JP5863292B2 - X-ray CT system - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関し、詳しくは、再構成画像の画質劣化を抑制しつつ、Ｘ線利用効率を向上させる技術に関する。   The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, and more particularly to a technique for improving X-ray utilization efficiency while suppressing deterioration in image quality of a reconstructed image.

Ｘ線ＣＴ装置のデータ（data）収集系は、主に、Ｘ線源と、Ｘ線検出部とにより構成されている。Ｘ線検出部は、さらに、Ｘ線検出器とコリメータ（collimator）とにより構成されている。コリメータは、Ｘ線検出器を構成するＸ線検出素子を、その検出面側で区分するように設けられた複数のコリメータ板により構成されている（例えば特許文献１，図１６等参照）。   The data collection system of the X-ray CT apparatus is mainly composed of an X-ray source and an X-ray detector. The X-ray detection unit further includes an X-ray detector and a collimator. The collimator is configured by a plurality of collimator plates provided so as to divide the X-ray detection elements constituting the X-ray detector on the detection surface side (see, for example, Patent Document 1 and FIG. 16).

コリメータは、散乱線を除去して散乱線によるＸ線検出素子の出力の劣化を防ぎ、鮮明な再構成画像を得るために必要不可欠な部品である。しかし、コリメータ板によって仕切られたセグメント（segment）のすべてが、正しくＸ線源の方向を向いていなければ、むしろ再構成画像の劣化を引き起こす要因となる。そのため、コリメータ板は、非常に高い設置精度が要求される部品である。   The collimator is an indispensable part for removing scattered radiation, preventing deterioration of the output of the X-ray detection element due to scattered radiation, and obtaining a clear reconstructed image. However, if all of the segments partitioned by the collimator plate are not correctly oriented in the direction of the X-ray source, it is rather a factor that causes deterioration of the reconstructed image. Therefore, the collimator plate is a component that requires very high installation accuracy.

コリメータ板が完全に理想的な状態でセグメントを形成するならば問題ないが、Ｘ線ＣＴ装置に使われるコリメータは、例えば約１０００枚のコリメータ板によって構成されるため、実際には、幾らかの微小なバラツキが発生する。   There is no problem if the collimator plate forms a segment in a completely ideal state. However, since the collimator used in the X-ray CT apparatus is composed of, for example, about 1000 collimator plates, Small variations occur.

また、Ｘ線を放射するＸ線源も理想的には点源であるが、実際には、幾らかの幅を持ち、またその位置も環境によって微小に変化する。例えば、Ｘ線源がＸ線管である場合、ターゲットはその温度変化によって微小に変形し、Ｘ線焦点の位置や大きさが変化する。   An X-ray source that radiates X-rays is also ideally a point source, but actually has some width and its position changes slightly depending on the environment. For example, when the X-ray source is an X-ray tube, the target is slightly deformed by the temperature change, and the position and size of the X-ray focal point change.

コリメータ板が形成するセグメントのバラツキと、Ｘ線源のＸ線焦点の位置のバラツキ（焦点移動）により、Ｘ線検出器がＸ線を受け取る能力を有する領域に対する、実際にＸ線が当たる領域の割合において、Ｘ線検出素子のセグメントごとのバラツキを発生させる。このバラツキは、Ｘ線検出器に流入する直接的なノイズ（noise）として寄与し、再構成画像の画質を劣化させる。たとえコリメータが十分に管理された環境で作成されたとしても、要求される精度が圧倒的に高いために、Ｘ線ＣＴ装置においてそのバラツキは、再構成画像に要求される精度を満たせなくさせてしまうほど大きい。   Due to the variation in the segments formed by the collimator plate and the variation in the position of the X-ray focus of the X-ray source (focus movement), the region where the X-ray detector actually receives X-rays is compared with the region where the X-ray detector has the ability to receive X-rays. In the ratio, the variation of each segment of the X-ray detection element is generated. This variation contributes as direct noise flowing into the X-ray detector and degrades the image quality of the reconstructed image. Even if the collimator is created in a well-controlled environment, the required accuracy is overwhelmingly high, and the variation in the X-ray CT apparatus does not satisfy the accuracy required for the reconstructed image. It is so big.

Ｘ線検出器の列方向（ガントリの回転軸方向）におけるＸ線焦点の移動によるＸ線投影データの補正は、Ｘ線検出器の端部のＸ線検出素子による出力を用いて従来より行われてきた（例えば、特許文献２，３、要約等参照）。この方法を利用するには、Ｘ線検出器において、撮影中に被検体を通過しないＸ線の検出領域を列方向の広い範囲にわたって確保する必要がある。しかし、チャネル方向の場合、撮影中に被検体を通過しないＸ線検出領域をチャネル方向の広い範囲にわたって確保するのは困難である。そのため、チャネル方向に、列方向と同じ方法を適用することができなかった。   Correction of X-ray projection data by moving the X-ray focal point in the column direction of the X-ray detector (in the direction of the gantry rotation axis) is conventionally performed using the output of the X-ray detection element at the end of the X-ray detector. (See, for example, Patent Documents 2 and 3, abstracts, etc.). In order to use this method, in the X-ray detector, it is necessary to secure an X-ray detection region that does not pass through the subject during imaging over a wide range in the column direction. However, in the case of the channel direction, it is difficult to secure an X-ray detection region that does not pass through the subject during imaging over a wide range in the channel direction. Therefore, the same method as that in the column direction cannot be applied in the channel direction.

そこで、従来のＸ線ＣＴ装置では、意図的にＸ線検出器をＸ線源に対してわずかに傾けて、Ｘ線検出素子の検出面にＸ線が入射しない一定量の影を落とすようにし、その検出面に対するＸ線の照射野の割合を各Ｘ線検出素子間において均一化させている。これを、スキュー（skew）と呼ぶ。   Therefore, in the conventional X-ray CT apparatus, the X-ray detector is intentionally slightly inclined with respect to the X-ray source so as to cast a certain amount of shadow that does not allow X-rays to enter the detection surface of the X-ray detection element. The ratio of the X-ray irradiation field to the detection surface is made uniform among the X-ray detection elements. This is called skew.

この方法により、Ｘ線検出素子間での出力のバラツキを抑えることができ、その結果、環境や部品のバラツキなどの影響を受けることなく、鮮明な再構成画像を得ることができる。   By this method, output variations between the X-ray detection elements can be suppressed, and as a result, a clear reconstructed image can be obtained without being affected by environment and component variations.

特開２０１０−００５０１５号公報JP 2010-005015 A 特開２００２−３２０６０７号公報JP 2002-320607 A 特許第３５２７３８１号公報Japanese Patent No. 3527381

しかしながら、上記のスキューと呼ばれる方法では、被検体を通過してきたＸ線の一部の情報を常に捨てることになるため、Ｘ線利用効率の面で課題が残っている。   However, in the method called skew, a part of the information of X-rays that have passed through the subject is always discarded, so that there remains a problem in terms of X-ray utilization efficiency.

このような事情により、再構成画像の画質劣化を抑制しつつ、Ｘ線利用効率を向上させることが可能なＸ線ＣＴ装置が望まれている。
Under such circumstances, there is a demand for an X-ray CT apparatus capable of improving X-ray utilization efficiency while suppressing deterioration in the image quality of a reconstructed image.

第１の観点の発明は、Ｘ線源と、前記Ｘ線源と対向して配置されており、少なくともチャネル（channel）方向に配列された複数のＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出素子をチャネル方向に区分するよう設けられた複数のコリメータ板とを有するＸ線検出部と、前記Ｘ線源およびＸ線検出部を用いて撮影対象のＸ線投影データを収集するデータ収集手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線検出部が、チャネル方向に互いに隣接する第１および第２のＸ線検出素子において、該第１および第２のＸ線検出素子の境界と、前記第１のＸ線検出素子のチャネル方向における該境界とは反対側の一端と、前記第２のＸ線検出素子のチャネル方向における該境界とは反対側の一端とのうち該境界にのみコリメータ板が設けられた構造部分を有しており、前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線源のチャネル方向におけるＸ線焦点の移動によるＸ線投影データの変動を補正する補正手段を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。   The invention of the first aspect includes an X-ray source, a plurality of X-ray detection elements arranged at least in the channel direction, which are arranged facing the X-ray source, and the X-ray detection elements. An X-ray detection unit having a plurality of collimator plates provided so as to be divided in a channel direction, and data collection means for collecting X-ray projection data of an imaging target using the X-ray source and the X-ray detection unit. In the first and second X-ray detection elements adjacent to each other in the channel direction, the X-ray detection unit includes a boundary between the first and second X-ray detection elements, A collimator plate only on the boundary of one end of the first X-ray detection element opposite to the boundary in the channel direction and one end of the second X-ray detection element opposite to the boundary in the channel direction. Has a structural part provided with, An X-ray CT apparatus comprising correction means for correcting fluctuations in X-ray projection data due to movement of an X-ray focal point in the channel direction of the X-ray source based on outputs of the first and second X-ray detection elements; provide.

第２の観点の発明は、前記Ｘ線検出部が、該Ｘ線検出部のチャネル方向の端部に前記構造部分を有しており、該Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分に、Ｘ線検出素子をチャネル方向に１つずつ区分するようコリメータ板が設けられている上記第１の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a second aspect of the present invention, the X-ray detector has the structure portion at an end portion in the channel direction of the X-ray detector, and the X-ray detector has a portion different from the structure portion The X-ray CT apparatus according to the first aspect is provided with a collimator plate so as to divide the X-ray detection elements one by one in the channel direction.

第３の観点の発明は、前記Ｘ線検出部が、該Ｘ線検出部のチャネル方向における互いに異なる複数の位置に前記構造部分をそれぞれ有しており、前記補正手段が、前記構造部分の各々における前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する上記第２の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a third aspect of the present invention, the X-ray detection unit includes the structural parts at a plurality of positions different from each other in the channel direction of the X-ray detection unit, and the correction unit includes each of the structural parts. The X-ray CT apparatus according to the second aspect of the present invention corrects the X-ray projection data based on the outputs of the first and second X-ray detection elements.

第４の観点の発明は、Ｘ線源と、前記Ｘ線源と対向して配置されており、チャネル方向および列方向に配列された複数のＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出素子を列方向に区分するよう設けられた複数のコリメータ板と有するＸ線検出部と、前記Ｘ線源およびＸ線検出部を用いて撮影対象のＸ線投影データを収集するデータ収集手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線検出部が、列方向に互いに隣接する第１および第２のＸ線検出素子において、該第１および第２のＸ線検出素子の境界と、前記第１のＸ線検出素子の列方向における該境界とは反対側の一端と、前記第２のＸ線検出素子の列方向における該境界とは反対側の一端とのうち該境界にのみコリメータ板が設けられた構造部分を有しており、前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線源の列方向におけるＸ線焦点の移動によるＸ線投影データの変動を補正する補正手段を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a fourth aspect of the present invention, there is provided an X-ray source, a plurality of X-ray detection elements arranged opposite to the X-ray source, arranged in a channel direction and a column direction, and the X-ray detection elements arranged in a row. An X-ray detection unit having a plurality of collimator plates provided so as to be divided in a direction, and a data collection unit that collects X-ray projection data of an imaging target using the X-ray source and the X-ray detection unit In the line CT apparatus, the X-ray detection unit includes, in the first and second X-ray detection elements adjacent to each other in the column direction, a boundary between the first and second X-ray detection elements, and the first A collimator plate is provided only at one end of the X-ray detection element opposite to the boundary in the column direction and one end of the second X-ray detection element opposite to the boundary in the column direction. And the first and second X-ray detection elements Based on the output, to provide an X-ray CT apparatus having a correction means for correcting the variation of the X-ray projection data by moving the X-ray focal point in the row direction of the X-ray source.

第５の観点の発明は、前記Ｘ線検出部が、該Ｘ線検出部のチャネル方向の端部に前記構造部分を有しており、該Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分に、Ｘ線検出素子を列方向に１つずつ区分するようコリメータ板が設けられている上記第４の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a fifth aspect of the present invention, the X-ray detector has the structure portion at an end portion in the channel direction of the X-ray detector, and the X-ray detector has a portion different from the structure portion The X-ray CT apparatus according to the fourth aspect is provided with a collimator plate so as to divide the X-ray detection elements one by one in the column direction.

第６の観点の発明は、前記Ｘ線検出部が、該Ｘ線検出部の列方向における互いに異なる複数の位置に前記構造部分をそれぞれ有しており、前記補正手段が、前記構造部分の各々における前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する上記第５の観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a sixth aspect of the present invention, the X-ray detection unit has the structural parts at a plurality of positions different from each other in the column direction of the X-ray detection unit, and the correction unit includes each of the structural parts. The X-ray CT apparatus according to the fifth aspect of the present invention for correcting the X-ray projection data based on the outputs of the first and second X-ray detection elements in FIG.

第７の観点の発明は、前記Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分におけるＸ線検出素子ごとに、前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて特定される前記Ｘ線源のＸ線焦点の位置と、該Ｘ線検出素子の検出データに適用する補正係数との対応関係を表す情報を記憶する記憶手段をさらに備えており、前記補正手段が、Ｘ線検出素子の検出データを、該Ｘ線検出素子の前記対応関係において前記特定される前記Ｘ線源のＸ線焦点の位置に対応する補正係数を用いて補正する上記第１の観点から第６の観点のいずれか一つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to a seventh aspect of the invention, for each X-ray detection element in a portion different from the structural portion of the X-ray detection unit, the X specified by the outputs of the first and second X-ray detection elements The apparatus further comprises storage means for storing information representing a correspondence relationship between the position of the X-ray focal point of the radiation source and the correction coefficient applied to the detection data of the X-ray detection element, and the correction means includes the X-ray detection element. Of the first to sixth aspects of the invention using the correction coefficient corresponding to the position of the X-ray focal point of the X-ray source specified in the correspondence relationship of the X-ray detection element. An X-ray CT apparatus according to any one aspect is provided.

第８の観点の発明は、前記補正手段が、前記第１のＸ線検出素子の出力と前記第２のＸ線検出素子の出力とのバランス（balance）を表す特徴量に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する上記第１の観点から第７の観点のいずれか一つの観点のＸ線ＣＴ装置を提供する。   According to an eighth aspect of the present invention, the correction means is configured to determine the X based on a feature amount representing a balance between the output of the first X-ray detection element and the output of the second X-ray detection element. An X-ray CT apparatus according to any one of the first to seventh aspects for correcting line projection data is provided.

上記観点の発明によれば、Ｘ線焦点の位置やその移動が反映される、上記の構造部分のＸ線検出素子の出力に基づいて、Ｘ線焦点の移動によるＸ線投影データの変動を補正するので、Ｘ線検出素子の検出面に照射野の影を意図的に落とすような構成をとることなく、Ｘ線源のＸ線焦点の位置やコリメータ板の設置精度のバラツキによる影響が抑えられた、精度の高い安定したＸ線投影データを得ることができ、再構成画像の画質劣化を抑えつつ、Ｘ線利用効率を向上させることが可能になる。   According to the above aspect of the invention, the fluctuation of the X-ray projection data due to the movement of the X-ray focal point is corrected based on the output of the X-ray detection element of the above-described structure portion that reflects the position and movement of the X-ray focal point. Therefore, the influence of variations in the position of the X-ray focal point of the X-ray source and the installation accuracy of the collimator plate can be suppressed without taking a configuration that intentionally casts the shadow of the irradiation field on the detection surface of the X-ray detection element. In addition, highly accurate and stable X-ray projection data can be obtained, and the X-ray utilization efficiency can be improved while suppressing deterioration in the image quality of the reconstructed image.

発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。1 is a diagram schematically showing a configuration of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the invention. Ｘ線検出器およびコリメータの構成例を示す図である。It is a figure which shows the structural example of a X-ray detector and a collimator. Ｘ線焦点の位置を検出する原理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the principle which detects the position of a X-ray focus. 第１および第２のＸ線検出素子で受けるＸ線量を示すグラフ（graph）である。It is a graph which shows the X-ray dose received by the 1st and 2nd X-ray detection element. 第１および第２のＸ線検出素子で受けるＸ線量の比とＸ線照射角度との関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between ratio of the X-ray dose received with the 1st and 2nd X-ray detection element, and an X-ray irradiation angle. 本Ｘ線ＣＴ装置における処理の流れを示すフロー（flow）図である。It is a flow figure which shows the flow of a process in this X-ray CT apparatus.

以下、本発明の実施形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described. Note that the present invention is not limited thereby.

図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。   FIG. 1 is a diagram schematically showing a configuration of an X-ray CT apparatus according to the present embodiment.

Ｘ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール（console）１と、撮影テーブル（table）１０と、走査ガントリ（gantry）２０とを具備している。   The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.

操作コンソール１は、操作者からの入力を受け付ける入力装置２と、被検体の撮影を行うための各部の制御や画像を生成するためのデータ処理などを行う中央処理装置３と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ（buffer）５と、画像を表示するモニタ（monitor）６と、プログラム（program）やデータなどを記憶する記憶装置７とを具備している。   The operation console 1 includes an input device 2 that receives input from an operator, a central processing unit 3 that performs control of each unit for imaging a subject, data processing for generating an image, and the like, and a scanning gantry 20. A data collection buffer (buffer) 5 for collecting acquired data, a monitor (monitor) 6 for displaying images, and a storage device 7 for storing programs, data, and the like are provided.

撮影テーブル１０は、被検体４０を載せて走査ガントリ２０の開口部Ｂに入れ出しするクレードル（cradle）１２を具備している。クレードル１２は、撮影テーブル１０に内蔵するモータ（motor）で昇降および水平直線移動される。なお、ここでは、被検体４０の体軸方向すなわちクレードル１２の水平直線移動方向をｚ方向、鉛直方向をｙ方向、ｚ方向およびｙ方向に垂直な水平方向をｘ方向とする。   The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject 40 is placed and put into and out of the opening B of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and horizontally moved by a motor built in the imaging table 10. Here, the body axis direction of the subject 40, that is, the horizontal linear movement direction of the cradle 12 is the z direction, the vertical direction is the y direction, and the horizontal direction perpendicular to the z direction and the y direction is the x direction.

走査ガントリ２０は、回転部１５と、回転部１５を回転可能に支持する本体部２０ａとを有する。回転部１５には、Ｘ線管２１と、Ｘ線管２１を制御するＸ線コントローラ（controller）２２と、Ｘ線管２１から発生したＸ線８１をファンビーム（fan
beam）或いはコーンビーム（cone beam）に整形するアパーチャ２３と、被検体４０を透過したＸ線８１を検出するＸ線検出器２４と、散乱Ｘ線を除去するコリメータ２７と、Ｘ線検出器２４の出力をＸ線投影データに変換して収集するＤＡＳ（Data Acquisition System）（データ収集装置ともいう）２５と、Ｘ線コントローラ２２，コリメータ２３，ＤＡＳ２５の制御を行う回転部コントローラ２６とが搭載されている。本体部２０ａは、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０と通信する制御コントローラ２９を具備する。回転部１５と本体部２０ａとは、スリップリング（slip ring）３０を介して電気的に接続されている。 The scanning gantry 20 includes a rotating unit 15 and a main body 20a that rotatably supports the rotating unit 15. An X-ray tube 21, an X-ray controller 22 that controls the X-ray tube 21, and an X-ray 81 generated from the X-ray tube 21 are supplied to the rotating unit 15 by a fan beam (fan).
beam) or cone beam, an X-ray detector 24 for detecting X-rays 81 transmitted through the subject 40, a collimator 27 for removing scattered X-rays, and an X-ray detector 24 A DAS (Data Acquisition System) 25 that converts and outputs the X-ray output to X-ray projection data and a rotation unit controller 26 that controls the X-ray controller 22, the collimator 23, and the DAS 25 are mounted. ing. The main body 20 a includes a control controller 29 that communicates control signals and the like with the operation console 1 and the imaging table 10. The rotating part 15 and the main body part 20 a are electrically connected via a slip ring 30.

Ｘ線管２１およびＸ線検出器２４は、被検体４０が載置される撮影空間、すなわち走査ガントリ２０の空洞部Ｂを挟んで互いに対向して配置されている。回転部１５が回転すると、Ｘ線管２１およびＸ線検出器２４は、その位置関係を維持したまま、被検体４０の周りを回転する。Ｘ線管２１から放射されアパーチャ２３で整形されたファンビーム或いはコーンビームのＸ線８１は、被検体４０を透過し、Ｘ線検出器２４の検出面に照射される。このファンビーム或いはコーンビームのＸ線８１のｘｙ平面における広がり方向をチャネル方向、ｚ方向における広がり方向もしくはｚ方向そのものを列方向という。   The X-ray tube 21 and the X-ray detector 24 are arranged to face each other with the imaging space in which the subject 40 is placed, that is, the cavity B of the scanning gantry 20 interposed therebetween. When the rotating unit 15 rotates, the X-ray tube 21 and the X-ray detector 24 rotate around the subject 40 while maintaining the positional relationship. A fan beam or cone beam X-ray 81 emitted from the X-ray tube 21 and shaped by the aperture 23 passes through the subject 40 and is irradiated onto the detection surface of the X-ray detector 24. The spreading direction of the X-ray 81 of the fan beam or cone beam in the xy plane is called a channel direction, and the spreading direction in the z direction or the z direction itself is called a column direction.

なお、Ｘ線検出器２４およびコリメータ２７は、発明におけるＸ線検出部の一例である。   The X-ray detector 24 and the collimator 27 are an example of the X-ray detector in the invention.

ここで、Ｘ線検出器２４およびコリメータ２７の構成について詳しく説明する。   Here, the configuration of the X-ray detector 24 and the collimator 27 will be described in detail.

図２に、Ｘ線検出器２４およびコリメータ２７の構成例を示す。図２（ａ）は、Ｘ線管２１側から見たときの図（正面図）、図２（ｂ）は、ｚ方向に見たときの図（側面図）である。   FIG. 2 shows a configuration example of the X-ray detector 24 and the collimator 27. 2A is a view (front view) when viewed from the X-ray tube 21 side, and FIG. 2B is a view (side view) when viewed in the z direction.

図２に示すように、Ｘ線検出器２４は、Ｘ線検出素子２４１が、チャネル方向および列方向にマトリクス（matrix）状に配列された構成である。各Ｘ線検出素子２４１は、その検出面がＸ線管２１のＸ線焦点２１ｆを向くように緩やかな曲面に沿って載置されている。Ｘ線検出器２４は、Ｘ線検出素子２４１が、例えば１０００チャネル×１２８列で配列されている。また、Ｘ線検出素子２４１の検出面は、幅が約１．０２５ｍｍの略正方形状である。なお、図２では、便宜上、Ｘ線検出素子２４１の数を実際より少なくして描いてある。   As shown in FIG. 2, the X-ray detector 24 has a configuration in which X-ray detection elements 241 are arranged in a matrix in the channel direction and the column direction. Each X-ray detection element 241 is placed along a gently curved surface so that its detection surface faces the X-ray focal point 21 f of the X-ray tube 21. In the X-ray detector 24, X-ray detection elements 241 are arranged in, for example, 1000 channels × 128 columns. Further, the detection surface of the X-ray detection element 241 has a substantially square shape with a width of about 1.025 mm. In FIG. 2, for the sake of convenience, the number of X-ray detection elements 241 is drawn smaller than the actual number.

コリメータ２７は、Ｘ線検出器２４の検出面側に設けられており、複数のコリメータ板２７１により構成されている。複数のコリメータ板２７１は、Ｘ線検出器２４のＸ線検出素子２４１をチャネル方向に区分するように設けられている。また、各コリメータ板２７１は、その板面がＸ線管２１からのＸ線の放射方向と平行になるように設けられている。   The collimator 27 is provided on the detection surface side of the X-ray detector 24 and includes a plurality of collimator plates 271. The plurality of collimator plates 271 are provided so as to partition the X-ray detection element 241 of the X-ray detector 24 in the channel direction. Each collimator plate 271 is provided so that its plate surface is parallel to the X-ray radiation direction from the X-ray tube 21.

図２に示すように、Ｘ線検出器２４には、メイン（main）領域Ｍとレファレンス（reference）領域Ｒとがある。レファレンス領域Ｒは、Ｘ線検出器２４のチャネル方向における少なくとも一方の端部にあり、通常、被検体４０を透過しないＸ線が照射される領域である。メイン領域Ｍは、このレファレンス領域以外の領域である。メイン領域ＭのＸ線検出素子２４１による検出データは、画像再構成に用いられる。レファレンス領域ＲのＸ線検出素子２４１による検出データは、メイン領域Ｍの検出データの補正に用いられる。   As shown in FIG. 2, the X-ray detector 24 has a main region M and a reference region R. The reference region R is at least one end in the channel direction of the X-ray detector 24 and is usually a region irradiated with X-rays that do not transmit through the subject 40. The main area M is an area other than this reference area. Data detected by the X-ray detection element 241 in the main area M is used for image reconstruction. Data detected by the X-ray detection element 241 in the reference region R is used for correcting detection data in the main region M.

図２に示すように、メイン領域Ｍでは、コリメータ板２７１は、Ｘ線検出素子２４１をチャネル方向に１個ずつ、本例では１ライン（line）ずつ区分するように、Ｘ線検出素子２４１間の境界に設けられている。一方、レファレンス領域Ｒでは、コリメータ板２７１は、Ｘ線検出素子２４１をチャネル方向に２個ずつ、本例では２ラインずつ区分するように、Ｘ線検出素子２４１間の境界に設けられている。すなわち、チャネル方向におけるＸ線検出素子間の境界のうち、外側から１番目と３番目の境界にはコリメータ板２７１が設けられているが、外側から２番目と４番目以降の境界にはコリメータ板２７１が設けられていない。   As shown in FIG. 2, in the main region M, the collimator plate 271 divides the X-ray detection elements 241 between the X-ray detection elements 241 one by one in the channel direction, one line in this example. At the border. On the other hand, in the reference region R, the collimator plate 271 is provided at the boundary between the X-ray detection elements 241 so as to divide two X-ray detection elements 241 in the channel direction by two lines in this example. That is, among the boundaries between the X-ray detection elements in the channel direction, collimator plates 271 are provided at the first and third boundaries from the outside, but the collimator plates are disposed at the second and fourth boundaries from the outside. 271 is not provided.

つまり、チャネル方向に互いに隣接する第１のＸ線検出素子２４１ａおよび第２のＸ線検出素子２４１ｂにおいて、第１および第２のＸ線検出素子の境界Ｂａｂと、第１のＸ線検出素子２４１ａのチャネル方向における境界Ｂａｂとは反対側の一端Ｂａと、第２のＸ線検出素子２４１ａのチャネル方向における境界Ｂａｂとは反対側の一端Ｂｂの３つの位置のうち、境界Ｂａｂにのみ第１のコリメータ板２７１ａが設けられて成る特殊構造部分３５が形成されている。   That is, in the first X-ray detection element 241a and the second X-ray detection element 241b adjacent to each other in the channel direction, the boundary Bab between the first and second X-ray detection elements and the first X-ray detection element 241a. Of the three positions, one end Ba opposite to the boundary Bab in the channel direction and one end Bb opposite to the boundary Bab in the channel direction of the second X-ray detection element 241a, the first position is only on the boundary Bab. A special structure portion 35 formed with a collimator plate 271a is formed.

この特殊構造部分３５では、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂのチャネル方向外側の両端位置にはコリメータ板２７１が存在しないため、これらのＸ線検出素子の検出面に作られる照射野の影は、その境界に設けられた第１のコリメータ板２７１ａによるものだけになる。つまり、Ｘ線焦点２１ｆのチャネル方向における位置またはＸ線照射角度θを、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出面におけるそれぞれの照射野の大きさに反映させることができる。その結果、Ｘ線焦点２１ｆのチャネル方向における位置またはＸ線照射角度θを、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの出力から高い分解能で検出することができる。   In the special structure portion 35, since the collimator plates 271 do not exist at both ends of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b on the outer side in the channel direction, the irradiation produced on the detection surfaces of these X-ray detection elements The shadow of the field is only due to the first collimator plate 271a provided at the boundary. That is, the position of the X-ray focal point 21f in the channel direction or the X-ray irradiation angle θ can be reflected on the size of each irradiation field on the detection surface of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b. As a result, the position of the X-ray focal point 21f in the channel direction or the X-ray irradiation angle θ can be detected with high resolution from the outputs of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b.

ここで、Ｘ線焦点移動の検出およびＸ線投影データの補正の方法について詳しく説明する。   Here, a method for detecting the X-ray focal point movement and correcting the X-ray projection data will be described in detail.

図３は、Ｘ線焦点の位置を検出する原理を説明するための図である。   FIG. 3 is a diagram for explaining the principle of detecting the position of the X-ray focal point.

いま、特殊構造部分３５における第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出面に、角度を変えながらＸ線を照射することを考える。   Now, consider that the detection surfaces of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b in the special structure portion 35 are irradiated with X-rays while changing the angle.

まず、図３（ａ）に示すように、Ｘ線照射角度θを−αとしてＸ線を照射した場合、第１のＸ線検出素子２４１ａの検出面では、すべての領域でＸ線を受けることができるが、第２のＸ線検出素子２４１ｂの検出面では、第１のコリメータ板２７１ａの影ができるため、照射野Ｗａが小さくなる。Ｘ線照射角度θをゼロ（zero）に近づく方向に徐々に変えてゆくと、第２のＸ線検出素子２４１ｂの検出面では、照射野Ｗｂが徐々に大きくなる。Ｘ線照射角度θが、その照射方向と第１のコリメータ板２７１ａの板面とが平行になるような角度に達したとき、すなわちＸ線照射角度θ＝０のときに、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出面の照射野Ｗａ，Ｗｂは共に最大となる。そして、Ｘ線照射角度θが、図３（ｂ）に示すように＋βとなるよう、さらに変化させてゆくと、第１のＸ線検出素子２４１ａの検出面の照射野Ｗａが徐々に減ってゆく。   First, as shown in FIG. 3A, when the X-ray irradiation angle θ is set to −α and X-rays are irradiated, the detection surface of the first X-ray detection element 241a receives X-rays in all regions. However, since the shadow of the first collimator plate 271a is formed on the detection surface of the second X-ray detection element 241b, the irradiation field Wa is reduced. When the X-ray irradiation angle θ is gradually changed in a direction approaching zero, the irradiation field Wb gradually increases on the detection surface of the second X-ray detection element 241b. When the X-ray irradiation angle θ reaches such an angle that the irradiation direction is parallel to the plate surface of the first collimator plate 271a, that is, when the X-ray irradiation angle θ = 0, the first and second The irradiation fields Wa and Wb on the detection surfaces of the X-ray detection elements 241a and 241b are maximized. When the X-ray irradiation angle θ is further changed to + β as shown in FIG. 3B, the irradiation field Wa on the detection surface of the first X-ray detection element 241a gradually decreases. go.

つまり、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂのそれぞれの検出面で受けるＸ線量Ｑａ，ＱｂをＸ線照射角度θごとにプロット（plot）すると、図４に示すようなグラフが得られる。このグラフから分かるように、Ｘ線焦点２１ｆの位置変動すなわちＸ線照射角度θの変動は、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出面で受けるＸ線量Ｑａ，Ｑｂに反映される。したがって、第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出面で受けるＸ線量Ｑａ，Ｑｂのバランス、例えば第１のＸ線検出素子２４１ａで受けるＸ線量Ｑａに対する第２のＸ線検出素子２４１ｂで受けるＸ線量Ｑｂの比ｒは、図５に示すように、単調増加関数となり、このＸ線量比ｒとＸ線照射角度θとが、一対一で対応することとなる。   That is, when the X-ray doses Qa and Qb received on the detection surfaces of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b are plotted for each X-ray irradiation angle θ, a graph as shown in FIG. 4 is obtained. It is done. As can be seen from this graph, the positional fluctuation of the X-ray focal point 21f, that is, the fluctuation of the X-ray irradiation angle θ is reflected in the X-ray doses Qa and Qb received on the detection surfaces of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b. The Accordingly, the balance between the X-ray doses Qa and Qb received on the detection surfaces of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b, for example, the second X-ray detection element for the X-ray dose Qa received by the first X-ray detection element 241a. The ratio r of the X-ray dose Qb received at 241b is a monotonically increasing function as shown in FIG. 5, and the X-ray dose ratio r and the X-ray irradiation angle θ correspond one-to-one.

この図５で示す関係を、Ｘ線検出器２４全体の関数テーブルＴ１として予め取得しておき、同時にＸ線検出器２４の個々のＸ線検出素子２４１について、Ｘ線照射角度θに対する出力応答を固有のテーブルＴ２ｉとして求めておく。このようにすれば、撮影時にＸ線焦点２１ｆの位置が変動したとしても、その位置すなわちＸ線照射角度θを第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの出力と関数テーブルＴ１とを用いて求めることができる。そして、その求めたＸ線照射角度θをテーブルＴ２ｉに適用することによって、すべてのＸ線検出素子２４１の補正係数を個別にかつリアルタイム（real time）に提供することができる。   The relationship shown in FIG. 5 is acquired in advance as a function table T1 of the entire X-ray detector 24, and at the same time, the output response to the X-ray irradiation angle θ is obtained for each X-ray detection element 241 of the X-ray detector 24. It is obtained as a unique table T2i. In this way, even if the position of the X-ray focal point 21f fluctuates at the time of imaging, the position, that is, the X-ray irradiation angle θ, is output from the first and second X-ray detection elements 241a and 241b and the function table T1. It can be obtained using. Then, by applying the obtained X-ray irradiation angle θ to the table T2i, the correction coefficients of all the X-ray detection elements 241 can be provided individually and in real time.

この計算は、Ｘ線焦点２１ｆの位置変動に対する各Ｘ線検出素子２４１の敏感性には影響されないため、Ｘ線焦点２１ｆの位置変動の影響を最も受けやすい、Ｘ線管２１に対して正対した位置にＸ線検出器２４を設置したとしても、安定した出力が得られる。   Since this calculation is not affected by the sensitivity of each X-ray detection element 241 to the position fluctuation of the X-ray focal spot 21f, it is directly opposed to the X-ray tube 21 that is most susceptible to the position fluctuation of the X-ray focal spot 21f. Even if the X-ray detector 24 is installed at the position, a stable output can be obtained.

本例では、上記の原理に基づき、予め、メイン領域Ｍにおける各チャネル位置ｉのＸ線検出素子２４１ｉごとに、Ｘ線照射角度θが変化したときの検出データの変化を調べる。その結果から、Ｘ線照射角度θの変動による検出データの影響をキャンセルするための補正係数ｋｉを、Ｘ線照射角度θの関数ｋｉ（θ）として求め、これを記憶させておく。また、上記の関数テーブルＴ１も記憶させておく。   In this example, based on the above principle, a change in detection data when the X-ray irradiation angle θ changes is previously examined for each X-ray detection element 241i at each channel position i in the main region M. From the result, a correction coefficient ki for canceling the influence of the detection data due to the fluctuation of the X-ray irradiation angle θ is obtained as a function ki (θ) of the X-ray irradiation angle θ and stored. The function table T1 is also stored.

そして、収集された各ビュー（view）ｖのＸ線投影データＰｖごとに、特殊構造部分３５における第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの出力からＸ線量比ｒｖを求め、これを関数テーブルＴ１に適用して、ビューｖに対応するＸ線焦点２１ｆの位置すなわちＸ線照射角度θｖを求める。処理対象となるビューｖのＸ線投影データＰｖを構成する各Ｘ線検出素子２４１ｉによる検出データｐｖｉを、補正係数ｋｉ（θｖ）を用いて補正する。   Then, for each X-ray projection data Pv of each collected view v, an X-ray dose ratio rv is obtained from the outputs of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b in the special structure portion 35, and this is obtained. By applying the function table T1, the position of the X-ray focal point 21f corresponding to the view v, that is, the X-ray irradiation angle θv is obtained. The detection data pvi by each X-ray detection element 241i constituting the X-ray projection data Pv of the view v to be processed is corrected using the correction coefficient ki (θv).

これより、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における処理の流れについて説明する。   Hereafter, the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the present embodiment will be described.

図６は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示すフロー図である。   FIG. 6 is a flowchart showing the flow of processing in the X-ray CT apparatus according to the present embodiment.

ステップ（step）Ｓ１では、被検体のスキャン（scan）を行って、複数ビューｖのＸ線投影データＰｖを収集する。   In step S1, the subject is scanned to collect X-ray projection data Pv for a plurality of views v.

ステップＳ２では、処理対象とするＸ線投影データのビューｖａを選択する。   In step S2, a view va of X-ray projection data to be processed is selected.

ステップＳ３では、選択されたビューｖａのＸ線投影データＰｖａにおける第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出信号値比からＸ線量比ｒｖａを求める。   In step S3, the X-ray dose ratio rva is obtained from the detection signal value ratio of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b in the X-ray projection data Pva of the selected view va.

ステップＳ４では、Ｘ線量比ｒｖａを関数テーブルＴ１に適用して、ビューｖａに対応するＸ線照射角度θ（ｖａ）を求める。   In step S4, the X-ray dose ratio rva is applied to the function table T1, and the X-ray irradiation angle θ (va) corresponding to the view va is obtained.

ステップＳ５では、処理対象とする検出データのチャネル位置ｉｃを選択する。   In step S5, the channel position ic of the detection data to be processed is selected.

ステップＳ６では、選択されたビューｖａおよびチャネル位置ｉｃの検出データｐ（ｖａ，ｉｃ）を、補正係数ｋ（ｉｃ，θ（ｖａ））を用いて補正する。   In step S6, the detection data p (va, ic) of the selected view va and channel position ic is corrected using the correction coefficient k (ic, θ (va)).

ステップＳ７では、次に選択するチャネル位置があるかを判定する。ある場合にはステップＳ４に戻り、新たなチャネル位置を選択する。ない場合には、次のステップＳ７に進む。   In step S7, it is determined whether there is a channel position to be selected next. If there is, the process returns to step S4 to select a new channel position. If not, the process proceeds to the next step S7.

ステップＳ８では、次に選択するビューがあるかを判定する。ある場合には、ステップＳ２に戻り、新たなビューを選択する。ない場合には、次のステップＳ８に進む。   In step S8, it is determined whether there is a view to be selected next. If there is, return to step S2 to select a new view. If not, the process proceeds to the next step S8.

ステップＳ９では、補正された複数ビューのＸ線投影データに基づいて画像再構成を行う。   In step S9, image reconstruction is performed based on the corrected X-ray projection data of a plurality of views.

ステップＳ１０では、再構成画像を表示する。   In step S10, a reconstructed image is displayed.

このように、本実施形態によれば、Ｘ線焦点２１ｆの位置やその移動が反映される、特殊構造部分３５のＸ線検出素子の出力に基づいて、Ｘ線焦点２１ｆの移動によるＸ線投影データの変動を補正するので、Ｘ線検出素子２４１の検出面に照射野の影を意図的に落とすような構成をとることなく、Ｘ線源のＸ線焦点の位置やコリメータ板の設置精度のバラツキによる影響が抑えられた精度の高い安定したＸ線投影データを得ることができ、再構成画像の画質劣化を抑えつつ、Ｘ線利用効率を向上させることが可能になる。   As described above, according to the present embodiment, the X-ray projection by the movement of the X-ray focal point 21f is based on the output of the X-ray detection element of the special structure portion 35 that reflects the position of the X-ray focal point 21f and the movement thereof. Since the fluctuation of data is corrected, the position of the X-ray focal point of the X-ray source and the installation accuracy of the collimator plate can be adjusted without intentionally dropping the shadow of the irradiation field on the detection surface of the X-ray detection element 241. It is possible to obtain highly accurate and stable X-ray projection data in which the influence of variation is suppressed, and it is possible to improve the X-ray utilization efficiency while suppressing deterioration in the image quality of the reconstructed image.

また、本実施形態によれば、従来と比較してハード（hard）的に追加するものがないので、部品コストの増加もなく、製造難易度の増大もない。   In addition, according to the present embodiment, there is no hard addition as compared with the prior art, so there is no increase in parts cost and no increase in manufacturing difficulty.

また、本実施形態によれば、上記のような補正アルゴリズム（algorithm）の追加により、コリメータ板の設置精度のバラツキによる影響が抑えられるので、コリメータ板の設置精度に係る仕様の緩和が可能となり、いわゆるスクラップコスト（scrap cost）の削減も期待できる。   In addition, according to the present embodiment, by adding the correction algorithm (algorithm) as described above, it is possible to reduce the influence of variations in the installation accuracy of the collimator plate, so it is possible to relax the specifications related to the installation accuracy of the collimator plate, Reduction of so-called scrap cost can also be expected.

なお、発明は、本実施形態に限定されず、その趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。   The invention is not limited to the present embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.

例えば、本実施形態では、特殊構造部分３５は、チャネル方向における一つの位置だけに形成されているが、チャネル方向における互いに異なる複数の位置に形成されるようにしてもよい。この場合、それぞれの特殊構造部分において、隣接するＸ線検出素子の検出信号値の比を求め、それらの平均値を取る。そして、この比の平均値からＸ線量比ｒを求め、Ｘ線量比ｒとＸ線照射角度θとの対応関係を表す関数テーブルＴ１を参照して、チャネル方向におけるＸ線焦点２１ｆからのＸ線照射角度θを求める。このようにすると、Ｘ線検出素子の検出データに含まれるノイズ成分を低減したり、コリメータ板の設置精度のバラツキによる影響を低減したりすることができる。なお、複数の特殊構造部分３５は、Ｘ線検出器２４のチャネル方向における一方の端部に形成されるようにしてもよいし、両方の端部に分けて形成されるようにしてもよい。   For example, in the present embodiment, the special structure portion 35 is formed at only one position in the channel direction, but may be formed at a plurality of different positions in the channel direction. In this case, in each special structure portion, the ratio of detection signal values of adjacent X-ray detection elements is obtained, and an average value thereof is taken. Then, an X-ray dose ratio r is obtained from the average value of these ratios, and X-rays from the X-ray focal point 21f in the channel direction are referenced with reference to a function table T1 representing the correspondence between the X-ray dose ratio r and the X-ray irradiation angle θ. An irradiation angle θ is obtained. If it does in this way, the noise component contained in the detection data of an X-ray detection element can be reduced, and the influence by the variation in the installation precision of a collimator board can be reduced. The plurality of special structure portions 35 may be formed at one end in the channel direction of the X-ray detector 24 or may be formed separately at both ends.

また例えば、本実施形態では、特殊構造部分における第１および第２のＸ線検出素子のＸ線量比ｒとＸ線照射角度θとの対応関係を表す関数テーブルＴ１を求めておき、実測した検出信号値比からＸ線量比ｒを求め、関数テーブルＴ１を参照して、Ｘ線照射角度θを求めているが、もちろん別の方法で求めてもよい。例えば、第１および第２のＸ線検出素子の検出信号値のバランスを表す何らかの特徴量からＸ線照射角度θを直接的または間接的に求める方法を用いてもよい。   Further, for example, in the present embodiment, a function table T1 representing the correspondence relationship between the X-ray dose ratio r of the first and second X-ray detection elements and the X-ray irradiation angle θ in the special structure portion is obtained, and the measured detection is performed. The X-ray dose ratio r is obtained from the signal value ratio, and the X-ray irradiation angle θ is obtained with reference to the function table T1, but of course, it may be obtained by another method. For example, a method may be used in which the X-ray irradiation angle θ is obtained directly or indirectly from some feature quantity representing the balance of detection signal values of the first and second X-ray detection elements.

また例えば、本実施形態では、コリメータ板２７１をチャネル方向に配列し、特殊構造部分３５におけるチャネル方向に隣接するＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出信号値を基にＸ線管２１のチャネル方向におけるＸ線焦点の移動を検出し、この焦点移動によるＸ線投影データの変動を補正しているが、これと同様の構成を、列方向に対して適用することもできる。あるいは、チャネル方向および列方向に対して同時に適用することもできる。   Further, for example, in this embodiment, the collimator plates 271 are arranged in the channel direction, and based on the detection signal values of the X-ray detection elements 241a and 241b adjacent to the channel direction in the special structure portion 35 in the channel direction of the X-ray tube 21. Although the movement of the X-ray focal point is detected and the fluctuation of the X-ray projection data due to the focal movement is corrected, the same configuration can be applied to the column direction. Alternatively, it can be applied simultaneously to the channel direction and the column direction.

また例えば、本実施形態では、特殊構造部分３５における第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出データを、被検体の本スキャンにより得られたＸ線投影データから得、これを用いてＸ線焦点の移動を検出しているが、本スキャンとは異なるスキャン、例えば本スキャン前のエア・キャリブレーションのためのスキャンを行う際に、特殊構造部分３５における第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出データを取得しておき、これを用いてＸ線焦点の移動を検出してもよい。Ｘ線焦点は、概して時間的に緩やかに移動する場合が多いので、補正に用いる第１および第２のＸ線検出素子２４１ａ，２４１ｂの検出データを取得するタイミングと、画像再構成に用いるＸ線投影データを取得するタイミングとが多少ずれていても、Ｘ線投影データの補正は十分可能である。また、エア・キャリブレーションのためのスキャンの場合、撮影空間に被検体が載置されていないので、散乱線による検出データへの影響を防ぐことができるという利点もある。   Further, for example, in the present embodiment, the detection data of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b in the special structure portion 35 is obtained from the X-ray projection data obtained by the main scan of the subject, and this is used. However, when a scan different from the main scan, for example, a scan for air calibration before the main scan, is performed, the first and second X-rays in the special structure portion 35 are detected. Detection data of the line detection elements 241a and 241b may be acquired and the movement of the X-ray focal point may be detected using this. Since the X-ray focal point generally moves slowly with time, the timing for acquiring detection data of the first and second X-ray detection elements 241a and 241b used for correction and the X-ray used for image reconstruction. Even if the timing for acquiring the projection data is slightly different from that of the projection data, the correction of the X-ray projection data is sufficiently possible. In the case of a scan for air calibration, there is also an advantage that the influence of the scattered radiation on the detection data can be prevented because the subject is not placed in the imaging space.

また例えば、本実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置であるが、発明は、Ｘ線ＣＴ装置とＰＥＴまたはＳＰＥＣＴとを組み合わせたＰＥＴ−ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置などにも適用可能である。
In addition, for example, the present embodiment is an X-ray CT apparatus, but the invention can also be applied to a PET-CT apparatus, a SPECT-CT apparatus, or the like that combines an X-ray CT apparatus and PET or SPECT.

１ 操作コンソール
２ 入力装置
３ 中央処理装置
５ データ収集バッファ
６ モニタ
７ 記憶装置
１０ 撮影テーブル
１２ クレードル
１５ 回転部
２０ 走査ガントリ
２１ Ｘ線管
２２ Ｘ線コントローラ
２３ アパーチャ
２４ Ｘ線検出器
２４１ Ｘ線検出素子
２４１ａ 第１のＸ線検出素子
２４１ｂ 第２のＸ線検出素子
２５ ＤＡＳ
２６ 回転部コントローラ
２７ コリメータ
２７１ コリメータ板
２７１ａ 第１のコリメータ板
２９ 制御コントローラ
３０ スリップリング
３５ 特殊構造部分
４０ 被検体
８１ Ｘ線
１００ Ｘ線ＣＴ装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Operation console 2 Input device 3 Central processing unit 5 Data collection buffer 6 Monitor 7 Storage device 10 Imaging table 12 Cradle 15 Rotating part 20 Scanning gantry 21 X-ray tube 22 X-ray controller 23 Aperture 24 X-ray detector 241 X-ray detection element 241a First X-ray detection element 241b Second X-ray detection element 25 DAS
DESCRIPTION OF SYMBOLS 26 Rotation part controller 27 Collimator 271 Collimator board 271a 1st collimator board 29 Control controller 30 Slip ring 35 Special structure part 40 Subject 81 X-ray 100 X-ray CT apparatus

Claims (6)

Ｘ線源と、前記Ｘ線源と対向して配置されており、少なくともチャネル方向に配列された複数のＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出素子をチャネル方向に区分するよう設けられた複数のコリメータ板とを有するＸ線検出部と、前記Ｘ線源およびＸ線検出部を用いて撮影対象のＸ線投影データを収集するデータ収集手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線検出部は、チャネル方向に互いに隣接する第１および第２のＸ線検出素子において、該第１および第２のＸ線検出素子の境界と、前記第１のＸ線検出素子のチャネル方向における該境界とは反対側の一端と、前記第２のＸ線検出素子のチャネル方向における該境界とは反対側の一端とのうち該境界にのみコリメータ板が設けられた構造部分を有しており、
前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線源のチャネル方向におけるＸ線焦点の移動によるＸ線投影データの変動を補正する補正手段を備えており、
前記Ｘ線検出部は、該Ｘ線検出部のチャネル方向の端部に前記構造部分を有しており、該Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分に、Ｘ線検出素子をチャネル方向に１つずつ区分するようコリメータ板が設けられているＸ線ＣＴ装置。 An X-ray source, a plurality of X-ray detection elements arranged at least in the channel direction, and a plurality of X-ray detection elements arranged to divide the X-ray detection elements in the channel direction An X-ray CT apparatus comprising: an X-ray detection unit having a collimator plate; and data collection means for collecting X-ray projection data to be imaged using the X-ray source and the X-ray detection unit,
In the first and second X-ray detection elements adjacent to each other in the channel direction, the X-ray detection unit includes a boundary between the first and second X-ray detection elements and a channel of the first X-ray detection element A structure portion in which a collimator plate is provided only at the boundary of one end of the second X-ray detection element opposite to the boundary and one end of the second X-ray detection element opposite to the boundary in the channel direction. And
Correction means for correcting fluctuations in X-ray projection data due to movement of an X-ray focal point in the channel direction of the X-ray source based on outputs of the first and second X-ray detection elements ;
The X-ray detection unit has the structure portion at an end portion in the channel direction of the X-ray detection unit, and an X-ray detection element is placed in a channel direction in a portion different from the structure portion of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus in which a collimator plate is provided so as to be divided one by one . 前記Ｘ線検出部は、該Ｘ線検出部のチャネル方向における互いに異なる複数の位置に前記構造部分をそれぞれ有しており、
前記補正手段は、前記構造部分の各々における前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray detector has the structure portion at a plurality of different positions in the channel direction of the X-ray detector,
2. The X-ray CT apparatus according to claim 1 , wherein the correction unit corrects the X-ray projection data based on outputs of the first and second X-ray detection elements in each of the structural portions. Ｘ線源と、前記Ｘ線源と対向して配置されており、チャネル方向および列方向に配列された複数のＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出素子を列方向に区分するよう設けられた複数のコリメータ板と有するＸ線検出部と、前記Ｘ線源およびＸ線検出部を用いて撮影対象のＸ線投影データを収集するデータ収集手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線検出部は、列方向に互いに隣接する第１および第２のＸ線検出素子において、該第１および第２のＸ線検出素子の境界と、前記第１のＸ線検出素子の列方向における該境界とは反対側の一端と、前記第２のＸ線検出素子の列方向における該境界とは反対側の一端とのうち該境界にのみコリメータ板が設けられた構造部分を有しており、
前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線源の列方向におけるＸ線焦点の移動によるＸ線投影データの変動を補正する補正手段を備えており、
前記Ｘ線検出部は、該Ｘ線検出部のチャネル方向の端部に前記構造部分を有しており、該Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分に、Ｘ線検出素子を列方向に１つずつ区分するようコリメータ板が設けられているＸ線ＣＴ装置。 An X-ray source, a plurality of X-ray detection elements arranged in a channel direction and a column direction, arranged to face the X-ray source, and provided to partition the X-ray detection elements in the column direction An X-ray CT apparatus comprising: an X-ray detection unit having a plurality of collimator plates; and a data collection unit that collects X-ray projection data to be imaged using the X-ray source and the X-ray detection unit,
In the first and second X-ray detection elements adjacent to each other in the column direction, the X-ray detection unit includes a boundary between the first and second X-ray detection elements and a column of the first X-ray detection elements. A structure portion in which a collimator plate is provided only at the boundary of one end opposite to the boundary in the direction and one end opposite to the boundary in the column direction of the second X-ray detection element. And
Correction means for correcting fluctuations in X-ray projection data due to movement of the X-ray focal point in the column direction of the X-ray source based on the outputs of the first and second X-ray detection elements ;
The X-ray detection unit has the structure portion at an end portion in the channel direction of the X-ray detection unit, and X-ray detection elements are arranged in a column direction in a portion different from the structure portion of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus in which a collimator plate is provided so as to be divided one by one . 前記Ｘ線検出部は、該Ｘ線検出部の列方向における互いに異なる複数の位置に前記構造部分をそれぞれ有しており、
前記補正手段は、前記構造部分の各々における前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray detection unit has the structure portion at a plurality of different positions in the column direction of the X-ray detection unit,
The X-ray CT apparatus according to claim 3 , wherein the correction unit corrects the X-ray projection data based on outputs of the first and second X-ray detection elements in each of the structural portions. 前記Ｘ線検出部の前記構造部分とは異なる部分におけるＸ線検出素子ごとに、前記第１および第２のＸ線検出素子の出力に基づいて特定される前記Ｘ線源のＸ線焦点の位置と、該Ｘ線検出素子の検出データに適用する補正係数との対応関係を表す情報を記憶する記憶手段をさらに備えており、
前記補正手段は、Ｘ線検出素子の検出データを、該Ｘ線検出素子の前記対応関係において前記特定される前記Ｘ線源のＸ線焦点の位置に対応する補正係数を用いて補正する請求項１から請求項４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。 The position of the X-ray focal point of the X-ray source specified based on the outputs of the first and second X-ray detection elements for each X-ray detection element in a part different from the structural part of the X-ray detection unit And storage means for storing information representing a correspondence relationship between the correction coefficient applied to the detection data of the X-ray detection element,
The correction means corrects detection data of an X-ray detection element using a correction coefficient corresponding to a position of an X-ray focal point of the X-ray source specified in the correspondence relationship of the X-ray detection element. The X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 4 . 前記補正手段は、前記第１のＸ線検出素子の出力と前記第２のＸ線検出素子の出力とのバランスを表す特徴量に基づいて、前記Ｘ線投影データを補正する請求項１から請求項５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。 The said correction | amendment means correct | amends the said X-ray projection data based on the feature-value showing the balance of the output of a said 1st X-ray detection element, and the output of a said 2nd X-ray detection element. Item 6. The X-ray CT apparatus according to any one of Items 5 to 6.

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