JP4397513B2

JP4397513B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP4397513B2
Application number: JP2000254921A
Authority: JP
Inventors: 昌也熊▲崎▼
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-08-25
Filing date: 2000-08-25
Publication date: 2010-01-13
Anticipated expiration: 2020-08-25
Also published as: JP2002078704A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ＣＴ装置に関し、更に詳しくは、Ｘ線管と平行スリット板からなるコリメータとを含むＸ線源が、被検体を挟んでＸ線検出器アレイと対向し、Ｘ線検出器アレイの検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
この種のＸ線ＣＴ装置では、コリメータ通過後のＸ線ファンビームの線路長（各検出チャネルに至るまでの距離）がＸ線検出器アレイの各検出チャネル毎に異なるため、特にＸ線焦点がその中心位置から体軸方向にオフセットしている場合には、アーチファクトの原因となる。以下、詳細に説明する。
【０００３】
【従来の技術】
図１４〜図１６は従来技術を説明する図（１）〜（３）で、図１４は従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線撮影系（走査ガントリ）の要部構成を示している。図１４（Ａ）は走査ガントリを背後から見た場合の正面図、図１４（Ｂ）はその右側面図、図１４（Ｃ）は上面図である。なお、（ｘ，ｙ，ｚ）は走査ガントリに固定された直交座標系である。
【０００４】
図において、４０は回転陽極型のＸ線管、４０ａはその回転陽極、ＦはＸ線の焦点、５０はＸ線の曝射範囲（主に体軸ＣＬｂ方向）を制限するコリメータ、１００は被検体、２０は被検体１００を載せて体軸方向に移動させる撮影テーブル、７０は多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出器（検出チャネル）が円弧状の２列（Ａ，Ｂ）に配列されているＸ線検出器アレイである。
【０００５】
図１４（Ａ）において、Ｘ線管４０と平行スリット板からなるコリメータ５０とを含むＸ線源が、被検体１００を挟んでＸ線検出器アレイ７０と対向し、Ｘ線検出器アレイ７０の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成する。このＸ線検出器アレイ７０は、検出チャネル１〜ｎ及び端部のレファレンスチャネルＲ_efを備え、各検出器１〜ｎ，Ｒ_efは焦点Ｆを中心とする半径Ｒの円弧上に配列されている。そして、操作ガントリは被検体１００お体軸ＣＬｂを中心として回転する。
【０００６】
係る構成では、焦点Ｆから射出したＸ線は、コリメータ５０で制限されてＸ線ファンビームＸＬＦＢとなり、被検体１００を透過して対向するＸ線検出器アレイ７０に一斉に入射する。しかるに、コリメータ５０はスリット幅ｗの平行板スリットから成るため、ここを通過したＸ線ファンビームＸＬＦＢは、各Ｘ線検出器１〜ｎ，Ｒ_efに至るまでの距離が検出チャネル毎に異なる。この状態を図１５で説明する。
【０００７】
図１５は上記図１４（Ａ）の右半分を示している。中心部の検出チャネルｊにおいて、焦点Ｆからコリメータ５０までの距離をｒ、コリメータ５０から検出チャネルｊまでの距離をＬとすると、Ｌ＝Ｒ−ｒの関係がある。この中心部から任意角度θだけ離れたところでは、ｒ'ｃｏｓθ＝ｒの関係があるから、ｒ’＝ｒ／ｃｏｓθの関係にあり、よって、焦点Ｆからコリメータ５０までの距離ｒ’は角度θの増加と共に長くなる。一方，Ｌ’＝Ｒ−ｒ’の関係より、コリメータ５０から任意検出チャネルまでの距離Ｌ’は角度θの増加と共に短くなる。この距離Ｌ’を所定角度毎にθ＝３０°までプロットとすると曲線Ｃのような関係が得られる。
【０００８】
図１４（Ｂ）に戻り、中央部の検出チャネルｊの距離Ｌと、端部のレファレンスチャネルＲ_efの距離Ｌ’との間にはＬ＞Ｌ’の関係がある。従って、今、レファレンスチャネルＲ_efにおける検出列Ａ，Ｂの各検出出力（ビーム厚）が等しくなるようにコリメータ５０のスリット幅ｗを調節したとすると、中央の検出チャネルｉ，ｊではＸ線ファンビームが斜めの方向により長い距離Ｌを走る結果、検出チャネルｉ，ｊにおけるビーム幅（厚）はレファレンスチャネルＲ_efにおけるものよりも広がってしまう。この状態を図１４（Ｃ）に示す。
【０００９】
図１４（Ｃ）において、曲線Ｐa▲１▼，Ｐb▲１▼は焦点Ｆが基準位置ｚ₀にある場合のＸ線ファンビームの照射パターンを示しており、レファレンスチャネルＲ_efにおけるビーム幅よりも中央の検出チャネルｉ，ｊにおけるビーム幅の方が広くなっている。このため、レファレンスチャネルＲ_efにおける検出出力（検出電流）よりも中央の検出チャネルｉ，ｊにおける検出出力の方が大きくなる傾向にある。
【００１０】
従来は、このようなＸ線照射幅の相違により生じる検出出力の歪みを所謂チャネル間感度補正処理により補正していた。挿入図（ｃ）にチャネル間感度補正の処理イメージを示す。図において、横軸は検出チャネル、縦軸は投影データ（積分・Ａ／Ｄ変換後の出力ＣＯＵＮＴ）である。焦点Ｆが基準位置ｚ₀にある時の検出列Ａの投影データｇa▲１▼'は、チャネル間感度補正により、均一な出力の投影データｇa▲１▼に補正されていた。検出列Ｂについても同様である。
【００１１】
しかるに、図１４（Ｂ）において、実際のスキャン時における焦点Ｆは、Ｘ線管４０の動作温度Ｔ及び他の様々なスキャンパラメータ｛走査ガントリのチルト角，その回転速度（スキャン時間），焦点Ｆの大／小等｝により、その位置が基準位置ｚ₀から±ｚ_OFの方向に変位することが知られており、これによってＸ線検出器アレイ７０への線照射状態が変化する。
【００１２】
この点、従来は、例えば焦点Ｆが−ｚ_OFの側に変位したとすると、これに応じてコリメータ５０のスリット位置を−ｚ_OFの側に移動することで、検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出力が一定かつ等しくなるように制御していた。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし，上記コリメータ５０を−ｚ_OFの側に移動すると、検出列Ｂの側ではより真上の方向からＸ線ファンビームを受けることになるが、検出列Ａの側ではより斜めの方向からＸ線ファンビームを受けることになるため、検出列Ａ，Ｂにおける線照射パターンの相違が顕在化する。これを図１４（Ｃ）で具体的に説明する。
【００１４】
図１４（Ｃ）において、今、焦点Ｆが中心のＦ▲１▼からＦ▲２▼の方向に変位すると、Ｘ線検出器アレイ７０に対する照射パターンは図の（Ｐa▲１▼，Ｐb▲１▼）から（Ｐa▲２▼，Ｐb▲２▼）の方向に変化するため、特に検出列Ａにおいては、レファレンスチャネルＲ_efにおけるビュー毎の検出出力が一定となるように制御しているにも関わらず、中央部の検出チャネルｉ，ｊにおける検出出力（投影データｇa▲２▼）が相対的に大きく表れることとなり、これが検出列ＡのＣＴ断層像に悪影響を及ぼしていた。
【００１５】
また検出列Ａ，Ｂ間においては、各レファレンスチャネルＲ_efの検出出力が等しくなるように制御しているにも関わらず、特に中央部の検出チャネルｉ，ｊでは検出列Ａの検出出力が検出列Ｂの検出出力よりも大きくなるため、これが検出列Ａ，ＢのＣＴ断層像を不均一にしていた。なお、焦点Ｆが＋ｚ_OFの側に移動した場合はこの逆である。
【００１６】
図１６（Ａ）は焦点Ｆが−ｚ_OFの側に移動した場合のＣＴ断層像の２次元表示例を示しており、被検体１００のスライス順にＣＴ断層像＃１〜＃３が並んでいる。このうちの、Ａ−１，Ａ−２は検出列Ａにつき再構成したＣＴ断層像、Ｂ−１は検出列Ｂにつき再構成したＣＴ断層像である。上記レファレンスチャネルＲ_efへの入射Ｘ線量が変わらないように制御しても、検出列Ａでは中心部の入射Ｘ線量が相対的に大きくなり、そのＣＴ断層像ではＣＴ値がＡｉｒ側に近づく。一方、検出列Ｂでは、逆に、ＣＴ値がＡｉｒから遠ざかる。
【００１７】
図１６（Ｂ）は同状態における３次元断面表示例を示しており、上記同様の理由で各検出列ＡのＣＴ値がＡｉｒ側に近づくように表れている。
【００１８】
このように、上記従来方式では、焦点Ｆの移動に応じてそのＣＴ断層像に不均一が生じるばかりか、被検体１００の組織（ＣＴ値）を誤って判定する恐れもあり、Ｘ線ＣＴ医療に少なからず悪影響を与えていた。この問題は産業用Ｘ線ＣＴ装置についても同様である。
【００１９】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、Ｘ線の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（１）のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管４０と平行スリット板からなるコリメータ５０とを含むＸ線源が、被検体１００を挟んでＸ線検出器アレイ７０と対向し、Ｘ線検出器アレイ７０の検出信号に基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向にＸ線撮影系１を調整する調整手段２と、被検体スキャン時の焦点Ｆの移動量を検出し、メモリに蓄積する検出手段３と、Ｘ線ＣＴ断層像再構成時のＣＴ値を前記保持した焦点の移動量に応じた補正データで補正する補正手段５とを備えるものである。
【００２１】
本発明（１）によれば、Ｘ線ＣＴ断層像再構成時のＣＴ値を、被検体スキャン時の焦点の移動量に応じたＣＴ値の補正データで補正する構成により、Ｘ線の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られる。
【００２２】
なお、調整手段２は焦点Ｆの移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向にコリメータ５０及び又はＸ線検出器アレイ７０を調整する。またＸ線検出器アレイ７０としてはその検出列が１列又は２列以上のものに適用できる。
【００２３】
また本発明（２）のＸ線ＣＴ装置は、上記前提となるＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向にＸ線撮影系１を調整する調整手段２と、被検体スキャン時の焦点の移動量を検出する検出手段３と、被検体のスキャンにより得られた投影データを前記検出した焦点の移動量に応じた補正データで補正する補正手段４とを備えるものである。
【００２４】
本発明（２）によれば、被検体のスキャンにより得られた投影データを、被検体スキャン時の焦点の移動量に応じた投影データの補正データで補正する構成により、Ｘ線の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られる。
【００２５】
なお、調整手段２は焦点Ｆの移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向にコリメータ５０及び又はＸ線検出器アレイ７０を調整する。またＸ線検出器アレイ７０としてはその検出列が１列又は２列以上のものに適用できる。
【００２６】
好ましくは本発明（３）においては、上記本発明（１）又は（２）において、検出手段３は、調整手段２の調整量に基づき焦点の移動量を検出する。
【００２７】
従って、Ｘ線焦点Ｆの移動につき、別段の移動量検出段を設けなくても、調整手段２のＸ線撮影系１に対する調整量から焦点Ｆの移動量を有効に検出できる。
【００２８】
また好ましくは本発明（４）においては、上記本発明（１）又は（２）において、検出手段３は、Ｘ線管４０の蓄熱／冷却特性と所定のスキャンパラメータとに基づき焦点Ｆの移動量を推定する。
【００２９】
従って、Ｘ線焦点Ｆの移動につき、別段の移動量検出段を設けなくても、本装置の運用下におけるＸ線管４０の蓄熱／冷却特性と所定のスキャンパラメータとに基づき焦点Ｆの移動量をリアルタイムに有効に推定（検出）できる。
【００３０】
また好ましくは本発明（５）においては、上記本発明（１）において、補正データは、予めＣＴ値の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、焦点Ｆの移動量対応にＣＴ断層像を再構成すると共に、基準となるＣＴ値からの相違に基づき作成されたものである。
【００３１】
ＣＴ値の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、そのＣＴ断層像を焦点Ｆの移動量対応に再構成すれば、焦点Ｆの移動量対応のＣＴ値補正データを容易にかつ正確に得られる。
【００３２】
また好ましくは本発明（６）においては、上記本発明（２）において、補正データは、予め線減弱係数の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、焦点Ｆの移動量対応に投影データを収集すると共に、基準となる投影データからの相違に基づき作成されたものである。
【００３３】
線減弱係数の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、その投影データを焦点Ｆの移動量対応に基準となる投影データと比較をすれば、焦点Ｆの移動量対応の投影データの補正データを容易にかつ正確に得られる。
【００３４】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
【００３５】
図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で、図において、１０はユーザが操作する操作コンソール部、２０は撮影テーブル、３０はＸ線ファンビームＸＬＦＢにより被検体１００のアキシャル／ヘリカル等によるスキャン・読取を行う走査ガントリである。なお、走査ガントリ３０に固定された直交座標系を（ｘ，ｙ，ｚ）で示す。
【００３６】
走査ガントリ３０において、４０は回転陽極型のＸ線管、４０ａはその回転陽極、ＦはＸ線の焦点、４１はＸ線管４０の管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，曝射時間Ｓｅｃ等を制御するＸ線制御部、５０はコリメータ、５１はコリメータ５０の体軸方向の平行移動ｐ及びその開口幅（被検体のスライス厚に対応）ｗの制御を行うコリメータ制御部、７０は例えば検出列Ａ，Ｂを有するＸ線検出器アレイ、８０はＸ線検出器アレイ７０の各列の検出出力に基づき、投影データを生成し、収集するデータ収集部（ＤＡＳ）、６０は走査ガントリ３０を体軸ＣＬｂの回りに回転させる回転制御部、６１はＸ線撮像系の傾き（チルト）角を制御するチルト制御部である。
【００３７】
操作コンソール部１０において、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像再構成処理，本発明に係るＣＴ値／投影データの補正処理等）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲＡＭ，ＲＯＭ等からなる主メモリ（ＭＭ）、１２はキーボードやマウス等を含む入力装置、１３はＣＲＴ等による表示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ３０及び撮影テーブル２０との間で各種制御信号ＣＳやモニタ信号ＭＳのやり取りを行う制御インタフェース、１５はデータ収集部８０からの投影データｇ（Ｘ，θ）を一時的に蓄積するデータ収集バッファ、１６は、被検体１００の投影データｇ（Ｘ，θ）、並びにＸ線ＣＴ装置の運用に必要な各種アプリケーションプログラムやデータ等を記憶する二次記憶装置（ハードディスク装置等）である。
【００３８】
係る構成により、Ｘ線管４０からのファンビームＸＬＦＢは被検体１００を透過してＸ線検出器アレイ７０の各検出列Ａ，Ｂに一斉に入射する。データ収集部８０は各検出列Ａ，Ｂに係る投影データｇa（Ｘ，θ），ｇb（Ｘ，θ）を生成・収集してデータ収集バッファ１５に格納する。更に、走査ガントリ３０が僅かに回転した各ビューで上記同様の投影を行い、こうして走査ガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積する。更に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル２０を被検体１００の体軸方向に間欠的／連続的に移動させ、こうして被検体１００の所要撮像領域についての全投影データを収集・蓄積する。そして、ＣＰＵ１１ａは得られた全投影データに基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成し、これらを表示装置１３に表示する。
【００３９】
図３は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処理のフローチャートで
ある。撮影テーブル２０の先端部に大きな径の円筒形のＣＴ値校正用ファントム（例えば水ファントム）をセットし、この撮影処理に入る。
【００４０】
ステップＳ１１ではスキャンパラメータを設定する。スキャンタイプは例えばアキシャルスキャンとする。このアキシャルスキャンは、好ましくは、焦点Ｆの最大変位が得られる範囲内で行う。焦点ＦはＸ線管４０の動作温度Ｔにより変位するので、Ｘ線管４０が冷えた状態（使用温度の下限）でスキャンを開始し、所定の上限温度となる時点でスキャンを停止する。この場合に、Ｘ線管４０の動作温度Ｔは、管電圧ｋＶ，管電流ｍＡが決まると曝射時間ｔの関数として計算可能であるから、この上限温度より曝射時間ｔが求まる。なお、必要ならＸ線管４０に動作温度Ｔを測定するための温度センサを設けても良い。また、焦点Ｆは走査ガントリのチルト角，回転速度（スキャン時間に対応），焦点Ｆの大／小等によっても変位するので、必要なら、上記動作温度Ｔに加え、焦点Ｆの変位が最大となるような組み合わせを採用する。
【００４１】
ステップＳ１２では確認「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンの入力を待ち、やがて、「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンが入力されると、ステップＳ１３ではスキャンを開始する。
【００４２】
ステップＳ１４では焦点Ｆの変位量に応じて検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出力が所定の一定値となるようにコリメータ５０の位置ｐ及び開口幅ｗを制御する。なお、開口幅ｗはスキャンパラメータで設定された被検体（ここでは水ファントム）のスライス厚に対応する。ステップＳ１５では焦点Ｆの変位量を検出し、メモリ１１ｂに蓄積する。焦点Ｆの変位量は、例えば上記コリメータ５０に対する制御量（移動量）から幾何学的に逆算できる。ステップＳ１６ではファントムのビュースキャンを行い、ステップＳ１７ではその投影データｇa（Ｘ，θ），ｇb（Ｘ，θ）を収集し、最終的にはこれらをディスク１６に蓄積する。ステップＳ１８ではスキャン完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ１４に戻る。
【００４３】
こうして、やがてスキャン完了すると、ステップＳ１９では投影データの補正処理（公知のレファレンス補正，チャネル間感度補正等）を行う。このチャネル間感度補正には、各検出素子間の感度バラツキの補正、及び上記図１４（ｃ）につき述べた、Ｘ線焦点Ｆがその基準位置ｚ₀にある時のチャネル間感度補正が含まれる。ステップＳ２０では全投影データに対するフィルタ及び逆投影処理により水ファントムの断層像を再構成し、ステップＳ２１では各再構成画素を対応するＣＴ値に変換する。因みに、得られた各ＣＴ値は、もし装置が正しくキャリブレーションされ、かつ焦点Ｆが基準位置ｚ₀にあれば、各ＣＴ値＝０（水のＣＴ数）のはずである。
【００４４】
しかし、実際には上記様々な撮影環境の変化により焦点Ｆが変位し、これに応じてＸ線検出器アレイ７０への線照射パターンが変化するため、常にＣＴ値＝０となるとは限らない。ステップＳ２２では上記蓄積した焦点Ｆの各変位量と得られたＣＴ値とに基づきＣＴ値の補正データを求める。
【００４５】
図４は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処理のイメージ図で、図４（Ａ）は一般的な線減弱係数μとＣＴ値（ＣＴ数）の関係を示している。ある組織ｔのＣＴ値（ＣＴ）_tは、水ｗと組織ｔの線減弱係数を夫々μ_w，μ_tとするときに、（１）式により与えられる。
【００４６】
【数１】

【００４７】
空気の線減弱係数μ_air≒０であるので、空気のＣＴ値は−１０００となり、水のＣＴ値は０（基準）となる。また骨の線減弱係数μ_b≒２μ_wと考えると、骨のＣＴ値は略１０００となる。
【００４８】
図４（Ｂ）は上記図１４（Ｃ）で述べたと同様のＸ線照射パターンを示している。焦点Ｆが基準位置ｚ₀のＦ▲１▼にあるとすると、検出列Ａ，Ｂへの照射パターンはＰa▲１▼，Ｐb▲１▼となる。この状態における入射Ｘ線量（即ち、上記チャネル間感度補正後の投影データ）を基準として、Ａｉｒ及び水の各ＣＴ値を夫々−１０００，０と定めている。
【００４９】
一方、今、例えば焦点Ｆが上記Ｆ▲１▼から−ｚ_OF方向のＦ▲２▼に変位したとすると、検出列Ａへの照射パターンはＰa▲１▼からＰa▲２▼に変化し、かつ検出列Ｂへの照射パターンはＰb▲１▼からＰb▲２▼に変化する。この状態では、検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efへの入射Ｘ線量が変化しないように制御していても、検出列Ａ側では中央部における入射Ｘ線量が上記基準量よりも大きくなるため、そのＣＴ値はＡｉｒ側に近づく。また、検出列Ｂ側では逆に中央部における入射Ｘ線量が上記基準量よりも小さくなるため、そのＣＴ値はＡｉｒから遠ざかる。以下、係る状態の検出列Ａに対するＣＴ値補正データの生成イメージを具体的に説明する。
【００５０】
図４（Ｃ）は検出列ＡにおけるＣＴ値補正データ生成処理のイメージ図である。今、基準となる水ファントムをアキシャルスキャンした際に、焦点ＦがＦ▲２▼に変位していたため、そのＣＴ断層像Ｃa▲２▼'が再構成されたとする。このＣＴ断層像Ｃa▲２▼'は、中央部におけるＣＴ値が相対的に小さくなっており、即ち、Ａｉｒ側に近づいている。係るＣＴ断層像Ｃa▲２▼'の歪みを２次元（平面）的に補正し、全体として本来あるべきフラットな水ファントムのＣＴ断層像Ｃa▲２▼を得るための補正データは図のＨa▲２▼である。この補正データＨa▲２▼は、上記再構成されたＣＴ断層像Ｃa▲２▼'のＸＹ平面上における各ＣＴ値につき、基準ＣＴ値（＝０）との差分を画素対応に求めることにより容易に得られる。この場合に、必要なら、符号を反転する。なお、図示しないが、検出列Ｂに対するＣＴ値補正データの生成イメージも同様である。
【００５１】
こうして、予め、係るＣＴ値補正データを焦点Ｆの各変位量対応に１又は２以上生成しておき、これらをメモリ１１ｂに格納することにより、被検体１００のＸ線ＣＴ撮影の際には焦点Ｆの変位によらず、常に正しいＣＴ値に変換可能となる。以下、これを説明する。
【００５２】
図５は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正撮影処理のフローチャートである。撮影テーブル２０に被検体（患者）１００を載置し、この撮影処理に入る。ステップＳ３１ではスキャンパラメータ（アキシャル／ヘリカルスキャン，管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，被検体のスライス厚、スライス位置、スライス枚数等）を設定する。ステップＳ３２では確認「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンの入力を待ち、やがて、「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンが入力されると、ステップＳ３３ではスキャンを開始する。
【００５３】
ステップＳ３４では焦点Ｆの変位量に応じて検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出力が所定の一定値となるようにコリメータ５０の位置ｐ及び開口幅ｗを制御する。この開口幅ｗはスキャンパラメータで設定された被検体１００のスライス厚に対応する。ステップＳ３５では焦点Ｆの変位量を検出し、メモリ１１ｂに蓄積する。焦点Ｆの変位量は、上記コリメータ５０に対する制御量（移動量）から幾何学的に逆算できる。ステップＳ３６では被検体１００のビュースキャンを行い、ステップＳ３７ではその投影データｇa（Ｘ，θ），ｇb（Ｘ，θ）を収集し、最終的にはディスク１６に蓄積する。ステップＳ３８ではスキャン完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ３４に戻る。
【００５４】
こうして、やがてスキャン完了すると、ステップＳ３９では投影データの補正処理（公知のレファレンス補正，チャネル間感度補正等）を行う。ステップＳ４０では蓄積した全投影データに対するフィルタ及び逆投影処理により被検体１００のＸ線断層像を再構成する。ステップＳ４１では再構成画像上の各画素を対応するＣＴ値に変換すると共に、該ＣＴ値を焦点Ｆの移動量対応の補正データで補正する。この補正は検出列Ａ，Ｂの各再構成画像につき夫々に行う。ステップＳ４２では得られたＸ線ＣＴ断層像を表示装置１３に表示する。
【００５５】
図６は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正処理のイメージ図で、図６（Ａ）は頭部撮影時のＸ線ＣＴ値補正処理の一例を示している。図において、被検体１００のスライス順にＣＴ断層像＃１，＃２が描かれており、このうちの、（Ａ−１）は検出列Ａの投影データにつき再構成したＣＴ断層像、（Ｂ−１）は検出列Ｂの投影データにつき再構成したＣＴ断層像である。
【００５６】
図６（Ａ）−（ａ）において、今、検出列ＡにつきＣＴ断層像Ｃa▲２▼'が再構成されたとすると、その撮影時に蓄積された焦点Ｆの移動量Ｆ▲２▼（例えばガントリ１回転分を代表する値又はガントリ１回転分の移動量平均値等）に基づき同図（ｂ）のＣＴ値補正データＨa▲２▼が読み出され、補正される。これにより、同図（ｃ）に示す如く、補正後の正しいＣＴ断層像Ｃa▲２▼が得られる。
【００５７】
また図６（Ａ）−（d）において、今、検出列ＢにつきＣＴ断層像Ｃb▲２▼'が再構成されたとすると、その撮影時に蓄積された焦点Ｆの移動量Ｆ▲２▼に基づき同図（ｅ）のＣＴ値補正データＨb▲２▼が読み出され、補正される。これにより、同図（ｆ）に示す如く、補正後の正しいＣＴ断層像Ｃb▲２▼が得られる。なお、上記一例のＣＴ値補正データの態様を示したが、これに限らない。
【００５８】
図６（Ｂ）はＸ線ＣＴ値補正データの他の態様を示している。図６（Ｂ）−（ａ）は検出列Ａに対応するものであり、このＣＴ値補正データＨa▲２▼は、その中央部における補正値が正側の一定値（例えば平円盤形）となっている。また図６（Ｂ）−（ｂ）は検出列Ｂに対応するものであり、このＣＴ値補正データＨb▲２▼は、その中央部における補正値が負側の一定値（例えば平円盤形）となっている。
【００５９】
このような形の補正データは、そのデータ構造が単純であるため、上記のように高価なメモリ（ＲＡＭ）を使用するまでも無く、例えば、補正処理の中心座標とその半径の情報とから円（又は楕円等）の演算により容易（リアルタイム）に生成できる。また、例えば頭部のように被検対象が比較的小さい場合には、その画像再構成領域内で生じるＣＴ値の歪成分も小さいから、よって上記のような平円盤形の補正データでも十分な補正精度が得られる。なお、精度を上げたいなら、このような平円盤形の補正データを複数枚重ねて補正しても良い。
【００６０】
ところで、以上は焦点Ｆの変位によるＣＴ断層像の歪み（アーチファクト）をＣＴ値補正データを使用して補正する場合を述べたが、これに限らない。それ以前の、例えば投影データを補正することによってもＣＴ断層像の歪みを有効に補正可能である．以下、これを説明する。
【００６１】
図７は実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処理のフローチャートで
ある。撮影テーブル２０の先端部に大きな径の円筒形の線減弱係数校正用ファントム（例えば水ファントム）をセットし、この撮影処理に入る。なお、上記図３と同様の処理には同一のステップ番号を付して説明を省略する。
【００６２】
ここでは基準となる水ファントムをスキャンする結果、その一定の線減弱係数に対応する投影データは一定のはずである。しかし、実際には焦点Ｆの変位に応じてＸ線検出器アレイ７０への線照射パターンが変化するため、各検出チャネルの投影データが常に一定になるとは限らない。そこで、ステップＳ２２’では上記ステップＳ１５で蓄積した焦点Ｆの各変位量とその際に得られた投影データとに基づき投影データの補正データを求める。
【００６３】
図８は実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処理のイメージ図で、図８（Ａ）は上記図１４（Ｃ）と同様の線照射パターンを示している。
【００６４】
図８（Ｂ）は検出列Ａにおける投影データの補正特性を示している。今、線照射パターンＰa▲２▼に対応する投影データのチャネル出力特性がｇa▲２▼'であるとすると、この歪みを相殺し、本来あるべきフラットな投影データｇa▲２▼を得るための補正データはｈa▲２▼となる。なお、図は水ファントムの線減弱係数μ_wに対応する投影データの出力レベルを０に正規化して表している。
【００６５】
図８（Ｃ）は検出列Ｂにおける投影データの補正特性を示している。上記同様にして、線照射パターンＰb▲２▼に対応する投影データのチャネル出力特性がｇb▲２▼’であるとすると、この歪みを相殺し、本来あるべきフラットな投影データｇb▲２▼を得るための補正データはｈb▲２▼となる。
【００６６】
予め、係る投影データの補正データを焦点Ｆの各変位量対応に求め、これらをメモリ１１ｂに格納することにより、被検体１００のＸ線ＣＴ撮影時には焦点Ｆの変位によらず、最終的には常に正しいＣＴ値に変換可能となる。以下、これを説明する。
【００６７】
図９は実施の形態によるＸ線投影データ補正撮影処理のフローチャートである。撮影テーブル２０に被検体（患者）１００を載置し、この撮影処理に入る。なお、上記図５と同一の処理には同一のステップ番号を付して説明を省略する。
【００６８】
ステップＳ３９’では投影データの通常の補正処理（公知のレファレンス補正，チャネル間感度補正等）を行うと共に、該投影データをそのスキャン時における焦点Ｆの移動量対応の補正データで補正する。またステップＳ４１’では再構成画像上の各画素を対応するＣＴ値に変換する。この実施の形態では、上記ステップＳ３９’の処理で予め投影データが正しく補正されているため、このステップＳ４１’では再構成画像の各画素を対応するＣＴ値に変換するだけで、正しいＸ線ＣＴ断層像が得られる。
【００６９】
図１０は実施の形態によるＸ線投影データ補正処理のイメージ図である。図１０（Ａ）は被検体の投影（スキャン）時のイメージ図であり、ここでは焦点Ｆが−ｚ_OFの側に移動したことにより、各ビューの投影データｇa'（Ｘ，θ_i），ｇa'（Ｘ，θ_j）等は、その中心部の検出レベルが本来のレベルよりも大きく（Ａｉｒ側に近づいて）表れている。
【００７０】
図１０（Ｂ）は逆投影（再構成）時のイメージ図であり、ここでは、上記各ビューの投影データｇa'（Ｘ，θ_i），ｇa'（Ｘ，θ_j）等を焦点Ｆの移動量対応の補正データｈa▲２▼等で補正したことにより、補正後の投影データｇa（Ｘ，θ_i），ｇa（Ｘ，θ_j）等は、夫々に本来の正しい出力レベルになっている。従って、これらを逆投影することで、正しいＸ線ＣＴ断層像が得られる。また、このように投影データの補正の場合は、各ビュー毎の焦点移動を、夫々について補正可能である。
【００７１】
なお、上記は焦点Ｆの移動に対し、コリメータ５０を移動制御する場合を述べたが、これに限らない。図１１は焦点Ｆの移動に対し、Ｘ線検出器アレイ７０を移動制御する場合のイメージ図である。図において、例えば焦点Ｆが−ｚ_OFの側に変位したとすると、これに応じてＸ線検出器アレイ７０を＋ｚ_OFの側に移動することで、検出列Ａ，Ｂの各Ｒ_efの検出出力が等しくなるようにＸ線撮影系を制御できる。この場合も、Ｘ線ファンビームは、焦点Ｆが移動すると、Ｘ線検出器アレイ７０にz軸方向の斜めから照射されることになるため、上記コリメータ５０を制御する場合と同様の問題が生じる。そこで、このようなＸ線撮影系に対しても、上記コリメータ制御方式で述べたと同様のＣＴ値又は投影データの補正処理を適用できる。
【００７２】
また、上記は焦点Ｆの移動量を、コリメータ５０及び又はＸ線検出器アレイ７０に対する制御量から幾何構造的に逆算する場合を述べたが、これに限らない。焦点Ｆの移動量はＸ線管４０の蓄熱／冷却特性と所定のスキャンパラメータとに基づきリアルタイムに推定（演算）可能であり、以下、この場合を説明する。
【００７３】
図１２，図１３は実施の形態による焦点移動の予測処理を説明する図（１），（２）で、図１２（Ａ）は実スキャンに伴うＸ線管（陽極）温度Ｔの推移を示している。図において、横軸は時刻ｔ、縦軸はＸ線管４０の蓄積温度Ｔである。今、時刻ｔ₀で前回のスキャンが終了し、その後はＸ線管温度Ｔが所定の冷却カーブで徐々に低下している。次に時刻ｔ₁で次のスキャンを開始したとすると、Ｘ線管４０はその際の投入電力Ｐ₁により加熱され、開始時刻ｔ₁における温度Ｔ₁から終了時刻ｔ₂における温度Ｔ₂にまで上昇する。又は上記に代えて、時刻ｔ₃で次のスキャンを開始した場合は温度Ｔ₄にまで上昇する。本実施の形態では図１２（Ａ）の蓄熱／冷却曲線に従う演算により、Ｘ線管４０の温度Ｔを時々刻々と推定する。
【００７４】
この温度Ｔに所定のスキャンパラメータを含めた焦点Ｆの基準位置ｚ₀からの移動距離ｚは（２）式により与えられる。
【００７５】
【数２】

【００７６】
ここで、
ｋ，ａ，ｂ，ｃ，ｄ：定数
Ｔ：Ｘ線管の温度(但し、使用温度範囲の百分率）
Ｔ１：温度範囲の上限（例えば９０％）
Ｔ２：温度範囲の下限（例えば１０％）
Ｕ：チルト角度
Ｕ１：チルト角度の＋方向の上限（例えば３０°）
Ｕ２：チルト角度の−方向の上限（例えば３０°）
Ｖ：スキャン時間
Ｖ１：最長スキャン時間（例えば３秒）
Ｖ２：最短スキャン時間（例えば０．８秒）
Ｗ：焦点の大小（大＝１，小＝０）
である。
【００７７】
図１２（Ｂ）〜（Ｅ）は上記（２）式の移動距離ｚに対する各変動要因の寄与分を示している。図１２（Ｂ）は温度Ｔの寄与分、図１２（Ｃ）はチルト角Ｕの寄与分、図１２（Ｄ）はスキャン時間Ｖの寄与分、そして、図１２（Ｅ）は焦点サイズＷの寄与分を夫々グラフ化したものである。但し、各グラフは上記（２）式における各｛｝内の値をグラフ化したもので、これに各寄与分に応じた定数ａ，ｂ，ｃ，ｄが掛けられる。また図１２（Ｂ）〜（Ｅ）の各特性は全て右上がりで示されているが、走査ガントリ３０の構造によっては、ある特性が右下がり態様で寄与する場合もあり得る。
【００７８】
図１３に定数ｋ，ａ，ｂ，ｃ，ｄを決めるためのスキャン条件を示す。但し、Ｘ線撮影系をコリメータ制御で調整する場合である。まず条件１でアキシャルスキャンを行い、その際の自動調整作用により得られたコリメータ５０の移動距離Ｚ１を取得する。次に条件２でアキシャルスキャンを行い、上記同様にして得られたコリメータ５０の移動距離Ｚ２を取得する。この条件１，２間ではチルト角Ｕのみが変化している。次に条件３でアキシャルスキャンを行い、その際のコリメータ５０の移動距離Ｚ３を取得する。この条件２，３間では焦点Ｆの大きさＷのみが変化している。更に、スキャン時間Ｖ、Ｘ線管４０の温度Ｔのみを夫々変化させた状態で、第４，第５のアキシャルスキャンを行い、その際のコリメータ５０の移動距離Ｚ４，Ｚ５を夫々取得する。
【００７９】
こうして条件１〜５の全スキャンを完了すると、コリメータ５０の各移動距離Ｚ１〜Ｚ５から本装置の幾何学的構造（寸法）情報に基づき、同じ条件１〜５下でスキャンした場合におけるＸ線焦点Ｆの移動距離ｚ１〜ｚ５を逆算できる。そして、上記（２）式につき、チルト角Ｕ、焦点Ｆの大きさＷ、スキャン時間Ｖ、温度Ｔのみを変化させた各方程式から定数ｋ，ａ，ｂ，ｃ，ｄが求まる。但し、ｋ＝ｚ１である。かくして、本実施の形態によればアキシャル／ヘリカルスキャン時の焦点移動量を時々刻々と推定できる。
【００８０】
なお、上記実施の形態ではＸ線検出アレイの検出列が２列の場合を述べたがこれに限らない。例えば検出列が１列の場合でもＸ線の焦点移動に応じて一定の撮影条件（レファレンスチャネルＲ_efの出力が一定）が得られる方向にＸ線撮影系を調整することが行われ得るから、本発明を適用できる。また検出列が多列（３列以上）の場合も同様に考えられる。
【００８１】
また、上記実施の形態では、Ｘ線焦点Ｆの基準位置からの変位による、Ｘ線検出器アレイ７０に対する一例のＸ線照射パターンの変化例を述べたが、本発明はこれに限定されない。本発明は、Ｘ線焦点Ｆの基準位置からの変位による、他の様々な照射パターンの変化に対しても同様に適用できるものである。
【００８２】
また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組合せの様々な変更が行えることは言うまでもない。
【００８３】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、Ｘ線の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られ、医療用のみならず産業用のＸ線ＣＴ装置の信頼性向上に寄与するところが極めて大きい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図である。
【図３】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処理のフローチャートである。
【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処理のイメージ図である。
【図５】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正撮影処理のフローチャートである。
【図６】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正処理のイメージ図である。
【図７】実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処理のフローチャートである。
【図８】実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処理のイメージ図である。
【図９】実施の形態によるＸ線投影データ補正撮影処理のフローチャートである。
【図１０】実施の形態によるＸ線投影データ補正処理のイメージ図である。
【図１１】焦点Ｆの移動に対しＸ線検出器アレイを移動制御する場合のイメージ図である。
【図１２】実施の形態による焦点移動の予測処理を説明する図（１）である。
【図１３】実施の形態による焦点移動の予測処理を説明する図（２）である。
【図１４】従来技術を説明する図（１）である。
【図１５】従来技術を説明する図（２）である。
【図１６】従来技術を説明する図（３）である。
【符号の説明】
１０操作コンソール部
１１中央処理装置
１１ａ主メモリ（ＭＭ）
１２入力装置
１３表示装置（ＣＲＴ）
１４制御インタフェース
１５データ収集バッファ
１６二次記憶装置
２０撮影テーブル
３０走査ガントリ
４０Ｘ線管
４０ａ回転陽極
５０コリメータ
７０Ｘ線検出器アレイ
８０データ収集部（ＤＡＳ）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more specifically, an X-ray source including an X-ray tube and a collimator formed of a parallel slit plate faces the X-ray detector array with the subject interposed therebetween, and the X-ray detector array The present invention relates to an X-ray CT apparatus for reconstructing a CT tomographic image of a subject based on the detection signal.
[0002]
In this type of X-ray CT apparatus, since the line length of the X-ray fan beam after passing through the collimator (distance to each detection channel) differs for each detection channel of the X-ray detector array, the X-ray focal point is particularly important. If it is offset from the center position in the body axis direction, it will cause artifacts. Details will be described below.
[0003]
[Prior art]
FIGS. 14 to 16 are views (1) to (3) for explaining the prior art, and FIG. 14 shows a main configuration of an X-ray imaging system (scanning gantry) in the conventional X-ray CT apparatus. 14A is a front view when the scanning gantry is viewed from behind, FIG. 14B is a right side view thereof, and FIG. 14C is a top view thereof. Note that (x, y, z) is an orthogonal coordinate system fixed to the scanning gantry.
[0004]
In the figure, 40 is a rotating anode type X-ray tube, 40a is the rotating anode, F is the focal point of the X-ray, 50 is a collimator that limits the X-ray exposure range (mainly in the body axis CLb direction), and 100 is the target. A specimen, 20 is an imaging table on which the subject 100 is placed and moved in the body axis direction, and 70 is a large number (n = 1000) of X-ray detectors (detection channels) arranged in two circular arcs (A, B). X-ray detector array.
[0005]
In FIG. 14A, an X-ray source including an X-ray tube 40 and a collimator 50 made of a parallel slit plate faces the X-ray detector array 70 with the subject 100 interposed therebetween. A CT tomographic image of the subject is reconstructed based on the detection signal. The X-ray detector array 70 includes detection channels 1 to n and an end reference channel R. _ef Each detector 1 to n, R _ef Are arranged on an arc of radius R centered on the focal point F. Then, the operation gantry rotates around the body axis CLb of the subject 100.
[0006]
In such a configuration, the X-rays emitted from the focal point F are limited by the collimator 50 to become an X-ray fan beam XLFB, and enter the X-ray detector array 70 facing each other through the subject 100. However, since the collimator 50 is composed of parallel plate slits having a slit width w, the X-ray fan beam XLFB that has passed through the collimator 50 is transmitted to the X-ray detectors 1 to n, R. _ef The distance to reach differs for each detection channel. This state will be described with reference to FIG.
[0007]
FIG. 15 shows the right half of FIG. In the detection channel j at the center, if the distance from the focal point F to the collimator 50 is r and the distance from the collimator 50 to the detection channel j is L, there is a relationship of L = R−r. Since there is a relationship r′cos θ = r at an arbitrary angle θ away from the central portion, there is a relationship r ′ = r / cos θ. Therefore, the distance r ′ from the focal point F to the collimator 50 is an angle θ. It becomes longer with the increase of. On the other hand, from the relationship L ′ = Rr ′, the distance L ′ from the collimator 50 to the arbitrary detection channel becomes shorter as the angle θ increases. When this distance L ′ is plotted up to θ = 30 ° for each predetermined angle, a relationship like curve C is obtained.
[0008]
Returning to FIG. 14B, the distance L of the detection channel j at the center and the reference channel R at the end. _ef There is a relationship of L> L ′ with the distance L ′. Therefore, now reference channel R _ef Assuming that the slit width w of the collimator 50 is adjusted so that the detection outputs (beam thicknesses) of the detection rows A and B are equal, the X-ray fan beam in the central detection channels i and j has a longer distance in the oblique direction. As a result of running through L, the beam width (thickness) in the detection channels i and j is equal to the reference channel R. _ef Will spread more than in This state is shown in FIG.
[0009]
In FIG. 14C, the curves Pa (1) and Pb (1) indicate that the focal point F is at the reference position z. ₀ Shows the irradiation pattern of the X-ray fan beam in the case of the reference channel R _ef The beam width in the center detection channels i and j is wider than the beam width in FIG. For this reason, the reference channel R _ef The detection output in the central detection channel i, j tends to be larger than the detection output (detection current) at.
[0010]
Conventionally, the detection output distortion caused by the difference in the X-ray irradiation width is corrected by a so-called interchannel sensitivity correction process. The inset (c) shows a processing image of inter-channel sensitivity correction. In the figure, the horizontal axis is the detection channel, and the vertical axis is the projection data (output COUNT after integration / A / D conversion). The focal point F is the reference position z ₀ The projection data ga (1) ′ of the detection row A at the time of the correction is corrected to the uniform output projection data ga (1) by the inter-channel sensitivity correction. The same applies to the detection row B.
[0011]
However, in FIG. 14B, the focal point F at the time of actual scanning is the operating temperature T of the X-ray tube 40 and other various scanning parameters {scanning gantry tilt angle, rotational speed (scanning time), focal point F The position is the reference position z ₀ To ± z _OF It is known that the X-ray detector array 70 is irradiated with radiation.
[0012]
In this regard, conventionally, for example, the focus F is -z. _OF As a result, the slit position of the collimator 50 is changed to −z according to this. _OF The reference channels R of the detection rows A and B are moved to _ef The detection output was controlled to be constant and equal.
[0013]
[Problems to be solved by the invention]
However, if the collimator 50 is -z _OF Since the X-ray fan beam is received from the direction directly above on the detection row B side, the X-ray fan beam is received from the oblique direction on the detection row A side. The difference in the line irradiation pattern between the detection rows A and B becomes obvious. This will be specifically described with reference to FIG.
[0014]
In FIG. 14C, when the focal point F is displaced in the direction from the center F <1> to F <2>, the irradiation pattern for the X-ray detector array 70 is (Pa <1>, Pb <1> in the figure). )) To (Pa (2), Pb (2)), the reference channel R particularly in the detection row A _ef The detection output (projection data ga (2)) in the detection channels i and j in the central portion appears relatively large despite the fact that the detection output for each view in FIG. It had an adverse effect on the CT tomogram of detection row A.
[0015]
In addition, between the detection rows A and B, each reference channel R _ef Although the detection outputs of the detection row A are larger than the detection output of the detection row B, particularly in the detection channels i and j at the center, this is detected. , B CT tomograms were non-uniform. The focus F is + z _OF The opposite is true when moving to the side.
[0016]
In FIG. 16A, the focal point F is -z. _OF 2 shows an example of a two-dimensional display of CT tomographic images when moving to the side of the CT, and CT tomographic images # 1 to # 3 are arranged in the slice order of the subject 100. FIG. Of these, A-1 and A-2 are CT tomographic images reconstructed for the detection row A, and B-1 is a CT tomographic image reconstructed for the detection row B. Reference channel R above _ef Even if control is performed so that the incident X-ray dose does not change, in the detection row A, the incident X-ray dose at the center portion is relatively large, and the CT value approaches the Air side in the CT tomographic image. On the other hand, in the detection row B, conversely, the CT value moves away from Air.
[0017]
FIG. 16B shows a three-dimensional cross-sectional display example in the same state, and the CT value of each detection row A appears so as to approach the Air side for the same reason as described above.
[0018]
As described above, in the conventional method, the CT tomographic image is not uniform in accordance with the movement of the focal point F, and the tissue (CT value) of the subject 100 may be erroneously determined. There were not a few negative effects. This problem also applies to the industrial X-ray CT apparatus.
[0019]
The present invention has been made in view of the above-described problems of the prior art, and an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of always obtaining a correct X-ray CT tomogram regardless of the X-ray focal point movement. is there.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
The above problem is solved by the configuration of FIG. That is, in the X-ray CT apparatus of the present invention (1), an X-ray source including an X-ray tube 40 and a collimator 50 made of a parallel slit plate faces the X-ray detector array 70 with the subject 100 interposed therebetween. In an X-ray CT apparatus that reconstructs a CT tomographic image of the subject 100 based on the detection signal of the X-ray detector array 70, the X-ray imaging system 1 in a direction in which a certain imaging condition is obtained in accordance with the focal movement of the X-ray. Adjustment means 2 for adjusting the amount of movement, detection means 3 for detecting the amount of movement of the focal point F at the time of subject scanning, and storing in the memory, and the amount of movement of the focal point holding the CT value at the time of X-ray CT tomographic reconstruction And correction means 5 for correcting with correction data according to the above.
[0021]
According to the present invention (1), the X-ray focal point shift is performed by correcting the CT value at the time of X-ray CT tomographic reconstruction with the correction data of the CT value according to the focal point shift amount at the time of the subject scan. Regardless of this, a correct X-ray CT tomographic image can always be obtained.
[0022]
The adjusting unit 2 adjusts the collimator 50 and / or the X-ray detector array 70 in a direction in which a certain imaging condition is obtained according to the movement of the focal point F. Further, the X-ray detector array 70 can be applied to one having one or two or more detection rows.
[0023]
Further, the X-ray CT apparatus of the present invention (2) is an adjusting means for adjusting the X-ray imaging system 1 in a direction in which a certain imaging condition is obtained according to the X-ray focal point movement in the X-ray CT apparatus as the premise described above. 2, detection means 3 for detecting the amount of movement of the focus at the time of subject scanning, correction means 4 for correcting projection data obtained by scanning the subject with correction data corresponding to the detected amount of movement of the focus, Is provided.
[0024]
According to the present invention (2), the projection data obtained by the scan of the subject is corrected with the correction data of the projection data corresponding to the moving amount of the focus at the time of the subject scan. Regardless of this, a correct X-ray CT tomographic image can always be obtained.
[0025]
The adjusting unit 2 adjusts the collimator 50 and / or the X-ray detector array 70 in a direction in which a certain imaging condition is obtained according to the movement of the focal point F. Further, the X-ray detector array 70 can be applied to one having one or two or more detection rows.
[0026]
Preferably, in the present invention (3), in the present invention (1) or (2), the detection means 3 detects the movement amount of the focal point based on the adjustment amount of the adjustment means 2.
[0027]
Therefore, for the movement of the X-ray focal point F, the movement amount of the focal point F can be effectively detected from the adjustment amount of the adjustment unit 2 with respect to the X-ray imaging system 1 without providing a separate movement amount detection stage.
[0028]
In the present invention (4), preferably, in the present invention (1) or (2), the detecting means 3 is based on the heat storage / cooling characteristics of the X-ray tube 40 and a predetermined scan parameter, and the amount of movement of the focal point F. Is estimated.
[0029]
Therefore, with respect to the movement of the X-ray focal point F, the movement amount of the focal point F can be determined based on the heat storage / cooling characteristics of the X-ray tube 40 and the predetermined scanning parameters under the operation of this apparatus without providing a separate movement amount detection stage. Can be effectively estimated (detected) in real time.
[0030]
Preferably, in the present invention (5), in the above-mentioned present invention (1), the correction data is obtained by performing an axial scan in advance on the phantom serving as a reference for the CT value and reconstructing a CT tomographic image corresponding to the movement amount of the focus F. At the same time, it is created based on the difference from the reference CT value.
[0031]
If the phantom serving as the CT value reference is axially scanned and the CT tomographic image is reconstructed to correspond to the movement amount of the focal point F, CT value correction data corresponding to the movement amount of the focal point F can be obtained easily and accurately.
[0032]
Preferably, in the present invention (6), in the present invention (2), the correction data is obtained by performing an axial scan on a phantom that is a reference for the linear attenuation coefficient in advance and collecting projection data corresponding to the movement amount of the focal point F. And created based on the difference from the projection data used as a reference.
[0033]
If the phantom that is the reference for the linear attenuation coefficient is axially scanned and the projection data is compared with the reference projection data for the movement amount of the focal point F, the correction data of the projection data corresponding to the movement amount of the focal point F can be easily obtained. And accurate.
[0034]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Note that the same reference numerals denote the same or corresponding parts throughout the drawings.
[0035]
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of the X-ray CT apparatus according to the embodiment. In the figure, 10 is an operation console unit operated by a user, 20 is an imaging table, 30 is an axial / axial of the subject 100 by an X-ray fan beam XLFB. This is a scanning gantry that performs scanning and reading by means of a helical or the like. The orthogonal coordinate system fixed to the scanning gantry 30 is indicated by (x, y, z).
[0036]
In the

scanning gantry

30, 40 is a rotary anode type X-ray tube, 40a is the rotary anode, F is the focus of the X-ray, 41 is the tube voltage kV, tube current mA, exposure time Sec, etc. of the X-ray tube 40. X-ray control unit 50,

collimator

50, 51 collimator control unit 51 for controlling the parallel movement p of the collimator 50 in the body axis direction and its opening width (corresponding to the slice thickness of the subject) 70, for example, detection row A , B, 80 is a data acquisition unit (DAS) for generating and collecting projection data based on the detection output of each column of the

X-ray detector array

70, 60 is the body axis of the scanning gantry 30 A rotation control unit 61 that rotates around CLb is a tilt control unit that controls the tilt angle of the X-ray imaging system.
[0037]
In the operation console unit 10, 11 is a central processing unit for performing main control and processing (scan control, CT tomographic image reconstruction processing, CT value / projection data correction processing according to the present invention) of the X-ray CT apparatus, and 11a The CPU 11b is a main memory (MM) composed of RAM, ROM, etc. used by the CPU 11a, 12 is an input device including a keyboard and mouse, 13 is a display device (CRT) such as a CRT, 14 is the CPU 11a and the scanning gantry 30. And a control interface for exchanging various control signals CS and monitor signals MS with the imaging table 20, 15 a data collection buffer for temporarily storing projection data g (X, θ) from the

data collection unit

80, 16 Are the projection data g (X, θ) of the subject 100, various application programs necessary for the operation of the X-ray CT apparatus, A secondary storage device (such as a hard disk device) that stores data and the like.
[0038]
With this configuration, the fan beam XLFB from the X-ray tube 40 passes through the subject 100 and enters the detection rows A and B of the X-ray detector array 70 all at once. The data collection unit 80 generates and collects projection data ga (X, θ) and gb (X, θ) related to the detection rows A and B, and stores them in the data collection buffer 15. Further, projection similar to the above is performed on each view in which the scanning gantry 30 is slightly rotated, and thus projection data for one rotation of the scanning gantry is collected and accumulated. Further, the imaging table 20 is moved intermittently / continuously in the body axis direction of the subject 100 in accordance with the axial / helical scan method, and thus all projection data for the required imaging area of the subject 100 is collected and accumulated. Then, the CPU 11a reconstructs a CT tomogram of the subject 100 based on the obtained all projection data, and displays these on the display device 13.
[0039]
FIG. 3 is a flowchart of X-ray CT value correction data generation processing according to the embodiment.
is there. A large-diameter cylindrical CT value calibration phantom (for example, a water phantom) is set at the tip of the imaging table 20, and the imaging process is started.
[0040]
In step S11, scan parameters are set. For example, the scan type is an axial scan. This axial scan is preferably performed within a range where the maximum displacement of the focal point F can be obtained. Since the focal point F is displaced by the operating temperature T of the X-ray tube 40, the scan is started when the X-ray tube 40 is cooled (lower limit of the operating temperature), and the scan is stopped when the predetermined upper limit temperature is reached. In this case, since the operating temperature T of the X-ray tube 40 can be calculated as a function of the exposure time t when the tube voltage kV and the tube current mA are determined, the exposure time t is obtained from this upper limit temperature. If necessary, the X-ray tube 40 may be provided with a temperature sensor for measuring the operating temperature T. The focal point F is also displaced by the tilt angle of the scanning gantry, the rotational speed (corresponding to the scanning time), the size of the focal point F, and so on. Adopt such a combination.
[0041]
In step S12, input of the confirmation “CONFIRM” button is awaited. When the “CONFIRM” button is input, scanning is started in step S13.
[0042]
In step S14, each reference channel R of the detection rows A and B according to the displacement amount of the focal point F. _ef The position p and the opening width w of the collimator 50 are controlled so that the detected output of the above becomes a predetermined constant value. The opening width w corresponds to the slice thickness of the subject (here, the water phantom) set by the scan parameter. In step S15, the displacement amount of the focal point F is detected and stored in the memory 11b. The displacement amount of the focal point F can be geometrically calculated back from the control amount (movement amount) for the collimator 50, for example. In step S16, a phantom view scan is performed. In step S17, the projection data ga (X, θ) and gb (X, θ) are collected and finally stored in the disk 16. In step S18, it is determined whether or not the scan is completed. If not completed, the process returns to step S14.
[0043]
When the scan is completed in this way, projection data correction processing (known reference correction, inter-channel sensitivity correction, etc.) is performed in step S19. In this inter-channel sensitivity correction, the sensitivity variation between the detection elements is corrected, and the X-ray focal point F described with reference to FIG. ₀ Channel-to-channel sensitivity correction is included. In step S20, a tomographic image of the water phantom is reconstructed by filtering and backprojection processing for all projection data, and in step S21, each reconstructed pixel is converted into a corresponding CT value. By the way, each obtained CT value is the same as if the device was calibrated correctly and the focus F was at the reference position z. ₀ Each CT value = 0 (the CT number of water).
[0044]
However, in practice, the focal point F is displaced due to the above-described changes in various imaging environments, and the line irradiation pattern to the X-ray detector array 70 changes accordingly, so that the CT value is not always 0. In step S22, CT value correction data is obtained based on the accumulated displacement amounts of the focus F and the obtained CT values.
[0045]
FIG. 4 is an image diagram of X-ray CT value correction data generation processing according to the embodiment, and FIG. 4A shows a relationship between a general linear attenuation coefficient μ and a CT value (CT number). CT value (CT) of a certain tissue t _t Is the linear attenuation coefficient of water w and tissue t, respectively. _w , Μ _t Is given by equation (1).
[0046]
[Expression 1]

[0047]
Air linear attenuation coefficient μ _air Since ≈0, the CT value of air is −1000, and the CT value of water is 0 (reference). Also, bone linear attenuation coefficient μ _b ≒ 2μ _w Therefore, the CT value of bone is about 1000.
[0048]
FIG. 4B shows an X-ray irradiation pattern similar to that described with reference to FIG. The focal point F is the reference position z ₀ , The irradiation patterns to the detection rows A and B are Pa <1> and Pb <1>. Based on the incident X-ray dose in this state (that is, the projection data after correcting the channel sensitivity), the CT values of Air and water are set to −1000, 0, respectively.
[0049]
On the other hand, for example, the focal point F is changed from F <1> to -z _OF If it is displaced in the direction F (2), the irradiation pattern to the detection row A changes from Pa (1) to Pa (2), and the irradiation pattern to the detection row B changes from Pb (1) to Pb (2). Change to ▼. In this state, each reference channel R of the detection rows A and B _ef Even if control is performed so that the incident X-ray dose does not change, since the incident X-ray dose in the central portion is larger than the reference amount on the detection row A side, the CT value approaches the Air side. On the other hand, on the detection row B side, the incident X-ray dose at the center is smaller than the reference amount, so that the CT value is away from Air. Hereinafter, a generation image of CT value correction data for the detection row A in such a state will be specifically described.
[0050]
FIG. 4C is an image diagram of CT value correction data generation processing in the detection row A. Assume that the CT tomographic image Ca (2) 'is reconstructed because the focal point F is displaced to F (2) when the reference water phantom is axially scanned. This CT tomographic image Ca {circle around (2)} has a relatively small CT value at the central portion, that is, approaches the Air side. The correction data for correcting the distortion of the CT tomographic image Ca (2) 'in a two-dimensional (planar) manner to obtain a CT water tomographic image Ca (2) of a flat water phantom as a whole is indicated by Ha 2 ▼. The correction data Ha (2) can be easily obtained by obtaining the difference from the reference CT value (= 0) for each CT value on the XY plane of the reconstructed CT tomographic image Ca (2) 'corresponding to the pixel. Is obtained. In this case, the sign is reversed if necessary. Although not shown, the same applies to the generation image of the CT value correction data for the detection row B.
[0051]
In this way, one or more CT value correction data corresponding to each displacement amount of the focal point F is generated in advance and stored in the memory 11b, so that the focal point can be obtained when X-ray CT imaging of the subject 100 is performed. Regardless of the displacement of F, it is always possible to convert to a correct CT value. This will be described below.
[0052]
FIG. 5 is a flowchart of the X-ray CT value correction imaging process according to the embodiment. The subject (patient) 100 is placed on the imaging table 20, and this imaging process is started. In step S31, scan parameters (axial / helical scan, tube voltage kV, tube current mA, subject slice thickness, slice position, number of slices, etc.) are set. In step S32, input of the confirmation “CONFIRM” button is waited. When the “CONFIRM” button is input, scanning is started in step S33.
[0053]
In step S34, each reference channel R of the detection rows A and B according to the displacement amount of the focal point F. _ef The position p and the opening width w of the collimator 50 are controlled so that the detected output of the above becomes a predetermined constant value. The opening width w corresponds to the slice thickness of the subject 100 set by the scan parameter. In step S35, the displacement amount of the focus F is detected and stored in the memory 11b. The displacement amount of the focal point F can be geometrically calculated from the control amount (movement amount) for the collimator 50. In step S36, a view scan of the subject 100 is performed, and in step S37, the projection data ga (X, θ) and gb (X, θ) are collected and finally stored in the disk 16. In step S38, it is determined whether or not the scan is completed. If not completed, the process returns to step S34.
[0054]
When the scanning is completed in this way, projection data correction processing (known reference correction, inter-channel sensitivity correction, etc.) is performed in step S39. In step S40, an X-ray tomographic image of the subject 100 is reconstructed by filtering and back projection processing on all accumulated projection data. In step S41, each pixel on the reconstructed image is converted into a corresponding CT value, and the CT value is corrected with correction data corresponding to the movement amount of the focal point F. This correction is performed for each reconstructed image of the detection rows A and B, respectively. In step S42, the obtained X-ray CT tomogram is displayed on the display device 13.
[0055]
FIG. 6 is an image diagram of X-ray CT value correction processing according to the embodiment, and FIG. 6A shows an example of X-ray CT value correction processing at the time of head imaging. In the figure, CT tomographic images # 1 and # 2 are drawn in the slice order of the subject 100. Of these, (A-1) is a CT tomographic image reconstructed for the projection data of the detection row A, (B- 1) is a CT tomogram reconstructed with respect to the projection data of the detection row B.
[0056]
6A to 6A, if the CT tomographic image Ca {circle around (2)} is reconstructed for the detection row A, the moving amount F {circle around (2)} of the focal point F accumulated at the time of photographing (for example, gantry) CT value correction data Ha (2) in FIG. 5B is read out and corrected based on a value representing one rotation or an average moving amount for one rotation of the gantry. As a result, a correct CT tomographic image Ca (2) after correction is obtained as shown in FIG.
[0057]
Further, in FIGS. 6A to 6D, if the CT tomographic image Cb (2) 'is reconstructed for the detection row B, it is based on the movement amount F (2) of the focus F accumulated at the time of photographing. The CT value correction data Hb (2) in FIG. 5E is read and corrected. As a result, a correct CT tomographic image Cb (2) after correction is obtained as shown in FIG. In addition, although the aspect of the CT value correction data in the above example is shown, the present invention is not limited to this.
[0058]
FIG. 6B shows another aspect of the X-ray CT value correction data. 6 (B)-(a) correspond to the detection row A, and this CT value correction data Ha (2) indicates that the correction value at the center is a constant value on the positive side (for example, a flat disk shape). It has become. 6 (B)-(b) correspond to the detection row B. The CT value correction data Hb (2) is a constant value (for example, a flat disk shape) in which the correction value at the center is negative. It has become.
[0059]
Since the correction data in such a form has a simple data structure, it is not necessary to use an expensive memory (RAM) as described above. For example, the correction data can be obtained from the center coordinates of the correction process and the radius information. (Or an ellipse or the like) can be generated easily (in real time). In addition, when the object to be examined is relatively small, such as the head, the distortion component of the CT value generated in the image reconstruction area is also small. Therefore, the flat disk-shaped correction data as described above is sufficient. Correction accuracy can be obtained. If it is desired to increase the accuracy, a plurality of such flat disk-shaped correction data may be superimposed and corrected.
[0060]
By the way, although the case where the distortion (artifact) of the CT tomographic image due to the displacement of the focal point F is corrected using the CT value correction data has been described above, this is not restrictive. The distortion of CT tomograms can be effectively corrected by correcting projection data before that, for example. This will be described below.
[0061]
FIG. 7 is a flowchart of X-ray projection data correction value generation processing according to the embodiment.
is there. A large-diameter cylindrical linear attenuation coefficient calibration phantom (for example, a water phantom) is set at the distal end of the imaging table 20, and the imaging process starts. In addition, the same step number is attached | subjected to the process similar to the said FIG. 3, and description is abbreviate | omitted.
[0062]
Here, as a result of scanning the reference water phantom, the projection data corresponding to the constant linear attenuation coefficient should be constant. However, in actuality, since the line irradiation pattern to the X-ray detector array 70 changes according to the displacement of the focal point F, the projection data of each detection channel is not always constant. Accordingly, in step S22 ′, correction data of the projection data is obtained based on the displacement amounts of the focus F accumulated in step S15 and the projection data obtained at that time.
[0063]
FIG. 8 is an image diagram of the X-ray projection data correction value generation processing according to the embodiment, and FIG. 8 (A) shows the same line irradiation pattern as FIG. 14 (C).
[0064]
FIG. 8B shows the correction characteristics of the projection data in the detection row A. Now, assuming that the channel output characteristic of the projection data corresponding to the line irradiation pattern Pa (2) is ga (2) ', this distortion can be offset and the flat projection data ga (2) that should be originally obtained can be obtained. The correction data is ha (2). The figure shows the linear attenuation coefficient μ of the water phantom. _w The output level of projection data corresponding to is normalized to 0.
[0065]
FIG. 8C shows the correction characteristics of the projection data in the detection row B. In the same manner as above, if the channel output characteristic of the projection data corresponding to the line irradiation pattern Pb (2) is gb (2) ', this distortion is offset, and the flat projection data gb (2) that should be originally obtained is obtained. The correction data to be obtained is hb (2).
[0066]
By previously obtaining correction data of the projection data corresponding to each displacement amount of the focal point F and storing them in the memory 11b, the X-ray CT imaging of the subject 100 is finally performed regardless of the displacement of the focal point F. Conversion to a correct CT value is always possible. This will be described below.
[0067]
FIG. 9 is a flowchart of the X-ray projection data correction imaging process according to the embodiment. The subject (patient) 100 is placed on the imaging table 20, and this imaging process is started. The same processes as those in FIG. 5 are given the same step numbers, and the description thereof is omitted.
[0068]
In step S39 ′, normal correction processing (known reference correction, inter-channel sensitivity correction, etc.) of the projection data is performed, and the projection data is corrected with correction data corresponding to the movement amount of the focal point F at the time of scanning. In step S41 ′, each pixel on the reconstructed image is converted into a corresponding CT value. In this embodiment, since the projection data is correctly corrected in advance in the process of step S39 ′, in this step S41 ′, the correct X-ray CT can be obtained simply by converting each pixel of the reconstructed image into a corresponding CT value. A tomographic image is obtained.
[0069]
FIG. 10 is an image diagram of X-ray projection data correction processing according to the embodiment. FIG. 10A is an image diagram at the time of projection (scanning) of the subject, and here the focus F is −z. _OF The projection data ga ′ (X, θ _i ), Ga '(X, θ _j ) And the like appear at a level higher than the original level (approaching the Air side).
[0070]
FIG. 10B is an image diagram at the time of backprojection (reconstruction). Here, projection data ga ′ (X, θ _i ), Ga '(X, θ _j ) Etc. are corrected with correction data ha (2) etc. corresponding to the movement amount of the focal point F, so that the projection data ga (X, θ after correction) is corrected. _i ), Ga (X, θ _j ) Etc. are the original correct output levels. Therefore, a correct X-ray CT tomographic image can be obtained by back projecting them. In addition, in the case of correcting projection data in this way, it is possible to correct the focal shift for each view.
[0071]
Although the above describes the case where the movement of the collimator 50 is controlled with respect to the movement of the focal point F, the present invention is not limited to this. FIG. 11 is an image diagram when the movement of the X-ray detector array 70 is controlled with respect to the movement of the focal point F. FIG. In the figure, for example, the focus F is -z. _OF If the X-ray detector array 70 is displaced to + z _OF Each side of the detection rows A and B _ef The X-ray imaging system can be controlled so that the detected outputs are equal. In this case as well, the X-ray fan beam irradiates the X-ray detector array 70 obliquely in the z-axis direction when the focal point F moves, so that the same problem as in the case of controlling the collimator 50 occurs. . Therefore, the CT value or projection data correction process similar to that described in the collimator control method can be applied to such an X-ray imaging system.
[0072]
In the above description, the movement amount of the focal point F is geometrically calculated back from the control amount for the collimator 50 and / or the X-ray detector array 70. However, the present invention is not limited to this. The amount of movement of the focal point F can be estimated (calculated) in real time based on the heat storage / cooling characteristics of the X-ray tube 40 and predetermined scan parameters. This case will be described below.
[0073]
FIGS. 12 and 13 are diagrams (1) and (2) for explaining the focus movement prediction process according to the embodiment. FIG. 12 (A) shows the transition of the X-ray tube (anode) temperature T associated with the actual scan. ing. In the figure, the horizontal axis represents time t, and the vertical axis represents the accumulated temperature T of the X-ray tube 40. Now time t ₀ Then, the previous scan is completed, and thereafter the X-ray tube temperature T gradually decreases along a predetermined cooling curve. Next time t ₁ Assuming that the next scan is started, the X-ray tube 40 uses the input power P at that time. ₁ At the start time t ₁ At temperature T ₁ To end time t ₂ At temperature T ₂ Rise up to. Or, instead of the above, time t _Three When the next scan is started, the temperature T _Four Rise up to. In the present embodiment, the temperature T of the X-ray tube 40 is estimated momentarily by calculation according to the heat storage / cooling curve of FIG.
[0074]
The reference position z of the focal point F including the temperature T and a predetermined scan parameter ₀ The moving distance z from is given by equation (2).
[0075]
[Expression 2]

[0076]
here,
k, a, b, c, d: constants
T: X-ray tube temperature (however, percentage of operating temperature range)
T1: Upper limit of temperature range (for example, 90%)
T2: Lower limit of temperature range (for example, 10%)
U: Tilt angle
U1: Upper limit of tilt angle in + direction (for example, 30 °)
U2: upper limit of minus direction of tilt angle (for example, 30 °)
V: Scan time
V1: Longest scan time (eg 3 seconds)
V2: shortest scan time (for example, 0.8 seconds)
W: Focus size (Large = 1, Small = 0)
It is.
[0077]
FIGS. 12B to 12E show the contribution of each variation factor to the movement distance z in the above equation (2). 12B shows the contribution of the temperature T, FIG. 12C shows the contribution of the tilt angle U, FIG. 12D shows the contribution of the scan time V, and FIG. Each contribution is graphed. However, each graph is a graph of the values in {} in the above equation (2), and this is multiplied by constants a, b, c, d corresponding to each contribution. Although all the characteristics shown in FIGS. 12B to 12E are shown as rising to the right, depending on the structure of the scanning gantry 30, some characteristics may contribute in a right-down manner.
[0078]
FIG. 13 shows scan conditions for determining the constants k, a, b, c, and d. However, this is a case where the X-ray imaging system is adjusted by collimator control. First, an axial scan is performed under condition 1, and the movement distance Z1 of the collimator 50 obtained by the automatic adjustment action at that time is acquired. Next, an axial scan is performed under condition 2, and the movement distance Z2 of the collimator 50 obtained in the same manner as described above is acquired. Only the tilt angle U changes between these

conditions

1 and 2. Next, an axial scan is performed under condition 3, and the movement distance Z3 of the collimator 50 at that time is acquired. Only the magnitude W of the focal point F changes between the

conditions

2 and 3. Furthermore, the fourth and fifth axial scans are performed with only the scan time V and the temperature T of the X-ray tube 40 changed, and the movement distances Z4 and Z5 of the collimator 50 at that time are acquired.
[0079]
When all the scans under the conditions 1 to 5 are completed in this way, the X-ray focal point in the case of scanning under the same conditions 1 to 5 based on the geometric structure (dimension) information of the apparatus from the movement distances Z1 to Z5 of the collimator 50 The movement distances z1 to z5 of F can be calculated backward. For the above equation (2), constants k, a, b, c, and d are obtained from the equations in which only the tilt angle U, the size W of the focus F, the scan time V, and the temperature T are changed. However, k = z1. Thus, according to the present embodiment, it is possible to estimate the focal shift amount at the time of the axial / helical scan every moment.
[0080]
In the above-described embodiment, the case where the number of detection rows of the X-ray detection array is two has been described. For example, even when the number of detection rows is one, certain imaging conditions (reference channel R) according to the focus movement of X-rays. _ef Therefore, the present invention can be applied to the X-ray imaging system in a direction in which the output is constant. The same applies to the case where the number of detection columns is multiple (three or more).
[0081]
In the above embodiment, an example of changing the X-ray irradiation pattern on the X-ray detector array 70 due to the displacement of the X-ray focal point F from the reference position has been described, but the present invention is not limited to this. The present invention can be similarly applied to various other irradiation pattern changes due to the displacement of the X-ray focal point F from the reference position.
[0082]
Further, although the preferred embodiment of the present invention has been described, it goes without saying that various changes in the configuration, control, processing, and combination of each part can be made without departing from the spirit of the present invention.
[0083]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a correct X-ray CT tomographic image can always be obtained regardless of the X-ray focal point movement, and it contributes to improving the reliability of not only medical but also industrial X-ray CT apparatuses. large.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of an X-ray CT apparatus according to an embodiment.
FIG. 3 is a flowchart of an X-ray CT value correction data generation process according to the embodiment.
FIG. 4 is an image diagram of X-ray CT value correction data generation processing according to the embodiment.
FIG. 5 is a flowchart of an X-ray CT value correction imaging process according to the embodiment.
FIG. 6 is an image diagram of X-ray CT value correction processing according to the embodiment.
FIG. 7 is a flowchart of an X-ray projection data correction value generation process according to the embodiment.
FIG. 8 is an image diagram of an X-ray projection data correction value generation process according to the embodiment.
FIG. 9 is a flowchart of an X-ray projection data correction imaging process according to the embodiment.
FIG. 10 is an image diagram of X-ray projection data correction processing according to the embodiment.
11 is an image diagram in the case of controlling the movement of the X-ray detector array with respect to the movement of the focal point F. FIG.
FIG. 12 is a diagram (1) illustrating a focus movement prediction process according to the embodiment;
FIG. 13 is a diagram (2) illustrating a focus movement prediction process according to the embodiment.
FIG. 14 is a diagram (1) for explaining the prior art.
FIG. 15 is a diagram (2) for explaining the prior art.
FIG. 16 is a diagram (3) for explaining the prior art.
[Explanation of symbols]
10 Operation console section
11 Central processing unit
11a Main memory (MM)
12 input devices
13 Display (CRT)
14 Control interface
15 Data collection buffer
16 Secondary storage device
20 Shooting table
30 Scanning gantry
40 X-ray tube
40a Rotating anode
50 collimator
70 X-ray detector array
80 Data collection unit (DAS)

Claims

An X-ray source including an X-ray tube and a collimator made of a parallel slit plate faces the X-ray detector array with the subject interposed therebetween, and a CT tomographic image of the subject is reproduced based on the detection signal of the X-ray detector array. In the X-ray CT apparatus to be configured,
Adjusting means for adjusting the X-ray imaging system in a direction in which a certain imaging condition is obtained in accordance with the movement of the X-ray focal point;
Detection means for detecting the amount of movement of the focal point at the time of subject scanning and storing it in a memory;
An X-ray CT apparatus comprising: correction means for correcting a CT value at the time of X-ray CT tomographic image reconstruction with correction data corresponding to the held focal point movement amount.

An X-ray source including an X-ray tube and a collimator made of a parallel slit plate faces the X-ray detector array with the subject interposed therebetween, and a CT tomographic image of the subject is reproduced based on the detection signal of the X-ray detector array. In the X-ray CT apparatus to be configured,
Adjusting means for adjusting the X-ray imaging system in a direction in which a certain imaging condition is obtained in accordance with the movement of the X-ray focal point;
Detection means for detecting the amount of movement of the focal point during the subject scan;
An X-ray CT apparatus comprising: correction means for correcting projection data obtained by scanning a subject with correction data corresponding to the detected movement amount of the focus.

The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the detecting unit detects a moving amount of the focal point based on an adjustment amount of the adjusting unit.

The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the detection unit estimates a moving amount of the focal point based on a heat storage / cooling characteristic of the X-ray tube and a predetermined scan parameter.

The correction data is generated in advance based on the difference from the reference CT value while the phantom that becomes the reference of the CT value is axially scanned and the CT tomographic image is reconstructed corresponding to the movement amount of the focal point. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein

The correction data is created in advance based on a difference from the reference projection data, while axially scanning a phantom that is a reference for the linear attenuation coefficient and collecting projection data corresponding to the movement amount of the focal point. The X-ray CT apparatus according to claim 2.