JP3742193B2

JP3742193B2 - X-ray computed tomography system

Info

Publication number: JP3742193B2
Application number: JP15121497A
Authority: JP
Inventors: 博明宮崎; 泰男斉藤; 達郎鈴木; 和史伊平; 克行田口; 博荒舘
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-06-09
Filing date: 1997-06-09
Publication date: 2006-02-01
Anticipated expiration: 2017-06-09
Also published as: JPH10337287A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に関する投影データに基づいて断層像を再構成するＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
被検体の内部構造を輪切りの状態で観察することができる有用なＸ線コンピュータ断層撮影は、近年では、再構成処理の高速化によりスキャンと並行してリアルタイムでその内部構造を動画として見られるようになってきている。さらに、Ｘ線コンピュータ断層撮影は、磁気共鳴イメージング方法（ＭＲＩ）と異なり、歯科治療で歯に金属が填め込まれていたり、脳血管の止栓に用いられるステンレスやチタン等の止栓具や骨接ぎ用のボルト等に代表される磁性体が体内に埋め込まれているような患者に対しても危害を与えることなく撮影可能で、またその周辺でメス等の磁性体を使用できることから、近い将来、Ｘ線テレビシステムと同様に手術支援装置としての実用化が期待されている。
【０００３】
しかし、上述した金属等に代表される強Ｘ線吸収体は、撮影時にその患者に危害を与えることは少ないと考えられるが、再構成した断層像上にいわゆるメタルアーチファクトを生じさせ、画質を劣化させてしまう。つまり、通常、Ｘ線の強度は人体の大部分を構成している水を基準に選択されており、この強度では金属部では殆どが吸収されてしまって透過Ｘ線の強度は極々僅かである。従ってこの金属部分を通る投影データからは、そのＸ線パス上の組織情報（Ｘ線吸収率情報）が殆ど失われてしまい、そのような投影データを含めて再構成すると、その断層像には偽像が発生してしまう。この偽像が上述のメタルアーチファクトと呼ばれるものである。
【０００４】
従来では、このメタルアーチファクトを解消するために、投影データから金属部分を抽出し、そのチャンネルの投影データを、チャンネル方向に関して補間したり、通常より薄いスライスで投影データを収集することにより１スライス内の金属の形状の変化の影響を最小にすることなどの対処が行われている。
しかし、このような対処だけでは、メタルアーチファクトを解消しきれないのが現状である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、メタルアーチファクトを効果的に低減できるＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、四角錐形にＸ線を被検体に向けて放射するＸ線発生手段と、前記被検体を透過したＸ線を検出して投影データを得る複数のＸ線検出チャンネルがチャンネル方向とセグメント方向とに関して２次元的に配列されている手段と、前記投影データを前記Ｘ線検出チャンネルごとに所定の閾値と比較することにより前記被検体内の強Ｘ線吸収体に起因して信号強度が極端に低下した特定のＸ線検出チャンネルを判定する手段と、前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、この特定のＸ線検出チャンネルと前記セグメント方向の位置が異なる前記強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの投影データから導かれる値に補正する手段と、前記特定のＸ線検出チャンネル以外の前記強Ｘ線吸収体の影響を受けていない他のＸ線検出チャンネルの投影データと、前記特定のＸ線検出チャンネルの補正された投影データとに基づいて、断層像を再構成する手段とを具備する。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置を実施形態により説明する。なお、コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１体として被検体の周囲を回転するROTATE/ROTATE-TYPE、リング状にアレイされた多数の検出素子が固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するSTATIONARY/ROTATE-TYPE等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めているROTATE/ROTATE-TYPEとして説明する。
【００１０】
また、１枚の断層像を再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０度分の投影データの１セットが、またハーフスキャン法でも２１０度〜２４０度程度分の投影データの１セットが必要とされる。いずれの方式にも本発明を適用可能であるが、ここでは、一般的な前者の約３６０度分の投影データセットから１枚の断層像を再構成するものとして説明する。
【００１１】
図１に、本実施形態に係るコンピュータ断層撮影装置の構成をブロック図により示している。図２に、図１のマルチスライス形Ｘ線検出器の構造を概略的に示している。スキャン本体は、架台部１と、この架台部１に開けられた円筒状の撮影領域内に被検体を挿入するための寝台２とを装備している。架台部１は回転リング３を有し、この回転リング３にコーンビーム形Ｘ線管４とマルチスライス形Ｘ線検出器５とが対向して配置されていて、回転リング３が回転すると、コーンビーム形Ｘ線管４とマルチスライス形Ｘ線検出器５とが対向状態を保ったままで被検体の周囲を回転することができるようになっている。コーンビーム形Ｘ線管４は、高電圧発生器７から高電圧パルスの印加を受けて、図２に示すように、Ｘ線を四角錐形に放射するように構成されている。
【００１２】
また、マルチスライス形Ｘ線検出器５は、同時に複数スライス分の投影データを検出できるように、複数のＸ線検出チャンネル８が、コーンビーム形Ｘ線管４の焦点（コーンビームの頂点）を中心として円弧方向（チャンネル方向）だけでなく、回転リング３の回転軸と平行な方向に関しても配列されている。
【００１３】
具体的には、マルチスライス形Ｘ線検出器５は、電離箱形Ｘ線検出器又は半導体Ｘ線検出器で構成され、電離箱形Ｘ線検出器であれば、チャンネル方向に沿って円弧状に形成された多チャンネル型の電離箱形Ｘ線検出器が、セグメント方向に沿って複数器並列されてなる。この場合、Ｘ線検出チャンネルの１つ１つは、Ｘｅガス等の中性ガスを挟んで平行に設けられたバイアス電極と信号電極とにより限局される。
【００１４】
一方、半導体Ｘ線検出器であれば、複数のＸ線検出素子がチャンネル方向とセグメント方向とに関して２次元的に配列されている。この場合、Ｘ線検出チャンネルの１つ１つは、１つのＸ線検出素子又は近隣の２〜３のＸ線検出素子のグループ単位で構成される。
【００１５】
このマルチスライス形Ｘ線検出器５には、一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集システム６が接続されている。このデータ収集システム６には、マルチスライス形Ｘ線検出器５の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅する増幅器と、この増幅器の出力信号をディジタル信号に変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに設けられている。
【００１６】
前処理部９では、このデータ収集システム６で検出された投影データに対して、チャンネル間の感度不均一を補正したり、また強Ｘ線吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正する等の前処理を実行する。後者の補正処理は、特徴的な部分であり、詳細は後述する。この前処理部９で補正を受けた投影データと、元々、強Ｘ線吸収体の影響を受けていない投影データとに基づいて、断層像をスライスごとに再構成プロセッサ１０で再構成する。この断層像はディスプレイ１１に表示される。
【００１７】
このような投影データの収集動作、つまりスキャンは、回転リング３の回転と、高電圧発生器７からの高電圧パルスの発生と、データ収集システム６での透過Ｘ線の検出とが時間的に相関をもって行われることにより実現され得るものであり、これらの制御はスキャンコントローラ１２で統括されている。具体的にはスキャンコントローラ１２は、回転リング３を定速で安定的に回転させた後に、高電圧発生器７から高電圧パルスを一定周期で発生させ、そしてこの高電圧パルスに同期してデータ収集システム６で周期的に積分などの投影データの収集を行わせる。
【００１８】
図３に、本実施形態による強Ｘ線吸収体による極端な信号強度が低下又は信号が完全に脱落してしまったＸ線検出チャンネルの投影データを補正する補正方法の手順を示している。まず、スキャンが開始され、被検体の周囲３６０度分の投影データが収集されるのであるが、この動きは周知の通り、回転リング３を定速で安定的に回転させた後に、高電圧発生器７から高電圧パルスを一定周期で発生させ、そしてこの高電圧パルスに同期してデータ収集システム６で周期的に積分などの投影データの収集に必要な動作を繰り返すことにより、実現される。
【００１９】
図４に、コーンビーム形Ｘ線管４がある位置に或る時、つまり例えば頂点を０度としてそこからのコーンビーム形Ｘ線管４の角度、いわゆるビュー角が或る角度の時に、マルチスライス形Ｘ線検出器の各チャンネルで同時に得られた投影データの空間的な変化を、チャンネル方向に見た図を表している。この強度変化曲線で、信号強度が比較的大きい部分は、Ｘ線の吸収が比較的小さい組織部分と考えられ、逆に、Ｘ線の吸収が著しく大きい強Ｘ線吸収体の部分では信号強度は著しく低下するのが理解され得る。
【００２０】
そこで収集した投影データに対して所定の閾値と個別に比較し、その信号強度が閾値以下のＸ線検出チャンネルを強Ｘ線吸収体がＸ線パス上に存在する特定のＸ線検出チャンネルであると判定することができる。この判定及び後述の補正は、Ｘ線強度に起因しないチャンネル間の感度のばらつきを除去するために、強度補正や水補正を行った後の投影データを使って行うのが好ましい。
【００２１】
こうして判定された特定のＸ線検出チャンネルに関して、その投影データを補正するのであるが、この補正方法としては、その視野を従来のようにチャンネル方向だけでなく、セグメント方向にも拡大することによりメタルアーチファクトの低減効果を向上するというものであり、つまり、強Ｘ線吸収体に起因して信号強度が極端に低下した特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、この特定のＸ線検出チャンネルとセグメント方向の位置が異なる強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの投影データを少なくとも含めて導かれる値に補正することを特徴としている。より具体的な補正方法を、図５を参照して、以下に説明する。
【００２２】
図５には、マルチスライス形Ｘ線検出器の各チャンネルで、或るビュー角で同時に得られた全チャンネルの投影データをセグメント方向とチャンネル方向とに関して２次元的に見た図を示している。なお、説明の便宜上、Ｘ線検出チャンネルを、“（セグメント番号，チャンネル番号）”という表記で識別するものとする。
（１）まず最初に説明する第１の補正方法では、強Ｘ線吸収体がＸ線パス上に存在することにより、信号強度が著しく低下してしまった特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、チャンネル方向及びセグメント方向の両方向を検索対象にして、当該特定のＸ線検出チャンネルの周辺に在るＸ線検出チャンネル、具体的には強Ｘ線吸収体の影響を受けずに信号強度が上述の閾値を越えているＸ線検出チャンネルの中で、当該特定のＸ線検出チャンネルに最も近いＸ線検出チャンネルの投影データに置き換えるという方法である。
【００２３】
例えば、（３，４）のＸ線検出チャンネルの投影データを補正するとき、その投影データを、この被補正チャンネル（３，４）に最も近く、且つ強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネル（２，３）の投影データに置き換える。
（２）次に、第２の補正方法では、強Ｘ線吸収体がＸ線パス上に存在することにより、信号強度が著しく低下してしまった特定のＸ線検出チャンネル（３，４）の投影データを、全チャンネルの中の信号強度が最低値を示す投影データに置き換えるという方法である。
（３）次に、第３の補正方法は、特定のＸ線検出チャンネル（３，４）の投影データを、その特定のＸ線検出チャンネル（３，４）と同じセグメント番号（３）のセグメント方向と、特定のＸ線検出チャンネル（３，４）と同じチャンネル番号（４）のチャンネル方向とから、強Ｘ線吸収体の影響を受けていると判定したチャンネルの数が少ない方向を選択し、そしてこの選択した方向に関して一次又は高次の方程式を使って線形又は非線形に補間を行う、つまり特定のＸ線検出チャンネル（３，４）の投影データを、選択した方向に在る他のチャンネルから所定の方程式で導かれる値に置き換えるというものである。
（４）次に、第４の補正方法は、局所的な２次元フィルタによって実現され得る方法であり、つまり、特定のＸ線検出チャンネル（３，４）の投影データを、特定のＸ線検出チャンネル（３，４）を中心としてそれからセグメント方向とチャンネル方向との両方向に広がった所定の大きさの領域内に在る複数のＸ線検出チャンネルの投影データそれぞれに個別に係数を乗算し、これらを加算した値に置き換えるというものである。
【００２４】
なお、別の方法として、特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、あらかじめ決めておいた一定値に置き換えるようにしてもよい。
このように特定のＸ線検出チャンネルの補正された投影データと、元々、強Ｘ線吸収体の影響を受けていない他のＸ線検出チャンネルの投影データとに基づいて再構成プロセッサ１０で各スライスごとに断層像を再構成する。
【００２５】
以上のように、補正の視野をチャンネル方向だけでなく、セグメント方向にも拡大したことにより、メタルアーチファクトを効果的に低減することができる。
上述の説明では、投影データを閾値と比較することにより、強Ｘ線吸収体の影響を受けているＸ線検出チャンネルを判定したが、投影データではこの判定に漏れが生じる可能性がある。これは、脳血管の止栓等のように強Ｘ線吸収体（金属）は概して小さいことが多く、投影データが十分に小さくならないこともあるからである。
【００２６】
そこで、この判定精度を向上するために、補正前の投影データに基づいて再構成した断層像を使ってこの判定を行うことが考えられる。
図６にこの判定を含めた補正処理の手順を示している。まず、投影データを収集して、補正前の全てのＸ線検出チャンネル、つまり強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの投影データと、強Ｘ線吸収体の影響を受けて信号強度が著しく下がっているＸ線検出チャンネルの補正前の投影データとに基づいて、再構成プロセッサ１０により再構成した断層像から、図７に示すように、画素値が特定の閾値以下の部分を強Ｘ線吸収体として抽出し、この抽出した強Ｘ線吸収体の位置から、ビュー角ごとに、Ｘ線パスが当該抽出した強Ｘ線吸収体を通るＸ線検出チャンネルを特定する。
【００２７】
この特定したＸ線検出チャンネルに対して、上述したと同様に補正を行い、そして、この補正した投影データと、元々、強Ｘ線吸収体の影響を受けていない他のＸ線検出チャンネルの投影データとに基づいて再構成プロセッサ１０で各スライスごとに断層像を再構成するのである。
【００２８】
このような判定方法では、脳血管の止栓等のように概して小さいことが多い強Ｘ線吸収体に対して、投影データ上では判定が困難な場合があるが、金属部は、連続的な物体なので断層像で判定すると判定可能であることが多々ある。
【００２９】
なお、強Ｘ線吸収体が前処理部９の計算処理で抽出できない場合でも、観察者が当該断層像を目視するとことにより識別できる場合も多い。そこで、断層像を使った強Ｘ線吸収体の抽出の段階で、オペレータがマニュアルで支援するようにしてもよい。
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
【００３０】
【発明の効果】
請求項１の発明によれば、被検体内の強Ｘ線吸収体に起因して信号強度が極端に低下した特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、この特定のＸ線検出チャンネルとセグメント方向の位置が異なって、強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの投影データから導かれる値に補正するので、特定のＸ線検出チャンネルの投影データをチャンネル方向のみに関して補間する従来よりもメタルアーチファクトを効果的に低減できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示すブロック図。
【図２】図１のマルチスライス形Ｘ線検出器の概略構造を示す図。
【図３】図１の前処理部での補正方法の手順を示す図。
【図４】図１のマルチスライス形Ｘ線検出器の各チャンネルで得られた投影データの変化をチャンネル方向に見た図。
【図５】図１のマルチスライス形Ｘ線検出器の各チャンネルであるビュー角で同時に得られた全チャンネルの投影データをセグメント方向とチャンネル方向とに関して２次元的に見た図。
【図６】図１の前処理部での他の補正方法の手順を示す図。
【図７】図６の閾値処理の説明補足図。
【符号の説明】
１…架台、
２…寝台、
３…回転リング、
４…コーンビーム形Ｘ線管、
５…マルチスライス形Ｘ線検出器、
６…データ収集システム、
７…高電圧発生器、
８…Ｘ線検出チャンネル、
９…前処理部、
１０…再構成プロセッサ、
１１…ディスプレイ、
１２…スキャンコントローラ。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus that reconstructs a tomographic image based on projection data relating to a subject.
[0002]
[Prior art]
In recent years, useful X-ray computed tomography, which can observe the internal structure of a subject in a circular state, can be viewed as a moving image in real time in parallel with the scan by speeding up the reconstruction process. It is becoming. Furthermore, X-ray computed tomography differs from magnetic resonance imaging (MRI) in that the teeth are filled with metal during dental treatment, and a stainless steel or titanium stopper, such as a cerebrovascular stopper, or a bone graft. Because it is possible to shoot without harming a patient whose magnetic body such as a bolt is embedded in the body, and a magnetic body such as a knife can be used around it, in the near future, As with the X-ray television system, it is expected to be put to practical use as a surgery support device.
[0003]
However, the above-mentioned strong X-ray absorbers typified by metals and the like are considered to cause little harm to the patient at the time of radiography, but cause so-called metal artifacts on the reconstructed tomographic image and deteriorate the image quality. I will let you. In other words, the intensity of X-rays is usually selected based on the water that makes up most of the human body. At this intensity, most of the metal part is absorbed and the intensity of transmitted X-rays is negligible. . Therefore, most of the tissue information (X-ray absorption rate information) on the X-ray path is lost from the projection data passing through the metal part. A false image is generated. This false image is called the above-mentioned metal artifact.
[0004]
Conventionally, in order to eliminate this metal artifact, a metal portion is extracted from the projection data, and the projection data of the channel is interpolated with respect to the channel direction, or the projection data is collected in a slice thinner than usual, thereby acquiring the projection data within one slice. Countermeasures such as minimizing the influence of changes in metal shape are being taken.
However, the current situation is that metal artifacts cannot be resolved by such measures alone.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide an X-ray computed tomography apparatus capable of effectively reducing metal artifacts.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
An X-ray computed tomography apparatus according to the present invention includes a plurality of X-ray generation means for emitting X-rays toward a subject in a quadrangular pyramid shape, and a plurality of projection data obtained by detecting the X-rays transmitted through the subject. Means in which X-ray detection channels are two-dimensionally arranged with respect to the channel direction and the segment direction, and the projection data is compared with a predetermined threshold value for each X-ray detection channel, whereby strong X-rays in the subject Means for determining a specific X-ray detection channel whose signal intensity is extremely reduced due to the absorber, and projection data of the specific X-ray detection channel, the specific X-ray detection channel and the position in the segment direction Means for correcting to a value derived from projection data of an X-ray detection channel not affected by the strong X-ray absorber, and the strong other than the specific X-ray detection channel And projection data other X-ray detector channel that is not influenced by the linear absorption body, on the basis of the corrected projection data of the particular X-ray detector channels, and means for reconstructing a tomographic image.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the X-ray computed tomography apparatus according to the present invention will be described below. In the computed tomography apparatus, an X-ray tube and an X-ray detector are combined as a single unit, and ROTATE / ROTATE-TYPE, which rotates around the subject, is fixed with a large number of detection elements arrayed in a ring shape. There are various types such as STATIONARY / ROTATE-TYPE in which only the tube is rotated around the subject, and the present invention can be applied to any type. Here, it is described as ROTATE / ROTATE-TYPE, which currently occupies the mainstream.
[0010]
In addition, in order to reconstruct one tomographic image, one set of projection data for about 360 degrees around the subject and one projection data for about 210 degrees to 240 degrees by the half scan method. A set is needed. Although the present invention can be applied to any of the methods, here, description will be made assuming that one tomographic image is reconstructed from the projection data set of about 360 degrees of the general former.
[0011]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a computed tomography apparatus according to this embodiment. FIG. 2 schematically shows the structure of the multi-slice X-ray detector shown in FIG. The scanning main body is equipped with a gantry 1 and a bed 2 for inserting a subject into a cylindrical imaging region opened in the gantry 1. The gantry 1 has a rotating ring 3. A cone beam X-ray tube 4 and a multi-slice X-ray detector 5 are arranged opposite to the rotating ring 3, and when the rotating ring 3 rotates, the cone The beam X-ray tube 4 and the multi-slice X-ray detector 5 can be rotated around the subject while keeping the opposed state. The cone beam X-ray tube 4 is configured to receive a high voltage pulse from the high voltage generator 7 and emit X-rays in a quadrangular pyramid shape as shown in FIG.
[0012]
The multi-slice X-ray detector 5 can detect the projection data for a plurality of slices at the same time, so that the plurality of X-ray detection channels 8 focus the cone beam X-ray tube 4 (the apex of the cone beam). The center is arranged not only in the arc direction (channel direction) but also in the direction parallel to the rotation axis of the rotating ring 3.
[0013]
Specifically, the multi-slice X-ray detector 5 is constituted by an ionization chamber X-ray detector or a semiconductor X-ray detector, and if it is an ionization chamber X-ray detector, it has an arc shape along the channel direction. A plurality of multi-channel ionization chamber X-ray detectors formed in parallel are arranged in parallel along the segment direction. In this case, each X-ray detection channel is limited by a bias electrode and a signal electrode provided in parallel with a neutral gas such as Xe gas in between.
[0014]
On the other hand, in the case of a semiconductor X-ray detector, a plurality of X-ray detection elements are two-dimensionally arranged in the channel direction and the segment direction. In this case, each of the X-ray detection channels is constituted by a group unit of one X-ray detection element or two or three neighboring X-ray detection elements.
[0015]
The multi-slice X-ray detector 5 is connected to a data acquisition system 6 generally called a DAS (data acquisition system). The data acquisition system 6 includes an IV converter that converts a current signal of each channel of the multi-slice X-ray detector 5 into a voltage, and the voltage signal periodically in synchronization with an X-ray exposure cycle. For each channel, an integrator for amplifying the output signal of the integrator, and an analog / digital converter for converting the output signal of the amplifier into a digital signal.
[0016]
The pre-processing unit 9 corrects the sensitivity non-uniformity between channels with respect to the projection data detected by the data acquisition system 6, and the signal intensity is extremely reduced due to the strong X-ray absorber, mainly the metal part. Alternatively, preprocessing such as correction of signal dropout is executed. The latter correction process is a characteristic part and will be described later in detail. The tomographic image is reconstructed by the reconstruction processor 10 for each slice based on the projection data corrected by the preprocessing unit 9 and the projection data originally not affected by the strong X-ray absorber. This tomographic image is displayed on the display 11.
[0017]
In such projection data collection operation, that is, scanning, rotation of the rotating ring 3, generation of a high voltage pulse from the high voltage generator 7, and detection of transmitted X-rays in the data collection system 6 are temporally performed. The control can be realized by performing with correlation, and these controls are controlled by the scan controller 12. Specifically, the scan controller 12 stably rotates the rotating ring 3 at a constant speed, then generates a high voltage pulse from the high voltage generator 7 at a constant period, and data is synchronized with the high voltage pulse. The collection system 6 periodically collects projection data such as integration.
[0018]
FIG. 3 shows the procedure of the correction method for correcting the projection data of the X-ray detection channel in which the extreme signal intensity by the strong X-ray absorber according to the present embodiment is reduced or the signal is completely dropped. First, scanning is started, and projection data for 360 degrees around the subject is collected. As is well known, this movement is generated after the rotating ring 3 is rotated stably at a constant speed. This is realized by generating a high voltage pulse from the unit 7 at a constant period and repeating operations necessary for collecting projection data such as integration periodically in the data acquisition system 6 in synchronization with the high voltage pulse.
[0019]
FIG. 4 shows that when a cone beam X-ray tube 4 is at a certain position, that is, for example, when the apex is 0 degree and the angle of the cone beam X-ray tube 4 from there is a so-called view angle, The figure which looked at the spatial change of the projection data acquired simultaneously by each channel of a slice type | mold X-ray detector in the channel direction is represented. In this intensity change curve, the portion where the signal intensity is relatively large is considered to be a tissue portion where the absorption of X-rays is relatively small. It can be seen that it drops significantly.
[0020]
Therefore, the collected projection data is individually compared with a predetermined threshold, and the X-ray detection channel whose signal intensity is equal to or less than the threshold is a specific X-ray detection channel in which the strong X-ray absorber exists on the X-ray path. Can be determined. This determination and correction described later are preferably performed using projection data after performing intensity correction and water correction in order to remove variations in sensitivity between channels that are not caused by X-ray intensity.
[0021]
The projection data is corrected with respect to the specific X-ray detection channel determined in this way. This correction method is performed by expanding the field of view not only in the channel direction but also in the segment direction as in the prior art. The effect of reducing artifacts is improved, that is, the projection data of a specific X-ray detection channel whose signal intensity is extremely reduced due to the strong X-ray absorber is converted into the specific X-ray detection channel and the segment. It is characterized in that it is corrected to a value derived including at least projection data of an X-ray detection channel not affected by a strong X-ray absorber having a different position in the direction. A more specific correction method will be described below with reference to FIG.
[0022]
FIG. 5 shows a two-dimensional view of the projection data of all channels simultaneously obtained at a certain view angle in each channel of the multi-slice X-ray detector with respect to the segment direction and the channel direction. . For convenience of explanation, the X-ray detection channel is identified by the notation “(segment number, channel number)”.
(1) In the first correction method described first, the projection data of a specific X-ray detection channel whose signal intensity has been significantly reduced due to the presence of a strong X-ray absorber on the X-ray path is obtained. The signal intensity is not affected by the X-ray detection channels around the specific X-ray detection channel, specifically, the strong X-ray absorber. Among the X-ray detection channels exceeding the threshold value, the projection data of the X-ray detection channel closest to the specific X-ray detection channel is replaced.
[0023]
For example, when the projection data of the (3, 4) X-ray detection channel is corrected, the projection data is closest to the corrected channel (3, 4) and is not affected by the strong X-ray absorber. Replace with projection data of X-ray detection channel (2, 3).
(2) Next, in the second correction method, the signal intensity of the specific X-ray detection channel (3, 4) whose signal intensity has significantly decreased due to the presence of the strong X-ray absorber on the X-ray path. This is a method in which the projection data is replaced with projection data in which the signal intensity in all channels has the lowest value.
(3) Next, in the third correction method, the projection data of the specific X-ray detection channel (3, 4) is converted into the segment having the same segment number (3) as the specific X-ray detection channel (3,4) From the direction and the channel direction of the same channel number (4) as the specific X-ray detection channel (3, 4), select a direction with a small number of channels determined to be affected by the strong X-ray absorber. And linear or non-linear interpolation using a linear or higher order equation with respect to the selected direction, that is, projection data of a specific X-ray detection channel (3, 4) is transferred to other channels in the selected direction. Is replaced with a value derived from a predetermined equation.
(4) Next, the fourth correction method is a method that can be realized by a local two-dimensional filter, that is, projection data of a specific X-ray detection channel (3,4) is detected by a specific X-ray detection. Each of the projection data of a plurality of X-ray detection channels existing in a predetermined size area centered on the channel (3, 4) and extending in both the segment direction and the channel direction is multiplied by a coefficient individually. Is replaced with a value obtained by adding.
[0024]
As another method, the projection data of a specific X-ray detection channel may be replaced with a predetermined constant value.
Thus, each slice is reconstructed by the reconstruction processor 10 based on the corrected projection data of a specific X-ray detection channel and the projection data of other X-ray detection channels that are not originally affected by the strong X-ray absorber. A tomogram is reconstructed every time.
[0025]
As described above, the metal artifact can be effectively reduced by expanding the correction visual field not only in the channel direction but also in the segment direction.
In the above description, the X-ray detection channel affected by the strong X-ray absorber is determined by comparing the projection data with the threshold value. However, there is a possibility that this determination may be leaked in the projection data. This is because strong X-ray absorbers (metals) such as cerebrovascular stoppers are generally small and projection data may not be sufficiently small.
[0026]
Therefore, in order to improve this determination accuracy, it is conceivable to perform this determination using a tomographic image reconstructed based on projection data before correction.
FIG. 6 shows a correction processing procedure including this determination. First, the projection data is collected, and all the X-ray detection channels before correction, that is, the projection data of the X-ray detection channel not affected by the strong X-ray absorber and the influence of the strong X-ray absorber. As shown in FIG. 7, a portion having a pixel value equal to or less than a specific threshold value from a tomographic image reconstructed by the reconstruction processor 10 based on projection data before correction of the X-ray detection channel in which the signal intensity is significantly reduced. Is extracted as a strong X-ray absorber, and an X-ray detection channel through which the X-ray path passes through the extracted strong X-ray absorber is specified for each view angle from the position of the extracted strong X-ray absorber.
[0027]
The specified X-ray detection channel is corrected in the same manner as described above, and the corrected projection data and projections of other X-ray detection channels that are not originally affected by the strong X-ray absorber are performed. Based on the data, the reconstruction processor 10 reconstructs a tomogram for each slice.
[0028]
In such a determination method, a strong X-ray absorber that is generally small, such as a cerebrovascular stopper, may be difficult to determine on projection data. Since it is an object, it can often be determined by a tomographic image.
[0029]
Even when the strong X-ray absorber cannot be extracted by the calculation process of the preprocessing unit 9, it is often possible to identify the observer by viewing the tomographic image. In view of this, the operator may provide manual assistance at the stage of extraction of the strong X-ray absorber using the tomographic image.
The present invention is not limited to the embodiments described above, and can be implemented with various modifications.
[0030]
【The invention's effect】
According to the first aspect of the present invention, the projection data of the specific X-ray detection channel whose signal intensity is extremely reduced due to the strong X-ray absorber in the subject is converted into the specific X-ray detection channel and the segment direction. Is corrected to a value derived from the projection data of the X-ray detection channel not affected by the strong X-ray absorber, so that the projection data of a specific X-ray detection channel is interpolated only in the channel direction. Can effectively reduce metal artifacts.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is a diagram showing a schematic structure of the multi-slice X-ray detector of FIG. 1;
FIG. 3 is a diagram showing a procedure of a correction method in the preprocessing unit of FIG. 1;
4 is a diagram showing a change in projection data obtained in each channel of the multi-slice X-ray detector in FIG. 1 as viewed in the channel direction.
5 is a two-dimensional view of projection data of all channels simultaneously obtained at a view angle that is each channel of the multi-slice X-ray detector of FIG. 1 with respect to a segment direction and a channel direction.
FIG. 6 is a diagram showing a procedure of another correction method in the preprocessing unit of FIG. 1;
FIG. 7 is a supplementary diagram for explaining threshold processing in FIG. 6;
[Explanation of symbols]
1 ... mount,
2 ... Sleeper,
3 ... rotating ring,
4 ... Cone beam X-ray tube,
5 ... Multi-slice X-ray detector,
6 ... Data collection system,
7 ... High voltage generator,
8 ... X-ray detection channel,
9: Pre-processing unit,
10: Reconfiguration processor,
11 ... Display,
12: Scan controller.

Claims

四角錐形にＸ線を被検体に向けて放射するＸ線発生手段と、
前記被検体を透過したＸ線を検出して投影データを得る複数のＸ線検出チャンネルがチャンネル方向とセグメント方向とに関して２次元的に配列されている手段と、
前記投影データを前記Ｘ線検出チャンネルごとに所定の閾値と比較することにより前記被検体内の強Ｘ線吸収体に起因して信号強度が極端に低下した特定のＸ線検出チャンネルを判定する手段と、
前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、この特定のＸ線検出チャンネルと前記セグメント方向の位置が異なる前記強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの投影データから導かれる値に補正する手段と、
前記特定のＸ線検出チャンネル以外の前記強Ｘ線吸収体の影響を受けていない他のＸ線検出チャンネルの投影データと、前記特定のＸ線検出チャンネルの補正された投影データとに基づいて、断層像を再構成する手段とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。X-ray generation means for emitting X-rays toward the subject in a quadrangular pyramid shape;
A plurality of X-ray detection channels that detect X-rays transmitted through the subject to obtain projection data and are arranged two-dimensionally with respect to a channel direction and a segment direction;
Means for determining a specific X-ray detection channel whose signal intensity is extremely reduced due to a strong X-ray absorber in the subject by comparing the projection data with a predetermined threshold value for each X-ray detection channel When,
Wherein the projection data of a particular X-ray detector channels, the value positions of the particular X-ray detector channels and the segment direction is derived from the projection data of different said strong not affected by X-ray absorber X-ray detector channels Means for correcting to,
Based on projection data of other X-ray detection channels not affected by the strong X-ray absorber other than the specific X-ray detection channel, and corrected projection data of the specific X-ray detection channel, An X-ray computed tomography apparatus comprising: means for reconstructing a tomogram.

前記補正手段は、前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データと略同時に得られたＸ線検出チャンネルの投影データから導かれる値に置き換えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The correction means replaces the projection data of the specific X-ray detection channel with a value derived from the projection data of the X-ray detection channel obtained substantially simultaneously with the projection data of the specific X-ray detection channel. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1.

前記補正手段は、前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、前記特定のＸ線検出チャンネルの周辺のＸ線検出チャンネルの投影データから導かれる値に置き換えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The said correction | amendment means replaces the projection data of the said specific X-ray detection channel with the value induced | guided | derived from the projection data of the X-ray detection channel around the said specific X-ray detection channel. X-ray computed tomography apparatus.

前記補正手段は、前記特定のＸ線検出チャンネルの投影データを、前記特定のＸ線検出チャンネル以外の前記強Ｘ線吸収体の影響を受けていないＸ線検出チャンネルの中の前記特定のＸ線検出チャンネルに最も近いＸ線検出チャンネルの投影データに置き換えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The correction means converts the projection data of the specific X-ray detection channel into the specific X-ray in the X-ray detection channel not affected by the strong X-ray absorber other than the specific X-ray detection channel. 2. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the X-ray computed tomography apparatus is replaced with projection data of an X-ray detection channel closest to the detection channel.