JP4549522B2

JP4549522B2 - X-ray CT apparatus and X-ray fluoroscopic inspection apparatus

Info

Publication number: JP4549522B2
Application number: JP2000380794A
Authority: JP
Inventors: 明彦西出
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-12-14
Filing date: 2000-12-14
Publication date: 2010-09-22
Anticipated expiration: 2020-12-14
Also published as: JP2002186610A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ＣＴ装置及びＸ線透視検査装置に関し、更に詳しくは、被検体を挟んで相対向するＸ線管及びＸ線検出器を備え、該Ｘ線検出器から収集した投影データに基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置並びに同投影データに基づき被検体の透視検査を行なうＸ線透視検査装置に関する。
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体の断層面をＸ線透視した全方向（全ビュー）からの各投影データ（ラインデータ）を注目する各点につき全方向から重ね合わせる（バックプロジェクションする）ことでＣＴ断層像を再構成する基本原理に基づいている。従って、画像再構成の際には全ビューのラインデータを全方向から正確にバックプロジェクションする必要がある。
【０００３】
また、ラインセンサ型のＸ線透視検査装置（ラインセンサ型Ｘ線ＴＶ装置等）では、ラインセンサで得た各投影データ（ラインデータ）を２次元的に並べて透視画像の２次元解析を行なっており、もし１ライン（１ビュー）でも投影データがずれると、画像が検出器ラインと垂直な方向に不連続となり、自動画像認識を行なっている場合は、欠陥部誤検出の恐れがある。従って、上記いずれの場合もラインデータが正確に収集され、かつ蓄積される必要がある。
【０００４】
【従来の技術】
図７，図８は従来技術を説明する図（１），（２）で、図７は従来のＸ線ＣＴ装置の要部構成図を示している。図において、３０はＸ線ファンビームにより被検体のアキシャル（Ａxial）／ヘリカル（Ｈerical）スキャン・読取を行う走査ガントリ、４０は回転陽極型のＸ線管、５０はＸ線の体（ｚ）軸方向の曝射範囲を制限するコリメータ、１００は被検体、２０は被検体１００を載せて体軸方向に移動させる撮影テーブル、７０は多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出器素子が円弧状の例えば一列に配列されているＸ線検出器（シングルディテクタ）、８０'はＸ線検出器７０の検出信号から投影データを生成・収集するデータ収集部（ＤＡＳ）、１０はユーザが操作する遠隔の操作コンソール、１５’はデータ収集部８０’からの投影データを蓄積するデータ収集バッファ、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像再構成処理等）を行う中央処理装置である。なお、図中の（ｘ，ｙ，ｚ）は装置に固定された直交座標系、（Ｘ，Ｙ，Ｚ）はＸ線検出系（走査ガントリ３０）に固定された直交座標系を夫々表す。ここで、ｚ＝Ｚである。
【０００５】
動作の概要を言うと、Ｘ線管４０からのＸ線ファンビームは被検体１００を透過して対向するＸ線検出器７０に一斉に入射する。データ収集部８０’はＸ線検出器７０の各検出信号を積分及びＡ／Ｄ変換して投影データｇ(Ｘ，θ)を生成し、これらを収集する。ここで、ＸはＸ線検出器７０のチャネル（ＣＨ）方向の座標（１〜ｎ）、θは走査ガントリ３０の回転角（ビュー角）を夫々表す。更に、走査ガントリ３０が僅かに回転した各ビューで上記同様の投影を行い、こうして走査ガントリ１回転分（１０００ビュー程度）の投影データを収集し、これらをケーブル２２を介して遠隔のデータ収集バッファ１５’に蓄積する。更に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル２０を体軸方向に間欠的／連続的に移動させ、こうして所要撮像領域についての全投影データを収集し、蓄積する。そして、中央処理装置１１は、得られた全投影データに基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成（Back Projection）し、不図示の表示装置に表示する。
【０００６】
図８（Ａ）に上記投影処理のイメージ図を示す。今、走査ガントリ３０の回転角＝θ_iとすると、被検体１００のＸ線吸収係数分布ｆ(ｘ，ｙ）についての投影データg(Ｘ，θ_i)は（１）式で与えられる。
【０００７】
【数１】

【０００８】
走査ガントリ３０の回転角＝θ_jとする時の投影データg(Ｘ，θ_j)についても同様である。
【０００９】
図８（Ｂ）に上記逆投影処理のイメージ図を示す。逆投影処理は、被検体１００上の着目点(ｘ，ｙ)を通過する全投影データg(Ｘ，θ)を全方向から逆投影し、これらを重ね合わせることでＸ線吸収係数分布ｐ(ｘ，ｙ）｛≒ｆ(ｘ，ｙ）｝を推定する。即ち、この逆投影法により再構成される着目点(ｘ，ｙ)の断層像は（２）式で与えられる。
【００１０】
【数２】

【００１１】
従って、正しい再構成画像を得るためには、全ビューのラインデータg(Ｘ，θ)を全方向から正確にバックプロジェクションする必要がある。
【００１２】
図７に戻り、挿入図（ａ）に従来のデータ収集部８０’とデータ収集バッファ１５’間におけるデータ転送・蓄積方式のタイミングチャートを示す。従来は、１トータルスキャン分又はガントリ１回転分の全投影データＳＤＴをクロック信号ＤＣＫに同期させて一挙（バースト的）に転送していた。
【００１３】
挿入図（ｂ）にデータ収集バッファ１５’における投影データＳＤＴの記憶態様を示す。上記データ転送・蓄積が正しく行われた場合は、図示の如く、中央処理装置１１は１ライン（１ビュー）当たりのアドレス間隔から各ラインデータｉ，ｊ等の先頭アドレスを正しく認識可能であり、よって全ラインデータを全方向から正しくバックプロジェクションできる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
しかるに、高エネルギーのＸ線を曝射するようなＸ線ＣＴ装置では、所謂Ｘ線放電等によるノイズの発生も少なくなく、このために上記データ収集・蓄積動作に少なからず悪影響を与える。
【００１５】
挿入図（ｃ）はデータ転送途中のクロック信号ＤＣＫの一部がノイズ等により失われた場合を示している。例えばビューｋのクロック信号ＤＣＫの一部が途中で失われると、続くビュー（ｋ＋１）以降の各ラインデータは図示の如く夫々詰まった位相で蓄積されてしまい、この場合の中央処理装置１１は、位相のずれたラインデータを抽出して全方向からバックプロジェクションを行うことになる。
その結果、図８（Ｂ）に示す如く、例えばビューｊの投影データｇ（Ｘ，θ_j）はＸ軸（矢印ａ）方向にずれた位相で逆投影されることとなり、アーチファクトの原因（最悪の場合は撮影のやり直し）となっていた。また、図示しないが、逆にクロック信号ＤＣＫの一部がノイズ等により増える場合もあり、この場合も上記同様の結果となっていた。
【００１６】
なお、上記の問題は、ラインセンサ型のＸ線透視検査装置でも同様に発生し、もし途中で１ライン（１ビュー）でも投影データがずれると、各ラインデータの並び方は、例えば図７（ｃ）に示す如くなってしまい、画像の２次元解析を誤ってしまうことになる。
【００１７】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、被検体の投影データを高信頼性で収集・蓄積可能なＸ線ＣＴ装置及びＸ線透視検査装置を提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（１）のＸ線ＣＴ装置は、被検体１００を挟んで相対向するＸ線管４０及びＸ線検出器７０を備え、該Ｘ線検出器から収集した投影データに基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器７０の各検出信号を積分・Ａ／Ｄ変換して各対応する投影データを生成し、これらを収集・送出するデータ収集手段１と、データ収集手段から送られる投影データをメモリに記憶するデータ蓄積手段２とを備え、前記データ収集手段１は１ビュー毎の投影データ（ラインデータ）を識別可能なビューゲート信号に基づいて、各ビューの開始信号又は終了信号を送出すると共に、前記データ蓄積手段２は受信した前記各ビューの開始信号又は終了信号に基づきメモリの次の記憶開始アドレスを所定のアドレスに更新するものである。
【００１９】
図１において、データ収集手段１は１ビュー当たりの各投影データ（ラインデータ）を識別可能なタイミング信号ＶＧを送出すると共に、データ蓄積手段２は受信したタイミング信号ＶＧ（例えばＶＧの各立ち上がり）に基づきメモリの次の記憶開始アドレスを各所定のアドレスＶＡＤ１，ＶＡＤ２，ＶＡＤ３，…等に更新する。
【００２０】
従って、例えばビュー２のデータ転送途中にクロック信号ＤＣＫの一部が失われたとしても、続くビュー３の投影データは、これとは関係無く該ビュー３の記憶開始アドレスＶＡＤ３からデータ書込を開始されるため、従来のような蓄積投影データの位相ずれは生じ得ない。又はビュー２のデータ転送途中にクロック信号ＤＣＫの一部が増えたとしても、続くビュー３の投影データは、これとは関係無く該ビュー３の記憶開始アドレスＶＡＤ３から上書きされるため、従来のような蓄積投影データの位相ずれは生じ得ない。従って、本発明（１）によれば、被検体の投影データを高信頼性で収集・蓄積可能となる。
【００２１】
また本発明（２）のＸ線透視検査装置は、被検体を挟んで相対向するＸ線管及びＸ線検出器を備え、該Ｘ線検出器から収集した投影データに基づき被検体の透視検査を行なうＸ線透視検査装置において、Ｘ線検出器の各検出信号を積分・Ａ／Ｄ変換して各対応する投影データを生成し、これらを収集・送出するデータ収集手段と、データ収集手段から送られる投影データをメモリに記憶するデータ蓄積手段とを備え、前記データ収集手段は１ビュー当たりの投影データを識別可能なビューゲート信号に基づいて、各ビューの開始信号又は終了信号を送出すると共に、前記データ蓄積手段は受信した前記各ビューの開始信号又は終了信号に基づきメモリの次の記憶開始アドレスを所定のアドレスに更新するものである。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で、本発明に係るラインデータ収集・蓄積方式のＸ線ＣＴ装置への適用例を示している。図において、１０は操作コンソール、２０は撮影テーブル、３０は走査ガントリである。
【００２３】
走査ガントリ３０において、４０は回転陽極型のＸ線管、４１はＸ線管４０の管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，曝射時間Ｓｅｃ等を制御するＸ線制御部、５０はＸ線の体軸方向の曝射範囲を制限するコリメータ、５１はコリメータ制御部、７０は多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出器が円弧状の例えば一列に配列されているＸ線検出器、８０はＸ線検出器の検出データ（投影データ）を生成・収集するデータ収集部（図１のデータ収集手段１に相当）、６０は走査ガントリ３０を被検体体軸の回りに回転させる回転制御部である。
【００２４】
操作コンソール１０において、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン計画処理，スキャン制御，ＣＴ断層像再構成処理等）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用する主メモリ（ＭＥＭ）、１２はキーボードやマウス等を含む入力装置、１３はスキャン計画画面やスキャン結果のＣＴ断層像等を表示するための表示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ３０や撮影テーブル２０との間で制御信号Ｃやモニタ信号ＳＤのやり取りを行う制御インタフェース、１５はデータ収集部８０からの投影データを蓄積するデータ収集バッファ（図１のデータ蓄積手段２に相当）、１６はＸ線ＣＴ装置の運用に必要な各種データやアプリケーションプログラム等を記憶している二次記憶装置（ディスク等）、１７はＣＰＵ１１ａの共通バス（ＣＢ）である。
【００２５】
図３は実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の構成を示す図で、図において、８０はデータ収集部、８１₁〜８１ｎはミラータイプの積分器、ＳＨ１〜ＳＨｎはサンプルホールド回路、８２は信号マルチプレクサ（ＭＰＸ）、８３はＡ／Ｄ変換器、８４はタイミング生成部（ＴＧ）、８５は後述のデータ収集バッファ１５に接続するインタフェース（ＤＡＳＩＦ）、２２は接続ケーブル、１５はデータ収集バッファ、９１は投影データを一時的に記憶するためのＲＡＭ、９２は後述のビューカウンタＶＣＴＲのビュー番号をＲＡＭ９１の記憶開始アドレス（上位ビット）に変換するためのＲＯＭ、９３はの加算器、９４はＣＰＵ１１ａの共通バスＣＢに接続するインタフェース（ＣＢＩＦ）、ＥＤはエッジ検出部、ＦＦはフリップフロップ、ＡはＡＮＤゲート回路、ＶＣＴＲはビューカウンタ、ＤＣＴＲはデータカウンタである。
【００２６】
データ収集部８０において、不図示のＸ線管４０からのファンビームは被検体１００を透過してＸ線検出器７０に一斉に入射する。今、チャネルＣＨ１の信号検出処理に着目すると、Ｘ線検出器は入射Ｘ線ビーム強度に応じた電流信号を出力し、積分器８１₁ は入力の電流信号を所定時間積分し、サンプルホールド回路ＳＨ１はその出力を所定のタイミングでサンプルホールドする。他のチャネルＣＨ２〜ＣＨｎの各信号検出処理についても同様である。
【００２７】
更に、信号マルチプレクサ８２はサンプルホールド回路ＳＨ１〜ＳＨｎの各サンプル出力を高速でスキャンし、Ａ／Ｄ変換器８３は信号マルチプレクサ８２の各出力を高速でＡ／Ｄ変換する。こうして得られた一連の投影データは所定のフレーム転送フォーマットでデータ収集バッファ１５に転送される。
【００２８】
図４に一例のフレーム転送フォーマットを示す。ここで、信号ＳＧはスキャンゲート信号であり、被検体１００の全投影データを転送する間（例えばスキャン開始からスキャン終了までの間）ＯＮの信号である。また信号ＶＧはビューゲート信号であり、ビュー毎の投影データ転送に同期してＯＮとなる信号である。ビュー毎とは、アキシャル／ヘリカルスキャンの場合は走査ガントリ３０の単位回転角度（即ち、ラインデータ）毎を意味し、また走査ガントリ３０の回転を固定して行うスカウトスキャンでは体軸方向の単位ピッチ（即ち、ラインデータ）毎を意味する。更に、信号ＳＤＴは投影データの信号、また信号ＣＬＫは投影データをサンプリングするためのクロック信号である。
【００２９】
図３に戻り、上記各信号はケーブル２２を介し、遠隔のデータ収集バッファ１５に転送される。データ収集バッファ１５において、エッジ検出部ＥＤ１はスキャンゲート信号ＳＧの立ち上がりを検出してスキャン開始パルスＳＰを生成し、またエッジ検出部ＥＤ２は各ビューゲート信号ＶＧの立ち上がりを検出してビュー開始パルスＶＰを生成する。
【００３０】
更に、ビューカウンタＶＣＴＲはスキャン開始パルスＳＰによりリセット（初期化）され、その後は各ビュー開始パルスＶＰによりカウントアップされる。そして、そのカウント出力はＲＯＭ９２で各ビュー番号対応のデータ書込開始上位アドレスＶＡＤに変換される。一方、データカウンタＤＣＴＲは各ビュー開始パルスＶＰによりリセット（初期化）され、その後は各クロック信号ＤＣＫによりカウントアップされ、データ書込のための下位アドレスＤＡＤを生成する。上記上位アドレスＶＡＤと下位アドレスＤＡＤとは加算器９３で加算され、ＲＡＭ９１のアドレス端子ＷＡＤに加えられる。そして、入力の各投影データＳＤＴは入力の各クロック信号ＤＣＫによりＲＡＭ９１に順次書き込まれる。更に、このＲＡＭ９１の蓄積データは、インタフェース９４を介してＣＰＵ１１ａにより読み出される。
【００３１】
図４は実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の動作タイミングチャートで、上記図３の構成に対応する動作を示している。ビューカウンタＶＣＴＲはスキャン開始パルスＳＰによりＶＣＴＲ＝０にリセットされ、その後は各ビュー開始パルスＶＰによりＶＣＴＲ＝１〜ｍとカウントアップされる。これに伴いデータ書込開始上位アドレスＶＡＤ＝ＶＡＤ０〜ＶＡＤｍに更新される。
【００３２】
この場合に、今、ビュー２でクロック信号ＤＣＫａの一部が図示の如く欠けたとすると、データカウンタＤＣＴＲのカウント出力ＤＡＤがショートする結果、そのデータ書込アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ２＋ＤＡＤ）はビュー２の最終書込アドレスにまで到達し得ない。しかし、本実施の形態によれば、続くビュー３の書込開始上位アドレスは、このような障害のあるクロック信号ＤＣＫａとは関係無く、ビュー３の開始パルスＶＰによりＶＡＤ３に更新（初期化）される結果、ビュー３のデータは該ビュー３の書込開始アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ３＋０）から正しくデータ書込開始される。
【００３３】
又は、ビュー２でクロック信号ＤＣＫｂの一部が図示の如く増加したとすると、データカウンタＤＣＴＲのカウント出力ＤＡＤがオーバーする結果、そのデータ書込アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ２＋ＤＡＤ）は次のビュー３の書込アドレスにまで食い込んでしまう。しかし、本実施の形態によれば、続くビュー３の書込開始上位アドレスは、このような障害のあるクロック信号ＤＣＫｂとは関係無く、ビュー３の開始パルスＶＰによりＶＡＤ３に更新（初期化）される結果、ビュー３のデータは該ビュー３の書込開始アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ３＋０）から正しく上書きされる。
【００３４】
図５は他の実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の動作タイミングチャートで、各ビューのデータ書込開始上位アドレスＶＡＤをビューゲート信号ＶＧの各立下りエッジに同期して更新する場合を示している。なお、その構成を図示しないが、図５のタイミングチャートから容易に実現できる。図５において、ビューカウンタＶＣＴＲはスキャン開始パルスＳＰによりＶＣＴＲ＝０にリセットされ、その後はビューゲート信号ＶＧの各立下りエッジを検出した各ビュー終了パルスＶＰによりＶＣＴＲ＝１〜ｍとカウントアップされる。これに伴いデータ書込開始上位アドレスＶＡＤ＝ＶＡＤ０〜ＶＡＤｍに更新される。
【００３５】
この場合に、今、ビュー２でクロック信号ＤＣＫａの一部が図示の如く欠けたとすると、データカウンタＤＣＴＲのカウント出力ＤＡＤがショートする結果、そのデータ書込アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ１＋ＤＡＤ）はビュー２の最終書込アドレスにまで到達し得ない。しかし、本実施の形態によれば、続くビュー３の書込開始上位アドレスは、このような障害のあるクロック信号ＤＣＫａとは関係無く、ビュー２の終了パルスＶＰによりＶＡＤ２に更新（初期化）される結果、ビュー３のデータは該ビュー３の書込開始アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ２＋０）から正しくデータ書込開始される。
【００３６】
又は、ビュー２でクロック信号ＤＣＫｂの一部が図示の如く増加したとすると、データカウンタＤＣＴＲのカウント出力ＤＡＤがオーバーする結果、そのデータ書込アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ１＋ＤＡＤ）は次のビュー３の書込アドレスにまで食い込んでしまう。しかし、本実施の形態によれば、続くビュー３の書込開始上位アドレスは、このような障害のあるクロック信号ＤＣＫｂとは関係無く、ビュー２の終了パルスＶＰによりＶＡＤ２に更新（初期化）される結果、ビュー３のデータは該ビュー３の書込開始アドレスＷＡＤ（＝ＶＡＤ２＋０）から正しく上書きされる。従って、本実施の形態によれば、被検体１００の投影データを高信頼性で収集・蓄積可能となる。
【００３７】
図６は実施の形態によるラインセンサ型Ｘ線ＴＶ装置（Ｘ線透視検査装置）の要部構成図で、本発明に係るラインデータ収集・蓄積方式のラインセンサ型Ｘ線ＴＶ装置への適用例を示している。図において、Ｘ線管４０からのＸ線ファンビームＸＬＦＢはベルトコンベア２００等により一定速度で搬送される検査対象物（被検体）１００’を透過して対向するＸ線検出器７０に一斉に入射する。データ収集部８０はＸ線検出器７０の各検出信号を積分及びＡ／Ｄ変換して投影データｇ（Ｘ，θ)を生成し、これらを収集する。ここで、ＸはＸ線検出器７０のチャネル（ＣＨ）方向の座標、θはビュー角（撮影中は固定）を夫々表す。更に、被検体１００’が僅かに搬送された各ビューで上記同様の投影を行い、こうして被検体１００’についての各ラインデータを収集し、これらをデータ収集バッファ１５に蓄積する。
【００３８】
このデータ収集部８０及びデータ収集バッファ１５は、例えば上記図３に示した如く構成されており、よってＸ線曝射に起因する放電ノイズ等が発生しても、データ収集バッファ１５における各蓄積ラインデータの間に位相のずれは生じ得ない。従って、本実施の形態においても、検査対象物（被検体）１００’の投影データを高信頼性で収集・蓄積可能となる。
【００３９】
更に、ＣＰＵ（不図示）により構成される画像処理装置１１０は、データ収集バッファ１５の蓄積データをもとに被検体１００’の透視映像をＴＶモニタ１１１に表示すると共に、該蓄積データをもとに透視映像の画像解析をリアルタイムに行う。そして、自動判定部１１２は、画像処理装置１１０による画像解析結果の特徴情報と本装置が予め保持する欠陥部等の特徴情報とを比較し、欠陥の存在が認識された場合は、その旨を警報発生部１１３にリアルタイムで出力する。
【００４０】
なお、上記実施の形態ではＸ線の一列検出器７０を備えるＸ線ＣＴ装置やＸ線透視検査装置への適用例を述べたが、これに限らない。本発明は多数のＸ線検出器が円弧状の複数列に配列されている多列検出器を備えるＸ線ＣＴ装置やＸ線透視検査装置にも適用できる。
【００４１】
また、上記実施の形態において、ケーブル２２に転送されるデータＳＤＴはビットシリアルでも、ビットパラレルでも良い。いずれにしても、必要ならシリアル−パラレル変換器、パラレルーシリアル変換器が設けられる。またケーブル２２の素材は、ツイスト線や同軸ケーブルの他、光ファイバでも良い。
【００４２】
また、上記本発明に好適なる複数の実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が行えることは言うまでも無い。
【００４３】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、被検体の投影データを高信頼性で収集・蓄積可能となり、よって被検体のＣＴ断層像を正しく再生できる。又は被検体（検査対象物）の透視検査（画像解析）を正しく行える。従って、Ｘ線ＣＴ装置並びにＸ線透視検査装置の信頼性向上に寄与するところが極めて大きい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図である。
【図３】実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の構成を示す図である。
【図４】実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の動作タイミングチャートである。
【図５】他の実施の形態によるデータ収集・蓄積方式の動作タイミングチャートである。
【図６】実施の形態によるラインセンサ型Ｘ線ＴＶ装置の要部構成図である。
【図７】従来技術を説明する図（１）である。
【図８】従来技術を説明する図（２）である。
【符号の説明】
１５データ収集バッファ
２２接続ケーブル
８０データ収集部（ＤＡＳ）
８１₁〜８１ｎ積分器
８２信号マルチプレクサ（ＭＰＸ）
８３Ａ／Ｄ変換器
８４タイミング生成部（ＴＧ）
８５インタフェース（ＤＡＳＩＦ）
９１ＲＡＭ
９２ＲＯＭ
９３加算器
９４インタフェース（ＣＢＩＦ）
ＡＡＮＤゲート回路
ＤＣＴＲデータカウンタ
ＥＤエッジ検出部
ＦＦフリップフロップ
ＳＨ１〜ＳＨｎサンプルホールド回路
ＶＣＴＲビューカウンタ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus and an X-ray fluoroscopic examination apparatus. More specifically, the present invention includes an X-ray tube and an X-ray detector that face each other with a subject interposed therebetween, and is based on projection data collected from the X-ray detector. The present invention relates to an X-ray CT apparatus for reconstructing a CT tomogram of a subject and an X-ray fluoroscopic examination apparatus for performing a fluoroscopic examination of a subject based on the projection data.
[0002]
The X-ray CT apparatus superimposes (back-projects) the projection data (line data) from all directions (all views) obtained by X-raying the tomographic plane of the subject from all directions (back projection). Based on the basic principle of reconstructing tomographic images. Therefore, when reconstructing an image, it is necessary to accurately back-project line data of all views from all directions.
[0003]
Further, in a line sensor type X-ray fluoroscopic inspection apparatus (line sensor type X-ray TV apparatus or the like), each projection data (line data) obtained by the line sensor is two-dimensionally arranged to perform a two-dimensional analysis of the fluoroscopic image. If even one line (one view) shifts the projection data, the image becomes discontinuous in the direction perpendicular to the detector line, and if automatic image recognition is performed, there is a risk of erroneous detection of a defective part. Therefore, in any of the above cases, the line data needs to be collected and accumulated accurately.
[0004]
[Prior art]
FIGS. 7 and 8 are views (1) and (2) for explaining the prior art, and FIG. 7 shows a configuration diagram of a main part of a conventional X-ray CT apparatus. In the figure, reference numeral 30 denotes a scanning gantry for performing an axial / helical scanning / reading of an object by an X-ray fan beam, 40 a rotary anode X-ray tube, and 50 a body (z) axis of the X-ray. Collimator that limits the exposure range in the direction, 100 is a subject, 20 is an imaging table on which the subject 100 is placed and moved in the body axis direction, and 70 is a large number (n = 1000) of X-ray detector elements in an arc shape X-ray detectors (single detectors) arranged in a row, for example, 80 'is a data collection unit (DAS) that generates and collects projection data from detection signals of the

X-ray detector

70, and 10 is a remote operated by the user 15 'is a data collection buffer for storing projection data from the data collection unit 80', and 11 is a main control / process (scan control, CT tomographic reconstruction process, etc.) of the X-ray CT apparatus. It is a central processing unit that performs. In the figure, (x, y, z) represents an orthogonal coordinate system fixed to the apparatus, and (X, Y, Z) represents an orthogonal coordinate system fixed to the X-ray detection system (scanning gantry 30). Here, z = Z.
[0005]
In summary, the X-ray fan beam from the X-ray tube 40 passes through the subject 100 and enters the opposing X-ray detector 70 all at once. The data collection unit 80 ′ integrates and A / D converts each detection signal of the X-ray detector 70 to generate projection data g (X, θ), and collects these. Here, X represents the coordinates (1 to n) of the X-ray detector 70 in the channel (CH) direction, and θ represents the rotation angle (view angle) of the scanning gantry 30. Further, projection similar to the above is performed for each view in which the scanning gantry 30 is slightly rotated, and thus projection data for one rotation of the scanning gantry (about 1000 views) is collected, and these are collected via a cable 22 to a remote data collection buffer. Accumulate at 15 '. Further, the imaging table 20 is moved intermittently / continuously in the body axis direction according to the axial / helical scanning method, and thus all projection data for the required imaging area is collected and stored. Then, the central processing unit 11 reconstructs (Back Projection) the CT tomographic image of the subject 100 based on the obtained all projection data and displays it on a display device (not shown).
[0006]
FIG. 8A shows an image diagram of the projection processing. Now, assuming that the rotation angle of the scanning gantry 30 = θ _i , projection data g (X, θ _i ) for the X-ray absorption coefficient distribution f (x, y) of the subject 100 is given by equation (1).
[0007]
[Expression 1]

[0008]
Projection data g (X, θ _j) when a rotation angle = theta _j scan gantry 30 The same applies to.
[0009]
FIG. 8B shows an image diagram of the back projection process. In the back projection process, all projection data g (X, θ) that passes through the point of interest (x, y) on the subject 100 is back projected from all directions, and these are superimposed so that the X-ray absorption coefficient distribution p ( x, y) {≈f (x, y)} is estimated. That is, the tomographic image of the point of interest (x, y) reconstructed by this back projection method is given by equation (2).
[0010]
[Expression 2]

[0011]
Therefore, in order to obtain a correct reconstructed image, it is necessary to accurately back-project line data g (X, θ) of all views from all directions.
[0012]
Returning to FIG. 7, an inset (a) shows a timing chart of a data transfer / accumulation method between the conventional data collection unit 80 ′ and the data collection buffer 15 ′. Conventionally, all projection data SDT for one total scan or one gantry rotation is transferred in a burst (in a burst manner) in synchronization with the clock signal DCK.
[0013]
The inset (b) shows how the projection data SDT is stored in the data collection buffer 15 '. When the data transfer / storage is performed correctly, as shown in the figure, the central processing unit 11 can correctly recognize the head address of each line data i, j, etc. from the address interval per line (one view). Therefore, all line data can be correctly backprojected from all directions.
[0014]
[Problems to be solved by the invention]
However, in an X-ray CT apparatus that emits high-energy X-rays, noise is often generated due to so-called X-ray discharge or the like, and this adversely affects the data collection / accumulation operation.
[0015]
The inset (c) shows a case where a part of the clock signal DCK during the data transfer is lost due to noise or the like. For example, if a part of the clock signal DCK of the view k is lost in the middle, each line data after the subsequent view (k + 1) is accumulated with a clogged phase as shown in the figure. In this case, the central processing unit 11 The line data out of phase is extracted and back projection is performed from all directions.
As a result, as shown in FIG. 8B, for example, the projection data g (X, θ _j ) of the view j is back-projected with a phase shifted in the X-axis (arrow a) direction, causing artifacts (worst case) In the case of, the shooting was redone). Although not shown, conversely, part of the clock signal DCK may increase due to noise or the like, and in this case, the same result as described above was obtained.
[0016]
The above problem also occurs in the line sensor type X-ray fluoroscopic examination apparatus. If projection data is shifted even in one line (one view) on the way, the arrangement of the line data is shown in FIG. ), And the two-dimensional analysis of the image is mistaken.
[0017]
The present invention has been made in view of the above-described problems of the prior art, and an object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus and an X-ray fluoroscopic examination apparatus that can collect and store projection data of an object with high reliability. There is to do.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
The above problem is solved by the configuration of FIG. That is, the X-ray CT apparatus of the present invention (1) includes an X-ray tube 40 and an X-ray detector 70 facing each other with the subject 100 interposed therebetween, and the subject is based on projection data collected from the X-ray detector. Data collection means for integrating and A / D converting each detection signal of the X-ray detector 70 to generate corresponding projection data, and collecting / sending these data in the X-ray CT apparatus for reconstructing the CT tomogram 1 and data storage means 2 for storing projection data sent from the data collection means in a memory. The data collection means 1 is based on a view gate signal that can identify projection data (line data) for each view. sends out a start signal or end signal for each view, update the following storage starting address of the memory based on the start signal or end signal of the data storage unit 2 the respective views received predetermined address Is shall.
[0019]
In FIG. 1, the data collection means 1 sends out a timing signal VG that can identify each projection data (line data) per view, and the data storage means 2 receives the received timing signal VG (for example, each rising edge of VG). Based on this, the next storage start address of the memory is updated to predetermined addresses VAD1, VAD2, VAD3,.
[0020]
Therefore, for example, even if a part of the clock signal DCK is lost during the data transfer of the view 2, the projection data of the subsequent view 3 starts writing data from the storage start address VAD3 of the view 3 regardless of this. Therefore, the phase shift of the accumulated projection data as in the prior art cannot occur. Alternatively, even if a part of the clock signal DCK increases during the data transfer of the view 2, the projection data of the subsequent view 3 is overwritten from the storage start address VAD3 of the view 3 irrespective of this, so A phase shift of the accumulated stored projection data cannot occur. Therefore, according to the present invention (1), the projection data of the subject can be collected and accumulated with high reliability.
[0021]
The X-ray fluoroscopic examination apparatus of the present invention (2) includes an X-ray tube and an X-ray detector facing each other across the subject, and a fluoroscopic examination of the subject based on projection data collected from the X-ray detector. In the X-ray fluoroscopic examination apparatus, the detection signals of the X-ray detector are integrated / A / D converted to generate corresponding projection data, and the data collection means for collecting / sending these data, and the data collection means Data storage means for storing projection data to be sent in a memory, and the data collection means sends a start signal or an end signal for each view based on a view gate signal that can identify projection data per view. The data storage means updates the next storage start address of the memory to a predetermined address based on the received start signal or end signal of each view .
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Note that the same reference numerals denote the same or corresponding parts throughout the drawings. FIG. 2 is a configuration diagram of the main part of the X-ray CT apparatus according to the embodiment, and shows an application example to the X-ray CT apparatus of the line data collection / accumulation method according to the present invention. In the figure, 10 is an operation console, 20 is an imaging table, and 30 is a scanning gantry.
[0023]
In the

scanning gantry

30, 40 is a rotary anode type X-ray tube, 41 is an X-ray control unit for controlling the tube voltage kV, tube current mA, exposure time Sec and the like of the

X-ray tube

40, and 50 is an X-ray body axis. Collimator that limits the exposure range of the direction, 51 is a collimator control unit, 70 is an X-ray detector in which a large number (n = 1000) of X-ray detectors are arranged in an arc, for example, in a row, and 80 is an X-ray A data collection unit (corresponding to the data collection unit 1 in FIG. 1) that generates and collects detection data (projection data) of the detector, and 60 is a rotation control unit that rotates the scanning gantry 30 around the subject body axis.
[0024]
In the operation console 10, reference numeral 11 denotes a central processing unit for performing main control and processing (scan planning processing, scan control, CT tomographic image reconstruction processing, etc.) of the X-ray CT apparatus, 11a is its CPU, and 11b is the main used by the CPU 11a. A memory (MEM), 12 is an input device including a keyboard and a mouse, 13 is a display device (CRT) for displaying a scan plan screen and a CT tomogram of the scan result, 14 is a CPU 11a, a scan gantry 30, and an imaging table 20 is a control interface for exchanging control signals C and monitor signals SD with 20, 15 is a data collection buffer for storing projection data from the data collection unit 80 (corresponding to the data storage means 2 in FIG. 1), and 16 is X Secondary storage device (Disc) that stores various data and application programs necessary for the operation of the line CT system Etc.), 17 is a common bus (CB) of the CPU 11a.
[0025]
FIG. 3 is a diagram showing the configuration of the data collection / accumulation method according to the embodiment. In the figure, 80 is a data collection unit, 81 _{1 to} 81n are mirror type integrators, SH1 to SHn are sample hold circuits, and 82 is a signal. Multiplexer (MPX), 83 is an A / D converter, 84 is a timing generator (TG), 85 is an interface (DASIF) connected to a data collection buffer 15 described later, 22 is a connection cable, 15 is a data collection buffer, 91 Is a RAM for temporarily storing projection data, 92 is a ROM for converting a view number of a later-described view counter VCTR into a storage start address (upper bit) of the

RAM

91, 93 is an adder, and 94 is a CPU 11a Interface (CBIF) connected to the common bus CB, ED is an edge detector, and FF is a flip-flop A is an AND gate circuit, VCTR views counter, DCTR is data counter.
[0026]
In the data collection unit 80, the fan beam from the X-ray tube 40 (not shown) passes through the subject 100 and enters the X-ray detector 70 all at once. Now, paying attention to the signal detection processing of the channel CH1, the X-ray detector outputs a current signal corresponding to the incident X-ray beam intensity, the integrator 81 ₁ is a predetermined time integrating the input current signal, the sample-hold circuit SH1 Samples and holds the output at a predetermined timing. The same applies to the signal detection processing of the other channels CH2 to CHn.
[0027]
Further, the signal multiplexer 82 scans each sample output of the sample hold circuits SH1 to SHn at high speed, and the A / D converter 83 A / D converts each output of the signal multiplexer 82 at high speed. The series of projection data obtained in this way is transferred to the data collection buffer 15 in a predetermined frame transfer format.
[0028]
FIG. 4 shows an example frame transfer format. Here, the signal SG is a scan gate signal, and is an ON signal while all projection data of the subject 100 is transferred (for example, from the start of scanning to the end of scanning). The signal VG is a view gate signal, and is a signal that is turned ON in synchronization with projection data transfer for each view. In the case of an axial / helical scan, “per view” means every unit rotation angle (that is, line data) of the scanning gantry 30, and in the scout scan in which the rotation of the scanning gantry 30 is fixed, the unit pitch in the body axis direction (Ie, line data). Further, the signal SDT is a projection data signal, and the signal CLK is a clock signal for sampling the projection data.
[0029]
Returning to FIG. 3, the signals are transferred to the remote data collection buffer 15 via the cable 22. In the data collection buffer 15, the edge detector ED1 detects the rising edge of the scan gate signal SG to generate the scan start pulse SP, and the edge detector ED2 detects the rising edge of each view gate signal VG to detect the view start pulse VP. Is generated.
[0030]
Further, the view counter VCTR is reset (initialized) by the scan start pulse SP, and thereafter counted up by each view start pulse VP. The count output is converted by the ROM 92 into a data write start upper address VAD corresponding to each view number. On the other hand, the data counter DCTR is reset (initialized) by each view start pulse VP and thereafter counted up by each clock signal DCK to generate a lower address DAD for data writing. The upper address VAD and the lower address DAD are added by the adder 93 and added to the address terminal WAD of the RAM 91. Each input projection data SDT is sequentially written in the RAM 91 by each input clock signal DCK. Further, the accumulated data in the RAM 91 is read out by the CPU 11a via the interface 94.
[0031]
FIG. 4 is an operation timing chart of the data collection / accumulation method according to the embodiment, and shows an operation corresponding to the configuration of FIG. The view counter VCTR is reset to VCTR = 0 by the scan start pulse SP, and thereafter is incremented by VCTR = 1 to m by each view start pulse VP. Along with this, the data write start upper address VAD = VAD0 to VADm is updated.
[0032]
In this case, if a part of the clock signal DCKa is missing in the view 2 as shown in the figure, the count output DAD of the data counter DCTR is short-circuited. As a result, the data write address WAD (= VAD2 + DAD) is the last of the view 2 The write address cannot be reached. However, according to the present embodiment, the upper write start upper address of the subsequent view 3 is updated (initialized) to VAD3 by the start pulse VP of the view 3 irrespective of such a faulty clock signal DCKa. As a result, the data write of the view 3 is started correctly from the write start address WAD (= VAD3 + 0) of the view 3.
[0033]
Or, if a part of the clock signal DCKb increases in the view 2 as shown in the figure, the count output DAD of the data counter DCTR is over, so that the data write address WAD (= VAD2 + DAD) is written in the next view 3 It will dig into the address. However, according to the present embodiment, the write start upper address of the subsequent view 3 is updated (initialized) to the VAD 3 by the start pulse VP of the view 3 regardless of the faulty clock signal DCKb. As a result, the data of the view 3 is correctly overwritten from the write start address WAD (= VAD3 + 0) of the view 3.
[0034]
FIG. 5 is an operation timing chart of the data collection / accumulation method according to another embodiment, and shows a case where the data write start upper address VAD of each view is updated in synchronization with each falling edge of the view gate signal VG. Yes. Although not shown, the configuration can be easily realized from the timing chart of FIG. In FIG. 5, the view counter VCTR is reset to VCTR = 0 by the scan start pulse SP, and thereafter counted up as VCTR = 1 to m by each view end pulse VP that detects each falling edge of the view gate signal VG. . Along with this, the data write start upper address VAD = VAD0 to VADm is updated.
[0035]
In this case, if a part of the clock signal DCKa is missing in the view 2 as shown in the figure, the count output DAD of the data counter DCTR is short-circuited. As a result, the data write address WAD (= VAD1 + DAD) is the last of the view 2 The write address cannot be reached. However, according to the present embodiment, the write start upper address of the subsequent view 3 is updated (initialized) to VAD2 by the end pulse VP of the view 2 regardless of the faulty clock signal DCKa. As a result, the data writing of the view 3 is correctly started from the writing start address WAD (= VAD2 + 0) of the view 3.
[0036]
Or, if a part of the clock signal DCKb increases in the view 2 as shown in the figure, the count output DAD of the data counter DCTR is over, so that the data write address WAD (= VAD1 + DAD) is written in the next view 3 It will dig into the address. However, according to the present embodiment, the write start upper address of the subsequent view 3 is updated (initialized) to VAD2 by the end pulse VP of the view 2 regardless of the faulty clock signal DCKb. As a result, the data of the view 3 is correctly overwritten from the write start address WAD (= VAD2 + 0) of the view 3. Therefore, according to the present embodiment, projection data of the subject 100 can be collected and accumulated with high reliability.
[0037]
FIG. 6 is a block diagram of the main part of the line sensor type X-ray TV apparatus (X-ray fluoroscopic inspection apparatus) according to the embodiment. Is shown. In the figure, the X-ray fan beam XLFB from the X-ray tube 40 passes through the inspection object (subject) 100 ′ conveyed at a constant speed by the belt conveyor 200 or the like and simultaneously enters the opposing X-ray detector 70. To do. The data collection unit 80 integrates and A / D converts each detection signal of the X-ray detector 70 to generate projection data g (X, θ), and collects these. Here, X represents the channel (CH) direction coordinate of the X-ray detector 70, and θ represents the view angle (fixed during imaging). Further, the projection similar to the above is performed on each view in which the subject 100 ′ is slightly transported, and thus each line data for the subject 100 ′ is collected and stored in the data collection buffer 15.
[0038]
The data collection unit 80 and the data collection buffer 15 are configured, for example, as shown in FIG. 3, so that even if discharge noise or the like due to X-ray exposure occurs, each storage line in the data collection buffer 15 There can be no phase shift between the data. Therefore, also in the present embodiment, projection data of the inspection object (subject) 100 ′ can be collected and accumulated with high reliability.
[0039]
Further, the image processing apparatus 110 constituted by a CPU (not shown) displays a fluoroscopic image of the subject 100 ′ on the TV monitor 111 based on the accumulated data in the data collection buffer 15, and based on the accumulated data. In addition, image analysis of fluoroscopic images is performed in real time. Then, the automatic determination unit 112 compares the feature information of the image analysis result obtained by the image processing device 110 with the feature information of the defective portion or the like held in advance by this device. Output to the alarm generation unit 113 in real time.
[0040]
In the above-described embodiment, the application example to the X-ray CT apparatus and the X-ray fluoroscopic inspection apparatus including the X-ray single-row detector 70 is described, but the present invention is not limited to this. The present invention can also be applied to an X-ray CT apparatus or an X-ray fluoroscopic inspection apparatus including a multi-row detector in which a large number of X-ray detectors are arranged in a plurality of arc-shaped rows.
[0041]
In the above embodiment, the data SDT transferred to the cable 22 may be bit serial or bit parallel. In any case, a serial-parallel converter and a parallel-serial converter are provided if necessary. The material of the cable 22 may be an optical fiber other than a twisted wire or a coaxial cable.
[0042]
Moreover, although several embodiment suitable for the said invention was described, it cannot be overemphasized that the structure of each part, control, a process, and these combination can be variously changed within the range which does not deviate from this invention. .
[0043]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the projection data of the subject can be collected and accumulated with high reliability, and thus the CT tomographic image of the subject can be correctly reproduced. Alternatively, the fluoroscopic inspection (image analysis) of the subject (inspection object) can be performed correctly. Therefore, it greatly contributes to improving the reliability of the X-ray CT apparatus and the X-ray fluoroscopic inspection apparatus.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram of a main part of an X-ray CT apparatus according to an embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing a configuration of a data collection / accumulation method according to the embodiment.
FIG. 4 is an operation timing chart of the data collection / accumulation method according to the embodiment.
FIG. 5 is an operation timing chart of a data collection / storage system according to another embodiment.
FIG. 6 is a main part configuration diagram of a line sensor type X-ray TV apparatus according to an embodiment;
FIG. 7 is a diagram (1) for explaining the prior art.
FIG. 8 is a diagram (2) for explaining the prior art.
[Explanation of symbols]
15 Data collection buffer 22 Connection cable 80 Data collection unit (DAS)
81 _{1 to} 81 n Integrator 82 Signal multiplexer (MPX)
83 A / D converter 84 Timing generator (TG)
85 interface (DASIF)
91 RAM
92 ROM
93 Adder 94 Interface (CBIF)
A AND gate circuit DCTR Data counter ED Edge detection unit FF Flip-flops SH1 to SHn Sample hold circuit VCTR View counter

Claims

In an X-ray CT apparatus comprising an X-ray tube and an X-ray detector facing each other with a subject interposed therebetween, and reconstructing a CT tomographic image of the subject based on projection data collected from the X-ray detector,
Data collecting means for integrating and A / D converting each detection signal of the X-ray detector to generate corresponding projection data, and collecting and sending them;
Data storage means for storing in a memory projection data sent from the data collection means,
Said data collecting means based on the identifiable views gate signal projection data per view, sends out a start signal or end signal for each view, the data storage unit start signal or end of each view received An X-ray CT apparatus that updates a next storage start address of a memory to a predetermined address based on a signal .

In an X-ray fluoroscopic examination apparatus comprising an X-ray tube and an X-ray detector facing each other with a subject interposed therebetween, and performing a fluoroscopic examination of the subject based on projection data collected from the X-ray detector,
Data collecting means for integrating and A / D converting each detection signal of the X-ray detector to generate corresponding projection data, and collecting and sending them;
Data storage means for storing in a memory projection data sent from the data collection means,
The data collection means sends a start signal or an end signal for each view based on a view gate signal that can identify projection data per view , and the data storage means receives a start signal or an end for each view received. An X-ray fluoroscopic inspection apparatus, wherein a next storage start address of a memory is updated to a predetermined address based on a signal .