JP4261864B2

JP4261864B2 - Data correction method and X-ray CT apparatus

Info

Publication number: JP4261864B2
Application number: JP2002293188A
Authority: JP
Inventors: 明彦西出; 正健貫井; 昌也熊崎; 直幸河内; 琴子森川
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-10-07
Filing date: 2002-10-07
Publication date: 2009-04-30
Anticipated expiration: 2022-10-07
Also published as: JP2004121706A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、データ補正方法およびＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関し、更に詳しくは、マルチ検出器を用いて収集したデータに対して好適に補正を行うことが出来るデータ補正方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＸ線ＣＴ装置では、チャネル方向についてのＸ線ボケ補正フィルタＫ(k)を補正前のデータＤｏ(ch,view)に重畳演算することによりＸ線ボケ補正を行っている。すなわち、

により補正したデータＤ(ch,view)を得ている。
【０００３】
また、チャネル方向についてのクロストーク補正フィルタＦ(k)をデータＤｏ(ch,view)に重畳演算することによりクロストーク補正を行っている。すなわち、

【０００４】
関連する従来技術は、例えば特開昭６０−１０７１８３号公報や特公平４−３０３００号公報に開示されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
近年、多数の検出器列を有するマルチ検出器を備えたＸ線ＣＴ装置が開発されている。
このようなＸ線ＣＴ装置で収集したデータに対してＸ線ボケ補正フィルタＫ(k)を重畳演算することにより、Ｘ線ボケ補正を行うことが出来る。また、クロストーク補正フィルタＦ(k)を重畳演算することにより、クロストーク補正を行うことが出来る。
しかし、マルチ検出器は、Ｘ線検出器がチャネル方向および検出器列方向の２次元配列になっているため、チャネル方向についてのＸ線ボケ補正だけでは検出器列方向のＸ線ボケの影響が入ってしまう。また、チャネル方向についてのクロストーク補正だけでは検出器列方向のクロストークの影響が入ってしまう。
そこで、本発明の目的は、マルチ検出器を用いて収集したデータに対して好適に補正を行うことが出来るデータ補正方法およびＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、チャネル方向および検出器列方向の２次元のＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を重畳演算することにより、マルチ検出器を用いて収集したデータＤｏ(ch,view,row)の補正を行うことを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第１の観点によるデータ補正方法では、チャネル方向および検出器列方向の２次元のＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を用いるため、チャネル方向および検出器列方向の両方のＸ線ボケの影響を抑制することが出来る。
【０００７】
第２の観点では、本発明は、上記構成のデータ補正方法において、前記Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)が、各検出器列に対応するチャネル方向の始端または終端から値０のフィルタ係数が続く数Ｍ０と、それ以外のフィルタ係数の数Ｍ１および値とからなることを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第２の観点によるデータ補正方法では、全てのフィルタ係数の値を保持する場合に比べて、データ量を少なくすることが出来る。
【０００８】
第３の観点では、本発明は、上記構成のデータ補正方法において、各検出器列に対応するチャネル方向の始端または終端からＭ０個のデータに対しては重畳演算を行わないことを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第３の観点によるデータ補正方法では、全てのフィルタ係数の値を重畳演算する場合に比べて、演算量を少なくすることが出来る。なお、重畳演算を行わないのは値０のフィルタ係数なので、演算結果に影響はない。
【０００９】
第４の観点では、本発明は、上記構成のデータ補正方法において、Ｘ線吸収の大きい物質の細い線を格子状に張ったファントムを用いて、前記Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を求めることを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第４の観点によるデータ補正方法では、Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を実測により求めることが出来る。
【００１０】
第５の観点では、本発明は、上記構成のデータ補正方法において、Ｘ線吸収の大きい物質の微小球体を格子状に配置したファントムを用いて、前記Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を求めることを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第５の観点によるデータ補正方法では、Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を実測により求めることが出来る。
【００１１】
第６の観点では、本発明は、チャネル方向および検出器列方向の２次元のクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を重畳演算することにより、マルチ検出器を用いて収集したデータＤｏ(ch,view,row)の補正を行うことを特徴とするデータ補正方法を提供する。
上記第６の観点によるデータ補正方法では、チャネル方向および検出器列方向の２次元のクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を用いるため、チャネル方向および検出器列方向の両方のクロストークの影響を抑制することが出来る。
【００１２】
第７の観点では、本発明は、上記構成のデータ補正方法において、前記マルチ検出器が複数の検出器ブロックをチャネル方向に連設した構造である場合に、前記検出器ブロックの中心部で収集したデータに対するクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を共通化することを特徴とするデータ補正方法を提供する。
複数の検出器単位を２次元配列した検出器ブロックをチャネル方向に複数連設した構造のマルチ検出器では、各検出器ブロックの中心部に位置する検出器単位ではクロストーク特性が同一と見なせる（類似性が大きい）。
そこで、上記第７の観点によるデータ補正方法では、検出器ブロックの中心部の検出器単位で収集したデータに対するクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を共通化する。これにより、データ量を少なくすることが出来る。
【００１３】
第８の観点では、本発明は、Ｘ線管とマルチ検出器と、Ｘ線管またはマルチ検出器の少なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転しながらデータＤｏ(ch,view,row)を収集するスキャン手段と、チャネル方向および検出器列方向の２次元のＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を前記データＤｏ(ch,view,row)に重畳演算するデータ補正手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第８の観点によるＸ線ＣＴ装置では、上記第１の観点によるデータ補正方法を好適に実施しうる。
【００１４】
第９の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)が、各検出器列に対応するチャネル方向の始端または終端から値０のフィルタ係数が続く数Ｍ０と、それ以外のフィルタ係数の数Ｍ１および値とからなることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第９の観点によるＸ線ＣＴ装置では、上記第２の観点によるデータ補正方法を好適に実施しうる。
【００１５】
第１０の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、各検出器列に対応するチャネル方向の始端または終端からＭ０個のデータに対しては重畳演算を行わないことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＸ線ＣＴ装置では、上記第３の観点によるデータ補正方法を好適に実施しうる。
【００１６】
第１１の観点では、本発明は、Ｘ線管とマルチ検出器と、Ｘ線管またはマルチ検出器の少なくとも一方を撮影対象の周りに相対回転しながらデータＤｏ(ch,view,row)を収集するスキャン手段と、チャネル方向および検出器列方向の２次元のクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を前記データＤｏ(ch,view,row)に重畳演算するデータ補正手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第１１の観点によるＸ線ＣＴ装置では、上記第６の観点によるデータ補正方法を好適に実施しうる。
【００１７】
第１２の観点では、本発明は、上記構成のＸ線ＣＴ装置において、前記マルチ検出器が複数の検出器ブロックをチャネル方向に連設した構造である場合に、前記検出器ブロックの中心部で収集したデータに対するクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を共通化することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第１２の観点によるＸ線ＣＴ装置では、上記第７の観点によるデータ補正方法を好適に実施しうる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１９】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図である。
このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
【００２０】
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、本発明に係るデータ補正処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ５と、投影データから再構成したＣＴ画像を表示するＣＲＴ６と、プログラムやデータやＸ線ＣＴ画像を記憶する記憶装置７とを具備している。
【００２１】
撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０のボア（空洞部）に入れ出しするクレードル１２を具備している。クレードル１２は、撮影テーブル１０に内蔵するモータで駆動される。
【００２２】
走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、マルチ検出器２４と、ＤＡＳ（Data Acquisition System）２５と、被検体の体軸の回りにＸ線管２１などを回転させる回転コントローラ２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御インタフェース２９とを具備している。
【００２３】
図２に示すように、Ｘ線管２１およびマルチ検出器２４は、回転中心ＩＣの周りを回転する。
マルチ検出器２４は、第１から第Ｊまでの検出器列を有し、各検出器列は第１から第Ｉまでのチャネルを有している。例えば、Ｊ＝８、Ｉ＝１０００である。
【００２４】
図３は、Ｘ線ＣＴ装置１００の動作の流れを示すフロー図である。
ステップＳ１では、走査ガントリ２０でＸ線管２１とマルチ検出器２４とを撮影対象の周りに回転させながらチャネル番号chとビュー角度viewと検出器列番号rowとで表わされるデータＤｏ(ch,view,row)を収集する。
ステップＳ２では、データＤｏ(ch,view,row)に対して、前処理（オフセット補正，対数変換，Ｘ線線量補正，感度補正）を行う。
【００２５】
ステップＳ３では、前処理したデータＤｏ(ch,view,row)に対して、チャネル方向および検出器列方向の２次元のクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を重畳演算することにより、クロストーク補正を行う。すなわち、

【００２６】
図４に、クロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)の一例を示す。
このクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)は、９個のフィルタ係数Ｆ-1-1〜Ｆ11からなる３×３のマトリクスになっており、上式ではＵ＝１，Ｔ＝１となる。
クロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)の係数Ｆ-1-1〜Ｆ11は、(ch,row)に依存して変わる。しかし、図５に示すように、マルチ検出器２４が複数の検出器ブロックＢ１，Ｂ２，…をチャネル方向に連設した構造である場合、各検出器ブロックＢ１，Ｂ２，…の中心部（ハッチング部分）で収集したデータに対するクロストーク補正フィルタＦkq(ch,row)を共通化すれば、データ量を節減することが出来る。
【００２７】
図３に戻り、ステップＳ４では、クロストーク補正したデータＤｏ(ch,view,row)’に対して、チャネル方向および検出器列方向の２次元のＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を重畳演算することにより、Ｘ線ボケ補正を行う。すなわち、

【００２８】
図６に、Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)の一例を示す。
このＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)は、２５個のフィルタ係数Ｋ-2-2〜Ｋ22からなる５×５のマトリクスになっており、上式ではＷ＝２，Ｖ＝２となる。
Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)の係数Ｋ-2-2〜Ｋ22は、(ch,row)に依存して変わる。
【００２９】
図７の（ａ）に、Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)の別の一例を示す。
このＸ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)は、多数のフィルタ係数Ｃkqからなる（２Ｗ＋１）×（２Ｖ＋１）のマトリクスになっている。Ｘ線ボケは、破線で示すような円形領域内で生じるため、円形領域外のフィルタ係数の値は０または０とみなせる小さな値になっている。
そこで、図７の（ｂ）に示すように、Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)を、チャネル方向の始端−Ｗまたは終端Ｗから値０のフィルタ係数が続く数Ｍ０と、それ以外のフィルタ係数の数Ｍ１およびフィルタ係数の値とから構成する。これにより、データ量を節減することが出来る。
また、チャネル方向の始端−Ｗまたは終端ＷからＭ０個のフィルタ係数と乗算すべきデータＤに対しては重畳演算を行わないこととする。これにより、演算量を節減し、処理を高速に行うことが出来る。
【００３０】
なお、１次元のＸ線ボケ補正フィルタＫ(ch)やクロストーク補正フィルタＦ(ch)を適用する場合においても、０のフィルタ係数に対応するデータに対しては重畳演算を行わないこととすれば、演算量を節減することが出来る。
【００３１】
Ｘ線ボケ補正フィルタＫkq(ch,row)は、図８に示す如きタングステン細線Ｗｗを格子状に張ったファントム３１または図９に示す如きタングステン微小球体Ｗｐを格子状に配置したファントム３２を用いて実測したデータの逆フィルタを基に求めることが出来る。
【００３２】
図３に戻り、ステップＳ５では、Ｘ線ボケ補正したデータＤ(ch,view,row)に対してヘリカル荷重（helical weight）等のＢＰ（Back Projection）係数を乗算する。
ステップＳ６では、ＢＰ係数を乗算したデータＤ(ch,view,row)’に対して再構成フィルタ重畳処理を行う。すなわち、フーリエ変換し、フィルタ（再構成関数）を掛け、逆フーリエ変換する。
ステップＳ７では、再構成フィルタ重畳処理したデータＤ(ch,view,row)”に対して、逆投影処理を行い、逆投影データを求める。
ステップＳ８では、逆投影データに対して後処理を行い、ＣＴ画像を得る。
【００３３】
上記Ｘ線ＣＴ装置１００によれば、マルチ検出器２４を用いて収集したデータＤｏ(ch,view,row)に対して好適にクロストーク補正およびＸ線ボケ補正を行うことが出来る。
【００３４】
−他の実施形態−
クロストーク補正（Ｓ３）またはＸ線ボケ補正（Ｓ４）を前処理（Ｓ２）の前や前処理（Ｓ２）の途中で行ってもよい。
また、逆投影処理は、２次元逆投影処理や３次元逆投影処理（コーンビーム再構成）でもよい。
【００３５】
【発明の効果】
本発明のデータ補正方法およびＸ線ＣＴ装置によれば、マルチ検出器を用いて収集したデータに対してチャネル方向および検出器列方向の両方向に対して好適にクロストーク補正およびＸ線ボケ補正を行うことが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。
【図２】Ｘ線管およびマルチ検出器を示す説明図である。
【図３】Ｘ線ＣＴ装置の動作を示すフロー図である。
【図４】クロストーク補正フィルタの例示図である。
【図５】マルチ検出器の構造を示す説明図である。
【図６】Ｘ線ボケ補正フィルタの例示図である。
【図７】Ｘ線ボケ補正フィルタの一例および記憶方法の説明図である。
【図８】タングステン細線を用いたファントムを示す説明図である。
【図９】タングステン微小球体を用いたファントムを示す説明図である。
【符号の説明】
１操作コンソール
３中央処理装置
２０走査ガントリ
２１Ｘ線管
２４マルチ検出器
３１，３２ファントム[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a data correction method and an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, and more specifically, a data correction method and an X-ray CT apparatus capable of suitably correcting data collected using a multi-detector. About.
[0002]
[Prior art]
In the conventional X-ray CT apparatus, X-ray blur correction is performed by superimposing the X-ray blur correction filter K (k) in the channel direction on the data Do (ch, view) before correction. That is,

Data D (ch, view) corrected by the above is obtained.
[0003]
Further, the crosstalk correction is performed by superimposing the crosstalk correction filter F (k) in the channel direction on the data Do (ch, view). That is,

[0004]
Related prior art is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-107183 and Japanese Patent Publication No. 4-30300.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
In recent years, an X-ray CT apparatus having a multi-detector having a large number of detector arrays has been developed.
X-ray blur correction can be performed by superimposing an X-ray blur correction filter K (k) on data collected by such an X-ray CT apparatus. In addition, crosstalk correction can be performed by superimposing the crosstalk correction filter F (k).
However, in the multi-detector, the X-ray detectors are arranged in a two-dimensional array in the channel direction and the detector row direction. I will enter. Further, only the crosstalk correction in the channel direction causes the influence of the crosstalk in the detector row direction.
Accordingly, an object of the present invention is to provide a data correction method and an X-ray CT apparatus that can suitably correct data collected using a multi-detector.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
In a first aspect, the present invention relates to data Do (() collected using a multi-detector by superimposing a two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in the channel direction and the detector row direction. A data correction method characterized by correcting ch, view, and row) is provided.
In the data correction method according to the first aspect, since the two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in the channel direction and the detector row direction is used, the X-ray blur in both the channel direction and the detector row direction is used. Can be suppressed.
[0007]
In a second aspect, the present invention provides the data correction method configured as described above, wherein the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is a filter having a value of 0 from the start or end in the channel direction corresponding to each detector row. There is provided a data correction method characterized by comprising a number M0 followed by a coefficient and a number M1 and a value of other filter coefficients.
In the data correction method according to the second aspect, the data amount can be reduced as compared with the case where all the filter coefficient values are held.
[0008]
In a third aspect, the present invention is characterized in that, in the data correction method having the above-described configuration, the superposition calculation is not performed on M0 pieces of data from the start or end in the channel direction corresponding to each detector row. A data correction method is provided.
In the data correction method according to the third aspect, the amount of calculation can be reduced as compared with the case where the values of all the filter coefficients are superimposed. Note that the superposition calculation is not performed because the filter coefficient has a value of 0, and the calculation result is not affected.
[0009]
In a fourth aspect, the present invention provides the data correction method having the above-described configuration, wherein the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is obtained using a phantom in which thin lines of a substance having a large X-ray absorption are stretched in a lattice pattern. A data correction method characterized by obtaining the above is provided.
In the data correction method according to the fourth aspect, the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) can be obtained by actual measurement.
[0010]
In a fifth aspect, the present invention provides the above-described data correction method, wherein the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is obtained by using a phantom in which microspheres of a substance having a large X-ray absorption are arranged in a lattice pattern. A data correction method characterized by obtaining the above is provided.
In the data correction method according to the fifth aspect, the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) can be obtained by actual measurement.
[0011]
In a sixth aspect, the present invention relates to data Do (ch collected using a multi-detector by superimposing a two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and the detector row direction. , view, row) is provided, and a data correction method is provided.
In the data correction method according to the sixth aspect, since the two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and the detector row direction is used, the influence of crosstalk in both the channel direction and the detector row direction. Can be suppressed.
[0012]
In a seventh aspect, the present invention provides the data correction method configured as described above, wherein the multi-detector collects at the center of the detector block when the multi-detector has a structure in which a plurality of detector blocks are connected in the channel direction. There is provided a data correction method characterized by sharing a crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for the processed data.
In a multi-detector having a structure in which a plurality of detector blocks in which a plurality of detector units are two-dimensionally arranged are arranged in the channel direction, the crosstalk characteristics can be considered to be the same in the detector unit located at the center of each detector block ( The similarity is great).
Therefore, in the data correction method according to the seventh aspect, the crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for data collected in units of detectors at the center of the detector block is shared. Thereby, the amount of data can be reduced.
[0013]
In an eighth aspect, the present invention collects data Do (ch, view, row) while relatively rotating an X-ray tube, a multi-detector, and at least one of the X-ray tube or multi-detector around an object to be imaged. Scanning means, and data correction means for superimposing a two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction on the data Do (ch, view, row) An X-ray CT apparatus is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect, the data correction method according to the first aspect can be suitably implemented.
[0014]
In a ninth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus having the above-described configuration, in which the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) has a value of 0 from the start or end in the channel direction corresponding to each detector row. There is provided an X-ray CT apparatus characterized by comprising a number M0 followed by filter coefficients and a number M1 and values of other filter coefficients.
In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, the data correction method according to the second aspect can be suitably implemented.
[0015]
In a tenth aspect, the present invention is characterized in that, in the X-ray CT apparatus configured as described above, a superposition operation is not performed on M0 data from the start or end in the channel direction corresponding to each detector array. An X-ray CT apparatus is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the tenth aspect, the data correction method according to the third aspect can be suitably implemented.
[0016]
In an eleventh aspect, the present invention collects data Do (ch, view, row) while relatively rotating an X-ray tube, a multi-detector, and at least one of the X-ray tube or multi-detector around an imaging target. Scanning means, and data correction means for superimposing the two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction on the data Do (ch, view, row). A featured X-ray CT apparatus is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect, the data correction method according to the sixth aspect can be suitably implemented.
[0017]
In a twelfth aspect, the present invention provides an X-ray CT apparatus having the above-described configuration, wherein the multi-detector has a structure in which a plurality of detector blocks are connected in the channel direction. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by sharing a crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for collected data.
In the X-ray CT apparatus according to the twelfth aspect, the data correction method according to the seventh aspect can be suitably implemented.
[0018]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
[0019]
FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.
[0020]
The operation console 1 includes an input device 2 that receives input from an operator, a central processing unit 3 that executes data correction processing according to the present invention, a data collection buffer 5 that collects data acquired by the scanning gantry 20, and a projection. A CRT 6 that displays a CT image reconstructed from data and a storage device 7 that stores programs, data, and X-ray CT images are provided.
[0021]
The imaging table 10 includes a cradle 12 on which a subject is placed and put in and out of a bore (cavity) of the scanning gantry 20. The cradle 12 is driven by a motor built in the imaging table 10.
[0022]
The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, an X-ray controller 22, a collimator 23, a multi-detector 24, a DAS (Data Acquisition System) 25, an X-ray tube 21 and the like around the body axis of the subject. A rotation controller 26 for rotation and a control interface 29 for exchanging control signals and the like with the operation console 1 and the imaging table 10 are provided.
[0023]
As shown in FIG. 2, the X-ray tube 21 and the multi-detector 24 rotate around the rotation center IC.
The multi-detector 24 has first to Jth detector rows, and each detector row has first to Ith channels. For example, J = 8 and I = 1000.
[0024]
FIG. 3 is a flowchart showing an operation flow of the X-ray CT apparatus 100.
In step S1, the data Do (ch, view) represented by the channel number ch, the view angle view, and the detector row number row while the scanning gantry 20 rotates the X-ray tube 21 and the multi-detector 24 around the object to be imaged. , row).
In step S2, preprocessing (offset correction, logarithmic conversion, X-ray dose correction, sensitivity correction) is performed on the data Do (ch, view, row).
[0025]
In step S3, crosstalk is performed by superimposing a two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction on the preprocessed data Do (ch, view, row). Make corrections. That is,

[0026]
FIG. 4 shows an example of the crosstalk correction filter Fkq (ch, row).
The crosstalk correction filter Fkq (ch, row) is a 3 × 3 matrix including nine filter coefficients F-1-1 to F11, and U = 1 and T = 1 in the above equation.
The coefficients F-1-1 to F11 of the crosstalk correction filter Fkq (ch, row) vary depending on (ch, row). However, as shown in FIG. 5, when the multi-detector 24 has a structure in which a plurality of detector blocks B1, B2,... Are connected in the channel direction, the center (hatching) of each detector block B1, B2,. If the crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for the data collected in (Part) is shared, the amount of data can be saved.
[0027]
Returning to FIG. 3, in step S4, a two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in the channel direction and the detector row direction is applied to the crosstalk-corrected data Do (ch, view, row) '. X-ray blur correction is performed by superimposing. That is,

[0028]
FIG. 6 shows an example of the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row).
This X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is a 5 × 5 matrix composed of 25 filter coefficients K-2-2 to K22, and W = 2 and V = 2 in the above equation. .
The coefficients K-2-2 to K22 of the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) vary depending on (ch, row).
[0029]
FIG. 7A shows another example of the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row).
The X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is a (2W + 1) × (2V + 1) matrix composed of a large number of filter coefficients Ckq. Since X-ray blur occurs in a circular area as indicated by a broken line, the value of the filter coefficient outside the circular area is a small value that can be regarded as 0 or 0.
Therefore, as shown in FIG. 7B, the X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is applied to the number M0 in which the filter coefficient of value 0 continues from the start end -W or the end W in the channel direction, It consists of the number of filter coefficients M1 and the value of the filter coefficient. Thereby, the amount of data can be saved.
In addition, the superimposition operation is not performed on the data D to be multiplied by M0 filter coefficients from the start end -W or the end end W in the channel direction. As a result, the amount of calculation can be reduced and the processing can be performed at high speed.
[0030]
Even when the one-dimensional X-ray blur correction filter K (ch) or the crosstalk correction filter F (ch) is applied, the superimposition calculation is not performed on the data corresponding to the filter coefficient of 0. For example, the amount of calculation can be saved.
[0031]
The X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) uses a phantom 31 in which tungsten thin wires Ww are stretched in a lattice shape as shown in FIG. 8 or a phantom 32 in which tungsten microspheres Wp are disposed in a lattice shape as shown in FIG. It can be obtained based on an inverse filter of actually measured data.
[0032]
Returning to FIG. 3, in step S5, the X-ray blur corrected data D (ch, view, row) is multiplied by a BP (Back Projection) coefficient such as a helical weight.
In step S6, reconstruction filter convolution processing is performed on the data D (ch, view, row) ′ multiplied by the BP coefficient. That is, Fourier transform is performed, a filter (reconstruction function) is applied, and inverse Fourier transform is performed.
In step S7, back projection processing is performed on the data D (ch, view, row) "subjected to reconstruction filter convolution processing to obtain back projection data.
In step S8, post-processing is performed on the backprojection data to obtain a CT image.
[0033]
According to the X-ray CT apparatus 100, crosstalk correction and X-ray blur correction can be suitably performed on data Do (ch, view, row) collected using the multi-detector 24.
[0034]
-Other embodiments-
Crosstalk correction (S3) or X-ray blur correction (S4) may be performed before pre-processing (S2) or in the middle of pre-processing (S2).
The back projection process may be a two-dimensional back projection process or a three-dimensional back projection process (cone beam reconstruction).
[0035]
【The invention's effect】
According to the data correction method and the X-ray CT apparatus of the present invention, crosstalk correction and X-ray blur correction are preferably performed in both the channel direction and the detector row direction on the data collected using the multi-detector. Can be done.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram showing an X-ray tube and a multi-detector.
FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT apparatus.
FIG. 4 is an exemplary diagram of a crosstalk correction filter.
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a structure of a multi-detector.
FIG. 6 is an exemplary diagram of an X-ray blur correction filter.
FIG. 7 is an explanatory diagram of an example of an X-ray blur correction filter and a storage method.
FIG. 8 is an explanatory diagram showing a phantom using tungsten fine wires.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a phantom using tungsten microspheres.
[Explanation of symbols]
1 Operation console 3 Central processing unit 20 Scanning gantry 21 X-ray tube 24 Multi-detectors 31, 32 Phantom

Claims

Data for correcting data Do (ch, view, row) collected using a multi-detector by performing a superimposition operation on a two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction. A correction method,
When the multi-detector has a structure in which a plurality of detector blocks are connected in the channel direction, the crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for the data collected at the center of the detector block is shared. A data correction method characterized by the above.

2. The data correction according to claim 1, wherein a two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in a channel direction and a detector row direction is superimposed on the data after the crosstalk correction. Method.

The X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) has a number M0 in which a filter coefficient of value 0 continues from the beginning or end in the channel direction corresponding to each detector row, and the number M1 and values of other filter coefficients. The data correction method according to claim 2, comprising:

4. The data correction method according to claim 3, wherein the X-ray blur correction filter convolution calculation is not performed on M0 data from the beginning or end in the channel direction corresponding to each detector row.

5. The X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) is obtained using a phantom in which thin lines of a substance having a large X-ray absorption are stretched in a lattice shape. The data correction method described.

An X-ray tube, a multi-detector, and scanning means for collecting data Do (ch, view, row) while relatively rotating at least one of the X-ray tube or the multi-detector around an imaging target;
Data correction means for superimposing a two-dimensional crosstalk correction filter Fkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction on the data Do (ch, view, row), wherein the data correction means When the multi-detector has a structure in which a plurality of detector blocks are connected in the channel direction, a data correction for sharing a crosstalk correction filter Fkq (ch, row) for data collected at the center of the detector block And an X-ray CT apparatus.

The data correction means applies a two-dimensional X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) in the channel direction and detector row direction to the data Do (ch, view, row) for the data after the crosstalk correction. The X-ray CT apparatus according to claim 6, wherein data correction is performed to superimpose on the X-ray CT.

The X-ray blur correction filter Kkq (ch, row) has a number M0 in which a filter coefficient of value 0 continues from the beginning or end in the channel direction corresponding to each detector row, and the number M1 and values of other filter coefficients. The X-ray CT apparatus according to claim 7, comprising:

The X-ray CT apparatus according to claim 8, wherein the X-ray blur correction filter is not subjected to a superimposition operation on M0 data from the beginning or end in the channel direction corresponding to each detector row.