JP4700798B2

JP4700798B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP4700798B2
Application number: JP2000325036A
Authority: JP
Inventors: 正健貫井
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-10-25
Filing date: 2000-10-25
Publication date: 2011-06-15
Anticipated expiration: 2020-10-25
Also published as: JP2002143147A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｘ−ｒａｙＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、特に、Ｘ線検出素子の列を複数列有する検出器を用いるＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線照射・検出装置によって撮影の対象について複数ビュー（ｖｉｅｗ）の透過Ｘ線信号を獲得し、この透過Ｘ線信号に基づき画像生成装置によって対象の断層像を生成する。
【０００３】
Ｘ線照射装置は、Ｘ線管の焦点から放射されるコーン（ｃｏｎｅ）状のＸ線ビームを、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）で扇状のＸ線ビームに整形して撮影空間に照射する。
【０００４】
Ｘ線検出装置は、撮影空間を透過してきたＸ線を、Ｘ線ビームの扇状の広がりに沿って多数のＸ線検出素子をアレイ（ａｒｒａｙ）状に配置してなる多チャンネル（ｃｈａｎｎｅｌ）のＸ線検出器で検出する。このようなＸ線照射・検出装置を対象の周りで回転（スキャン：ｓｃａｎ）させて複数ビューの透過Ｘ線信号を獲得する。
【０００５】
多チャンネルのＸ線検出器の一種として、検出素子アレイを扇状のＸ線ビームの厚みの方向に複数個併設し、複数列の検出素子アレイでＸ線ビームを同時受光するようにしたものがある。このようなＸ線検出器では、１回のスキャンで複数スライス分のＸ線検出信号を一挙に得られるので、マルチスライススキャン（ｍｕｌｔｉ−ｓｌｉｃｅｓｃａｎ）を能率良く行うためのＸ線検出器として用いられる。
【０００６】
Ｘ線検出器の中には、Ｘ線検出素子のアレイを２列とし、２スライス（ｓｌｉｃｅ）分の投影データを一挙に得るようにしたものがある。そこでは、２列のアレイを隣接して平行に配置し、Ｘ線ビームを厚み方向に均等に振り分けて照射するようにしている。２列のアレイにそれぞれ照射したＸ線ビームの、対象のアイソセンタ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）における厚みが断層像のスライス厚をそれぞれ決定する。
【０００７】
Ｘ線管では、使用中の温度上昇による熱膨張等によりＸ線焦点の移動が生じ、これが、コリメータのアパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）を通してＸ線ビームの厚み方向での変位となって現れる。Ｘ線ビームが厚み方向に変位すると、２列アレイにおけるＸ線ビームの厚みの振り分け比率が変化し、２系統のアレイに投影される対象のスライス厚が均等でなくなるので、２列のアレイにそれぞれ設けた照射位置検出チャンネルのＸ線カウント（ｃｏｕｎｔ）の比を監視し、比が１でなくなったことからＸ線照射位置のずれを認識し、コリメータの位置を調節してＸ線照射位置が定位置となるように制御している。この制御はフィードバック（ｆｅｅｄｂａｃｋ）制御によって行われる。
【０００８】
また、照射位置制御の一環として、Ｘ線照射の停止時間の長さに応じて、Ｘ線管の温度低下に伴うＸ線焦点の位置変化を予測し、それに対応してコリメータ位置を調節し、次回の照射時に最初から正しい位置に照射できるようにすることが行われる。この制御はフィードフォワード（ｆｅｅｄｆｏｒｗａｒｄ）制御によって行われる。
【０００９】
フィードバック制御による照射位置制御は、Ｘ線照射すなわちスキャン開始と同時に始まる。制御の初期位置はフィードフォワード制御によって調節された位置となる。この位置が定位置と異なるときは、フィードバック制御によって修正されるが、フィードバック制御の応答の遅れにより、スキャンを開始してからＸ線照射位置が定位置に達するまでにある程度の時間がかかる。その間は正常なデータが得られないことにより、最初に得られる画像は品質が劣るので、スキャンの初期に得られた透過Ｘ線信号については、照射位置誤差の影響を除去する補正を行うようにしている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
フィードフォワード制御が適切に行われ照射位置が最初から定位置にあるときは、上記のような補正の副作用として断層像の画質の低下が生じる。
【００１１】
そこで、本発明の課題は、照射位置誤差の影響を除去する補正の副作用が生じないＸ線ＣＴ装置を実現することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するための本発明は、焦点から発散するＸ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線を扇状のビームに整形するコリメータと、複数のＸ線検出素子を前記扇状のビームの広がりの方向に配列してなる検出素子列を前記扇状のビームの厚みの方向に複数個配設してなる検出素子アレイと、前記検出素子アレイにおける前記検出素子列の配設方向での前記扇状のビームの照射位置を検出する照射位置検出手段と、前記検出した照射位置に基づいて前記扇状のビームの照射位置が予め設定された照射位置となるように前記コリメータを制御する第１の照射位置制御手段と、Ｘ線照射開始時の前記焦点の位置を予測して扇状のビームの照射位置が前記予め設定された照射位置となるように前記コリメータを制御する第２の照射位置制御手段と、前記Ｘ線管、前記コリメータおよび前記検出素子アレイを含むＸ線照射・検出系を前記扇状のビームの厚みの方向に平行な軸の周りを回転させて複数ビューのＸ線検出信号を獲得する信号獲得手段と、前記獲得したＸ線検出信号についてＸ線照射開始時における照射位置の不正確さの影響を除去する補正を行う補正手段と、Ｘ線照射開始時の照射位置と前記予め設定された照射位置との誤差を求める誤差計算手段と、前記誤差を予め定めた許容値と比較する比較手段と、前記誤差が前記予め定めた許容値以内のときは前記補正を行わせず、前記誤差が前記予め定めた許容値を越えるときに前記補正を行わせる補正制御手段と、前記補正手段を通じて与えられるＸ線検出信号に基づき前記扇状のビームが通過したスライスについての断層像を生成する断層像生成手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
【００１３】
本発明では、照射位置誤差が予め定めた許容値以内のときは補正を行わず、照射位置誤差が予め定めた許容値を越えるときに補正を行うので、照射位置誤差の影響を除去する補正に伴う副作用は生じない。
【００１４】
前記補正は、前記複数ビューのＸ線検出信号につき、前記回転の初期におけるビューのＸ線検出信号の重みを減少させるとともにそれらの対向ビューのＸ線検出信号の重みを増大させる、ことにより行うのが、回転の初期における照射位置の不正確さの影響を除去する点で好ましい。
【００１５】
その場合、最初のビューを基準とする予め定めた複数のビューのＸ線検出信号についてビュー番号の昇順に０から１まで変化する重みを付与し、それらの対向ビューのＸ線検出信号についてビュー番号の昇順に２から１まで変化する重みを付与するのが、回転の初期における照射位置の不正確さの影響をより適切に軽減する点で好ましい。
【００１６】
それに加えて、中央のビューを基準とする予め定めた複数のビューのＸ線検出信号についてビュー番号の降順に２から１まで変化する重みを付与し、それらの対向ビューのＸ線検出信号にビュー番号の降順に０から１まで変化する重みを付与するのが、重みの急変を緩和する点で好ましい。
【００１７】
また、照射位置誤差は、前記検出素子列の配設方向に隣り合うＸ線検出素子でそれぞれ検出したＸ線検出信号の和に対する差の割合に基づいて求めるのが、Ｘ線検出信号の大きさによらない誤差測定値を得る点で好ましい。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００１９】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４および操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６を備えている。走査ガントリ２は、本発明における信号獲得手段の実施の形態の一例である。走査ガントリ２はＸ線管２０を有する。Ｘ線管２０は、本発明におけるＸ線管の実施の形態の一例である。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ２２により例えば扇状のＸ線ビームすなわちファンビーム（ｆａｎｂｅａｍ）となるように成形され、検出器アレイ２４に照射される。コリメータ２２は、本発明におけるコリメータの実施の形態の一例である。
【００２０】
検出器アレイ２４は、扇状のＸ線ビームの広がりの方向にアレイ（ａｒｒａｙ）状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。検出器アレイ２４は、本発明における検出素子アレイの実施の形態の一例である。検出器アレイ２４の構成については後にあらためて説明する。Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器アレイ２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置については後にあらためて説明する。
【００２１】
検出器アレイ２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６は検出器アレイ２４の個々のＸ線検出素子の検出データを収集する。Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御される。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御される。なお、コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。
【００２２】
以上のＸ線管２０からコリメータコントローラ３０までのものが、走査ガントリ２の回転部３４に搭載されている。回転部３４の回転は、回転コントローラ３６によって制御される。なお、回転部３４と回転コントローラ３６との接続関係については図示を省略する。
【００２３】
撮影テーブル４は、図示しない撮影の対象を走査ガントリ２のＸ線照射空間に搬入および搬出するようになっている。対象とＸ線照射空間との関係については後にあらためて説明する。
【００２４】
操作コンソール６はデータ処理装置６０を有する。データ処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。データ処理装置６０には、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ２と撮影テーブル４が接続されている。データ処理装置６０は制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御する。
【００２５】
走査ガントリ２内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３６が制御インタフェース６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００２６】
データ処理装置６０には、また、データ収集バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ２のデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６で収集されたデータがデータ収集バッファ６４を通じてデータ処理装置６０に入力される。
【００２７】
データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて収集した複数ビューの透過Ｘ線信号を用いて画像再構成を行う。画像再構成には、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。データ処理装置６０は、本発明における断層像生成手段の実施の形態の一例である。
【００２８】
データ処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は、各種のデータや再構成画像および本装置の機能を実現するためのプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。
【００２９】
データ処理装置６０には、また、表示装置６８と操作装置７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示する。操作装置７０は、使用者によって操作され、各種の指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。使用者は表示装置６８および操作装置７０を使用してインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００３０】
図２に、検出器アレイ２４の模式的構成を示す。同図に示すように、検出器アレイ２４は、複数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）をアレイ状に配列した、多チャンネルのＸ線検出器となっている。
【００３１】
複数のＸ線検出素子２４（ｉｋ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１０００である。ｋは列番号であり例えばｋ＝１，２である。Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、列番号ｋが同一なもの同士でそれぞれ検出素子列を構成する。なお、検出器アレイ２４は２列に限るものではなく３列以上の多列であって良い。以下、検出器アレイ２４が２列の例で説明するが、３列以上の多列の場合も同様になる。
【００３２】
検出器アレイ２４の両端部の所定数のチャンネルは、各列においてそれぞれレファレンスチャンネル（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅｃｈａｎｎｅｌ）２５となっている。レファレンスチャンネル２５は、撮影時に対象が投影される範囲の外にある。
【００３３】
Ｘ線検出素子２４（ｉｋ）は、例えばシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオード（ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）の組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体Ｘ線検出素子またはＸｅガス（ｇａｓ）を用いる電離箱型のＸ線検出素子であって良い。
【００３４】
図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２と検出器アレイ２４の相互関係を示す。なお、図３の（ａ）は走査ガントリ２の正面から見た状態を示す図、（ｂ）は側面から見た状態を示す図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４００となるように成形され、検出器アレイ２４に照射されるようになっている。
【００３５】
図３の（ａ）では、扇状のＸ線ビーム４００の広がりを示す。Ｘ線ビーム４００の広がり方向は、検出器アレイ２４におけるチャンネルの配列方向に一致する。（ｂ）ではＸ線ビーム４００の厚みを示す。Ｘ線ビーム４００の厚み方向は、検出器アレイ２４における列の並設方向（ｋ方向）に一致する。
【００３６】
このようなＸ線ビーム４００の扇面に体軸を交差させて、例えば図４に示すように、撮影テーブル４に載置された対象８がＸ線照射空間に搬入される。走査ガントリ２は、内部にＸ線照射・検出装置を包含する筒状の構造になっている。
【００３７】
Ｘ線照射空間は走査ガントリ２の筒状構造の内側空間に形成される。Ｘ線ビーム４００によってスライスされた対象８の像が検出器アレイ２４に投影される。検出器アレイ２４によって、対象８を透過したＸ線が検出される。対象８に照射するＸ線ビーム４００の厚みｔｈは、コリメータ２２のアパーチャの開度により調節される。
【００３８】
Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器アレイ２４からなるＸ線照射・検出装置は、それらの相互関係を保ったまま対象８の体軸の周りを回転（スキャン）する。スキャンの１回転当たり複数（例えば１０００程度）のビューの投影データが収集される。投影データの収集は、検出器アレイ２４−データ収集部２６−データ収集バッファ６４の系統によって行われる。
【００３９】
データ収集バッファ６４に収集された２スライス分の投影データに基づいて、データ処理装置６０により２スライス分の断層像の生成すなわち画像再構成が行われる。画像再構成は、１回転のスキャンで得られた例えば１０００ビューの投影データを、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法によって処理すること等により行われる。
【００４０】
検出器アレイ２４に対するＸ線ビーム４００の照射状態のさらに詳細な模式図を図５および図６に示す。図５に示すように、コリメータ２２におけるコリメータ片２２０，２２２をアパーチャを狭める方向に変位させることにより、Ｘ線検出器２４２，２４４における投影像のスライス厚ｔｈを薄くする。
【００４１】
また、図６に示すようにコリメータ片２２０，２２２をアパーチャを広げる方向に動かすことにより、投影像のスライス厚ｔｈを厚くする。このようなスライス厚調節はデータ処理装置６０による統括の下にコリメータコントローラ３０によって行われる。
【００４２】
さらに、スライス厚ｔｈを設定したコリメータ片２２０，２２２の相対的位置関係を維持しながら両者をｋ方向に同時に動かすことにより、検出器アレイ２４上のｋ方向の照射位置を調節する。これによって、Ｘ線の焦点の移動に伴う照射位置の変化が修正され、常に定位置にＸ線ビーム４００が照射されるように自動制御される。
【００４３】
なお、ｋ方向の照射位置の調節は、コリメータ片２２０，２２２を動かす代わりに、検出器アレイ２４を、破線矢印で示すように、コリメータ２２に関してｋ方向に相対的に変位させて行うようにしても良い。このようにすれば、スライス厚の調節機構と厚み方向の照射位置の制御機構を別々に２系統設けることができ、多角的な制御が可能になる。
【００４４】
これに対して、上記のように全てコリメータ２２で行えば、制御の系統が１系統に統一でき、構成簡素化の要請に応じられる。なお、これら２つの手段を組み合わせて照射位置調節を行うようにしても良いのはもちろんである。以下、照射位置の自動制御機能をオートコリメータ（ａｕｔｏｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）ともいう。
【００４５】
図７に、オートコリメータに着目した観点での本装置のブロック図を示す。同図に示すように、Ｘ線ビーム４００のｋ方向の照射位置は照射位置検出部１０１によって検出される。照射位置検出部１０１は、検出器アレイ２４における２列のレファレンスチャンネル２５の出力の比に基づいて照射位置を検出する。
【００４６】
比が１のとき照射位置は定位置にあり照射位置誤差は０である。このとき、Ｘ線ビーム４００は、２つの検出器列上でスライス厚が均等になるように照射される。照射位置に誤差があるときは、スライス厚が不均等になり比は１でなくなる。したがって、比の１からの偏りが照射位置誤差を表す。照射位置検出部１０１の機能はデータ処理装置６０によって実現される。照射位置検出部１０１は、本発明における照射位置検出手段の実施の形態の一例である。
【００４７】
照射位置検出信号は第１制御部１０３に入力される。第１制御部１０３は入力信号に基づいてコリメータ２２をフィードバック制御し、Ｘ線ビーム４００の照射位置が定位置になるように調節する。第１制御部１０３の機能は、データ処理装置６０およびコリメータコントローラ３０によって実現される。第１制御部１０３は、本発明における第１の照射位置制御手段の実施の形態の一例である。
【００４８】
このようなオートコリメータにより、スキャン中のＸ線管２０の自己加熱によるＸ線焦点の移動があっても、検出器アレイ２４上のＸ線照射位置は一定に保たれる。スキャンが終了すると、コリメータ２２はスキャン終了直前の制御位置にとどまる。この位置は、スキャン終了直前のＸ線焦点位置に対応したものとなる。
【００４９】
この位置が次のスキャン時のコリメータ２２の初期位置となるが、次のスキャンまでに時間があくと、Ｘ線管２０の温度低下によるＸ線焦点の位置変化が大きくなるので、コリメータ２２の初期位置はそれに適合しないものとなる。
【００５０】
そこで、第２制御部１０５により、スキャン停止期間中のＸ線管２０の温度低下に伴うＸ線焦点の位置変化を予測し、コリメータ２２をそれに対応した適切な初期位置を設定する。すなわち次のスキャンにおけるＸ線照射の初期位置のフィードフォワード制御を行う。
【００５１】
Ｘ線焦点の位置変化の予測は、スキャン停止直前までのＸ線照射条件と照射時間およびスキャン停止後の経過時間等に基づいて行われる。コリメータの初期位置は、Ｘ線焦点の予測位置が求まれば、Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器アレイの幾何学的配置に基づいて自ずから定まる。
【００５２】
第２制御部１０５の機能は、データ処理装置６０およびコリメータコントローラ３０によって実現される。第２制御部１０５は、本発明における第２の照射位置制御手段の実施の形態の一例である。
【００５３】
Ｘ線焦点位置の予測に基づいてコリメータ２２の初期位置を決めるので、予測位置が実際の位置と相違するときは照射位置誤差が生じる。照射位置誤差がある場合は、スキャンの開始とともにオートコリメータによりＸ線照射位置を定位置に合わせる調整が始まるが、位置が整定するまでは照射位置誤差がある状態が続く。
【００５４】
オートコリメータの整定遅れにより、スキャン初期に例えば図８の（ａ）に示すような照射位置誤差Δｚが生じる。このような照射位置誤差がある期間に得られたビューデータは、本来のスライス厚とは異なるスライス厚のデータとなる。これによって、１スキャンで得られるデータは部分的に条件が異なるデータを含むことになるので、そのようなスキャンデータから再構成した画像は品質が低下する。
【００５５】
そこで、信号獲得部１０７で獲得したスキャンデータについて補正部１０９で補正を行い、補正済のスキャンデータを用いて断層像生成部１１１により断層像の再構成を行う。
【００５６】
信号獲得部１０７は、データ収集部２６、回転コントローラ３６およびデータ収集バッファ６４によって実現される。信号獲得部１０７は、本発明における信号獲得手段の実施の形態の一例である。補正部１０９はデータ処理装置６０によって実現される。補正部１０９は、本発明における補正手段の実施の形態の一例である。断層像生成部１１１はデータ処理装置６０によって実現される。断層像生成部１１１は、本発明における断層像生成手段の実施の形態の一例である。
【００５７】
補正部１０９は、例えば（ｂ）に示すように、予めわかっているオートコリメータの整定時間に基づき、スキャンの初期の一定期間内に得られる複数ビューのビューデータに、ビュー番号の昇順に０から１まで次第に増加する重みを付与し、それに合わせて、対向ビューのビューデータについて、ビュー番号の昇順に２から１まで次第に減少する重みを付与する。これによって、Ｘ線照射位置が整定しない期間に得られた不正確なビューデータの寄与度を低減し、再構成画像の品質低下を回避することができる。
【００５８】
重み特性は、破線で示すように、対向ビューよりも前の複数ビューのビューデータについて、ビュー番号の降順に２から１まで次第に減少する重みを付与することが、重みの急変を避ける点で好ましい。なお、このようにした場合、それらの対向ビューのビューデータについて、破線で示すように、ビュー番号の降順に０から１まで次第に減少する重みを付与する。このような重み付けは予め用意したデータテーブル（ｄａｔａｔａｂｌｅ）を用いて行うのが便利である。
【００５９】
Ｘ線照射の初期位置に誤差がないときは、このようなビューデータの重み付けは不要であり、むしろ重み付けを行わない方が品質の良い再構成画像を得ることができる。
【００６０】
そこで、位置誤差が許容範囲内である場合は補正を行わず、許容範囲を越えた場合にのみ補正を行うこととする。Ｘ線照射の初期の位置誤差は初期誤差計算部１１３によって計算する。初期誤差計算部１１３はデータ処理装置６０によって実現される。初期誤差計算部１１３は本発明における誤差計算手段の実施の形態の一例である。
【００６１】
位置誤差の計算は、Ｘ線ビーム４００の照射開始直後の２列のレファレンスチャンネルのＸ線検出信号Ａ，Ｂを用い、
【００６２】
【数１】

【００６３】
によって行う。これによって、Ｘ線検出信号の大きさによらない誤差測定値を得ることができる。
この誤差ｅを比較部１１５で許容値αと比較し、比較結果を示す出力信号を補正制御部１１７に入力する。補正制御部１１７は、比較結果に基づいて補正部１０９を制御する。すなわち、
【００６４】
【数２】

【００６５】
となる場合は、誤差が許容範囲内なので補正部１０９に補正を行わせず、
【００６６】
【数３】

【００６７】
となる場合は、誤差が許容範囲を越えるので補正部１０９に補正を行わせる。
比較部１１５は、データ処理装置６０によって実現される。比較部１１５は本発明における比較手段の実施の形態の一例である。補正制御部１１７は、データ処理装置６０によって実現される。補正制御部１１７は、本発明における補正制御手段の実施の形態の一例である。
【００６８】
このようにして、照射位置誤差の大小に応じて補正の要否を分別することにより、照射位置誤差が大きいときは補正を行うことにより画質の低下を回避し、照射位置誤差が小さいときは補正を行わずにその副作用を回避することができる。すなわち、照射位置誤差の有無に関わらず品質の良い断層像を得ることができる。
【００６９】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、照射位置誤差の影響を除去する補正の副作用が生じないＸ線ＣＴ装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】図１に示した装置における検出器アレイの模式図である。
【図３】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図４】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図５】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図６】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図７】本発明の実施の形態の一例の装置の別な観点でのブロック図である。
【図８】ビューデータへの重み付けを説明するためのグラフである。
【符号の説明】
２走査ガントリ
４撮影テーブル
６操作コンソール
８対象
２０Ｘ線管
２２コリメータ
２４検出器アレイ
２６データ収集部
２８Ｘ線コントローラ
３０コリメータコントローラ
３４回転部
３６回転コントローラ
６０データ処理装置
６２制御インタフェース
６４データ収集バッファ
６６記憶装置
６８表示装置
７０操作装置
１０１照射位置検出部
１０３第１制御部
１０５第２制御部
１０７信号獲得部
１０９補正部
１１１断層像生成部
１１３初期誤差計算部
１１５比較部
１１７補正制御部
４００Ｘ線ビーム[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray computed tomography (X-ray CT) apparatus, and more particularly to an X-ray CT apparatus using a detector having a plurality of rows of X-ray detection elements.
[0002]
[Prior art]
In the X-ray CT apparatus, a transmission X-ray signal of a plurality of views (views) is acquired for an object to be imaged by an X-ray irradiation / detection apparatus, and a tomographic image of the object is generated by an image generation apparatus based on the transmission X-ray signal.
[0003]
The X-ray irradiation apparatus shapes a cone-shaped X-ray beam emitted from the focal point of an X-ray tube into a fan-shaped X-ray beam using a collimator and irradiates the imaging space.
[0004]
An X-ray detection apparatus is a multi-channel X-ray having X-rays transmitted through an imaging space arranged in an array along a fan-shaped spread of an X-ray beam. Detect with line detector. By rotating (scanning) such an X-ray irradiation / detection device around an object, a plurality of views of transmitted X-ray signals are acquired.
[0005]
As one type of multi-channel X-ray detector, there is one in which a plurality of detection element arrays are arranged in the direction of the thickness of a fan-shaped X-ray beam, and the X-ray beams are simultaneously received by a plurality of rows of detection element arrays. . In such an X-ray detector, since X-ray detection signals for a plurality of slices can be obtained at a time in one scan, the X-ray detector is used as an X-ray detector for efficiently performing a multi-slice scan. It is done.
[0006]
Some X-ray detectors have two arrays of X-ray detection elements so that projection data for two slices can be obtained all at once. There, two rows of arrays are arranged adjacent to each other in parallel, and the X-ray beam is distributed evenly in the thickness direction for irradiation. The thickness at the target isocenter of the X-ray beams respectively irradiated on the two rows of arrays determines the slice thickness of the tomographic image.
[0007]
In the X-ray tube, movement of the X-ray focal point occurs due to thermal expansion caused by a temperature rise during use, and this appears as a displacement in the thickness direction of the X-ray beam through the aperture of the collimator. When the X-ray beam is displaced in the thickness direction, the distribution ratio of the X-ray beam thickness in the two-row array changes, and the slice thickness of the target projected on the two-line array is not uniform. The ratio of the X-ray count (count) of the provided irradiation position detection channel is monitored, and since the ratio is no longer 1, the X-ray irradiation position shift is recognized and the position of the collimator is adjusted to determine the X-ray irradiation position. It is controlled to be in position. This control is performed by feedback control.
[0008]
Also, as part of the irradiation position control, according to the length of the X-ray irradiation stop time, the position change of the X-ray focal point accompanying the temperature drop of the X-ray tube is predicted, and the collimator position is adjusted accordingly. In the next irradiation, the correct position can be irradiated from the beginning. This control is performed by feed forward control.
[0009]
The irradiation position control by feedback control starts simultaneously with the X-ray irradiation, that is, the start of scanning. The initial position of the control is a position adjusted by feedforward control. When this position is different from the fixed position, it is corrected by feedback control. However, due to a delay in response of the feedback control, it takes a certain amount of time from the start of scanning until the X-ray irradiation position reaches the fixed position. Since normal data cannot be obtained during that time, the quality of the first obtained image is inferior. Therefore, the transmission X-ray signal obtained at the beginning of scanning is corrected to remove the influence of the irradiation position error. ing.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
When the feedforward control is appropriately performed and the irradiation position is at the fixed position from the beginning, the image quality of the tomographic image is deteriorated as a side effect of the correction as described above.
[0011]
Therefore, an object of the present invention is to realize an X-ray CT apparatus that does not have a side effect of correction that removes the influence of an irradiation position error.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the present invention provides an X-ray tube that generates X-rays that diverge from a focal point, a collimator that shapes the X-rays into a fan-shaped beam, and a plurality of X-ray detection elements as the fan-shaped beam A detection element array in which a plurality of detection element arrays arranged in the direction of the spread of the fan-shaped beam are arranged in the direction of the thickness of the fan-shaped beam, and the detection element array in the arrangement direction of the detection element arrays in the detection element array Irradiation position detecting means for detecting the irradiation position of the fan-shaped beam, and first irradiation for controlling the collimator so that the irradiation position of the fan-shaped beam becomes a preset irradiation position based on the detected irradiation position. Position control means, and second irradiation position control means for controlling the collimator so that the position of the focal point at the start of X-ray irradiation is predicted and the fan-shaped beam irradiation position becomes the preset irradiation position. A signal for obtaining X-ray detection signals of a plurality of views by rotating an X-ray irradiation / detection system including the X-ray tube, the collimator, and the detection element array around an axis parallel to the direction of the thickness of the fan-shaped beam. Acquisition means, correction means for correcting the acquired X-ray detection signal to remove the influence of the inaccuracy of the irradiation position at the start of X-ray irradiation, the irradiation position at the start of X-ray irradiation and the preset An error calculating means for obtaining an error from the irradiation position, a comparing means for comparing the error with a predetermined allowable value, and when the error is within the predetermined allowable value, the correction is not performed, and the error is A correction control means for performing the correction when the predetermined allowable value is exceeded, and a tomographic image of a slice through which the fan-shaped beam has passed based on an X-ray detection signal given through the correction means. By comprising a tomographic image generating means for forming, which is the X-ray CT apparatus according to claim.
[0013]
In the present invention, correction is not performed when the irradiation position error is within a predetermined allowable value, and correction is performed when the irradiation position error exceeds a predetermined allowable value. There are no associated side effects.
[0014]
The correction is performed by reducing the weight of the X-ray detection signal of the view at the initial stage of the rotation and increasing the weight of the X-ray detection signal of the opposite view for the X-ray detection signals of the plurality of views. Is preferable in that it eliminates the influence of the inaccuracy of the irradiation position at the initial stage of rotation.
[0015]
In that case, a weight that changes from 0 to 1 in ascending order of the view number is assigned to the X-ray detection signals of a plurality of predetermined views based on the first view, and the view numbers of the X-ray detection signals of these opposite views are given. It is preferable to give a weight that changes from 2 to 1 in ascending order in order to more appropriately reduce the influence of the inaccuracy of the irradiation position at the initial stage of rotation.
[0016]
In addition, a weight that changes from 2 to 1 in descending order of the view number is given to a plurality of predetermined X-ray detection signals based on the center view, and the X-ray detection signals of the opposite views are assigned a view. Giving weights that change from 0 to 1 in descending order of numbers is preferable in terms of alleviating sudden changes in weights.
[0017]
The irradiation position error is obtained based on the ratio of the difference with respect to the sum of the X-ray detection signals respectively detected by the X-ray detection elements adjacent in the arrangement direction of the detection element rows. This is preferable in terms of obtaining an error measurement value that does not depend.
[0018]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of an X-ray CT apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus.
[0019]
As shown in FIG. 1, the apparatus includes a scanning gantry 2, an imaging table 4, and an operation console 6. The scanning gantry 2 is an example of an embodiment of signal acquisition means in the present invention. The scanning gantry 2 has an X-ray tube 20. X-ray tube 20 is an example of an embodiment of an X-ray tube in the present invention. X-rays (not shown) radiated from the X-ray tube 20 are formed by the collimator 22 into, for example, a fan-shaped X-ray beam, that is, a fan beam, and irradiate the detector array 24. The collimator 22 is an example of an embodiment of the collimator in the present invention.
[0020]
The detector array 24 has a plurality of X-ray detection elements arranged in an array in the direction of expansion of the fan-shaped X-ray beam. The detector array 24 is an example of an embodiment of the detection element array in the present invention. The configuration of the detector array 24 will be described later. The X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 constitute an X-ray irradiation / detection device. The X-ray irradiation / detection apparatus will be described later.
[0021]
A data collection unit 26 is connected to the detector array 24. The data collection unit 26 collects detection data of individual X-ray detection elements of the detector array 24. X-ray irradiation from the X-ray tube 20 is controlled by an X-ray controller 28. The connection relationship between the X-ray tube 20 and the X-ray controller 28 is not shown. The collimator 22 is controlled by a collimator controller 30. The connection relationship between the collimator 22 and the collimator controller 30 is not shown.
[0022]
The components from the X-ray tube 20 to the collimator controller 30 described above are mounted on the rotating unit 34 of the scanning gantry 2. The rotation of the rotating unit 34 is controlled by the rotation controller 36. The connection relationship between the rotating unit 34 and the rotation controller 36 is not shown.
[0023]
The imaging table 4 carries an imaging target (not shown) in and out of the X-ray irradiation space of the scanning gantry 2. The relationship between the object and the X-ray irradiation space will be described later.
[0024]
The operation console 6 has a data processing device 60. The data processing device 60 is configured by, for example, a computer. A control interface (interface) 62 is connected to the data processing device 60. The control gantry 2 and the imaging table 4 are connected to the control interface 62. The data processing device 60 controls the scanning gantry 2 and the imaging table 4 through the control interface 62.
[0025]
The data acquisition unit 26, the X-ray controller 28, the collimator controller 30 and the rotation controller 36 in the scanning gantry 2 are controlled through the control interface 62. Note that illustration of individual connections between these units and the control interface 62 is omitted.
[0026]
A data collection buffer 64 is also connected to the data processing device 60. A data collection unit 26 of the scanning gantry 2 is connected to the data collection buffer 64. Data collected by the data collection unit 26 is input to the data processing device 60 through the data collection buffer 64.
[0027]
The data processing device 60 performs image reconstruction using a plurality of views of transmitted X-ray signals collected through the data collection buffer 64. For the image reconstruction, for example, a filtered back projection method or the like is used. The data processing device 60 is an example of an embodiment of tomographic image generation means in the present invention.
[0028]
A storage device 66 is also connected to the data processing device 60. The storage device 66 stores various data, reconstructed images, programs for realizing the functions of the present device, and the like.
[0029]
Further, a display device 68 and an operation device 70 are connected to the data processing device 60. The display device 68 displays the reconstructed image and other information output from the data processing device 60. The operation device 70 is operated by a user and inputs various instructions and information to the data processing device 60. The user operates the present apparatus interactively using the display device 68 and the operation device 70.
[0030]
FIG. 2 shows a schematic configuration of the detector array 24. As shown in the figure, the detector array 24 is a multi-channel X-ray detector in which a plurality of X-ray detection elements 24 (ik) are arranged in an array.
[0031]
The plurality of X-ray detection elements 24 (ik) as a whole form an X-ray incident surface curved in a cylindrical concave shape. i is a channel number, for example, i = 1 to 1000. k is a column number, for example, k = 1,2. The X-ray detection elements 24 (ik) each have the same column number k and constitute a detection element array. Note that the detector array 24 is not limited to two rows, and may be a multi-row having three or more rows. Hereinafter, an example in which the detector array 24 has two columns will be described.
[0032]
The predetermined number of channels at both ends of the detector array 24 is a reference channel 25 in each column. The reference channel 25 is outside the range in which the object is projected during shooting.
[0033]
The X-ray detection element 24 (ik) is configured by a combination of, for example, a scintillator and a photodiode. However, the present invention is not limited to this. For example, a semiconductor X-ray detection element using cadmium tellurium (CdTe) or an ionization chamber type X-ray detection element using Xe gas (gas) may be used.
[0034]
FIG. 3 shows the interrelationship among the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 in the X-ray irradiation / detection apparatus. 3A is a diagram showing a state seen from the front of the scanning gantry 2, and FIG. 3B is a diagram showing a state seen from the side. As shown in the figure, the X-rays radiated from the X-ray tube 20 are shaped by the collimator 22 into a fan-shaped X-ray beam 400 and irradiated to the detector array 24.
[0035]
FIG. 3A shows the spread of the fan-shaped X-ray beam 400. The spreading direction of the X-ray beam 400 coincides with the channel arrangement direction in the detector array 24. In (b), the thickness of the X-ray beam 400 is shown. The thickness direction of the X-ray beam 400 coincides with the column arrangement direction (k direction) in the detector array 24.
[0036]
The body axis is intersected with the fan surface of the X-ray beam 400, and the object 8 placed on the imaging table 4 is carried into the X-ray irradiation space, for example, as shown in FIG. The scanning gantry 2 has a cylindrical structure including an X-ray irradiation / detection device inside.
[0037]
The X-ray irradiation space is formed in the inner space of the cylindrical structure of the scanning gantry 2. An image of the object 8 sliced by the X-ray beam 400 is projected onto the detector array 24. X-rays transmitted through the object 8 are detected by the detector array 24. The thickness th of the X-ray beam 400 irradiated to the object 8 is adjusted by the opening degree of the aperture of the collimator 22.
[0038]
The X-ray irradiation / detection device comprising the X-ray tube 20, the collimator 22 and the detector array 24 rotates (scans) around the body axis of the object 8 while maintaining their mutual relationship. Projection data of a plurality of views (for example, about 1000) per scan rotation is collected. The projection data is collected by the system of detector array 24 -data collection unit 26 -data collection buffer 64.
[0039]
Based on the projection data for two slices collected in the data collection buffer 64, the data processor 60 generates tomographic images for two slices, that is, image reconstruction. The image reconstruction is performed by processing, for example, 1000 views of projection data obtained by one rotation scan by, for example, a filtered back-projection method.
[0040]
5 and 6 show further detailed schematic views of the irradiation state of the X-ray beam 400 on the detector array 24. FIG. As shown in FIG. 5, by displacing the collimator pieces 220 and 222 in the collimator 22 in the direction of narrowing the aperture, the slice thickness th of the projected image in the

X-ray detectors

242 and 244 is reduced.
[0041]
Also, as shown in FIG. 6, the slice thickness th of the projected image is increased by moving the collimator pieces 220 and 222 in the direction of expanding the aperture. Such slice thickness adjustment is performed by the collimator controller 30 under the control of the data processing device 60.
[0042]
Further, the irradiation position in the k direction on the detector array 24 is adjusted by simultaneously moving the collimator pieces 220 and 222 in which the slice thickness th is set while moving both in the k direction. As a result, the change of the irradiation position accompanying the movement of the X-ray focal point is corrected, and automatic control is performed so that the X-ray beam 400 is always irradiated to the fixed position.
[0043]
The irradiation position in the k direction is adjusted by moving the detector array 24 relative to the collimator 22 in the k direction, as indicated by the broken line arrows, instead of moving the collimator pieces 220 and 222. Also good. In this way, two systems of the slice thickness adjusting mechanism and the irradiation position control mechanism in the thickness direction can be provided separately, and multifaceted control becomes possible.
[0044]
On the other hand, if all are performed by the collimator 22 as described above, the control system can be unified into one system, and the request for simplification of the configuration can be met. Of course, the irradiation position may be adjusted by combining these two means. Hereinafter, the automatic control function of the irradiation position is also referred to as an auto collimator.
[0045]
FIG. 7 shows a block diagram of the present apparatus from the viewpoint of focusing on the autocollimator. As shown in the figure, the irradiation position detector 101 detects the irradiation position of the X-ray beam 400 in the k direction. The irradiation position detector 101 detects the irradiation position based on the ratio of the outputs of the two reference channels 25 in the detector array 24.
[0046]
When the ratio is 1, the irradiation position is at a fixed position and the irradiation position error is zero. At this time, the X-ray beam 400 is irradiated so that the slice thickness is uniform on the two detector rows. When there is an error in the irradiation position, the slice thickness becomes uneven and the ratio is not 1. Therefore, the deviation of the ratio from 1 represents the irradiation position error. The function of the irradiation position detection unit 101 is realized by the data processing device 60. The irradiation position detection unit 101 is an example of an embodiment of irradiation position detection means in the present invention.
[0047]
The irradiation position detection signal is input to the first control unit 103. The first control unit 103 feedback-controls the collimator 22 based on the input signal and adjusts the irradiation position of the X-ray beam 400 to be a fixed position. The function of the first control unit 103 is realized by the data processing device 60 and the collimator controller 30. The 1st control part 103 is an example of embodiment of the 1st irradiation position control means in this invention.
[0048]
With such an autocollimator, the X-ray irradiation position on the detector array 24 is kept constant even if the X-ray focal point is moved by the self-heating of the X-ray tube 20 during scanning. When the scan is finished, the collimator 22 stays at the control position immediately before the end of the scan. This position corresponds to the X-ray focal position immediately before the end of scanning.
[0049]
This position becomes the initial position of the collimator 22 at the time of the next scan. However, if there is a time until the next scan, the position change of the X-ray focal point due to the temperature drop of the X-ray tube 20 becomes large. The position will not fit.
[0050]
Therefore, the second control unit 105 predicts a change in the position of the X-ray focal point accompanying the temperature drop of the X-ray tube 20 during the scan stop period, and sets the collimator 22 to an appropriate initial position corresponding thereto. That is, feedforward control of the initial position of X-ray irradiation in the next scan is performed.
[0051]
Prediction of the change in the position of the X-ray focal point is performed based on the X-ray irradiation conditions and the irradiation time immediately before the scan is stopped, the elapsed time after the scan is stopped, and the like. If the predicted position of the X-ray focal point is obtained, the initial position of the collimator is automatically determined based on the geometrical arrangement of the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array.
[0052]
The function of the second control unit 105 is realized by the data processing device 60 and the collimator controller 30. The 2nd control part 105 is an example of embodiment of the 2nd irradiation position control means in this invention.
[0053]
Since the initial position of the collimator 22 is determined based on the prediction of the X-ray focal position, an irradiation position error occurs when the predicted position is different from the actual position. When there is an irradiation position error, the adjustment to adjust the X-ray irradiation position to the fixed position by the autocollimator starts with the start of scanning, but the state with the irradiation position error continues until the position is set.
[0054]
Due to the settling delay of the autocollimator, for example, an irradiation position error Δz as shown in FIG. The view data obtained in such a period with an irradiation position error is data having a slice thickness different from the original slice thickness. As a result, data obtained in one scan partially includes data with different conditions, and the quality of an image reconstructed from such scan data is reduced.
[0055]
Therefore, the scan data acquired by the signal acquisition unit 107 is corrected by the correction unit 109, and the tomographic image generation unit 111 reconstructs the tomographic image using the corrected scan data.
[0056]
The signal acquisition unit 107 is realized by the data collection unit 26, the rotation controller 36, and the data collection buffer 64. The signal acquisition unit 107 is an example of an embodiment of signal acquisition means in the present invention. The correction unit 109 is realized by the data processing device 60. The correction unit 109 is an example of an embodiment of correction means in the present invention. The tomographic image generator 111 is realized by the data processing device 60. The tomogram generator 111 is an example of an embodiment of tomogram generator in the present invention.
[0057]
For example, as shown in (b), the correction unit 109 converts the view data of a plurality of views obtained within a predetermined initial period of scanning from 0 in ascending order of view numbers based on the settling time of the autocollimator known in advance. A weight that gradually increases to 1 is assigned, and accordingly, a weight that gradually decreases from 2 to 1 is assigned to the view data of the opposite view in ascending order of the view number. As a result, it is possible to reduce the contribution of inaccurate view data obtained during a period in which the X-ray irradiation position is not settled, and to avoid deterioration in the quality of the reconstructed image.
[0058]
As shown by the broken line, it is preferable that the weight characteristic is given a weight that gradually decreases from 2 to 1 in descending order of the view number with respect to the view data of the plurality of views before the opposite view, in order to avoid a sudden change in the weight. . In this case, weights that gradually decrease from 0 to 1 are assigned to the view data of the opposite views as shown by the broken lines in descending order of view numbers. It is convenient to perform such weighting using a data table prepared in advance.
[0059]
When there is no error in the initial position of X-ray irradiation, such weighting of the view data is unnecessary, and a reconstructed image with better quality can be obtained without weighting.
[0060]
Therefore, the correction is not performed when the position error is within the allowable range, and the correction is performed only when it exceeds the allowable range. The initial position error of the X-ray irradiation is calculated by the initial error calculator 113. The initial error calculation unit 113 is realized by the data processing device 60. The initial error calculation unit 113 is an example of an embodiment of error calculation means in the present invention.
[0061]
For the calculation of the position error, the X-ray detection signals A and B of the two reference channels immediately after the start of irradiation of the X-ray beam 400 are used.
[0062]
[Expression 1]

[0063]
Do by. Thereby, an error measurement value independent of the magnitude of the X-ray detection signal can be obtained.
The error e is compared with the allowable value α by the comparison unit 115, and an output signal indicating the comparison result is input to the correction control unit 117. The correction control unit 117 controls the correction unit 109 based on the comparison result. That is,
[0064]
[Expression 2]

[0065]
In this case, since the error is within the allowable range, the correction unit 109 is not corrected,
[0066]
[Equation 3]

[0067]
In this case, since the error exceeds the allowable range, the correction unit 109 performs correction.
The comparison unit 115 is realized by the data processing device 60. The comparison unit 115 is an example of an embodiment of comparison means in the present invention. The correction control unit 117 is realized by the data processing device 60. The correction control unit 117 is an example of an embodiment of the correction control means in the present invention.
[0068]
In this way, by distinguishing the necessity of correction according to the size of the irradiation position error, when the irradiation position error is large, the correction is performed to avoid the deterioration of the image quality, and when the irradiation position error is small, the correction is performed. The side effects can be avoided without doing this. That is, a high-quality tomographic image can be obtained regardless of the presence or absence of an irradiation position error.
[0069]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize an X-ray CT apparatus that does not have the side effect of correction that removes the influence of the irradiation position error.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram of a detector array in the apparatus shown in FIG.
FIG. 3 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1;
4 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG.
FIG. 5 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1;
6 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 7 is a block diagram of another example of the apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a graph for explaining weighting of view data.
[Explanation of symbols]
2 Scanning gantry
4 Shooting table
6 Operation console
8 Target
20 X-ray tube
22 Collimator
24 Detector array
26 Data collection unit
28 X-ray controller
30 Collimator controller
34 Rotating part
36 rotation controller
60 Data processing device
62 Control interface
64 Data collection buffer
66 Storage device
68 display devices
70 Operating device
101 Irradiation position detector
103 1st control part
105 Second control unit
107 Signal acquisition unit
109 Correction unit
111 Tomographic image generator
113 Initial error calculator
115 Comparison part
117 Correction control unit
400 X-ray beam

Claims

An X-ray tube that generates X-rays that diverge from the focal point; a collimator that shapes the X-rays into a fan-shaped beam;
A detection element array in which a plurality of detection element arrays in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in the direction of spreading of the fan-shaped beam are arranged in the thickness direction of the fan-shaped beam;
An irradiation position detection means for detecting the irradiation position of the fan-shaped beam in the arrangement direction of the detection element array in the detection element array, and the irradiation position of the fan-shaped beam are preset based on the detected irradiation position. First irradiation position control means for controlling the collimator so as to be the irradiation position;
A second irradiation position control means for predicting the position of the focal point at the start of X-ray irradiation and controlling the collimator so that the irradiation position of the fan-shaped beam becomes the preset irradiation position;
A signal for obtaining X-ray detection signals of a plurality of views by rotating an X-ray irradiation / detection system including the X-ray tube, the collimator, and the detection element array around an axis parallel to the direction of the thickness of the fan-shaped beam. Acquisition means,
Correction means for correcting the acquired X-ray detection signal to remove the influence of the inaccuracy of the irradiation position at the start of X-ray irradiation;
An error calculating means for obtaining an error between the irradiation position at the start of X-ray irradiation and the preset irradiation position;
A comparison means for comparing the error with a predetermined tolerance;
When the error is within the predetermined allowable value, the correction means does not correct the X-ray detection signal, and when the error exceeds the predetermined allowable value, the X-ray detection signal by the correction means. and correction control means for causing the correction for,
A tomographic image generating means for generating a tomographic image of a slice through which the fan-shaped beam has passed based on an X-ray detection signal given through the correcting means;
An X-ray CT apparatus comprising:

The correction means reduces, for the X-ray detection signals of the plurality of views, the weight of the X-ray detection signal of the view at the initial stage of the rotation and increases the weight of the X-ray detection signals of the opposite views. The X-ray CT apparatus according to claim 1.

The correction unit assigns a weight that changes from 0 to 1 in ascending order of view numbers for a plurality of predetermined X-ray detection signals based on the first view, and for the X-ray detection signals of the opposite views. The X-ray CT apparatus according to claim 2, wherein a weight that changes from 2 to 1 is given in ascending order of view numbers.

The correction means assigns a weight that changes from 2 to 1 in descending order of view numbers for a plurality of predetermined view X-ray detection signals based on the central view, and sets the X-ray detection signals of the opposite views to the opposite views. The X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein a weight that changes from 0 to 1 in descending order of the view number is given.

The error calculation means obtains the error based on a ratio of a difference with respect to a sum of X-ray detection signals respectively detected by X-ray detection elements adjacent in the arrangement direction of the detection element rows. The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 4.