JP2013255850A - X-ray ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、被検体にＸ線を曝射して投影データを収集し、収集された投影データに基づいて画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。特に、この発明は、被検体に対するＸ線照射量を制御するＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus that exposes a subject to X-rays, collects projection data, and reconstructs an image based on the collected projection data. In particular, the present invention relates to an X-ray CT apparatus that controls an X-ray irradiation amount on a subject.
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を間にして対向配置されたＸ線管球とＸ線検出器とを被検体の周囲で回転させながらＸ線管球からＸ線を曝射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出する。そして、Ｘ線検出器によって検出されたデータをデータ収集装置（ＤＡＳ）によって投影データとして収集し、収集された投影データを再構成処理することによって被検体の画像を生成する。例えば、Ｘ線管球とＸ線検出器とを３６０°、又は（１８０°＋ファン角）回転させて投影データを収集し、３６０°分、又は（１８０°＋ファン角）分の投影データに基づいて画像を生成する。 An X-ray CT apparatus emits X-rays from an X-ray tube while rotating an X-ray tube and an X-ray detector, which are arranged opposite to each other with the subject interposed therebetween, around the subject, The transmitted X-ray is detected by an X-ray detector. Then, data detected by the X-ray detector is collected as projection data by a data collection device (DAS), and an image of the subject is generated by reconstructing the collected projection data. For example, the projection data is collected by rotating the X-ray tube and the X-ray detector by 360 ° or (180 ° + fan angle), and the projection data for 360 ° or (180 ° + fan angle) is collected. Based on this, an image is generated.
被検体に対するある角度において、複数の検出素子を有するＸ線検出器で検出された検出データの集合をビュー（ｖｉｅｗ）と称する。例えば１°ごとに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する場合には、Ｘ線管球及びＸ線検出器を１回転させることで３６０ビューの投影データを得て、この３６０ビューの投影データを用いて画像を再構成することになる。 A set of detection data detected by an X-ray detector having a plurality of detection elements at a certain angle with respect to the subject is referred to as a view. For example, when collecting projection data of one view (view) every 1 °, the projection data of 360 views is obtained by rotating the X-ray tube and the X-ray detector once to obtain the projection data of 360 views. The image is reconstructed using.
また、Ｘ線管球からＸ線を曝射しながら、被検体が載置された寝台を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させることより、被検体に対するＸ線管球の相対的な軌跡がらせん状となるような所謂ヘリカルスキャンが行われている。 Further, the X-ray tube relative to the subject is moved by moving the bed on which the subject is placed in the body axis direction (z-axis direction) while exposing the X-ray from the X-ray tube. A so-called helical scan is performed in which a typical locus is spiral.
ところで、実際の人体には、Ｘ線吸収量の多い組織やＸ線吸収量の少ない組織があり、それらが重なったり入り組んだりしている。Ｘ線管球に供給する管電流を一定にしてヘリカルスキャンを実行すると、同じ組成であってもその箇所に実際に到達するＸ線量が変わる。その結果、Ｘ線検出器の出力にばらつきが発生してしまう。そこで、ヘリカルスキャンの実行にあたって、Ｘ線を曝射しながらＸ線照射量（管電流）を変調（モジュレーション）するスキャン方法が提案されている（例えば特許文献１）。 By the way, in the actual human body, there are tissues having a large amount of X-ray absorption and tissues having a small amount of X-ray absorption, which are overlapped or complicated. When the helical scan is executed with the tube current supplied to the X-ray tube being constant, the X-ray dose that actually reaches the spot changes even with the same composition. As a result, variations occur in the output of the X-ray detector. Therefore, a scanning method for modulating (modulating) the X-ray irradiation amount (tube current) while exposing the X-rays has been proposed (for example, Patent Document 1).
ここで、従来技術に係るＸ線照射量の変調（モジュレーション）方法について図４を参照して説明する。図４は、従来技術に係るＸ線照射量の変調（モジュレーション）方法を説明するための図である。図４（ａ）は、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）を示す図である。図４（ａ）において、横軸は被検体の体軸方向（ｚ軸方向）における位置を示し、縦軸はＸ線照射量（管電流）の比率を示している。図４（ｂ）は、被検体の体軸方向に直交する断面（ｘ−ｙ断面）において、Ｘ線管球の角度（回転位置）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）を示す図である。図４（ｂ）において、横軸は被検体の周りにおけるＸ線管球の角度（回転位置）を示し、縦軸はＸ線照射量（管電流）の比率を示している。 Here, a method of modulating the X-ray irradiation amount according to the prior art will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a diagram for explaining a method of modulating the amount of X-ray irradiation according to the prior art. FIG. 4A is a diagram showing the modulation (modulation) of the X-ray irradiation amount with respect to the body axis direction (z-axis direction) of the subject. In FIG. 4A, the horizontal axis indicates the position of the subject in the body axis direction (z-axis direction), and the vertical axis indicates the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current). FIG. 4B is a diagram showing the modulation (modulation) of the X-ray dose with respect to the angle (rotational position) of the X-ray tube in a cross section (xy cross section) orthogonal to the body axis direction of the subject. . In FIG. 4B, the horizontal axis indicates the angle (rotational position) of the X-ray tube around the subject, and the vertical axis indicates the ratio of the X-ray dose (tube current).
体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせることで、ヘリカルスキャンにおけるＸ線照射量の変調を行っている。以下、体軸方向に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせたＸ線照射量の変調を、「３Ｄモジュレーション」と称する場合がある。また、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調を「ｚ軸モジュレーション」と称し、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調を「ｘ−ｙモジュレーション」と称する場合がある。 The modulation of the X-ray irradiation amount in the helical scan is performed by combining the modulation of the X-ray irradiation amount with respect to the body axis direction (z-axis direction) and the modulation of the X-ray irradiation amount in the xy section. Hereinafter, the modulation of the X-ray irradiation amount that combines the modulation of the X-ray irradiation amount with respect to the body axis direction and the modulation of the X-ray irradiation amount in the xy section may be referred to as “3D modulation”. Further, the modulation of the X-ray irradiation amount with respect to the body axis direction (z-axis direction) may be referred to as “z-axis modulation”, and the modulation of the X-ray irradiation amount in the xy section may be referred to as “xy modulation”.
体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）については、予め取得されたスキャノ画像に基づいて、被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無によってＸ線照射量の比率を決定している。例えば図４（ａ）に示すように、体軸方向（ｚ軸方向）における被検体Ｐの体厚に応じて、体軸方向（ｚ軸方向）おけるＸ線照射量の比率を決定している。被検体Ｐの体厚が厚い箇所においてはＸ線照射量の比率を高くし、体厚が薄い箇所においてはＸ線照射量の比率を低くしている。また、１回のヘリカルスキャンにおいてＸ線管球及びＸ線検出器を回転させる総回転数を予め求めておき、１回転ごとにＸ線管球に供給する管電流値（ｍＡ）をテーブルデータとしてＸ線ＣＴ装置に予め設定しておく。そして、スキャンを開始した後、Ｘ線管球及びＸ線検出器を被検体の周りに１回転させる度に、テーブルデータに従った管電流をＸ線管球に供給している。 Regarding the modulation of the X-ray dose with respect to the body axis direction (z-axis direction), X-ray irradiation is performed depending on the body thickness of the subject and the presence or absence of an organ having a large X-ray absorption rate based on a scan image acquired in advance. The ratio of quantity is determined. For example, as shown in FIG. 4A, the ratio of the X-ray dose in the body axis direction (z-axis direction) is determined according to the body thickness of the subject P in the body axis direction (z-axis direction). . The ratio of the X-ray irradiation dose is increased at a location where the body thickness of the subject P is thick, and the ratio of the X-ray irradiation dose is decreased at a location where the body thickness is thin. Further, the total number of rotations for rotating the X-ray tube and the X-ray detector in one helical scan is obtained in advance, and the tube current value (mA) supplied to the X-ray tube every rotation is used as table data. It is set in advance in the X-ray CT apparatus. After the scan is started, a tube current according to the table data is supplied to the X-ray tube every time the X-ray tube and the X-ray detector are rotated once around the subject.
ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）については、予め取得されたデュアルスキャノ画像（ｘ軸方向からのスキャノ画像とｙ軸方向からのスキャノ画像）に基づいて、ｘ軸方向の体厚及びｙ軸方向の体厚及び臓器組織によってＸ線照射量の比率を求めている。具体的には、ｘ−ｙ断面における被検体Ｐの形状を楕円モデルによって近似し、楕円の短軸と長軸との割合（短軸／長軸）によって、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量をより低減するようにＸ線照射量の比率を決定する。例えば図４（ｂ）に示すように、被検体Ｐの周りにおけるＸ線管球の角度（回転位置）に応じて、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量の比率を低くし、長軸方向（ｘ軸方向）からのＸ線照射量の比率を高くしている。そして、原点（０°の位置）に設置された原点センサーによって、Ｘ線管球及びＸ線検出器が被検体Ｐの周りを１回転するのに要する時間を測定し、その時間を基にしてＸ線管球が各角度（各回転位置）に位置する時間を求め、その時間に従ってｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量を変える。このように、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）は、時間に基づいてＸ線管球の角度（回転位置）を特定して、Ｘ線管球に供給する管電流を制御している。 Regarding the modulation (modulation) of the X-ray dose in the xy cross section, the x-ray irradiation amount in the x-axis direction is determined based on the previously acquired dual scan images (scan images from the x-axis direction and scan images from the y-axis direction). The ratio of the X-ray irradiation dose is obtained from the body thickness, the body thickness in the y-axis direction, and the organ tissue. Specifically, the shape of the subject P in the xy section is approximated by an ellipse model, and from the minor axis direction (y axis direction) by the ratio of the minor axis to the major axis (minor axis / major axis) of the ellipse. The ratio of the X-ray dose is determined so as to further reduce the X-ray dose. For example, as shown in FIG. 4B, the ratio of the X-ray irradiation amount from the minor axis direction (y-axis direction) is lowered according to the angle (rotational position) of the X-ray tube around the subject P. The ratio of the X-ray dose from the long axis direction (x-axis direction) is increased. Then, the time required for the X-ray tube and the X-ray detector to make one rotation around the subject P is measured by the origin sensor installed at the origin (position of 0 °), and based on the time. The time for which the X-ray tube is positioned at each angle (each rotational position) is obtained, and the X-ray irradiation amount in the xy section is changed according to the time. As described above, the modulation (modulation) of the X-ray dose in the xy section specifies the angle (rotational position) of the X-ray tube based on the time, and controls the tube current supplied to the X-ray tube. doing.
そして、図４（ａ）に示す体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の比率と、図４（ｂ）に示すｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の比率とを掛け合わせることで、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率を求める。これにより、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率は、ｘｙｚ軸によって規定される３次元空間におけるＸ線照射量（管電流）の比率を示すことになる。そして、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率に従って管電流を変えながらＸ線管球に管電流を供給してヘリカルスキャンを実行する。 Then, by multiplying the ratio of the X-ray dose with respect to the body axis direction (z-axis direction) shown in FIG. 4A and the ratio of the X-ray dose in the xy section shown in FIG. 4B. The ratio of the X-ray irradiation dose in 3D modulation is obtained. Thereby, the ratio of the X-ray irradiation amount in the 3D modulation indicates the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current) in the three-dimensional space defined by the xyz axis. Then, the helical current is executed by supplying the tube current to the X-ray tube while changing the tube current according to the ratio of the X-ray irradiation amount in the 3D modulation.
上述したように、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）では、Ｘ線管球及びＸ線検出器の１回転ごとに管電流の大きさを変える制御を行っている。このように１回転ごとに管電流の値を変えているため、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調は、離散的な値が含まれる条件によって制御される。一方、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）では、Ｘ線管球の角度（回転位置）に応じて管電流の値が制御される。従って、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせた場合、その組み合わせで得られる３Ｄモジュレーションにおける管電流値は連続性が損なわれるおそれがある。特にヘリカルピッチが大きい場合、１回転で進む寝台の移動距離が長くなるため、管電流の切り替え幅が大きくなってしまう問題がある。 As described above, in the modulation (modulation) of the X-ray dose with respect to the body axis direction (z-axis direction), control is performed to change the magnitude of the tube current for each rotation of the X-ray tube and the X-ray detector. Yes. As described above, since the value of the tube current is changed every rotation, the modulation of the X-ray dose with respect to the body axis direction (z-axis direction) is controlled by a condition including discrete values. On the other hand, in the modulation (modulation) of the X-ray dose in the xy section, the value of the tube current is controlled according to the angle (rotational position) of the X-ray tube. Therefore, when the modulation of the X-ray dose in the body axis direction (z-axis direction) and the modulation of the X-ray dose in the xy section are combined, the tube current value in 3D modulation obtained by the combination is continuous. May be damaged. In particular, when the helical pitch is large, the moving distance of the bed that is advanced by one rotation becomes long, so that there is a problem that the switching width of the tube current becomes large.
また、ｚ軸モジュレーションにおける管電流の切り替えタイミングと、ｘ−ｙモジュレーションにおけるＸ線照射量の低減率が大きくなるタイミングとが重なると、３Ｄモジュレーションにおける管電流値の変調幅が更に大きくなってしまうため、管電流値の連続性が更に損なわれてしまう。 Moreover, if the switching timing of the tube current in z-axis modulation overlaps with the timing at which the reduction rate of the X-ray irradiation amount in xy modulation increases, the modulation width of the tube current value in 3D modulation further increases. The continuity of the tube current value is further impaired.
以上のように、従来技術に係る３Ｄモジュレーションでは、管電流値の連続性が損なわれるため、Ｘ線検出器の出力のばらつき（標準偏差：ＳＤ値）を極力一定に保つことが困難であった。 As described above, in the 3D modulation according to the conventional technique, since the continuity of the tube current value is impaired, it is difficult to keep the variation (standard deviation: SD value) of the output of the X-ray detector as constant as possible. .
また、ｚ軸モジュレーションではＸ線管球の回転数に応じて変調を行い、ｘ−ｙモジュレーションではＸ線管球の角度（回転位置）に応じて変調を行っている。このように、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとで制御方式が異なるため、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとを同期させることが困難であった。 In z-axis modulation, modulation is performed according to the rotation speed of the X-ray tube, and in xy modulation, modulation is performed according to the angle (rotation position) of the X-ray tube. As described above, since the control method is different between the z-axis modulation and the xy modulation, it is difficult to synchronize the z-axis modulation and the xy modulation.
この発明は上記の問題を解決するものであり、ヘリカルスキャンにおいてＸ線照射量の変調の連続性を高めて撮影を行うことが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of performing imaging while improving the continuity of modulation of the X-ray irradiation amount in helical scanning.
請求項１に記載の発明は、Ｘ線発生手段と、被検体を挟んで前記Ｘ線発生手段と対向配置されて、前記Ｘ線発生手段から曝射されて前記被検体を透過したＸ線を所定の収集タイミングで投影データとして収集するＸ線検出手段と、を有し、前記収集タイミングの経過とともに、前記Ｘ線発生手段及び前記Ｘ線検出手段が前記被検体の周りを回転するとともに、前記被検体の体軸方向における前記被検体と前記Ｘ線発生手段との相対的な位置を変えてヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置であって、前記被検体の体軸方向に前記回転の数に応じて変化するＸ線の照射量の第１の変化と、前記収集タイミングの経過に対応する前記回転の角度の変化に応じて変化するＸ線の照射量の第２の変化とを予め受けて、前記第１の変化を前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理をし、その前記スムージング処理が施された前記第１の変化と、前記第２の変化とに基づいて、前記体軸方向と前記被検体の周りの方向とによって規定される３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、前記所定の収集タイミングに応じて前記第３の変化に対応する照射量で前記Ｘ線発生手段からＸ線を曝射させる制御手段を更に有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。 According to the first aspect of the present invention, X-ray generation means and X-rays that are disposed opposite to the X-ray generation means with the subject interposed therebetween, are exposed from the X-ray generation means and pass through the subject. X-ray detection means for acquiring projection data at a predetermined acquisition timing, and as the acquisition timing elapses, the X-ray generation means and the X-ray detection means rotate around the subject, and An X-ray CT apparatus that performs a helical scan by changing a relative position between the subject and the X-ray generation means in the body axis direction of the subject, and sets the number of rotations in the body axis direction of the subject. A first change in the X-ray dose that changes in response to the first change in X-ray dose and a second change in the X-ray dose that changes in accordance with the change in the rotation angle corresponding to the progress of the acquisition timing are received in advance. Collecting said first change said timed The smoothing process is performed according to the progress of the step, and the body axis direction and the direction around the subject are defined based on the first change and the second change that have been subjected to the smoothing process. A third change in the X-ray dose that changes in the three-dimensional space is obtained, and X-rays are exposed from the X-ray generation means at a dose corresponding to the third change in accordance with the predetermined acquisition timing. An X-ray CT apparatus further comprising control means for irradiating.
この発明によると、３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、投影データの収集タイミングに応じて第３の変化に対応する照射量でＸ線発生手段からＸ線を曝射させることで、Ｘ線照射量の連続性を向上させることが可能となる。 According to the present invention, a third change in the X-ray irradiation amount that changes in the three-dimensional space is obtained, and X-rays are emitted from the X-ray generation means at an irradiation amount corresponding to the third change according to the projection data collection timing. By irradiating, it becomes possible to improve the continuity of the X-ray irradiation dose.
この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照して説明する。図１は、この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 An X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
この実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１、コンソール部２、及び寝台装置３を備えている。架台装置１は、Ｘ線管球１３及びＸ線検出器１４を格納した図示しない回転架台（ガントリ）を備えて投影データを収集する。その投影データはコンソール部２に出力されて再構成処理が施される。また、寝台装置３は、被検体を載置するための寝台３０を備えている。 The X-ray CT apparatus according to this embodiment includes a gantry device 1, a console unit 2, and a couch device 3. The gantry device 1 includes a rotating gantry (not shown) that stores the X-ray tube 13 and the X-ray detector 14 and collects projection data. The projection data is output to the console unit 2 and reconstructed. The couch device 3 includes a couch 30 for placing a subject.
架台装置１には、Ｘ線管球１３と、そのＸ線管球１３と対になるＸ線検出器１４とが設けられている。Ｘ線検出器１４は、検出素子を互いに直交する２方向（スライス方向（体軸方向）とチャンネル方向（円周方向））それぞれにアレイ状に複数配列し、これにより２次元のＸ線検出器を構成している。なお、Ｘ線検出器１４には、検出素子をチャンネル方向（円周方向）に複数配列したＸ線検出器を用いても良い。 The gantry device 1 is provided with an X-ray tube 13 and an X-ray detector 14 paired with the X-ray tube 13. The X-ray detector 14 has a plurality of detector elements arranged in an array in two directions (slice direction (body axis direction) and channel direction (circumferential direction)) orthogonal to each other, thereby a two-dimensional X-ray detector. Is configured. The X-ray detector 14 may be an X-ray detector in which a plurality of detection elements are arranged in the channel direction (circumferential direction).
高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、Ｘ線を曝射させるための管電圧及び管電流をＸ線管球１３に供給する。これによりＸ線管球１３からＸ線が発生する。 Under the control of the exposure control unit 11, the high voltage generation unit 12 supplies a tube voltage and a tube current for exposing the X-rays to the X-ray tube 13. As a result, X-rays are generated from the X-ray tube 13.
Ｘ線検出器１４にはデータ収集部（ＤＡＳ）１５が設けられている。データ収集部１５はＸ線検出器１４の各検出素子と同様に配列されたデータ収集素子を有し、Ｘ線検出器１４により検出されたＸ線（検出信号）を、制御部１０から出力されたデータ収集制御信号（Ｖｉｅｗ Ｔｒｉｇｇｅｒ信号（ＶＴ信号））に対応させて収集する。この収集されたデータが投影データとなる。データ収集部１５は、１つのＶＴ信号に対応して１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。 The X-ray detector 14 is provided with a data collection unit (DAS) 15. The data collection unit 15 includes data collection elements arranged in the same manner as the detection elements of the X-ray detector 14, and X-rays (detection signals) detected by the X-ray detector 14 are output from the control unit 10. The data is collected in correspondence with the data collection control signal (View Trigger signal (VT signal)). This collected data becomes projection data. The data collection unit 15 collects projection data of one view corresponding to one VT signal.
そして、Ｘ線管球１３から曝射されたＸ線は、所定幅のスリット（開口部）が設けられた図示しないＸ線コリメータを介して寝台３０に載置された被検体に照射される。被検体を透過したＸ線はＸ線検出器１４で検出され、その検出信号はデータ収集部１５にて投影データとして収集される。Ｘ線管球１３、Ｘ線検出器１４、及びデータ収集部１５は、図示しない回転架台（ガントリ）に一体的に固定されている。 Then, the X-rays exposed from the X-ray tube 13 are irradiated to the subject placed on the bed 30 via an X-ray collimator (not shown) provided with a slit (opening) having a predetermined width. X-rays transmitted through the subject are detected by the X-ray detector 14, and the detection signals are collected as projection data by the data collection unit 15. The X-ray tube 13, the X-ray detector 14, and the data collection unit 15 are integrally fixed to a rotating gantry (not shown).
ＶＴ信号は回転架台の角度（回転位置）に対応している。例えば１°ごとに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する場合には、データ収集部１５は回転架台が１°回転するたびに１つのＶＴ信号を受けて、回転架台が１°回転するたびに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。この場合、データ収集部１５は回転架台１回転あたり３６０のＶＴ信号を受けて、回転架台が１回転するたびに３６０ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。 The VT signal corresponds to the angle (rotational position) of the rotary mount. For example, when collecting projection data of one view (view) every 1 °, the data collecting unit 15 receives one VT signal every time the rotating mount rotates by 1 °, and every time the rotating mount rotates by 1 °. 1 view of projection data is collected. In this case, the data collection unit 15 receives 360 VT signals per rotation of the rotating gantry, and collects projection data of 360 views (view) every time the rotating gantry rotates once.
架台駆動部１６は、図示しない回転架台を回転させるモータ１７と、制御部１０から出力された架台制御データに基づいてモータ１７を駆動させるサーボアンプ１８と、モータ１７の回転角を検出するエンコーダ１９とを備えている。架台駆動部１６は、制御部１０から出力された架台制御データに基づいて図示しない回転架台を回転させる。これにより、回転架台は回転中心を中心として回転させられる。エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。 The gantry driving unit 16 includes a motor 17 that rotates a rotating gantry (not shown), a servo amplifier 18 that drives the motor 17 based on the gantry control data output from the control unit 10, and an encoder 19 that detects the rotation angle of the motor 17. And. The gantry driving unit 16 rotates a rotating gantry (not shown) based on the gantry control data output from the control unit 10. As a result, the rotary mount is rotated about the rotation center. The encoder 19 generates a pulse corresponding to the rotation angle of the motor 17. The gantry driving unit 16 outputs encoder data (position information) corresponding to the pulse generated by the encoder 19 to the control unit 10.
コンソール部２のスキャン制御部２０は、Ｘ線の曝射条件、曝射タイミング、Ｘ線モジュレーション条件、投影データ収集条件、ヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチ、及び、被検体に対する撮影領域の範囲を示す情報（距離情報）を含むスキャン制御データを架台装置１の制御部１０に出力する。曝射条件には、Ｘ線管球１３に供給する管電圧値が含まれる。曝射タイミングは、Ｘ線管球１３によるＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦのタイミングを示している。曝射タイミングは、Ｘ線曝射を示すＯＮ信号と、Ｘ線曝射の停止を示すＯＦＦ信号とを含んでいる。投影データ収集条件は、１フレームの画像データを再構成するために必要な投影データのビュー（ｖｉｅｗ）数を示している。例えば、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する。 The scan control unit 20 of the console unit 2 includes information indicating an X-ray exposure condition, an exposure timing, an X-ray modulation condition, a projection data collection condition, a helical pitch in a helical scan, and a range of an imaging region for the subject ( Scan control data including distance information is output to the control unit 10 of the gantry device 1. The exposure condition includes a tube voltage value supplied to the X-ray tube 13. The exposure timing indicates the ON / OFF timing of X-ray exposure by the X-ray tube 13. The exposure timing includes an ON signal indicating X-ray exposure and an OFF signal indicating stop of X-ray exposure. The projection data collection condition indicates the number of projection data views necessary for reconstructing one frame of image data. For example, one frame of image data is reconstructed using 1000 views of projection data.
また、スキャン制御部２０は、図示しない回転架台を一定の速度で安定的に回転させるための架台制御データを制御部１０に出力する。架台制御データには回転架台の回転速度が含まれている。 Further, the scan control unit 20 outputs gantry control data for stably rotating a rotating gantry (not shown) at a constant speed to the control unit 10. The gantry control data includes the rotational speed of the rotating gantry.
さらに、スキャン制御部２０は、寝台３０の寝台天板を一定の速度で被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させるための寝台制御データを寝台装置３の寝台駆動部３１に出力する。寝台制御データには、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対する寝台天板の移動速度が含まれている。 Further, the scan control unit 20 outputs bed control data for moving the bed top plate of the bed 30 in the body axis direction (z-axis direction) of the subject to the bed driving unit 31 of the bed apparatus 3 at a constant speed. . The bed control data includes the moving speed of the bed table with respect to the body axis direction (z-axis direction) of the subject.
寝台装置３は、寝台３０と寝台駆動部３１とを備えている。寝台３０は、被検体を載置するための寝台天板と、寝台天板を支持する寝台基台とを備えている。寝台天板は、寝台駆動部３１によって被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動可能となっている。寝台基台は、寝台駆動部３１によって寝台天板を上下方向に移動させることが可能となっている。 The bed apparatus 3 includes a bed 30 and a bed driving unit 31. The couch 30 includes a couch top for placing a subject and a couch base that supports the couch top. The couch top can be moved by the couch driving unit 31 in the body axis direction (z-axis direction) of the subject. The bed base can move the bed top plate up and down by the bed driving unit 31.
例えば操作者が図示しない入力装置を用いて、スキャン制御データに含まれる情報、架台制御データに含まれる情報、及び、寝台制御データに含まれる情報を入力する。入力装置によって入力された各情報は、図示しない記憶部に記憶される。スキャン制御部２０は、その記憶部に記憶されているスキャン制御データ、架台制御データ、及び寝台制御データを読み込んで各部に出力する。 For example, the operator inputs information included in the scan control data, information included in the gantry control data, and information included in the bed control data using an input device (not shown). Each information input by the input device is stored in a storage unit (not shown). The scan control unit 20 reads scan control data, gantry control data, and bed control data stored in the storage unit and outputs them to each unit.
（Ｘ線モジュレーション条件）
スキャン制御データに含まれるＸ線モジュレーション条件には、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（ｚ軸モジュレーション）の条件と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（ｘ−ｙモジュレーション）の条件とが含まれる。
(X-ray modulation conditions)
The X-ray modulation conditions included in the scan control data include conditions for modulation of the X-ray dose (z-axis modulation) with respect to the body axis direction (z-axis direction) of the subject, and the X-ray dose in the xy section. Modulation (xy modulation) conditions.
（ｚ軸モジュレーション条件）
ｚ軸モジュレーション条件は、Ｘ線管球１３を格納する回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータである。ｚ軸モジュレーション条件は、体軸方向（ｚ軸方向）における被検体の体厚及び臓器組織に応じた体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を示している。具体的には、１回のヘリカルスキャンにおいて回転架台を回転させる総回転数を予め求めておき、１回転ごとにＸ線管球１３に供給する管電流値（ｍＡ）を予めテーブルデータとして求めておき、そのテーブルデータをｚ軸モジュレーション条件とする。なお、ｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値が、この発明の「第１の変化」の１例に相当する。
(Z-axis modulation condition)
The z-axis modulation condition is table data indicating a tube current value defined for each rotation of the rotating gantry that stores the X-ray tube 13. The z-axis modulation condition indicates a tube current value in the body axis direction (z-axis direction) corresponding to the body thickness of the subject in the body axis direction (z-axis direction) and the organ tissue. Specifically, the total number of rotations for rotating the rotating base in one helical scan is obtained in advance, and the tube current value (mA) supplied to the X-ray tube 13 for each rotation is obtained in advance as table data. The table data is set as the z-axis modulation condition. The tube current value indicated by the z-axis modulation condition corresponds to an example of the “first change” in the present invention.
例えば被検体のスキャノ画像を予め取得し、そのスキャノ画像に基づいて被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無を特定してｚ軸モジュレーション条件を決定する。この場合、被検体の体厚が厚い箇所においてはＸ線照射量の比率を高くし、体厚が薄い箇所においてはＸ線照射量の比率を低くしてｚ軸モジュレーション条件を決定する。 For example, a scanogram of the subject is acquired in advance, and the z-axis modulation condition is determined by specifying the presence or absence of an organ having a large body thickness or X-ray absorption rate based on the scanogram. In this case, the z-axis modulation condition is determined by increasing the ratio of the X-ray irradiation amount at a portion where the body thickness of the subject is thick and decreasing the ratio of the X-ray irradiation amount at a portion where the body thickness is thin.
ここでｚ軸モジュレーション条件の具体例を図２に示す。図２は、この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。ｚ軸モジュレーション条件が示すテーブルデータは、回転架台の回転数に対する管電流値（ｍＡ）によって規定されている。従って、ｚ軸モジュレーション条件が示す回転数に対する管電流値（ｍＡ）は離散的な値となっている。図２に示すｚ軸モジュレーションテーブルデータが、ｚ軸モジュレーションのテーブルデータに相当する。例えばｚ軸モジュレーション条件は、［５００、４５０、４００、３８０、３６０、３５０、３５０、３６０、３７０、３８０、３８０、３７０、・・・］ｍＡのように、回転架台の回転ごとの管電流データ配列として表わされている。 A specific example of the z-axis modulation condition is shown in FIG. FIG. 2 is a timing chart showing the operation of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. The table data indicated by the z-axis modulation condition is defined by the tube current value (mA) with respect to the rotational speed of the rotating base. Therefore, the tube current value (mA) with respect to the rotation speed indicated by the z-axis modulation condition is a discrete value. The z-axis modulation table data shown in FIG. 2 corresponds to the z-axis modulation table data. For example, the z-axis modulation condition is [500, 450, 400, 380, 360, 350, 350, 360, 370, 380, 380, 370,...] MA, such as tube current data for each rotation of the rotating base. It is represented as an array.
回転架台の回転速度、寝台３０の寝台天板の体軸方向（ｚ軸方向）への移動速度、及び、ヘリカルスキャンにおける体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）に基づいて、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数を予め求めておく。そして、回転架台の１回転ごとの管電流値をテーブルデータとして表すｚ軸モジュレーション条件を予め作成して、スキャン制御部２０に予め設定しておく。例えば操作者が回転架台の１回転ごとの管電流値を決定して、１回転ごとの管電流値をテーブルデータとして表すｚ軸モジュレーション条件を作成する。そして、操作者が図示しない入力装置を用いてｚ軸モジュレーション条件を入力することで、ｚ軸モジュレーション条件がスキャン制御部２０に設定される。 Based on the rotational speed of the rotating base, the moving speed of the bed 30 in the body axis direction (z-axis direction), and the imaging range (distance) in the body axis direction (z-axis direction) in helical scan, The total number of rotations of the rotating mount in one helical scan is obtained in advance. Then, a z-axis modulation condition that represents the tube current value for each rotation of the rotating gantry as table data is created in advance and set in the scan control unit 20 in advance. For example, the operator determines a tube current value for each rotation of the rotating gantry, and creates a z-axis modulation condition that represents the tube current value for each rotation as table data. Then, when the operator inputs a z-axis modulation condition using an input device (not shown), the z-axis modulation condition is set in the scan control unit 20.
（ｘ−ｙモジュレーション条件）
ｘ−ｙモジュレーション条件は、回転架台の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を示すデータである。すなわち、ｘ−ｙモジュレーション条件は、Ｘ線管球１３の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を示すデータである。なお、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率が、この発明の「第２の変化」の１例に相当する。
(Xy modulation conditions)
The xy modulation condition is data indicating the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current value) to the angle (rotational position) of the rotating gantry. That is, the xy modulation condition is data indicating the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current value) to the angle (rotational position) of the X-ray tube 13. The ratio of the tube current value indicated by the xy modulation condition corresponds to an example of the “second change” in the present invention.
例えば被検体のデュアルスキャノ画像（ｘ軸方向からのスキャノ画像とｙ軸方向からのスキャノ画像）を予め取得し、そのデュアルスキャノ画像に基づいてｘ軸方向の体厚及びｙ軸方向の体厚を特定して、Ｘ線管球１３の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を求める。この場合、ｘ−ｙ断面における被検体の形状を楕円モデルによって近似し、楕円の短軸と長軸との割合（短軸／長軸）によって、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量をより低減するようにＸ線照射量（管電流値）の比率を決定する。 For example, a dual scan image (scan image from the x-axis direction and scan image from the y-axis direction) of the subject is acquired in advance, and the body thickness in the x-axis direction and the body in the y-axis direction are acquired based on the dual scan image. The thickness is specified, and the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current value) to the angle (rotational position) of the X-ray tube 13 is obtained. In this case, the shape of the subject in the xy section is approximated by an ellipse model, and the X-ray from the short axis direction (y-axis direction) is determined by the ratio of the short axis to the long axis (short axis / long axis) The ratio of the X-ray dose (tube current value) is determined so as to further reduce the dose.
ｘ−ｙモジュレーション条件はデータ収集制御信号であるＶＴ信号によって規定される。１例として、回転架台の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を三角関数を含む関数によって表わし、三角関数を含む関数で表わされたＸ線照射量（管電流値）の比率をｘ−ｙモジュレーション条件とする。回転架台の角度（回転位置）とＶＴ信号とが対応しているため、ｘ−ｙモジュレーション条件は、ＶＴ信号の数、すなわち、ビュー（ｖｉｅｗ）数によって表わすことができる。より具体的には、ｘ−ｙモジュレーション条件は、データ収集のタイミングのパルス数（トリガー信号の数）によって表わされている。１例として、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する場合において、１ビュー（ｖｉｅｗ）目におけるＸ線管球１３の角度（回転位置）が０°の場合、ｘ−ｙモジュレーション条件は以下の式（１）で表わされる。
式（１）： １００×［１−Ａ×ｃｏｓ（３６０×ｖｉｅｗ数／１０００）］（％）
Ａは管電流値の比率における振幅である。
The xy modulation condition is defined by a VT signal that is a data acquisition control signal. As an example, the ratio of the X-ray irradiation amount (tube current value) to the angle (rotational position) of the rotating gantry is represented by a function including a trigonometric function, and the X-ray irradiation amount (tube current) expressed by the function including the trigonometric function. Value) is the xy modulation condition. Since the angle (rotational position) of the rotating base and the VT signal correspond to each other, the xy modulation condition can be expressed by the number of VT signals, that is, the number of views. More specifically, the xy modulation condition is represented by the number of pulses of data acquisition timing (the number of trigger signals). As an example, in the case of reconstructing one frame of image data using 1000 view (view) projection data, the angle (rotation position) of the X-ray tube 13 in the first view (view) is 0 °. , Xy modulation conditions are expressed by the following equation (1).
Formula (1): 100 × [1-A × cos (360 × number of views / 1000)] (%)
A is the amplitude in the ratio of the tube current value.
例えば図２に示すように、ｘ−ｙモジュレーション条件は、Ｘ線管球１３に供給する管電流値の比率（Ｘ線照射量の比率）が三角関数によって表わされている。図２に示すｘ−ｙモジュレーション比率が、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率に相当する。ｘ−ｙモジュレーション条件はスキャン制御部２０に予め設定されている。例えば操作者がｘ−ｙモジュレーション条件を作成して、図示しない入力装置を用いてｘ−ｙモジュレーション条件を入力しても良い。このように入力されることで、ｘ−ｙモジュレーション条件がスキャン制御部２０に設定される。また、操作者は図示しない入力装置を用いて、管電流値の比率における振幅Ａを任意に変更できるようにしても良い。 For example, as shown in FIG. 2, in the xy modulation condition, the ratio of the tube current value supplied to the X-ray tube 13 (the ratio of the X-ray irradiation amount) is represented by a trigonometric function. The xy modulation ratio shown in FIG. 2 corresponds to the ratio of tube current values indicated by the xy modulation condition. The xy modulation conditions are preset in the scan control unit 20. For example, the operator may create an xy modulation condition and input the xy modulation condition using an input device (not shown). By inputting in this way, an xy modulation condition is set in the scan control unit 20. Further, the operator may arbitrarily change the amplitude A in the ratio of the tube current value by using an input device (not shown).
制御部１０は、スキャン制御データと架台制御データとをスキャン制御部２０から受けると、架台制御データを架台駆動部１６に出力して回転架台に駆動指示を与える。架台駆動部１６のサーボアンプ１８は架台制御データを制御部１０から受けると、その架台制御データが示す回転速度に従ってモータ１７を駆動させる。モータ１７は回転架台を回転させ、エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。そして、架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。例えば回転架台を１回転させるたびにエンコーダ１９が４０００パルスを発生する場合、架台駆動部１６は、回転架台１回転あたりに発生するパルスを示すエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。 When the control unit 10 receives the scan control data and the gantry control data from the scan control unit 20, the control unit 10 outputs the gantry control data to the gantry driving unit 16 and gives a drive instruction to the rotary gantry. When the servo amplifier 18 of the gantry driving unit 16 receives the gantry control data from the control unit 10, the servo amplifier 18 drives the motor 17 in accordance with the rotation speed indicated by the gantry control data. The motor 17 rotates the rotating mount, and the encoder 19 generates a pulse corresponding to the rotation angle of the motor 17. The gantry driving unit 16 outputs encoder data (position information) corresponding to the pulse generated by the encoder 19 to the control unit 10. For example, when the encoder 19 generates 4000 pulses each time the rotating gantry rotates once, the gantry driving unit 16 outputs encoder data (position information) indicating the pulses generated per one rotation of the rotating gantry to the control unit 10.
制御部１０はエンコーダデータ（位置情報）を架台駆動部１６から受けると、スキャン制御データに含まれる投影データ収集条件に従ってエンコーダデータ（位置情報）が示すパルスを分周することで、データ収集部１５による投影データの収集タイミングを示すデータ収集制御信号（Ｖｉｅｗ Ｔｒｉｇｇｅｒ信号（ＶＴ信号））を生成する。例えば、エンコーダデータ（位置情報）が示す回転架台１回転あたりのパルス数が４０００パルスで、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューである場合、制御部１０は、エンコーダデータが示す１回転あたりの４０００パルスを４分周することで、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数（１０００（ｖｉｅｗ／回転））を求める。このように、制御部１０は、回転架台１回転あたりの数が１０００（ｖｉｅｗ／回転）となるＶＴ信号を生成する。 When the control unit 10 receives the encoder data (position information) from the gantry driving unit 16, the data collection unit 15 divides the pulses indicated by the encoder data (position information) according to the projection data collection condition included in the scan control data. A data collection control signal (View Trigger signal (VT signal)) indicating the collection timing of projection data is generated. For example, when the number of pulses per rotation of the rotation base indicated by the encoder data (position information) is 4000 and the number of views indicated by the projection data collection condition is 1000 views, the control unit 10 indicates the encoder data. The number of VT signals per rotation of the rotating gantry (1000 (view / rotation)) is obtained by dividing the 4000 pulses per rotation by four. In this way, the control unit 10 generates a VT signal in which the number per rotation of the rotating base is 1000 (view / rotation).
制御部１０はＶＴ信号をスキャン制御データに含ませて、そのスキャン制御データを曝射制御部１１に出力する。また、制御部１０はＶＴ信号をデータ収集部１５に出力する。また、制御部１０は投影データの収集開始を示すデータ収集開始信号（ＢＧＮ）を生成してデータ収集部１５に出力する。 The control unit 10 includes the VT signal in the scan control data, and outputs the scan control data to the exposure control unit 11. Further, the control unit 10 outputs a VT signal to the data collection unit 15. The control unit 10 also generates a data collection start signal (BGN) indicating the start of projection data collection and outputs the data collection start signal (BGN) to the data collection unit 15.
曝射制御部１１は、ＶＴ信号、Ｘ線の曝射条件、曝射タイミング、Ｘ線モジュレーション条件、及び投影データ収集条件を含むスキャン制御データを制御部１０から受けて、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、管電流及び管電圧の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。 The exposure control unit 11 receives scan control data including a VT signal, an X-ray exposure condition, an exposure timing, an X-ray modulation condition, and a projection data collection condition from the control unit 10, and the X indicated by the exposure timing A tube current and tube voltage supply instruction is output to the high voltage generator 12 in accordance with the ON / OFF signal of the line exposure.
（３Ｄモジュレーションにおける管電流値）
また、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーション条件及びｘ−ｙモジュレーション条件を含むＸ線モジュレーション条件と、ＶＴ信号とに基づいて、３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。すなわち、曝射制御部１１は、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータ（ｚ軸モジュレーション条件）と、回転架台の角度（回転位置）に対する管電流値の比率を示すデータ（ｘ−ｙモジュレーション条件）とを掛け合わせることで、ＶＴ信号を変数とする３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。なお、３Ｄモジュレーションにおける管電流値が、この発明の「第３の変化」の１例に相当する。
(Tube current value in 3D modulation)
Moreover, the exposure control part 11 calculates | requires the tube current value in 3D modulation based on the X-ray modulation conditions containing a z-axis modulation condition and xy modulation conditions, and a VT signal. That is, the exposure control unit 11 indicates the ratio of the tube current value to the table data (z-axis modulation condition) indicating the tube current value defined for each rotation of the rotating gantry and the angle (rotational position) of the rotating gantry. By multiplying the data (xy modulation condition), the tube current value in 3D modulation using the VT signal as a variable is obtained. The tube current value in 3D modulation corresponds to an example of the “third change” in the present invention.
まず、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーション条件が示す回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータと、ＶＴ信号とに基づいて、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。すなわち、曝射制御部１１は、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）を、１回のヘリカルスキャンにおけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）に換算して、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。 First, the exposure control unit 11 determines the body axis direction using the VT signal as a variable, based on the table data indicating the tube current value defined for each rotation of the rotating gantry indicated by the z-axis modulation condition and the VT signal. The tube current value in (z-axis direction) is obtained. That is, the exposure control unit 11 converts the imaging range (distance) in the body axis direction (z-axis direction) of the subject into the number of VT signals (number of views) in one helical scan. The tube current value in the body axis direction (z-axis direction) with the VT signal as a variable is obtained.
ＶＴ信号を変数とする管電流値を求めるために、まず、曝射制御部１１は、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数と、１回転あたりのＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）とによって、全回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）を求める。１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数は、例えばスキャン制御部２０によって求められる。スキャン制御部２０は、架台制御データに含まれる回転架台の回転速度と、寝台制御データに含まれる寝台天板の体軸方向（ｚ軸方向）への移動速度と、スキャン制御データに含まれる体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）とに基づいて、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数を求める。すなわち、体軸方向への撮影範囲（距離）と体軸方向への寝台天板の移動速度とによって、１回のヘリカルスキャンに要する時間が求まるため、その時間と回転架台の回転速度とによって総回転数が求められる。曝射制御部１１は、回転架台の総回転数を示す情報を、制御部１０を介してスキャン制御部２０から受ける。また、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数は、上述したように制御部１０によって求められる。これにより、曝射制御部１１は、回転架台の総回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）を求める。このように、全回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）が求められるため、曝射制御部１１は、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を、ＶＴ信号を変数とする管電流値に変換する。 In order to obtain the tube current value with the VT signal as a variable, first, the exposure control unit 11 first determines the total number of rotations of the rotating base in one helical scan and the number of VT signals per one view (view). The number of VT signals at the total number of rotations (the number of views) is obtained. The total number of rotations of the rotating gantry in one helical scan is obtained by, for example, the scan control unit 20. The scan control unit 20 includes the rotational speed of the rotary base included in the base control data, the moving speed of the bed top plate included in the base control data in the body axis direction (z-axis direction), and the body included in the scan control data. Based on the imaging range (distance) in the axial direction (z-axis direction), the total number of rotations of the rotating gantry in one helical scan is obtained. In other words, the time required for one helical scan is determined by the imaging range (distance) in the body axis direction and the moving speed of the couchtop in the body axis direction. The number of revolutions is determined. The exposure control unit 11 receives information indicating the total number of rotations of the rotating gantry from the scan control unit 20 via the control unit 10. Further, the number of VT signals per rotation of the rotating gantry is obtained by the control unit 10 as described above. Thereby, the exposure control part 11 calculates | requires the number (view (view) number) of the VT signal in the total rotation speed of a rotation mount. Thus, since the number of VT signals (the number of views) at the total number of rotations is obtained, the exposure control unit 11 sets the tube current value defined for each rotation of the rotating gantry and the VT signal as a variable. To a tube current value.
そして、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元として管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図２に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。スムージング処理によって得られたｚ軸モジュレーション条件（管電流値）を、Ｆｚ（ｖｉｅｗ）［ｍＡ］とする。 Then, the exposure control unit 11 smoothes the tube current value table data with the number of views as a dimension, thereby obtaining a smooth tube current value like the VT smoothing data of z-axis modulation shown in FIG. Ask. Let the z-axis modulation condition (tube current value) obtained by the smoothing process be Fz (view) [mA].
さらに、曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚモジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションにおける管電流値（Ｘ線照射量）を求める。
３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、以下の式（２）で表わされる。
式（２）：
Ｆｚ（ｖｉｅｗ）×１００×［１−Ａ×ｃｏｓ（３６０×ｖｉｅｗ数／１０００）］（ｍＡ）
Further, the exposure control unit 11 multiplies the tube current value Fz (view) indicated by the smoothed z modulation condition by the ratio of the tube current value indicated by the xy modulation condition, thereby generating a tube in 3D modulation. The current value (X-ray irradiation amount) is obtained.
The tube current value in 3D modulation is expressed by the following equation (2).
Formula (2):
Fz (view) x 100 x [1-A x cos (360 x number of views / 1000)] (mA)
式（２）で表わされる３Ｄモジュレーションの管電流値を図２に示す。図２に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、式（２）で表わされる３Ｄモジュレーションにおける管電流値を表している。３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、ＶＴ信号を変数とした曲線で表わされることになる。この実施形態では、１例としてｘ−ｙモジュレーション条件に三角関数を用いているため、３Ｄモジュレーションにおける管電流値は三角関数を含む関数によって表わされる。 FIG. 2 shows the tube current value of the 3D modulation represented by the formula (2). The VT smoothing data in 3D modulation shown in FIG. 2 represents the tube current value in 3D modulation represented by Expression (2). The tube current value in 3D modulation is represented by a curve with the VT signal as a variable. In this embodiment, since a trigonometric function is used as an example for the xy modulation condition, the tube current value in 3D modulation is represented by a function including a trigonometric function.
以上のように、ｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値と、ｘ−ｙモジュレーションが示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションが示す管電流値は、ｘｙｚ軸によって規定される３次元空間における管電流値を示すことになる。この実施形態に係る３Ｄモジュレーションにおける管電流値はＶＴ信号を変数としているため、ＶＴ信号を用いてビュー（ｖｉｅｗ）数をカウントすることで、ｘｙｚ軸で規定される３次元空間の任意の位置における管電流値が上記式（２）によって特定される。上述したように、ｘ−ｙ断面におけるＸ線管球１３の角度（回転位置）とＶＴ信号とは対応している。また、体軸方向（ｚ軸方向）におけるＸ線管球１３の位置は、回転架台の回転数に対応し、回転数とＶＴ信号の数とが対応している。従って、ＶＴ信号を用いてビュー（ｖｉｅｗ）数をカウントすることで、ｘｙｚ軸で規定される３次元空間におけるＸ線管球１３の位置が特定され、式（２）によってその位置における管電流値が特定される。このように、ＶＴ信号によって３Ｄモジュレーションを一元的に制御することができる。 As described above, the tube current value indicated by the 3D modulation is defined by the xyz axis by multiplying the tube current value indicated by the z-axis modulation condition and the ratio of the tube current value indicated by the xy modulation. The tube current value in the dimensional space will be shown. Since the tube current value in the 3D modulation according to this embodiment uses the VT signal as a variable, counting the number of views using the VT signal allows the tube current value at an arbitrary position in the three-dimensional space defined by the xyz axis. The tube current value is specified by the above equation (2). As described above, the angle (rotational position) of the X-ray tube 13 in the xy section corresponds to the VT signal. Further, the position of the X-ray tube 13 in the body axis direction (z-axis direction) corresponds to the number of rotations of the rotary mount, and the number of rotations corresponds to the number of VT signals. Therefore, by counting the number of views using the VT signal, the position of the X-ray tube 13 in the three-dimensional space defined by the xyz axis is specified, and the tube current value at that position is determined by Equation (2). Is identified. In this way, 3D modulation can be centrally controlled by the VT signal.
曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。３Ｄモジュレーションにおける管電流値はＶＴ信号によって規定されているため、曝射制御部１１は、３Ｄモジュレーションが示すＶＴ信号を変数とする管電流値に従って、ＶＴ信号ごとに管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。すなわち、曝射制御部１１は、制御部１０からＶＴ信号を受けるたびに、３Ｄモジュレーションに従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。このように、曝射制御部１１は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、３Ｄモジュレーションに従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。なお、制御部１０及び曝射制御部１１によって、この発明の「制御手段」の１例を構成する。 The exposure control unit 11 outputs a tube current supply instruction indicated by the 3D modulation to the high voltage generation unit 12 in accordance with an X-ray exposure ON / OFF signal indicated by the exposure timing. Since the tube current value in the 3D modulation is defined by the VT signal, the exposure control unit 11 changes the tube current value for each VT signal according to the tube current value with the VT signal indicated by the 3D modulation as a variable. Is supplied to the high voltage generator 12. That is, each time the exposure control unit 11 receives a VT signal from the control unit 10, it changes the tube current value according to 3D modulation and outputs a tube current supply instruction to the high voltage generation unit 12. In this way, the exposure control unit 11 changes the tube current value according to 3D modulation in synchronization with the VT signal output from the control unit 10 and outputs a tube current supply instruction to the high voltage generation unit 12. The control unit 10 and the exposure control unit 11 constitute one example of the “control unit” of the present invention.
高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、曝射タイミングがＸ線曝射ＯＮ状態を示す期間中、管電流及び管電圧をＸ線管球１３に供給することでＸ線管球１３からＸ線を曝射させる。一方、高電圧発生部１２は、曝射タイミングがＸ線曝射ＯＦＦ状態を示す期間中、Ｘ線管球１３への管電流及び管電圧の供給を停止することでＸ線管球１３からのＸ線曝射を停止させる。 The high voltage generator 12 supplies the tube current and the tube voltage to the X-ray tube 13 during the period when the exposure timing indicates the X-ray exposure ON state under the control of the exposure controller 11. X-rays are emitted from the sphere 13. On the other hand, the high voltage generator 12 stops the supply of tube current and tube voltage to the X-ray tube 13 during the period when the exposure timing indicates the X-ray exposure OFF state. Stop X-ray exposure.
データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。データ収集部１５は、データ収集開始信号（ＢＧＮ）を制御部１０から受けると投影データの収集を開始し、ＶＴ信号に同期して投影データを収集する。制御部１０はデータ収集部１５によって収集された投影データを前処理部２１に出力する。 The data collection unit 15 collects X-rays detected by the X-ray detector 14 as projection data in synchronization with the VT signal output from the control unit 10 and outputs the projection data to the control unit 10. When receiving the data collection start signal (BGN) from the control unit 10, the data collection unit 15 starts collecting projection data and collects projection data in synchronization with the VT signal. The control unit 10 outputs the projection data collected by the data collection unit 15 to the preprocessing unit 21.
前処理部２１は、データ収集部１５によって収集された投影データを制御部１０から受けて、その投影データに感度補正やＸ線強度補正などの処理を施す。投影データ記憶部２２は、前処理部２１によって感度補正などの処理が施された投影データを記憶する。 The preprocessing unit 21 receives the projection data collected by the data collection unit 15 from the control unit 10 and performs processing such as sensitivity correction and X-ray intensity correction on the projection data. The projection data storage unit 22 stores projection data that has been subjected to processing such as sensitivity correction by the preprocessing unit 21.
再構成処理部２３は投影データを投影データ記憶部２２から読み込み、その投影データを逆投影処理することにより画像データを再構成する。これにより、被検体を表す画像データが生成される。例えば再構成処理部２３は、被検体の断面における組織を表す断層像データを生成する。投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューの場合、再構成処理部２３は投影データ収集条件に従って、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの断層像データを再構成する。画像データ記憶部２４は、再構成処理部２３によって再構成された画像データを記憶する。 The reconstruction processing unit 23 reads the projection data from the projection data storage unit 22 and reprojects the projection data to reconstruct the image data. Thereby, image data representing the subject is generated. For example, the reconstruction processing unit 23 generates tomographic image data representing the tissue in the cross section of the subject. When the number of views (view) indicated by the projection data collection condition is 1000 views, the reconstruction processing unit 23 reconstructs tomographic image data of one frame using the projection data of 1000 views (view) according to the projection data collection condition. . The image data storage unit 24 stores the image data reconstructed by the reconstruction processing unit 23.
表示制御部２５は画像データを画像データ記憶部２４から読み込み、その画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。表示部２６は、ＣＲＴや液晶ディスプレイなどのモニタによって構成されている。 The display control unit 25 reads image data from the image data storage unit 24 and causes the display unit 26 to display an image based on the image data. The display unit 26 is configured by a monitor such as a CRT or a liquid crystal display.
なお、画像データに対して画像処理を施す図示しない画像処理部を設けても良い。この画像処理部は図示しない入力装置によって入力された操作者からの指示に従って、画像データ記憶部２４に記憶されている画像データに対して様々な画像処理を施す。例えば画像処理部は、画像データにボリュームレンダリング処理やＭＰＲ処理などの画像処理を施すことで３次元画像データやＭＰＲ画像データ（任意の断面における画像データ）を生成する。表示制御部２５は、画像処理部によって生成された画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。 An image processing unit (not shown) that performs image processing on the image data may be provided. The image processing unit performs various image processing on the image data stored in the image data storage unit 24 in accordance with an instruction from an operator input by an input device (not shown). For example, the image processing unit generates three-dimensional image data or MPR image data (image data in an arbitrary cross section) by performing image processing such as volume rendering processing or MPR processing on the image data. The display control unit 25 causes the display unit 26 to display an image based on the image data generated by the image processing unit.
また、図示しない入力装置がＸ線ＣＴ装置に設けられている。操作者は入力装置を用いて、上述したスキャン制御データなどの様々な情報や各種の指示を入力することができる。 An input device (not shown) is provided in the X-ray CT apparatus. The operator can input various information such as the above-described scan control data and various instructions using the input device.
以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置は、スキャン制御部２０の制御の下で、回転架台を回転させながら投影データを収集する。 The X-ray CT apparatus configured as described above collects projection data while rotating the rotating base under the control of the scan control unit 20.
寝台駆動部３１は、スキャン制御部２０から出力された寝台制御データが示す移動速度に従って、寝台３０の寝台天板を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させる。高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して管電流値を変えてＸ線管球１３に供給する。これにより、Ｘ線管球１３からＸ線が曝射されるとともに、寝台３０の寝台天板が寝台駆動部３１によって移動させられ、被検体に対するＸ線管球１３の相対的な軌跡がらせん状となるようなヘリカルスキャンが開始される。そして、データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。 The bed driving unit 31 moves the bed top of the bed 30 in the body axis direction (z-axis direction) of the subject according to the moving speed indicated by the bed control data output from the scan control unit 20. Under the control of the exposure control unit 11, the high voltage generation unit 12 changes the tube current value in synchronization with the VT signal output from the control unit 10 and supplies it to the X-ray tube 13. Thereby, X-rays are emitted from the X-ray tube 13 and the bed top plate of the bed 30 is moved by the bed driving unit 31 so that the relative trajectory of the X-ray tube 13 with respect to the subject is spiral. Helical scan is started. The data collection unit 15 collects X-rays detected by the X-ray detector 14 as projection data in synchronization with the VT signal output from the control unit 10 and outputs the projection data to the control unit 10.
なお、制御部１０、スキャン制御部２０、前処理部２１、再構成処理部２３、及び表示制御部２５は、１例としてＣＰＵ、ＧＰＵ、又はＡＳＩＣなどの図示しない処理装置と、ＲＯＭ、ＲＡＭ、又はＨＤＤなどの図示しない記憶装置とによって構成されていても良い。記憶装置には、制御部１０の機能を実行するための制御プログラム、スキャン制御部２０の機能を実行するためのスキャン制御プログラム、前処理部２１の機能を実行するための前処理プログラム、再構成処理部２３の機能を実行するための再構成処理プログラム、及び、表示制御部２５の機能を実行するための表示制御プログラムが記憶されている。そして、ＣＰＵなどの処理装置が各プログラムを実行することで、各部の機能が実行される。 Note that the control unit 10, the scan control unit 20, the preprocessing unit 21, the reconstruction processing unit 23, and the display control unit 25 include a processing device (not shown) such as a CPU, GPU, or ASIC, ROM, RAM, Alternatively, it may be configured by a storage device (not shown) such as an HDD. The storage device includes a control program for executing the function of the control unit 10, a scan control program for executing the function of the scan control unit 20, a preprocessing program for executing the function of the preprocessing unit 21, and reconfiguration A reconstruction processing program for executing the function of the processing unit 23 and a display control program for executing the function of the display control unit 25 are stored. Then, the function of each unit is executed by a processing device such as a CPU executing each program.
次に、この実施形態に係るＸ線ＣＴ装置による一連の動作について、図２のタイミングチャートを参照して説明する。 Next, a series of operations by the X-ray CT apparatus according to this embodiment will be described with reference to the timing chart of FIG.
コンソール部２のスキャン制御部２０は、スキャン制御データ及び架台制御データを架台装置１の制御部１０に出力し、寝台制御データを寝台装置３の寝台駆動部３１に出力する。 The scan control unit 20 of the console unit 2 outputs the scan control data and the gantry control data to the control unit 10 of the gantry device 1, and outputs the couch control data to the couch driving unit 31 of the couch device 3.
架台装置１の制御部１０は、架台制御部データを架台駆動部１６に出力して回転架台に駆動指示を与える。架台駆動部１６のサーボアンプ１８は架台制御データが示す回転速度に従ってモータ１７を回転させる。モータ１７は回転架台を回転させ、エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。そして、架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。 The control unit 10 of the gantry device 1 outputs the gantry control unit data to the gantry driving unit 16 to give a driving instruction to the rotating gantry. The servo amplifier 18 of the gantry driving unit 16 rotates the motor 17 according to the rotation speed indicated by the gantry control data. The motor 17 rotates the rotating mount, and the encoder 19 generates a pulse corresponding to the rotation angle of the motor 17. The gantry driving unit 16 outputs encoder data (position information) corresponding to the pulse generated by the encoder 19 to the control unit 10.
制御部１０は、スキャン制御データに含まれる投影データ収集条件に従ってエンコーダデータ（位置情報）が示すパルスを分周することでＶＴ信号を生成する。例えば、回転架台１回転あたりのパルス数が４０００パルスで、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューである場合、制御部１０は、エンコーダデータが示す１回転あたりの４０００パルスを４分周することで、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数（１０００（ｖｉｅｗ／回転））を求める。このように、制御部１０は、回転架台１回転あたりの数が１０００（ｖｉｅｗ／回転）となるＶＴ信号を生成する。 The control unit 10 generates a VT signal by dividing the pulse indicated by the encoder data (position information) in accordance with the projection data collection condition included in the scan control data. For example, when the number of pulses per rotation of the rotating base is 4000 pulses and the number of views indicated by the projection data collection condition is 1000 views, the control unit 10 generates 4000 pulses per rotation indicated by the encoder data. By dividing the frequency, the number of VT signals per rotation of the rotating base (1000 (view / rotation)) is obtained. In this way, the control unit 10 generates a VT signal in which the number per rotation of the rotating base is 1000 (view / rotation).
制御部１０はＶＴ信号をスキャン制御データに含ませて、そのスキャン制御データを曝射制御部１１に出力する。また、制御部１０はＶＴ信号をデータ収集部１５に出力する。また、制御部１０は投影データの収集開始を示すデータ収集開始信号（ＢＧＮ）を生成してデータ収集部１５に出力する。 The control unit 10 includes the VT signal in the scan control data, and outputs the scan control data to the exposure control unit 11. Further, the control unit 10 outputs a VT signal to the data collection unit 15. The control unit 10 also generates a data collection start signal (BGN) indicating the start of projection data collection and outputs the data collection start signal (BGN) to the data collection unit 15.
曝射制御部１１は、Ｘ線モジュレーション条件とＶＴ信号とに基づいて、３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。まず、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーションが示す回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータと、ＶＴ信号とに基づいて、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。そして、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元として管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図２に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）を求める。 The exposure control unit 11 obtains a tube current value in 3D modulation based on the X-ray modulation condition and the VT signal. First, the exposure control unit 11 uses the VT signal as a variable based on the table data indicating the tube current value defined for each rotation of the rotating gantry indicated by the z-axis modulation and the VT signal. The tube current value in the z-axis direction) is obtained. Then, the exposure control unit 11 performs smoothing processing on the tube current value table data with the number of views as a dimension, thereby smoothing the tube current value Fz like the VT smoothing data of z-axis modulation shown in FIG. (View) is obtained.
さらに曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、上述した式（２）によって表わされる３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。図２に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、３Ｄモジュレーションにおける管電流値に相当する。 Furthermore, the exposure control unit 11 multiplies the tube current value Fz (view) indicated by the smoothed z-axis modulation condition by the ratio of the tube current value indicated by the xy modulation condition, thereby obtaining the above-described formula ( The tube current value in the 3D modulation represented by 2) is obtained. The VT smoothing data in 3D modulation shown in FIG. 2 corresponds to the tube current value in 3D modulation.
そして曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流及び管電圧の供給を高電圧発生部１２に出力する。曝射制御部１１は、３Ｄモジュレーションが示す管電流値に従って、ＶＴ信号を制御部１０から受けるたびに管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。 Then, the exposure control unit 11 outputs the supply of the tube current and the tube voltage indicated by the 3D modulation to the high voltage generation unit 12 in accordance with the X-ray exposure ON / OFF signal indicated by the exposure timing. The exposure control unit 11 changes the tube current value every time a VT signal is received from the control unit 10 according to the tube current value indicated by the 3D modulation, and outputs a tube current supply instruction to the high voltage generation unit 12.
寝台駆動部３１は、スキャン制御部２０から出力された寝台制御データが示す移動速度に従って、寝台３０の寝台天板を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させる。高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、管電流及び管電圧をＸ線管球１３に供給する。これにより、Ｘ線管球１３からＸ線が曝射されるとともに、寝台３０の寝台天板が寝台駆動部３１によって移動させられて、ヘリカルスキャンにより撮影が開始される。そして、データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。制御部１０はデータ収集部１５によって収集された投影データを前処理部２１に出力する。 The bed driving unit 31 moves the bed top of the bed 30 in the body axis direction (z-axis direction) of the subject according to the moving speed indicated by the bed control data output from the scan control unit 20. The high voltage generator 12 supplies tube current and tube voltage to the X-ray tube 13 under the control of the exposure controller 11. As a result, X-rays are emitted from the X-ray tube 13 and the bed top plate of the bed 30 is moved by the bed driving unit 31 and imaging is started by helical scanning. The data collection unit 15 collects X-rays detected by the X-ray detector 14 as projection data in synchronization with the VT signal output from the control unit 10 and outputs the projection data to the control unit 10. The control unit 10 outputs the projection data collected by the data collection unit 15 to the preprocessing unit 21.
前処理部２１は、制御部１０から出力された投影データに感度補正などの処理を施す。再構成処理部２３は投影データを逆投影処理することにより画像データを生成する。例えば、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューの場合、再構成処理部２３は１０００ビューの投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する。そして、表示制御部２５は再構成処理部２３によって生成された画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。 The preprocessing unit 21 performs processing such as sensitivity correction on the projection data output from the control unit 10. The reconstruction processing unit 23 generates image data by performing a back projection process on the projection data. For example, when the number of views indicated by the projection data collection condition is 1000 views, the reconstruction processing unit 23 reconstructs one frame of image data using 1000 views of projection data. The display control unit 25 causes the display unit 26 to display an image based on the image data generated by the reconstruction processing unit 23.
以上のように、回転架台の回転数に依存せずにＶＴ信号によって管電流の供給を制御することにより、Ｘ線管球１３の任意の位置で管電流値を切り替えることが可能となる。このように、ＶＴ信号によって管電流値を制御するため、３Ｄモジュレーションの精度を向上させることが可能となる。つまり、回転架台の回転数よりも細かいＶＴ信号の数によって管電流値を制御するため、Ｘ線管球１３に供給する管電流の連続性を向上させることが可能となる。そのことにより、ｚ軸モジュレーションにおける管電流値の変調幅が大きくなるタイミングと、ｘ−ｙモジュレーションにおける管電流値の比率が大きくなるタイミングとが重なった場合であっても、管電流が不連続に低下することを抑えて、連続的な制御が可能となる。このように、この実施形態に係る３Ｄモジュレーションでは、管電流値の連続性が保たれるため、Ｘ線検出器１４の出力のばらつき（標準偏差：ＳＤ値）を極力一定に保つことが可能となる。 As described above, the tube current value can be switched at an arbitrary position of the X-ray tube 13 by controlling the supply of the tube current by the VT signal without depending on the number of rotations of the rotating gantry. Thus, since the tube current value is controlled by the VT signal, the accuracy of 3D modulation can be improved. That is, since the tube current value is controlled by the number of VT signals smaller than the number of rotations of the rotating gantry, the continuity of the tube current supplied to the X-ray tube 13 can be improved. As a result, even when the timing when the modulation width of the tube current value in the z-axis modulation increases and the timing when the ratio of the tube current value in the xy modulation increases, the tube current becomes discontinuous. It is possible to perform continuous control while suppressing the decrease. Thus, in the 3D modulation according to this embodiment, since the continuity of the tube current value is maintained, it is possible to keep the output variation (standard deviation: SD value) of the X-ray detector 14 as constant as possible. Become.
また、３ＤモジュレーションをＶＴ信号によって一元的に制御することにより、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとの同期性を向上させ、また、３Ｄモジュレーションとデータ収集部１５によるデータ収集との同期性を向上させることが可能となる。 In addition, the 3D modulation is centrally controlled by the VT signal to improve the synchronization between the z-axis modulation and the xy modulation, and the synchronization between the 3D modulation and the data collection by the data collection unit 15 is improved. It becomes possible to make it.
さらに、ｚ軸モジュレーションが示す管電流値をビュー（ｖｉｅｗ）数でスムージング処理することにより、Ｘ線管球１３に供給する管電流をＶＴ信号に応じて連続的に制御することが可能となる。 Further, by smoothing the tube current value indicated by the z-axis modulation by the number of views, the tube current supplied to the X-ray tube 13 can be continuously controlled according to the VT signal.
（変形例１）
次に、変形例１に係るＸ線ＣＴ装置について図３を参照して説明する。図３は、変形例１に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。変形例１においては、ｘ−ｙモジュレーション条件を変えている。変形例１に係るｘ−ｙモジュレーション条件はｚ軸モジュレーション条件と同様に、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値の比率を示すテーブルデータである。変形例１に係るｘ−ｙモジュレーション条件は、回転架台の角度に対する管電流値の比率を三角関数によって表わされているが、回転架台の１回転ごとに比率の振幅を変えている。具体的には上述した式（１）において、管電流値の比率の振幅Ａを回転架台の１回転ごとに変えている。
(Modification 1)
Next, an X-ray CT apparatus according to Modification 1 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a timing chart showing the operation of the X-ray CT apparatus according to the first modification. In the first modification, the xy modulation conditions are changed. Similar to the z-axis modulation condition, the xy modulation condition according to Modification 1 is table data indicating the ratio of tube current values defined for each rotation of the rotating gantry. In the xy modulation condition according to the modified example 1, the ratio of the tube current value to the angle of the rotating gantry is represented by a trigonometric function, but the ratio amplitude is changed for each rotation of the rotating gantry. Specifically, in the above-described equation (1), the amplitude A of the ratio of the tube current value is changed for each rotation of the rotary mount.
上述したように、ｘ−ｙモジュレーション条件は、被検体のｘ−ｙ断面形状を楕円モデルによって近似して管電流値の比率を決定している。しかしながら、被検体のｘ−ｙ断面形状は体軸方向（ｚ軸方向）の場所によって異なる。そこで、変形例１においては、管電流値の比率の振幅Ａを一律に設定せずに、体軸方向（ｚ軸方向）の位置によって振幅Ａの値を変える。体軸方向（ｚ軸方向）の位置と回転架台の回転数とは対応しているため、この変形例では回転架台の１回転ごとに振幅Ａの大きさを変える。 As described above, in the xy modulation condition, the ratio of the tube current value is determined by approximating the xy cross-sectional shape of the subject by an elliptic model. However, the xy cross-sectional shape of the subject differs depending on the location in the body axis direction (z-axis direction). Therefore, in the first modification, the value of the amplitude A is changed according to the position in the body axis direction (z-axis direction) without uniformly setting the amplitude A of the ratio of the tube current value. Since the position in the body axis direction (z-axis direction) corresponds to the number of rotations of the rotating gantry, in this modification, the magnitude of the amplitude A is changed for each rotation of the rotating gantry.
例えば、被検体のデュアルスキャノ画像を参照して、被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無を特定して、回転架台の１回転ごとの振幅Ａの大きさを決定する。例えば、被検体の体厚が厚い箇所においては振幅Ａを大きくし、体厚が薄い箇所においては振幅Ａを小さくする。 For example, referring to a dual scan image of the subject, the presence or absence of an organ having a large body thickness or X-ray absorption rate is specified, and the magnitude of the amplitude A for each rotation of the rotating gantry is determined. For example, the amplitude A is increased at a portion where the body thickness of the subject is thick, and the amplitude A is decreased at a portion where the body thickness is thin.
以上のように回転架台の１回転ごとに振幅Ａの大きさを変えることで、図３に示すｘ−ｙモジュレーション条件（比率）におけるテーブルデータのように、１回転内においては、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す比率は式（１）に従った三角関数で表わされるが、１回転ごとに振幅Ａの大きさが変わっているため離散的な比率となっている。 As described above, by changing the magnitude of the amplitude A for each rotation of the rotating gantry, the xy modulation is performed within one rotation like the table data in the xy modulation condition (ratio) shown in FIG. The ratio indicated by the condition is represented by a trigonometric function according to the equation (1), but is a discrete ratio because the magnitude of the amplitude A changes with each rotation.
曝射制御部１１は、上述した実施形態と同様に、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図３に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。さらに、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率のテーブルデータをスムージング処理することにより、図３に示すｘ−ｙモジュレーション比率のＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値の比率を求める。 As in the above-described embodiment, the exposure control unit 11 performs smoothing processing on the table data of the tube current value indicated by the z-axis modulation condition with the number of views as a dimension, thereby performing the z-axis modulation of FIG. A smooth tube current value is obtained as in VT smoothing data. Further, the exposure control unit 11 performs smoothing processing on the table data of the tube current value ratio indicated by the xy modulation condition with the number of views as a dimension, so that the VT of the xy modulation ratio shown in FIG. The ratio of the smooth tube current value as in the smoothing data is obtained.
そして、曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚモジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、スムージング処理されたｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションにおける管電流値（Ｘ線照射量）を求める。変形例１に係る３Ｄモジュレーションにおける管電流値を図３に示す。図３に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、曝射制御部１１によって求められた３Ｄモジュレーションにおける管電流値を表している。上述した実施形態と同様に、３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、ＶＴ信号を変数とした曲線で表わされることになる。 The exposure control unit 11 multiplies the tube current value Fz (view) indicated by the smoothed z modulation condition by the ratio of the tube current value indicated by the smoothed xy modulation condition. The tube current value (X-ray irradiation amount) in 3D modulation is obtained. FIG. 3 shows tube current values in 3D modulation according to the first modification. The VT smoothing data in 3D modulation shown in FIG. 3 represents the tube current value in 3D modulation obtained by the exposure control unit 11. Similar to the above-described embodiment, the tube current value in 3D modulation is represented by a curve with the VT signal as a variable.
そして、上述した実施形態と同様に、曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。管電流値はＶＴ信号によって規定されているため、曝射制御部１１は、制御部１０からＶＴ信号を受けるたびに、３Ｄモジュレーションが示す管電流値に従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。 In the same manner as in the above-described embodiment, the exposure control unit 11 outputs a tube current supply instruction indicated by 3D modulation to the high voltage generation unit 12 in accordance with the X-ray exposure ON / OFF signal indicated by the exposure timing. To do. Since the tube current value is defined by the VT signal, the exposure control unit 11 changes the tube current value according to the tube current value indicated by the 3D modulation every time the VT signal is received from the control unit 10, and instructs to supply the tube current. Is output to the high voltage generator 12.
以上のように、回転架台の１回転ごとにｘ−ｙモジュレーション条件を変えているため、被検体のｘ−ｙ断面形状が体軸方向（ｚ軸方向）の位置によって異なる場合であっても、その形状に合わせてＸ線管球１３への管電流の供給を制御することが可能となる。そのことにより、Ｘ線検出器１４の出力のばらつきをより一定に保つことが可能となる。 As described above, since the xy modulation condition is changed for each rotation of the rotating gantry, even when the xy cross-sectional shape of the subject differs depending on the position in the body axis direction (z-axis direction), The supply of tube current to the X-ray tube 13 can be controlled in accordance with the shape. As a result, the output variation of the X-ray detector 14 can be kept more constant.
（変形例２）
次に、変形例２に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。上述した実施形態及び変形例１では、ｚ軸モジュレーション条件に係るテーブルデータが示す管電流値は、回転架台の回転数によって規定されている。変形例２では、ｚ軸モジュレーション条件に係るテーブルデータが示す管電流値をビュー（ｖｉｅｗ）数によって規定する。
(Modification 2)
Next, an X-ray CT apparatus according to Modification 2 will be described. In the embodiment and the first modification described above, the tube current value indicated by the table data relating to the z-axis modulation condition is defined by the number of rotations of the rotating gantry. In the second modification, the tube current value indicated by the table data relating to the z-axis modulation condition is defined by the number of views.
例えば、ビュー（ｖｉｅｗ）数が３０００ビュー（ｖｉｅｗ）のときに管電流値が４００（ｍＡ）である場合、管電流値を４００（３０００）と定義する。すなわち、ｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータを管電流値（ビュー数）と定義する。これにより、ｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータは、［５００（０）、４５０（２０００）、４００（３０００）、３８０（３５００）、３６０（３８００）、３５０（４０００）、３６０（４４００）、３７０（４６００）、３８０（４８００）、３７０（５１００）、・・・］ｍＡのように、ビュー（ｖｉｅｗ）数を変数とする管電流データ配列として表わされる。 For example, when the tube current value is 400 (mA) when the number of views is 3000 views (view), the tube current value is defined as 400 (3000). That is, the z-axis modulation condition table data is defined as the tube current value (number of views). Accordingly, the table data of the z-axis modulation condition is [500 (0), 450 (2000), 400 (3000), 380 (3500), 360 (3800), 350 (4000), 360 (4400), 370 ( 4600), 380 (4800), 370 (5100),...] MA, and is expressed as a tube current data array having the number of views as a variable.
変形例２においても、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値のテーブルデータをスムージング処理することで、ｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。 Also in the second modification, the exposure control unit 11 performs smoothing processing on the table data of the tube current value indicated by the z-axis modulation condition with the number of views as a dimension, so that the VT smoothing data of the z-axis modulation is obtained. Obtain a smooth tube current value.
変形例２に係るｚ軸モジュレーション条件は、上述した実施形態及び変形例１のいずれに適用しても良い。変形例２のようにｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータをビュー（ｖｉｅｗ）数で規定した場合であっても、上述した実施形態及び変形例１と同じ作用及び効果を奏することが可能となる。すなわち、変形例２においても、３Ｄモジュレーションにおける管電流値の連続性が保たれるため、Ｘ線検出器１４の出力のばらつきを極力一定に保つことが可能となる。 The z-axis modulation condition according to the second modification may be applied to either the above-described embodiment or the first modification. Even when the table data of the z-axis modulation condition is defined by the number of views as in the second modification, the same operations and effects as the above-described embodiment and the first modification can be achieved. That is, in the second modification as well, since the continuity of the tube current value in 3D modulation is maintained, the variation in the output of the X-ray detector 14 can be kept as constant as possible.
１ 架台装置
２ コンソール部
３ 寝台装置
１０ 制御部
１１ 曝射制御部
１２ 高電圧発生部
１３ Ｘ線管球
１４ Ｘ線検出器
１５ データ収集部
１６ 架台駆動部
１７ モータ
１８ サーボアンプ
１９ エンコーダ
２０ スキャン制御部
２１ 前処理部
２２ 投影データ記憶部
２３ 再構成処理部
２４ 画像データ記憶部
２５ 表示制御部
２６ 表示部
３０ 寝台
３１ 寝台駆動部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Stand apparatus 2 Console part 3 Sleeper apparatus 10 Control part 11 Exposure control part 12 High voltage generation part 13 X-ray tube 14 X-ray detector 15 Data collection part 16 Mount drive part 17 Motor 18 Servo amplifier 19 Encoder 20 Scan control Unit 21 preprocessing unit 22 projection data storage unit 23 reconstruction processing unit 24 image data storage unit 25 display control unit 26 display unit 30 bed 31 bed driving unit
Claims (5)
被検体を挟んで前記Ｘ線発生手段と対向配置されて、前記Ｘ線発生手段から曝射されて前記被検体を透過したＸ線を所定の収集タイミングで投影データとして収集するＸ線検出手段と、
を有し、前記収集タイミングの経過とともに、前記Ｘ線発生手段及び前記Ｘ線検出手段が前記被検体の周りを回転するとともに、前記被検体の体軸方向における前記被検体と前記Ｘ線発生手段との相対的な位置を変えてヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置であって、
前記被検体の体軸方向に前記回転の数に応じて変化するＸ線の照射量の第１の変化と、前記収集タイミングの経過に対応する前記回転の角度の変化に応じて変化するＸ線の照射量の第２の変化とを予め受けて、前記第１の変化を前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理をし、その前記スムージング処理が施された前記第１の変化と、前記第２の変化とに基づいて、前記体軸方向と前記被検体の周りの方向とによって規定される３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、前記所定の収集タイミングに応じて前記第３の変化に対応する照射量で前記Ｘ線発生手段からＸ線を曝射させる制御手段を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 X-ray generation means;
X-ray detection means that is disposed opposite to the X-ray generation means across the subject, and collects X-rays that are exposed from the X-ray generation means and transmitted through the subject as projection data at a predetermined acquisition timing; ,
As the acquisition timing elapses, the X-ray generation means and the X-ray detection means rotate around the subject, and the subject and the X-ray generation means in the body axis direction of the subject An X-ray CT apparatus that performs a helical scan by changing the relative position of
A first change in the amount of X-ray irradiation that changes in the body axis direction of the subject according to the number of rotations, and an X-ray that changes according to changes in the rotation angle corresponding to the passage of the acquisition timing The first change is received in advance, and the first change is smoothed according to the progress of the collection timing, the first change subjected to the smoothing process, and the first change 2, a third change in the X-ray dose that changes in a three-dimensional space defined by the body axis direction and the direction around the subject is obtained, and the predetermined acquisition timing is obtained. In response, the X-ray CT apparatus further comprises a control unit that emits X-rays from the X-ray generation unit with an irradiation amount corresponding to the third change.
前記制御手段は、前記第１の変化をスムージングするとともに、前記第２の変化についても前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理をし、それぞれスムージング処理が施された前記第１の変化と前記第２の変化とに基づいて、前記第３の変化を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The second change changes according to the predetermined acquisition timing and the rotation speed of the X-ray generation means,
The control means smooths the first change, and also performs a smoothing process on the second change according to the progress of the collection timing, and the first change and the first change subjected to the smoothing process, respectively. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the third change is obtained based on a change of 2.
前記制御手段は、前記入力手段によって入力された前記第１の変化及び前記第２の変化を受けて前記第３の変化を求めることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 An input means for inputting the first change and the second change;
5. The control unit according to claim 1, wherein the control unit obtains the third change in response to the first change and the second change input by the input unit. 6. X-ray CT system.
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