JP2007000407A - X-ray ct apparatus and x-ray ct method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、医療用Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置または産業用Ｘ線ＣＴ装置におけるＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ撮影方法において、被検体のスカウト（ｓｃｏｕｔ）像またはスカウト像の投影データ（ｄａｔａ）から被検体の体軸方向であるｚ方向に沿ってコンベンショナルスキャン（ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ ｓｃａｎ，アキシャルスキャン：ａｘｉａｌ ｓｃａｎとも称する）またはシネスキャン（ｃｉｎｅ ｓｃａｎ）またはヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）を行う際のｚ方向のＸ線電力制御、またはＸ線管電流制御を断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適化することによる被曝低減、画質改善に関する。 The present invention relates to a scout image or a scout image projection data (data) in an X-ray CT apparatus and X-ray CT imaging method in a medical X-ray CT (Computed Tomography) apparatus or an industrial X-ray CT apparatus. ) To z direction when performing a conventional scan (also called an axial scan), a cine scan, or a helical scan along the z direction which is the body axis direction of the subject. The present invention relates to exposure reduction and image quality improvement by optimizing X-ray power control or X-ray tube current control to a target value of a standard deviation value of CT values of tomographic images.
従来は多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネル（ｆｌａｔ ｐａｎｅｌ）に代表されるマトリクス（ｍａｔｒｉｘ）構造の２次元Ｘ線エリア（ａｒｅａ）検出器によるＸ線ＣＴ装置においては、図１２のように最適管電流値テーブル（ｔａｂｌｅ）を求め、それに従ってスキャンを行っていた（例えば、特許文献１参照）。 Conventionally, a multi-row X-ray detector X-ray CT apparatus or an X-ray CT apparatus using a two-dimensional X-ray area (area) detector having a matrix structure represented by a flat panel is shown in FIG. Thus, the optimum tube current value table (table) is obtained, and scanning is performed accordingly (see, for example, Patent Document 1).
ステップＰ１では、スカウト像データ収集を行う。
ステップＰ２では、スキャン撮影条件設定を行う。この時に設定される撮影条件の１つに、「断層像のＣＴ値の標準偏差の目標値」ノイズインデックス（ｎｏｉｓｅ ｉｎｄｅｘ）を設定する。
In step P1, scout image data collection is performed.
In step P2, scan shooting conditions are set. As one of the imaging conditions set at this time, a “target value of standard deviation of CT values of tomographic images” noise index (noise index) is set.
ステップＰ３では、スカウト像の各ｚ軸座標のプロファイル（ｐｒｏｆｉｌｅ）分布よりプロファイル面積、プロファイル楕円近似の長径／短径比率などの幾何学的特徴パラメータ測定を行う。図１３にスカウト像のプロファイル分布の例を示す。 In step P3, geometric feature parameters such as profile area and profile ellipse approximate major axis / minor axis ratio are measured from the profile distribution of each z-axis coordinate of the scout image. FIG. 13 shows an example of profile distribution of a scout image.
ステップＰ４では、断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値であるノイズ・インデックスに依存し、ステップＰ３のスカウト像の各ｚ座標のプロファイル分布の幾何学的特徴パラメータ（ｐａｒａｍｅｔｅｒ）により、各ｚ座標の管電流値テーブルを計算する。 In step P4, depending on the noise index, which is the target value of the standard deviation value of the CT value of the tomographic image, each z coordinate is determined by the geometric feature parameter (parameter) of the profile distribution of each z coordinate of the scout image in step P3. Calculate the tube current value table of coordinates.
ステップＰ５では、ステップＰ５の管電流値テーブルに従いスキャンデータ収集を行う。ここでは、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャンなどのスキャンが可能である。 In step P5, scan data collection is performed according to the tube current value table in step P5. Here, a scan such as a conventional scan (axial scan), a cine scan, a helical scan, and a variable pitch helical scan is possible.
ステップＰ６では、断層像画像再構成を行う。
ステップＰ７では、断層像画像表示を行う。
１列のＸ線検出器の場合は従来の最適管電流値テーブルによるスキャンの管電流制御で充分であったが、多列Ｘ線検出器、または２次元エリアＸ線検出器になるとＸ線検出器のｚ方向の幅も広くなり、Ｘ線のコーンビーム（ｃｏｎｅ ｂｅａｍ）もｚ方向の広い範囲を照射するようになり、図１２で求められるようなｚ方向に狭い範囲に最適化した管電流値テーブルに基づくスキャン中のＸ線照射がｚ方向の広い範囲に照射されるため、ｚ方向位置の各々の断層像にとって最適なＸ線照射制御ではなくなってきたため、Ｘ線照射の最適化、被曝低減の観点からは問題であった。
In step P6, tomographic image reconstruction is performed.
In step P7, a tomographic image is displayed.
In the case of a single-row X-ray detector, scanning tube current control using the conventional optimum tube current value table was sufficient, but in the case of a multi-row X-ray detector or a two-dimensional area X-ray detector, X-ray detection is performed. The z-direction width of the device is widened, and the X-ray cone beam irradiates a wide range in the z-direction, and the tube current is optimized to be narrow in the z-direction as required in FIG. Since X-ray irradiation during scanning based on the value table irradiates a wide range in the z direction, X-ray irradiation control is no longer optimal for each tomographic image at the z-direction position. It was a problem from the viewpoint of reduction.
図１４には、多列Ｘ線検出器または２次元エリアＸ線検出器がｚ方向に広い幅を持つために、最適管電流値でｚ方向にスキャンを制御しても、最適な管電流値テーブルの断層像に与える影響がｚ方向に広がってしまった例を示している。この場合は、各ｚ方向座標位置ごとにＸ線管電流を制御しても、断層像のＣＴ値標準偏差値は目標の値にならず、画像のノイズは正しく制御されない。
しかし、将来的に多列Ｘ線検出器Ｘ線ＣＴ装置またはフラットパネルに代表される２次元エリアＸ線検出器によるＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線コーンビームのコーン角が大きくなる方向であり、最適な管電流値テーブルによるｚ方向の管電流制御が最適ではなくなり、Ｘ線被曝が適正でなくなる問題がより大きくなる方向である。 However, in the future, in the X-ray CT apparatus using a multi-row X-ray detector X-ray CT apparatus or a two-dimensional area X-ray detector typified by a flat panel, the cone angle of the X-ray cone beam is increased. The tube current control in the z direction by the optimum tube current value table is not optimal, and the problem that X-ray exposure is not appropriate becomes larger.
そこで、本発明の目的は、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を持ったＸ線ＣＴ装置で被検体を撮影したスカウト像またはスカウト像の投影データから、被検体を体軸方向であるｚ方向に沿ってコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンを行う際のｚ方向のＸ線管電流変化の制御を最適化し、被曝を最適化、画質改善を実現するＸ線ＣＴ装置を提供することにある。 SUMMARY OF THE INVENTION Accordingly, an object of the present invention is to provide a scout for imaging a subject with an X-ray CT apparatus having a multi-row X-ray detector or a two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure represented by a flat panel X-ray detector. Optimum control of X-ray tube current change in the z direction when performing a conventional scan (axial scan), cine scan, or helical scan along the z direction, which is the body axis direction, from the projection data of the image or scout image An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus that optimizes exposure and improves image quality.
本発明は、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を被検体に対し、相対的にｚ方向に走査させて、被検体のＸ線透視像であるスカウト像を得て、そのスカウト像またはスカウト像の投影データよりｚ方向の各位置の投影データの分布を求める。その投影データの分布の幾何学的特徴パラメータにより、被検体の各ｚ方向座標位置の断層像の画像ノイズの指標値であるＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適なＸ線管電流を求める。２次元エリアＸ線検出器を用いたコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンによるあるｚ方向座標の断層像は、各々のスキャンまたはその撮影条件により、２次元エリアＸ線検出器の各列の断層像への寄与率が異なる。この検出器各列の断層像への寄与率分布を考慮して、上記最適Ｘ線管電流を実際にＸ線管電流を制御する実Ｘ線管電流分布に変換させ、この実Ｘ線管電流を用いてコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンの各スキャンを行い、各々のｚ方向座標の断層像のノイズを断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適化することを特徴とするＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ撮影方法を提供する。 In the present invention, a multi-row X-ray detector or a two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure typified by a flat panel X-ray detector is scanned in the z direction relative to the subject, A scout image which is an X-ray fluoroscopic image is obtained, and the distribution of projection data at each position in the z direction is obtained from the scout image or the projection data of the scout image. Based on the geometric feature parameters of the distribution of the projection data, an X-ray tube current optimum for the target value of the standard deviation value of the CT value, which is an image noise index value of the tomographic image at each z-direction coordinate position of the subject, is obtained. . A tomographic image of a certain z-direction coordinate by a conventional scan (axial scan) using a two-dimensional area X-ray detector, a cine scan, or a helical scan is obtained from each of the two-dimensional area X-ray detectors according to each scan or its imaging conditions. The contribution ratio of the row to the tomographic image is different. In consideration of the distribution of contribution to the tomographic image of each detector row, the optimum X-ray tube current is converted into an actual X-ray tube current distribution that actually controls the X-ray tube current, and this actual X-ray tube current is converted. The conventional scan (axial scan), cine scan or helical scan is used to optimize the tomographic noise of each z-direction coordinate to the target value of the standard deviation value of the CT value of the tomographic image. A characteristic X-ray CT apparatus or X-ray CT imaging method is provided.
第１の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するスカウト像Ｘ線データ収集手段と、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するＸ線データ収集手段と、前記Ｘ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a first aspect, the present invention provides an X-ray generator, and a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector that is disposed at a position facing the X-ray generator and detects X-rays. Scout image X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving a representative two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure in the z direction which is the body axis direction of the subject; Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject, and based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the When the X-ray data acquisition system comprising a two-dimensional area X-ray detector is at a certain z-direction coordinate, the subject is considered while taking into account the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate. X-ray emission in the body axis direction Each z-coordinate position imaging condition determining means for obtaining the power control distribution of the apparatus, the X-ray generator, and the rotation center located between the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject in the vicinity of the center of rotation while rotating, image reconstruction means for reconstructing the X-ray transmission data, and An X-ray CT apparatus comprising: an image display unit that displays a tomographic image reconstructed; and the X-ray data collection unit performs imaging at each z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determining unit. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by imaging according to conditions.
上記第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集系の断層像の各画素への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線電力制御の分布を正しく求められ、最適な撮影条件を決定でき、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the first aspect, since the contribution to each pixel of the tomographic image of the X-ray data acquisition system is taken into consideration, the X-ray power control applied in the body axis direction (z direction) of the subject is considered. The distribution can be obtained correctly, the optimum imaging conditions can be determined, X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate, and the image quality can be optimized.
第２の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するスカウト像Ｘ線データ収集手段と、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するＸ線データ収集手段と、前記Ｘ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められたｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a second aspect, the present invention provides an X-ray generator, and a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector that is disposed at a position facing the X-ray generator and detects X-rays. Scout image X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving a representative two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure in the z direction which is the body axis direction of the subject; Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject, and based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the When the X-ray data acquisition system comprising a two-dimensional area X-ray detector is at a certain z-direction coordinate, the subject is considered while taking into account the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate. X-ray emission in the body axis direction Each z-coordinate position imaging condition determining means for obtaining the power control distribution of the apparatus, the X-ray generator, and the rotation center located between the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject in the vicinity of the center of rotation while rotating, image reconstruction means for reconstructing the X-ray transmission data, and An X-ray CT apparatus comprising: an image display unit that displays a tomographic image reconstructed; and the X-ray data collection unit includes a z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determination unit, a view Provided is an X-ray CT apparatus that performs imaging according to imaging conditions at each z-direction coordinate in consideration of an angle.
上記第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、スカウト像用のＸ線データ収集を行うＸ線発生装置と２次元エリアＸ線検出器からなるデータ収集系と、断層像用のＸ線データ収集を行うＸ線発生装置と２次元エリアＸ線検出器からなるデータ収集系とを共用しても、スカウト像用Ｘ線透過データ収集、断層像用Ｘ線透過データ収集は行える。更に、Ｘ線データ収集系の断層像の各画素への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線電力制御の分布を正しく求められ、最適な撮影条件を決定でき、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the second aspect, an X-ray generator for collecting X-ray data for scout images, a data collection system comprising a two-dimensional area X-ray detector, and X-ray data collection for tomographic images Scout image X-ray transmission data collection and tomographic image X-ray transmission data collection can be performed even if the X-ray generator to be performed and the data acquisition system including the two-dimensional area X-ray detector are shared. Further, since the contribution to each pixel of the tomographic image of the X-ray data acquisition system is taken into account, the distribution of the X-ray power control given in the body axis direction (z direction) of the subject can be obtained correctly, and the optimum imaging conditions The X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and the image quality can be optimized.
第３の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、前記Ｘ線発生装置および前記多列Ｘ線検出器の間あるいは前記Ｘ線発生装置および前記フラットパネルＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある被検体を透過した断層像用のＸ線透過データの収集あるいは前記被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら、前記被検体を透過したスカウト像用のＸ線透過データの収集を行うＸ線データ収集手段と、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記スカウト像用または前記断層像用のＸ線透過データの１方向（１ビュー）のＸ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向のＸ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、前記Ｘ線データ収集手段から収集されたＸ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a third aspect, the present invention provides an X-ray generator, and a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector that is disposed at a position facing the X-ray generator and detects X-rays. A representative two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure is a center of rotation between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or between the X-ray generator and the flat panel X-ray detector. The X-ray transmission data for tomographic images transmitted through the subject in the vicinity of the center of rotation while moving in the z direction, which is the body axis direction of the subject, while rotating around the subject. X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data for a scout image transmitted through a specimen, imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject, and for the scout image or the tomographic image X-ray for Based on X-ray transmission data in one direction (one view) of excessive data and the imaging conditions, X-rays comprising the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector When the data acquisition system is at a certain z-direction coordinate, the power of the X-ray generator in the body axis direction of the subject is taken into consideration while considering the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate. Each z-coordinate position imaging condition determining means for obtaining a control distribution, an image reconstructing means for reconstructing the X-ray transmission data collected from the X-ray data collecting means, and the image reconstructed tomographic image are displayed. An X-ray CT apparatus comprising: an image display unit, wherein the X-ray data collection unit performs imaging according to imaging conditions at each z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determining unit. To provide a line CT apparatus.
上記第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集系の断層像の各画素への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線電力制御の分布を正しく求められ、最適な撮影条件を決定でき、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行え、被検体のあるｚ方向座標におけるプロファイル分布、プロファイル面積、その他プロファイル分布の幾何学的特徴パラメータのみで定められるＸ線撮影条件に加え、データ収集系のデータ収集を行う方向、つまりビュー角度方向も考慮することにより、より効果的な被曝低減が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the third aspect, since the contribution to each pixel of the tomographic image of the X-ray data acquisition system is taken into consideration, the X-ray power control applied to the body axis direction (z direction) of the subject is considered. The distribution can be obtained correctly, the optimum imaging conditions can be determined, the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate, the image quality can be optimized, and the profile distribution and profile area at the z-direction coordinate of the subject In addition to the X-ray imaging conditions determined only by the geometric characteristic parameters of the profile distribution, the exposure can be more effectively reduced by taking into account the direction of data collection of the data collection system, that is, the view angle direction.
第４の観点では、本発明は、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、前記Ｘ線発生装置および前記多列Ｘ線検出器の間あるいは前記Ｘ線発生装置および前記フラットパネルＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある被検体を透過した断層像用のＸ線透過データの収集あるいは前記被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら、前記被検体を透過したスカウト像用のＸ線透過データの収集を行うＸ線データ収集手段と、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記スカウト像用または前記断層像用のＸ線透過データの１方向（１ビュー）のＸ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向のＸ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、前記Ｘ線データ収集手段から収集されたＸ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められたｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a fourth aspect, the present invention provides an X-ray generator, and a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector that is disposed at a position facing the X-ray generator and detects X-rays. A representative two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure is a center of rotation between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or between the X-ray generator and the flat panel X-ray detector. The X-ray transmission data for tomographic images transmitted through the subject in the vicinity of the center of rotation while moving in the z direction, which is the body axis direction of the subject, while rotating around the subject. X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data for a scout image transmitted through a specimen, imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject, and for the scout image or the tomographic image X-ray for Based on X-ray transmission data in one direction (one view) of excessive data and the imaging conditions, X-rays comprising the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector When the data acquisition system is at a certain z-direction coordinate, the power of the X-ray generator in the body axis direction of the subject is taken into consideration while considering the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate. Each z-coordinate position imaging condition determining means for obtaining a control distribution, an image reconstructing means for reconstructing the X-ray transmission data collected from the X-ray data collecting means, and the image reconstructed tomographic image are displayed. An X-ray CT apparatus comprising: an image display unit; wherein the X-ray data collection unit performs imaging at each z-direction coordinate in consideration of a z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determination unit and a view angle. Article To provide an X-ray CT apparatus characterized by photographing according.
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集系の断層像の各画素への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線電力制御の分布を正しく求められ、最適な撮影条件を決定でき、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行え、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, since the contribution to each pixel of the tomographic image of the X-ray data acquisition system is considered, the X-ray power control applied to the body axis direction (z direction) of the subject is considered. The distribution can be obtained correctly, the optimal imaging conditions can be determined, X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate, image quality can be optimized, helical scan, variable pitch helical scan, conventional scan (axial scan) ) Since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the cinescan imaging conditions is taken into consideration, z of the X-ray tube current control applied in the body axis direction (z direction) of the subject The distribution of directions can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第５の観点では、本発明は、第１ないし４のいずれか１つの観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定手段が、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）およびシネスキャンの少なくとも１つの撮影条件を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a fifth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to any one of the first to fourth aspects, wherein the imaging condition setting unit includes a helical scan, a variable pitch helical scan, and a conventional scan (axial scan). And an X-ray CT apparatus having at least one imaging condition of cine scan.
上記第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンの各々の撮影条件へのＸ線データ収集系の寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the fifth aspect, the contribution of the X-ray data acquisition system to the imaging conditions of helical scan, variable pitch helical scan, conventional scan (axial scan), and cine scan is considered. The distribution in the z direction of the X-ray tube current control given in the body axis direction (z direction) of the subject can be correctly obtained, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and the image quality can be optimized.
第６の観点では、本発明は、第１ないし５のいずれか１つの観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段が、あるｚ方向座標の断層像への各ｚ方向座標における前記Ｘ線データ収集系の撮影条件の寄与として、あるｚ方向座標の断層像の各画素に対する２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a sixth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to any one of the first to fifth aspects, wherein each of the z-coordinate position imaging condition determining means is configured to apply each z-direction coordinate tomographic image to a tomographic image. As a contribution of the imaging conditions of the X-ray data acquisition system in the z-direction coordinate, each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector contributes to each pixel of a tomographic image of a certain z-direction coordinate. An X-ray CT apparatus is provided.
上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, the contribution of each row and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the helical scan, variable pitch helical scan, conventional scan (axial scan), and cine scan imaging conditions. Therefore, the distribution in the z direction of the X-ray tube current control given in the body axis direction (z direction) of the subject can be obtained correctly, optimization of the X-ray irradiation to the tomographic image at each z direction coordinate, image quality Can be optimized.
第７の観点では、本発明は、第１ないし６のいずれか１つの観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記電力制御分布が、ｚ方向のＸ線管電流制御分布であることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a seventh aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to any one of the first to sixth aspects, wherein the power control distribution is an x-ray tube current control distribution in a z direction. An X-ray CT apparatus is provided.
上記第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線データ収集系の断層像の撮影条件への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, the X-ray tube current control applied in the body axis direction (z direction) of the subject is taken into consideration because the contribution to the tomographic imaging conditions of the X-ray data acquisition system is taken into consideration. Thus, the distribution in the z direction can be correctly obtained, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第８の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、ヘリカルスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In an eighth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is in the z direction in which each row of the two-dimensional area X-ray detector in a helical scan is present. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution ratio of coordinates to a tomographic image.
上記第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the imaging conditions of the helical scan is considered, the body axis direction (z direction) of the subject The X-ray tube current control distribution in X direction given to (2) can be obtained correctly, and X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and image quality can be optimized.
第９の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、可変ピッチヘリカルスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a ninth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is in each column of the two-dimensional area X-ray detector in a variable pitch helical scan. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is determined in consideration of a contribution ratio of a z-direction coordinate to a tomographic image.
上記第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、可変ピッチヘリカルスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the imaging condition of the variable pitch helical scan is considered, the body axis direction of the subject ( The distribution in the z direction of the X-ray tube current control given to the z direction) can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and the image quality can be optimized.
第１０の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）における前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a tenth aspect, the present invention relates to the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is a column of the two-dimensional area X-ray detector in a conventional scan (axial scan). There is provided an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution ratio of a certain z-direction coordinate to a tomographic image.
上記第１０の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、コンベンショナルスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the tenth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the imaging conditions of the conventional scan is considered, the body axis direction (z direction) of the subject The X-ray tube current control distribution in X direction given to (2) can be obtained correctly, and X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and image quality can be optimized.
第１１の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、シネスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In an eleventh aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is in the z direction in which each row of the two-dimensional area X-ray detector in a cine scan is present. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution ratio of coordinates to a tomographic image.
上記第１１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、シネスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the cine scan imaging conditions is considered, the body axis direction (z direction) of the subject The X-ray tube current control distribution in X direction given to (2) can be obtained correctly, and X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and image quality can be optimized.
第１２の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、ヘリカルスキャンのハーフスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a twelfth aspect, the present invention relates to the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is calculated for each column of the two-dimensional area X-ray detector in a half scan of a helical scan. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution rate to a tomographic image of a certain z-direction coordinate.
上記第１２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカルスキャンのハーフスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the twelfth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the half-scan imaging conditions of the helical scan is considered, the body axis direction of the subject The distribution in the z direction of the X-ray tube current control given to (z direction) can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第１３の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、可変ピッチヘリカルスキャンのハーフスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a thirteenth aspect, the present invention relates to the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein each of the two-dimensional area X-ray detectors in the X-ray tube current control distribution is a half-scan of a variable pitch helical scan. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution ratio of a column of z-direction coordinates to a tomographic image.
上記第１３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、可変ピッチヘリカルスキャンのハーフスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the thirteenth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the half-scan imaging conditions of the variable pitch helical scan is considered, the body of the subject The distribution in the z direction of the X-ray tube current control given in the axial direction (z direction) can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第１４の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布は、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）のハーフスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a fourteenth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, wherein the X-ray tube current control distribution is the two-dimensional area X-ray detector in a half scan of a conventional scan (axial scan). The X-ray CT apparatus is characterized in that it is obtained in consideration of the contribution rate to a tomographic image of a certain z-direction coordinate of each column.
上記第１４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）のハーフスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the fourteenth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the imaging conditions of the conventional scan (axial scan) half scan is considered, Accordingly, the distribution in the z direction of the X-ray tube current control given in the body axis direction (z direction) can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第１５の観点では、本発明は、第７の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管電流制御分布が、シネスキャンのハーフスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率を考慮して求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a fifteenth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, in which the X-ray tube current control distribution is calculated for each column of the two-dimensional area X-ray detector in a cinescan half scan. Provided is an X-ray CT apparatus characterized in that it is obtained in consideration of a contribution rate to a tomographic image of a certain z-direction coordinate.
上記第１５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、シネスキャンのハーフスキャンの撮影条件への２次元エリアＸ線検出器の各列、各チャネルの寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線管電流制御のｚ方向の分布を正しく求められ、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the fifteenth aspect, since the contribution of each column and each channel of the two-dimensional area X-ray detector to the cine-scan half-scan imaging conditions is considered, the body axis direction of the subject The distribution in the z direction of the X-ray tube current control given to (z direction) can be obtained correctly, and the X-ray irradiation to the tomographic image at each z direction coordinate can be optimized and the image quality can be optimized.
第１６の観点では、本発明は、第１ないし１５のいずれか１つの観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段が、各々のスキャンにおける前記２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率分布のデコンボリューション関数を、スカウト画像から求められた被検体の各ｚ方向座標における理想的な管電流値曲線に重畳して制御すべき管電流値曲線を求め、前記管電流値曲線に基づいて断層像撮影を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a sixteenth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus according to any one of the first to fifteenth aspects, wherein each of the z-coordinate position imaging condition determining means includes the two-dimensional area X-ray in each scan. The deconvolution function of the contribution distribution to the tomographic image of the z-direction coordinate in each row of the detector is superposed on the ideal tube current value curve at the z-direction coordinate of the subject obtained from the scout image and controlled. Provided is an X-ray CT apparatus characterized by obtaining a power tube current value curve and performing tomographic imaging based on the tube current value curve.
上記第１６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、２次元エリアＸ線検出器の各列のあるｚ方向座標の断層像に対する寄与率分布のデコンボリューション関数を求め、ｚ方向の理想的Ｘ線管電流値テーブル曲線に重畳してＸ線管電流の実制御曲線を決めるため、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the sixteenth aspect, an ideal X-ray tube current in the z direction is obtained by obtaining a deconvolution function of a contribution distribution with respect to a tomographic image at a certain z-direction coordinate in each column of the two-dimensional area X-ray detector. Since the actual control curve of the X-ray tube current is determined by superimposing it on the value table curve, the X-ray irradiation to the tomographic image at each z-direction coordinate and the image quality can be optimized.
第１７の観点では、本発明は、第１６の観点に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段が、制御すべき管電流値曲線が負の値になってしまう場合に、その値を０で下限値を制限した制御すべき管電流値曲線を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。 In a seventeenth aspect, the present invention relates to the X-ray CT apparatus according to the sixteenth aspect, in which each z coordinate position imaging condition determining unit has a negative tube current value curve to be controlled. In addition, the present invention provides an X-ray CT apparatus characterized in that a tube current value curve to be controlled whose value is 0 and the lower limit value is limited is obtained.
上記第１７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、最適化された管電流が負の値になっていても、管電流０を下限最適管電流としておけば問題ない。Ｘ線管や高圧発生装置に無理がかかることなく、各ｚ方向座標における断層像のＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT apparatus according to the seventeenth aspect, even if the optimized tube current is a negative value, there is no problem if the tube current 0 is set as the lower limit optimum tube current. The X-ray irradiation of the tomographic image at each z-direction coordinate and the image quality can be optimized without overloading the X-ray tube and the high-pressure generator.
第１８の観点では、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定し、前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求め、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、前記Ｘ線透過データを画像再構成し、前記画像再構成された断層像を表示するＸ線ＣＴ撮影方法において、前記電力制御分布により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法を提供する。 In an eighteenth aspect, an X-ray generator, and a matrix typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position facing the X-ray generator to detect X-rays X-ray transmission data transmitted through the subject is collected while moving the two-dimensional area X-ray detector having the structure in the z direction which is the body axis direction of the subject, and the imaging conditions for tomographic imaging of the subject are set. There is an X-ray data collection system comprising the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector based on the set X-ray transmission data and the imaging conditions. determining the power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the subject, taking into account the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed in the z-direction coordinate when the z-direction coordinate is present, The X-ray generator, and the Collecting X-ray transmission data transmitted through the subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector, In the X-ray CT imaging method for reconstructing X-ray transmission data and displaying the image-reconstructed tomographic image, imaging is performed according to imaging conditions at each z-direction coordinate determined by the power control distribution. An X-ray CT imaging method is provided.
上記第１８の観点におけるＸ線ＣＴ撮影方法では、Ｘ線データ収集系の断層像の各画素への寄与を考慮しているため、被検体の体軸方向（ｚ方向）に与えるＸ線電力制御の分布を正しく求められ、最適な撮影条件を判定でき、各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT imaging method according to the eighteenth aspect, since the contribution to each pixel of the tomographic image of the X-ray data acquisition system is considered, X-ray power control applied in the body axis direction (z direction) of the subject Distribution can be obtained correctly, optimal imaging conditions can be determined, X-ray irradiation to a tomographic image at each z-direction coordinate, and image quality can be optimized.
第１９の観点では、Ｘ線発生装置、並びに、前記Ｘ線発生装置と相対する位置に配設されてＸ線を検出する多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を、被検体の体軸方向であるｚ方向に移動させながら前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定し、前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求め、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、前記Ｘ線透過データを画像再構成し、前記画像再構成された断層像を表示するＸ線ＣＴ撮影方法において、ｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における前記電力制御分布により定められた撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法を提供する。 In a nineteenth aspect, an X-ray generator, and a matrix typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector that is disposed at a position facing the X-ray generator and detects X-rays X-ray transmission data transmitted through the subject is collected while moving the two-dimensional area X-ray detector having the structure in the z direction which is the body axis direction of the subject, and the imaging conditions for tomographic imaging of the subject are set. There is an X-ray data collection system comprising the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector based on the set X-ray transmission data and the imaging conditions. determining the power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the subject, taking into account the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed in the z-direction coordinate when the z-direction coordinate is present, The X-ray generator, and the Collecting X-ray transmission data transmitted through the subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector, In an X-ray CT imaging method for reconstructing X-ray transmission data and displaying the reconstructed tomographic image, the z-direction coordinate and the power control distribution at each z-direction coordinate considering the view angle are determined. The X-ray CT imaging method is characterized in that imaging is performed according to the imaging conditions.
上記第１９の観点におけるＸ線ＣＴ撮影方法では、被検体のあるｚ方向座標におけるプロファイル分布、プロファイル面積、その他プロファイル分布の幾何学的特徴パラメータのみで定められるＸ線撮影条件に加え、データ収集系のデータ収集を行う方向、つまりビュー角度方向も考慮することにより、より効果的な各ｚ方向座標における断層像へのＸ線照射の最適化、画質の最適化が行える。 In the X-ray CT imaging method according to the nineteenth aspect, in addition to the X-ray imaging conditions determined only by the profile distribution, profile area, and other geometric characteristic parameters of the profile distribution at a certain z-direction coordinate of the subject, a data acquisition system Considering the direction in which data is collected, that is, the view angle direction, it is possible to optimize the X-ray irradiation to the tomographic image and optimize the image quality at each more effective z-direction coordinate.
本発明のＸ線ＣＴ装置またはＸ線ＣＴ撮影方法によれば、多列Ｘ線検出器またはフラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を,ｚ方向に走査させて、被検体のＸ線透視像であるスカウト像を得て、そのスカウト像またはスカウト像の投影データよりｚ方向の各位置の投影データの分布を求める。そのスカウト像またはそのスカウト像の投影データの分布の幾何学的特徴パラメータにより、被検体の各ｚ方向座標位置の断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適なＸ線管電流を求めることができ、ｚ方向に沿った最適Ｘ線管電流曲線が求められる。２次元エリアＸ線検出器を用いたコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンまたはヘリカルスキャンによるあるｚ方向座標の断層像は、各々のスキャンまたはその撮影条件により、２次元エリアＸ線検出器の各列の断層像への寄与率が異なる。この検出器各列の断層像への寄与率分布を考慮して、上記最適Ｘ線管電流を実際にＸ線管電流を制御する実Ｘ線管電流分布に変換させ、この実Ｘ線管電流を用いてコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、シネスキャンまたはヘリカルスキャンの各スキャンを行い、各々のｚ方向座標の断層像の画像ノイズを断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適化制御できる効果がある。 According to the X-ray CT apparatus or the X-ray CT imaging method of the present invention, a two-dimensional area X-ray detector having a matrix structure represented by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector is scanned in the z direction. Thus, a scout image that is a fluoroscopic image of the subject is obtained, and the distribution of projection data at each position in the z direction is obtained from the scout image or the projection data of the scout image. Based on the geometric feature parameter of the scout image or the projection data distribution of the scout image, an X-ray tube current optimum for the target value of the standard deviation value of the CT value of the tomographic image at each z-direction coordinate position of the subject is obtained. And an optimum x-ray tube current curve along the z-direction is determined. A tomographic image of a certain z-direction coordinate by a conventional scan (axial scan), a cine scan or a helical scan using a two-dimensional area X-ray detector, each of the two-dimensional area X-ray detectors according to each scan or its imaging conditions. The contribution ratio of the row to the tomographic image is different. In consideration of the distribution of contribution to the tomographic image of each detector row, the optimum X-ray tube current is converted into an actual X-ray tube current distribution that actually controls the X-ray tube current, and this actual X-ray tube current is converted. Can be used to perform conventional scan (axial scan), cine scan or helical scan, and optimize the tomographic image noise of each z-direction coordinate to the target value of the standard deviation value of the CT value of the tomographic image effective.
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２０とを具備している。
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention. The
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける撮影条件設定手段である入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ（ｂｕｆｆｅｒ）５と、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示する画像表示手段であるモニタ（ｍｏｎｉｔｏｒ）６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。
The
撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０の開口部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）で昇降およびテーブル直線移動される。
The imaging table 10 includes a cradle 12 on which a subject is placed and put into and out of the opening of the
走査ガントリ２０は、Ｘ線発生装置であるＸ線管２１と、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２２と、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）２３と、２次元Ｘ線エリア（ａｒｅａ）検出器である多列Ｘ線検出器２４と、ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）２５と、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。また、走査ガントリ傾斜コントローラ２７により、走査ガントリ２０はｚ方向の前方および後方に±約３０度ほど傾斜できる。
The
図２は、Ｘ線発生装置であるＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４の幾何学的配置の説明図である。Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４は、回転中心ＩＣの回りを回転する。鉛直方向をｙ方向とし、水平方向をｘ方向とし、これらに垂直なテーブル進行方向をｚ方向とするとき、Ｘ線管２１および多列Ｘ線検出器２４の回転平面は、ｘｙ平面である。また、クレードル１２の移動方向は、ｚ方向である。
FIG. 2 is an explanatory diagram of the geometric arrangement of the
Ｘ線管２１は、コーンビームＣＢと呼ばれるＸ線ビームを発生する。コーンビームＣＢの中心軸方向がｙ方向に平行なときを、ビュー（ｖｉｅｗ）角度０度とする。
多列Ｘ線検出器２４は、例えば２５６列のＸ線検出器列を有する。また、各Ｘ線検出器列は例えば１０２４チャネル（ｃｈａｎｎｅｌ）のＸ線検出器チャネルを有する。
The
The
Ｘ線が照射されて、収集された投影データは、多列Ｘ線検出器２４からＤＡＳ２５でＡ／Ｄ変換され、スリップリング（ｓｌｉｐ ｒｉｎｇ）３０を経由してデータ収集バッファ５に入力される。データ収集バッファ５に入力されたデータは、記憶装置７のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）により中央処理装置３で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ６に表示される。
The projection data collected by the X-ray irradiation is A / D converted from the
なお、中央処理装置３は、走査ガントリ２０を制御し、被検体の体軸方向でのＸ線透過データを取得するスカウト像Ｘ線データ収集手段、このＸ線透過データに基づいて、ｚ方向のＸ線管２１の電力制御分布であるＸ線管電流制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段、また、このＸ線管電流制御分布により最適化されたＸ線管２１の管電流を用いて、被検体のＸ線透過データを取得するＸ線データ収集手段、このＸ線透過データから被検体の断層像を画像再構成する画像再構成手段を含む。以下に、これらスカウト像Ｘ線データ収集手段、各ｚ座標位置撮影条件決定手段、Ｘ線データ収集手段および画像再構成手段を用いて断層像を取得する動作を説明する。
The
図１５は、本発明のＸ線ＣＴ装置１００の動作の概略を示すフロー図である。図１５により、全体の操作および処理の流れを示す。
ステップＰ１１では、コリメータ２３をｚ方向に狭めて、ｚ方向に薄いＸ線ビームでスカウト像データ収集を行う。
FIG. 15 is a flowchart showing an outline of the operation of the
In Step P11, the
ステップＰ１２では、スキャン撮影条件を設定する。
ステップＰ１３では、スカウト像の各ｚ軸座標のプロファイル（ｐｒｏｆｉｌｅ）分布よりプロファイル面積、プロファイル楕円近似の長径／短径比率などの幾何学的特徴パラメータ（ｐａｒａｍｅｔｅｒ）を測定する。
In step P12, scan shooting conditions are set.
In Step P13, a geometric feature parameter (parameter) such as a profile area and a major axis / minor axis ratio of profile ellipse approximation is measured from the profile distribution of each z-axis coordinate of the scout image.
ステップＰ１４では、断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値であるノイズ・インデックスに依存し、ステップＰ１１のスカウト像の各ｚ座標のプロファイル分布の幾何学的特徴パラメータにより、各ｚ座標の管電流値テーブルを計算し、この管電流値テーブルをＸ線管電流制御分布である“理想的管電流値曲線”とする。 In step P14, depending on the noise index that is the target value of the standard deviation value of the CT value of the tomographic image, the tube of each z coordinate is determined by the geometric feature parameter of the profile distribution of each z coordinate of the scout image in step P11. A current value table is calculated, and this tube current value table is defined as an “ideal tube current value curve” which is an X-ray tube current control distribution.
ステップＰ１５では、多列Ｘ線検出器２４の各列があるｚ方向座標の断層像に対する寄与率分布を求める。
ステップＰ１６では、ステップＰ１５で求めた多列Ｘ線検出器２４の寄与率分布のデコンボリューション（ｄｅｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）関数をステップＰ１４で求めた“理想的管電流値曲線”に重畳して“制御すべき管電流値曲線“を求める。
In Step P15, a contribution rate distribution with respect to a tomographic image having z-direction coordinates in each column of the
In step P16, the deconvolution function of the contribution distribution of the
ステップＰ１７では、ステップＰ１６の“制御すべき管電流値曲線“の管電流値テーブルに従い、スキャンデータ収集を行う。
ステップＰ１８では、断層像画像再構成を行う。
In step P17, scan data collection is performed according to the tube current value table of the “tube current value curve to be controlled” in step P16.
In Step P18, tomographic image reconstruction is performed.
ステップＰ１９では、断層像画像表示を行う。
スカウト像データ収集では、Ｘ線ビームをｚ方向に狭めておき、撮影テーブル１０のクレードル１２の上に被検体を乗せ、走査ガントリ２０内部の回転部１５にあるＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４などから構成されるＸ線データ収集系は、走査ガントリ２０の上方向であるｙ軸方向の０度方向またはｘ軸方向の９０度方向または１８０度方向または２７０度方向などに固定しておく。この状態でクレードル１２をｚ方向に動かしながらＸ線データ収集を行うことにより、スカウト像データ収集が行える。
In Step P19, a tomographic image is displayed.
In the scout image data collection, the X-ray beam is narrowed in the z direction, the subject is placed on the cradle 12 of the imaging table 10, and the
あらかじめ、被検体の部位ごとの断層像の代表的な部分の関心領域における、画像ノイズのインデックス値であるＣＴ値の標準偏差値と、そのスカウト像のプロファイル分布の複数の特徴パラメータとの関係を求めておく。つまり被検体をｚ方向に位置合わせした後に、ｚ方向座標に依存した各々の断層像位置のノイズ・インデックス値と、スカウト像またはスカウト像投影データのプロファイル分布の特徴パラメータ群と、撮影に使用するＸ線管電流値との関係をあらかじめ関連づけておいておけばよい。 The relationship between the standard deviation value of the CT value that is the index value of the image noise and the plurality of feature parameters of the profile distribution of the scout image in advance in the region of interest in the representative portion of the tomographic image for each part of the subject I ask for it. That is, after the subject is aligned in the z direction, the noise index value of each tomographic image position depending on the z direction coordinate, the characteristic parameter group of the profile distribution of the scout image or the scout image projection data, and used for imaging. The relationship with the X-ray tube current value may be associated in advance.
これらの関係式に基いて、収集したスカウト像またはスカウト像の投影データのプロファイル分布の特徴パラメータを求めた後に、図１８のように、プロファイル分布の複数の特徴パラメータと被検体のｚ方向座標位置である部位とが求めらた後に、画像ノイズの目標値（ノイズ・インデックス）を指定しておけば、制御すべきＸ線管電流値が求められる。これにより、スカウト像のｚ方向に沿って各ｚ座標値のＸ線管電流値を図１９のように求めることができ、ｚ方向に沿ったＸ線管電流値曲線（Ｘ線管電流値テーブル）が求められる。 After obtaining the characteristic parameters of the profile distribution of the collected scout image or the projection data of the scout image based on these relational expressions, as shown in FIG. 18, a plurality of characteristic parameters of the profile distribution and the z-direction coordinate position of the subject If the target value (noise index) of the image noise is specified after the part is obtained, the X-ray tube current value to be controlled is obtained. Thereby, the X-ray tube current value of each z coordinate value along the z direction of the scout image can be obtained as shown in FIG. 19, and an X-ray tube current value curve (X-ray tube current value table along the z direction) can be obtained. ) Is required.
１列のＸ線検出器または列数の少ないＸ線検出器の場合は、このＸ線管電流値テーブルのままｚ方向に沿ってＸ線管電流値を変化させながら、ヘリカルスキャンまたはｚ方向の複数位置でのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行い、各ｚ方向位置の断層像のＣＴ値標準偏差値をほぼ一定にできた。しかし、マトリクス構造の多列Ｘ線検出器または２次元エリアＸ線検出器では検出器幅がｚ方向に広いため、図２０のように、あるｚ方向座標位置の断層像に３次元逆投影される投影データは複数のｚ方向位置に分散して存在している。このため、多列Ｘ線検出器または２次元エリアＸ線検出器を用いた場合に、Ｘ線管電流値テーブルのままｚ方向に沿ってＸ線管電流値を変化させながら、ヘリカルスキャンまたはｚ方向の複数位置でのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行うと、検出器の寄与するｚ方向の幅が広いため、図１６のように、画像ノイズの指標である断層像のＣＴ値標準偏差が正しく制御されずにｚ方向に広がってボケてしまう。これを避けるには図１６のように、あるｚ方向位置の断層像に対する検出器の各列の寄与率の分布をｚ方向に沿って求める。この寄与率の分布は、ヘリカルピッチ（ｈｅｌｉｃａｌ ｐｉｔｃｈ）、画像再構成の際の各検出器列の加重係数のかけ方、スキャンのモード（ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャン）などによっても異なってくる。このｚ方向に分布した寄与率の分布の逆重畳関数を求め、これを「Ｘ線管電流値曲線」（Ｘ線管電流値テーブル）に重畳すれば、つまり、高周波（高域）強調気味にｚ方向フィルタがかけられて、「制御すべき管電流値曲線」が求められる。この「制御すべき管電流値曲線」（制御すべき管電流値テーブル）の通り、ｚ方向に沿ってＸ線管電流値を変化させながらヘリカルスキャンまたはコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行い、画像再構成を行えば、高周波（高域）強調された管電流値曲線が、ｚ方向に分布する寄与率でｚ方向に平滑化され、ちょうど良く得られた断層像の画像ノイズ（ＣＴ値の標準偏差）はｚ方向にほぼ一様にすることができる。 In the case of an X-ray detector of one row or an X-ray detector with a small number of rows, the helical scan or the z-direction is changed while changing the X-ray tube current value along the z direction with this X-ray tube current value table. A conventional scan (axial scan) or cine scan at a plurality of positions was performed, and the CT value standard deviation value of the tomographic image at each z-direction position could be made substantially constant. However, a multi-row X-ray detector having a matrix structure or a two-dimensional area X-ray detector has a wide detector width in the z direction, so that a three-dimensional back projection is performed on a tomographic image at a certain coordinate position in the z direction as shown in FIG. Projection data is distributed at a plurality of z-direction positions. For this reason, when a multi-row X-ray detector or a two-dimensional area X-ray detector is used, the helical scan or z is performed while changing the X-ray tube current value along the z direction while maintaining the X-ray tube current value table. When conventional scanning (axial scanning) or cine scanning is performed at a plurality of positions in the direction, the width in the z direction contributed by the detector is wide. Therefore, as shown in FIG. 16, the CT value standard of a tomographic image that is an index of image noise The deviation spreads in the z direction and is blurred without being controlled correctly. In order to avoid this, as shown in FIG. 16, the distribution of the contribution ratio of each column of the detector to the tomographic image at a certain z direction position is obtained along the z direction. The distribution of this contribution rate depends on the helical pitch, how to apply the weighting coefficient of each detector row during image reconstruction, and the scan mode (helical scan, conventional scan (axial scan) or cine scan), etc. Will also be different. If an inverse superposition function of the distribution of the contribution ratio distributed in the z direction is obtained and superimposed on the “X-ray tube current value curve” (X-ray tube current value table), that is, high frequency (high frequency) emphasized. A z-direction filter is applied to obtain a “tube current value curve to be controlled”. As shown in this “tube current value curve to be controlled” (tube current value table to be controlled), helical scan, conventional scan (axial scan) or cine scan is performed while changing the X-ray tube current value along the z direction. If the image reconstruction is performed, the tube current value curve emphasized at high frequency (high frequency) is smoothed in the z direction with a contribution ratio distributed in the z direction, and the image noise (CT value) of the tomographic image obtained just well. Standard deviation) can be made substantially uniform in the z direction.
ステップＰ１１で求められるスカウト像の各ｚ軸座標のプロファイル分布の幾何学特徴パラメータ、または図１３で求められるスカウト像のプロファイルの特徴パラメータには、図２１のように以下のようなものもしくは、それらを組合せて演算して求められる特徴パラメータが考えられる。 The geometric characteristic parameters of the profile distribution of each z-axis coordinate of the scout image obtained in step P11 or the characteristic parameters of the profile of the scout image obtained in FIG. 13 are as follows as shown in FIG. The characteristic parameter calculated | required by calculating combining, can be considered.
また、上記の第４項のプロファイル分布を複数の楕円に分けるか否かの判断、つまり独立したプロファイルの抽出をするか否かの判断のフロー図を図２２に示す。
ステップｍ１では、ｘi＝ｘ0＋Δｘとする。ただし、Δｘ＝（ｘn−ｘ0）／Ｎとする。
FIG. 22 shows a flow chart for determining whether to divide the profile distribution of the fourth term into a plurality of ellipses, that is, determining whether to extract independent profiles.
In step m1, x i = x 0 + Δx. However, it is assumed that Δx = (x n −x 0 ) / N.
ステップｍ２では、ｍ1をｘ0〜ｘi区間の平均σ1をｘ0〜ｘiの標準偏差として求める。
ステップｍ３では、ｍ2をｘi〜ｘn区間の平均σ2をｘi〜ｘnの標準偏差として求める。
At step m2, seek m 1 Average sigma 1 of x 0 ~x i interval as the standard deviation of x 0 ~x i.
At step m3, seek m 2 Average sigma 2 of x i ~x n sections as the standard deviation of x i ~x n.
ただしＫは適当な係数のようにして具体的に判断をさせることができる。
ステップｍ４では、（ｍ2−ｍ1）が（σ1＋σ2）よりも充分大きいかを判断する。ＹＥＳであればステップｍ５へ行き、ＮＯであればステップｍ１１へ行く。
However, K can be specifically determined as an appropriate coefficient.
In step m4, it is determined whether (m 2 −m 1 ) is sufficiently larger than (σ 1 + σ 2 ). If yes, go to step m5, if no, go to step m11.
ステップｍ５では、ｘ0〜ｘiを１つの独立した区間として扱い、ｘiからｘnまでを別のプロファイル分布とみなす。つまり独立した領域として分けて楕円近似を行い、別の近似楕円領域として切り離す。具体的には、被検体の下肢部の撮影で両足の断層像が映っている場合、または胸部と腕おろしした２本の腕が映っている場合などが考えられる。 In step m5, treats x 0 ~x i as an independent section, regarded up to x n and another profile distribution from x i. In other words, the ellipse approximation is performed separately as an independent area and separated as another approximate ellipse area. Specifically, a case in which a tomographic image of both legs is shown in the image of the lower limb of the subject, or a case where two chests and two arms are shown are shown.
ステップｍ６では、ｘ0＝ｘ0＋ΔＮ，Ｎ＝Ｎ−１とする。
ステップｍ７では、ｘn＝ｘ0＋ΔＮがＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップｍ２へ行く。
In step m6, x 0 = x 0 + ΔN and N = N−1.
In step m7, if x n = x 0 + ΔN is YES, the process ends. If NO, the process goes to step m2.
ステップｍ１１では、ｘi＝ｘ0＋２Δｘとする。
このような判断により、プロファイル分布が複数の楕円近似で分けられるかを判断する。
At step m11, and x i = x 0 + 2Δx.
Based on such determination, it is determined whether the profile distribution can be divided into a plurality of elliptic approximations.
上記のように各ｚ座標位置において、プロファイル分布に応じてその幾何学的特徴パラメータや、その１つである楕円近似した際のパラメータなどで、各ｚ座標位置の最適Ｘ線管電流などの撮影条件を決定することができる。楕円近似を各ｚ座標位置において行うのであれば、図２３（ａ），（ｂ）のようにデータ収集系のビュー方向を考慮すると、図２４のように各ビュー方向により近似された楕円の投影データ長が変化する。 As described above, the optimum X-ray tube current at each z-coordinate position is imaged at each z-coordinate position using the geometric feature parameter according to the profile distribution or one of the elliptical approximation parameters. Conditions can be determined. If ellipse approximation is performed at each z-coordinate position, considering the view direction of the data collection system as shown in FIGS. 23A and 23B, projection of an ellipse approximated by each view direction as shown in FIG. Data length changes.
このように、データ収集系のビュー方向とプロファイル分布から近似された楕円との位置関係を考慮すれば更に最適Ｘ線管電流値を下げて、被爆低減が可能になる。
図２３（ａ）のようにコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンにおいては、データ収集系のビュー方向で近似される楕円は変化しないが、図２３（ｂ）のようにヘリカルスキャンにおいては、ｚ方向座標が移動するにつれ近似される楕円は変化し、データ収集系のビュー方向ごとの最適Ｘ線管電流値も変わってくる。
In this way, if the positional relationship between the view direction of the data acquisition system and the ellipse approximated from the profile distribution is taken into account, the optimum X-ray tube current value can be further reduced to reduce exposure.
In the conventional scan (axial scan) or cine scan as shown in FIG. 23 (a), the ellipse approximated in the view direction of the data acquisition system does not change, but in the helical scan as shown in FIG. 23 (b), z As the direction coordinate moves, the approximated ellipse changes, and the optimum X-ray tube current value for each view direction of the data acquisition system also changes.
つまり、図２３（ａ）のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは、スキャン１，２のいずれでもビュー方向が同じであれば同じ最適Ｘ線管電流値になるが、図２３（ｂ）のヘリカルスキャンにおいては、スキャン１，２により、ビュー方向がずれるとｚ方向座標位置もずれて近似される楕円の大きさも異なり最適Ｘ線管電流値は異なってくる。このようにしてビュー方向を考慮することにより、被曝低減を更に改善できる。
That is, in the conventional scan (axial scan) or cine scan in FIG. 23A, the same optimum X-ray tube current value is obtained if the view direction is the same in both
図３は、本発明のＸ線ＣＴ装置１００のＸ線検出器データ収集、画像再構成の処理の概要を示すフロー図である。
ステップＳ１では、まず、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル１０上のクレードル１２をテーブルを直線移動させながらヘリカルスキャン動作を行ない、ビュー角度ｖｉｅｗと、検出器列番号ｊと、チャネル番号ｉとで表わされるＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）にテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させて、Ｘ線検出器データを収集する。または、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは撮影テーブル１０上のクレードル１２を固定させたまま、Ｘ線検出器データを収集する。
FIG. 3 is a flowchart showing an outline of processing of X-ray detector data collection and image reconstruction of the
In step S1, first, the helical scan operation is performed while rotating the
ステップＳ２では、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して前処理を行い、投影データに変換する。前処理は図４のようにステップＳ２１オフセット（ｏｆｆｓｅｔ）補正，ステップＳ２２対数変換，ステップＳ２３Ｘ線線量補正，ステップＳ２４感度補正からなる。 In step S2, the X-ray detector data D0 (view, j, i) is preprocessed and converted into projection data. As shown in FIG. 4, the preprocessing includes step S21 offset correction, step S22 logarithmic conversion, step S23 X-ray dose correction, and step S24 sensitivity correction.
ステップＳ３では、前処理された投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング（ｂｅａｍｈａｒｄｅｎｉｎｇ）補正を行なう。ビームハードニング補正Ｓ３では前処理Ｓ２の感度補正Ｓ２４が行なわれた投影データをＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とし、ビームハードニング補正Ｓ３の後のデータをＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）とすると、ビームハードニング補正Ｓ３は以下のように、例えば多項式形式で表わされる。 In step S3, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data D1 (view, j, i). In the beam hardening correction S3, the projection data subjected to the sensitivity correction S24 in the pre-processing S2 is D1 (view, j, i), and the data after the beam hardening correction S3 is D11 (view, j, i). The beam hardening correction S3 is expressed, for example, in a polynomial form as follows.
この時、検出器の各ｊ列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のＸ線エネルギー（ｅｎｅｒｇｙ）特性の違いを補正できる。 At this time, since independent beam hardening correction can be performed for each j column of the detector, the X-ray energy (energy) of the detector for each column is different if the tube voltage of each data acquisition system is different under imaging conditions. ) Can correct the difference in characteristics.
ステップＳ４では、ビームハードニング補正された投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ｚ方向（列方向）のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行なう。
ステップＳ４では、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１（ｃｈ，ｒｏｗ）（ここで、ｃｈ＝１〜ＣＨ，ｒｏｗ＝１〜ＲＯＷ）の投影データに対し、列方向に例えば下記のような列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。
In step S4, a z-filter convolution process for applying a filter in the z-direction (column direction) is performed on the projection data D11 (view, j, i) subjected to beam hardening correction.
In step S4, the multi-row X-ray detector D11 (ch, row) (where ch = 1 to CH, row = 1 to ROW) subjected to beam hardening correction after pre-processing in each view angle and each data acquisition system. ) Is applied to the projection data in the column direction, for example, in the column direction filter size as follows.
（ｗ1（ｃｈ），ｗ2（ｃｈ），ｗ3（ｃｈ），ｗ4（ｃｈ），ｗ5（ｃｈ））、
ただし、
(W 1 (ch), w 2 (ch), w 3 (ch), w 4 (ch), w 5 (ch)),
However,
とする。
補正された検出器データＤ１２（ｃｈ，ｒｏｗ）は以下のようになる。
And
The corrected detector data D12 (ch, row) is as follows.
となる。なお、チャネルの最大値はＣＨ，列の最大値はＲＯＷとすると、 It becomes. If the maximum channel value is CH and the maximum column value is ROW,
とする。
また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離に応じてスライス（ｓｌｉｃｅ）厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなるので、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させると、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でも一様に近くすることもできる。
And
If the column direction filter coefficient is changed for each channel, the slice thickness can be controlled according to the distance from the image reconstruction center. In general, in slice images, the slice thickness is thicker in the periphery than in the reconstruction center, so the column direction filter coefficient is changed between the center and the periphery, and the column direction filter coefficient is changed in the column direction near the center channel If the width of the filter coefficient is changed widely, the slice thickness can be made close to the periphery and the center of the image reconstruction uniformly by changing the width of the column direction filter coefficient in the vicinity of the peripheral channel.
このように、多列Ｘ線検出器２４の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、３次元画像再構成された断層像つまり、ｘｙ平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として列方向（ｚ方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。
In this way, by controlling the column direction filter coefficients of the central channel and the peripheral channel of the
ステップＳ５では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）変換し、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理Ｓ５では、ｚフィルタ重畳処理後のデータをＤ１２とし、再構成関数重畳処理後のデータをＤ１３、重畳する再構成関数をＫｅｒｎｅｌ（ｊ）とすると、再構成関数重畳処理は以下のように表わされる。 In step S5, reconstruction function superimposition processing is performed. That is, Fourier transform, multiplication with a reconstruction function, and inverse Fourier transform are performed. In the reconstruction function superimposing process S5, assuming that the data after the z filter convolution process is D12, the data after the reconstruction function convolution process is D13, and the reconstruction function to be superimposed is Kernel (j), the reconstruction function convolution process is as follows. It is expressed as
つまり、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）は検出器の各ｊ列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。なお、＊は、重畳演算を現す。 That is, the reconstruction function Kernel (j) can perform an independent reconstruction function convolution process for each j column of the detector, so that the difference in noise characteristic and resolution characteristic for each column can be corrected. Note that * represents a superimposition operation.
ステップＳ６では、再構成関数重畳処理した投影データＤ１３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、３次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を求める。本発明では、ヘリカルスキャンが行なわれているが、画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。この３次元逆投影処理については、図５を参照して後述する。 In step S6, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data D13 (view, j, i) subjected to reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data D3 (x, y). In the present invention, helical scanning is performed, but an image to be reconstructed is reconstructed into a three-dimensional image on a plane perpendicular to the z axis and on the xy plane. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane. This three-dimensional backprojection process will be described later with reference to FIG.
ステップＳ７では、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像Ｄ３１（ｘ，ｙ）を得る。
後処理の画像フィルタ重畳処理では、３次元逆投影後の断層像をＤ３１（ｘ，ｙ，ｚ）とし、画像フィルタ重畳後のデータをＤ３２（ｘ，ｙ，ｚ）、画像フィルタをＦｉｌｔｅｒ（ｚ）とすると、
In step S7, post-processing such as image filter superposition and CT value conversion is performed on the backprojection data D3 (x, y, z) to obtain a tomographic image D31 (x, y).
In post-processing image filter convolution processing, the tomographic image after three-dimensional backprojection is D31 (x, y, z), the data after image filter convolution is D32 (x, y, z), and the image filter is Filter (z )
つまり、検出器の各ｊ列ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。得られた断層像はモニタ６に表示される。
That is, since an independent image filter convolution process can be performed for each j column of the detector, a difference in noise characteristics and resolution characteristics for each column can be corrected. The obtained tomographic image is displayed on the
図５は、３次元逆投影処理（図４のステップＳ６）の詳細を示すフロー図である。
本発明では、画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面、ｘｙ平面に３次元画像再構成される。以下の再構成領域Ｐはｘｙ平面に平行なものとする。
FIG. 5 is a flowchart showing details of the three-dimensional backprojection process (step S6 in FIG. 4).
In the present invention, the image to be reconstructed is reconstructed into a three-dimensional image on a plane perpendicular to the z axis and on the xy plane. The following reconstruction area P is assumed to be parallel to the xy plane.
ステップＳ６１では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒを抽出する。 In step S61, attention is paid to one view among all the views necessary for image reconstruction of the tomographic image (that is, a view for 360 degrees or a view for 180 degrees and a fan angle). Projection data Dr corresponding to each pixel is extracted.
図６（ａ）（ｂ）に示すように、ｘｙ平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の領域を再構成領域Ｐとし、ｙ＝０のｘ軸に平行な画素列Ｌ０，ｙ＝６３の画素列Ｌ６３，ｙ＝１２７の画素列Ｌ１２７，ｙ＝１９１の画素列Ｌ１９１，ｙ＝２５５の画素列Ｌ２５５，ｙ＝３１９の画素列Ｌ３１９，ｙ＝３８３の画素列Ｌ３８３，ｙ＝４４７の画素列Ｌ４４７，ｙ＝５１１の画素列Ｌ５１１を列にとると、これらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影した図７に示す如きラインＴ０〜Ｔ５１１上の投影データを抽出すれば、それらが画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）となる。ただし、ｘ，ｙは断層像の各画素（ｘ，ｙ）に対応する。
As shown in FIGS. 6A and 6B, a 512 × 512 pixel square region parallel to the xy plane is used as a reconstruction region P, and pixel rows L0 and y = 63 parallel to the x axis where y = 0. Pixel row L63, pixel row L127 of y = 127, pixel row L191 of y = 191, pixel row L255 of y = 255, pixel row L319 of y = 319, pixel row L383 of y = 383, pixel row of y = 447 When the pixel column L511 of L447, y = 511 is taken as a column, these pixel columns L0 to L511 are projected on the surface of the
Ｘ線透過方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点と各画素と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的位置によって決まるが、Ｘ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（ｖｉｅｗ）がテーブル直線移動ｚ方向位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）としてＸ線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）でもＸ線焦点、多列Ｘ線検出器のデータ収集幾何学系の中において、Ｘ線透過方向を正確に求めることが出来る。
The X-ray transmission direction is determined by the X-ray focal point of the
なお、例えば画素列Ｌ０をＸ線透過方向に多列Ｘ線検出器２４の面に投影したラインＴ０のように、ラインの一部が多列Ｘ線検出器２４のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を「０」にする。また、ｚ方向の外に出た場合は投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を補外して求める。
For example, a part of the line goes out of the channel direction of the
かくして、図８に示すように、再構成領域Ｐの各画素に対応する投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を抽出できる。
図５に戻り、ステップＳ６２では、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図９に示す如き投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を作成する。
Thus, as shown in FIG. 8, projection data Dr (view, x, y) corresponding to each pixel of the reconstruction area P can be extracted.
Returning to FIG. 5, in step S62, the projection data Dr (view, x, y) is multiplied by the cone beam reconstruction weighting coefficient to create projection data D2 (view, x, y) as shown in FIG.
ここで、コーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）は以下の通りである。ファンビーム（ｆａｎ ｂｅａｍ）画像再構成の場合は、一般に、ｖｉｅｗ＝βａでＸ線管２１の焦点と再構成領域Ｐ上（ｘｙ平面上）の画素ｇ（ｘ，ｙ）とを結ぶ直線がＸ線ビームの中心軸Ｂｃに対してなす角度をγとし、その対向ビューをｖｉｅｗ＝βｂとするとき、
βｂ＝βａ＋１８０°−２γ
である。
Here, the cone beam reconstruction weighting coefficient w (i, j) is as follows. In the case of fan beam image reconstruction, generally, a straight line connecting the focus of the
βb = βa + 180 ° -2γ
It is.
再構成領域Ｐ上の画素ｇ（ｘ，ｙ）を通るＸ線ビームとその対向Ｘ線ビームが再構成平面Ｐとなす角度を、αａ，αｂとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算し、逆投影画素データＤ２（０，ｘ，ｙ）を求める。 If the angles formed by the X-ray beam passing through the pixel g (x, y) on the reconstruction area P and the opposite X-ray beam to the reconstruction plane P are αa and αb, the cone beam reconstruction weighting coefficient depending on these angles ωa and ωb are multiplied and added to obtain backprojection pixel data D2 (0, x, y).
Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＝ωａ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ａ＋ωｂ・Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ｂ
ただし、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ａはビューβａの投影データ、Ｄ２（０，ｘ，ｙ）＿ｂはビューβｂの投影データとする。
D2 (0, x, y) = ωa · D2 (0, x, y) _a + ωb · D2 (0, x, y) _b
However, D2 (0, x, y) _a is projection data of the view βa, and D2 (0, x, y) _b is projection data of the view βb.
なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、
ωａ＋ωｂ＝１
である。
In addition, the sum of the opposite beams of the cone beam reconstruction weighting coefficient is
ωa + ωb = 1
It is.
コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することが出来る。例えば、コーンビーム再構成加重係数ωａ，ωｂは、次式により求めたものを用いることが出来る。ファンビーム角の１／２をγｍａｘとするとき、 By multiplying and adding cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb, cone angle artifacts can be reduced. For example, the cone beam reconstruction weighting coefficients ωa and ωb can be obtained by the following equations. When 1/2 of the fan beam angle is γmax,
（例えば、ｑ＝１とする）
例えば、ｇａ，ｇｂの１例として、ｍａｘ［Ａ，Ｂ］をＡ，Ｂいずれかの値の大きい方を採る関数とすると、
(For example, q = 1)
For example, as an example of ga and gb, if max [A, B] is a function that takes the larger of A or B,
また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域Ｐ上の各画素に乗算する。距離係数はＸ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する多列Ｘ線検出器２４の検出器列ｊ，チャネルｉまでの距離をｒ０とし、Ｘ線管２１の焦点から投影データＤｒに対応する再構成領域Ｐ上の画素までの距離をｒ１とするとき、（ｒ１／ｒ０）2である。また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域Ｐ上の各画素にコーンビーム再構成加重係数ｗ（ｉ，ｊ）のみを乗算すればよい。
In the case of fan beam image reconstruction, each pixel on the reconstruction area P is further multiplied by a distance coefficient. For the distance coefficient, the distance from the focus of the
ステップＳ６３では、図１０に示すように、予めクリアしておいた逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に、投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を画素対応に加算する。
ステップＳ６４では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、３６０度分のビュー又は「１８０度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップＳ６１〜Ｓ６３を繰り返し、図１０に示すように、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）を得る。
In step S63, as shown in FIG. 10, the projection data D2 (view, x, y) is added to the backprojection data D3 (x, y) that has been cleared in advance for each pixel.
In step S64, steps S61 to S63 are repeated for all views necessary for image reconstruction of tomographic images (that is, views for 360 degrees or "180 degrees + fan angle"), as shown in FIG. Then, back projection data D3 (x, y) is obtained.
なお、図１１（ａ）（ｂ）に示すように、再構成領域Ｐを円形の領域としてもよい。
以上のＸ線ＣＴ装置１００において、本発明のＸ線ＣＴ装置、またはＸ線ＣＴ撮影方法によれば、多列Ｘ線検出器または、フラットパネルＸ線検出器に代表されるマトリクス構造の２次元エリアＸ線検出器を被検体に相対的にｚ方向に走査させて、被検体のＸ線透視像であるスカウト像を得て、そのスカウト像またはスカウト像の投影データよりｚ方向の各位置の投影データの分布を求める。そのスカウト像またはそのスカウト像の投影データの分布の幾何学的特徴パラメータにより、被検体の各ｚ方向座標位置の断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適なＸ線管電流を求めることができ、ｚ方向に沿った最適Ｘ線管電流曲線が求められる。２次元エリアＸ線検出器を用いたコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンによるあるｚ方向座標の断層像は、各々のスキャンまたはその撮影条件により、２次元エリアＸ線検出器の各列の断層像への寄与率が異なる。この検出器各列の断層像への寄与率分布を考慮して、上記最適Ｘ線管電流を実際にＸ線管電流を制御する実Ｘ線管電流分布に変換させ、この実Ｘ線管電流を用いてコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの各スキャンを行い、各々のｚ方向座標の断層像の画像ノイズを断層像のＣＴ値の標準偏差値の目標値に最適化制御できる効果がある。
As shown in FIGS. 11A and 11B, the reconstruction area P may be a circular area.
In the
なお、画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による３次元画像再構成方法でもよい。さらに、他の３次元画像再構成方法でもよい。または２次元画像再構成方法でもよい。 Note that the image reconstruction method may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, other three-dimensional image reconstruction methods may be used. Alternatively, a two-dimensional image reconstruction method may be used.
また、本実施の形態では、各列ごとに係数の異なった列方向（ｚ方向）フィルタを重畳することにより、特にコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）では、Ｘ線コーン角の違いなどによる画質の違いを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これには様々なフィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。 In this embodiment, column direction (z direction) filters having different coefficients are superimposed on each column, so that differences in image quality due to differences in X-ray cone angle, etc., particularly in a conventional scan (axial scan). Adjustment is made to achieve uniform slice thickness, artifact, and noise image quality in each column, but various filter coefficients can be considered, but all can produce the same effect.
また、本実施の形態は、医用Ｘ線ＣＴ装置を元に書かれているが、産業用Ｘ線ＣＴ装置または他の装置と組合わせたＸ線ＣＴ−ＰＥＴ装置，Ｘ線ＣＴ−ＳＰＥＣＴ装置などで利用できる。 Further, although the present embodiment is written based on a medical X-ray CT apparatus, an X-ray CT-PET apparatus, an X-ray CT-SPECT apparatus, etc. combined with an industrial X-ray CT apparatus or another apparatus, etc. Available at.
また、本実施の形態では、いくつかの具体的な幾何学的特徴パラメータを用いて、“断層像の画像ノイズの目標値”と“Ｘ線管電流値”との関係を明らかにしている。しかし、本実施の形態で用いている幾何学的特徴パラメータと全く同じではなくても同様の効果を出せる。 In the present embodiment, the relationship between the “target value of tomographic image noise” and the “X-ray tube current value” is clarified using some specific geometric feature parameters. However, the same effect can be obtained even if it is not exactly the same as the geometric feature parameter used in the present embodiment.
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 コリメータ
２４ 多列Ｘ線検出器
２５ ＤＡＳ（データ収集装置）
２６ 回転部コントローラ
２７ 走査ガントリ傾斜コントローラ
２９ 制御コントローラ
３０ スリップリング
１００ Ｘ線ＣＴ装置
1
26 Rotating part controller 27 Scanning gantry tilt controller 29
Claims (19)
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、
前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するＸ線データ収集手段と、
前記Ｘ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays Scout image X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving the line detector in the z direction which is the body axis direction of the subject;
Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject;
Based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the X-ray data acquisition system comprising the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector have a z-direction coordinate. Each z coordinate position for obtaining the power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the subject while considering the contribution to each pixel of the tomographic image to be reconstructed in the z direction coordinate Photographing condition determining means;
The subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector. X-ray data collection means for collecting transmitted X-ray transmission data;
Image reconstruction means for reconstructing the X-ray transmission data;
Image display means for displaying the tomographic image reconstructed;
In an X-ray CT apparatus comprising:
The X-ray CT apparatus characterized in that the X-ray data collection means performs imaging in accordance with imaging conditions at each z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determination unit.
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、
前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集するＸ線データ収集手段と、
前記Ｘ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められたｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays Scout image X-ray data collection means for collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving the line detector in the z direction which is the body axis direction of the subject;
Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject;
Based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the X-ray data acquisition system comprising the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector have a z-direction coordinate. Each z coordinate position for obtaining the power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the subject while considering the contribution to each pixel of the tomographic image to be reconstructed in the z direction coordinate Photographing condition determining means;
The subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector. X-ray data collection means for collecting transmitted X-ray transmission data;
Image reconstruction means for reconstructing the X-ray transmission data;
Image display means for displaying the tomographic image reconstructed;
In an X-ray CT apparatus comprising:
The X-ray data collecting means performs X-ray CT imaging in accordance with the z-direction coordinates determined by the respective z-coordinate position imaging condition determining means and the imaging conditions at each z-direction coordinate considering a view angle. .
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
前記スカウト像用または前記断層像用のＸ線透過データの１方向（１ビュー）のＸ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向のＸ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、
前記Ｘ線データ収集手段から収集されたＸ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays While rotating the X-ray detector around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or between the X-ray generator and the flat panel X-ray detector, Collecting X-ray transmission data for tomographic images that have passed through the subject in the vicinity of the center of rotation, or moving X-ray data for the scout image that has passed through the subject while moving in the z direction, which is the body axis direction of the subject. X-ray data collection means for collecting transmission data;
Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject;
Based on the X-ray transmission data in one direction (one view) of the X-ray transmission data for the scout image or the tomographic image and the imaging conditions, the X-ray generator, the multi-row X-ray detector, When the X-ray data acquisition system composed of the two-dimensional area X-ray detector is at a certain z-direction coordinate, the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate is considered. Each z coordinate position imaging condition determining means for obtaining a power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the specimen,
Image reconstruction means for reconstructing an image of the X-ray transmission data collected from the X-ray data collection means;
Image display means for displaying the tomographic image reconstructed;
In an X-ray CT apparatus comprising:
The X-ray CT apparatus characterized in that the X-ray data collection means performs imaging in accordance with imaging conditions at each z-direction coordinate determined by each z-coordinate position imaging condition determination unit.
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
前記スカウト像用または前記断層像用のＸ線透過データの１方向（１ビュー）のＸ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向のＸ線発生装置の電力制御分布を求める各ｚ座標位置撮影条件決定手段と、
前記Ｘ線データ収集手段から収集されたＸ線透過データを画像再構成する画像再構成手段と、
前記画像再構成された断層像を表示する画像表示手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線データ収集手段は、前記各ｚ座標位置撮影条件決定手段により定められたｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays While rotating the X-ray detector around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or between the X-ray generator and the flat panel X-ray detector, Collecting X-ray transmission data for tomographic images that have passed through the subject in the vicinity of the center of rotation, or moving X-ray data for the scout image that has passed through the subject while moving in the z direction, which is the body axis direction of the subject. X-ray data collection means for collecting transmission data;
Imaging condition setting means for setting imaging conditions for tomographic imaging of the subject;
Based on the X-ray transmission data in one direction (one view) of the X-ray transmission data for the scout image or the tomographic image and the imaging conditions, the X-ray generator, the multi-row X-ray detector, When the X-ray data acquisition system composed of the two-dimensional area X-ray detector is at a certain z-direction coordinate, the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed at the z-direction coordinate is considered. Each z coordinate position imaging condition determining means for obtaining a power control distribution of the X-ray generator in the body axis direction of the specimen,
Image reconstruction means for reconstructing an image of the X-ray transmission data collected from the X-ray data collection means;
Image display means for displaying the tomographic image reconstructed;
In an X-ray CT apparatus comprising:
The X-ray data collecting means performs X-ray CT imaging in accordance with the z-direction coordinates determined by the respective z-coordinate position imaging condition determining means and the imaging conditions at each z-direction coordinate considering a view angle. .
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定し、
前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求め、
前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、
前記Ｘ線透過データを画像再構成し、
前記画像再構成された断層像を表示するＸ線ＣＴ撮影方法において、
前記電力制御分布により定められた各ｚ方向座標における撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays Collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving the line detector in the z direction which is the body axis direction of the subject,
Set imaging conditions for tomographic imaging of the subject,
Based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the X-ray data acquisition system comprising the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector have a z-direction coordinate. The power control distribution of the X-ray generation device in the body axis direction of the subject is determined while considering the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed in the z-direction coordinate image,
The subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector. Collect transmitted X-ray transmission data,
Reconstructing the X-ray transmission data,
In the X-ray CT imaging method for displaying the image reconstructed tomogram,
An X-ray CT imaging method, wherein imaging is performed according to imaging conditions at each z-direction coordinate determined by the power control distribution.
前記被検体の断層像撮影の撮影条件を設定し、
前記Ｘ線透過データおよび前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器あるいは前記２次元エリアＸ線検出器からなるＸ線データ収集系が、あるｚ方向座標にある場合、前記ｚ方向座標の画像再構成される断層像の各画素への寄与を考慮しながら、前記被検体の体軸方向の前記Ｘ線発生装置の電力制御分布を求め、
前記Ｘ線発生装置、並びに、前記多列Ｘ線検出器または前記２次元エリアＸ線検出器の間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、前記回転中心の近傍にある前記被検体を透過したＸ線透過データを収集し、
前記Ｘ線透過データを画像再構成し、
前記画像再構成された断層像を表示するＸ線ＣＴ撮影方法において、
ｚ方向座標と、ビュー角度を考慮した各ｚ方向座標における前記電力制御分布により定められた撮影条件に従って撮影することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法。 X-ray generator, and two-dimensional area X having a matrix structure typified by a multi-row X-ray detector or a flat panel X-ray detector arranged at a position opposite to the X-ray generator to detect X-rays Collecting X-ray transmission data transmitted through the subject while moving the line detector in the z direction which is the body axis direction of the subject,
Set imaging conditions for tomographic imaging of the subject,
Based on the X-ray transmission data and the imaging conditions, the X-ray generator and the X-ray data acquisition system comprising the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector have a z-direction coordinate. The power control distribution of the X-ray generation device in the body axis direction of the subject is determined while considering the contribution to each pixel of the tomographic image reconstructed in the z-direction coordinate image,
The subject in the vicinity of the rotation center while rotating around the rotation center between the X-ray generator and the multi-row X-ray detector or the two-dimensional area X-ray detector. Collect transmitted X-ray transmission data,
Reconstructing the X-ray transmission data,
In the X-ray CT imaging method for displaying the image reconstructed tomogram,
An X-ray CT imaging method, wherein imaging is performed in accordance with imaging conditions determined by the power control distribution at each z-direction coordinate in consideration of a z-direction coordinate and a view angle.
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| JP2009261915A (en) * | 2008-04-04 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | X-ray ct apparatus |
| JP2014061441A (en) * | 2007-12-29 | 2014-04-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method for controlling x-ray exposure in x-ray ct system |
| WO2019039109A1 (en) * | 2017-08-25 | 2019-02-28 | キヤノン株式会社 | Radiation imaging device and radiation imaging system |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003290214A (en) * | 2002-03-27 | 2003-10-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Transmitted x-ray data acquisition apparatus and x-ray tomograph |
| JP2004033778A (en) * | 2002-07-15 | 2004-02-05 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | System and method for acquiring x-ray data |
| JP2005080749A (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
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2005
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Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003290214A (en) * | 2002-03-27 | 2003-10-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Transmitted x-ray data acquisition apparatus and x-ray tomograph |
| JP2004033778A (en) * | 2002-07-15 | 2004-02-05 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | System and method for acquiring x-ray data |
| JP2005080749A (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-31 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct apparatus |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009050361A (en) * | 2007-08-24 | 2009-03-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Radiation ct apparatus |
| JP2009089810A (en) * | 2007-10-05 | 2009-04-30 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct system |
| JP2014061441A (en) * | 2007-12-29 | 2014-04-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method for controlling x-ray exposure in x-ray ct system |
| JP2009261915A (en) * | 2008-04-04 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | X-ray ct apparatus |
| WO2019039109A1 (en) * | 2017-08-25 | 2019-02-28 | キヤノン株式会社 | Radiation imaging device and radiation imaging system |
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