することで、被検体あるいは術者の被曝低減ができるとともに、照射範囲外には以前に計測したデータを当てはめて再構成することにより、撮影領域を被検体がはみ出した場合においても特別な補正を行わずに再構成可能とした。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴスキャナのファンビームＸ線を中心とする構成図である。
【図２】Ｘ線ＣＴ装置の全体構成図である。
【図３】本発明での照射範囲の設定例図である。
【図４】異なるビュー角度でのチャンネルコリメータの位置変位例を示す図である。
【図５】コリメータテーブルのデータ構成図である。
【図６】異なるビュー角度での照射範囲のＣＴ計測例図である。
【図７】本発明のＣＴ透視例のフローチャートである。
【図８】本発明の再構成でのフローチャートである。
【図９】本発明のデータ埋め込みのための説明図である。
【図１０】本発明の他のＣＴ透視例のフローチャートである。
【符号の説明】
１０１チャンネルコリメータ
１０２コントローラ
１０３チャンネルＸ線検出器
１０４プリアンプ
１０５Ｘ線管
１０６画像処理装置
１０７高電圧発生装置
１０８Ｘ線スキャナ
１０９表示装置
１１０患者テーブル
１１１ホストコンピュータ
１１２被検体
１１３照射視野（照射範囲）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus capable of X-ray irradiation with a limited irradiation range.
[0002]
[Prior art]
X-ray fluoroscopy and ultrasonic tomography are used for IVR (Interventional rediography) procedures because real-time images can be obtained. Since X-ray CT images are difficult to obtain in real time, it has been difficult to use for the IVR technique, but recently, CT fluoroscopy has been developed. In CT fluoroscopy, CT images are reconstructed and displayed in real time to be used for IVR procedures and functional tests. For example, it is used as a guide for puncture when it is desired to perform a tissue examination or treatment of a lesion percutaneously. Since it can be performed under CT guide, it has the advantage of shortening the operation time and improving accuracy.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
The guide displaying CT images can be used to check the position of the tip of the puncture needle by repeating puncture and CT imaging alternately, and to check the position of the puncture needle immediately by performing CT imaging continuously. In some cases, images are sequentially displayed. In the latter case, since the tomographic image can be obtained in real time, the operation time can be further shortened, but there is a problem that the exposure dose to the patient or the operator is increased. Even the former may have a problem of increased exposure.
[0004]
In order to reduce the exposure dose, the tube current of X-rays may be reduced. However, a reduction in irradiation dose (mA seconds = mAx seconds) causes an increase in X-ray fluctuation noise, resulting in deterioration of image quality.
[0005]
An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of reducing exposure without causing deterioration of image quality.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
The present invention is arranged to face an X-ray source that irradiates an X-ray and an object having a region of interest while facing the X-ray source, and rotates in a predetermined direction together with the X-ray source. An X-ray detector for detecting transmission data, which is formed by arranging a plurality of channels of detection elements, a table on which the subject is mounted and moved, and the X-rays from the X-ray source are transmitted to the channels of the detection elements A collimator narrowed down in the array direction, reconstruction means for reconstructing the tomographic image of the subject based on the X-ray transmission data detected by the X-ray detector, and displaying the reconstructed tomographic image X-ray CT including a display device, means for setting a region of interest in the tomographic image displayed on the display device, and collimator control means for controlling the collimator so as to coincide with the set region of interest and the projection range In equipment, on The reconstruction means includes X-ray transmission data detected by irradiating only a predetermined range matched with the projection range of the region of interest and X-ray transmission detected by irradiating the entire subject with X-rays. When reconstructing a tomographic image using both of the data, if there is a step at the boundary between the region of interest and the region other than the region of interest, averaging processing is performed on the X-ray transmission data near the step, The tomographic image is reconstructed using the X-ray transmission data subjected to the averaging process and both the X-ray transmission data, and the display device displays the reconstructed tomographic image. An X-ray CT apparatus is disclosed.
[0008]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
1 and 2 are diagrams showing an X-ray CT apparatus according to the present invention. FIG. 1 is a diagram illustrating a channel collimator and an irradiation field, and FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration centering on a CT scanner. The CT scanner 108 continuously rotates with the X-ray tube 105 and the X-ray detector 103 facing each other (including the case of continuous CT measurement). The X-ray tube 105 receives voltage / current from the high voltage generator 107 and irradiates X-rays continuously or intermittently. Here, the continuous rotation refers to an operation for continuously rotating the CT scanner continuously and continuously or continuously obtaining reconstructed images online. Thereby, real-time display that can be used for CT fluoroscopy or the like can be realized. The detection signal of the detector 103 is taken into the image processing device 106 via the preamplifier 104 and is used for image reconstruction. The display device 109 displays the reconstructed CT image and the like. The X-ray scanner 108 has an opening 108A, and the table 110 on which the subject 112 is mounted is taken in and out of the opening 108A. In the spiral scan, CT measurement is performed while the table 110 is continuously put into (or out of) the opening 108. Although not shown in FIG. 1, there is a host computer 111 in FIG. 2. This computer 111 controls the image processing device 106, patient table 110, scanner 108, and high voltage generator 107.
[0009]
Further, a channel collimator 101 is provided on the X-ray emission path. The channel collimator 101 is used for setting the X-ray irradiation range so that only the irradiation range 113 can be irradiated with X-rays. For this reason, it is necessary to control the position of the collimator 101 for each view (projection angle). The controller 102 is a means for this. In FIG. 2, the controller 102 is omitted in the drawing, but the actual installation position is in the scanner 108 and is managed by the host computer 111. In addition to the channel collimator, there is a slice collimator as a collimator, which is a collimator for determining a slice width and is different from the channel collimator. In general, both are used in combination.
[0010]
The irradiation range will be described.
The subject 112 illustrated in FIG. 1 is a pseudo-illustration of an original CT tomogram as the subject. A site identified in the original CT tomographic image is selected, and this is called an irradiation range 113. Although there is an example in which the irradiation range 113 indicates a specific organ itself, in general, a sensitive area such as a part to be subjected to CT fluoroscopy is selected in an original CT tomographic image. As a selection method, for example, a CT tomogram is displayed on the display device 109, a circle is drawn with a mouse at a portion to be selected in the CT image, and an area surrounded by the circle is set as an irradiation range. There can be various ways of designation other than a circle.
[0011]
When such an irradiation range is scanned 360 ° (or 180 ° + α), position control of the channel collimator is indispensable for each view. This will be described with reference to FIGS. In FIG. 3, a circle 113 is an irradiation range designated by a circle. If the rotation center of the scanner in the original X-ray CT is 0 ₁ , it does not coincide with the center 0 ₂ of the irradiation range 113 selected and designated. While the scanner rotates around the rotation center 0 ₁ , the measurement center is a circle 113 having a radius (r) centered on the center 0 ₂ . Therefore, if measured position control of the channel collimator for each view angle it can not accurately irradiated to the circle 113 of radius r centered at the measurement center 0 _2. When viewed in the channel direction, the collimator 101 includes two channel collimators 101A and 101B. Accordingly, the displacement of the collimators 101A and 101B is obtained for each view angle (so that only the irradiation range can be irradiated with X-rays), and the positions of the collimators 101A and 101B are controlled so as to be the displacements. Here, the collimators 101A and 101B perform independent control. Of course, there may be an example in which the position control in the slice direction is also performed for the collimator in the slice width direction in combination with the collimators 101A and 101B.
[0012]
FIG. 4A shows the positional relationship between the collimators 101A and 101B for the original CT measurement, the fan beam X-ray A, and the detector 103. On the other hand, FIG. 4B shows the positional relationship between the collimators 101A and 101B, the fan beam X-ray B, and the detector 103 for CT measurement of the circle 113 at a certain view angle. FIG. 4C shows a state at still another view angle. 4A shows an example in which the collimators 101A and 101B are at the reference positions, while FIG. 4B shows an example in which the collimator 101A is displaced by Δx ₁ on the right side and the collimator 101B is displaced by Δx ₂ on the left side. Here, an example in which Δx ₃ and Δx ₄ are displaced is shown. FIG. 5 shows an example in which displacement data Δxj ₁ and Δxj ₂ are stored for each view j of the collimator 101 (101A, 101B). Such a table is prepared in advance and read out for each view angle. Position control.
[0013]
FIG. 6 shows an example of _two view angles (j ₁ and j ₂ ) for controlling the channel collimator as shown in FIG. It will be understood that the position of the collimator is controlled at the view angles j ₁ and j ₂ so that only the irradiation field can be irradiated.
[0014]
A method of calculating the displacement table data will be described.
FIG. 3 shows a coordinate system at a certain view angle, and a line connecting the focal point and the rotation center is ay axis, and a line intersecting at a right angle at the rotation center O ₁ is an x axis. The collimators 101A and 101B are assumed to be movable independently in the x-axis direction. Therefore, when the circle 113 is set as the irradiation range, the collimator 101A is displaced to the right by Δx ₁ compared to the collimator position at the time of normal CT measurement, and the collimator 101B is displaced to the left by Δx ₂ . When such a displacement occurs, the X-ray beam becomes a beam whose irradiation range is only the irradiation range 113.
[0015]
Now, let the center of the circle 113 be (Xc, Yc) and the radius r. The set X-ray irradiation range is from θ ₁ to θ ₂ as the angle for viewing the focal point. Accordingly, the movement amounts of the collimators 101A and 101B from the normal normal positions are Δx ₁ and Δx ₂ . Δx ₁ and Δx ₂ are different for each view and are obtained in advance.
θ1, θ2, Δx _1, the relationship between [Delta] x ₂ is as follows. Where d is the distance between the focal point and the rotation center 0 ₁ , X ₁₀ is the position of the regular collimator 101A, x ₂₀ is the position of the regular collimator 101B, and y _O is the y axis between the focal point and the collimators 101A and 101B. Is the distance.
[Expression 1]

[Expression 2]

The above Δx ₁ and Δx ₂ are obtained in advance under each coordinate system xy for each view and stored in a memory as a table.
[0016]
Actually, when the above movement is continuously performed (that is, the movement is performed even during the measurement of one view), it does not completely coincide with the boundary of the detection element of the detector 103 at the time of each projection data measurement. In addition, since the effective channel may be determined by a method described later, the accuracy of the movement amount may not be so high. In some cases, the control parameter can be approximated by a periodic function such as a sine wave.
[0017]
FIG. 7 shows a flowchart of application to puncture CT fluoroscopy. This flowchart consists of precision photography and puncture photography. In precision photography, photographing is performed under a sufficient amount of X-ray conditions to determine an accurate puncture slice and position, and in puncture photography, the tube current is set to reduce the exposure dose. Low shooting enables continuous shooting. The following will be described in order.
(1) Determination of precision shooting range (flows F ₁ and F ₂ ).
After the patient has been set on the table 110, a scanogram (a fluoroscopic image taken while the table 110 is moving while the table 110 is moving) is first obtained in order to determine the imaging position of the tomographic image. The shooting range is set on the displayed scanogram. The shooting range includes a shooting start position, a shooting interval, and the number of shots. In the case of spiral scan, the shooting start position, the table moving speed, the number of scans, and the like.
(2) Precision shooting (flows F ₃ and F ₄ ).
In accordance with the set conditions, the host computer 111 sets a tube voltage and a tube current in the high voltage generator 107, and sets a moving speed and the like in the spiral scan in the patient table 110. The slice collimator is controlled according to the set slice thickness. During precision imaging, the channel collimators 101A and 101B are in their normal positions, and X-rays are incident on all channels. As the reconstructed image, a precise image that can be sufficiently diagnosed is obtained.
(3) Puncture slice / irradiation field determination (flows F ₅ and F ₆ ).
When the precision photographing is completed, the doctor observes the photographed image, obtains information around the target such as the position of the target tissue and whether there is an important organ on the puncture system path to the target, and determines the slice for the puncture photographing. Further, an X-ray irradiation range is set on the selected puncture imaging slice. The irradiation range is set so that X-rays are not directly irradiated outside the circular area by drawing the circular area with a pointing device such as a mouse or a trackball.
(4) Reference scan or the like (flows F ₇ , F ₈ , F ₉ , F ₁₀ ).
In response to an instruction from the host computer 111, the patient table 110 moves the tabletop to the selected slice position. Here, photographing is performed when the channel collimators 101A and 101B are in a normal position (this is called an original reference scan) and when the irradiation field is limited under low-dose conditions for puncture (when the irradiation field is limited, outside the irradiation field) (Refer to the reference scan data), and confirm the setting of the slice position and irradiation range.
(5) puncture photography (flow F _11, F ₁₂₎
If a desired image is obtained by the reference scan, the position is controlled so that the positions of the collimators 101A and 101B are in the irradiation field of view (range), and the puncture shooting is continuously performed. Continuous tomographic images are displayed.
[0018]
In image reconstruction, reconstruction outside the irradiation range is often required. An example of processing contents for this will be described below.
The flowchart is shown in FIG. FIG. 8 shows that the measured data is packed into pre-processing of (F ₃ , F ₄ ) such as offset correction (flow F ₁ ), X-ray fluctuation correction (flow F ₂ ), quality correction and log conversion by preamplifier dark current. Added treatment (F ₅ ). Here, the packing process is a process for obtaining an invalid data range for reconstruction because the irradiation range is limited, and replacing the data with data measured in advance. As shown by the thick solid line in FIG. 9C, the projection data when shooting is performed with the irradiation range limited is almost zero after offset correction. Therefore, when calculating the data after log conversion shown in FIG. 5A, since I / I ₀ is a very small value, an overflow occurs. Here, if the outside of the effective data range of the data after log conversion is set to 0, very high frequency components are generated in the boundary channels ia and ib and are emphasized by the reconstruction filter, so that artifacts appear on the image. The solution to these problems is the packing process.
[0019]
The boundary channels ia and ib in this region can be easily obtained by θ in (Equation 1). However, as described above, the reliability of the data near the boundary channel is low due to the fact that it does not coincide with the detection element boundary and the accuracy of movement of the collimator. Good. Alternatively, threshold values may be applied to the data after offset correction in FIG. 9C to define ia and ib. If threshold processing is used, an effective data range can be easily obtained even if the accuracy of collimator movement is somewhat low.
[0020]
When the valid data range is determined, processing is performed to apply data in the invalid data range of data measured in advance without the collimation in the channel direction (measured at the positions of the collimators 101A and 101B on regular CT measurement). If the target data is R (i, j) and the projection data P (i, j) measured in advance (for example, measured without channel collimation at the confirmation scan of the puncture slice position), The data is as follows: Here, i is a channel number and j is a projection number.
[Equation 3]

[0021]
There is no problem in the packing process when the slices are completely the same, but it is conceivable that a step is formed at the joint between the two projection data of P and R when the slices are shifted. When such a step that cannot be ignored occurs, it is necessary to apply a process such as a moving average or a weighted average to the data in the vicinity of the joint so as to smoothly connect the data. There may be an example in which calculated data other than measurement data is applied.
[0022]
1 to 6 show examples of the position control of the channel collimator, but it can also be realized by automatic patient positioning (or the combined use of FIGS. 1 to 6 and automatic positioning).
The automatic positioning of the patient determines the amount of movement of the patient table so that the center of the set irradiation field overlaps with the rotation center, and makes it possible to easily set the irradiation field as the rotation center. As shown in FIG. 10, a function for automatically moving the table in the xy directions was provided (flow F ₈ ). If the set irradiation field is a circular region in which the center of rotation is the same as the center of rotation, the collimator only needs to be set once before scanning because the same prospective angle is obtained from any angle. Therefore, as compared with FIG. 1, if the irradiation range is determined, the position control of the table only needs to be performed once, and the control is easy and the reliability is improved. The packing process is also simple because the valid data range is the same for each view.
[0023]
According to this embodiment, it is possible to limit the irradiation field, and it is also possible to maintain the image quality within the effective visual field by applying data measured in advance to the invalid data range.
Further, the present invention can be used not only for puncture imaging but also for imaging for dynamic observation such as inflow of contrast medium. Moreover, it cannot be overemphasized that it is employable also for general CT measurement other than CT fluoroscopy.
[0024]
【The invention's effect】
According to the present invention, by limiting the irradiation field to, for example, about the region of interest, the exposure of the subject or the operator can be reduced, and by reconstructing by applying previously measured data outside the irradiation range, Even when the subject protrudes from the imaging region, it can be reconstructed without any special correction.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram centering on a fan beam X-ray of a CT scanner.
FIG. 2 is an overall configuration diagram of an X-ray CT apparatus.
FIG. 3 is an example of setting an irradiation range in the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of position displacement of a channel collimator at different view angles.
FIG. 5 is a data configuration diagram of a collimator table.
FIG. 6 is a diagram showing an example of CT measurement of an irradiation range at different view angles.
FIG. 7 is a flowchart of a CT fluoroscopy example of the present invention.
FIG. 8 is a flowchart of reconfiguration according to the present invention.
FIG. 9 is an explanatory diagram for embedding data according to the present invention;
FIG. 10 is a flowchart of another CT perspective example of the present invention.
[Explanation of symbols]
101 channel collimator 102 controller 103 channel X-ray detector 104 preamplifier 105 X-ray tube 106 image processing device 107 high voltage generator 108 X-ray scanner 109 display device 110 patient table 111 host computer 112 subject 113 irradiation field (irradiation range)

Claims

An X-ray source that emits X-rays;
A multi-channel detection element is arranged so as to face the X-ray source across the subject having a region of interest, and detects X-ray transmission data of the subject while rotating in a predetermined direction together with the X-ray source. An X-ray detector formed and
A table on which the subject is mounted and moved;
A collimator for narrowing the X-rays from the X-ray source in the direction of arrangement of the channels of the detection elements;
Reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject based on X-ray transmission data detected by the X-ray detector;
A display device for displaying the reconstructed tomographic image ;
Means for setting a region of interest in the tomographic image displayed on the display device;
In an X-ray CT apparatus including collimator control means for controlling a collimator so as to match the set region of interest and the projection range,
Said reconstruction means, X-rays that are detected by irradiating X-rays only X-rays across the detected X-ray transmission data and the subject is irradiated in a predetermined range to match the projection range of the region of interest When reconstructing a tomographic image using both transmission data, if there is a step at the boundary between the region of interest and the region other than the region of interest, average processing is performed on the X-ray transmission data near the step. Then, the tomographic image is reconstructed using the X-ray transmission data subjected to the averaging process and both the X-ray transmission data,
An X-ray CT apparatus characterized in that the display device displays the reconstructed tomographic image .