JP2000296124A - Method and system for radiation tomographic - Google Patents
Method and system for radiation tomographicInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、放射線断層撮影方
法および装置に関し、特に、幅と厚みを持つ放射線ビー
ムと、複数の放射線検出素子を放射線ビームの幅の方向
に配列した検出素子列を放射線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、検出素子アレイに
おける検出素子列の配設方向での放射線ビームの照射位
置を制御する照射位置制御手段とを用いる放射線断層撮
影方法および装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation tomography method and apparatus, and more particularly, to a radiation beam having a width and a thickness, and a radiation element array in which a plurality of radiation detection elements are arranged in the width direction of the radiation beam. Radiation tomography method using a plurality of detection element arrays arranged in the direction of the thickness of the beam, and irradiation position control means for controlling the irradiation position of the radiation beam in the arrangement direction of the detection element arrays in the detection element array And equipment.
【０００２】[0002]
【従来の技術】放射線断層撮影装置の一例として、例え
ば、Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈ
ｙ）装置がある。Ｘ線ＣＴ装置においては、放射線とし
てはＸ線が利用される。Ｘ線発生にはＸ線管が使用され
る。2. Description of the Related Art As an example of a radiation tomography apparatus, for example, an X-ray computed tomography (CT) is used.
y) There is a device. In an X-ray CT apparatus, X-rays are used as radiation. An X-ray tube is used for X-ray generation.
【０００３】Ｘ線管を含むＸ線照射装置は、撮影範囲を
包含する幅を持ちそれに垂直な方向に所定の厚みを持つ
Ｘ線ビーム（ｂｅａｍ）を照射する。Ｘ線ビームの厚み
はコリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）のＸ線通過開口
（アパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ））の開度を調節する
ことにより変更できるようになっており、これによって
撮影のスライス（ｓｌｉｃｅ）厚を調節する。An X-ray irradiator including an X-ray tube irradiates an X-ray beam having a width including an imaging range and a predetermined thickness in a direction perpendicular thereto. The thickness of the X-ray beam can be changed by adjusting the opening of the X-ray passing aperture (aperture) of the collimator, thereby adjusting the thickness of the slice for imaging.
【０００４】Ｘ線検出装置は、Ｘ線ビームの幅の方向に
多数（例えば１０００個程度）のＸ線検出素子をアレイ
（ａｒｒａｙ）状に配列した多チャンネル（ｃｈａｎｎ
ｅｌ）のＸ線検出器を有しそれによってＸ線を検出する
ようになっている。An X-ray detector is a multi-channel in which a large number (for example, about 1000) of X-ray detection elements are arranged in an array in the direction of the width of an X-ray beam.
e) an X-ray detector for detecting X-rays.
【０００５】Ｘ線照射・検出系を被検体の周りで回転
（スキャン：ｓｃａｎ）させて、被検体の周囲の複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）方向でそれぞれＸ線による被検体の
投影データ（ｄａｔａ）を測定し、それら投影データに
基づいて断層像を生成（再構成）するようになってい
る。[0005] The X-ray irradiation / detection system is rotated (scanned) around the subject, and the projection data (data) of the subject by the X-rays in a plurality of view directions around the subject is obtained. It measures and generates (reconstructs) a tomographic image based on the projection data.
【０００６】多チャンネルのＸ線検出器の１種として、
検出素子アレイを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
−ｓｌｉｃｅ ｓｃａｎ）を能率良く行うためのＸ線検
出器として用いられる。As one type of a multi-channel X-ray detector,
There is a type in which a plurality of detection element arrays are provided in the direction of the thickness of the 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 one time by one scan, a multi-slice scan (multi
-Slice scan) is efficiently used as an X-ray detector.
【０００７】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、被検体のアイ
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。Some X-ray detectors have an array of X-ray detection elements in two rows so that projection data for two slices can be obtained at one time. There, two rows of arrays are arranged adjacent to and parallel to each other, and the X-ray beam is uniformly distributed in the thickness direction and irradiated. The thickness of the X-ray beam applied to the two rows of arrays at the isocenter of the subject determines the slice thickness of the tomographic image.
【０００８】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被検体のスライス厚
が均等でなくなる。In the X-ray tube, the focal point of the X-ray moves due to thermal expansion or the like due to a rise in temperature during use, which 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, 2
The distribution ratio of the thickness of the X-ray beam in the row array changes, and the slice thickness of the subject projected on the two arrays is not uniform.
【０００９】そこで、２列のアレイにそれぞれ設けたレ
ファレンスチャンネル（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｃｈａｎ
ｎｅｌ）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。Therefore, reference channels provided in the two-row array are respectively provided.
monitor the ratio of x-ray counts
Since the ratio is no longer 1, the deviation of the X-ray irradiation position is recognized, and the position of the collimator is adjusted to control the X-ray irradiation position to be a fixed position.
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】上記の照射位置制御は
Ｘ線照射すなわちスキャン開始と同時に始まるが、制御
系の応答の遅れによりスキャンを開始してからＸ線照射
位置が定位置に一致するまでにある程度の時間がかか
り、このため、最初に得られる画像は品質が劣るという
問題があった。The above-described irradiation position control starts at the same time as X-ray irradiation, that is, at the start of scanning. However, from the start of scanning due to the delay of the response of the control system, until the X-ray irradiation position coincides with the home position. Takes a certain amount of time, and the quality of the initially obtained image is poor.
【００１１】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、スキャン開始当初から品質
の良い画像を得る放射線断層撮影方法および装置を実現
することである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to realize a radiation tomography method and apparatus for obtaining a high-quality image from the beginning of scanning.
【００１２】[0012]
【課題を解決するための手段】（１）上記の課題を解決
する第１の観点での発明は、照射方向に垂直でかつ互い
に垂直な２つの方向の一方および他方においてそれぞれ
幅および厚みを持つ放射線ビームを放射線照射手段から
照射し、複数の放射線検出素子を前記放射線ビームの幅
の方向に配列した検出素子列を前記放射線ビームの厚み
の方向に複数個配設してなる検出素子アレイで前記放射
線ビームを検出し、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放射線ビームの照射位置を
制御し、前記放射線照射手段および前記検出素子アレイ
を含む放射線照射・検出系を前記放射線ビームの厚みの
方向に平行な回転軸を中心に回転させて得た複数ビュー
の放射線検出信号に基づき前記放射線ビームが通過した
スライスについての断層像を生成する放射線断層撮影方
法であって、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放射線ビームの照射位置誤差に応
じて前記放射線検出素子の放射線検出信号をリニア補正
し、前記複数ビューの放射線検出信号につき、前記リニ
ア補正後の残存誤差が大きい放射線検出信号の重みを小
さくするとともに、前記リニア補正後の残存誤差が大き
い放射線検出信号の対向ビューの放射線検出信号の重み
を大きくすることを特徴とする放射線断層撮影方法であ
る。Means for Solving the Problems (1) The invention according to a first aspect for solving the above problems has a width and a thickness in one and the other of two directions perpendicular to the irradiation direction and perpendicular to each other. A radiation beam is irradiated from the radiation irradiating means, and a plurality of radiation detection elements are arranged in the direction of the width of the radiation beam. Detecting a radiation beam, controlling an irradiation position of the radiation beam in an arrangement direction of the detection element array in the detection element array, and setting a radiation irradiation / detection system including the radiation irradiation means and the detection element array to the radiation irradiation; The slice through which the radiation beam has passed based on the radiation detection signals of multiple views obtained by rotating about a rotation axis parallel to the direction of the beam thickness A radiation tomography method for generating a tomographic image, wherein the radiation detection signal of the radiation detection element is linearly corrected according to an irradiation position error of the radiation beam in a direction in which the detection element array is arranged in the detection element array. For the radiation detection signals of the plurality of views, the weight of the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction is reduced, and the weight of the radiation detection signal of the opposite view of the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction is reduced. Is a radiographic tomography method characterized by increasing.
【００１３】（２）上記の課題を解決する第２の観点で
の発明は、照射方向に垂直でかつ互いに垂直な２つの方
向の一方および他方においてそれぞれ幅および厚みを持
つ放射線ビームを照射する放射線照射手段と、複数の放
射線検出素子を前記放射線ビームの幅の方向に配列した
検出素子列を前記放射線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放射線ビームの
照射位置を制御する照射位置制御手段と、前記放射線照
射手段および前記検出素子アレイを含む放射線照射・検
出系を前記放射線ビームの厚みの方向に平行な回転軸を
中心に回転させ複数ビューの放射線検出信号を収集する
信号収集手段と、前記収集した前記放射線検出信号に基
づき前記放射線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有する放射線断層撮
影装置であって、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放射線ビームの照射位置誤差
に応じて前記放射線検出素子の放射線検出信号をリニア
補正するリニア補正手段と、前記複数ビューの放射線検
出信号につき、前記リニア補正後の残存誤差が大きい放
射線検出信号の重みを小さくするとともに、前記リニア
補正後の残存誤差が大きい放射線検出信号の対向ビュー
の放射線検出信号の重みを大きくする重み付け手段とを
具備することを特徴とする放射線断層撮影装置である。(2) The invention according to a second aspect for solving the above-mentioned problems is directed to a method of irradiating a radiation beam having a width and a thickness in each of two directions perpendicular to an irradiation direction and perpendicular to each other. Irradiating means, a detecting element array in which a plurality of detecting element rows in which a plurality of radiation detecting elements are arranged in the direction of the width of the radiation beam are arranged in the direction of the thickness of the radiation beam, and An irradiation position control means for controlling an irradiation position of the radiation beam in a direction in which the detection element rows are arranged, and a radiation irradiation / detection system including the radiation irradiation means and the detection element array being parallel to the direction of the thickness of the radiation beam. Signal collection means for rotating around a rotation axis and collecting radiation detection signals of a plurality of views; and A tomographic image generating means for generating a tomographic image of a slice through which the beam has passed, wherein the irradiation position error of the radiation beam in the arrangement direction of the detection element array in the detection element array is reduced. Linear correction means for linearly correcting the radiation detection signal of the radiation detection element in response thereto, and for the radiation detection signals of the plurality of views, the weight of the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction is reduced, and the linear correction is performed. A radiation tomography apparatus comprising: weighting means for increasing the weight of the radiation detection signal in the opposite view of the radiation detection signal having a large residual error.
【００１４】（作用）本発明では、検出素子アレイにお
ける放射線ビームの照射位置誤差に応じて放射線検出信
号をリニア補正し、また、複数ビューの放射線検出信号
につきリニア補正後の残存誤差が大きい放射線検出信号
の重みを小さくするとともにその対向ビューの放射線検
出信号の重みを大きくし、放射線ビームの照射位置誤差
による画質の劣化を防止する。(Function) In the present invention, a radiation detection signal is linearly corrected in accordance with an irradiation position error of a radiation beam in a detection element array, and a radiation detection signal having a large residual error after a linear correction is applied to radiation detection signals of a plurality of views. The weight of the signal is reduced and the weight of the radiation detection signal of the opposite view is increased, thereby preventing the deterioration of the image quality due to the irradiation position error of the radiation beam.
【００１５】[0015]
【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。本装置の動作
によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示
される。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the X-ray CT apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment of the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.
【００１６】図１に示すように、本装置は、走査ガント
リ（ｇａｎｔｒｙ）２と、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）
４と、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６を備えてい
る。走査ガントリ２は、放射線源としてのＸ線管２０を
有する。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（ｆａｎ ｂｅａｍ）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。
Ｘ線ビームは本発明における放射線ビームの実施の形態
の一例である。Ｘ線管２０とコリメータ２２からなる部
分は、本発明における放射線照射手段の実施の形態の一
例である。As shown in FIG. 1, the present apparatus comprises a scanning gantry (gantry) 2 and a photographing table (table).
4 and an operation console 6. The scanning gantry 2 has an X-ray tube 20 as a radiation source. X-rays (not shown) emitted from the X-ray tube 20 are:
The collimator 22 shapes the beam into, for example, a fan-shaped X-ray beam, that is, a fan beam, and irradiates the detector array 24 with the beam.
The X-ray beam is an example of the embodiment of the radiation beam in the present invention. The portion composed of the X-ray tube 20 and the collimator 22 is an example of the embodiment of the radiation irradiating means in the present invention.
【００１７】検出器アレイ２４は、扇状のＸ線ビームの
幅の方向にアレイ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、本発明の検出素子アレイ
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。The detector array 24 has a plurality of X-ray detecting elements arranged in an array in the direction of the width of the fan-shaped X-ray beam. The detector array 24 is an example of an embodiment of the detection element array of the present invention. The configuration of the detector array 24 will be described later.
【００１８】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・検出装置は、本発明における放射線照射・検出系の
実施の形態の一例である。Ｘ線照射・検出装置の構成に
ついては後にあらためて説明する。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２
６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。The X-ray tube 20, collimator 22 and detector array 24 constitute an X-ray irradiation / detection device. The X-ray irradiation / detection device is an example of an embodiment of a radiation irradiation / detection system according to the present invention. The configuration of the X-ray irradiation / detection device will be described later. A data collection unit 26 is connected to the detector array 24. Data collection unit 2
6 collects the detection data of the individual X-ray detection elements of the detector array 24.
【００１９】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。The irradiation of X-rays from the X-ray tube 20 is controlled by an X-ray controller (controller) 28. The illustration of the connection relationship between the X-ray tube 20 and the X-ray controller 28 is omitted. The collimator 22
It is controlled by the collimator controller 30. The illustration of the connection relationship between the collimator 22 and the collimator controller 30 is omitted.
【００２０】以上のＸ線管２０乃至コリメータコントロ
ーラ３０が、走査ガントリ２の回転部３２に搭載されて
いる。回転部３２の回転は、回転コントローラ３４によ
って制御される。なお、回転部３２と回転コントローラ
３４との接続関係については図示を省略する。撮影テー
ブル４は、図示しない被検体を走査ガントリ２のＸ線照
射空間に搬入および搬出する。被検体と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。The above-described X-ray tube 20 to collimator controller 30 are mounted on the rotating unit 32 of the scanning gantry 2. The rotation of the rotation unit 32 is controlled by a rotation controller 34. The illustration of the connection relationship between the rotation unit 32 and the rotation controller 34 is omitted. The imaging table 4 carries a subject (not shown) into and out of the X-ray irradiation space of the scanning gantry 2. The relationship between the subject and the X-ray irradiation space will be described later.
【００２１】操作コンソール６は、中央処理装置６０を
有している。中央処理装置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。中央処理装置６
０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によ
って構成される。中央処理装置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。The operation console 6 has a central processing unit 60. The central processing unit 60 is an example of an embodiment of a tomographic image generation unit according to the present invention. Central processing unit 6
0 is constituted by, for example, a computer. The central processing unit 60 is connected to a control interface (interface) 62.
The scanning gantry 2 and the imaging table 4 are connected to the control interface 62.
【００２２】中央処理装置６０は制御インタフェース６
２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。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３４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。走査ガント
リ２および制御インタフェース６２は、本発明における
信号収集手段の実施の形態の一例である。中央処理装置
６０、制御インタフェース６２およびコリメータコント
ローラ３０からなる部分は、本発明における照射位置制
御手段の実施の形態である。The central processing unit 60 has a control interface 6
2, the scanning gantry 2 and the imaging table 4 are controlled. The data acquisition unit 26, X-ray controller 28, collimator controller 30, and rotation controller 34 in the scanning gantry 2 are controlled through a control interface 62. It should be noted that these components and the control interface 62
The illustration of the individual connection with is omitted. The scanning gantry 2 and the control interface 62 are an example of an embodiment of a signal collecting unit according to the present invention. The part including the central processing unit 60, the control interface 62, and the collimator controller 30 is an embodiment of the irradiation position control means in the present invention.
【００２３】中央処理装置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６
４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に入力される。データ収集バッファ６
４は、入力データを一時的に記憶する。A data acquisition buffer 64 is also connected to the central processing unit 60. Data collection buffer 6
4 is connected to the data collection unit 26 of the scanning gantry 2. The data collected by the data collection unit 26 is input to the data collection buffer 64. Data collection buffer 6
4 temporarily stores the input data.
【００２４】中央処理装置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データについて後述
するような補正を行い、補正済みのビューデータに基づ
いて画像再構成を行う。ビューデータの補正にはリニア
補正と重み付け補正が含まれる。中央処理装置６０は、
本発明におけるリニア補正手段の実施の形態の一例であ
る。また、本発明における重み付け手段の実施の形態の
一例である。また、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。The central processing unit 60 corrects data of a plurality of views collected through the data collection buffer 64 as described later, and reconstructs an image based on the corrected view data. The correction of view data includes linear correction and weighting correction. The central processing unit 60
5 is an example of an embodiment of a linear correction unit according to the present invention. It is also an example of an embodiment of the weighting means in the present invention. Also, it is an example of an embodiment of the tomographic image generating means in the present invention.
【００２５】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（ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｂａｃｋ
ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。中央処理装
置６０には記憶装置６６が接続されている。記憶装置６
６は、各種のデータや再構成画像およびプログラム（ｐ
ｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。The image reconstruction includes, for example, a filtered back projection (filtered back projection).
(projection) method or the like is used. The storage device 66 is connected to the central processing unit 60. Storage device 6
6 shows various data, reconstructed images and programs (p.
program) is stored.
【００２６】中央処理装置６０には、さらに、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、中央処理装置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、操作者に
よって操作され、各種の指示や情報等を中央処理装置６
０に入力する。A display device 68 and an operation device 70 are further connected to the central processing unit 60. The display device 68 displays a reconstructed image output from the central processing unit 60 and other information. The operating device 70 is operated by an operator and transmits various instructions and information to the central processing unit 6.
Enter 0.
【００２７】図２に、検出器アレイ２４の模式的構成を
示す。検出器アレイ２４は、多数（例えば１０００個程
度）のＸ線検出素子２４（ｉ）を円弧状に配列した２列
の多チャンネルのＸ線検出器２４２，２４４を形成して
いる。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１００
０である。FIG. 2 shows a schematic configuration of the detector array 24. The detector array 24 forms two rows of multi-channel X-ray detectors 242 and 244 in which a large number (for example, about 1000) of X-ray detection elements 24 (i) are arranged in an arc shape. i is a channel number, for example, i = 1 to 100
0.
【００２８】Ｘ線検出素子２４（ｉ）は、例えばシンチ
レータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオー
ド（ｐｈｏｔｏ ｄｉｏｄｅ）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、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電
離箱型のＸ線検出素子であって良い。Ｘ線検出素子２４
（ｉ）は、本発明における放射線検出素子の実施の形態
の一例である。The X-ray detecting element 24 (i) is composed of, for example, a combination of a scintillator and a photodiode. The present invention is not limited to this, and may be, for example, a semiconductor X-ray detection element using cadmium tellurium (CdTe) or the like, or an ionization chamber type X-ray detection element using xenon (Xe) gas. X-ray detection element 24
(I) is an example of an embodiment of a radiation detection element according to the present invention.
【００２９】Ｘ線検出器２４２，２４４は互いに平行に
隣接している。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（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｃｈａｎｎｅｌ）となって
いる。レファレンスチャンネルは、撮影時に被検体が投
影される範囲の外にある。The X-ray detectors 242 and 244 are adjacent to each other in parallel. A predetermined number of channels at both ends of the detector array 24 are each a reference channel in each column. The reference channel is outside the range where the subject is projected during imaging.
【００３０】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。同図の（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図であ
る。ここで、Ｘ線照射・検出装置が形成する幾何学空間
における互いに垂直な３つの座標軸をｘ，ｙ，ｚとす
る。以下に示す他の図でも同様である。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４０となるように成形され、検
出器アレイ２４に照射される。図３の（ａ）では、扇状
のＸ線ビーム４０の広がりすなわちＸ線ビーム４０の幅
を示す。Ｘ線ビーム４０の扇面はｘｙ面に平行である。
図３の（ｂ）では、Ｘ線ビーム４０の厚みを示す。Ｘ線
ビーム４０は、２列のＸ線検出器２４２，２４４に、厚
みを均等に振り分けて照射される。Ｘ線ビーム４０の厚
み方向はｚ方向である。ｚ方向はまたＸ線照射・検出装
置の回転軸の方向である。FIG. 3 shows the relationship among the X-ray tube 20, collimator 22, and detector array 24 in the X-ray irradiation / detection device. (A) of the same figure is a front view, (b) is a side view. Here, three coordinate axes perpendicular to each other in a geometric space formed by the X-ray irradiation / detection device are defined as x, y, and z. The same applies to other figures shown below. As shown in the figure, the X-ray emitted from the X-ray tube 20 is
Is shaped into a fan-shaped X-ray beam 40, and is irradiated on the detector array 24. FIG. 3A shows the spread of the fan-shaped X-ray beam 40, that is, the width of the X-ray beam 40. The fan surface of the X-ray beam 40 is parallel to the xy plane.
FIG. 3B shows the thickness of the X-ray beam 40. The X-ray beam 40 is applied to two rows of X-ray detectors 242 and 244 with uniform thickness distribution. The thickness direction of the X-ray beam 40 is the z direction. The z direction is also the direction of the rotation axis of the X-ray irradiation / detection device.
【００３１】このようなＸ線ビーム４０の扇面に体軸を
交叉させて、例えば図４に示すように、撮影テーブル４
に載置された被検体８がＸ線照射空間に搬入される。被
検体８の体軸はｚ方向に一致している。Ｘ線ビーム４０
によってスライスされた被検体８の投影像が検出器アレ
イ２４に投影される。被検体８のアイソセンタにおける
Ｘ線ビーム４０の厚みの１／２ずつが、被検体８の２つ
のスライス厚ｔｈをそれぞれ与える。スライス厚ｔｈ
は、コリメータ２２のアパーチャによって定まる。By crossing the body axis with the fan surface of such an X-ray beam 40, for example, as shown in FIG.
Is placed in the X-ray irradiation space. The body axis of the subject 8 matches the z direction. X-ray beam 40
The projection image of the subject 8 sliced by the above is projected on the detector array 24. Each half of the thickness of the X-ray beam 40 at the isocenter of the subject 8 gives two slice thicknesses th of the subject 8. Slice thickness th
Is determined by the aperture of the collimator 22.
【００３２】検出器アレイ２４に対するＸ線ビーム４０
の照射状態のさらに詳細な模式図を図５に示す。同図に
示すように、コリメータ２２におけるコリメータ片２２
０，２２２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。また、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。また、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ｚ方向に同時に動かすこと
により、検出器アレイ２４上のｚ方向の照射位置を調節
する。このようなスライス厚調節および照射位置調節は
コリメータコントローラ３０によって行われる。X-ray beam 40 for detector array 24
FIG. 5 shows a more detailed schematic diagram of the irradiation state of FIG. As shown in FIG.
By displacing 0,222 in the direction to narrow the aperture, the slice thickness th of the projected image in the X-ray detectors 242,244 is reduced. Also, the collimator pieces 220,
By moving 222 in the direction that widens the aperture,
The slice thickness th of the projected image is increased. In addition, by simultaneously moving the collimator pieces 220 and 222 in which the slice thickness th is set in the z direction while maintaining the relative positional relationship, the irradiation position in the z direction on the detector array 24 is adjusted. Such slice thickness adjustment and irradiation position adjustment are performed by the collimator controller 30.
【００３３】ｚ方向の照射位置は検出器アレイ２４にお
ける２列のレファレンスチャンネルの出力比に基づいて
検出され、この検出信号に基づいて、２つの検出器列上
でスライス厚が均等になるようにコリメータ２２の位置
が調節される。これによって、Ｘ線管の焦点の移動に伴
う照射位置の変化が修正され、常に定位置にＸ線ビーム
４０が照射されるように自動制御される。The irradiation position in the z direction is detected based on the output ratio of two rows of reference channels in the detector array 24, and based on this detection signal, the slice thickness is made uniform on the two detector rows. The position of the collimator 22 is adjusted. Thus, the change of the irradiation position due to the movement of the focal point of the X-ray tube is corrected, and the automatic control is performed so that the X-ray beam 40 is always irradiated to the fixed position.
【００３４】なお、ｚ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ｚ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。The adjustment of the irradiation position in the z direction is performed by displacing the detector array 24 relative to the collimator 22 in the z direction as indicated by a broken arrow, instead of moving the collimator pieces 220 and 222. You may do it.
In this way, two separate systems for adjusting the slice thickness and controlling the irradiation position in the thickness direction can be provided.
Multilateral control becomes possible.
【００３５】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（ａｕｔｏ ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）とい
う。On the other hand, if all the operations are performed by the collimator 22 as described above, the control system can be unified into one system, and it is possible to meet the demand for simplifying the configuration. It is needless to say that the irradiation position may be adjusted by combining these two means. Hereinafter, the automatic control function of the irradiation position is referred to as an auto collimator.
【００３６】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被検体８の体軸の周りを回転（ｓｃ
ａｎ）する。スキャンの１回転当たり複数（例えば１０
００程度）のビュー角度で被検体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。The X-ray irradiating / detecting device comprising the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 rotates around the body axis of the subject 8 while maintaining their mutual relation (sc).
an). Multiple scans per scan (e.g., 10
Projection data of the subject is collected at a view angle of about 00). The collection of projection data is performed by a system including the detector array 24, the data collection unit 26, and the data collection buffer 64.
【００３７】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、中央処理装置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（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａ
ｃｋ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法によって処理すること
等により行われる。Based on the projection data of two slices collected in the data collection buffer 64, the central processing unit 60 generates tomographic images of two slices, that is, performs image reconstruction. Image reconstruction is performed, for example, by using projection data of, for example, 1000 views obtained by one rotation scan, for example, with filtered back projection (filteredba).
The processing is performed by, for example, a ck-projection method.
【００３８】スキャン中は、Ｘ線管２０の温度上昇等に
よりＸ線焦点が移動するが、オートコリメータにより検
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。During scanning, the X-ray focal point moves due to an increase in the temperature of the X-ray tube 20 or the like, but the X-ray irradiation position on the detector array 24 is kept constant by the autocollimator. When the scan is completed, the collimator 22 remains 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 the scan.
【００３９】この位置が次のスキャン時のオートコリメ
ータ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が冷えてＸ線焦点の位置が変わるの
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。次の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、それが整定するまでは照射位置誤差が大きい状態が
続く。This position is the initial position of the autocollimator at the time of the next scan. However, if time elapses before the next scan, the X-ray tube 20 cools and the position of the X-ray focal point changes. The position will not fit. At the start of the next scan, adjustment for adjusting the X-ray irradiation position to the home position by the autocollimator starts, but the irradiation position error continues to be large until it is settled.
【００４０】中央処理装置６０は、このような場合の再
構成画像への影響を最小限にするためのデータ補正を行
う。以下にそれを説明する。データ補正は２段階で行わ
れる。第１の段階はリニア補正である。第２段階は重み
付け補正である。The central processing unit 60 performs data correction for minimizing the influence on the reconstructed image in such a case. This will be described below. Data correction is performed in two stages. The first stage is a linear correction. The second stage is weighting correction.
【００４１】先ずリニア補正について説明する。これは
定位置からのＸ線照射位置の変移量に比例してビューデ
ータを補正するものである。以下、Ｘ線照射位置を単に
照射位置という。変移量に比例した補正係数すなわちリ
ニア補正係数は、検出器アレイ２４におけるＸ線検出素
子２４（ｉ）を予め個々にキャリブレーション（ｃａｌ
ｉｂｒａｔｉｏｎ）することにより求められる。キャリ
ブレーションは、被検体８がない状態で行う。すなわ
ち、いわゆるエアキャリブレーション（ａｉｒｃａｌｉ
ｂｒａｔｉｏｎ）を行う。First, the linear correction will be described. This corrects the view data in proportion to the amount of displacement of the X-ray irradiation position from the fixed position. Hereinafter, the X-ray irradiation position is simply referred to as an irradiation position. The correction coefficient proportional to the amount of displacement, that is, the linear correction coefficient is obtained by individually calibrating the X-ray detection elements 24 (i) in the detector array 24 in advance (cal
ibration). The calibration is performed without the subject 8. That is, so-called air calibration (aircali)
b.).
【００４２】Ｘ線検出素子２４（ｉ）のエアキャリブレ
ーションを図５〜図７によって説明する。先ず、図５に
示すようにＸ線ビーム４０を正規の位置（定位置）に照
射する状態で、２つのＸ線検出器２４２，２４４におけ
る各Ｘ線検出素子２４（ｉ）のＸ線検出データを収集す
る。このとき収集したＸ線検出データをＤｃｉとする。
以下、Ｘ線検出データを単にデータという。The air calibration of the X-ray detecting element 24 (i) will be described with reference to FIGS. First, the X-ray detection data of each X-ray detection element 24 (i) in the two X-ray detectors 242 and 244 in a state where the X-ray beam 40 is irradiated to a regular position (fixed position) as shown in FIG. To collect. The X-ray detection data collected at this time is defined as Dci.
Hereinafter, the X-ray detection data is simply referred to as data.
【００４３】次に、コリメータ２２のｚ方向の位置を調
節して、図６に示すように、Ｘ線ビーム４０の照射位置
をＸ線検出器２４２側に所定の距離だけ偏らせた状態
で、同様なデータ収集を行う。偏らせる距離はスライス
厚を超えない距離とする。このときの偏りの方向をフォ
ワード（ｆｏｒｗａｒｄ）方向と呼び負の符号で表す。
このとき収集したデータをＤｆｉとする。Next, the position of the collimator 22 in the z direction is adjusted so that the irradiation position of the X-ray beam 40 is shifted toward the X-ray detector 242 by a predetermined distance as shown in FIG. Perform similar data collection. The deviating distance is a distance that does not exceed the slice thickness. The direction of the deviation at this time is called a forward direction, and is represented by a negative sign.
The data collected at this time is defined as Dfi.
【００４４】次に、コリメータ２２のｚ方向の位置を調
節して、図７に示すように、照射位置をＸ線検出器２４
４側に所定の距離だけ偏らせた状態で、同様なデータ収
集を行う。偏らせる距離はスライス厚を超えない距離と
する。このときの偏りの方向をバックワード（ｂａｃｋ
ｗａｒｄ）方向と呼び正の符号で表す。このとき収集し
たデータをＤｂｉとする。Next, the position of the collimator 22 in the z direction is adjusted, and as shown in FIG.
The same data collection is performed in a state where the data is biased toward the fourth side by a predetermined distance. The deviating distance is a distance that does not exceed the slice thickness. The direction of the deviation at this time is defined as backward (back
(ward) direction and a positive sign. The data collected at this time is defined as Dbi.
【００４５】これによって、例えば図８に示すような関
係になる３つのデータＤｆｉ，Ｄｃｉ，Ｄｂｉが、個々
のＸ線検出素子２４（ｉ）ごとに得られる。データＤｆ
ｉ，Ｄｃｉ，Ｄｂｉの関係は、個々のＸ線検出素子２４
（ｉ）のｚ方向の感度分布に応じて定まる。なお、図８
はＸ線検出器２４２側のＸ線検出素子２４（ｉ）におけ
るデータの傾向を示す。Ｘ線検出器２４４側のＸ線検出
素子２４（ｉ）におけるデータは、これとは逆の傾向に
なる。As a result, for example, three data Dfi, Dci, Dbi having a relationship as shown in FIG. 8 are obtained for each of the X-ray detection elements 24 (i). Data Df
The relationship between i, Dci, and Dbi depends on the individual X-ray detection elements 24.
It is determined according to the sensitivity distribution in the z direction of (i). FIG.
Indicates the tendency of data in the X-ray detection element 24 (i) on the X-ray detector 242 side. The data in the X-ray detection element 24 (i) on the X-ray detector 244 side has the opposite tendency.
【００４６】中央処理装置６０は、データＤｆｉ，Ｄｃ
ｉを結ぶ直線によって照射位置のフォワード変移による
データ変化を近似し、また、データＤｃｉ，Ｄｂｉを結
ぶ直線によって照射位置のバックワード変移によるデー
タ変化を近似する。そして、オートコリメータの検出部
から与えられる照射位置誤差の大きさに応じて、これら
直線に沿ってスキャン時のビューデータをそれぞれリニ
ア補正する。リニア補正用の係数は次式によって求め
る。The central processing unit 60 stores the data Dfi, Dc
The data change due to the forward shift of the irradiation position is approximated by a straight line connecting i, and the data change due to the backward shift of the irradiation position is approximated by a straight line connecting the data Dci and Dbi. Then, the view data at the time of scanning is linearly corrected along these straight lines according to the magnitude of the irradiation position error given from the detection unit of the autocollimator. The coefficient for linear correction is obtained by the following equation.
【００４７】[0047]
【数１】 (Equation 1)
【００４８】[0048]
【数２】 (Equation 2)
【００４９】ここで、 Ｑｆｉ：フォワード補正係数 Δｚｆ：Ｄｆｉ測定時のフォワード変移 Ｑｂｉ：バックワード補正係数 Δｚｂ：Ｄｂｉ測定時のバックワード変移 これらの補正係数を用いるビューデータのリニア補正は
次式によって行われる。Here, Qfi: forward correction coefficient Δzf: forward shift at Dfi measurement Qbi: backward correction coefficient Δzb: backward shift at Dbi measurement Linear correction of view data using these correction coefficients is performed by the following equation. Will be
【００５０】[0050]
【数３】 (Equation 3)
【００５１】[0051]
【数４】 (Equation 4)
【００５２】ここで、 Ｄｍ’ｉｊ：補正後のビューデータ（ｊ：ビュー番号） Ｄｍｉｊ： 補正前のビューデータ（ｊ：ビュー番号） Δｚ： 照射位置誤差 次に、重み付け補正について説明する 照射位置の変移
に基づくデータの実際の変化は例えば曲線Ｆ，Ｂで示す
ようになっているので、リニア補正後のデータは残存誤
差Δｅを含んでいる。この残存誤差は、曲線Ｆ，Ｂとそ
れらの近似直線との差であり、例えば図９に示すように
なる。Here, Dm'ij: view data after correction (j: view number) Dmij: view data before correction (j: view number) Δz: irradiation position error Next, weighting correction will be described. Since the actual change of the data based on the transition is represented by, for example, curves F and B, the data after the linear correction includes the residual error Δe. This residual error is a difference between the curves F and B and their approximate straight lines, and is as shown in FIG. 9, for example.
【００５３】このため、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１０の（ａ）に示すよう
な照射位置誤差Δｚが生じると、それによって例えば同
図の（ｂ）に示すような残存誤差Δｅが生じる。そこ
で、中央処理装置６０は、例えば（ｃ）に示すように、
スキャンの初期の照射位置誤差Δｚが大きいビューすな
わち残存誤差Δｅが大きいビューについて、ビューデー
タの重みｗを１よりも小さくする。そして、それに伴っ
てそれらビューの対向ビューについてビューデータの重
みｗを１よりも大きくする。なお、対向ビューとはＸ線
の透過方向が互いに反対になるビューである。その他の
ビューデータについては重みｗを１とする。For this reason, if the irradiation position error Δz as shown in FIG. 10A occurs at the beginning of scanning due to the settling delay of the autocollimator, for example, the residual error as shown in FIG. Δe occurs. Then, the central processing unit 60, for example, as shown in (c),
The weight w of the view data is set to be smaller than 1 for a view having a large initial irradiation position error Δz, that is, a view having a large residual error Δe. Accordingly, the weight w of the view data is set to be larger than 1 for the opposite view of those views. The opposing view is a view in which the transmission directions of X-rays are opposite to each other. The weight w is set to 1 for other view data.
【００５４】重み係数は、例えば（ｄ）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ビューにつ
いて０から１まで次第に増加するものとし、それに合わ
せて、対向ビューについて２から１まで次第に減少する
ものとするのが、重み付けデータのテーブル（ｔａｂｌ
ｅ）を簡素化する点で好ましい。The weight coefficient is, for example, as shown in FIG.
Based on a known settling time of the autocollimator, it shall gradually increase from 0 to 1 for views obtained within a certain period of the initial period of the scan, and gradually decrease from 2 to 1 for the opposite view accordingly. The table of weighting data (tabl)
This is preferable in that e) is simplified.
【００５５】その場合、破線で示すように、対向ビュー
よりも前のビューから次第に重みｗを増加させるように
することが、重みｗの急変を避ける点で好ましい。な
お、このようにした場合、重みｗを次第に増加させたビ
ューの対向ビューにつき、重みｗを１から０まで次第に
減少させる。In this case, as shown by a broken line, it is preferable to gradually increase the weight w from the view before the opposite view in order to avoid a sudden change in the weight w. In this case, the weight w is gradually reduced from 1 to 0 for the view opposite to the view whose weight w is gradually increased.
【００５６】あるいは、対向ビューデータ同士、センタ
ー（ｃｅｎｔｅｒ）位置から距離に応じてリニア（ｌｉ
ｎｅａｒ）補間でデータを補間して求めても良い。この
場合中央チャンネルの重み付けのパターン（ｐａｔｔｅ
ｒｎ）は一点差線で示すように、中央ビューで１とな
り、その両側では左右対称に直線的に０まで変化するパ
ターンとなる。これは、被検体８をｚ方向に連続的送り
しながらスキャンする、いわゆるヘリカルスキャン（ｈ
ｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）を行った場合の重みデータと
共通するものとなる。したがって、それを共用すること
により新たな重みデータテーブルを持つ必要がない点で
好ましい。また、ヘリカルスキャンを行った場合は、こ
のようなビューデータの重み付けにより、自ずからスキ
ャンの初期データの重み付け補正が行われる。Alternatively, the opposing view data may be linearly (li) depending on the distance from the center position.
(near) interpolation may be used to interpolate data. In this case, the center channel weighting pattern (patte)
rn) is 1 in the central view as shown by the one-dot line, and on both sides thereof, the pattern changes linearly to 0 in a bilaterally symmetrical manner. This is a so-called helical scan (h) in which the subject 8 is scanned while being continuously fed in the z direction.
The data is common to the weight data obtained when an electronic scan is performed. Therefore, it is preferable in that it is not necessary to have a new weight data table by sharing it. When a helical scan is performed, the weighting of the initial data of the scan is naturally corrected by the weighting of the view data.
【００５７】本装置の動作を説明する。本装置の動作
は、操作者による指令に基づき、中央処理装置６０によ
る制御の下で進行する。操作者は、操作装置７０を通じ
て撮影条件を入力する。撮影条件には、管電圧、管電
流、スライス厚、スライス位置、スキャン時間等が含ま
れる。以下、オートコリメータはコリメータ２２の位置
を調節する例で説明するが、検出器アレイ２４の位置を
調節する場合、または、コリメータ２２および検出器ア
レイ２４の位置を調節するもこれに準じる。The operation of the present apparatus will be described. The operation of this device proceeds under the control of the central processing unit 60 based on an instruction from the operator. The operator inputs shooting conditions through the operation device 70. The imaging conditions include tube voltage, tube current, slice thickness, slice position, scan time, and the like. Hereinafter, the autocollimator will be described as an example of adjusting the position of the collimator 22, but the same applies to the case where the position of the detector array 24 is adjusted or the positions of the collimator 22 and the detector array 24 are adjusted.
【００５８】操作者からの指令の基づき、被検体８を搭
載した撮影テーブル４の位置決め後にスキャンが始ま
る。すなわち、走査ガントリ２の回転部３２が回転しＸ
線が照射される。スキャン開始とともにオートコリメー
タによる照射位置制御が開始される。Scanning starts after positioning of the imaging table 4 on which the subject 8 is mounted based on a command from the operator. That is, the rotating unit 32 of the scanning gantry 2 rotates and X
A line is illuminated. The irradiation position control by the autocollimator is started with the start of the scan.
【００５９】スキャンによって収集したビューデータに
ついて中央処理装置６０は前述のようなリニア補正およ
び重み付け補正を行う。なお、スキャンが前回のスキャ
ン終了から間を置かずに行われた場合は、コリメータ２
２の初期位置はＸ線焦点の現在位置に適合したものとな
っているので、前述のデータ補正は省略する。The central processing unit 60 performs the above-described linear correction and weighting correction on the view data collected by scanning. If the scan is performed without a delay from the end of the previous scan, the collimator 2
Since the initial position 2 is adapted to the current position of the X-ray focal point, the above-described data correction is omitted.
【００６０】中央処理装置６０は、このような補正済み
のビューデータまたは補正を省略したビューデータを用
いて画像再構成を行う。画像再構成は、ビューデータを
例えばフィルタード・バックプロジェクション法等によ
って処理することにより行われる。画像再構成により被
検体８の断層像が得られる。前述のデータ補正によりス
キャンの初期のビューデータの誤差縮小および誤差の影
響を軽減する重み付けが行われるので、再構成画像はス
キャン開始当初から品質の良いものを得ることができ
る。The central processing unit 60 performs image reconstruction using such corrected view data or view data from which correction has been omitted. Image reconstruction is performed by processing view data by, for example, a filtered back projection method. A tomographic image of the subject 8 is obtained by image reconstruction. Since the above-described data correction performs weight reduction for reducing the error of the view data and reducing the influence of the error in the initial view data of the scan, a reconstructed image of high quality can be obtained from the beginning of the scan.
【００６１】検出器アレイ２４が平行な２列のＸ線検出
器を有することにより、１回のスキャンで隣接する２つ
のスライスの断層像を一挙に得ることができる。これに
よって、マルチスライススキャン（ｍｕｌｔｉ−ｓｌｉ
ｃｅ ｓｃａｎ）やヘリカルスキャンを行う場合の効率
が向上する。再構成した画像は表示装置６８に表示しま
た記憶装置６６に記憶する。Since the detector array 24 has two parallel rows of X-ray detectors, tomographic images of two adjacent slices can be obtained at once by one scan. Thereby, a multi-slice scan (multi-sli) is performed.
The efficiency in performing ce scan or helical scan is improved. The reconstructed image is displayed on the display device 68 and stored in the storage device 66.
【００６２】以上、検出器アレイが２列のＸ線検出器か
らなる例について説明したが、検出器アレイは３列以上
の多列であって良い。また、放射線としてＸ線を用いた
例について説明したが、放射線はＸ線に限るものではな
く、例えばγ線等の他の種類の放射線であっても良い。
ただし、現時点では、Ｘ線がその発生、検出および制御
等に関し実用的な手段が最も充実している点で好まし
い。Although the example in which the detector array includes two rows of X-ray detectors has been described above, the detector array may be a multi-row of three or more rows. Also, an example in which X-rays are used as radiation has been described, but the radiation is not limited to X-rays, and may be other types of radiation such as, for example, γ-rays.
However, at present, X-rays are preferable because practical means regarding generation, detection, control, and the like are the most substantial.
【００６３】[0063]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、スキャン開始当初から品質の良い画像を得る放射
線断層撮影方法および装置を実現することができる。As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize a radiation tomography method and apparatus for obtaining a high-quality image from the beginning of scanning.
【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。FIG. 1 is a block diagram of a device according to an example of an embodiment of the present invention.
【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。FIG. 2 is a schematic view of a detector array in the apparatus shown in FIG.
【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。FIG. 3 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the device shown in FIG.
【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。FIG. 4 is a schematic view of an X-ray irradiation / detection device in the device shown in FIG.
【図５】図１に示した装置におけるＸ線照射状態を示す
模式図である。FIG. 5 is a schematic diagram showing an X-ray irradiation state in the apparatus shown in FIG.
【図６】図１に示した装置におけるＸ線照射状態を示す
模式図である。FIG. 6 is a schematic diagram showing an X-ray irradiation state in the apparatus shown in FIG.
【図７】図１に示した装置におけるＸ線照射状態を示す
模式図である。FIG. 7 is a schematic diagram showing an X-ray irradiation state in the apparatus shown in FIG.
【図８】図５〜図７に示したＸ線照射状態で得られるＸ
線検出データの一例を示すグラフである。FIG. 8 shows the X obtained in the X-ray irradiation state shown in FIGS.
It is a graph which shows an example of line detection data.
【図９】図１に示した装置におけるリニア補正の残存誤
差の一例を示すグラフである。9 is a graph showing an example of a residual error of linear correction in the device shown in FIG.
【図１０】図１に示した装置における重み付け補正を説
明するグラフである。FIG. 10 is a graph illustrating weighting correction in the device shown in FIG. 1;
２ 走査ガントリ ２０ Ｘ線管 ２２ コリメータ ２４ 検出器アレイ ２６ データ収集部 ２８ Ｘ線コントローラ ３０ コリメータコントローラ ３２ 回転部 ３４ 回転コントローラ ４ 撮影テーブル ６ 操作コンソール ６０ 中央処理装置 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 ２４２，２４４ Ｘ線検出器 ４０ Ｘ線ビーム ８ 被検体 ２２０，２２２ コリメータ片 2 Scanning Gantry 20 X-ray Tube 22 Collimator 24 Detector Array 26 Data Collection Unit 28 X-ray Controller 30 Collimator Controller 32 Rotation Unit 34 Rotation Controller 4 Imaging Table 6 Operation Console 60 Central Processing Unit 62 Control Interface 64 Data Collection Buffer 66 Storage Device 68 display device 70 operating device 242, 244 X-ray detector 40 X-ray beam 8 subject 220, 222 collimator piece
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 BA13 CA08 CA09 EA02 EA14 EB13 EB18 FA16 FA32 FA54 FC15 FC16 FC27 FD01 FD11 FD12 FD13 FD20 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C093 AA22 BA03 BA10 BA13 CA08 CA09 EA02 EA14 EB13 EB18 FA16 FA32 FA54 FC15 FC16 FC27 FD01 FD11 FD12 FD13 FD20
Claims (2)
の方向の一方および他方においてそれぞれ幅および厚み
を持つ放射線ビームを放射線照射手段から照射し、 複数の放射線検出素子を前記放射線ビームの幅の方向に
配列した検出素子列を前記放射線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で前記放射線ビーム
を検出し、 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
での前記放射線ビームの照射位置を制御し、 前記放射線照射手段および前記検出素子アレイを含む放
射線照射・検出系を前記放射線ビームの厚みの方向に平
行な回転軸を中心に回転させて得た複数ビューの放射線
検出信号に基づき前記放射線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放射線断層撮影方法であっ
て、 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
での前記放射線ビームの照射位置誤差に応じて前記放射
線検出素子の放射線検出信号をリニア補正し、 前記複数ビューの放射線検出信号につき、前記リニア補
正後の残存誤差が大きい放射線検出信号の重みを小さく
するとともに、前記リニア補正後の残存誤差が大きい放
射線検出信号の対向ビューの放射線検出信号の重みを大
きくする、ことを特徴とする放射線断層撮影方法。1. A radiation beam irradiating a radiation beam having a width and a thickness in one of two directions perpendicular to each other and perpendicular to an irradiation direction from a radiation irradiation unit, and a plurality of radiation detection elements are adjusted to a width of the radiation beam. The radiation beam is detected by a detection element array in which a plurality of detection element rows arranged in a direction are arranged in the direction of the thickness of the radiation beam, and the detection element array in the detection element array is arranged in a direction in which the detection element rows are arranged. Controlling the irradiation position of the radiation beam, and a plurality of views of radiation obtained by rotating the radiation irradiation / detection system including the radiation irradiation means and the detection element array around a rotation axis parallel to the thickness direction of the radiation beam. A radiation tomography method for generating a tomographic image of a slice through which the radiation beam has passed based on a detection signal, the method comprising: (B) linearly correcting the radiation detection signal of the radiation detection element according to the irradiation position error of the radiation beam in the direction of disposition of the detection element row in (a), and for the radiation detection signals of the plurality of views, remaining after the linear correction A radiation tomography method, comprising: reducing the weight of a radiation detection signal having a large error and increasing the weight of a radiation detection signal of a view opposite to the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction.
の方向の一方および他方においてそれぞれ幅および厚み
を持つ放射線ビームを照射する放射線照射手段と、 複数の放射線検出素子を前記放射線ビームの幅の方向に
配列した検出素子列を前記放射線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
での前記放射線ビームの照射位置を制御する照射位置制
御手段と、 前記放射線照射手段および前記検出素子アレイを含む放
射線照射・検出系を前記放射線ビームの厚みの方向に平
行な回転軸を中心に回転させ複数ビューの放射線検出信
号を収集する信号収集手段と、 前記収集した前記放射線検出信号に基づき前記放射線ビ
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、を有する放射線断層撮影装置であっ
て、 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
での前記放射線ビームの照射位置誤差に応じて前記放射
線検出素子の放射線検出信号をリニア補正するリニア補
正手段と、 前記複数ビューの放射線検出信号につき、前記リニア補
正後の残存誤差が大きい放射線検出信号の重みを小さく
するとともに、前記リニア補正後の残存誤差が大きい放
射線検出信号の対向ビューの放射線検出信号の重みを大
きくする重み付け手段と、を具備することを特徴とする
放射線断層撮影装置。2. A radiation irradiating means for irradiating a radiation beam having a width and a thickness in one of two directions perpendicular to the irradiation direction and perpendicular to each other, and a plurality of radiation detecting elements each having a width of the radiation beam. A detection element array in which a plurality of detection element arrays arranged in the direction are arranged in the direction of the thickness of the radiation beam, and the irradiation position of the radiation beam in the arrangement direction of the detection element arrays in the detection element array. An irradiation position control unit for controlling, and a radiation irradiation / detection system including the radiation irradiation unit and the detection element array are rotated around a rotation axis parallel to a thickness direction of the radiation beam to collect radiation detection signals of a plurality of views. Signal collecting means for generating a tomographic image of a slice through which the radiation beam has passed based on the collected radiation detection signals A radiation detection signal of the radiation detection element according to an irradiation position error of the radiation beam in an arrangement direction of the detection element array in the detection element array. Linear correction means for linearly correcting the radiation detection signal of the plurality of views, while reducing the weight of the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction, and reducing the weight of the radiation detection signal having a large residual error after the linear correction. A weighting means for increasing the weight of the radiation detection signal of the opposing view.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11108947A JP2000296124A (en) | 1999-04-16 | 1999-04-16 | Method and system for radiation tomographic |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11108947A JP2000296124A (en) | 1999-04-16 | 1999-04-16 | Method and system for radiation tomographic |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000296124A true JP2000296124A (en) | 2000-10-24 |
Family
ID=14497690
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11108947A Ceased JP2000296124A (en) | 1999-04-16 | 1999-04-16 | Method and system for radiation tomographic |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2000296124A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002143147A (en) * | 2000-10-25 | 2002-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct system |
| JP2002320607A (en) * | 2001-04-26 | 2002-11-05 | Hitachi Medical Corp | X-ray ct apparatus |
| JP2009000574A (en) * | 2008-10-06 | 2009-01-08 | Toshiba Corp | X-ray ct system |
-
1999
- 1999-04-16 JP JP11108947A patent/JP2000296124A/en not_active Ceased
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002143147A (en) * | 2000-10-25 | 2002-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct system |
| JP2002320607A (en) * | 2001-04-26 | 2002-11-05 | Hitachi Medical Corp | X-ray ct apparatus |
| JP2009000574A (en) * | 2008-10-06 | 2009-01-08 | Toshiba Corp | X-ray ct system |
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