JP4218908B2

JP4218908B2 - X-ray CT system

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Publication number: JP4218908B2
Application number: JP11562698A
Authority: JP
Inventors: 克行田口
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-04-24
Filing date: 1998-04-24
Publication date: 2009-02-04
Anticipated expiration: 2018-04-24
Also published as: JPH11299768A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えば１列分のＸ線検出器列を有するシングルスライス用のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置や、複数列分のＸ線検出器列を有するマルチスライス用のＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置等に設けて好適なＸ線ＣＴ装置に関し、特にＸ線検出器の各Ｘ線検出素子に入射する散乱Ｘ線を遮蔽するコリメータ板を設けることなく（或いは最低限のコリメータ板のみで）、散乱Ｘ線が撮影画像に与える悪影響を防止して装置の構成の簡略化及びローコスト化等を図ったＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、回転架台の内周側にそれぞれ相対向するように設けられたＸ線管及びＸ線検出部を３６０度回転させながら所定の角度毎に（或いは連続的に）被検体にＸ線を曝射し、これにより得られた３６０度分（最低１８０度分）の投影データに基づいて再構成処理を行うことにより、所望の部位の撮影画像（断層像）を得るＸ線ＣＴ装置が知られている。前記Ｘ線検出部としては、例えば１０００チャンネル分のＸ線検出素子を架台の回転方向であるチャンネル方向に沿って１列に並設して形成したシングルスライス用のＸ線検出部や、最近では、図１１に示すように前記１０００チャンネル分のＸ線検出素子を１列に並設して形成した検出器列１００を体軸方向であるスライス方向に複数列分設けて形成したマルチスライス用のＸ線検出部が設けられている。
【０００３】
ここで、Ｘ線検出部の各Ｘ線検出素子は、入射するＸ線を光に変換するシンチレータ、及びこのシンチレータにより変換された光を受光して電気信号に変換するフォトダイオードにより主に形成されているのであるが、このシンチレータは、Ｘ線の入射方向に対する広い指向性を有している。これに対して、Ｘ線ＣＴ装置の画像再構成原理における「投影データ」とは、Ｘ線管の焦点ＦからＸ線検出部の各Ｘ線検出素子に一直線に入射されたＸ線（直接Ｘ線）に基づいて形成された投影データを意味している。このため、図１２（ａ）に示すように各Ｘ線検出素子のシンチレータに前記直接Ｘ線以外のＸ線である、例えば被検体内で散乱し進行方向が変化したＸ線（散乱Ｘ線）が入射すると、シンチレータは、この散乱Ｘ線にも感応するため、フォトダイオードにおいて直接Ｘ線及び散乱Ｘ線に応じた電気信号が形成され、前記画像再構成原理に反する投影データに基づいて画像再構成が行われることとなり、撮影画像に画質劣化を生ずる。
【０００４】
このようなことからＸ線検出部には、散乱Ｘ線の入射を阻止して直接Ｘ線のみを各Ｘ線検出素子に取り込むためのコリメータが設けられている。具体的には、前記マルチスライス用のＸ線検出部を例にとって説明すると、このマルチスライス用のＸ線検出部には、図１３に示すように２次元検出素子アレイの前面側（Ｘ線が入射される側）に各Ｘ線検出素子のチャンネル方向の散乱Ｘ線の入射を阻止するチャンネル方向コリメータ板と、各Ｘ線検出素子のスライス方向の散乱Ｘ線の入射を阻止するスライス方向コリメータ板とが設けられている。これにより、図１２（ｂ）に示すように各Ｘ線検出素子への散乱Ｘ線の入射を阻止して直接Ｘ線のみを入射することができる。そして、この画像再構成原理に沿った投影データに基づいて画像再構成を行うことができ、良好な画質の撮影画像を得ることができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来のＸ線ＣＴ装置は、チャンネル方向及びスライス方向の各コリメータ板を設けて散乱Ｘ線の入射を阻止できるのはよいが、コリメータ板は高価なものであり、これを設けることでＸ線ＣＴ装置がコスト高となるうえ、Ｘ線検出部の構成が複雑化する問題があった。
【０００６】
本発明は、上述の課題に鑑みてなされたものであり、コリメータ板を削減しながらも散乱Ｘ線の入射による撮影画像の画質劣化を防止することができ、これにより、構成の簡略化及びローコスト化を図ることができるようなＸ線ＣＴ装置の提供を目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、上述の課題を解決するための手段として、Ｘ線発生手段から曝射されたＸ線をＸ線検出手段により取り込み形成された投影情報である第１の投影情報に基づいて画像再構成を行い第１の再構成画像情報を形成する第１の画像再構成手段と、前記第１の画像再構成手段により形成された第１の再構成画像情報に基づいて、前記Ｘ線検出手段を構成する複数のＸ線検出素子にそれぞれ直接的に入射する直接Ｘ線以外のＸ線である散乱Ｘ線の推定量を算出する散乱Ｘ線推定手段とを有する。また、この各手段と共に、前記Ｘ線検出手段からの第１の投影情報から、前記散乱Ｘ線推定手段により算出された推定量の散乱Ｘ線成分を除去して第２の投影情報を形成する散乱成分除去手段と、前記散乱成分除去手段からの散乱Ｘ線成分が除去された第２の投影情報に基づいて画像再構成を行い第２の再構成画像情報を形成する第２の画像再構成手段とを有する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
［第１の実施の形態］
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、例えばいわゆる第３世代のＸ線ＣＴ装置に適用して実施することができる。まず、本発明の第１の実施の形態となるＸ線ＣＴ装置は、図１に示すように寝台１に載置された患者に対してＸ線を曝射するＸ線管３と、このＸ線管３から曝射されたＸ線を検出するＸ線検出器４とを有している。このＸ線管３及びＸ線検出器４は、架台２の内周側に相対向し、かつ、両者がこの状態を維持したまま回転可能なように設けられている。
【００１２】
Ｘ線検出器４は、回転方向であるチャンネル方向に例えば１０００チャンネル分のＸ線検出素子を並設してなるＸ線検出器列を、前記チャンネル方向に直交する方向であるスライス方向に例えば４列分設けてなるマルチスライス用のＸ線検出器となっており、検出したＸ線を第１の投影データとしてデータ収集部９に供給するようになっている。このデータ収集部９により収集された投影データは、第１の投影データとして収集データ記憶部１０に供給され一旦記憶制御されるようになっている。
【００１３】
寝台１は寝台移動部６により架台２の回転軸方向に沿って移動制御されるようになっており、これにより、寝台１を移動させながら連続的にＸ線を曝射して撮影を行う、いわゆるヘリカルスキャンによる撮影が可能となっている。架台２のＸ線管３及びＸ線検出器４は、架台駆動部７により回転駆動されるようになっており、また、Ｘ線管３は、高電圧発生部８により曝射駆動されるようになっている。そして、このような寝台１の移動制御、架台２の回転制御、及びＸ線管３の曝射制御等は、システム制御部１６が司るようになっている。
【００１４】
ここで、Ｘ線検出器４の各Ｘ線検出素子には、Ｘ線管３の焦点から一直線に入射される直接Ｘ線と、例えば被検体内で散乱し進行方向が変化したＸ線である散乱Ｘ線とが入射するため、前記第１の収集データは、散乱Ｘ線成分を含むデータとなっている。この第１の収集データに基づいて画像再構成を行うと、画像再構成原理に反する投影データに基づいて画像再構成を行うこととなり、表示画像に画質劣化を生ずる。このため、この第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、以下に説明する第１の画像再構成部１１〜第２の画像再構成部１４において、収集データ記憶部１０に記憶された第１の投影データから散乱Ｘ線成分を除去し、この散乱Ｘ線成分を除去した投影データ（第２の投影データ）に基づいて再構成画像を形成し、これを表示部１５に表示するようになっている。
【００１５】
すなわち、収集データ記憶部１０に第１の投影データが記憶されると、まず、第１の画像再構成部１１は、この散乱Ｘ線成分を含む第１の投影データに基づいて、例えばコンボルーションバックプロジェクション法等の所定の再構成アルゴリズムを用いて画像再構成を行い第１のボリュームデータを形成し、この第１のボリュームデータを散乱線推定部１２に供給する。散乱線推定部１２は、この散乱Ｘ線成分を含む第１の投影データから形成された第１のボリュームデータに基づいて、いわゆるモンテカルロ解析、或いは拡散方程式を解くことで第１の投影データに含まれる散乱Ｘ線成分の推定量を算出する。このうち、モンテカルロ解析による推定方法は、１つずつのフォトンの軌跡と変化を、確率に基づいて計算する方法である。
【００１６】
これに対して拡散方程式を解く方法は、例えば図２（ａ）に示すようにマトリクスＡからマトリクスＢへＸ線が透過する場合に、その透過したＸ線のうち、何％が透過し（透過率）、何％が吸収され（吸収率）、何％がどの方向に散乱されるか（散乱反射率）を示す拡散方程式をマトリクスＡの物質とマトリクスＢの物質を考慮して立式しそれを解く方法である。マトリクスＡからマトリクスＢへ透過したＸ線としては、図２（ａ）に示すように直接的にマトリクスＢを透過するα２のＸ線の他、α１、α４で示す斜方散乱するＸ線、α３で示すマトリクスＢで吸収されるＸ線、及びα５で示すマトリクスＢにより反射されマトリクスＡに戻る後方散乱するＸ線等がある。何次までの拡散方程式を立式するかは当該装置の設計等に応じて適宣設定すればよい。
【００１７】
例えば図２（ｂ）に示すような３×３のマトリクス１Ａ〜３Ａ、１Ｂ〜３Ｂ、１Ｃ〜３Ｃの第１列目の各マトリクス１Ａ、１Ｂ、１Ｃにそれぞれ平行にＸ線が入射する場合を考えると、この第１列目の各マトリクス１Ａ、１Ｂ、１Ｃから第２列目の各マトリクス２Ａ、２Ｂ、２Ｃに透過したＸ線は、前記直接的に第２列目の各マトリクス２Ａ、２Ｂ、２Ｃを透過する他、斜方散乱、吸収、後方散乱等する。このため、マトリクス１Ａからマトリクス２Ａ、２Ｂ、２Ｃ散乱するＸ線と、マトリクス１Ａの上外側に散乱するＸ線、及びマトリクス１Ａの下外側に散乱するＸ線を考慮した５×５のマトリクスの行列式が、第１列目のマトリクスから第２列目のマトリクスに透過するＸ線の拡散方程式となる。
【００１８】
散乱線推定部１２は、この拡散方程式を計算して第１列目のマトリクスから第２列目のマトリクスに入射するＸ線の入射量を計算する。また、同様に散乱線推定部１２は、第２列目のマトリクスから第３列目のマトリクスに入射するＸ線の拡散方程式、及び第３列目のマトリクスから外側に出射されるＸ線の拡散方程式を立てて出力を計算する。そして、この計算した出力から単純な吸収量計算による直接Ｘ線成分を減算することで、前記第１の投影データに含まれる散乱Ｘ線成分の推定量を算出する。散乱線推定部１２は、このようにしてチャンネル方向及びスライス方向の散乱Ｘ線成分の推定量を算出すると、これを散乱線成分除去部１３に供給する。
【００１９】
散乱線成分除去部１３は、収集データ記憶部１０から供給される第１の投影データから、散乱線推定部１２により推定された推定量の散乱Ｘ線成分を除去することで、直接Ｘ線成分のみからなる第２の投影データを形成する。そして、この第２の投影データを第２の画像再構成部１４に供給する。第２の画像再構成部１４は、この散乱Ｘ線成分が除去された第２の投影データに基づいて、前記第１の画像再構成部１１と同様に例えばコンボルーションバックプロジェクション法等の所定の再構成アルゴリズムを用いて画像再構成を行い第２のボリュームデータを形成して表示部１５に供給する。これにより、画像再構成原理に対応した直接Ｘ線成分のみからなる投影データに基づいて画像再構成を行うことができ、良好な画質の撮影画像を得ることができる。
【００２０】
以上の説明から明らかなように本発明の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、演算により投影データに含まれている散乱Ｘ線成分の推定量を算出し、この算出した推定量の散乱Ｘ線成分を投影データから除去したうえで画像再構成処理を行うようにしているため、画像再構成原理に対応した直接Ｘ線成分のみからなる投影データに基づいて画像再構成を行うことができ、良好な画質の撮影画像を得ることができる。また、このような演算処理のみで散乱Ｘ線成分を除去することができるため、Ｘ線検出器４に散乱Ｘ線成分の入射を阻止するためのコリメータ板を設ける必要がなく、この分、Ｘ線検出器４の構成を簡略化することができる。そして、これを通じて当該Ｘ線ＣＴ装置をローコストで製作することができる。
【００２１】
なお、この第１の実施の形態の説明では、第１の画像再構成部１１及び第２の画像再構成部１４においてそれぞれ同じ再構成アルゴリズムを用いて画像再構成を行うこととしたが、これは、第１の画像再構成部１１及び第２の画像再構成部１４でそれぞれ異なる再構成アルゴリズムを用いるようにしてもよい。
【００２２】
［第２の実施の形態］
次に、本発明の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の説明をする。上述の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、散乱線推定部１２で算出した散乱Ｘ線の推定量をそのまま用いて第１の投影データから散乱Ｘ線成分を除去するものであったが、この第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、散乱線推定部１２で算出した散乱Ｘ線の推定量を、実際に検出された散乱Ｘ線の検出量に応じて補正し、この補正した推定量の散乱Ｘ線成分を第１の投影データから除去するようにしたものである。
【００２３】
なお、この第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置と上述の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、この点のみが異なるため、以下の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の説明において、上述の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置と同じ動作を示す箇所には同じ符号を用いる等して両者の差異の説明のみ行うこととする。
【００２４】
この第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、図３に示すように上述の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の構成に加え、チャンネル方向の散乱Ｘ線を検出するチャンネル方向用散乱線検出器５と、スライス方向の散乱Ｘ線を検出するスライス方向用散乱線検出器１８と、散乱線推定部１２により算出された散乱Ｘ線線分の推定量を、散乱線検出器５、１８で実際に検出された散乱Ｘ線の検出量に応じて補正し、この補正した散乱Ｘ線の推定量を散乱成分除去部１３に供給する推定量補正部１７とを有する構成となっている。
【００２５】
チャンネル方向用散乱線検出器５は、図４に示すようにＸ線検出器４の各Ｘ線検出素子４ａと同じＸ線検出素子５ａで構成されており、図４の紙面上、Ｘ線検出器４の上側及び下側にそれぞれチャンネル方向に沿って一列に並設されている。また、スライス方向用散乱線検出器１８は、Ｘ線検出器４の各Ｘ線検出素子４ａと同じＸ線検出素子１８ａで構成されており、図４の紙面上、Ｘ線検出器４の左側及び右側にそれぞれスライス方向に沿って一列に並設されている。
【００２６】
なお、この例においてはチャンネル方向及びスライス方向の各散乱線検出器５、１８を設けることとしているが、これは、チャンネル方向用或いはスライス方向用のいずれか一方のみを設けるようにしてもよい。
【００２７】
このような構成を有する当該第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、散乱線推定部１２が上述のように散乱Ｘ線成分の推定量を算出すると、この算出出力（散乱Ｘ線成分の推定量）を推定量補正部１７に供給する。推定量補正部１７には、チャンネル方向用散乱線検出器５及びスライス方向用散乱線検出器１８で検出されたチャンネル方向の散乱Ｘ線の検出出力及びスライス方向の散乱Ｘ線の検出出力がそれぞれ供給されている。
【００２８】
推定量補正部１７は、図５に示すように散乱線推定部１２で算出されたチャンネル方向及びスライス方向の各散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｅ（Ｚ）を、各散乱線検出器５、１８で検出された散乱Ｘ線成分の検出量Ｓｍ（Ｚ）でスケーリング補正すると共に、このスケーリング補正した散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｆ（Ｚ）に所定の重み係数Ｗｔ（Ｚ）を乗算処理して図３に示す散乱線成分除去部１３に供給する。なお、図５中、Ｓｍ（Ｚ１）は、図４のＸ線検出器４の上側に設けられたチャンネル方向用散乱線検出器５で検出された散乱Ｘ線成分の検出量を示し、Ｓｍ（Ｚ２）は、図４のＸ線検出器４の下側に設けられたチャンネル方向用散乱線検出器５で検出された散乱Ｘ線成分の検出量を示す。また、この図５は、チャンネル方向の散乱Ｘ線成分の推定量のスケーリング補正を示すものであり、スライス方向の散乱Ｘ線成分の推定量のスケーリング補正は、スライス方向用散乱線検出器１８で検出されたチャンネル方向の散乱Ｘ線の検出出力に基づいて別途行われる。
【００２９】
このような散乱Ｘ線成分の推定量のスケーリング補正動作を数式で示すと以下の数１式〜数４式に示すようになる。
【００３０】
【数１】

【数２】

【数３】

【数４】

すなわち、推定量補正部１７は、まず、数１式に示す加算平均式を用いて散乱線推定部１２で算出された各散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｅ（Ｚ）に対する、各散乱線検出器５、１８で実際に検出された各散乱Ｘ線成分の検出量Ｓｍ（Ｚｎ）の割合を算出すると共に、この検出した各割合を積算処理することで各スケーリング補正係数βを算出する。なお、この演算は、各散乱Ｘ線成分の検出量Ｓｍに対しては、数２式に示すように正規化された重み付け係数Ｗ（ｎ）が乗算処理されるたうえで行われるようになっている。
【００３１】
次に、推定量補正部１７は、数３式の演算式で示すようにこのスケーリング補正係数βを、散乱線推定部１２で算出された散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｅ（Ｚ）に乗算処理することで、スケーリング補正した散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｆ（Ｚ）を算出する。そして、この散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｆ（Ｚ）に所定の重み係数Ｗｔ（Ｚ）を乗算処理して図３に示す散乱線成分除去部１３に供給する。このように、演算で得られた散乱Ｘ線成分の推定量Ｓｅを、実際の検出で得られたＸ線成分の検出量Ｓｍでスケーリング補正することにより、散乱Ｘ線成分の推定量を正確なものとすることができる。
【００３２】
散乱線成分除去部１３は、収集データ記憶部１０から供給される第１の投影データから、推定量補正部１７によりスケーリング補正された推定量の散乱Ｘ線成分を除去することで、直接Ｘ線成分のみからなる第２の投影データを形成し、これを第２の画像再構成部１４に供給する。上述のように、第２の画像再構成部１４は、この散乱Ｘ線成分が除去された第２の投影データに基づいて画像再構成を行い第２のボリュームデータを形成して表示部１５に供給する。これにより、スケーリング補正した散乱Ｘ線成分を除去した第２の投影データに基づいて画像再構成を行うことができるため、さらに良好な画質の撮影画像を得ることができる。
【００３３】
［第３の実施の形態］
次に、本発明の第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の説明をする。上述の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器４に、散乱Ｘ線を遮蔽するチャンネル方向のコリメータ板を設けることで、散乱Ｘ線の推定量演算の簡素化及び高速化を図ったものである。なお、本発明の第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、この点のみが上述の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置と異なるため、以下、この差異の説明のみ行い、重複した説明を省略することとする。
【００３４】
すなわち、この第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、図６に示すようにＸ線検出器４のチャンネル方向に沿って設けられた複数のコリメータ板２０を有している。このコリメータ板２０は、Ｘ線検出器４のチャンネル方向に沿って並設された各Ｘ線検出素子のうち、隣接する各Ｘ線検出素子をそれぞれ分割するかたちで設けられており、チャンネル方向の散乱Ｘ線を遮蔽するようになっている。従って、この第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器４には、前記チャンネル方向及びスライス方向の各散乱線検出器５、１８のうち、スライス方向用散乱線検出器１８のみが設けられている。
【００３５】
なお、このコリメータ板２０は、隣接する各Ｘ線検出素子をそれぞれ分割するかたちで設けることとしたが、これは、幾つかの一纏まりのＸ線検出素子を一つのブロックとして、この隣接する各ブロック同士をそれぞれ分割するかたちで設けるようにしてもよい。また、チャンネル方向のみならず、該チャンネル方向に直交する方向であるスライス方向に沿って設けるようにしてもよい。
【００３６】
第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置における図３に示す散乱線推定部１２は、図７（ａ）に示すように三次元的な撮影領域のボリュームデータに基づいて散乱Ｘ線の推定量の演算を行っていたのであるが、このような構成の第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置では、チャンネル方向にコリメータ板２０が設けられているため、Ｘ線検出器４の各Ｘ線検出素子には、チャンネル方向の散乱Ｘ線は入射しないものと考えることができる。
【００３７】
このため、この第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の散乱線推定部１２は、上述の散乱Ｘ線の推定量の演算をスライス方向のボリュームデータに基づいて行う。すなわち、図７（ｂ）は、前記三次元的な撮影領域を真上から見た図、同図（ｃ）は、前記三次元的な撮影領域を横方向から見た図なのであるが、前記散乱線推定部１２は、この図７（ｂ）、（ｃ）に示すように三次元的な撮影領域のボリュームデータを、スライス方向に沿って言わば縦切りにした２次元断面内で上述の散乱Ｘ線の推定量の演算を行い、この散乱Ｘ線の推定量を推定量補正部１７に供給する。推定量補正部１７は、前記スライス方向用散乱線検出器１８からのスライス方向の散乱Ｘ線検出出力に基づいて、スライス方向の上述のスケーリング補正を、散乱線推定部１２から供給された散乱Ｘ線の推定量に対して施し、これを散乱線成分除去部１３に供給する。これにより、このスライス方向のスケーリング補正が施された散乱Ｘ線の推定量に基づいて、上述の再構成動作を行われることとなる。
【００３８】
当該第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、チャンネル方向にコリメータ板２０が設けられているため、散乱Ｘ線の推定量の演算及びスケーリング補正演算を、スライス方向の２次元的なボリュームデータに対して行えばよく、同各演算を３次元的なボリュームデータに対して行う上述の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置よりも、散乱Ｘ線の推定量演算の簡素化及び高速化を図ることができる。
【００３９】
なお、この第３の実施の形態においては、上述の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器４にチャンネル方向のコリメータ板２０を設けることとしたが、これは、上述の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器４にチャンネル方向のコリメータ板２０を設けるようにしてもよい。この場合、図１に示す散乱線推定部１２において、前述と同様に２次元断面内における散乱Ｘ線の推定量演算を行えばよいため、該演算の簡素化及び高速化を図ることができる。
【００４０】
また、各演算の際に、図８（ａ）、（ｂ）に示すようにマトリクスサイズを減らすと共に、コーン状且つ同心円状に配列したマトリクスで該各演算を行うようにしてもよい。この場合、前記散乱線推定部１２は、各回転角度毎にＸ線検出器４から得られる１列分の投影データである１ビュー毎に、前記コーン状且つ同心円状に配列するマトリクスを形成するように前記収集データ記憶部１０からの投影データをリサンプリングすればよい。これにより、後段の散乱線推定部１２及び散乱線成分除去部１３における演算量を削減することができ、さらなる演算の簡素化及び高速化を図ることができる。
【００４１】
［第４の実施の形態］
次に、本発明の第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の説明をする。この第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、図４を用いて説明したように、Ｘ線検出器４の上下及び左右に設けたチャンネル方向用散乱線検出器５及びスライス方向用散乱線検出器１８で検出した散乱Ｘ線量に基づいて散乱Ｘ線の分布を推定し、この推定結果に基づいて散乱Ｘ線成分を除去するようにしたものである。なお、この第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の説明において、上述の各実施の形態と同じ動作を示す箇所には図中同じ符号を付し、その詳細な説明を省略する。
【００４２】
すなわち、この第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、チャンネル方向用散乱線検出器５及びスライス方向用散乱線検出器１８からの各散乱Ｘ線検出出力に基づいて、三次元的な散乱Ｘ線の分布を推定する散乱線推定部２５と、この推定出力に基づいて、収集データ記憶部１０から読み出された投影データから散乱Ｘ線成分を除去する散乱線成分除去部２６と、この散乱線成分除去部２６により散乱Ｘ線成分が除去された投影データに基づいて、上述の画像再構成処理を行う画像再構成部２７とを有している。
【００４３】
このようなＸ線ＣＴ装置は、散乱線推定部２５が、図１０（ａ）に示すようにＸ線検出器４の上下に設けられたチャンネル方向用散乱線検出器５からの各散乱Ｘ線検出出力Ｓｍ（Ｚ１）、Ｓｍ（Ｚ２）を例えば１次補間処理すると共に、Ｘ線検出器４の左右に設けられたスライス方向用散乱線検出器１８からの各散乱Ｘ線検出出力Ｓｍ（Ｚ１）、Ｓｍ（Ｚ２）を１次補間処理し、この各１次補間結果に基づいて、チャンネル方向及びスライス方向の散乱Ｘ線の分布を推定する。そして、この推定結果を散乱線成分除去部２６に供給する。
【００４４】
散乱線成分除去部２６は、散乱線推定部２５からの推定結果に基づいて、収集データ記憶部１０から読み出された投影データから３次元的に散乱Ｘ線成分を除去し、これを画像再構成部２７に供給する。画像再構成部２７は、この散乱Ｘ線成分が除去された投影データに基づいて上述の画像再構成を行い、これを表示部１５に供給する。これにより、上述の第１の実施の形態と同様に演算処理のみで散乱Ｘ線成分を除去することができる。このため、Ｘ線検出器４に散乱Ｘ線成分の入射を阻止するためのコリメータ板を設ける必要がなく、この分、Ｘ線検出器４の構成を簡略化することができ、これを通じて当該Ｘ線ＣＴ装置をローコストで製作することができる。
【００４５】
なお、この第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置における散乱線推定部２５では、チャンネル方向用散乱線検出器５及びスライス方向用散乱線検出器１８からの各散乱Ｘ線検出出力を１次補間処理することで各方向の散乱Ｘ線の分布を推定することとしたが、これは、スプライン曲線やベジェ曲線による補間処理、或いは２次以上の高次の補間処理を行うようにしてもよい。前記１次補間処理では、各散乱Ｘ線検出出力Ｓｍ（Ｚ１）、Ｓｍ（Ｚ２）の間が直線的に補間処理されるのに対し、スプライン曲線やベジェ曲線による補間処理、或いは２次以上の高次の補間処理では、各散乱Ｘ線検出出力Ｓｍ（Ｚ１）、Ｓｍ（Ｚ２）の間がその中間点をも考慮したかたちで補間処理されることとなる。このため、１次補間処理を行って散乱Ｘ線の分布を推定した場合よりも該推定結果を正確なものとすることができ、散乱線成分除去部２６において、より正確な散乱Ｘ線成分の除去を行うことができ、より良好な再構成画像を得ることができる。
【００４６】
また、この第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置では、散乱線推定部２５において、チャンネル方向及びスライス方向の各散乱線検出器５、１８からの各検出出力に基づく、３次元的な散乱Ｘ線の分布推定を行うこととしたが、これは、図６を用いて説明したように、Ｘ線検出器４にチャンネル方向のコリメータ板２０を設けることで、散乱Ｘ線の分布推定演算をスライス方向のみとすることができ、該演算の簡素化及び高速化を図ることができる。
【００４７】
最後に、上述の実施の形態は本発明のほんの一例である。このため、本発明は、上述の各実施の形態に限定されることはなく、本発明に係る技術的思想を逸脱しない範囲であれば、設計等に応じて種々の変更が可能であることは勿論である。
【００４８】
【発明の効果】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、コリメータ板を削減しながらも散乱Ｘ線による撮影画像の画質劣化を防止することができる。このため、このコリメータ板を削減できる分、当該Ｘ線ＣＴ装置の構成の簡略化及びローコスト化を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
【図２】前記第１の実施の形態のＸ線ＣＴ装置における拡散方程式による散乱Ｘ線量の推定の仕方を説明するための図である。
【図３】本発明の第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
【図４】前記第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置に設けられているＸ線検出部の構成を示す図である。
【図５】前記第２の実施の形態のＸ線ＣＴ装置において推定した散乱Ｘ線量の補正動作を説明するための図である。
【図６】本発明の第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置に設けられているＸ線検出部の構成を示す図である。
【図７】前記第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の散乱Ｘ線の推定の仕方を説明するための図である。
【図８】前記第３の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の散乱Ｘ線の推定の仕方の変形例を説明するための図である。
【図９】本発明の第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
【図１０】前記第４の実施の形態のＸ線ＣＴ装置の散乱Ｘ線分布の推定の仕方を説明するための図である。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置に設けられているマルチスライス用のＸ線検出部を示す図である。
【図１２】Ｘ線検出部のシンチレータに直接Ｘ線の他に散乱Ｘ線が入射する様子を示す図である。
【図１３】散乱Ｘ線の入射を防止するためにＸ線検出部の前面にチャンネル方向のコリメータ及びスライス方向のコリメータが設けられたＸ線検出部を示す図である。
【符号の説明】
１…寝台、２…架台、３…Ｘ線管、４…Ｘ線検出部、５…チャンネル方向用散乱Ｘ線検出器、６…寝台移動部、７…架台駆動部、８…高電圧発生部、９…データ収集部、１０…収集データ記憶部、１１…第１の画像再構成部、１２…散乱線推定部、１３…散乱線成分除去部、１４…第２の画像再構成部、１５…表示部、１６…システム制御部、１７…推定量補正部、１８…スライス方向用散乱Ｘ線検出器、２０…チャンネル方向のコリメータ板、２５…散乱線分布推定部、２６…散乱線成分除去部、２７…画像再構成部、Ｆ…Ｘ線の焦点[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus having a single-slice X-ray detector having, for example, one row of X-ray detector rows, and a multi-slice X-ray detection having a plurality of rows of X-ray detector rows. The present invention relates to an X-ray CT apparatus suitable for being provided in an X-ray CT apparatus having a detector, in particular, without providing a collimator plate for shielding scattered X-rays incident on each X-ray detection element of the X-ray detector (or at least The present invention relates to an X-ray CT apparatus that prevents the adverse effect of scattered X-rays on a captured image (only with a collimator plate) and simplifies the configuration of the apparatus and reduces costs.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an X-ray tube and an X-ray detector provided so as to face each other on the inner peripheral side of a rotating gantry are rotated 360 degrees, and X-rays are exposed to a subject at predetermined angles (or continuously). An X-ray CT apparatus is known that obtains a photographed image (tomographic image) of a desired part by performing reconstruction processing based on projection data for 360 degrees (minimum 180 degrees) obtained thereby. ing. As the X-ray detection unit, for example, an X-ray detection unit for single slice formed by arranging X-ray detection elements for 1000 channels side by side along the channel direction which is the rotation direction of the gantry, and recently, As shown in FIG. 11, a multi-slice array is formed by providing a plurality of detector rows 100 in the slice direction which is the body axis direction. The detector rows 100 are formed by arranging the X-ray detector elements for 1000 channels side by side. An X-ray detection unit is provided.
[0003]
Here, each X-ray detection element of the X-ray detection unit is mainly formed by a scintillator that converts incident X-rays into light, and a photodiode that receives light converted by the scintillator and converts it into an electrical signal. However, this scintillator has a wide directivity with respect to the incident direction of X-rays. On the other hand, “projection data” in the image reconstruction principle of the X-ray CT apparatus refers to X-rays (direct X-rays) that are incident on each X-ray detection element of the X-ray detection unit from the focal point F of the X-ray tube. This means projection data formed based on (line). For this reason, as shown in FIG. 12A, the X-rays other than the direct X-rays are scattered on the scintillator of each X-ray detection element, for example, X-rays scattered in the subject and the traveling direction is changed (scattered X-rays). Since the scintillator is also sensitive to the scattered X-rays, an electrical signal corresponding to the X-rays and the scattered X-rays is directly formed in the photodiode, and image reconstruction is performed based on projection data that violates the image reconstruction principle. As a result, the image quality is deteriorated in the photographed image.
[0004]
For this reason, the X-ray detection unit is provided with a collimator for blocking the incidence of scattered X-rays and capturing only X-rays directly into each X-ray detection element. Specifically, the multi-slice X-ray detection unit will be described as an example. The multi-slice X-ray detection unit includes a front side (X-rays) of the two-dimensional detection element array as shown in FIG. A channel direction collimator plate for blocking the incidence of scattered X-rays in the channel direction of each X-ray detection element on the incident side) and a slice direction collimator plate for blocking the incidence of scattered X-rays in the slice direction of each X-ray detection element And are provided. As a result, as shown in FIG. 12B, only the X-rays can be directly incident while preventing the scattered X-rays from entering each X-ray detection element. Then, image reconstruction can be performed based on projection data in accordance with this image reconstruction principle, and a captured image with good image quality can be obtained.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, although the conventional X-ray CT apparatus can provide collimator plates in the channel direction and the slice direction to prevent the incidence of scattered X-rays, the collimator plates are expensive, and by providing these, There is a problem that the cost of the line CT apparatus is increased and the configuration of the X-ray detection unit is complicated.
[0006]
The present invention has been made in view of the above-described problems. While reducing Incidence of scattered X-rays Prevents image quality degradation of captured images Accordingly, an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of simplifying the configuration and reducing the cost.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
The X-ray CT apparatus according to the present invention provides, as means for solving the above-mentioned problem, a first projection which is projection information formed by capturing X-rays exposed from the X-ray generation means by the X-ray detection means. A first image reconstruction unit configured to perform image reconstruction based on the information to form first reconstructed image information; and based on the first reconstructed image information formed by the first image reconstruction unit. And scattered X-ray estimation means for calculating an estimated amount of scattered X-rays other than direct X-rays that are directly incident on a plurality of X-ray detection elements constituting the X-ray detection means. Further, together with these means, the second projection information is formed by removing the estimated amount of scattered X-ray components calculated by the scattered X-ray estimation means from the first projection information from the X-ray detection means. Scattering component removal means and second image reconstruction that forms second reconstructed image information by performing image reconstruction based on the second projection information from which the scattered X-ray component from the scattering component removal means has been removed. Means.
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
[First Embodiment]
The X-ray CT apparatus according to the present invention can be implemented by being applied to, for example, a so-called third generation X-ray CT apparatus. First, an X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention includes an X-ray tube 3 for exposing X-rays to a patient placed on a bed 1 as shown in FIG. And an X-ray detector 4 for detecting X-rays exposed from the tube 3. The X-ray tube 3 and the X-ray detector 4 are provided so as to face each other on the inner peripheral side of the gantry 2 and to be rotatable while maintaining this state.
[0012]
The X-ray detector 4 includes, for example, an X-ray detector array in which 1000 channels of X-ray detection elements are arranged in parallel in the channel direction that is the rotational direction, and 4 slices in the slice direction that is orthogonal to the channel direction. This is a multi-slice X-ray detector provided for the columns, and the detected X-rays are supplied to the data acquisition unit 9 as the first projection data. The projection data collected by the data collection unit 9 is supplied to the collection data storage unit 10 as the first projection data and temporarily stored and controlled.
[0013]
The bed 1 is controlled to move along the direction of the axis of rotation of the gantry 2 by the bed moving unit 6, and thus, the X-ray is continuously exposed while the bed 1 is moved to perform imaging. Shooting by so-called helical scanning is possible. The X-ray tube 3 and the X-ray detector 4 of the gantry 2 are driven to rotate by the gantry driving unit 7, and the X-ray tube 3 is driven to be exposed by the high voltage generating unit 8. It has become. The system control unit 16 controls the movement control of the bed 1, the rotation control of the gantry 2, the exposure control of the X-ray tube 3, and the like.
[0014]
Here, each X-ray detection element of the X-ray detector 4 includes direct X-rays that are incident in a straight line from the focal point of the X-ray tube 3 and X-rays that have been scattered in the subject and changed in traveling direction. Since scattered X-rays are incident, the first collected data is data including scattered X-ray components. When image reconstruction is performed based on the first collected data, image reconstruction is performed based on projection data that violates the principle of image reconstruction, resulting in image quality degradation in the display image. For this reason, the X-ray CT apparatus according to the first embodiment has a first image reconstructing unit 11 to a second image reconstructing unit 14 to be described below. The scattered X-ray component is removed from the projection data of 1, a reconstructed image is formed based on the projection data (second projection data) from which the scattered X-ray component is removed, and this is displayed on the display unit 15. It has become.
[0015]
That is, when the first projection data is stored in the collected data storage unit 10, first, the first image reconstruction unit 11 performs, for example, convolution based on the first projection data including the scattered X-ray component. Image reconstruction is performed using a predetermined reconstruction algorithm such as a back projection method to form first volume data, and the first volume data is supplied to the scattered radiation estimation unit 12. The scattered radiation estimation unit 12 is included in the first projection data by solving a so-called Monte Carlo analysis or diffusion equation based on the first volume data formed from the first projection data including the scattered X-ray component. An estimated amount of scattered X-ray components is calculated. Among these, the estimation method by Monte Carlo analysis is a method of calculating the trajectory and change of each photon based on the probability.
[0016]
On the other hand, in the method of solving the diffusion equation, for example, when X-rays are transmitted from the matrix A to the matrix B as shown in FIG. 2A, what percentage of the transmitted X-rays are transmitted (transmitted). Rate), what percentage is absorbed (absorptance), what percentage is scattered in which direction (scattering reflectance), and a diffusion equation is formulated considering the substances of matrix A and matrix B. It is a method of solving. As the X-rays transmitted from the matrix A to the matrix B, as shown in FIG. 2A, in addition to the α2 X-rays that directly pass through the matrix B, the X-rays that are obliquely scattered indicated by α1 and α4, α3 X-rays absorbed by the matrix B indicated by, and back-scattered X-rays reflected by the matrix B indicated by α5 and returning to the matrix A. The order of the diffusion equation up to which the order is to be formed may be determined appropriately according to the design of the apparatus.
[0017]
For example, as shown in FIG. 2B, a case where X-rays are incident in parallel on the respective matrices 1A, 1B, 1C in the first column of 3 × 3 matrices 1A-3A, 1B-3B, 1C-3C as shown in FIG. Considering this, the X-rays transmitted from the matrices 1A, 1B, 1C of the first column to the matrices 2A, 2B, 2C of the second column are directly transmitted to the matrices 2A, 2B of the second column. In addition to transmitting through 2C, oblique scattering, absorption, backscattering, etc. Therefore, a matrix of 5 × 5 matrix considering X-rays scattered from the matrix 1A to the matrices 2A, 2B and 2C, X-rays scattered on the upper and outer sides of the matrix 1A, and X-rays scattered on the lower and outer sides of the matrix 1A. The equation is a diffusion equation of X-rays transmitted from the first column matrix to the second column matrix.
[0018]
The scattered radiation estimation unit 12 calculates the diffusion equation and calculates the amount of incident X-rays incident on the second column matrix from the first column matrix. Similarly, the scattered radiation estimator 12 determines the diffusion equation of X-rays that enter the matrix of the third column from the matrix of the second column and the diffusion of X-rays that are emitted outward from the matrix of the third column. Establish an equation and calculate the output. Then, an estimated amount of the scattered X-ray component included in the first projection data is calculated by subtracting the direct X-ray component by simple absorption amount calculation from the calculated output. When the scattered radiation estimation unit 12 calculates the estimated amount of the scattered X-ray component in the channel direction and the slice direction in this way, it supplies this to the scattered radiation component removal unit 13.
[0019]
The scattered ray component removing unit 13 removes the estimated amount of scattered X-ray component estimated by the scattered ray estimating unit 12 from the first projection data supplied from the collected data storage unit 10, thereby directly 2nd projection data consisting only of is formed. The second projection data is supplied to the second image reconstruction unit 14. Based on the second projection data from which the scattered X-ray component has been removed, the second image reconstruction unit 14, for example, in the same manner as the first image reconstruction unit 11, for example, a predetermined method such as a convolution back projection method. Image reconstruction is performed using a reconstruction algorithm to form second volume data, which is supplied to the display unit 15. As a result, image reconstruction can be performed based on projection data consisting only of direct X-ray components corresponding to the image reconstruction principle, and a captured image with good image quality can be obtained.
[0020]
As is clear from the above description, the X-ray CT apparatus according to the first embodiment of the present invention calculates an estimated amount of the scattered X-ray component included in the projection data by calculation, and calculates the calculated estimated amount. Since image reconstruction processing is performed after removing scattered X-ray components from projection data, image reconstruction can be performed based on projection data consisting of only direct X-ray components corresponding to the image reconstruction principle. And a captured image with good image quality can be obtained. Further, since the scattered X-ray component can be removed only by such arithmetic processing, it is not necessary to provide the collimator plate for preventing the incident of the scattered X-ray component in the X-ray detector 4. The configuration of the line detector 4 can be simplified. Through this, the X-ray CT apparatus can be manufactured at low cost.
[0021]
In the description of the first embodiment, the first image reconstruction unit 11 and the second image reconstruction unit 14 perform image reconstruction using the same reconstruction algorithm. The first image reconstruction unit 11 and the second image reconstruction unit 14 may use different reconstruction algorithms.
[0022]
[Second Embodiment]
Next, an X-ray CT apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. The X-ray CT apparatus of the first embodiment described above removes the scattered X-ray component from the first projection data using the estimated amount of scattered X-rays calculated by the scattered radiation estimation unit 12 as it is. However, the X-ray CT apparatus of the second embodiment corrects the estimated amount of scattered X-rays calculated by the scattered radiation estimation unit 12 according to the actually detected amount of scattered X-rays, The corrected estimated amount of scattered X-ray components is removed from the first projection data.
[0023]
Note that the X-ray CT apparatus of the second embodiment and the X-ray CT apparatus of the first embodiment described above differ only in this point, and therefore the X-ray CT apparatus of the following second embodiment. In the description of the above, only the difference between the two will be described by using the same reference numerals for the portions showing the same operation as the X-ray CT apparatus of the first embodiment.
[0024]
As shown in FIG. 3, the X-ray CT apparatus of the second embodiment is for the channel direction for detecting scattered X-rays in the channel direction in addition to the configuration of the X-ray CT apparatus of the first embodiment described above. The scattered radiation detector 5, the scattered radiation detector 18 for detecting the scattered radiation in the slice direction, and the estimated amount of the scattered X-rays calculated by the scattered radiation estimator 12 are used as the scattered radiation detector 5. , 18 is corrected according to the detected amount of scattered X-rays actually detected, and the estimated amount correcting unit 17 supplies the corrected estimated amount of scattered X-rays to the scattered component removing unit 13. Yes.
[0025]
As shown in FIG. 4, the channel direction scattered radiation detector 5 includes the same X-ray detection elements 5 a as the X-ray detection elements 4 a of the X-ray detector 4. The upper and lower sides of the vessel 4 are arranged in a line along the channel direction. The scattered radiation detector 18 for the slice direction is composed of the same X-ray detection elements 18a as the X-ray detection elements 4a of the X-ray detector 4, and is on the left side of the X-ray detector 4 on the paper surface of FIG. And on the right side in a row along the slice direction.
[0026]
In this example, the scattered

radiation detectors

5 and 18 in the channel direction and the slice direction are provided, but this may be provided for either the channel direction or the slice direction.
[0027]
In the X-ray CT apparatus of the second embodiment having such a configuration, when the scattered radiation estimation unit 12 calculates the estimated amount of the scattered X-ray component as described above, the calculated output (scattered X-ray component of the (Estimated amount) is supplied to the estimated amount correction unit 17. The estimator correction unit 17 receives the detection output of the scattered X-rays in the channel direction and the detection output of the scattered X-rays in the slice direction detected by the scattered radiation detector 5 for the channel direction and the scattered radiation detector 18 for the slice direction, respectively. Have been supplied.
[0028]
As shown in FIG. 5, the estimated amount correction unit 17 calculates the estimated amount Se (Z) of each scattered X-ray component in the channel direction and the slice direction calculated by the scattered ray estimation unit 12 as shown in FIG. Is corrected by scaling with the detected amount Sm (Z) of the scattered X-ray component detected in step S2, and the estimated amount Sf (Z) of the scattered X-ray component corrected by scaling is multiplied by a predetermined weight coefficient Wt (Z). It supplies to the scattered radiation component removal part 13 shown in FIG. In FIG. 5, Sm (Z1) indicates the amount of scattered X-ray components detected by the channel-direction scattered radiation detector 5 provided on the upper side of the X-ray detector 4 in FIG. Z2) represents the detected amount of the scattered X-ray component detected by the channel-direction scattered radiation detector 5 provided on the lower side of the X-ray detector 4 in FIG. FIG. 5 shows the scaling correction of the estimated amount of the scattered X-ray component in the channel direction. The scaling correction of the estimated amount of the scattered X-ray component in the slice direction is performed by the scattered radiation detector 18 for the slice direction. This is performed separately based on the detected output of scattered X-rays in the detected channel direction.
[0029]
Such a scaling correction operation of the estimated amount of the scattered X-ray component is expressed by the following formulas (1) to (4).
[0030]
[Expression 1]

[Expression 2]

[Equation 3]

[Expression 4]

In other words, the estimated amount correction unit 17 first detects each scattered radiation detector with respect to the estimated amount Se (Z) of each scattered X-ray component calculated by the scattered radiation estimation unit 12 using the averaging formula shown in Equation 1. In addition to calculating the ratio of the detected amount Sm (Zn) of each scattered X-ray component actually detected in 5 and 18, each scaling correction coefficient β is calculated by integrating each detected ratio. This calculation is performed on the detected amount Sm of each scattered X-ray component after being multiplied by a normalized weighting coefficient W (n) as shown in Equation 2. ing.
[0031]
Next, the estimated amount correction unit 17 multiplies the estimated amount Se (Z) of the scattered X-ray component calculated by the scattered radiation estimation unit 12 by the scaling correction coefficient β as shown by the equation (3). Thus, the estimated amount Sf (Z) of the scattered X-ray component corrected for scaling is calculated. Then, the estimated amount Sf (Z) of the scattered X-ray component is multiplied by a predetermined weighting factor Wt (Z) and supplied to the scattered radiation component removing unit 13 shown in FIG. As described above, the estimated amount Se of the scattered X-ray component obtained by the calculation is subjected to scaling correction by the detected amount Sm of the X-ray component obtained by actual detection, whereby the estimated amount of the scattered X-ray component is accurately determined. Can be.
[0032]
The scattered radiation component removing unit 13 directly removes the estimated amount of scattered X-ray components subjected to scaling correction by the estimated amount correcting unit 17 from the first projection data supplied from the collected data storage unit 10, thereby directly X-rays. Second projection data consisting only of components is formed and supplied to the second image reconstruction unit 14. As described above, the second image reconstruction unit 14 performs image reconstruction based on the second projection data from which the scattered X-ray component has been removed, forms second volume data, and displays it on the display unit 15. Supply. As a result, the image reconstruction can be performed based on the second projection data from which the scattered X-ray component subjected to the scaling correction is removed, and thus a captured image with a better image quality can be obtained.
[0033]
[Third Embodiment]
Next, an X-ray CT apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described. By providing a collimator plate in the channel direction that shields scattered X-rays in the X-ray detector 4 of the X-ray CT apparatus of the second embodiment described above, the calculation of the estimated amount of scattered X-rays can be simplified and speeded up. Is intended. The X-ray CT apparatus according to the third embodiment of the present invention is different from the X-ray CT apparatus according to the second embodiment described above only in this point. The description will be omitted.
[0034]
That is, the X-ray CT apparatus of the third embodiment has a plurality of collimator plates 20 provided along the channel direction of the X-ray detector 4 as shown in FIG. The collimator plate 20 is provided so as to divide adjacent X-ray detection elements among the X-ray detection elements arranged in parallel along the channel direction of the X-ray detector 4. The scattered X-rays are shielded. Therefore, the X-ray detector 4 of the X-ray CT apparatus of the third embodiment includes only the scattered radiation detector 18 for the slice direction among the scattered

radiation detectors

5 and 18 in the channel direction and the slice direction. Is provided.
[0035]
The collimator plate 20 is provided in such a manner that each adjacent X-ray detection element is divided. However, this is because each group of X-ray detection elements is grouped into one block. You may make it provide in the form which divides each block. Further, not only the channel direction but also the slice direction that is a direction orthogonal to the channel direction may be provided.
[0036]
The scattered radiation estimation unit 12 shown in FIG. 3 in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment performs an estimated amount of scattered X-rays based on volume data of a three-dimensional imaging region as shown in FIG. In the X-ray CT apparatus of the third embodiment having such a configuration, since the collimator plate 20 is provided in the channel direction, each X-ray of the X-ray detector 4 is calculated. It can be considered that scattered X-rays in the channel direction do not enter the detection element.
[0037]
For this reason, the scattered radiation estimation unit 12 of the X-ray CT apparatus according to the third embodiment performs the calculation of the estimated amount of scattered X-rays based on the volume data in the slice direction. That is, FIG. 7B is a diagram of the three-dimensional imaging region viewed from right above, and FIG. 7C is a diagram of the three-dimensional imaging region viewed from the lateral direction. As shown in FIGS. 7B and 7C, the scattered radiation estimation unit 12 scatters the above-described scattering within a two-dimensional section obtained by vertically cutting the volume data of the three-dimensional imaging region along the slice direction. The estimated amount of X-rays is calculated, and this estimated amount of scattered X-rays is supplied to the estimated amount correction unit 17. The estimated amount correction unit 17 performs the above-described scaling correction in the slice direction based on the scattered X-ray detection output in the slice direction from the scattered radiation detector 18 for slice direction, and the scattered X supplied from the scattered radiation estimation unit 12. This is applied to the estimated amount of the line, and this is supplied to the scattered radiation component removing unit 13. As a result, the above reconstruction operation is performed based on the estimated amount of scattered X-rays subjected to the scaling correction in the slice direction.
[0038]
Since the X-ray CT apparatus of the third embodiment is provided with the collimator plate 20 in the channel direction, the calculation of the estimated amount of scattered X-rays and the scaling correction calculation are performed in two-dimensional volume data in the slice direction. The calculation of the estimated amount of scattered X-rays is simplified and speeded up as compared with the X-ray CT apparatus of the second embodiment that performs the same calculation on the three-dimensional volume data. Can be achieved.
[0039]
In the third embodiment, the collimator plate 20 in the channel direction is provided in the X-ray detector 4 of the X-ray CT apparatus of the second embodiment described above. The X-ray detector 4 of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment may be provided with a collimator plate 20 in the channel direction. In this case, since the scattered radiation estimation unit 12 shown in FIG. 1 has only to calculate the estimated amount of scattered X-rays in the two-dimensional section as described above, the computation can be simplified and speeded up.
[0040]
Further, in each calculation, the matrix size may be reduced as shown in FIGS. 8A and 8B, and each calculation may be performed using a matrix arranged in a cone and concentric circles. In this case, the scattered radiation estimator 12 forms a matrix that is arranged conically and concentrically for each view that is projection data for one column obtained from the X-ray detector 4 at each rotation angle. Thus, the projection data from the collected data storage unit 10 may be resampled. As a result, it is possible to reduce the amount of calculation in the scattered radiation estimation unit 12 and the scattered radiation component removal unit 13 in the subsequent stage, and it is possible to further simplify and speed up the computation.
[0041]
[Fourth Embodiment]
Next, an X-ray CT apparatus according to the fourth embodiment of the present invention will be described. In the X-ray CT apparatus of the fourth embodiment, as described with reference to FIG. 4, the channel-direction scattered radiation detector 5 and the slice-direction scattered radiation provided on the upper, lower, left and right sides of the X-ray detector 4. The scattered X-ray distribution is estimated based on the scattered X-ray dose detected by the detector 18, and the scattered X-ray component is removed based on the estimation result. In the description of the X-ray CT apparatus of the fourth embodiment, the same reference numerals are given to the portions showing the same operations as those of the above-described embodiments, and the detailed description thereof is omitted.
[0042]
That is, the X-ray CT apparatus according to the fourth embodiment has a three-dimensional scattering based on the scattered X-ray detection outputs from the channel direction scattered radiation detector 5 and the slice direction scattered radiation detector 18. A scattered radiation estimation unit 25 for estimating the X-ray distribution, a scattered radiation component removal unit 26 for removing the scattered X-ray component from the projection data read from the collected data storage unit 10 based on the estimated output, An image reconstruction unit 27 that performs the above-described image reconstruction process based on the projection data from which the scattered X-ray component has been removed by the scattered radiation component removal unit 26.
[0043]
In such an X-ray CT apparatus, as shown in FIG. 10A, the scattered X-ray CT unit 25 scatters each scattered X-ray from the channel direction scattered X-ray detector 5 provided above and below the X-ray detector 4. The detection outputs Sm (Z1) and Sm (Z2) are subjected to, for example, primary interpolation processing, and each scattered X-ray detection output Sm (Z1) from the scattered radiation detector 18 for slice direction provided on the left and right sides of the X-ray detector 4. ), Sm (Z2) is subjected to primary interpolation processing, and the distribution of scattered X-rays in the channel direction and slice direction is estimated based on the results of each primary interpolation. Then, this estimation result is supplied to the scattered radiation component removal unit 26.
[0044]
Based on the estimation result from the scattered radiation estimation unit 25, the scattered radiation component removal unit 26 three-dimensionally removes the scattered X-ray component from the projection data read from the collected data storage unit 10, and reconstructs the image data. Supply to the component 27. The image reconstruction unit 27 performs the above-described image reconstruction based on the projection data from which the scattered X-ray component has been removed, and supplies this to the display unit 15. Thereby, the scattered X-ray component can be removed only by the arithmetic processing as in the first embodiment described above. For this reason, it is not necessary to provide a collimator plate for preventing the scattered X-ray component from being incident on the X-ray detector 4, and the configuration of the X-ray detector 4 can be simplified correspondingly. A line CT apparatus can be manufactured at low cost.
[0045]
In the scattered radiation estimation unit 25 in the X-ray CT apparatus of the fourth embodiment, each scattered X-ray detection output from the scattered radiation detector for channel direction 5 and the scattered radiation detector for slice direction 18 is first-ordered. Although the distribution of scattered X-rays in each direction is estimated by performing the interpolation process, this may be performed by an interpolation process using a spline curve or a Bezier curve, or a higher-order interpolation process of second or higher order. . In the first-order interpolation processing, the scattered X-ray detection outputs Sm (Z1) and Sm (Z2) are linearly interpolated, whereas the interpolation processing using a spline curve or Bezier curve, or a second or higher order is performed. In the higher-order interpolation processing, the interpolated processing is performed between the scattered X-ray detection outputs Sm (Z1) and Sm (Z2) in consideration of the intermediate point. For this reason, it is possible to make the estimation result more accurate than when the distribution of scattered X-rays is estimated by performing a primary interpolation process. Removal can be performed, and a better reconstructed image can be obtained.
[0046]
In the X-ray CT apparatus of the fourth embodiment, the scattered radiation estimation unit 25 performs three-dimensional scattering based on the detection outputs from the scattered

radiation detectors

5 and 18 in the channel direction and the slice direction. The X-ray distribution estimation is performed. As described with reference to FIG. 6, the scattered X-ray distribution estimation calculation is performed by providing the X-ray detector 4 with the collimator plate 20 in the channel direction. Only the slice direction can be set, and the calculation can be simplified and speeded up.
[0047]
Finally, the above-described embodiment is only an example of the present invention. For this reason, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made depending on the design and the like as long as they do not depart from the technical idea of the present invention. Of course.
[0048]
【The invention's effect】
The X-ray CT apparatus according to the present invention includes a collimator plate. While reducing It is possible to prevent image quality deterioration of a captured image due to scattered X-rays. For this reason, this collimator plate Can be reduced Therefore, the configuration of the X-ray CT apparatus can be simplified and the cost can be reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram for explaining how to estimate a scattered X-ray dose by a diffusion equation in the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
FIG. 3 is a block diagram of an X-ray CT apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration of an X-ray detection unit provided in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment.
FIG. 5 is a diagram for explaining a correction operation of a scattered X-ray dose estimated in the X-ray CT apparatus according to the second embodiment.
FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration of an X-ray detection unit provided in an X-ray CT apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram for explaining how to estimate scattered X-rays in the X-ray CT apparatus according to the third embodiment;
FIG. 8 is a diagram for explaining a modified example of a method of estimating scattered X-rays of the X-ray CT apparatus according to the third embodiment.
FIG. 9 is a block diagram of an X-ray CT apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram for explaining a method of estimating a scattered X-ray distribution of the X-ray CT apparatus according to the fourth embodiment.
FIG. 11 is a diagram showing an X-ray detection unit for multi-slice provided in a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 12 is a diagram illustrating a state in which scattered X-rays are incident directly on the scintillator of the X-ray detection unit in addition to X-rays.
FIG. 13 is a diagram showing an X-ray detection unit in which a collimator in the channel direction and a collimator in the slice direction are provided on the front surface of the X-ray detection unit in order to prevent the incidence of scattered X-rays.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Sleeper, 2 ... Stand, 3 ... X-ray tube, 4 ... X-ray detection part, 5 ... Channel direction scattered X-ray detector, 6 ... Sleeper moving part, 7 ... Stand drive part, 8 ... High voltage generation part , 9 ... Data collection unit, 10 ... Collection data storage unit, 11 ... First image reconstruction unit, 12 ... Scattered ray estimation unit, 13 ... Scattered ray component removal unit, 14 ... Second image reconstruction unit, 15 DESCRIPTION OF SYMBOLS ... Display part, 16 ... System control part, 17 ... Estimated quantity correction | amendment part, 18 ... Scattering X-ray detector for slice directions, 20 ... Collimator board of a channel direction, 25 ... Scattered ray distribution estimation part, 26 ... Scattering ray component removal , 27 ... Image reconstruction unit, F ... X-ray focus

Claims

The first reconstructed image information is formed by performing image reconstruction based on the first projection information which is the projection information formed by capturing the X-rays emitted from the X-ray generation means by the X-ray detection means. Image reconstruction means,
Based on the first reconstructed image information formed by the first image reconstructing means, X other than the direct X-rays that directly enter each of the plurality of X-ray detecting elements constituting the X-ray detecting means. Scattered X-ray estimation means for calculating an estimated amount of scattered X-rays that are rays;
Scattering component removal means for removing the estimated amount of scattered X-ray components calculated by the scattered X-ray estimation means from the first projection information from the X-ray detection means to form second projection information;
Second image reconstructing means for performing image reconstruction based on the second projection information from which the scattered X-ray component from the scattered component removing means has been removed to form second reconstructed image information. X-ray CT apparatus that is characterized.

2. The X-ray CT according to claim 1, wherein the scattered X-ray estimation means calculates the estimated amount of the scattered X-rays by a diffusion equation considering X-ray transmittance, scattering reflectance, and absorption rate. apparatus.

A scattered X-ray detection unit configured to detect the scattered X-ray, which is provided over a part of or around the periphery of the X-ray detection unit;
The scattered X-ray estimation means corrects the calculated estimated amount of scattered X-rays based on the detected amount of scattered X-rays detected by the scattered X-ray detection means, and the scattered component removal means corrects this. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein an estimated amount of scattered X-rays is removed.

Scattered X-ray shielding provided along the channel direction so as to divide each X-ray detection element adjacent in the channel direction, which is at least the direction in which the X-ray detection elements constituting the X-ray detection means are arranged in parallel. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising: means.

The scattered X-ray estimation means is a two-dimensional reconstruction in which the three-dimensional first reconstructed image information formed by the first image reconstruction means is vertically cut along the slice direction. The X-ray CT apparatus according to claim 4, wherein an estimated amount of scattered X-rays is calculated based on the constituent image information.

Resampling the first reconstructed image information formed by the first image reconstructing means so that the captured image information in the slice direction is arranged on a concentric circle centered on the focal point of the X-ray generating means. Resampling means to
The scattered X-ray estimation means is based on two-dimensional captured image information obtained by vertically cutting the first reconstructed image information resampled by the resampling means along the slice direction. The X-ray CT apparatus according to claim 4, wherein an estimated amount of is calculated .