JP2005224637A - X-ray ct apparatus and method for correcting misalignment thereof - Google Patents
X-ray ct apparatus and method for correcting misalignment thereof Download PDFInfo
- Publication number
- JP2005224637A JP2005224637A JP2005139828A JP2005139828A JP2005224637A JP 2005224637 A JP2005224637 A JP 2005224637A JP 2005139828 A JP2005139828 A JP 2005139828A JP 2005139828 A JP2005139828 A JP 2005139828A JP 2005224637 A JP2005224637 A JP 2005224637A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- reconstruction
- data
- detector
- misalignment
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 98
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 47
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 35
- 238000013461 design Methods 0.000 claims description 15
- 238000003860 storage Methods 0.000 claims description 9
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 10
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 10
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 8
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 7
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 6
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 239000013077 target material Substances 0.000 description 2
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 238000002844 melting Methods 0.000 description 1
- 230000008018 melting Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明は、被検体の断層面の撮影に供されるX線CT装置またはそのミスアライメント補正方法に係り、特に、システムの回転軸回りの方向(チャンネル方向)とこれに直角な回転軸の方向(スライス方向)との2次元にX線検出器素子が配列されたマルチスライスCT装置またはコーンビームCT装置及びそのミスアライメント補正方法に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus used for imaging a tomographic plane of a subject or a misalignment correction method thereof, and in particular, a direction around a rotation axis of a system (channel direction) and a direction of a rotation axis perpendicular thereto. The present invention relates to a multi-slice CT device or a cone beam CT device in which X-ray detector elements are arranged two-dimensionally (in the slice direction) and a misalignment correction method thereof.
従来よりファンビームX線CT装置が知られている。これは、X線源からファン(扇)状のX線ビームを照射し、回転軸回りに1列に並べられた1000チャンネル程度のX線検出器で被写体を通過したX線をデータ収集するCT装置である。通常、被写体周囲を回転しながら1回転で1000回程度データ収集し(1回のデータ収集を1ビューと称する)、そのデータを元に画像を再構成する。 このようなファンビームX線CT装置における再構成法としては、ファンビーム投影データを並べ換えかつ補間することにより、ファンビーム投影データからパラレルビーム投影データに変換し、この変換−作成されたパラレルビーム投影データを逆投影して所望の断層像を得るファン−パラ変換法と、ファンビーム投影データを一度基準軸(センタリング軸)に逆投影し、再度再構成画像のピクセル列毎に逆投影するセンタリング法との2種類の方法が考案され採用されている。 Conventionally, a fan beam X-ray CT apparatus is known. This is a CT that irradiates a fan-shaped X-ray beam from an X-ray source and collects data of X-rays that have passed through a subject with an X-ray detector of about 1000 channels arranged in a line around the rotation axis. Device. Normally, data is collected about 1000 times in one rotation while rotating around the subject (one data collection is called one view), and an image is reconstructed based on the data. As a reconstruction method in such a fan beam X-ray CT apparatus, fan beam projection data is rearranged and interpolated to convert fan beam projection data into parallel beam projection data, and this conversion-created parallel beam projection A fan-para conversion method that backprojects data to obtain a desired tomographic image, and a centering method that backprojects fan beam projection data once to a reference axis (centering axis) and backprojects each pixel row of the reconstructed image again. Two types of methods are devised and adopted.
いずれの方法も、専用のハードウェアを用いて高速に処理しているが、これらの再構成法は、当然ながら、スライス厚方向(被検体の体軸方向)のパラメータを持っておらず、再構成はそれぞれの平面内の処理で完結する。 Both methods perform high-speed processing using dedicated hardware, but these reconstruction methods naturally do not have parameters in the slice thickness direction (the body axis direction of the subject), The configuration is completed by processing in each plane.
また、データ収集時間を短縮する方法として、ヘリカルスキャン法が知られている。前記ファンビームX線CT装置の基本形は、被検体の同一断面上をX線焦点が回転し、1回転する毎に被検体をスライス厚づつ体軸方向に送るという原理であったが、最近では、被検体の体軸方向のより広い範囲を短時間でスキャンしたいという要求に対して、被検体をその体軸方向に相対的に移動させながらスキャンする(被検体に対して、X線焦点は、円軌道ではなく螺旋軌跡を描く)ヘリカルスキャン法が考案され実用化されている。 A helical scan method is known as a method for reducing the data collection time. The basic form of the fan beam X-ray CT apparatus is based on the principle that the X-ray focal point rotates on the same cross section of the subject, and the subject is sent in the body axis direction by the slice thickness every time it rotates. In response to a request to scan a wider range in the body axis direction of the subject in a short time, scanning is performed while moving the subject relatively in the body axis direction (the X-ray focal point for the subject is The helical scan method (which draws a spiral trajectory instead of a circular trajectory) has been devised and put into practical use.
ヘリカルスキャン法では、焦点の角度毎に焦点の体軸方向の位置がずれるため、そのままファンビーム再構成を行うと強いアーティファクト(偽像)を生じる。この対策として、再構成平面を挟んだ等価な回転位相の2つのデータから補間して、対応する回転位相の再構成平面の投影データを変換−作成して、ファンビーム再構成を行う方法を採っている。この補間法としては、再構成平面を挟んだ2回転分の投影データを用いる360°補間法と、再構成平面を挾んだ1回転分の投影データを用い、対向ビームも使用して再構成平面の投影データを変換−作成する対向ビーム補間法(180°補間法)の2種類が考案され、目的に応じて使い分けられている。 In the helical scan method, since the position of the focal point in the body axis direction is shifted for each focal angle, a strong artifact (false image) is generated if the fan beam reconstruction is performed as it is. As a countermeasure, a fan beam reconstruction method is adopted by interpolating from two data of the equivalent rotational phase across the reconstruction plane, converting and creating the projection data of the reconstruction plane of the corresponding rotational phase. ing. As this interpolation method, a 360 ° interpolation method using projection data for two rotations with the reconstruction plane sandwiched, and a projection data for one rotation with the reconstruction plane sandwiched, the reconstruction is performed using the opposite beam. Two types of counter beam interpolation methods (180 ° interpolation methods) for converting and creating planar projection data have been devised, and they are properly used according to the purpose.
ヘリカルスキャンにおける再構成法は、投影ビームの補間において、体軸方向のパラメータを使用しているが、逆投影においてはファンビームX線CT装置の基本形と同じで、スライス厚方向(被検体の体軸方向)のパラメータを持っておらず、同一平面内の処理となっている。 The reconstruction method in the helical scan uses parameters in the body axis direction in the projection beam interpolation, but in the back projection, it is the same as the basic form of the fan beam X-ray CT apparatus, and in the slice thickness direction (the body of the subject). It does not have parameters in the (axial direction), and is in the same plane.
一般に、従来のシングルスライスCT装置および上記ファンビームCT装置におけるチャンネル方向のX線管球アライメント調整は、焦点のチャンネル方向の位置を測定し、これが設計上の位置に一致するように管球を移動させる微調整機構を利用している。しかし、機械的に管球を移動させる限界および管球の加工組立精度の限界から、最終的には数十ミクロン程度の位置誤差(ミスアライメント)が残る。この様な状態では、設計上のX線パスと、実際のX線パスとがズレるため、そのままでは、再構成(特に高解像モード)においてアーティファクトが発生する問題がある。そこで、アライメント調整時の限界により最終的に残ったミスアライメント量を用いて、再構成パラメータを修正し、実際のX線パスに合わせる補正が行われている。 In general, the X-ray tube alignment adjustment in the channel direction in the conventional single slice CT apparatus and the fan beam CT apparatus measures the position of the focus in the channel direction, and moves the tube so that it matches the designed position. A fine adjustment mechanism is used. However, a position error (misalignment) of about several tens of microns finally remains due to the limit of mechanically moving the tube and the limit of processing and assembly accuracy of the tube. In such a state, the design X-ray path and the actual X-ray path are misaligned, and as a result, there is a problem that artifacts occur in reconstruction (particularly, high resolution mode). In view of this, the misalignment amount finally remaining due to the limit at the time of alignment adjustment is used to correct the reconstruction parameter and perform correction to match the actual X-ray path.
次に、従来のファンビームX線CT装置における焦点移動とその対策について説明する。 Next, focal point movement and countermeasures in a conventional fan beam X-ray CT apparatus will be described.
ファンビームX線CT装置の原理上、焦点は同一平面内を回転していることが
前提であり、また、X線検出器に入射するファンビームの位置も安定であることが必要ある。ヘリカルスキャン法でも、被検体に対して相対的に螺旋軌跡になるものの、現実的には焦点の回転と、被検体の体軸方向の直線移動を組み合わせたものとなっている。
The principle of the fan beam X-ray CT apparatus is based on the premise that the focal point rotates in the same plane, and the position of the fan beam incident on the X-ray detector needs to be stable. Even in the helical scan method, although a spiral trajectory is formed relative to the subject, in reality, the rotation of the focal point and the linear movement of the subject in the body axis direction are combined.
ところが実際には、X線管球やX線検出器等の位置調整(アライメント)の限界から、X線検出器、光学系(プリコリメータなど)の中心平面に対する焦点位置のズレ(焦点のミスアライメント)を0にできなかったり、X線の発生時のターゲットの温度上昇による熱膨張等、管球構造に依存して、焦点位置がスライス厚方向に移動することが知られている。 Actually, however, the focal position shifts from the center plane of the X-ray detector and optical system (such as a pre-collimator) due to the limit of the position adjustment (alignment) of the X-ray tube and the X-ray detector (focal misalignment). ) Cannot be reduced to 0, or the focal position moves in the slice thickness direction depending on the tube structure, such as thermal expansion due to temperature rise of the target when X-rays are generated.
焦点位置のズレは0.1mm以下に抑えることが可能であり、現在のX線CT装置ではその影響は許容範囲内であり大きな問題とはならない。 The deviation of the focal position can be suppressed to 0.1 mm or less. In the current X-ray CT apparatus, the influence is within an allowable range and does not cause a big problem.
一方、焦点移動については無視できない問題であり、図16に示すような回転陽極型X線管球の焦点移動を例にして説明する。 On the other hand, the focus movement is a problem that cannot be ignored. The focus movement of a rotating anode type X-ray tube as shown in FIG. 16 will be described as an example.
通常、X線管球は、フィラメント(陰極)101より放出された熱電子を陰極・陽極間に印加された高電圧により加速・集束させて、この高速度の電子をターゲット(陽極)103に衝突させて、X線を発生させている。 Usually, the X-ray tube accelerates and focuses the thermoelectrons emitted from the filament (cathode) 101 by a high voltage applied between the cathode and the anode, and collides the high-velocity electrons with the target (anode) 103. X-rays are generated.
電気エネルギーからX線エネルギーへの変換効率は、加速電圧とターゲット材料の原子番号(Z)との積に比例し、例えば、管電圧100kV、ターゲット材料タングステン(Z=74)とすれば、X線の変換効率はわずか0.74%であり、残りの99%以上は、熱に変換される。 The conversion efficiency from electric energy to X-ray energy is proportional to the product of the acceleration voltage and the atomic number (Z) of the target material. For example, if the tube voltage is 100 kV and the target material is tungsten (Z = 74), the X-ray The conversion efficiency is only 0.74%, and the remaining 99% or more is converted into heat.
このため、ターゲットは融点が高く原子番号が高い材料が使用されているが、さらにターゲットの単位面積当たりの発熱量を実効的に小さくするため、回転陽極構造が採用されている。すなわち、ターゲット103を円盤状とし、その中心に接続された回転シャフト105にロータ111を固着し、このロータ111をガラスバルブ113の外部から回転磁界を生成するステータ(図示せず)により回転駆動する。
For this reason, a material having a high melting point and a high atomic number is used for the target, but a rotating anode structure is employed to effectively reduce the amount of heat generated per unit area of the target. That is, the target 103 is formed in a disk shape, and a
このような回転陽極構造では、陽極を直接冷却することが困難であるため、ターゲット103で発生した熱の大部分は、放射エネルギーとして、ターゲット103から周囲に放出されるが、発生熱の一部は熱伝導により回転シャフト105を介して放出される。そして、このような回転陽極X線管球からX線照射を繰り返すと、X線管内のターゲット103に蓄積される熱量が増大し、回転シャフト105などの温度上昇をもたらす。この温度上昇に伴って、回転シャフト105などは熱膨脹を生じ、X線焦点は、設計上の焦点位置121(黒丸)から焦点移動した位置123(白丸)に示すようにスライス方向に移動する(図16では、熱膨張を誇張して表現されている。)。 In such a rotating anode structure, since it is difficult to directly cool the anode, most of the heat generated in the target 103 is emitted from the target 103 as radiant energy, but a part of the generated heat is generated. Is released through the rotating shaft 105 by heat conduction. When X-ray irradiation is repeated from such a rotating anode X-ray tube, the amount of heat accumulated in the target 103 in the X-ray tube increases, and the temperature of the rotating shaft 105 and the like increases. As the temperature rises, the rotating shaft 105 and the like undergo thermal expansion, and the X-ray focal point moves in the slice direction as indicated by a position 123 (white circle) moved from the designed focal point 121 (black circle) (FIG. 16, the thermal expansion is exaggerated.)
X線CT装置は、スリット115等の光学系によってX線ビーム形状を調整しているため、焦点移動が生じると、図示されないX線検出器に入射するビーム位置が実線の矢印から破線の矢印に示すように変動を引き起こす。ビーム位置が変化するとX線検出器側の感度分布(スライス厚方向)によって、X線検出器出力データが変動し、感度分布がX線検出器の各素子毎にばらついている場合、最終的に画像上のアーティファクトの原因となる。 Since the X-ray CT apparatus adjusts the X-ray beam shape by an optical system such as the slit 115, the beam position incident on an X-ray detector (not shown) changes from a solid line arrow to a broken line arrow when focal movement occurs. Causes fluctuations as shown. When the beam position changes, the X-ray detector output data varies depending on the sensitivity distribution (slice thickness direction) on the X-ray detector side, and the sensitivity distribution varies for each element of the X-ray detector. Cause artifacts on the image.
この焦点移動によるアーティファクトの対策としては、焦点移動を減らすこと、焦点移動してもビームのX線検出器入射位置が変化しないようにする方法、X線検出器の感度分布ばらつきを小さくすることなどに加えて、X線検出器の感度変化を補正する方法が考案されている。 Countermeasures for artifacts due to this focal movement include reducing the focal movement, a method of preventing the X-ray detector incident position of the beam from changing even if the focal spot is moved, and reducing variations in sensitivity distribution of the X-ray detector. In addition to the above, a method for correcting the sensitivity change of the X-ray detector has been devised.
これらの補正法の詳細については、特開平6−169914号公報(公開日1994年6月21日、特願平4−325159号、出願日1992年12月4日)及び、特開平6−269443号公報(公開日1994年9月27日、特願平5−57645号、出願日1993年3月18日)に開示されている。この補正方法は、焦点移動範囲をいくつかに分割し、それぞれの小範囲毎に予めX線検出器感度補正データを収集、保管しておき、被検体のデータ収集時の焦点位置に対応するX線検出器感度補正データを用いて、X線検出器感度を補正する方法である。 Details of these correction methods are described in JP-A-6-169914 (publication date: June 21, 1994, Japanese Patent Application No. 4-325159, application date: December 4, 1992) and JP-A-6-269443. Publication (publication date: September 27, 1994, Japanese Patent Application No. 5-57645, application date: March 18, 1993). In this correction method, the focus movement range is divided into several parts, X-ray detector sensitivity correction data is collected and stored in advance for each small range, and the X position corresponding to the focus position at the time of data collection of the subject is obtained. This is a method of correcting the X-ray detector sensitivity using the line detector sensitivity correction data.
また、円すい状のX線ビームを放射するX線源と、複数のファンビーム用X線検出器列をZ軸(回転軸、被検体の体軸)方向にN列積み重ねたように円筒面上にX線検出器の素子(Mチャンネル×N列)を配列した2次元X線検出器から構成されているコーンビーム(マルチスライス)X線CT装置が知られている。 In addition, an X-ray source that emits a conical X-ray beam and a plurality of fan beam X-ray detector rows are stacked on the cylindrical surface such that N rows are stacked in the Z-axis (rotation axis, body axis of the subject) direction. A cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus is known which is composed of a two-dimensional X-ray detector in which X-ray detector elements (M channels × N rows) are arrayed.
このコーンビームX線CT装置における代表的な再構成(Feldkamp再構成)法は、非特許文献1に開示されている。
A typical reconstruction (Feldkamp reconstruction) method in this cone beam X-ray CT apparatus is disclosed in
この再構成法は、数学的に厳密な再構成法であるファンビーム(2次元平面内)再構成アルゴリズム[Filtered−Backprojection(フィルタ補正逆投影法)]をZ軸方向に拡張することによって得られた近似的な3次元再構成アルゴリズムであり、コーンビームによるコンベンショナルスキャン(スタティックスキャン)を対象としており、次に示す(a)〜(c)のステップからなる。 This reconstruction method is obtained by extending a fan beam (in a two-dimensional plane) reconstruction algorithm [Filtered-Backprojection], which is a mathematically exact reconstruction method, in the Z-axis direction. This approximate three-dimensional reconstruction algorithm is intended for conventional scanning (static scanning) using a cone beam, and includes the following steps (a) to (c).
(a)投影データの重み付けステップ
投影データに,Z座標に依存した項とcos項を乗算する。
(b)コンボリューション演算ステップ
ステップ(a)のデータと、ファンビームと同じ再構成関数とのコンボリューション演算を行う。
(c)BackProjection(逆投影)ステップ
ステップ(b)のデータを、X線が通過した(焦点からX線検出器のチャンネルまでの)パス上に逆投影する。すなわち焦点から、逆投影するボクセルを通る直線がX線検出器面と交差する点を計算し、その点の周囲のステップ(b)のデータから逆投影するデータを補間などで作成し、それをFCD/FVD2で重み付けして逆投影する。逆投影は360°にわたって行われる。
(A) Projection data weighting step
The projection data is multiplied by a term depending on the Z coordinate and a cos term.
(B) Convolution calculation step
A convolution operation between the data of step (a) and the same reconstruction function as the fan beam is performed.
(C) BackProjection step
The data of step (b) is backprojected onto the path (from the focal point to the channel of the X-ray detector) through which the X-ray has passed. That is, the point where the straight line passing through the voxel to be back projected intersects the X-ray detector plane is calculated from the focal point, and the data to be back projected from the data of step (b) around that point is created by interpolation or the like. Back projection by weighting with FCD / FVD2. Backprojection takes place over 360 °.
次に、ファンビーム再構成法とコーンビーム再構成(Feldkamp再構成)法とは非常に似ているが、逆投影方法が大きく異なることを説明する。2次元のファンビーム再構成においては、再構成面内の全画素(ピクセル)に対して1次元に配列されたX線検出器のデータから逆投影するのに対し、コーンビーム(Feldkamp)再構成においては焦点と再構成するボクセルを結んだ直線が2次元のX線検出器面と交差する点を求め、この交点に位置するX線検出器のデータをその直線上のボクセルに逆投影する。 Next, the fan beam reconstruction method and the cone beam reconstruction (Feldkamp reconstruction) method are very similar, but the back projection method is greatly different. In two-dimensional fan beam reconstruction, all the pixels (pixels) in the reconstruction plane are back-projected from X-ray detector data arranged one-dimensionally, whereas cone beam (Feldkamp) reconstruction is performed. In, the point where the straight line connecting the voxel to be reconstructed intersects the two-dimensional X-ray detector plane is obtained, and the data of the X-ray detector located at this intersection is back-projected onto the voxel on the straight line.
従って、ある面を再構成する場合には、特定のX線検出器列の特定のX線検出器チャンネルのデータは、再構成面の一部のボクセルにのみ逆投影されるため、各ボクセルに対して逆投影するデータ(X線検出器列とX線検出器チャンネル)を選択する必要があるので、再構成ボクセルと焦点を結んだ直線とX線検出器面の3次元的な位置関係が重要になる。しかもZ座標が同じX線検出器列を考え、そのX線検出器素子と焦点を結んだ直線を考え場合、そのボクセルは焦点を中心としたX線検出器面の相似図形(円筒検出器の場合、同心円)上に並ぶため、この位置関係の計算は非常に複雑になる。 Therefore, when a certain surface is reconstructed, the data of a specific X-ray detector channel of a specific X-ray detector array is back-projected only to a part of the voxels of the reconstructed surface, so that each voxel Since it is necessary to select data (X-ray detector row and X-ray detector channel) to be back-projected, the three-dimensional positional relationship between the straight line connecting the reconstructed voxel and the focus and the X-ray detector surface Become important. In addition, when considering an X-ray detector array having the same Z coordinate and a straight line connecting the X-ray detector element and the focal point, the voxel is similar to the X-ray detector surface centered on the focal point (the cylindrical detector). In this case, the calculation of the positional relationship becomes very complicated.
次に、コーンビームX線CT装置におけるヘリカルスキャンの再構成法(Feldkamp−Helical)について説明する。
2次元面状検出器を使って被写体周囲をらせん状にヘリカルスキャンし、Feldkamp再構成法を応用した3次元再構成法で再構成する方法は非特許文献2、特許文献1に開示されている。
Next, a helical scan reconstruction method (Feldkamp-Helical) in a cone beam X-ray CT apparatus will be described.
次に、コーンビームX線CT装置におけるファンビームみなしマルチスライス再構成について説明する。
コーンビームデータを収集するものの、コーンビーム再構成を行わずに、コーンビームデータをファンビームデータとみなして、ファンビーム再構成を行う方法も種々提案されている。
Next, fan beam deemed multi-slice reconstruction in a cone beam X-ray CT apparatus will be described.
Various methods have been proposed in which cone beam data is collected, but cone beam data is regarded as fan beam data without performing cone beam reconstruction, and fan beam reconstruction is performed.
特にヘリカルスキャンにおける補間方法は、特許文献2、3などによって開示されている。
In particular, interpolation methods in helical scanning are disclosed in
特許文献3に記載の方法は、フィルタ補間方法と称しており、任意の位相についてスライス位置を少しずらした複数の補間データを得る手順1と、それらの補間データを重み付け加算して目的の位相のデータを得る手順2とから構成される。スライス位置をずらして補間したデータを重み付け加算するので実行スライス厚は若干増加するが、X線検出器列の切り替えの影響が補間データの数に反比例して低減するため、アーティファクトが少なくなり画質が改善する。
The method described in
次に、コーンビーム(マルチスライス)X線CT装置における焦点移動に伴う線量変化とその対策について説明する。
コーンビーム(マルチスライス)X線CT装置におても、ファンビームX線CT装置と同様に焦点位置のズレや、焦点移動の現象が生じることが予想される。
Next, a dose change accompanying a focal shift in a cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus and countermeasures will be described.
Also in the cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus, it is expected that the focal position shift and the focal movement phenomenon occur as in the fan beam X-ray CT apparatus.
焦点移動に対しては、補正法も含めて、ファンビームX線CT装置の項で述べた対策が考えられる。この補正法は、「焦点移動→ビーム位置変動→X線検出器の感度分布ばらつきに起因するアーティファクトの発生」の補正を狙ったものであるが、コーンビーム(マルチスライス)X線CT装置では、ビーム位置が変動すると、X線検出器のスライス方向感度分布がばらつかなくても、各列の検出素子の出力が変化する問題があり、そのための対策が必要となる。この対策として補正方法の詳細については、特許文献4において開示されている。これは各X線検出器列毎の線量をモニターするプロファイル検出器を備え、各列の主検出器毎の線量変化を補正する方法である。
The measures described in the section of the fan beam X-ray CT apparatus, including the correction method, can be considered for the focal point movement. This correction method is aimed at correcting “focus movement → beam position variation → occurrence of artifacts due to variation in sensitivity distribution of X-ray detector”, but in a cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus, If the beam position fluctuates, there is a problem that the output of the detection element in each column changes even if the slice direction sensitivity distribution of the X-ray detector does not vary, and countermeasures for this are required. As a countermeasure against this, details of the correction method are disclosed in
以上、焦点位置の精度について、ファンビームX線CT装置においては、焦点のミスアライメント(経時的な変化ではなく、調整ズレ)と、熱による経時的な移動とがあり、前者についてはズレを許容レベルに抑えることが可能なため問題とならず、後者については補正を含むいくつかの対策を施すことで問題を解決している。 As described above, with regard to the accuracy of the focal position, in the fan beam X-ray CT apparatus, there are focal misalignment (adjustment deviation, not change over time) and movement over time due to heat, and the former allows for deviation. It is not a problem because it can be suppressed to a level, and the latter is solved by taking several measures including correction.
一方、コーンビーム(マルチスライス)X線CT装置においても、経時的な焦点移動について、X線検出器の出力変動を補正する方法が既にあるこを説明した。 On the other hand, it has been explained that a cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus already has a method for correcting the output fluctuation of the X-ray detector with respect to the focal point movement with time.
また、マルチスライスCTシステムにおいて、セグメント束ね方式と呼ばれるデータの処理方法が知られている。この方法は、スライス厚方向に配列された複数の検出素子により収集されたデータを加算、または補間等により束ねて、厚いスライスに対応するデータを求めてから処理する方法であり、特許文献5、6等により開示されている。 In the multi-slice CT system, a data processing method called a segment bundling method is known. This method is a method in which data collected by a plurality of detection elements arranged in the slice thickness direction is added or bundled by interpolation or the like to obtain data corresponding to a thick slice and then processed. 6 etc.
また、スライス厚方向に配列する検出素子のスライス方向の大きさについても、同じ大きさのものを並べるだけではなく、例えば、特許文献7のように、異なる大きさの素子を配列したものも提案されている。
In addition, the detection elements arranged in the slice thickness direction are arranged not only in the same size but also in the arrangement of elements having different sizes as in
しかしながら、従来のシングルスライスCT装置及びマルチスライスCT装置におけるチャンネル方向のミスアライメント補正は、管球アライメント時に残ったミスアライメントの補正が目的であり、熱的膨張等による焦点移動など、経時的に変化するミスアライメントや、検出素子それぞれの組立誤差によるミスアライメントなどを想定したものではなく、これらが原因となってアーティファクトが生じるという問題点がある。 However, the misalignment correction in the channel direction in the conventional single-slice CT apparatus and multi-slice CT apparatus is intended to correct the misalignment remaining at the time of tube alignment, and changes with time, such as focus movement due to thermal expansion, etc. This is not intended for misalignment or misalignment due to an assembly error of each detection element.
また、コーンビーム(マルチスライス)X線CT装置では、焦点位置に関係して、以下に説明する問題点がある。 In addition, the cone beam (multi-slice) X-ray CT apparatus has the following problems related to the focal position.
まず、コーンビーム再構成を行うX線CT装置では、ある再構成平面内の一つのピクセル(ボクセル)に逆投影する投影データは、焦点とそのボクセルとを結ぶ直線が2次元X線検出器と交差する点の投影データであることが必要である。設計上、2次元X線検出器のスライス方向の中心を通り、回転軸に直交する平面を中央断面(Mid−Plane)と定義し、その断面上に焦点があることを再構成の前提にして、何らかの原因で焦点位置が中央断面からずれていた場合(設計上の位置に対して、X線検出器がズレて取り付けられていても再構成上は相対的に同じことで、ここでは、X線検出器を基準に、焦点がズレている場合で記述する。)を考える。 First, in an X-ray CT apparatus that performs cone beam reconstruction, projection data to be back-projected onto one pixel (voxel) in a certain reconstruction plane has a straight line connecting the focal point and the voxel as a two-dimensional X-ray detector. It is necessary that the projection data is an intersection point. By design, a plane that passes through the center of the slice direction of the two-dimensional X-ray detector and is orthogonal to the rotation axis is defined as a central cross section (Mid-Plane). When the focal position is deviated from the central cross section for some reason (the X-ray detector is displaced relative to the design position, it is relatively the same in terms of reconstruction. (Describe the case where the focus is shifted with respect to the line detector.)
設計上のX線パスから想定されていた2次元X線検出器上の点での出力データ(直接得られるか、あるいはその点の周囲の検出素子の出力データを補間して得られた、その点における出力データ)は、実際には全く別のX線パスの投影データということになる。つまり、対象となる再構成平面を考えると、あるボクセルに対して、別のボクセルに逆投影すべきデータを逆投影してしまうことが生ずる。投影データを、全く別の位置に逆投影すれば、アーティファクトの原因になることは容易に推定できる。 Output data at a point on the two-dimensional X-ray detector assumed from the designed X-ray path (obtained directly or obtained by interpolating the output data of detection elements around that point The output data at the point) is actually projection data of a completely different X-ray path. In other words, when considering the target reconstruction plane, data to be back-projected onto another voxel may be back-projected onto a certain voxel. If the projection data is back-projected to a completely different position, it can be easily estimated that it will cause an artifact.
この問題は、焦点移動だけでなく、X線検出器をシステムに取り付ける場合のミスアライメント(プリコリメータに平行なミスアライメント)など、チャンネル方向に一定なミスアライメントでも同様に発生する。しかも、この問題は、X線検出器のスライス方向感度分布ばらつきや、X線検出器上でのビームの変動による出力変化と異なるため、従来技術に示した補正方法の効果はない。 This problem occurs not only with focus movement but also with a constant misalignment in the channel direction, such as misalignment (misalignment parallel to the precollimator) when an X-ray detector is attached to the system. In addition, this problem is different from the output variation due to the variation in sensitivity distribution in the slice direction of the X-ray detector and the fluctuation of the beam on the X-ray detector.
また、ファンビームみなし再構成を行うマルチスライスX線CT装置においても、焦点のスライス厚方向の移動があると、収集したデータのZ座標が設計値からずれてくるため、再構成した画像の位置がずれたり、前述したヘリカルモードにおけるフィルタ補間などにおいて誤差を発生させるという問題が生じてくる。 Further, even in a multi-slice X-ray CT apparatus that performs fan beam-reconstructed reconstruction, if the focal point moves in the slice thickness direction, the Z coordinate of the collected data deviates from the design value. There arises a problem that an error occurs in the filter interpolation in the helical mode described above.
以上は、X線検出器全体を取り付ける際のミスアライメントや、位置のミスアライメント、及び経時的な移動などによる、焦点とX線検出器との相対的な位置ズレに伴う問題であり、さらに、これらとは別に、X線検出器内部にも問題を含んでいる。X線検出器の構造上、すべての素子を一体に組み立てることは、コスト面などに大きな問題があり、複数の素子を持つ幾つかのブロックに分割して組み立てることが一般的である。 The above are problems associated with the relative misalignment between the focal point and the X-ray detector due to misalignment when the entire X-ray detector is attached, misalignment of the position, and movement over time. Apart from these, problems also exist inside the X-ray detector. Due to the structure of the X-ray detector, assembling all the elements integrally has a big problem in cost and the like, and it is general to divide and assemble several blocks having a plurality of elements.
最終的にX線検出器を配列する場合に、ブロック毎あるいはチャンネル毎にスライス方向のアライメントが狂うことが避けられないため、上で述べた収集データのZ座標のズレが、ブロック毎、あるいはチャンネル毎に異なるという問題につながる。焦点移動や、X線検出器の取り付けのミスアライメントが無くても、収集データのZ座標が設計値からズレてくるのである。またこの問題は、X線検出器内部だけでなく、X線検出器をシステムに取り付ける場合のプリコリメータとのねじれなど、チャンネル方向に変化する、スライス方向のミスアライメントでも同様に発生する。 When the X-ray detectors are finally arranged, it is unavoidable that the alignment in the slice direction is out of order for each block or channel. Therefore, the deviation of the Z coordinate of the collected data described above is different for each block or channel. This leads to the problem of being different. Even if there is no focus shift or X-ray detector mounting misalignment, the Z coordinate of the collected data deviates from the design value. This problem occurs not only in the X-ray detector but also in the misalignment in the slice direction that changes in the channel direction, such as torsion with the pre-collimator when the X-ray detector is attached to the system.
また、マルチスライスCTシステムにおいて、実際のシステムでは、検出器の組立精度の限界から、上記スライス方向のミスアライメントのみならず、チャンネル方向のミスアライメントも残留することがある。 In a multi-slice CT system, in an actual system, not only the misalignment in the slice direction but also the misalignment in the channel direction may remain due to the limit of the assembly accuracy of the detector.
このため、セグメント束ね方式のデータ処理を行う場合、束ねられる元のデータを供給する複数のスライス厚方向に配列された検出素子それぞれのチャンネル方向のミスアライメント量が異なることも予想され、束ねたデータのミスアライメント量が元データの位置によって異なるという新たな問題点が生じる。
本発明の目的は、X線検出器全体をシステムに取り付ける場合のミスアライメント(プリコリメータに平行なミスアライメント)または焦点のミスアライメント(経時的な位置変動(焦点移動)および位置調整の精度の限界によるミスアライメント)に伴って画像再構成時に原理的に発生するアーティファクトを除去し、良好な再構成画像を得ることである。 The object of the present invention is to limit misalignment (misalignment parallel to the pre-collimator) or focus misalignment (positional change over time (focal shift) and position adjustment accuracy when the entire X-ray detector is attached to the system. In other words, artifacts that occur in principle at the time of image reconstruction along with misalignment) are removed, and a good reconstructed image is obtained.
上記課題を解決するため本発明は、第1局面において、X線ビームを被検体に向けて曝射するX線源と、このX線源と被検体が配置される空間を隔てて対向配置されたそれぞれ多数のチャネルを有するX線検出器とを具備し、前記被検体が配置される空間の周囲に少なくとも前記X線源を前記チャンネル配列方向に回転させるスキャンにより得られた情報について再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を使用して再構成するX線CT装置において、前記スキャン前あるいはスキャン中に前記X線検出器に対する前記X線源のスライス方向の相対的な焦点位置を検出する焦点位置検出手段と、前記検出された相対的な焦点位置に基づきスライス方向におけるX線パスのずれを補正して再構成を行うように、前記再構成パラメータ及びまたは前記ビーム位置情報を変更する補正手段と、を備えることを特徴とする。
本発明は、第2局面において、X線ビームを被検体に向けて曝射するX線源と、このX線源と被検体が配置される空間を隔てて対向配置されたそれぞれ多数のチャネルを有する複数のX線検出セグメントからなるX線検出器とを具備し、前記被検体が配置される空間の周囲に少なくとも前記X線源を前記チャンネル配列方向に回転させるスキャンにより得られた情報について再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を使用して再構成するX線CT装置のミスアライメント補正方法であって、前記スキャン前あるいはスキャン中に前記X線検出器に対するX線源のスライス方向の相対的な焦点位置を検出する位置検出過程と、前記検出された相対的な焦点位置に基づき、スライス方向におけるX線パスのズレを補正して再構成を行うように、再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を変更するパラメータ変更過程と、前記変更された再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を使用して、断層像を再構成する再構成過程と、を備えたことを特徴とする。
In order to solve the above-described problems, in the first aspect, the present invention is arranged to face each other with an X-ray source that exposes an X-ray beam toward the subject and a space in which the X-ray source and the subject are placed. A reconstruction parameter for information obtained by scanning at least the X-ray source in the channel arrangement direction around a space in which the subject is arranged And / or an X-ray CT apparatus that reconstructs using beam position information, and detects a relative focus position in the slice direction of the X-ray source with respect to the X-ray detector before or during the scan. And the reconstruction parameter and / or the reconstruction parameter so as to perform the reconstruction by correcting a deviation of the X-ray path in the slice direction based on the detected relative focal position. Characterized in that it comprises a correction means for changing the beam position information.
In the second aspect, the present invention provides an X-ray source that exposes an X-ray beam toward a subject, and a plurality of channels that are opposed to each other across a space in which the X-ray source and the subject are placed. An X-ray detector comprising a plurality of X-ray detection segments, and information obtained by scanning at least the X-ray source around the space in which the subject is arranged is rotated in the channel arrangement direction. A misalignment correction method for an X-ray CT apparatus that reconfigures using configuration parameters and / or beam position information, wherein the X-ray source is sliced relative to the X-ray detector before or during the scan. Based on the position detection process for detecting the focal position and the detected relative focal position, the X-ray path deviation in the slice direction is corrected to perform reconstruction. A parameter changing process for changing the reconstruction parameter and / or beam position information; and a reconstruction process for reconstructing a tomographic image using the changed reconstruction parameter and / or beam position information. And
本発明によれば、X線検出器全体をシステムに取り付ける場合のミスアライメント(プリコリメータに平行なミスアライメント)または焦点のミスアライメント(経時的な位置変動(焦点移動)および位置調整の精度の限界によるミスアライメント)に伴って画像再構成時に原理的に発生するアーティファクトを除去し、良好な再構成画像を得ることができる。 According to the present invention, misalignment (misalignment parallel to the pre-collimator) or focus misalignment (positional change (focus movement) over time and position adjustment accuracy limit) when the entire X-ray detector is attached to the system Artifacts that occur in principle during image reconstruction in accordance with (misalignment) due to (1) can be removed, and a good reconstructed image can be obtained.
次に、本発明に係るX線CT装置の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。 Next, an embodiment of an X-ray CT apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
図1は、本発明に係るX線CT装置1を示すシステム構成図である。同図に示すように、X線CT装置1は、X線ビーム発生器であるX線管球3と、スリット5と、2次元に検出素子が配列された主X線検出器7と、プロファイル検出器9と、主X線検出器用データ収集装置11と、プロファイル検出器用データ収集装置13と、データ処理装置15と、予め複数の焦点位置(a,b,…)にそれぞれ対応した複数の再構成パラメータ31a,31b,…及び複数の焦点位置にそれぞれ対応した複数のビーム位置情報33a,33b,…を記憶した記憶装置17と、高電圧発生装置19と、ホストコントローラ21と、表示装置23と、再構成装置25と、補助記憶装置27と、これら装置間を接続するバス29とを備えて構成されている。
FIG. 1 is a system configuration diagram showing an
図1において、ホストコントローラ21は、本X線CT装置1全体の動作を制御する中央制御装置である。高電圧発生装置19は、ホストコントローラ21からの制御信号によってX線管球3に高電圧を供給しX線を発生させる。発生したX線は、被検体P内を透過し、X線管球3と対向配置された主X線検出器7によってそのエネルギーが電流に変換される。
In FIG. 1, a
この時、X線管球3、スリット5、主X線検出器7及びプロファイル検出器9は、図示されない架台の回転装置によって被検体Pの周囲を一体的に回転する。架台の回転装置はホストコントローラ21からの制御信号によって制御される。主X線検出器7及びプロファイル検出器9によって電流として検出された信号は、それぞれ主検出器用データ収集装置11、プロファイル検出器用データ収集装置13によって増幅され、電圧信号に変換され、A/D変換された後ディジタル信号の投影データとしてデータ処理装置15に転送される。
At this time, the
データ処理装置15では、それぞれの投影データについてX線検出器の各素子毎の暗電流補正等を行った後、対数変換を施して、記憶装置17に記憶させる。
In the
記憶装置17内に蓄えられた投影データは、画像再構成装置25に転送される。画像再構成装置25によって画像化された断層像は、表示装置23に転送され、表示される。また、収集された投影データあるいは画像化された断層像は、補助記憶装置27に転送され、記憶保存される。
The projection data stored in the
X線管球3の焦点移動を検出するため、スリット5には、プロファイル検出器9用のX線ビームXPを通過させる間隙が設けられている。このX線ビームXPを検出するプロファイル検出器9、プロファイル検出器用データ収集装置13及びデータ処理装置15に内蔵された焦点位置計算機能が、主X線検出器7に対するX線管球3の相対的な焦点位置を検出する焦点位置手段を構成している。
In order to detect the focal movement of the
プロファイル検出器9とプロファイル検出器用データ収集装置13について、その一例を説明する。図2に示すように、プロファイル検出器9はX線検出器の2つの検出素子AおよびBから構成されており、各素子は、図3に示すように、シンチレータ41とその下部に配設されているフォトダイオード43によって構成されている。シンチレータ41は、入射したX線強度に応じて発光し、シンチレータ41の発光は、フォトダイオード43によって電流に変換される。その電流はプロファイル検出器用データ収集装置13により増幅され、電圧信号に変換され、A/D変換後ディジタル信号となる。
An example of the
これらのディジタル電圧信号は、入射したX線エネルギーに比例するように補正処理を行った後、データ処理装置15によりその比が計算される。計算されたディジタル電圧信号は、プロファイル検出器9の素子Aおよび素子B上のX線照射面積の比を示す。図4(a)に示すように、スリット5とプロファイル検出器9とを組み合わせることにより、X線焦点のスライス方向の移動量を検出することができる。
These digital voltage signals are corrected so as to be proportional to the incident X-ray energy, and then the ratio is calculated by the
図5に補正処理の流れを示す。2次元X線検出器を使用するモードは、収集法として、寝台固定のスタティックモードとヘリカルモードの2種、再構成法としてコーンビーム再構成法とファンビームみなし再構成法の2種、合計4種類のモードを備えているものとする。(すべてを備えていなくてもよく、例えば1つのモードしかない場合は、モード固定となる。)
まず、オペレータからの指示により、上記4種のモードからスキャンモードが選択される(ステップS10)。モード選択後、オペレータの指示によりスキャン開始する(ステップS20)。スキャンが開始されると、X線管球3からのX線の曝射が始まり、主X線検出器7及び主X線検出器用データ収集装置11とによる被検体Pの投影データ収集(ステップS30)と平行して、プロファイル検出器9及びプロファイル検出器用データ収集装置による焦点位置の測定(ステップS40)、データ処理装置15による焦点位置の計算(ステップS50)が行われる。
FIG. 5 shows the flow of the correction process. There are two modes using a two-dimensional X-ray detector, a static mode with a bed fixed and a helical mode as acquisition methods, and a cone beam reconstruction method and a fan beam-reconstruction method as reconstruction methods, totaling 4 types. Suppose you have different modes. (Not all may be provided, for example, if there is only one mode, the mode is fixed.)
First, a scan mode is selected from the above four modes in accordance with an instruction from the operator (step S10). After the mode is selected, scanning is started according to an operator instruction (step S20). When scanning is started, X-ray exposure from the
得られた焦点位置に基づいて、記憶装置17に記憶された複数の焦点位置にそれぞれ対応する再構成パラメータ31a,31b,…から実際の焦点位置に最も近い再構成パラメータが選ばれて再構成装置25に送られ、同様に、記憶装置17に記憶された複数の焦点位置にそれぞれ対応するビーム位置情報33a,33b,…から実際の焦点位置に最も近いビーム位置情報が選ばれて再構成装置25に送られて、ミスアライメントの補正が行われる(ステップS60)。
Based on the obtained focal position, the reconstruction parameter closest to the actual focal position is selected from the
次いで、収集された投影データと補正された再構成パラメータとを使用して画像再構成(ステップS70)、画像表示(ステップS80)と進む。ステップS60において、再構成パラメータの補正は、再構成の一部と考えても良く、図1のブロック図中では、再構成装置25にその機能を持たせてもよい。
Next, the process proceeds to image reconstruction (step S70) and image display (step S80) using the collected projection data and the corrected reconstruction parameters. In step S60, the correction of the reconstruction parameter may be considered as a part of the reconstruction, and in the block diagram of FIG. 1, the
次に、各スキャンモード毎に、補正方法について説明する。
第1にコーンビーム再構成における補正について説明する。スタティックモードと、ヘリカルモードと特に区別せずに述べる。
図6は、コーンビームCT装置設計上のジオメトリを示す。縦軸に回転軸をとり、スライス面に平行な面に横軸を設定する。向かって左側に焦点があり、右側にX線検出器がある位相での横方向の断面である。X線検出器は16素子として説明する。既に述べたように、コーンビーム再構成においては焦点と再構成するボクセルを結んだ直線が2次元のX線検出器面と交差する点を求め、それをその直線上に逆投影する。同図に示す再構成平面内のボクセルa、ボクセルbで考えると、No.12、No.13のX線検出器のほぼ中央に入射するビームAのデータ(例えば、No.12、No.13のX線検出器のデータから補間で求める。)をボクセルaに逆投影し、No.11のX線検出器のほぼ中間(No.10寄り)に入射するビームBのデータ(例えば、No.10、No11のX線検出器のデータから補間で求める。)をボクセルbに逆投影することになる。
Next, a correction method will be described for each scan mode.
First, correction in cone beam reconstruction will be described. The static mode and the helical mode will be described without distinction.
FIG. 6 shows the geometry of the cone beam CT apparatus design. The axis of rotation is taken on the vertical axis, and the horizontal axis is set on a plane parallel to the slice plane. A cross section in a horizontal direction at a phase with a focal point on the left side and an X-ray detector on the right side. The X-ray detector will be described as 16 elements. As already described, in cone beam reconstruction, a point where a straight line connecting a focal point and a voxel to be reconstructed intersects a two-dimensional X-ray detector surface is obtained, and this is back-projected onto the straight line. Considering voxel a and voxel b in the reconstruction plane shown in FIG. 12, no. The data of the beam A incident on almost the center of the X-ray detector No. 13 (for example, obtained by interpolation from the data of the No. 12 and No. 13 X-ray detectors) is back projected onto the voxel a. The data of the beam B incident on almost the middle (near No. 10) of the X-ray detector of No. 11 (for example, obtained by interpolation from the data of the X-ray detectors of No. 10 and No. 11) is projected back to the voxel b. It will be.
ここで、熱的な焦点移動など何らかの原因で焦点のX線検出器に対する相対的位置が変化する(以下では焦点移動として述べる。)と、図7の状態となる。図6におけるビームA(図7では点線で示す。)のデータとして、例えば、No.12。No.13のX線検出器のデータから補間で求めたデータは、焦点移動した実際には図7に示すビームAの位置をとおってX線検出器に入射したものである。(ビームBについても同様)。つまり、ボクセルaには、ボクセルaを通ってきたと思って、全く別のところを通ってきたデータを逆投影することになる。(ボクセルbも同様)。ビームが通ってきたパス上のボクセルに逆投影するのが再構成の基本であり、この図7の状態でアーティファクトが発生することは容易に類推される。 Here, when the relative position of the focus with respect to the X-ray detector changes for some reason such as thermal focus shift (hereinafter referred to as focus shift), the state shown in FIG. 7 is obtained. As data of the beam A (shown by a dotted line in FIG. 7) in FIG. 12. No. The data obtained by interpolation from the data of 13 X-ray detectors is actually incident on the X-ray detector through the position of the beam A shown in FIG. (The same applies to beam B). In other words, data that has passed through a completely different place is back-projected on voxel a. (Voxel b is the same). Back-projecting onto voxels on the path through which the beam has passed is the basis of reconstruction, and it is easily analogized that artifacts occur in the state of FIG.
そこで、本発明では、図8及び、図9に示す方法で、このずれを補正する。
図8では、実際の焦点位置に合わせて、ボクセルaに逆投影すべきデータとして、ビームAを想定して、例えば、No.12、No.13のX線検出器のデータから補間で求めたデータでなく、ビームA′を想定し、例えば、No.14、No.15のX線検出器のデータから補間で求めたデータを選択する。ボクセルbについても同様に、No.10、No.11のX線検出器のデータら補間して得られたデータではなく、ビームB′のデータ(例えば、No.10、No.11のX線検出器のデータから補間して得られたデータ)を逆投影する方法をとる。この結果、該当するボクセルを実際に通ってきたデータを、そのボクセルに逆投影することになり、コーンビーム再構成本来の性能を発揮できるようになる。
Therefore, in the present invention, this deviation is corrected by the method shown in FIGS.
In FIG. 8, the beam A is assumed as data to be back-projected onto the voxel a in accordance with the actual focal position. 12, no. Assuming beam A ′ instead of data obtained by interpolation from the data of
ここで、図8の簡易的な実現方法について述べる。図8の方法の基本は、実際の焦点位置に合わせて、該当するボクセルに逆投影すべきデータを求めるための補間の組合せ(検出素子の組合せと、重み)を換えることである。連続的に変化する焦点位置について、それぞれ補間の組合せを換えるためには、その都度補間の組合せを計算して求める必要が出てくる。従って、まず、予め予想される焦点移動の範囲を、ミスアライメントによるアーティファクトが許容される幅で分割し、その範囲の代表として一つの補間の組合せを設定する。そして、実際のデータ収集時には、測定した焦点位置に最も近い位置の補間の組合せを選択し補間する方法を採る。予め補間の組合せを設定し、記憶させておくことで、補間の組合せを計算するための余分な時間が不要となる。 Here, a simple implementation method of FIG. 8 will be described. The basis of the method of FIG. 8 is to change the combination of interpolation (the combination of detection elements and the weight) for obtaining data to be back-projected to the corresponding voxel in accordance with the actual focal position. In order to change the combination of interpolations for continuously changing focal positions, it is necessary to calculate and obtain the combination of interpolations each time. Therefore, first, the range of focus movement that is predicted in advance is divided by a width that allows artifacts due to misalignment, and one combination of interpolations is set as a representative of the range. Then, at the time of actual data collection, a method of selecting and interpolating a combination of interpolations at positions closest to the measured focal position is adopted. By setting and storing the interpolation combination in advance, extra time for calculating the interpolation combination becomes unnecessary.
図9は、実際の焦点位置でのビームAのデータを、実際に通ってきたボクセルa′に逆投影する方法である。実際の焦点位置と、該当するビームが入射するX線検出器上の位置とを結ぶ直線が再構成平面と交差する位置にあるボクセルa′を想定し、設計上ではボクセルaに逆投影するはずだったデータを、このボクセルa′に逆投影するのである。この結果、該当するボクセルを実際に通ってきたデータを、そのボクセルに逆投影することになり、コーンビーム再構成本来の性能を発揮できるようになる。 FIG. 9 shows a method of back-projecting the data of the beam A at the actual focal position onto the voxel a ′ that has actually passed. Assuming a voxel a ′ where the straight line connecting the actual focal position and the position on the X-ray detector on which the corresponding beam is incident intersects the reconstruction plane, the design should be backprojected to voxel a This data is back-projected onto the voxel a ′. As a result, the data actually passing through the corresponding voxel is back-projected onto the voxel, and the original performance of cone beam reconstruction can be exhibited.
図8の方法は、ボクセル位置を基準にして、このボクセルに逆投影すべきデータを焦点移動に応じて変更するものであり、一方、図9の方法は、検出器で検出されたデータを基準にして、このデータまたはこのデータから補間されたデータを逆投影すべきボクセル位置を焦点移動に応じて変更する方法である。結果的には、図8の方法と図9の方法とは同じことであり、再構成装置の構成に応じていずれの方法を選択しても、得られる効果は同じである。 The method of FIG. 8 changes the data to be back-projected on the voxel based on the voxel position, while the method of FIG. 9 uses the data detected by the detector as a reference. Thus, the voxel position where this data or data interpolated from this data is to be backprojected is changed according to the focal point movement. As a result, the method of FIG. 8 is the same as the method of FIG. 9, and the same effect can be obtained regardless of which method is selected according to the configuration of the reconstruction device.
第2に、ファンビームみなし再構成方法を用いるモードについて説明する。図10に、設計上のジオメトリを示す。縦軸に回転軸をとり、スライス面に平行に横軸を設定する。向かって左側に焦点があり、右側にX線検出器がある位相での横方向の断面である。ここでは、X線検出器は8素子として説明する。既に述べたように、コーンビームデータをファンビームデータとみなして、ファンビーム再構成を行う方法であるから、例えばNo.6のX線検出器で得られたデータを、網掛け部分の平面のファンビームデータとみなして再構成する方法である。たとえば、No.6の検出素子の中央と焦点位置とを結ぶ直線ビームAと、回転中心軸との交差する位置が、再構成平面の中央となり、これが、画像のスライス厚方向(Z軸とする)の座標となる。
Second, the mode using the fan beam deemed reconstruction method will be described. FIG. 10 shows the design geometry. The axis of rotation is taken as the vertical axis, and the horizontal axis is set parallel to the slice plane. A cross section in a horizontal direction at a phase with a focal point on the left side and an X-ray detector on the right side. Here, the X-ray detector is described as eight elements. As already described, the cone beam data is regarded as fan beam data, and the fan beam reconstruction is performed. This is a method of reconstructing the data obtained by the X-ray detector No. 6 as fan beam data in the shaded plane. For example, no. The position where the straight beam A connecting the center of the
nview:viewの番号
Zview:任意のviewにおける、設計上の焦点を含む平面のZ座標(スタティックモードでは一定、ヘリカルモードではヘリカルピッチに応じて変化する)
nseg:X線検出器segの番号
Zseg:X線検出器の任意のseg.のX線検出面における設計上の焦点を含む平面からの距離
FCD:焦点から回転軸(Z軸)までの距離
FDD:焦点からX線検出面までの距離とすると、(nview、nseg)におけるビームのZ座標:Z(nview、nseg)は、
Z(nview、nseg )=Zview+Zseg × FCD/FDD …(1)
式(1)となる。スタティックモードでは、この座標がそのまま画像のZ座標とり、ヘリカルモードではそれぞれの収集データのZ座標として、補間の重みなどを決めるパラメータとなる。
nview: view number
Zview: Z coordinate of the plane including the design focal point in an arbitrary view (constant in static mode, changes according to helical pitch in helical mode)
nseg: X-ray detector seg number
Zseg: any seg. Of the X-ray detector. From the plane including the design focus on the X-ray detection surface
FCD: Distance from the focal point to the rotation axis (Z-axis)
FDD: If the distance from the focal point to the X-ray detection surface, the Z coordinate of the beam at (nview, nseg): Z (nview, nseg) is
Z (nview, nseg) = Zview + Zseg × FCD / FDD (1)
Equation (1) is obtained. In the static mode, this coordinate is the Z coordinate of the image as it is, and in the helical mode, the Z coordinate of each collected data is a parameter for determining the weight of interpolation.
ここで、熱的な焦点移動など何らか原因で焦点のX線検出器に対する相対的位置が変化する(以下では焦点移動として述べる。)と、図11の状態となる。例えば、No.6の検出素子の中央と実際の焦点位置とを結ぶ直線ビームAが、図11のように変化し、回転中心軸と交差する位置(再構成平面の中央)が、設計上の位置(薄い網掛け)に対してずれている。
Here, when the relative position of the focal point with respect to the X-ray detector changes due to some cause such as thermal focal movement (hereinafter referred to as focal movement), the state shown in FIG. 11 is obtained. For example, no. The straight beam A connecting the center of the
ここで、Δf:焦点の移動量とすると、(nview、nseg)における焦点移動状態でのビームのZ座標:Z′(nview、nseg)は、
Z(nview、nseg )
=Zview+(Zseg −Δf)× FCD/FDD +Δf =Zview+Zseg × FCD/FDD +Δf×(1− FCD/FDD )
=Z(nview、nseg )+Δf×(1− FCD/FDD ) …(2)
式(2)となる。画像のZ座標、あるいは、収集データのZ座標として、設計値であるZ(nview、nseg)ではなく、実測した焦点位置に基づくZ′(nview、nseg)を用いることにより、焦点位置の相対的な変動によるミスアライメントの影響を抑えることができる。
Here, if Δf is the amount of movement of the focal point, the Z coordinate of the beam in the focal point moving state at (nview, nseg): Z ′ (nview, nseg) is
Z (nview, nseg)
= Zview + (Zseg- [Delta] f) * FCD / FDD + [Delta] f = Zview + Zseg * FCD / FDD + [Delta] f * (1-FCD / FDD)
= Z (nview, nseg) + Δf × (1−FCD / FDD) (2)
Equation (2) is obtained. By using Z ′ (nview, nseg) based on the actually measured focus position instead of the design value Z (nview, nseg) as the Z coordinate of the image or the collected data, the relative position of the focus position The effect of misalignment due to various fluctuations can be suppressed.
コーンビーム再構成では補間の組合せを調整するために複雑な補正処理が必要となるが、ファンビームみなし再構成法の場合は、収集データのZ座標に補正を加えることで済むためより簡単な処理でミスアライメントの補正が可能となる。 In cone beam reconstruction, complex correction processing is required to adjust the combination of interpolations, but in the case of the fan beam deemed reconstruction method, it is only necessary to add correction to the Z-coordinate of the collected data, so that simpler processing is possible. This makes it possible to correct misalignment.
続いて、チャンネル方向に変化する、スライス方向のミスアライメントの補正方法について説明する。 Next, a method of correcting misalignment in the slice direction that changes in the channel direction will be described.
この場合には、まず各検出素子のシステムに対する配列位置ズレを測定する必要がある。X線検出器内部の素子配列は製造工程内で測定することができる。例えば、X線検出器後方にX線フィルムを配置して、前方からX線を曝射し、X線検出器の影から各検出素子の配列位置ズレを測定する方法がある。X線フィルムを別のX線検出器に置き換えて測定しても良い。ここで測定した検出素子データはX線検出器本体と合わせて管理し、X線検出器をシステムに取り付けた際に、X線検出器素子配列データをシステムに入力して補正に用いる。 In this case, first, it is necessary to measure the displacement of the arrangement position of each detection element with respect to the system. The element arrangement inside the X-ray detector can be measured in the manufacturing process. For example, there is a method in which an X-ray film is disposed behind the X-ray detector, X-rays are irradiated from the front, and the array position shift of each detection element is measured from the shadow of the X-ray detector. The X-ray film may be replaced with another X-ray detector for measurement. The detection element data measured here is managed together with the X-ray detector main body, and when the X-ray detector is attached to the system, the X-ray detector element arrangement data is input to the system and used for correction.
次に、X線検出器をシステムに取り付ける際に、プリコリメータに対してねじれているかどうかを測定する。X線検出器のチャンネル方向の両端にある素子において、プリコリメータのプロフィールを測定し、両端のプロフィールの差と、予め測定しシステムに入力してある検出素子配列データのなかの該当する両端の検出素子の配列データとから、プリコリメータとX線検出器中心線(例えば、すべてのチャンネルの平均値)とのねじれとが求められる。 Next, when the X-ray detector is attached to the system, it is measured whether the pre-collimator is twisted. Measure the profile of the pre-collimator at the elements at both ends in the channel direction of the X-ray detector, and detect the difference between the profiles at both ends and the corresponding ends of the detection element array data measured and input to the system in advance. The twist between the pre-collimator and the X-ray detector center line (for example, the average value of all channels) is obtained from the element arrangement data.
次に、これらのデータから、各チャンネルの各seg.毎に、システムに対する配列位置(Z座標)を計算する。ここで得られた、Z座標(Zseg
(nch、nseg))を、上で述べたZsegの代わりに用いることで、それぞれの素子で得られたデータのビーム位置を規定することができる。
Next, from these data, each seg. Each time, the array position (Z coordinate) for the system is calculated. The Z coordinate (Zseg) obtained here
(Nch, nseg)) can be used instead of Zseg described above to define the beam position of the data obtained by each element.
その後の具体的な補正は、基本的に上で述べてチャンネル方向に一定な、スライス方向のミスアライメントの補正と同等で良い。コーンビーム再構成の場合は、ビーム位置に合わせて補間する組合せで調整し、ファンビームみなしマルチスライスのヘリカルの場合は、検出素子毎にフィルタ補間の重み計算する。X線検出器の構造上、素子毎のばらつきは小さくブロック単位でばらつく場合は、素子毎に計算するのではなく、ブロック単位で計算しても十分な効果が得られる。 The specific correction after that can be basically the same as the correction of misalignment in the slice direction, which is basically described above and constant in the channel direction. In the case of cone beam reconstruction, adjustment is performed by a combination that interpolates in accordance with the beam position. In the case of a multi-slice helical with no fan beam, the weight of filter interpolation is calculated for each detection element. If the variation of each element is small due to the structure of the X-ray detector and varies in units of blocks, a sufficient effect can be obtained by calculating in units of blocks instead of calculating for each element.
ただし、ファンビームみなしマルチスライスのスタティックモードの場合は、新たな方法も提案する。図12(a)に示すように、それぞれが4つのチャンネルと、セグメント方向に1から8までの合計32素子を備える検出器ブロックを6ブロック使用してX線検出器を構成する場合を考える。そして、各検出器ブロックをシステムに組み込む場合に、各ブロック毎にZ方向のズレが生じたとする。このシステムで、複数のseg.に渡るビームA,Bを照射し、データを束ねて2つの厚いスライスの画像を作る場合を考える。このZ方向のミスアライメントを考えずに、そのままデータ加算すると、図12(b)のように、凸凹したビームとして処理してしまう。 However, a new method is also proposed in the case of the fan-beam deemed multi-slice static mode. As shown in FIG. 12A, consider a case where an X-ray detector is configured by using 6 detector blocks each having 4 channels and a total of 32 elements from 1 to 8 in the segment direction. When each detector block is incorporated into the system, it is assumed that a shift in the Z direction occurs for each block. In this system, a plurality of seg. Consider a case where two beams A and B are irradiated and data is bundled to form an image of two thick slices. If the data is added as it is without considering this misalignment in the Z direction, it is processed as an uneven beam as shown in FIG.
そこで、本実施の形態では、ビームが照射された素子のデータを、配列データに基づいて重み付け加算する方法を採る。アライメントが合っているブロックNo.1、No.4、No.6では、それぞれビームA及びビームBに対応するseg.No.3、No.4及びseg.No.5、No.6のデータをそれぞれ加算する。一方、その他のブロックでは、それぞれのビームを受けた(受けたかどうかは、検出素子配列データから判断できる)seg.のデータを重み付け加算してデータを得る。この結果、図12(b)ではなく、図12(a)のビームを再現できることになる。
Therefore, in this embodiment, a method is employed in which the data of the element irradiated with the beam is weighted and added based on the array data. Block No. with
このように、スライス方向のミスアライメントがチャンネル方向に変化する場合でも、先に述べたチャンネル方向に一定なミスアライメントの場合と同様に、その影響を抑えることができる。 Thus, even when the misalignment in the slice direction changes in the channel direction, the influence can be suppressed as in the case of the misalignment constant in the channel direction described above.
以上の実施形態では、スライス方向のミスアライメントについて説明したが、本発明は、チャンネル方向のミスアライメントにも適用することができる。 In the above embodiments, misalignment in the slice direction has been described, but the present invention can also be applied to misalignment in the channel direction.
すなわち、図4(a)に示したプロファイル検出器において、検出素子の配列を2次元に拡張し、チャンネル方向にも強度分布を持つプロファイル検出用X線ビームを使用することにより、スライス方向の焦点移動のみならず、チャンネル方向の焦点移動をも検出することができる。 That is, in the profile detector shown in FIG. 4A, the array of detector elements is expanded two-dimensionally, and a profile detection X-ray beam having an intensity distribution in the channel direction is used, thereby focusing in the slice direction. It is possible to detect not only the movement but also the focal movement in the channel direction.
図4(b)に示すように、例えば、4つの検出素子A,B,C,Dを方形に配置したプロファイル検出器に向かって、正方形に成形されたプロファイル検出用X線ビームを照射する。検出素子A及びBの信号比率により、スライス方向の焦点移動が検出されることは、図4(a)と変わりがないが、これに加えて、チャンネル方向の焦点移動が検出素子A及びCの信号比率(またはB及びDの信号比率)により検出可能となっている。 As shown in FIG. 4B, for example, a profile detection X-ray beam formed into a square is irradiated toward a profile detector in which four detection elements A, B, C, and D are squarely arranged. The fact that the focus movement in the slice direction is detected by the signal ratio of the detection elements A and B is the same as that in FIG. 4A, but in addition, the focus movement in the channel direction is detected by the detection elements A and C. Detection is possible based on the signal ratio (or B and D signal ratios).
また、検出素子の配列誤差のデータ収集方法についても、製造工程内でX線フィルムなどを用いる方法を示したが、これもスライス方向だけでなく、チャンネル方向の位置情報も収集するだけで、チャンネル方向のミスアライメント補正に必要な情報が得られる。 As for the data collection method for the detection error of the detector elements, a method using an X-ray film or the like has been shown in the manufacturing process, but this also involves collecting not only the slice direction but also the position information in the channel direction. Information necessary for correcting misalignment of directions can be obtained.
次に、マルチスライスシステムにおいて、複数のX線検出素子のデータを束ねる場合のミスアライメント補正の実施形態について説明する。 Next, an embodiment of misalignment correction in the case of bundling data of a plurality of X-ray detection elements in a multi-slice system will be described.
まず、図13に示すように、スライス方向の検出素子の大きさが等しい場合には、束ねられるそれぞれの素子のミスアライメント量の平均値を求め、この平均値を束ねたデータのミスアライメント量とみなして、そのデータに対応する再構成パラメータを変更する。 First, as shown in FIG. 13, when the detection elements in the slice direction have the same size, the average value of the misalignment amounts of the respective elements to be bundled is obtained, and the misalignment amount of the data obtained by bundling the average values is obtained. As a result, the reconstruction parameter corresponding to the data is changed.
図13の場合であれば、それぞれ検出素子の大きさが等しいセグメント1からセグメント4までのデータが束ねられる。すなわち、それぞれのセグメント1、2、3、4に属する素子のそれぞれのミスアライメント量をδ1、δ2、δ3、δ4とすれば、束ねたデータのミスアライメント量は、(δ1+δ2+δ3+δ4)/4となる。
In the case of FIG. 13, data from
次いで、図14に示すように、スライス方向の検出素子の大きさが等しくない場合には、束ねられるそれぞれの素子の大きさに応じてミスアライメント量の重み付け平均値(加重平均値)を求め、この加重平均値を束ねたデータのミスアライメント量とみなして、そのデータに対応する再構成パラメータを変更する。 Next, as shown in FIG. 14, when the sizes of the detection elements in the slice direction are not equal, the weighted average value (weighted average value) of the misalignment amount is obtained according to the size of each element to be bundled, The weighted average value is regarded as a misalignment amount of the bundled data, and the reconstruction parameter corresponding to the data is changed.
すなわち、それぞれのセグメント1、2、3、4に属する素子の大きさをL1、L2、L3、L4とし、それぞれのミスアライメント量をδ1、δ2、δ3、δ4とすれば、束ねたデータのミスアライメント量は、(δ1L1+δ2L2+δ3L3+δ4L4)/(L1+L2+L3+L4)となる。
That is, if the sizes of the elements belonging to the
また、図15に示すように、簡易的な方法として、スライス方向の検出素子の大きさが等しくない場合には、束ねられる素子の中で最も大きい素子(L1)のミスアライメント量δ1を束ねたデータのミスアライメント量とみなして、そのデータに対応する再構成パラメータを変更してもよい。 As shown in FIG. 15, as a simple method, when the detection elements in the slice direction are not equal in size, the misalignment amount δ1 of the largest element (L1) among the elements to be bundled is bundled. The reconstruction parameter corresponding to the data may be changed by regarding the amount of data misalignment.
以上、好ましい実施の形態について説明したが、これらは本発明を限定するものではない。本発明の思想の本質は、X線CTスキャナの世代やスキャン方式、スキャンモードの種類や、補間方法の違いに依らず、焦点位置検出手段により検出された焦点位置のX線検出器に対する実際の相対位置に応じて、補間の組合せなどの再構成パラメータやビームの位置情報などを変更し、再構成のためのデータを処理することにある。 The preferred embodiments have been described above, but these do not limit the present invention. The essence of the idea of the present invention is that the actual X-ray detector for the focal position detected by the focal position detecting means does not depend on the generation of the X-ray CT scanner, the scanning method, the type of scanning mode, or the difference in the interpolation method. According to the relative position, reconstruction parameters such as a combination of interpolation, beam position information, and the like are changed, and data for reconstruction is processed.
1…X線CT装置、3…X線管球、5…スリット、7…主X線検出器、9…プロファイル検出器、11…主X線検出器用データ収集装置、13…プロファイル検出器用データ収集装置、15…データ処理装置、17…記憶装置、19…高電圧発生装置、21…ホストコントローラ、23…表示装置、25…再構成装置、27…補助記憶装置、29…バス、31…再構成パラメータ、33…ビーム位置情報。
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記スキャン前あるいはスキャン中に前記X線検出器に対する前記X線源のスライス方向の相対的な焦点位置を検出する焦点位置検出手段と、
前記検出された相対的な焦点位置に基づきスライス方向におけるX線パスのずれを補正して再構成を行うように、前記再構成パラメータ及びまたは前記ビーム位置情報を変更する補正手段と、を備えることを特徴とするX線CT装置。 An X-ray source that exposes an X-ray beam toward a subject, and an X-ray detector having a plurality of channels that are opposed to each other across a space in which the X-ray source and the subject are placed. X-ray CT for reconstructing information obtained by scanning at least the X-ray source around the space in which the subject is arranged using the reconstruction parameter and / or beam position information In the device
A focus position detecting means for detecting a relative focus position in the slice direction of the X-ray source with respect to the X-ray detector before or during the scan;
Correction means for changing the reconstruction parameter and / or the beam position information so as to perform reconstruction by correcting the deviation of the X-ray path in the slice direction based on the detected relative focal position. X-ray CT apparatus characterized by this.
前記スキャン前あるいはスキャン中に前記X線検出器に対するX線源のスライス方向の相対的な焦点位置を検出する位置検出過程と、
前記検出された相対的な焦点位置に基づき、スライス方向におけるX線パスのズレを補正して再構成を行うように、再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を変更するパラメータ変更過程と、
前記変更された再構成パラメータ及びまたはビーム位置情報を使用して、断層像を再構成する再構成過程と、
を備えたことを特徴とするX線CT装置のミスアライメント補正方法。 An X-ray source that exposes an X-ray beam toward a subject, and a plurality of X-ray detection segments each having a plurality of channels arranged to face each other across a space in which the X-ray source and the subject are placed An X-ray detector and using reconstruction parameters and / or beam position information for information obtained by scanning at least the X-ray source in the channel arrangement direction around the space in which the subject is placed And a misalignment correction method for an X-ray CT apparatus to be reconfigured.
A position detection process for detecting a relative focal position in the slice direction of the X-ray source with respect to the X-ray detector before or during the scan;
A parameter changing process for changing the reconstruction parameter and / or beam position information so as to perform the reconstruction by correcting the deviation of the X-ray path in the slice direction based on the detected relative focal position;
A reconstruction process for reconstructing a tomogram using the modified reconstruction parameters and / or beam position information;
A misalignment correction method for an X-ray CT apparatus, comprising:
任意のボクセルに逆投影すべきデータを求めるための補間におけるX線検出データを収集した前記X線検出器セグメントとそのデータの重みとの組合せを前記検出された相対的な焦点位置に基づくX線パスに従って変更することを特徴とする請求項3記載のX線CT装置のミスアライメント補正方法。 The parameter changing process includes:
An X-ray based on the detected relative focal position is a combination of the X-ray detector segment that has collected X-ray detection data in the interpolation for obtaining data to be back-projected to an arbitrary voxel and the weight of the data. 4. The misalignment correction method for an X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the misalignment correction method is performed according to a path.
X線検出データを収集した前記X線検出器セグメントとそのデータの重みとの組合せを用いて補間されたデータを設計上の焦点位置に基づいて計算された逆投影すべきボクセルの位置から前記検出された相対的な焦点位置に基づくX線パス上に移動させることを特徴とする請求項3記載のX線CT装置のミスアライメント補正方法。 The parameter changing process includes:
The data interpolated using the combination of the X-ray detector segment from which the X-ray detection data is collected and the weight of the data is detected from the position of the voxel to be back-projected calculated based on the design focal position. 4. The method of correcting misalignment of an X-ray CT apparatus according to claim 3, wherein the X-ray CT apparatus is moved on an X-ray path based on the relative focus position.
検出器の各セグメントで得られたデータのスライス方向位置情報を前記検出された相対的な焦点位置に基づくX線パスと回転中心軸との交点のスライス方向位置情報に変更することを特徴とする請求項3記載のX線CT装置のミスアライメント補正方法。 The parameter changing process includes:
The slice direction position information of the data obtained in each segment of the detector is changed to the slice direction position information of the intersection of the X-ray path and the rotation center axis based on the detected relative focal position. The misalignment correction method of the X-ray CT apparatus according to claim 3.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2005139828A JP4006451B2 (en) | 2005-05-12 | 2005-05-12 | X-ray CT apparatus and misalignment correction method thereof |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2005139828A JP4006451B2 (en) | 2005-05-12 | 2005-05-12 | X-ray CT apparatus and misalignment correction method thereof |
Related Parent Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP8161853A Division JPH105210A (en) | 1996-06-21 | 1996-06-21 | X-ray ct scanner and method for correcting mis-alignment thereof |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2005224637A true JP2005224637A (en) | 2005-08-25 |
JP4006451B2 JP4006451B2 (en) | 2007-11-14 |
Family
ID=34999771
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2005139828A Expired - Lifetime JP4006451B2 (en) | 2005-05-12 | 2005-05-12 | X-ray CT apparatus and misalignment correction method thereof |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4006451B2 (en) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007130278A (en) * | 2005-11-11 | 2007-05-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
JP2008309705A (en) * | 2007-06-15 | 2008-12-25 | Toshiba It & Control Systems Corp | Computer tomographic imaging system |
WO2012077694A1 (en) * | 2010-12-10 | 2012-06-14 | 株式会社 日立メディコ | X-ray ct device and image reconstitution method |
CN103961120A (en) * | 2013-01-31 | 2014-08-06 | Ge医疗***环球技术有限公司 | CT (computed tomography) equipment and image processing method thereof |
CN107771058A (en) * | 2015-01-26 | 2018-03-06 | 伊利诺斯工具制品有限公司 | The gap resolution ratio of linear detector arrays |
-
2005
- 2005-05-12 JP JP2005139828A patent/JP4006451B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007130278A (en) * | 2005-11-11 | 2007-05-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
JP2008309705A (en) * | 2007-06-15 | 2008-12-25 | Toshiba It & Control Systems Corp | Computer tomographic imaging system |
WO2012077694A1 (en) * | 2010-12-10 | 2012-06-14 | 株式会社 日立メディコ | X-ray ct device and image reconstitution method |
US8971607B2 (en) | 2010-12-10 | 2015-03-03 | Hitachi Medical Corporation | X-ray CT apparatus and image reconstruction method |
JP5858928B2 (en) * | 2010-12-10 | 2016-02-10 | 株式会社日立メディコ | X-ray CT apparatus and image reconstruction method |
CN103961120A (en) * | 2013-01-31 | 2014-08-06 | Ge医疗***环球技术有限公司 | CT (computed tomography) equipment and image processing method thereof |
CN107771058A (en) * | 2015-01-26 | 2018-03-06 | 伊利诺斯工具制品有限公司 | The gap resolution ratio of linear detector arrays |
CN107771058B (en) * | 2015-01-26 | 2020-11-24 | 伊利诺斯工具制品有限公司 | Gap resolution of linear detector array |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP4006451B2 (en) | 2007-11-14 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4282302B2 (en) | X-ray CT system | |
JP4646810B2 (en) | Tomographic image reconstruction method and tomographic apparatus | |
JP4360817B2 (en) | Radiation tomography equipment | |
JP5142664B2 (en) | X-ray computed tomography system | |
JP3894993B2 (en) | System for modulating X-ray tube current supplied to an X-ray source | |
JP4465062B2 (en) | Computerized tomography system | |
US20050265514A1 (en) | X-ray computed tomographic imaging apparatus | |
JP5020532B2 (en) | Apparatus and recording medium for calibrating CT X-ray beam tracking loop | |
JP5537132B2 (en) | X-ray computed tomography apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing program | |
WO2016017534A1 (en) | X-ray image pickup device and image reconstruction method | |
US20040131140A1 (en) | Method for computed tomography of a periodically moving object to be examined, and a CT unit for carrying out this method | |
JP4612347B2 (en) | Cone beam reconstruction apparatus and computed tomography apparatus | |
US6658081B2 (en) | Computed tomography method and apparatus for optimized detector utilization and dose utilization | |
KR20070024430A (en) | X-ray ct apparatus | |
JP2006110342A (en) | Method and apparatus for reconstruction of tilted cone beam data | |
JP2008012206A (en) | X-ray tomographic apparatus | |
JP2011092692A (en) | Computed tomograph | |
US7809100B2 (en) | Rebinning for computed tomography imaging | |
JP4298205B2 (en) | Method and computer tomography apparatus for computer tomography | |
JP4006451B2 (en) | X-ray CT apparatus and misalignment correction method thereof | |
JP2009089810A (en) | X-ray ct system | |
JPH105210A (en) | X-ray ct scanner and method for correcting mis-alignment thereof | |
JP4481377B2 (en) | Image processing apparatus and image processing method | |
JP4607727B2 (en) | Computed tomography equipment | |
JP4025530B2 (en) | X-ray CT system |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070123 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070323 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070508 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070709 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070821 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070827 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100831 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100831 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110831 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120831 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120831 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130831 Year of fee payment: 6 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |