JP4587672B2

JP4587672B2 - Radiation tomography apparatus and radiation tomography method

Info

Publication number: JP4587672B2
Application number: JP2004002124A
Authority: JP
Inventors: 靖浩今井; 正健貫井
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2004-01-07
Filing date: 2004-01-07
Publication date: 2010-11-24
Anticipated expiration: 2024-01-07
Also published as: JP2005192799A

Description

本発明は、放射線断層撮影装置および放射線断層撮影方法に関するものである。 The present invention relates to a radiation tomography apparatus and a radiation tomography method.

放射線断層撮影装置として、放射線であるＸ線を用いて被検体の断層面の画像を生成するＸ線ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が知られている。Ｘ線ＣＴ装置は、人体や物体などを被検体とし、医療用途や産業用途などの広範な用途で利用されている。 As a radiation tomography apparatus, an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus that generates an image of a tomographic plane of a subject using X-rays that are radiation is known. An X-ray CT apparatus uses a human body or an object as a subject, and is used in a wide range of applications such as medical use and industrial use.

Ｘ線ＣＴ装置は、たとえば、Ｘ線管を用いて被検体の体軸方向を軸として被検体の周囲をスキャンし、複数のビュー（ｖｉｅｗ）方向から被検体にＸ線を照射する。このスキャン時においては、Ｘ線管から照射されたＸ線をコリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）により遮って、被検体の撮影領域に照射するようにＸ線を成形する。そして、コリメータを介して複数のビュー方向から被検体を透過するＸ線を、それぞれのビュー方向ごとにＸ線検出器アレイ（ａｒｒａｙ）で検出する。そして、検出したＸ線によってＸ線検出器アレイが生成する投影データに基づいて、被検体の撮影領域の断層像を再構成して生成する。 For example, the X-ray CT apparatus uses an X-ray tube to scan the periphery of the subject around the body axis direction of the subject, and irradiates the subject with X-rays from a plurality of view directions. During this scanning, the X-rays emitted from the X-ray tube are blocked by a collimator, and the X-rays are shaped so as to irradiate the imaging region of the subject. Then, X-rays that pass through the subject from a plurality of view directions via a collimator are detected by an X-ray detector array for each view direction. Based on the projection data generated by the X-ray detector array based on the detected X-rays, a tomographic image of the imaging region of the subject is reconstructed and generated.

ところで、Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線管は、陰極と陽極との間に高電圧を印加してＸ線を発生するため、放電現象が発生して管電圧が低下することが知られている。放電現象によってＸ線管の管電圧が基準範囲よりも低下することは、一般に、スピッツ（ｓｐｉｔｓ）と呼ばれている。スピッツが発生した場合には、Ｘ線管から照射されるＸ線量が低下することとなる。このため、スピッツの発生時のビューにおける投影データと、スピッツの発生がない正常なビューでの投影データとが断層画像を生成する際に混在することとなり、生成された画像にシャワーアーチファクト（ｓｈｏｗｅｒａｒｔｉｆａｃｔ）が発生し、断層画像の画像品質が低下する場合があった。 By the way, in the X-ray CT apparatus, since the X-ray tube generates X-rays by applying a high voltage between the cathode and the anode, it is known that a discharge phenomenon occurs and the tube voltage decreases. . The decrease in the tube voltage of the X-ray tube below the reference range due to the discharge phenomenon is generally called “spits”. When spitz occurs, the X-ray dose irradiated from the X-ray tube decreases. For this reason, projection data in a view when Spitz is generated and projection data in a normal view where Spitz is not generated are mixed when generating a tomographic image, and a shower artifact (shower artifact) is included in the generated image. ) Occurs, and the image quality of the tomographic image may deteriorate.

従来において、スピッツ発生時に断層画像にアーチファクトが発生することを防止して優れた画像品質を得るために、さまざまな方法が提案されている（たとえば、特許文献１参照）。従来においては、たとえば、スピッツ発生前後に収集された投影データの平均値を用いてスピッツ発生時に収集された投影データを補間することによって、スピッツ発生により断層画像にアーチファクトが発生することを防止していた。
特開２００３−１１６８４１号公報 Conventionally, various methods have been proposed in order to obtain an excellent image quality by preventing an artifact from being generated in a tomographic image when Spitz is generated (see, for example, Patent Document 1). Conventionally, for example, by interpolating projection data collected at the time of Spitz generation using an average value of projection data collected before and after the occurrence of Spitz, artifacts are prevented from being generated in the tomographic image due to the occurrence of Spitz. It was.
JP 2003-116841 A

しかしながら、従来においては、スピッツ発生時間が一定でなく長時間に及ぶなどスピッツの挙動が一様ではないため、スピッツ発生時の投影データに対して著しく異なる投影データが補間される場合があり、画像の解像度の低下やアーチファクトの発生によって画像品質が劣化する場合があった。また、従来においては、スキャンの開始時や終了時においてスピッツが発生した場合、補間をすることができないために、画像の解像度の低下やアーチファクトの発生によって画像品質が劣化する場合があった。 However, in the past, the behavior of Spitz is not uniform, such as the Spitz occurrence time is not constant and it takes a long time, so projection data that is significantly different from the projection data at the time of Spitz occurrence may be interpolated. In some cases, the image quality deteriorates due to a decrease in resolution or artifacts. Conventionally, when Spitz occurs at the start or end of scanning, interpolation cannot be performed, and thus image quality may deteriorate due to a decrease in image resolution or occurrence of artifacts.

このように、従来においては、放電によりＸ線管などの放射線管の管電圧が低下するスピッツ発生によって、画像の解像度の低下や、アーチファクトの発生など画像品質が劣化する場合があった。 Thus, conventionally, there has been a case where image quality deteriorates due to a decrease in image resolution and artifacts due to the occurrence of Spitz, in which the tube voltage of a radiation tube such as an X-ray tube decreases due to discharge.

したがって、本発明の目的は、放電により放射線管の管電圧が低下するスピッツが発生する場合であっても、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる放射線断層撮影装置および放射線断層撮影方法を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention is to improve image resolution, prevent artifacts, and improve image quality even when spitz occurs in which the tube voltage of the radiation tube decreases due to discharge. A radiation tomography apparatus and a radiation tomography method are provided.

上記目的を達成するため、本発明の放射線断層撮影装置は、被検体の撮影領域に放射線を照射する放射線管と、前記放射線管から照射され前記撮影領域を透過する前記放射線を検出し投影データを得る放射線検出手段と、前記放射線管が放射線を照射する際における前記放射線管の管電圧を検出する管電圧検出手段と、前記管電圧検出手段により検出される前記管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第２投影データとに、放射線検出手段によって得られる前記投影データを識別する識別手段と、前記識別手段にて識別される第１投影データと、前記識別手段にて識別される第２投影データに対応し前記管電圧検出手段にて検出される前記管電圧とに基づいて、前記第２投影データを補正する補正手段とを有する。 In order to achieve the above object, a radiation tomography apparatus according to the present invention includes a radiation tube that irradiates radiation to an imaging region of a subject, and detects the radiation that is irradiated from the radiation tube and passes through the imaging region to obtain projection data. Based on the tube voltage detected by the tube voltage detecting means, the tube voltage detecting means for detecting the tube voltage of the radiation tube when the radiation tube irradiates the radiation, and within the reference range The first projection data obtained from the radiation irradiated from the radiation tube by the tube voltage and detected by the radiation detection means, and the radiation tube irradiated from the radiation tube by the tube voltage outside the reference range and detected by the radiation detection means Identification means for identifying the projection data obtained by the radiation detection means, and the second projection data obtained by the radiation, and the identification The second projection data based on the first projection data identified by the stage and the tube voltage detected by the tube voltage detection means corresponding to the second projection data identified by the identification means. Correction means for correcting the.

本発明の放射線断層撮影装置によれば、被検体の撮影領域に放射線を放射線管により照射し、放射線検出手段によって、放射線管から照射され撮影領域を透過する放射線を検出し投影データを得る。そして、放射線管が放射線を照射する際における放射線管の管電圧を管電圧検出手段によって検出する。そして、管電圧検出手段により検出される前記管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧によって照射され検出される放射線により得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧によって照射され検出される放射線により得られる第２投影データとに、放射線検出手段によって得られる投影データを識別手段によって識別する。そして、識別手段にて識別される第１投影データと、識別手段にて識別される第２投影データに対応し管電圧検出手段にて検出される管電圧とに基づいて、補正手段によって第２投影データを補正する。 According to the radiation tomography apparatus of the present invention, radiation is irradiated onto the imaging region of the subject through the radiation tube, and the radiation detected from the radiation tube and transmitted through the imaging region is obtained by the radiation detection means to obtain projection data. And the tube voltage of a radiation tube when a radiation tube irradiates radiation is detected by a tube voltage detection means. Based on the tube voltage detected by the tube voltage detection means, the first projection data obtained by the radiation irradiated and detected by the tube voltage within the reference range and the tube voltage outside the reference range are detected and detected. The projection data obtained by the radiation detection means is identified by the identification means with the second projection data obtained by the radiation. Then, based on the first projection data identified by the identification means and the tube voltage detected by the tube voltage detection means corresponding to the second projection data identified by the identification means, the correction means performs the second operation. Correct the projection data.

上記目的を達成するために、本発明の放射線断層撮影方法は、放射線管から被検体の撮影領域に照射され前記被検体を透過する放射線によって得られる投影データに基づいて前記撮影領域の画像を生成する放射線断層撮影方法であって、前記放射線管が前記放射線を照射する際に前記放射線管の管電圧を検出する第１ステップと、前記検出される前記管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第２投影データとに前記投影データを識別する第２ステップと、前記識別される前記第１投影データと、前記識別される前記第２投影データに対応し前記検出される前記管電圧とに基づいて前記第２投影データを補正する第３ステップとを有する。 In order to achieve the above object, the radiation tomography method of the present invention generates an image of the imaging region based on projection data obtained from radiation that is irradiated from the radiation tube to the imaging region of the subject and passes through the subject. A radiation tomography method comprising: a first step of detecting a tube voltage of the radiation tube when the radiation tube irradiates the radiation; and a tube within a reference range based on the detected tube voltage. First projection data is identified by first projection data obtained by the radiation irradiated and detected with a voltage and second projection data obtained by the radiation irradiated and detected by a tube voltage outside a reference range. The second projection data based on two steps, the identified first projection data, and the detected tube voltage corresponding to the identified second projection data. And a third step of correcting others.

本発明の放射線撮影方法によれば、第１ステップにおいては、放射線管が放射線を照射する際に放射線管の管電圧を検出する。そして、第２ステップにおいては、検出される管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧にて照射され検出される放射線によって得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧にて照射され検出される放射線によって得られる第２投影データとに投影データを識別する。そして、第３ステップにおいては、識別される第１投影データと、識別される第２投影データに対応して検出される管電圧とに基づいて第２投影データを補正する。 According to the radiation imaging method of the present invention, in the first step, the tube voltage of the radiation tube is detected when the radiation tube emits radiation. In the second step, based on the detected tube voltage, the first projection data obtained by the radiation detected and detected at the tube voltage within the reference range and the tube voltage outside the reference range are irradiated. Projection data is identified with the second projection data obtained by the detected radiation. In the third step, the second projection data is corrected based on the identified first projection data and the tube voltage detected corresponding to the identified second projection data.

したがって、本発明によれば、放電により放射線管の管電圧が低下するスピッツが発生する場合であっても、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することが可能な放射線断層撮影装置および放射線断層撮影方法を提供することができる。 Therefore, according to the present invention, it is possible to improve the resolution of an image, prevent the occurrence of artifacts, and improve the image quality even when spitz occurs in which the tube voltage of the radiation tube decreases due to discharge. A radiation tomography apparatus and a radiation tomography method can be provided.

以下、図面を参照して本発明にかかる実施形態を詳細に説明する。 Embodiments according to the present invention will be described below in detail with reference to the drawings.

まず、本発明にかかる実施形態の放射線断層撮影装置の構成について説明する。図１は、本発明にかかる実施形態の放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置１の全体構成を示すブロック図である。また、図２は、本発明にかかる実施形態の放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置１の要部を示す構成図である。 First, the configuration of the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention will be described. FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an X-ray CT apparatus 1 as a radiation tomography apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a configuration diagram showing a main part of an X-ray CT apparatus 1 as a radiation tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.

図１に示すように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、走査ガントリ２と操作コンソール３と撮影テーブル４とを有している。 As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus 1 of the present embodiment has a scanning gantry 2, an operation console 3, and an imaging table 4.

走査ガントリ２は、Ｘ線管２０とＸ線管移動部２１とコリメータ２２とＸ線検出器アレイ２３とデータ収集部２４とＸ線コントローラ２５とコリメータコントローラ２６と回転部２７と回転コントローラ２８とを有している。ここで、Ｘ線管２０とＸ線検出器アレイ２３とは、Ｘ線照射空間２９を挟んで対向して配置されている。 The scanning gantry 2 includes an X-ray tube 20, an X-ray tube moving unit 21, a collimator 22, an X-ray detector array 23, a data collection unit 24, an X-ray controller 25, a collimator controller 26, a rotation unit 27, and a rotation controller 28. Have. Here, the X-ray tube 20 and the X-ray detector array 23 are arranged to face each other with the X-ray irradiation space 29 interposed therebetween.

なお、ここで、走査ガントリ２のうち、Ｘ線管２０は本発明に係る放射線管に相当し、Ｘ線検出器アレイ２３は本発明に係る放射線検出手段に相当する。 Here, in the scanning gantry 2, the X-ray tube 20 corresponds to the radiation tube according to the present invention, and the X-ray detector array 23 corresponds to the radiation detection means according to the present invention.

Ｘ線管２０は、Ｘ線コントローラ２５からの制御信号ＣＴＬ２５１に基づいて電圧が印加され、放射線としてのＸ線５をコリメータ２２を介して被検体６の撮影領域Ｒに照射する。 A voltage is applied to the X-ray tube 20 based on a control signal CTL 251 from the X-ray controller 25, and the X-ray 5 as radiation is irradiated to the imaging region R of the subject 6 via the collimator 22.

Ｘ線管移動部２１は、Ｘ線コントローラ２５からの制御信号ＣＴＬ２５２に基づいて、Ｘ線管２０の放射中心を、走査ガントリ２におけるＸ線照射空間２９内の撮影テーブル４に載置される被検体６の体軸方向（図１の紙面に直交する方向、および、図２のｚ方向）に移動させる。 Based on the control signal CTL 252 from the X-ray controller 25, the X-ray tube moving unit 21 sets the radiation center of the X-ray tube 20 on the imaging table 4 in the X-ray irradiation space 29 in the scanning gantry 2. The specimen 6 is moved in the body axis direction (the direction orthogonal to the paper surface of FIG. 1 and the z direction of FIG. 2).

コリメータ２２は、Ｘ線管２０とＸ線検出器アレイ２３との間に配置されており、コリメータコントローラ２６からの制御信号ＣＴＬ２６１に基づいて、Ｘ線管２０から放射されたＸ線５を、Ｘ線検出器アレイ２３のチャネル方向ｘと体軸方向ｚとのそれぞれにおいて遮り、チャネル方向ｘと体軸方向ｚとに所定幅を有するコーン状に成形して、Ｘ線５の照射範囲を調整する。ここで、Ｘ線５の照射範囲は、制御信号ＣＴＬ２６１に基づいてコリメータ２２のアパーチャ２２１の開度を調節することにより設定される。コリメータ２２のアパーチャ２２１の開度調節は、たとえば、チャネル方向ｘと体軸方向ｚとにそれぞれ設けられた２枚の板を独立して移動させることにより行われる。 The collimator 22 is disposed between the X-ray tube 20 and the X-ray detector array 23. Based on a control signal CTL 261 from the collimator controller 26, the collimator 22 converts the X-rays 5 emitted from the X-ray tube 20 into X The line detector array 23 is shielded in each of the channel direction x and the body axis direction z, and is shaped into a cone having a predetermined width in the channel direction x and the body axis direction z, thereby adjusting the irradiation range of the X-rays 5. . Here, the irradiation range of the X-ray 5 is set by adjusting the opening degree of the aperture 221 of the collimator 22 based on the control signal CTL 261. The opening degree adjustment of the aperture 221 of the collimator 22 is performed, for example, by independently moving two plates respectively provided in the channel direction x and the body axis direction z.

Ｘ線検出器アレイ２３は、たとえば、８つのＸ線検出モジュール２３Ａ，２３Ｂ，２３Ｃ，２３Ｄ，２３Ｅ，２３Ｆ，２３Ｇ，２３Ｈを有しており、８つのＸ線検出モジュール２３Ａ，２３Ｂ，２３Ｃ，２３Ｄ，２３Ｅ，２３Ｆ，２３Ｇ，２３Ｈが、Ａ列からＨ列の順に体軸方向ｚに隣接して並列し配置されている。 The X-ray detector array 23 includes, for example, eight X-ray detection modules 23A, 23B, 23C, 23D, 23E, 23F, 23G, and 23H, and eight X-ray detection modules 23A, 23B, 23C, and 23D. , 23E, 23F, 23G, and 23H are arranged adjacent to each other in the body axis direction z in order from the A row to the H row.

図３は、本実施形態におけるＸ線検出器アレイ２３を構成する８つのＸ線検出モジュール２３Ａ，２３Ｂ，２３Ｃ，２３Ｄ，２３Ｅ，２３Ｆ，２３Ｇ，２３Ｈのうち、Ａ列のＸ線検出モジュール２３Ａを示す構成図である。図３に示すように、Ｘ線検出モジュール２３Ａは、Ｘ線を検出する検出素子２３ａがチャネル方向ｘと体軸方向ｚとにアレイ状に配列されている。２次元的に配列された複数の検出素子２３ａは、全体として、凹面状に湾曲したＸ線検出面を形成している。ここで、チャネル方向ｘには、たとえば、１０００個の検出素子２３ａが配列されており、体軸方向ｚには、たとえば、８個の検出素子２３ａが配列されている。なお、Ｂ列からＨ列のＸ線検出モジュール２３Ｂ，２３Ｃ，２３Ｄ，２３Ｅ，２３Ｆ，２３Ｇ，２３Ｈも、図３に示すＡ列のＸ線検出モジュール２３Ａと同様である。 FIG. 3 shows the X-ray detection module 23A in the A column among the eight X-ray detection modules 23A, 23B, 23C, 23D, 23E, 23F, 23G, and 23H constituting the X-ray detector array 23 in the present embodiment. FIG. As shown in FIG. 3, in the X-ray detection module 23A, detection elements 23a for detecting X-rays are arranged in an array in the channel direction x and the body axis direction z. The plurality of detection elements 23a arranged two-dimensionally form an X-ray detection surface curved in a concave shape as a whole. Here, for example, 1000 detection elements 23a are arranged in the channel direction x, and for example, eight detection elements 23a are arranged in the body axis direction z. Note that the X-ray detection modules 23B, 23C, 23D, 23E, 23F, 23G, and 23H in the B to H columns are the same as the X-ray detection module 23A in the A column shown in FIG.

検出素子２３ａは、たとえば、検出したＸ線を光に変換するシンチレータ（図示なし）と、シンチレータが変換した光を電荷に変換するフォトダイオード（図示なし）とを有する固体検出器により構成されている。なお、検出素子２３ａは、これに限定されるものではなく、たとえば、カドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体検出素子、あるいはキセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型の検出素子２３ａであっても良い。 The detection element 23a is configured by, for example, a solid state detector having a scintillator (not shown) that converts detected X-rays into light, and a photodiode (not shown) that converts light converted by the scintillator into electric charge. . The detection element 23a is not limited to this, and is, for example, a semiconductor detection element using cadmium tellurium (CdTe) or the like, or an ionization chamber type detection element 23a using xenon (Xe) gas. May be.

図４，図５は、Ｘ線管２０とコリメータ２２とＸ線検出アレイ２３の相互関係を示す図である。図４において、図４（ａ）は体軸方向ｚを視線とする側の状態を示す図であり、図４（ｂ）はチャネル方向ｘを視線とする側からの状態を示す図である。また、図５は、図４（ｂ）と同様にチャネル方向ｘを視線とする側からの状態において、被検体６を撮影する状態を示す図である。 4 and 5 are diagrams showing the mutual relationship among the X-ray tube 20, the collimator 22, and the X-ray detection array 23. 4A is a diagram illustrating a state on the side where the body axis direction z is a line of sight, and FIG. 4B is a diagram illustrating a state from the side where the channel direction x is a line of sight. FIG. 5 is a diagram showing a state in which the subject 6 is imaged in a state from the side where the channel direction x is the line of sight, as in FIG. 4B.

図４（ａ），図４（ｂ）に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線５は、コリメータ２２によって所定のコーン角を有するコーン状のＸ線５となるように成形され、Ｘ線検出アレイ２３の所定領域に照射されるようになっている。そして、図５に示すように、被検体６を撮影する場合においては、撮影テーブル４に載置された被検体６がＸ線照射空間２９に搬入され、被検体６の体軸方向ｚを軸として被検体６の周囲を走査して、被検体６の撮影領域ＲにＸ線管２０からＸ線５が照射される。そして、Ｘ線管２０から照射されたＸ線５は、コリメータ２２を介して被検体６を透過してＸ線検出器アレイ２３の検出素子２３ａで検出される。そして、Ｘ線検出器アレイ２３の検出素子２３ａは、被検体６を透過して検出されるＸ線に基づいて撮影領域Ｒの投影データを出力する。 As shown in FIGS. 4A and 4B, the X-ray 5 radiated from the X-ray tube 20 is shaped by the collimator 22 into a cone-shaped X-ray 5 having a predetermined cone angle. A predetermined region of the X-ray detection array 23 is irradiated. As shown in FIG. 5, when imaging the subject 6, the subject 6 placed on the imaging table 4 is carried into the X-ray irradiation space 29, and the body axis direction z of the subject 6 is set as an axis. The X-ray 5 is irradiated from the X-ray tube 20 to the imaging region R of the subject 6 by scanning around the subject 6. The X-ray 5 irradiated from the X-ray tube 20 passes through the subject 6 through the collimator 22 and is detected by the detection element 23 a of the X-ray detector array 23. Then, the detection element 23a of the X-ray detector array 23 outputs projection data of the imaging region R based on X-rays that are detected through the subject 6.

データ収集部２４は、Ｘ線検出器アレイ２３の個々の検出素子２３ａによる投影データを収集し、操作コンソール３に出力する。図２に示すように、データ収集部２４は、たとえば、選択・加算切換回路（ＭＵＸ，ＡＤＤ）２４１とアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）２４２とを有する。選択・加算切換回路２４１は、Ｘ線検出器アレイ２３の検出素子２３ａによる投影データを、操作コンソール３の中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０３に応じて選択し、あるいは組み合わせを変えて足し合わせ、その結果をアナログ−デジタル変換器２４２に出力する。アナログ−デジタル変換器２４２は、選択・加算切換回路２４１において選択あるいは任意の組み合わせで足し合わされた投影データをアナログ信号からデジタル信号に変換して、操作コンソール３の中央処理装置３０に出力する。 The data collection unit 24 collects projection data by the individual detection elements 23 a of the X-ray detector array 23 and outputs it to the operation console 3. As shown in FIG. 2, the data collection unit 24 includes, for example, a selection / addition switching circuit (MUX, ADD) 241 and an analog-digital converter (ADC) 242. The selection / addition switching circuit 241 selects projection data by the detection elements 23a of the X-ray detector array 23 according to the control signal CTL303 from the central processing unit 30 of the operation console 3, or adds the combinations by changing the combination. The result is output to the analog-digital converter 242. The analog-digital converter 242 converts the projection data selected by the selection / addition switching circuit 241 or added in an arbitrary combination from an analog signal to a digital signal, and outputs it to the central processing unit 30 of the operation console 3.

Ｘ線コントローラ２５は、操作コンソール３の中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０１に応じて、Ｘ線管２０に対し制御信号ＣＴＬ２５１を出力してＸ線放射の制御を行う。また、Ｘ線コントローラ２５は、操作コンソール３の中央処理装置３０による制御信号ＣＴＬ３０１に応じて、Ｘ線管移動部２１に対し制御信号ＣＴＬ２５２を出力して、Ｘ線管２０の放射中心を指示に応じた距離だけ体軸方向ｚに移動させる。 The X-ray controller 25 controls the X-ray emission by outputting a control signal CTL 251 to the X-ray tube 20 in response to the control signal CTL 301 from the central processing unit 30 of the operation console 3. Further, the X-ray controller 25 outputs a control signal CTL 252 to the X-ray tube moving unit 21 in response to the control signal CTL 301 from the central processing unit 30 of the operation console 3, and instructs the radiation center of the X-ray tube 20. It is moved in the body axis direction z by a corresponding distance.

図６は、Ｘ線コントローラ２５において、Ｘ線の照射を制御するための要部を示すブロック図である。 FIG. 6 is a block diagram showing a main part for controlling X-ray irradiation in the X-ray controller 25.

図６に示すように、Ｘ線コントローラ２５は、Ｘ線管電源部２５１と、管電圧検出部２５２と、電源一時停止部２５３とを有する。 As shown in FIG. 6, the X-ray controller 25 includes an X-ray tube power supply unit 251, a tube voltage detection unit 252, and a power supply temporary stop unit 253.

なお、ここで、Ｘ線コントローラ２５の構成部材のうち、管電圧検出部２５２は本発明に係る管電圧検出手段に相当する。 Here, among the constituent members of the X-ray controller 25, the tube voltage detector 252 corresponds to the tube voltage detector according to the present invention.

Ｘ線管電源部２５１は、たとえば、インバータ回路（図示なし）と高電圧タンク回路（図示なし）とにより構成されている。Ｘ線管電源部２５１は、操作コンソール３の中央処理装置３０からの制御信号ＣＴＬ３０１に基づいてインバータ回路が駆動されて高電圧回路に制御信号が供給され、インバータ回路からの制御信号に基づいて高電圧タンク回路からＸ線管２０に電圧を供給する。 The X-ray tube power supply unit 251 includes, for example, an inverter circuit (not shown) and a high voltage tank circuit (not shown). The X-ray tube power supply unit 251 is driven on the basis of the control signal CTL 301 from the central processing unit 30 of the operation console 3 to supply the control signal to the high voltage circuit, and on the basis of the control signal from the inverter circuit. A voltage is supplied to the X-ray tube 20 from the voltage tank circuit.

管電圧検出部２５２は、たとえば、電圧検出回路（図示なし）により構成されており、Ｘ線管２０がビュー毎に走査してＸ線を照射する際におけるＸ線管２０の管電圧を検出する。 The tube voltage detection unit 252 includes, for example, a voltage detection circuit (not shown), and detects the tube voltage of the X-ray tube 20 when the X-ray tube 20 scans for each view and emits X-rays. .

電源一時停止部２５３は、たとえば、微分回路（図示なし）と比較回路（図示なし）とワンショットパルス発生器（図示なし）とにより構成されている。電源一時停止部２５３は、管電圧検出部２５２が検出した管電圧を微分回路によって処理した後に比較回路によって基準電圧と比較する。そして、電源一時停止部２５３のワンショットパルス発生器が、比較回路による比較結果に基づいて、Ｘ線管２０への電源供給を停止させる制御信号をＸ線管電源部２５１のインバータ回路に出力し、所定時間経過後に再動作するための制御信号をＸ線管電源部２５１のインバータ回路に出力する。 The power supply temporary stop unit 253 includes, for example, a differentiation circuit (not shown), a comparison circuit (not shown), and a one-shot pulse generator (not shown). The power supply temporary stop unit 253 processes the tube voltage detected by the tube voltage detection unit 252 with a differentiation circuit, and then compares the tube voltage with a reference voltage using a comparison circuit. Then, the one-shot pulse generator of the power supply temporary stop unit 253 outputs a control signal for stopping the power supply to the X-ray tube 20 to the inverter circuit of the X-ray tube power supply unit 251 based on the comparison result by the comparison circuit. Then, a control signal for restarting after a predetermined time has elapsed is output to the inverter circuit of the X-ray tube power supply unit 251.

コリメータコントローラ２６は、中央処理装置３０による制御信号ＣＴＬ３０２に応じてコリメータ２２に制御信号ＣＴＬ２６１を出力し、コリメータ２２のアパーチャ２２１の開度を調整して、Ｘ線管２０から放射されたＸ線５をコーン状に成形させＸ線検出器アレイ２３の所望の領域に照射させる。 The collimator controller 26 outputs a control signal CTL 261 to the collimator 22 in response to the control signal CTL 302 from the central processing unit 30, adjusts the opening degree of the aperture 221 of the collimator 22, and emits X-rays 5 emitted from the X-ray tube 20. Is formed into a cone shape and irradiated to a desired region of the X-ray detector array 23.

回転部２７は、回転コントローラ２８による制御信号ＣＴＬ２８に基づいて所定の方向に回転する。この回転部２７には、Ｘ線管２０とＸ線管移動部２１とコリメータ２２とＸ線検出器アレイ２３とデータ収集部２４とＸ線コントローラ２５とコリメータコントローラ２６とが搭載されている。これらの構成要素は、回転部２７の回転に伴ってＸ線照射空間２９に対して位置関係が変化する。被検体６の撮影領域Ｒを撮影する際には、被検体６の体軸方向ｚを軸として回転部２７を回転させることにより、複数のビュー方向からＸ線５を照射して被検体６を透過したＸ線５が検出され、撮影領域Ｒの投影データがビューごとに出力される。 The rotating unit 27 rotates in a predetermined direction based on a control signal CTL 28 from the rotation controller 28. An X-ray tube 20, an X-ray tube moving unit 21, a collimator 22, an X-ray detector array 23, a data collection unit 24, an X-ray controller 25, and a collimator controller 26 are mounted on the rotating unit 27. The positional relationship of these components changes with respect to the X-ray irradiation space 29 as the rotating unit 27 rotates. When imaging the imaging region R of the subject 6, the rotating unit 27 is rotated about the body axis direction z of the subject 6 to irradiate the subject 6 with X-rays 5 from a plurality of view directions. The transmitted X-ray 5 is detected, and projection data of the imaging region R is output for each view.

回転コントローラ２８は、操作コンソール３の中央処理装置３０による制御信号ＣＴＬ３０４に応じて、回転部２７に対し制御信号ＣＴＬ２８を出力して、所定の方向に所望の回転数だけ回転させる。 The rotation controller 28 outputs a control signal CTL 28 to the rotating unit 27 in accordance with the control signal CTL 304 from the central processing unit 30 of the operation console 3 and rotates it by a desired number of rotations in a predetermined direction.

操作コンソール３は、中央処理装置３０と入力装置３１と表示装置３２と記憶装置３３とを主構成要素として有している。なお、本実施形態の表示装置３２は、本発明に係る表示手段に相当する。 The operation console 3 includes a central processing unit 30, an input device 31, a display device 32, and a storage device 33 as main components. Note that the display device 32 of the present embodiment corresponds to a display unit according to the present invention.

中央処理装置３０は、たとえば、マイクロコンピュータ等により構成され、各種の機能に応じたプログラムを有する。中央処理装置３０は、入力装置３１から入力される指示に応じて、被検体６が載置される撮影テーブル４を走査ガントリ２のＸ線照射空間２９に対して搬入または搬出させるために、制御信号ＣＴＬ３０ｂを撮影テーブル４に出力する。 The central processing unit 30 is configured by, for example, a microcomputer and has programs corresponding to various functions. In response to an instruction input from the input device 31, the central processing unit 30 performs control so that the imaging table 4 on which the subject 6 is placed is carried into or out of the X-ray irradiation space 29 of the scanning gantry 2. The signal CTL30b is output to the imaging table 4.

そして、中央処理装置３０は、入力装置３１から入力されるマルチスライススキャンの開始指示を受けて、走査ガントリ２の回転コントローラ２８に制御信号ＣＴＬ３０４を出力して、走査ガントリ２の回転部２７を所定方向に指示に応じた回数に回転させる。 The central processing unit 30 receives a multi-slice scan start instruction input from the input device 31 and outputs a control signal CTL 304 to the rotation controller 28 of the scanning gantry 2 to set the rotation unit 27 of the scanning gantry 2 to a predetermined value. Rotate the direction to the number of times according to the instructions.

また、中央処理装置３０は、走査ガントリ２のＸ線管２０にＸ線５の放射させるために、制御信号ＣＴＬ３０１をＸ線コントローラ２５に出力する。 The central processing unit 30 also outputs a control signal CTL 301 to the X-ray controller 25 in order to cause the X-ray tube 20 of the scanning gantry 2 to emit X-rays 5.

そして、中央処理装置３０は、入力装置３１から入力される被検体６の撮影領域Ｒの情報を受けて、制御信号ＣＴＬ３０１をＸ線コントローラ２５に出力し、Ｘ線管２０の放射中心を体軸方向ｚへ指示に応じた距離だけ移動させる。また、その際には、Ｘ線５を所定範囲に放射させるために、所定のアパーチャ開度となるようにコリメータ２２を制御する制御信号ＣＴＬ３０２を、コリメータコントローラ２６に出力する。 The central processing unit 30 receives information on the imaging region R of the subject 6 input from the input device 31, outputs a control signal CTL 301 to the X-ray controller 25, and sets the radiation center of the X-ray tube 20 as the body axis. Move in the direction z by a distance according to the instruction. At that time, in order to radiate the X-ray 5 to a predetermined range, a control signal CTL 302 for controlling the collimator 22 so as to have a predetermined aperture opening degree is output to the collimator controller 26.

そして、中央処理装置３０は、入力装置３１から入力される被検体６の撮影領域Ｒの情報に応じて、Ｘ線検出器アレイ２３の検出素子２３ａが得る投影データを選択、あるいは、組み合わせを変えて足し合わせるように、制御信号ＣＴＬ３０３をデータ収集部２４の選択・加算切換回路２４１に出力する。また、中央処理装置３０は、データ収集部２４が収集した投影データに、オフセット補正などの前処理を施す。 Then, the central processing unit 30 selects or changes the combination of projection data obtained by the detection elements 23a of the X-ray detector array 23 according to the information of the imaging region R of the subject 6 input from the input device 31. Then, the control signal CTL 303 is output to the selection / addition switching circuit 241 of the data collection unit 24. Further, the central processing unit 30 performs preprocessing such as offset correction on the projection data collected by the data collection unit 24.

図７は、中央処理装置３０において、画像を生成するための要部を示すブロック図である。 FIG. 7 is a block diagram showing a main part for generating an image in the central processing unit 30.

図７に示すように、本実施形態の中央処理装置３０は、投影データ識別部４１と、投影データ補正部４２と、画像生成部４３とを有する。なお、ここで、本実施形態の投影データ識別部４１は、本発明にかかる識別手段に相当する。また、投影データ補正部４２は、本発明にかかる補正手段に相当する。また、画像生成部４３は、本発明にかかる画像生成手段に相当する。 As shown in FIG. 7, the central processing unit 30 of this embodiment includes a projection data identification unit 41, a projection data correction unit 42, and an image generation unit 43. Here, the projection data identification unit 41 of the present embodiment corresponds to an identification unit according to the present invention. The projection data correction unit 42 corresponds to a correction unit according to the present invention. The image generation unit 43 corresponds to an image generation unit according to the present invention.

投影データ識別部４１は、中央処理装置３０にプログラムとして構成されている。投影データ識別部４１は、管電圧検出部２５２により検出される管電圧に基づいて、Ｘ線検出器アレイ２３にて出力される投影データを、以下のように第１投影データと第２投影データとに識別する。つまり、基準範囲内の管電圧によってＸ線管２０から照射されＸ線検出器アレイ２３にて検出されるＸ線により得られるビューの投影データについては、第１投影データとして投影データ識別部４１が識別する。一方、基準範囲外の管電圧によってＸ線管２０から照射されＸ線検出器アレイ２３にて検出されるＸ線により得られるビューの投影データについては、第２投影データとして投影データ識別部４１が識別する。 The projection data identification unit 41 is configured as a program in the central processing unit 30. Based on the tube voltage detected by the tube voltage detector 252, the projection data identification unit 41 converts the projection data output from the X-ray detector array 23 into the first projection data and the second projection data as follows. And identify. That is, for the projection projection data of the view obtained by the X-rays irradiated from the X-ray tube 20 by the tube voltage within the reference range and detected by the X-ray detector array 23, the projection data identification unit 41 serves as the first projection data. Identify. On the other hand, for the projection data of the view obtained by X-rays irradiated from the X-ray tube 20 by the tube voltage outside the reference range and detected by the X-ray detector array 23, the projection data identifying unit 41 serves as second projection data. Identify.

投影データ補正部４２は、中央処理装置３０にプログラムとして構成されている。投影データ補正部４２は、投影データ識別部４１にて識別されるビューの第１投影データと、投影データ識別部４１にて識別されるビューの第２投影データに対応し管電圧検出部２５２にて検出される管電圧とに基づいて、第２投影データを補正する。 The projection data correction unit 42 is configured as a program in the central processing unit 30. The projection data correction unit 42 corresponds to the first projection data of the view identified by the projection data identification unit 41 and the second projection data of the view identified by the projection data identification unit 41 to the tube voltage detection unit 252. The second projection data is corrected based on the detected tube voltage.

ここで、本実施形態において、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データの近傍の時間または位置において得られるビューの第１投影データを用いる。たとえば、投影データ補正部４２は、第２投影データを生成するＸ線を検出する直前と直後との少なくとも一方において検出されるＸ線により得られる第１投影データを用いる。 Here, in the present embodiment, the projection data correction unit 42 uses the first projection data of the view obtained at the time or position near the second projection data to be corrected. For example, the projection data correction unit 42 uses the first projection data obtained by X-rays detected at least one of immediately before and immediately after detecting the X-rays that generate the second projection data.

また、本実施形態において、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データに対応して検出される管電圧と、管電圧の基準電圧との差に基づいて、第１投影データと第２投影データとのそれぞれに対して重み付けをするための第１補正係数を生成する。そして、投影データ補正部４２は、第１補正係数を用いて、補正対象の第２投影データと、補正対象の第２投影データの近傍の第１投影データとに対して重み付け加算の平滑化処理を実施して、第２投影データを補正する。さらに、投影データ補正部４２は、第１投影データに対応するＸ線の検出位置と、補正する第２投影データに対応するＸ線の検出位置との差に基づいて、第１投影データに対して重み付けをするための第２補正係数を生成する。そして、投影データ補正部４２は、補正対象の第２投影データの近傍の第１投影データと、生成された第２補正係数との積を算出した後、第１補正係数を用いて補正された第２投影データに加算することによって第２投影データを補正する。 Further, in the present embodiment, the projection data correction unit 42 determines the first projection data and the second projection data based on the difference between the tube voltage detected corresponding to the second projection data to be corrected and the reference voltage of the tube voltage. A first correction coefficient for weighting each of the projection data is generated. Then, the projection data correction unit 42 uses the first correction coefficient to smooth the weighted addition on the second projection data to be corrected and the first projection data in the vicinity of the second projection data to be corrected. To correct the second projection data. Further, the projection data correction unit 42 applies the first projection data to the first projection data based on the difference between the X-ray detection position corresponding to the first projection data and the X-ray detection position corresponding to the second projection data to be corrected. To generate a second correction coefficient for weighting. Then, the projection data correction unit 42 calculates the product of the first projection data in the vicinity of the second projection data to be corrected and the generated second correction coefficient, and then corrected using the first correction coefficient. The second projection data is corrected by adding to the second projection data.

画像生成部４３は、中央処理装置３０にプログラムとして構成されている。画像生成部４３は、複数のビュー方向からの投影データに基づいて画像再構成を行い、複数の断層像の画像データを生成する。本実施形態においては、投影データ補正部４２により補正された第２投影データと、第１投影データとを、投影データとして用いる。また、画像生成部４３における画像再構成には、たとえば、フィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法が用いられる。そして、画像生成部４３によって生成された画像データは、表示装置３２に出力されて表示される。 The image generation unit 43 is configured as a program in the central processing unit 30. The image generation unit 43 performs image reconstruction based on projection data from a plurality of view directions, and generates image data of a plurality of tomographic images. In the present embodiment, the second projection data corrected by the projection data correction unit 42 and the first projection data are used as projection data. Further, for example, a filtered back projection method is used for image reconstruction in the image generation unit 43. Then, the image data generated by the image generation unit 43 is output to the display device 32 and displayed.

入力装置３１は、撮影条件等の情報を中央処理装置３０に入力するために設けられており、たとえば、キーボードやマウスにより構成される。なお、入力装置３１は、走査ガントリ２または撮影テーブル４に接続されていても良い。 The input device 31 is provided for inputting information such as photographing conditions to the central processing unit 30, and is configured by, for example, a keyboard or a mouse. The input device 31 may be connected to the scanning gantry 2 or the imaging table 4.

表示装置３２は、中央処理装置３０からの指令に基づき、再構成されて生成された断層像やその他の各種情報を表示する。 The display device 32 displays a reconstructed tomographic image and various other information based on a command from the central processing unit 30.

記憶装置３３は、各種のデータや再構成画像およびプログラム等を記憶し、記憶データが、必要に応じて中央処理装置３０によりアクセスされる。 The storage device 33 stores various data, reconstructed images, programs, and the like, and the stored data is accessed by the central processing unit 30 as necessary.

つぎに、上記の本実施形態のＸ線ＣＴ装置１を用いる放射線断層撮影方法としてのＸ線断層撮影方法について説明する。 Next, an X-ray tomography method as a radiation tomography method using the X-ray CT apparatus 1 of the present embodiment will be described.

図８は、本実施形態の放射線断層撮影方法としてのＸ線断層撮影方法の工程フローを示す工程フロー図である。 FIG. 8 is a process flow diagram showing a process flow of the X-ray tomography method as the radiation tomography method of the present embodiment.

本工程に先がけて、まず、スキャン条件がオペレータにより入力装置３１に入力され中央処理装置３０へ出力される。そして、中央処理装置３０は、入力装置３１からの入力されるスキャン条件に基づいて、制御信号ＣＴＬ３０ｂを撮影テーブル４に出力し、被検体６が載置される撮影テーブル４を走査ガントリ２のＸ線照射空間２９に搬入または搬出させ、被検体６の撮影領域Ｒが走査ガントリ２のＸ線照射空間２９の所望の位置となるように位置決めする。また、中央処理装置３０は、制御信号ＣＴＬ３０１をＸ線コントローラ２５に出力して、Ｘ線コントローラ２５からＸ線管２０へ制御信号ＣＴＬ２５１を出力させ、Ｘ線管２０にＸ線５を照射させる。さらに、この時、中央処理装置３０は、コリメータコントローラ２６に制御信号ＣＴＬ３０２を出力し、コリメータ２２のアパーチャ２２１の開度を制御する制御信号ＣＴＬ２６１をコリメータコントローラ２６からコリメータ２２へ供給する。 Prior to this step, first, the scanning conditions are input to the input device 31 by the operator and output to the central processing unit 30. Then, the central processing unit 30 outputs the control signal CTL 30b to the imaging table 4 based on the scanning condition input from the input device 31, and displays the imaging table 4 on which the subject 6 is placed in the X of the scanning gantry 2. The X-ray irradiation space 29 of the scanning gantry 2 is positioned so that the imaging region R of the subject 6 is brought into or out of the X-ray irradiation space 29. The central processing unit 30 also outputs a control signal CTL 301 to the X-ray controller 25, causes the X-ray controller 25 to output the control signal CTL 251 to the X-ray tube 20, and irradiates the X-ray tube 20 with the X-ray 5. Further, at this time, the central processing unit 30 outputs a control signal CTL 302 to the collimator controller 26 and supplies a control signal CTL 261 for controlling the opening degree of the aperture 221 of the collimator 22 from the collimator controller 26 to the collimator 22.

そして、図８に示すように、本実施形態のＸ線断層撮影方法においては、被検体６の撮影領域Ｒにおける投影データＲ（ｉ）を取得する（ＳＴ２１）。ここでは、被検体６の撮影領域ＲにＸ線管２０からのＸ線５をさまざまなビュー方向ｉから照射し、撮影領域Ｒを透過するＸ線５をＸ線検出器アレイ２３の検出素子２３ａにより検出して撮影領域Ｒの投影データＲ（ｉ）を取得する。さらに、管電圧検出部２５２を用いて、Ｘ線管２０がビュー方向ｉ毎に走査してＸ線５を照射する際におけるＸ線管２０の管電圧Ｖ（ｉ）を検出する。 As shown in FIG. 8, in the X-ray tomography method of the present embodiment, projection data R (i) in the imaging region R of the subject 6 is acquired (ST21). Here, the imaging region R of the subject 6 is irradiated with X-rays 5 from the X-ray tube 20 from various view directions i, and the X-rays 5 transmitted through the imaging region R are detected by the detection elements 23a of the X-ray detector array 23. To obtain projection data R (i) of the imaging region R. Further, the tube voltage detection unit 252 is used to detect the tube voltage V (i) of the X-ray tube 20 when the X-ray tube 20 scans for each view direction i and irradiates the X-ray 5.

つぎに、さまざまなビュー方向ｉから取得された投影データＲ（ｉ）について、管電圧検出部２５２により検出される管電圧Ｖ（ｉ）に基づいて第１投影データＲ１（ｉ）と第２投影データＲ２（ｉ）とに投影データ識別部４１を用いて識別する（ＳＴ２２）。投影データ識別部４１は、基準電圧Ｖｓｔｄを中心として許容される上下限値Ｖｓｔｄ^＋，Ｖｓｔｄ⁻により規定される基準範囲Ｈ内の管電圧Ｖ（ｉ）において、Ｘ線管２０から照射されＸ線検出器アレイ２３にて検出されるＸ線により得られるビューｉの投影データＲ（ｉ）を第１投影データＲ１（ｉ）として識別する。一方、投影データ識別部４１は、基準範囲Ｈ外の管電圧によってＸ線管２０から照射されＸ線検出器アレイ２３にて検出されるＸ線により得られるビューｉの投影データＲ（ｉ）を第２投影データＲ２（ｉ）として識別する。 Next, for the projection data R (i) acquired from various view directions i, the first projection data R1 (i) and the second projection based on the tube voltage V (i) detected by the tube voltage detector 252. The data R2 (i) is identified using the projection data identifying unit 41 (ST22). The projection data identification unit 41 emits X-rays emitted from the X-ray tube 20 at a tube voltage V (i) within a reference range H defined by upper and lower limit values Vstd ⁺ and Vstd ⁻ that are allowed around the reference voltage Vstd. The projection data R (i) of the view i obtained by the X-rays detected by the detector array 23 is identified as the first projection data R1 (i). On the other hand, the projection data identification unit 41 receives the projection data R (i) of the view i obtained from the X-rays irradiated from the X-ray tube 20 by the tube voltage outside the reference range H and detected by the X-ray detector array 23. It identifies as 2nd projection data R2 (i).

図９は、投影データＲ（ｉ）を取得する際のビュー方向ｉに対して、管電圧検出部２５２により検出されたＸ線管２０の管電圧Ｖ（ｉ）を示す図である。 FIG. 9 is a diagram showing the tube voltage V (i) of the X-ray tube 20 detected by the tube voltage detection unit 252 with respect to the view direction i when the projection data R (i) is acquired.

図９に示すように、１〜８のビュー方向ｉにおいて、それぞれ管電圧Ｖ（１）〜Ｖ（８）が推移し、それぞれの管電圧Ｖ（１）〜Ｖ（８）に対応して投影データＲ（１）〜Ｒ（８）が所得される。この１〜８のビュー方向ｉの投影データＲ（１）〜Ｒ（８）において、１と７と８とのビュー方向ｉの投影データＲ（１），Ｒ（７），Ｒ（８）は、管電圧Ｖ（ｉ）が基準範囲Ｈの場合に所得されており、残りの２から６のビュー方向ｉの投影データＲ（２）〜Ｒ（６）は、管電圧Ｖ（ｉ）が基準範囲Ｈでない場合に所得されている。つまり、２から６のビュー方向ｉの投影データＲ（２）〜Ｒ（６）は、スピッツ発生時において取得されている。このため、投影データ識別部４１は、１と７と８とのビュー方向ｉの投影データＲ（１），Ｒ（７），Ｒ（８）を第１投影データＲ１（１），Ｒ１（７），Ｒ１（８）として識別し、２から６のビュー方向ｉの投影データＲ（２）〜Ｒ（６）を第２投影データＲ２（２）〜Ｒ２（６）として識別する。 As shown in FIG. 9, the tube voltages V (1) to V (8) change in the view directions i of 1 to 8, respectively, and are projected corresponding to the tube voltages V (1) to V (8). Data R (1) -R (8) are earned. In the projection data R (1) to R (8) of the view direction i of 1 to 8, the projection data R (1), R (7), and R (8) of the view directions i of 1, 7, and 8 are , When the tube voltage V (i) is in the reference range H, the remaining 2 to 6 projection data R (2) to R (6) in the view direction i are based on the tube voltage V (i). If you are not in range H, you are earned. That is, the projection data R (2) to R (6) in the view direction i from 2 to 6 are acquired when Spitz is generated. For this reason, the projection data identification unit 41 uses the projection data R (1), R (7), R (8) in the view direction i of 1, 7, and 8 as the first projection data R1 (1), R1 (7 ), R1 (8), and projection data R (2) to R (6) in the view direction i from 2 to 6 are identified as second projection data R2 (2) to R2 (6).

つぎに、投影データ補正部４２を用いて、第２投影データＲ２（ｉ）に対応し管電圧検出部２５２にて検出される管電圧Ｖ（ｉ）と、その第２投影データの近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）とに基づいて、第２投影データＲ２（ｉ）を補正する（ＳＴ２３）。 Next, by using the projection data correction unit 42, the tube voltage V (i) detected by the tube voltage detection unit 252 corresponding to the second projection data R2 (i) and the second of the vicinity of the second projection data. The second projection data R2 (i) is corrected based on the one projection data R1 (ix) and R1 (i + y) (ST23).

本実施形態においては、前述したように、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）を取得する際に近傍の時間または位置において得られる２つのビュー方向ｉ−ｘ，ｉ＋ｙの第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）を用いる。たとえば、投影データ補正部４２は、第２投影データＲ２（ｉ）を生成するＸ線を検出する直前と直後との少なくとも一方において検出されるＸ線により得られる２つの第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）を用いる。 In the present embodiment, as described above, the projection data correction unit 42 uses the two view directions ix and i + y obtained at the nearby time or position when acquiring the second projection data R2 (i) to be corrected. The first projection data R1 (i−x) and R1 (i + y) are used. For example, the projection data correction unit 42 uses the two first projection data R1 (i) obtained by the X-rays detected at least immediately before and immediately after detecting the X-rays that generate the second projection data R2 (i). -X), R1 (i + y) is used.

そして、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応して検出される管電圧Ｖ（ｉ）と、管電圧の基準電圧Ｖｓｔｄの差に基づいて、第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）と第２投影データＲ２（ｉ）とのそれぞれに対して重み付けをするための第１補正係数Ａ１（ｉ）を生成する。たとえば、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応して検出される管電圧Ｖ（ｉ）と、管電圧の基準電圧Ｖｓｔｄとの差について、複数のしきい値ＴＨ１，ＴＨ２を設定し、設定されたしきい値ＴＨ１，ＴＨ２に対応するように第１補正係数Ａ１（ｉ）を生成する。たとえば、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応して検出される管電圧Ｖ（ｉ）と、管電圧の基準電圧Ｖｓｔｄとの差が大きいしきい値ＴＨ１の場合には、補正する第２投影データＲ２（ｉ）への重み付けを少なくするようにし、反対にその差が小さいしきい値ＴＨ２の場合には、補正する第２投影データＲ２（ｉ）への重み付けを多くするようにして第１補正係数Ａ１（ｉ）を生成する。そして、投影データ補正部４２は、以下の数式（１）に示すようにして、１以下となるような第１補正係数Ａ１（ｉ）を用いて、補正対象の第２投影データＲ２（ｉ）と、補正対象の第２投影データＲ２（ｉ）の近傍であって前後で得られる２つの第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）とに対して重み付け加算の平滑化処理を実施して、第２投影データＲ２（ｉ）を補正し、補正されたＲ２（ｉ）を出力する。 Then, the projection data correction unit 42 determines the first projection data based on the difference between the tube voltage V (i) detected corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected and the reference voltage Vstd of the tube voltage. A first correction coefficient A1 (i) for weighting each of R1 (i−x), R1 (i + y) and the second projection data R2 (i) is generated. For example, for the difference between the tube voltage V (i) detected corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected and the reference voltage Vstd of the tube voltage, a plurality of threshold values TH1, TH2 are set, A first correction coefficient A1 (i) is generated so as to correspond to the set threshold values TH1 and TH2. For example, when the threshold TH1 has a large difference between the tube voltage V (i) detected corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected and the reference voltage Vstd of the tube voltage, the first correction is performed. The weighting to the second projection data R2 (i) is decreased, and conversely, when the difference is a small threshold TH2, the weighting to the second projection data R2 (i) to be corrected is increased. A first correction coefficient A1 (i) is generated. Then, as shown in the following formula (1), the projection data correction unit 42 uses the first correction coefficient A1 (i) that is 1 or less, and the second projection data R2 (i) to be corrected. And smoothing processing of weighted addition for the two pieces of first projection data R1 (i−x) and R1 (i + y) obtained before and after the second projection data R2 (i) to be corrected. The second projection data R2 (i) is corrected and the corrected R2 (i) is output.

Ｒ２’（ｉ）＝Ａ１（ｉ）・Ｒ２（ｉ）＋｛１−Ａ１（ｉ）｝・｛Ｒ１（ｉ−ｘ）＋Ｒ２（ｉ＋ｙ）｝／２・・・（１） R2 '(i) = A1 (i) .R2 (i) + {1-A1 (i)}. {R1 (ix) + R2 (i + y)} / 2 (1)

具体的には、投影データ補正部４２は、たとえば、５のビュー方向における第２投影データＲ２（５）に対しては以下の数式（２）のようにして、近傍の第１投影データＲ１（１），Ｒ１（７）と第１補正係数Ａ１（５）とを用いて、第２投影データＲ２（５）を補正し、補正された第２投影データＲ２’（５）出力する。 Specifically, the projection data correction unit 42, for example, for the second projection data R2 (5) in the five view directions, the first projection data R1 ( 1), R1 (7) and the first correction coefficient A1 (5) are used to correct the second projection data R2 (5), and the corrected second projection data R2 ′ (5) is output.

Ｒ２’（５）＝Ａ１（５）・Ｒ２（５）＋｛１−Ａ１（５）｝・｛Ｒ１（１）＋Ｒ１（７）｝／２・・・（２） R2 '(5) = A1 (5) .R2 (5) + {1-A1 (5)}. {R1 (1) + R1 (7)} / 2 (2)

なお、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応するＸ線の検出位置と、補正する第２投影データＲ２（ｉ）の近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）に対応するＸ線の検出位置との差ｘ＋ｙに基づいて、前後２つの第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）に対して重み付けをするための第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）をそれぞれ生成して、生成された第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）を用いて第２投影データＲ２（ｉ）を補正しても良い。たとえば、補正する第２投影データＲ２（ｉ）よりも前で得られる第１投影データＲ１（ｉ−ｘ）に対しては、第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ）を｛ｘ／（ｘ＋ｙ）｝として算出し、補正する第２投影データＲ２（ｉ）よりも後で得られる第１投影データＲ１（ｉ＋ｙ）に対しては、第２補正係数Ａ２（ｉ＋ｙ）を｛ｙ／（ｘ＋ｙ）｝として算出する。また、さらに、第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）際を生成する場合においては、たとえば、補正する第２投影データＲ２（ｉ）とその近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）との距離が大きい場合には、その近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）への重み付けを少なくするようにし、反対にその差が小さい場合には、その近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）への重み付けを多くするようにして第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）を生成する。そして、この場合、投影データ補正部４２は、以下の数式（３）に示すように、補正対象の第２投影データＲ２（ｉ）の近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）と、生成された第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）とにおいて積を算出した後、第１補正係数Ａ１（ｉ）を用いて補正された第２投影データＲ２（ｉ）に加算することによって、第２投影データＲ２（ｉ）を補正する。 The projection data correction unit 42 detects the X-ray detection position corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected, and the first projection data R1 (i−) in the vicinity of the second projection data R2 (i) to be corrected. x), the first projection data R1 (i−x) and R1 (i + y) for weighting the first and second projection data R1 (i−x) and R1 (i + y) based on the difference x + y from the X-ray detection position corresponding to R1 (i + y). 2 correction coefficients A2 (i−x) and A2 (i + y) are respectively generated, and the second projection data R2 (i) is generated using the generated second correction coefficients A2 (i−x) and A2 (i + y). It may be corrected. For example, for the first projection data R1 (i−x) obtained before the second projection data R2 (i) to be corrected, the second correction coefficient A2 (ix) is set to {x / (x + y). }, For the first projection data R1 (i + y) obtained after the second projection data R2 (i) to be calculated and corrected, the second correction coefficient A2 (i + y) is {y / (x + y)}. Calculate as Further, in the case of generating the second correction coefficients A2 (i−x), A2 (i + y), for example, the second projection data R2 (i) to be corrected and the first projection data R1 (i) in the vicinity thereof are corrected. -X), when the distance to R1 (i + y) is large, the weighting to the first projection data R1 (i-x) and R1 (i + y) in the vicinity is reduced, and the difference is small. In this case, the second correction coefficients A2 (i−x) and A2 (i + y) are generated by increasing the weighting of the first projection data R1 (i−x) and R1 (i + y) in the vicinity thereof. In this case, the projection data correction unit 42, as shown in the following formula (3), first projection data R1 (ix), R1 () near the second projection data R2 (i) to be corrected. i + y) and the generated second correction coefficient A2 (i−x), A2 (i + y), and then calculating a product, and then using the first correction coefficient A1 (i) to correct the second projection data R2 ( The second projection data R2 (i) is corrected by adding to i).

Ｒ２’（ｉ）＝Ａ１（ｉ）・Ｒ２（ｉ）＋｛１−Ａ１（ｉ）｝・｛Ａ２（ｉ−ｘ）・Ｒ１（ｉ−ｘ）＋Ａ２（ｉ＋ｙ）・Ｒ１（ｉ＋ｙ）｝／２・・・（３） R2 '(i) = A1 (i) .R2 (i) + {1-A1 (i)}. {A2 (ix) .R1 (ix) + A2 (i + y) .R1 (i + y)} / 2 ... (3)

このように、第２投影データＲ２（ｉ）を補正し、補正後の第２投影データＲ２’（ｉ）を投影データＲ（ｉ）に適用することにより、投影データＲ（ｉ）を補正する。 Thus, the projection data R (i) is corrected by correcting the second projection data R2 (i) and applying the corrected second projection data R2 ′ (i) to the projection data R (i). .

つぎに、補正された投影データＲ（ｉ）に対して、中央処理装置３０の画像生成部４３が前処理を施す（ＳＴ２４）。前処理としては、たとえば、データ収集部２４のアナログ−デジタル変換器２４２のドリフトによって投影データに混入されるオフセット値を補正するオフセット補正や、その他に感度補正やビームハードニング補正などの補正を施す。 Next, the image generation unit 43 of the central processing unit 30 pre-processes the corrected projection data R (i) (ST24). As preprocessing, for example, offset correction for correcting an offset value mixed in projection data due to drift of the analog-digital converter 242 of the data collection unit 24, and other corrections such as sensitivity correction and beam hardening correction are performed. .

つぎに、前処理後の投影データに対して、中央処理装置３０の画像生成部４３が画像再構成を行い、被検体６の撮影領域Ｒの画像データを生成する（ＳＴ２５）。 Next, the image generation unit 43 of the central processing unit 30 performs image reconstruction on the preprocessed projection data, and generates image data of the imaging region R of the subject 6 (ST25).

つぎに、画像データに対して中央処理装置３０の画像生成部４３が後処理を実施する（ＳＴ２６）。後処理としては、たとえば、レンダリングなどの処理を実行する。 Next, the image generation unit 43 of the central processing unit 30 performs post-processing on the image data (ST26). As post-processing, for example, processing such as rendering is executed.

つぎに、後処理された画像データを中央処理装置３０が表示装置３２に出力して、表示装置３２に被検体６の撮影領域Ｒの画像を表示する（ＳＴ２７）。 Next, the post-processed image data is output from the central processing unit 30 to the display device 32, and the image of the imaging region R of the subject 6 is displayed on the display device 32 (ST27).

以上のように、本実施形態においては、被検体６の撮影領域ＲにＸ線５をＸ線管２０により照射し、Ｘ線検出器アレイ２３によって、Ｘ線管２０から照射され撮影領域Ｒを透過するＸ線５を検出し投影データＲ（ｉ）を得る。そして、Ｘ線管２０がＸ線５を照射する際におけるＸ線管２０の管電圧Ｖ（ｉ）を管電圧検出部２５２によって検出する。そして、管電圧検出部２５２により検出される管電圧Ｖ（ｉ）に基づいて、基準範囲Ｈ内の管電圧によって照射され検出されるＸ線５により得られる第１投影データＲ１（ｉ）と、基準範囲Ｈ外の管電圧によって照射され検出されるＸ線５により得られる第２投影データＲ２（ｉ）とに、Ｘ線検出アレイ２３によって得られる投影データＲ（ｉ）を投影データ識別部４１によって識別する。そして、投影データ識別部４１にて識別される第１投影データＲ１（ｉ）と、投影データ識別部４１にて識別される第２投影データＲ２（ｉ）に対応し管電圧検出部２５２にて検出される管電圧Ｖ（ｉ）とに基づいて、投影データ補正部４２によって第２投影データＲ２（ｉ）を補正する。そして、投影データ識別部４１補正された第２投影データＲ２（ｉ）と、第１投影データＲ１（ｉ）とを投影データＲ（ｉ）として被検体６の撮影領域Ｒの画像データを画像生成部４３が生成する。そして、画像生成部４３が生成した画像データに基づいて、表示装置３２が被検体６の撮影領域Ｒの断層画像を表示する。 As described above, in this embodiment, the X-ray 5 is irradiated to the imaging region R of the subject 6 by the X-ray tube 20, and the X-ray detector array 23 irradiates the imaging region R from the X-ray tube 20. The transmitted X-ray 5 is detected to obtain projection data R (i). The tube voltage detector 252 detects the tube voltage V (i) of the X-ray tube 20 when the X-ray tube 20 irradiates the X-ray 5. Then, based on the tube voltage V (i) detected by the tube voltage detector 252, first projection data R1 (i) obtained by the X-ray 5 irradiated and detected by the tube voltage within the reference range H, The projection data identification unit 41 uses the projection data R (i) obtained by the X-ray detection array 23 and the second projection data R2 (i) obtained by the X-ray 5 irradiated and detected by the tube voltage outside the reference range H. Identify by. Then, the tube voltage detection unit 252 corresponds to the first projection data R1 (i) identified by the projection data identification unit 41 and the second projection data R2 (i) identified by the projection data identification unit 41. Based on the detected tube voltage V (i), the projection data correction unit 42 corrects the second projection data R2 (i). Then, the image data of the imaging region R of the subject 6 is generated with the projection data identification unit 41 corrected second projection data R2 (i) and first projection data R1 (i) as projection data R (i). The unit 43 generates it. The display device 32 displays a tomographic image of the imaging region R of the subject 6 based on the image data generated by the image generation unit 43.

このように、本実施形態は、投影データ識別部４１にて識別される第１投影データＲ１（ｉ）だけでなく、投影データ識別部４１にて識別される第２投影データＲ２（ｉ）に対応し管電圧検出部２５２にて検出される管電圧Ｖ（ｉ）とに基づいて、投影データ補正部４２によって第２投影データＲ２（ｉ）を補正している。このため、本実施形態は、スピッツ発生時間が一定でなく長時間に及び挙動が一様ではない場合において、スピッツ発生時の投影データに対して著しく異なる投影データが補間されず、適正な投影データが補間される。したがって、本実施形態は、放電によりＸ線管の管電圧が低下するスピッツが発生する場合であっても、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる。 As described above, the present embodiment applies not only the first projection data R1 (i) identified by the projection data identification unit 41 but also the second projection data R2 (i) identified by the projection data identification unit 41. Correspondingly, the second projection data R2 (i) is corrected by the projection data correction unit 42 based on the tube voltage V (i) detected by the tube voltage detection unit 252. For this reason, in the present embodiment, when the spitz generation time is not constant, the time is long, and the behavior is not uniform, projection data that is significantly different from the projection data at the time of spitz generation is not interpolated, and appropriate projection data Is interpolated. Therefore, the present embodiment can improve the image resolution, prevent the occurrence of artifacts, and improve the image quality even when spitz occurs in which the tube voltage of the X-ray tube decreases due to discharge. .

また、本実施形態において、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）の近傍において得られる第１投影データＲ１（ｉ）を用いることによって補正を実施している。このため、本実施形態は、スピッツ発生時の投影データに対して適正な投影データが補間されるため、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる。 In the present embodiment, the projection data correction unit 42 performs the correction by using the first projection data R1 (i) obtained in the vicinity of the second projection data R2 (i) to be corrected. For this reason, in the present embodiment, since appropriate projection data is interpolated with respect to the projection data at the time of occurrence of Spitz, the resolution of the image can be improved, the occurrence of artifacts can be prevented, and the image quality can be improved.

また、本実施形態において、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応して検出される管電圧Ｖ（ｉ）と、あらかじめ設定されている管電圧の基準電圧との差に基づいて第１補正係数Ａ１（ｉ）を生成し、生成された第１補正係数Ａ１（ｉ）を用いることによって、第２投影データＲ２（ｉ）を補正している。このため、本実施形態は、スピッツ発生時の投影データに対して適正な投影データが補間されるため、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる。 Further, in the present embodiment, the projection data correction unit 42 includes a tube voltage V (i) detected corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected, and a preset tube voltage reference voltage. Based on the difference, the first correction coefficient A1 (i) is generated, and the second projection data R2 (i) is corrected by using the generated first correction coefficient A1 (i). For this reason, in the present embodiment, since appropriate projection data is interpolated with respect to the projection data at the time of occurrence of Spitz, the resolution of the image can be improved, the occurrence of artifacts can be prevented, and the image quality can be improved.

また、本実施形態において、投影データ補正部４２は、補正する第２投影データＲ２（ｉ）に対応するＸ線５の検出位置と、補正する第２投影データＲ２（ｉ）の近傍の第１投影データＲ１（ｉ−ｘ），Ｒ１（ｉ＋ｙ）に対応するＸ線５の検出位置との差に基づいて、第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）を生成し、生成された第２補正係数Ａ２（ｉ−ｘ），Ａ２（ｉ＋ｙ）を用いて第２投影データＲ２（ｉ）を補正している。このため、本実施形態は、スピッツ発生時の投影データに対して適正な投影データが補間されるため、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる。 In the present embodiment, the projection data correction unit 42 also detects the X-ray 5 detection position corresponding to the second projection data R2 (i) to be corrected, and the first position in the vicinity of the second projection data R2 (i) to be corrected. Based on the difference from the detected position of the X-ray 5 corresponding to the projection data R1 (i−x) and R1 (i + y), the second correction coefficients A2 (i−x) and A2 (i + y) are generated and generated. The second projection data R2 (i) is corrected using the second correction coefficients A2 (i−x) and A2 (i + y). For this reason, in the present embodiment, since appropriate projection data is interpolated with respect to the projection data at the time of occurrence of Spitz, the resolution of the image can be improved, the occurrence of artifacts can be prevented, and the image quality can be improved.

以上のように、本実施形態は、放電により放射線管の管電圧が低下するスピッツが発生する場合であっても、画像の解像度を向上し、アーチファクトの発生を防止し、画像品質を向上することができる。 As described above, the present embodiment improves the image resolution, prevents artifacts, and improves the image quality even when spitz occurs in which the tube voltage of the radiation tube decreases due to discharge. Can do.

なお、本発明の実施に際しては、上記した実施の形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。 In implementing the present invention, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be employed.

たとえば、上記の実施形態において、そして、補正部は、第２投影データを補正するために、補正対象の第２投影データの近傍であって前後で得られる２つの第１投影データを用いているが限定されない。たとえば、補正対象の第２投影データの近傍であって前後で得られる２つの第１投影データにおいて、どちらか一方のみを用いてもよく、また、前後それぞれ２以上の第１投影データを用いても良い。 For example, in the above-described embodiment, the correction unit uses two pieces of first projection data that are obtained in the vicinity of the second projection data to be corrected in order to correct the second projection data. Is not limited. For example, only one of the two pieces of first projection data obtained before and after the second projection data to be corrected may be used, or two or more pieces of first projection data may be used. Also good.

また、たとえば、上記の実施形態においては、放射線としてＸ線を用いた例について説明したが、放射線はＸ線に限るものではなく、たとえば、ガンマ線等の放射線であっても良い。 For example, in the above-described embodiment, an example using X-rays as radiation has been described. However, radiation is not limited to X-rays, and may be radiation such as gamma rays.

図１は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an X-ray CT apparatus as a radiation tomography apparatus according to an embodiment of the present invention. 図２は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置の要部を示す構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram showing a main part of an X-ray CT apparatus as a radiation tomography apparatus according to an embodiment of the present invention. 図３は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出モジュールの構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram of an X-ray detection module in the X-ray CT apparatus as the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention. 図４は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線管とコリメータとＸ線検出器アレイの相互関係を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing the interrelationship among the X-ray tube, the collimator, and the X-ray detector array in the X-ray CT apparatus as the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention. 図５は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線管とコリメータとＸ線検出器アレイの相互関係を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing the interrelationship among the X-ray tube, the collimator, and the X-ray detector array in the X-ray CT apparatus as the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention. 図６は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線コントローラがＸ線の照射を制御するための要部を示すブロック図である。FIG. 6 is a block diagram showing a main part for the X-ray controller to control X-ray irradiation in the X-ray CT apparatus as the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention. 図７は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影装置としてのＸ線ＣＴ装置において、中央処理装置３０が画像を生成するための要部を示すブロック図である。FIG. 7 is a block diagram showing a main part for the central processing unit 30 to generate an image in the X-ray CT apparatus as the radiation tomography apparatus according to the embodiment of the present invention. 図８は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影方法としてのＸ線断層撮影方法において、工程フローを示す工程フロー図である。FIG. 8 is a process flow diagram showing a process flow in the X-ray tomography method as the radiation tomography method according to the embodiment of the present invention. 図９は、本発明の実施形態に係る放射線断層撮影方法としてのＸ線断層撮影方法において、投影データを取得する際のビュー方向に対して、検出されたＸ線管の管電圧を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing the detected tube voltage of the X-ray tube with respect to the view direction when acquiring projection data in the X-ray tomography method as the radiation tomography method according to the embodiment of the present invention. is there.

符号の説明Explanation of symbols

１…Ｘ線ＣＴ装置、２…走査ガントリ、３…操作コンソール、４…撮影テーブル、５…Ｘ線、６…被検体、２０…Ｘ線管、２１…Ｘ線管移動部、２２…コリメータ、２３…Ｘ線検出器アレイ、２３ａ…検出素子，２４…データ収集部、２４１…選択・加算切換回路、２４２…アナログ−デジタル変換器、２５…Ｘ線コントローラ、２５１…Ｘ線管電源部、２５２…管電圧検出部、２５３…電源一時停止部、２６…コリメータコントローラ、２７…回転部、２８…回転コントローラ、２９…Ｘ線照射空間、３０…中央処理装置、３１…入力装置、３２…表示装置、３３…記憶装置、４１…投影データ識別部、４２…投影データ補正部、４３…画像生成部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray CT apparatus, 2 ... Scanning gantry, 3 ... Operation console, 4 ... Imaging table, 5 ... X-ray, 6 ... Subject, 20 ... X-ray tube, 21 ... X-ray tube moving part, 22 ... Collimator, 23 ... X-ray detector array, 23a ... detection element, 24 ... data collection unit, 241 ... selection / addition switching circuit, 242 ... analog-digital converter, 25 ... X-ray controller, 251 ... X-ray tube power supply unit, 252 DESCRIPTION OF SYMBOLS ... Tube voltage detection part, 253 ... Power supply temporary stop part, 26 ... Collimator controller, 27 ... Rotation part, 28 ... Rotation controller, 29 ... X-ray irradiation space, 30 ... Central processing unit, 31 ... Input device, 32 ... Display device 33 ... Storage device, 41 ... Projection data identification unit, 42 ... Projection data correction unit, 43 ... Image generation unit

Claims

被検体の撮影領域に放射線を照射する放射線管と、
前記放射線管から照射され前記撮影領域を透過する前記放射線を検出し投影データを得る放射線検出手段と、
前記放射線管が放射線を照射する際における前記放射線管の管電圧を検出する管電圧検出手段と、
前記管電圧検出手段により検出される前記管電圧に基づいて、前記放射線検出手段によって得られる前記投影データを、基準電圧範囲内の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第２投影データとに識別する識別手段と、
前記第２投影データを、該第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データと該第２投影データとの重み付け加算により算出した補正値によって補正する補正手段を有し、
前記重み付け加算は、補正する第２投影データに対応して検出される管電圧と管電圧の基準電圧との差が比較的大きい場合に前記第２の投影データへの重みを比較的小さくし、前記差が比較的小さい場合に前記第２の投影データへの重みを大きくして行うものである
放射線断層撮影装置。 A radiation tube for irradiating the imaging region of the subject with radiation;
Radiation detecting means for detecting the radiation irradiated from the radiation tube and passing through the imaging region to obtain projection data;
A tube voltage detecting means for detecting a tube voltage of the radiation tube when the radiation tube emits radiation; and
Based on the tube voltage detected by the tube voltage detection unit, the projection data obtained by the radiation detection unit is irradiated from the radiation tube by a tube voltage within a reference voltage range and detected by the radiation detection unit. Identifying means for distinguishing between first projection data obtained by the radiation and second projection data obtained by the radiation detected from the radiation tube by a tube voltage outside a reference range and detected by the radiation detection means; ,
Correction means for correcting the second projection data by a correction value calculated by weighted addition of the first projection data obtained in the vicinity of the second projection data and the second projection data;
In the weighted addition, when the difference between the tube voltage detected corresponding to the second projection data to be corrected and the reference voltage of the tube voltage is relatively large, the weight to the second projection data is relatively small, The radiation tomography apparatus , wherein the weighting to the second projection data is increased when the difference is relatively small .

前記第２の投影データへの重みが、前記第２投影データに対応して検出される管電圧と管電圧の基準電圧との差に対して設定された複数のしきい値と補正する第２投影データに対応して検出される管電圧との関係に基づいて決定されるThe second weight for correcting the second projection data with a plurality of threshold values set for the difference between the tube voltage detected corresponding to the second projection data and the reference voltage of the tube voltage. Determined based on the relationship with the tube voltage detected corresponding to the projection data
請求項１に記載の放射線断層撮影装置。The radiation tomography apparatus according to claim 1.

被検体の撮影領域に放射線を照射する放射線管と、A radiation tube that irradiates the imaging area of the subject;
前記放射線管から照射され前記撮影領域を透過する前記放射線を検出し投影データを得る放射線検出手段と、Radiation detecting means for detecting the radiation irradiated from the radiation tube and passing through the imaging region to obtain projection data;
前記放射線管が放射線を照射する際における前記放射線管の管電圧を検出する管電圧検出手段と、A tube voltage detecting means for detecting a tube voltage of the radiation tube when the radiation tube emits radiation; and
前記管電圧検出手段により検出される前記管電圧に基づいて、前記放射線検出手段によって得られる前記投影データを、基準電圧範囲内の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧によって前記放射線管から照射され前記放射線検出手段にて検出される前記放射線により得られる第２投影データとに識別する識別手段と、Based on the tube voltage detected by the tube voltage detection unit, the projection data obtained by the radiation detection unit is irradiated from the radiation tube by a tube voltage within a reference voltage range and detected by the radiation detection unit. Identifying means for distinguishing between first projection data obtained by the radiation and second projection data obtained by the radiation detected from the radiation tube by a tube voltage outside a reference range and detected by the radiation detection means; ,
前記第２投影データを、該第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データと該第２投影データとの重み付け加算により算出した補正値によって補正する補正手段を有し、Correction means for correcting the second projection data with a correction value calculated by weighted addition of the first projection data and the second projection data obtained in the vicinity of the second projection data;
前記重み付け加算は、補正する第２投影データに対応するＸ線検出位置と前記第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データに対応するＸ線検出位置との差が比較的大きい場合に前記第２の投影データへの重みを比較的小さくし、前記差が比較的小さい場合に前記第２の投影データへの重みを大きくして行うものであるThe weighted addition is performed when the difference between the X-ray detection position corresponding to the second projection data to be corrected and the X-ray detection position corresponding to the first projection data obtained in the vicinity of the second projection data is relatively large. The weighting to the second projection data is relatively small, and when the difference is relatively small, the weighting to the second projection data is increased.
放射線断層撮影装置。Radiation tomography equipment.

前記第１投影データと、前記補正手段により補正された前記第２投影データとに基づいて前記撮影領域の画像データを生成する画像生成手段
をさらに有する
請求項１から３のいずれかに記載の放射線断層撮影装置。 The radiation according to any one of claims 1 to 3 , further comprising image generation means for generating image data of the imaging region based on the first projection data and the second projection data corrected by the correction means. Tomography apparatus.

前記画像生成手段が生成する前記画像データに基づいて前記撮影領域の画像を表示する表示手段
をさらに有する
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層撮影装置。 Radiation tomography apparatus according to any one of 4 from claim 1, further comprising display means for displaying an image of the imaged region based on the image data by the image generating means generates.

前記放射線管は、前記放射線としてＸ線を照射する
請求項１から５のいずれかに記載の放射線断層撮影装置。 The radiation tube, a radiation tomography apparatus according to any one of claims 1-5 for irradiating X-rays as the radiation.

放射線管から被検体の撮影領域に照射され前記被検体を透過する放射線によって得られる投影データに基づいて前記撮影領域の画像を生成する放射線断層撮影方法であって、
前記放射線管が前記放射線を照射する際に前記放射線管の管電圧を検出する第１ステップと、
前記検出される前記管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第２投影データとに前記投影データを識別する第２ステップと、
前記第２投影データを、該第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データと該第２投影データとの重み付け加算により算出した補正値によって補正する第３ステップを有し、
前記重み付け加算は、補正する第２投影データに対応して検出される管電圧と管電圧の基準電圧との差が比較的大きい場合に前記第２の投影データへの重みを比較的小さくし、前記差が比較的小さい場合に前記第２の投影データへの重みを大きくして行うものである
放射線断層撮影方法。 A radiation tomography method for generating an image of the imaging region based on projection data obtained by radiation irradiated from the radiation tube to the imaging region of the subject and transmitted through the subject,
A first step of detecting a tube voltage of the radiation tube when the radiation tube irradiates the radiation;
Based on the detected tube voltage, first projection data obtained by the radiation irradiated and detected at a tube voltage within a reference range, and the radiation irradiated and detected at a tube voltage outside the reference range. A second step of identifying the projection data into second projection data obtained by:
A third step of correcting the second projection data with a correction value calculated by weighted addition of the first projection data obtained in the vicinity of the second projection data and the second projection data;
In the weighted addition, when the difference between the tube voltage detected corresponding to the second projection data to be corrected and the reference voltage of the tube voltage is relatively large, the weight to the second projection data is relatively small, The radiation tomography method is performed by increasing the weight on the second projection data when the difference is relatively small .

前記第２の投影データへの重みが、前記第２投影データに対応して検出される管電圧と管電圧の基準電圧との差に対して設定された複数のしきい値と補正する第２投影データに対応して検出される管電圧との関係に基づいて決定されるThe second weight for correcting the second projection data with a plurality of threshold values set for the difference between the tube voltage detected corresponding to the second projection data and the reference voltage of the tube voltage. Determined based on the relationship with the tube voltage detected corresponding to the projection data
請求項７に記載の放射線断層撮影方法。The radiation tomography method according to claim 7.

放射線管から被検体の撮影領域に照射され前記被検体を透過する放射線によって得られる投影データに基づいて前記撮影領域の画像を生成する放射線断層撮影方法であって、A radiation tomography method for generating an image of the imaging region based on projection data obtained by radiation irradiated from the radiation tube to the imaging region of the subject and transmitted through the subject,
前記放射線管が前記放射線を照射する際に前記放射線管の管電圧を検出する第１ステップと、A first step of detecting a tube voltage of the radiation tube when the radiation tube irradiates the radiation;
前記検出される前記管電圧に基づいて、基準範囲内の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第１投影データと、基準範囲外の管電圧にて照射され検出される前記放射線によって得られる第２投影データとに前記投影データを識別する第２ステップと、Based on the detected tube voltage, first projection data obtained by the radiation irradiated and detected at a tube voltage within a reference range, and the radiation irradiated and detected at a tube voltage outside the reference range. A second step of identifying the projection data into second projection data obtained by:
前記第２投影データを、該第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データと該第２投影データとの重み付け加算により算出した補正値によって補正する第３ステップとを有し、A third step of correcting the second projection data by a correction value calculated by weighted addition of the first projection data obtained in the vicinity of the second projection data and the second projection data;
前記重み付け加算は、補正する第２投影データに対応するＸ線検出位置と前記第２の投影データの近傍において得られる前記第１投影データに対応するＸ線検出位置との差が比較的大きい場合に前記第２の投影データへの重みを比較的小さくし、前記差が比較的小さい場合に前記第２の投影データへの重みを大きくして行うものであるThe weighted addition is performed when the difference between the X-ray detection position corresponding to the second projection data to be corrected and the X-ray detection position corresponding to the first projection data obtained in the vicinity of the second projection data is relatively large. The weighting to the second projection data is relatively small, and when the difference is relatively small, the weighting to the second projection data is increased.
放射線断層撮影方法。Radiation tomography method.

前記放射線として前記放射線管からＸ線を照射する
請求項７から９のいずれかに記載の放射線断層撮影方法。 The radiation tomography method according to claim 7 , wherein X-rays are emitted from the radiation tube as the radiation.