JP4745029B2

JP4745029B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP4745029B2
Application number: JP2005329855A
Authority: JP
Inventors: 誠郷野; 昌恵新屋; 康雄藤沢
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2005-11-15
Filing date: 2005-11-15
Publication date: 2011-08-10
Anticipated expiration: 2025-11-15
Also published as: JP2007135668A

Description

この発明は、被検体にＸ線を照射するＸ線管の管電流を、被検体の状態に応じて制御するＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus that controls the tube current of an X-ray tube that irradiates a subject with X-rays according to the state of the subject.

近年、Ｘ線ＣＴ装置の普及により、Ｘ線ＣＴ装置で取得される断層画像の画質は、より一層の高画質化が求められつつある。この状況下にあって、被検体に照射されるＸ線の照射量を、被検体の撮影領域に応じて最適化することが行われている。ここで、被検体は、撮影領域、特に頭部、肺野および腹部等では被検体の状態が異なり、同様のノイズ（ｎｏｉｓｅ）を与えるＸ線照射量も異なる。 In recent years, with the widespread use of X-ray CT apparatuses, the image quality of tomographic images acquired with the X-ray CT apparatuses is being demanded to be higher. Under these circumstances, the amount of X-rays irradiated to the subject is optimized in accordance with the imaging region of the subject. Here, the state of the subject differs in the imaging region, particularly in the head, lung field, and abdomen, and the amount of X-ray irradiation that gives the same noise is also different.

そこで、被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト（ｓｃｏｕｔ）画像を取得し、このスカウト画像に基づいて被検体の撮影領域ごとの最適なＸ線照射量、すなわちＸ線を発生するＸ線管の管電流値が決定される。そして、撮影領域ごとにこの管電流値を用いたＸ線の照射を行うことにより、被検体の撮影領域に依存しない、一定のノイズを有する複数の断層画像情報を取得することができる（例えば、特許文献１参照）。
特開２００１―０３７７５２号公報、（第１頁、図８） Therefore, a scout image used to determine the imaging position of the subject is acquired, and an optimum X-ray irradiation dose for each imaging region of the subject, that is, an X-ray tube that generates X-rays based on the scout image. The tube current value is determined. Then, by performing X-ray irradiation using this tube current value for each imaging region, it is possible to acquire a plurality of pieces of tomographic image information having constant noise independent of the imaging region of the subject (for example, Patent Document 1).
JP 2001-037752 A, (first page, FIG. 8)

しかしながら、上記背景技術によれば、被検体の体動によりノイズが変化する。すなわち、被検体は、撮影中も心臓の鼓動あるいは肺の呼吸等の不可避的な体動を行っており、これら体動による臓器の形状変化は、最適な管電流値の変化をもたらし、ひいてはＣＴ撮影される断層画像のノイズも変化する。 However, according to the above background art, noise changes due to body movement of the subject. That is, the subject undergoes unavoidable body movements such as heartbeat or lung respiration even during imaging, and changes in the shape of the organ due to these body movements result in an optimal change in the tube current value, and thus CT. The noise of the tomographic image to be taken also changes.

なお、被検体の呼吸に関しては、一時的に停止しその間にＣＴ撮影を行うこともできる。しかし、呼吸停止は、場合によっては被検体に負担となる作業であり、必ずしも好ましいものではない。 Regarding the breathing of the subject, it is possible to temporarily stop and perform CT imaging during that time. However, stopping breathing is an operation that is a burden on the subject in some cases, and is not always preferable.

これらのことから、被検体の体動による変化をも含めて、最適なＸ線管電流値でＣＴ撮影を行うことができるＸ線ＣＴ装置をいかに実現するかが重要となる。
この発明は、上述した背景技術による課題を解決するためになされたものであり、被検体の体動による変化をも含めて、最適なＸ線管電流値でＣＴ撮影を行うことができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。 For these reasons, it is important how to realize an X-ray CT apparatus capable of performing CT imaging with an optimal X-ray tube current value including changes due to body movement of the subject.
The present invention has been made to solve the above-described problems caused by the background art, and can perform CT imaging with an optimal X-ray tube current value including changes due to body movement of a subject. An object is to provide a CT apparatus.

上述した課題を解決し目的を達成するために、第１の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、被検体における周期的な体動を検出する体動検出手段と、前記周期的な体動の異なる位相ごとに、前記被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得するスカウト画像取得手段と、前記スカウト画像情報を用いて、前記位相ごとの前記被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定する最適管電流値算定手段と、前記被検体の前記Ｘ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、前記被検体の体動の位相に対応する前記最適管電流値を用いて投影情報を取得する投影情報取得手段とを備える。 In order to solve the above-described problems and achieve the object, an X-ray CT apparatus according to a first aspect of the invention includes a body motion detection unit that detects periodic body motion in a subject, and the periodic body motion. The scout image acquisition means for acquiring the scout image information used for determining the imaging position of the subject for each different phase, and the X-ray CT for irradiating the subject for each phase using the scout image information Optimal tube current value calculating means for calculating an optimal tube current value for imaging, and the optimal tube corresponding to the phase of body movement of the subject when performing CT imaging using the X-ray of the subject Projection information acquisition means for acquiring projection information using a current value.

この第１の観点による発明では、体動検出手段により、被検体における周期的な体動を検出し、スカウト画像取得手段により、この周期的な体動の異なる位相ごとのスカウト画像情報を取得し、最適管電流値算定手段により、このスカウト画像情報を用いて、位相ごとの被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定し、被検体のＸ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、投影情報取得手段により、被検体の体動の位相に対応する最適管電流値を用いて投影情報を取得する。 In the invention according to the first aspect, the periodic motion in the subject is detected by the body motion detection means, and the scout image information for each phase of the periodic body motion is acquired by the scout image acquisition means. Then, the optimum tube current value calculating means calculates the optimum tube current value for CT imaging of the X-rays irradiated to the subject for each phase by using this scout image information, and the CT using the X-ray of the subject. When performing imaging, projection information is acquired by the projection information acquisition means using an optimum tube current value corresponding to the phase of body movement of the subject.

また、第２の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１の観点に記載の発明において、前記体動検出手段が、前記被検体の心臓の動きを検出する心電計を備えることを特徴とする。 Further, the X-ray CT apparatus according to the invention of the second aspect is the invention described in the first aspect, wherein the body motion detection means comprises an electrocardiograph for detecting the motion of the heart of the subject. Features.

この第２の観点による発明では、体動検出手段は、心電波形を検出する。
また、第３の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１の観点に記載の発明において、前記体動検出手段が、前記被検体の呼吸の動きを検出する呼吸検出器を備えることを特徴とする。 In the invention according to the second aspect, the body motion detecting means detects an electrocardiographic waveform.
An X-ray CT apparatus according to a third aspect of the invention is the invention described in the first aspect, wherein the body motion detection means includes a respiration detector that detects respiration movement of the subject. Features.

この第３の観点による発明では、体動検出手段は、呼吸波形を検出する。
また、第４の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし３の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記スカウト画像取得手段が、前記スカウト画像情報を、前記体動の位相に同期して取得する第１の位相同期手段を備えることを特徴とする。 In the invention according to the third aspect, the body motion detecting means detects a respiratory waveform.
An X-ray CT apparatus according to a fourth aspect of the present invention is the X-ray CT apparatus according to any one of the first to third aspects, wherein the scout image acquisition means obtains the scout image information from the body movement. It is characterized by comprising first phase synchronization means for obtaining in synchronization with the phase.

また、第５の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第４の観点に記載の発明において、前記スカウト画像取得手段が、前記被検体を載置するクレードルを移動しつつ前記スカウト画像情報を取得する際に、前記移動の移動速度Ｖを、前記移動を行う奥行き方向の撮影領域幅をｔｈとし、前記体動の周期をＦとし、Ｖ≦（ｔｈ／Ｆ）の式を満たす値にすることを特徴とする。 The X-ray CT apparatus according to the fifth aspect of the invention is the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect of the invention, wherein the scout image acquisition means displays the scout image information while moving a cradle on which the subject is placed. At the time of acquisition, the moving speed V of the movement is set to a value satisfying the expression of V ≦ (th / F), where th is the imaging region width in the depth direction in which the movement is performed, and F is the period of the body movement. It is characterized by that.

この第５の観点による発明では、移動方向に複数列のシンチレータが存在するＸ線検出器を用いる際に、一回のスカウト画像情報の取得動作において、周期的な体動のすべての位相に対応するスカウト画像情報を取得する。 In the invention according to the fifth aspect, when an X-ray detector having a plurality of rows of scintillators in the moving direction is used, in one scout image information acquisition operation, all phases of periodic body movement are supported. Scout image information to be acquired.

また、第６の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし５の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記スカウト画像情報に含まれる投影画像の画素値を積分する積分手段を備えることを特徴とする。 An X-ray CT apparatus according to a sixth aspect of the invention is the projection according to any one of the first to fifth aspects, wherein the optimum tube current value calculating means is included in the scout image information. Integrating means for integrating pixel values of an image is provided.

また、第７の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第６の観点に記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記積分量に概ね比例する値を最適管電流値にすることを特徴とする。 An X-ray CT apparatus according to a seventh aspect of the invention is the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, wherein the optimum tube current value calculating means sets the value substantially proportional to the integral amount to the optimum tube current value. It is characterized by that.

この第７の観点による発明では、被検部位が体動により膨張する際に管電流値を大きくし、体動により収縮する際に管電流を小さくする。
また、第８の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし７の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記最適管電流値算定手段が、前記被検体のＣＴ撮影を複数の撮影領域で行う際に、前記撮影領域ごとにＸ線の最適管電流値を算定することを特徴とする。 In the invention according to the seventh aspect, the tube current value is increased when the test site is expanded due to body movement, and the tube current is decreased when it is contracted due to body movement.
The X-ray CT apparatus according to the invention of the eighth aspect is the invention according to any one of the first to seventh aspects, wherein the optimum tube current value calculating means performs a plurality of CT scans of the subject. When performing in this imaging region, the optimum tube current value of the X-ray is calculated for each imaging region.

この第８の観点による発明では、撮影領域ごとに最適な管電流値とする。
また、第９の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第８の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記位相と共に前記撮影領域に対応する最適管電流値を示す最適管電流値テーブルを備えることを特徴とする。 In the invention according to the eighth aspect, an optimum tube current value is set for each imaging region.
An X-ray CT apparatus according to a ninth aspect of the invention is the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect of the invention, wherein the projection information acquisition means shows the optimum tube current value corresponding to the imaging region together with the phase. A current value table is provided.

また、第１０の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第９の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記最適管電流値テーブルに基づいた最適管電流値を用いて、前記撮影領域の投影情報を取得することを特徴とする。 Further, in the X-ray CT apparatus according to the invention of the tenth aspect, in the invention described in the ninth aspect, the projection information acquisition means uses an optimum tube current value based on the optimum tube current value table, Projection information of the imaging region is acquired.

また、第１１の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１０の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記検出された体動の位相が基準位相と同期する際に、前記ＣＴ撮影を開始する第２の位相同期手段を備えることを特徴とする。 An X-ray CT apparatus according to an invention of an eleventh aspect is the X-ray CT apparatus according to the tenth aspect, wherein the projection information acquiring means synchronizes the detected body movement phase with a reference phase. A second phase synchronization means for starting the CT imaging is provided.

この第１１の観点による発明では、体動が所定の位相になる際に、ＣＴ撮影を開始する。
また、第１２の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１１の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記ＣＴ撮影の最中の位相を、前記体動の繰り返し周期から予想する位相予想手段を備えることを特徴とする。 In the invention according to the eleventh aspect, CT imaging is started when the body motion reaches a predetermined phase.
An X-ray CT apparatus according to a twelfth aspect of the present invention is the X-ray CT apparatus according to the eleventh aspect of the present invention, wherein the projection information acquisition means determines the phase during the CT imaging from the repetition cycle of the body motion. A phase predicting means for predicting is provided.

また、第１３の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１２の観点に記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記最適管電流値を、前記予想される位相に基づいて求めることを特徴とする。 Further, in the X-ray CT apparatus according to the thirteenth aspect of the invention, in the invention according to the twelfth aspect, the projection information acquisition means obtains the optimum tube current value based on the expected phase. It is characterized by.

この第１３の観点による発明では、最適管電流値を、ＣＴ撮影時点の体動の位相に近いものとする。
また、第１４の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第９ないし１３の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記投影情報取得手段が、前記撮影領域の撮影順序に従って時間変化する最適管電流値を示す管電流値変化テーブルを備えることを特徴とする。 In the invention according to the thirteenth aspect, the optimum tube current value is close to the phase of body movement at the time of CT imaging.
An X-ray CT apparatus according to a fourteenth aspect of the present invention is the X-ray CT apparatus according to any one of the ninth to thirteenth aspects, wherein the projection information acquisition means changes over time according to the imaging order of the imaging regions. A tube current value change table showing an optimum tube current value is provided.

また、第１５の観点の発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、第１ないし１０の観点のいずれか１つに記載の発明において、前記投影情報取得手段が、異なる前記撮影領域のＣＴ撮影ごとに前記検出を行い、前記検出された体動の位相に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行う管電流値逐次設定手段を備えることを特徴とする。 An X-ray CT apparatus according to a fifteenth aspect of the present invention is the X-ray CT apparatus according to any one of the first to tenth aspects, wherein the projection information acquisition unit performs the CT imaging for each of the different imaging regions. Tube current value sequential setting means for performing detection and performing CT imaging using the optimum tube current value corresponding to the detected phase of body movement is provided.

この第１５の観点による発明では、体動の位相と最適管電流値との対応を、より正確なものとする。 In the invention according to the fifteenth aspect, the correspondence between the phase of body movement and the optimum tube current value is made more accurate.

本発明によれば、周期的に繰り返される体動の異なる位相ごとに最適管電流値を最適化し、この最適管電流値を用いてＸ線ＣＴ装置のＣＴ撮影を行うこととしているので、取得される被検体の投影情報ひいてはこの投影情報を画像再構成して生成される断層画像情報は、体動に影響されない安定したノイズの画質にすることができる。 According to the present invention, the optimum tube current value is optimized for each phase of body motion that is periodically repeated, and the CT imaging of the X-ray CT apparatus is performed using this optimum tube current value. The tomographic image information generated by reconstructing the projection information of the subject, and thus the projection information, can have a stable noise image quality that is not affected by body movement.

以下に添付図面を参照して、この発明にかかるＸ線ＣＴ装置を実施するための最良の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
（実施の形態１）
まず、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の全体構成について説明する。図１は、Ｘ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）１０、操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４、高電圧発生装置７および体動検出手段である心電計５を有する。 The best mode for carrying out an X-ray CT apparatus according to the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
(Embodiment 1)
First, the overall configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment will be described. FIG. 1 shows a block diagram of an X-ray CT apparatus. As shown in FIG. 1, this apparatus has a scanning gantry 10, an operation console 6, an imaging table 4, a high voltage generator 7, and an electrocardiograph 5 that is a body motion detection means. .

走査ガントリ１０は、Ｘ線管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）２２により、例えば、厚みを持って扇状に拡がるコーン（ｃｏｎｅ）状のＸ線ビーム（ｂｅａｍ）となるように成形され、Ｘ線検出器２４に照射される。 The scanning gantry 10 has an X-ray tube 20. X-rays (not shown) radiated from the X-ray tube 20 are shaped by a collimator 22 into, for example, a cone-shaped X-ray beam (beam) that expands in a fan shape with a thickness. The line detector 24 is irradiated.

高電圧発生装置７は、Ｘ線管２０に電子加速用高電圧（以後、管電圧と称する）およびフィラメント（ｆｉｌａｍｅｎｔ）加熱用電流（以後、管電流と称する）を供給する。なお、管電圧は、１００ＫＶ程度のものであり、管電流は、数十〜数百ｍＡ程度のものである。 The high voltage generator 7 supplies the X-ray tube 20 with a high voltage for electron acceleration (hereinafter referred to as tube voltage) and a filament heating current (hereinafter referred to as tube current). The tube voltage is about 100 KV, and the tube current is about several tens to several hundred mA.

Ｘ線検出器２４は、Ｘ線ビームの広がり方向にマトリックス（ｍａｔｒｉｘ）状に配列された複数のシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）を有する。Ｘ線検出器２４は、複数のシンチレータをマトリックス状に配列した、幅のある多チャネル（ｃｈａｎｎｅｌ）の検出器となっている。 The X-ray detector 24 has a plurality of scintillators arranged in a matrix in the direction in which the X-ray beam spreads. The X-ray detector 24 is a wide multi-channel detector in which a plurality of scintillators are arranged in a matrix.

Ｘ線検出器２４は、全体として、凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。Ｘ線検出器２４は、例えば無機結晶からなるシンチレータと光電変換器であるフォトダイオード（ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）を組み合わせたものである。 The X-ray detector 24 as a whole forms an X-ray incident surface curved in a concave shape. The X-ray detector 24 is a combination of, for example, a scintillator made of an inorganic crystal and a photodiode that is a photoelectric converter.

Ｘ線検出器２４には、データ（ｄａｔａ）収集部２６が接続されている。データ収集部２６は、Ｘ線検出器２４の個々のシンチレータの検出情報を収集する。Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８は、高電圧発生装置７の管電圧および管電流を制御し、Ｘ線管２０からのＸ線の照射を制御する。この制御は、Ｘ線照射のオンオフ（ｏｎｏｆｆ）および管電流によるＸ線強度の調整を含んでいる。コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御される。 A data collection unit 26 is connected to the X-ray detector 24. The data collection unit 26 collects detection information of individual scintillators of the X-ray detector 24. The X-ray controller 28 controls the tube voltage and tube current of the high voltage generator 7 and controls the irradiation of X-rays from the X-ray tube 20. This control includes adjusting the X-ray intensity by turning on / off the X-ray irradiation and the tube current. The connection relationship between the collimator 22 and the collimator controller 30 is not shown. The collimator 22 is controlled by a collimator controller 30.

以上の、Ｘ線管２０からコリメータコントローラ３０までのものが、走査ガントリ１０の回転部３４に搭載されている。ここで、被検体あるいはファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）は、テーブル（ｔａｂｌｅ）４のクレードル（ｃｒａｄｌｅ）１２上に載置され、回転部３４の中心に位置するボア（ｂｏｒｅ）２９内に搬送される。回転部３４は、回転コントローラ３６により制御されつつ回転し、Ｘ線管２０からＸ線を***し、Ｘ線検出器２４において被検体およびファントムの透過Ｘ線を、回転角度に応じた各ビュー（ｖｉｅｗ）ごとの投影情報として検出する。なお、回転部３４と回転コントローラ３６との接続関係については図示を省略する。 The above-described components from the X-ray tube 20 to the collimator controller 30 are mounted on the rotating unit 34 of the scanning gantry 10. Here, the subject or phantom is placed on the cradle 12 of the table 4 and conveyed into a bore 29 located at the center of the rotating unit 34. The rotating unit 34 is rotated while being controlled by the rotation controller 36, bombards X-rays from the X-ray tube 20, and transmits X-rays of the subject and the phantom in the X-ray detector 24 according to the rotation angle. It is detected as projection information for each (view). The connection relationship between the rotating unit 34 and the rotation controller 36 is not shown.

操作コンソール６は、データ処理装置６０を有する。データ処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。データ処理装置６０には、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ１０が接続されている。データ処理装置６０は、制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ１０を制御する。 The operation console 6 includes a data processing device 60. The data processing device 60 is configured by, for example, a computer. A control interface (interface) 62 is connected to the data processing device 60. The scanning gantry 10 is connected to the control interface 62. The data processing device 60 controls the scanning gantry 10 through the control interface 62.

走査ガントリ１０内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３６は、制御インタフェース６２を通じて制御される。なお、これら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。 The data acquisition unit 26, the X-ray controller 28, the collimator controller 30 and the rotation controller 36 in the scanning gantry 10 are controlled through a control interface 62. The individual connections between these units and the control interface 62 are not shown.

また、データ処理装置６０には、データ収集バッファ（ｂｕｆｆｅｒ）６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ１０のデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６で収集されたデータがデータ収集バッファ６４を通じてデータ処理装置６０に入力される。 In addition, a data collection buffer 64 is connected to the data processing device 60. The data collection buffer 64 is connected to the data collection unit 26 of the scanning gantry 10. Data collected by the data collection unit 26 is input to the data processing device 60 through the data collection buffer 64.

データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて収集した透過Ｘ線信号すなわち投影情報を用いて画像再構成を行う。データ処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は、データ収集バッファ６４に収集された投影情報や再構成された断層画像情報および本装置の機能を実現するためのプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。 The data processing device 60 performs image reconstruction using a transmission X-ray signal collected through the data collection buffer 64, that is, projection information. A storage device 66 is also connected to the data processing device 60. The storage device 66 stores projection information collected in the data collection buffer 64, reconstructed tomographic image information, a program (program) for realizing the functions of the present device, and the like.

また、データ処理装置６０には、表示装置６８と操作装置７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される断層画像情報やその他の情報を表示する。操作装置７０は、オペレータ（ｏｐｅｒａｔｏｒ）によって操作され、スキャン（ｓｃａｎ）計画等の各種指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。オペレータは、表示装置６８および操作装置７０を使用してインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。なお、走査ガントリ１０、撮影テーブル４および操作コンソール６は、被検体あるいはファントムをＣＴ撮影して断層画像情報を取得する。 Further, a display device 68 and an operation device 70 are connected to the data processing device 60, respectively. The display device 68 displays the tomographic image information and other information output from the data processing device 60. The operation device 70 is operated by an operator and inputs various instructions such as a scan plan, information, and the like to the data processing device 60. An operator operates the present apparatus interactively using the display device 68 and the operation device 70. The scanning gantry 10, the imaging table 4, and the operation console 6 acquire tomographic image information by CT imaging of the subject or phantom.

心電計５は、体動検出手段をなし、クレードル１２に載置された被検体の心臓の動きを検出する。心電計５は、被検体に装着された電極により、心臓各部の動きに応じた電気信号、例えば心室の動きに同期するＱＲＳ波等を検出し、制御インタフェース６２に送信する。後述する様に、このＱＲＳ波は、Ｘ線ＣＴ装置で撮影を行う際の同期信号として用いられる。 The electrocardiograph 5 serves as a body motion detection unit, and detects the motion of the heart of the subject placed on the cradle 12. The electrocardiograph 5 detects an electrical signal corresponding to the motion of each part of the heart, for example, a QRS wave synchronized with the motion of the ventricle, and transmits it to the control interface 62 using the electrodes attached to the subject. As will be described later, this QRS wave is used as a synchronization signal when imaging with an X-ray CT apparatus.

図２は、データ処理装置６０の機能的な構成を示す機能ブロック図である。データ処理装置６０は、スカウト画像取得手段８１、最適管電流値算定手段８２、投影情報取得手段８３および画像再構成手段８４を含む。 FIG. 2 is a functional block diagram showing a functional configuration of the data processing device 60. The data processing device 60 includes a scout image acquisition unit 81, an optimum tube current value calculation unit 82, a projection information acquisition unit 83, and an image reconstruction unit 84.

スカウト画像取得手段８１は、被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得する。ここで、スカウト画像取得手段８１は、第１の位相同期手段を有し、心電計５からの電気信号に同期してスカウト画像を取得する。この際、スカウト画像取得手段８１は、制御インタフェース６２を介して走査ガントリ１０の回転コントローラ３６、コリメータコントローラ３０およびＸ線コントローラ２８等に制御信号を送信する。 The scout image acquisition means 81 acquires scout image information used for determining the imaging position of the subject. Here, the scout image acquisition means 81 has a first phase synchronization means, and acquires a scout image in synchronization with the electrical signal from the electrocardiograph 5. At this time, the scout image acquisition unit 81 transmits a control signal to the rotation controller 36 of the scanning gantry 10, the collimator controller 30, the X-ray controller 28, and the like via the control interface 62.

図３は、ＣＴ撮影の位置決め画像であるスカウト画像を取得する際のＸ線管２０、コリメータ２２、被検体１およびＸ線検出器２４の配置を示す走査ガントリ１０の鉛直方向での断面図である。Ｘ線管２０は、被検体１の鉛直上方に固定配置される。そして、Ｘ線管２０から照射されるＸ線ビーム４００は、被検体１を透過しＸ線検出器２４で検出される。これにより、被検体１のコロナル（ｃｏｒｏｎａｌ）面の投影画像が取得される。 FIG. 3 is a vertical sectional view of the scanning gantry 10 showing the arrangement of the X-ray tube 20, the collimator 22, the subject 1 and the X-ray detector 24 when acquiring a scout image that is a positioning image for CT imaging. is there. The X-ray tube 20 is fixedly arranged vertically above the subject 1. The X-ray beam 400 irradiated from the X-ray tube 20 passes through the subject 1 and is detected by the X-ray detector 24. Thereby, the projection image of the coronal surface of the subject 1 is acquired.

なお、Ｘ線ビーム４００は、被検体１の位置で、クレードル１２が移動される奥行き方向に概ね幅ｔｈを有する。従って、クレードル１２を奥行き方向に幅ｔｈだけ移動し、スカウト画像の取得を繰り返すことにより、被検体１の必要とされる全撮影領域のスカウト画像情報が取得される。 The X-ray beam 400 has a width th in the depth direction in which the cradle 12 is moved at the position of the subject 1. Therefore, by moving the cradle 12 in the depth direction by the width th and repeating the acquisition of the scout image, the scout image information of all the imaging regions required for the subject 1 is acquired.

ここで、スカウト画像取得手段８１は、第１の位相同期手段により、スカウト画像を取得する際に、心電計５からの各種電気信号に同期して、心臓の鼓動周期をＦおよびクレードル１２の移動速度をＶとして、Ｖがｔｈ／Ｆの速度以下でＸ線検出器２４のデータを収集することで、心臓の形状が異なる位相のスカウト画像情報を取得する。 Here, when the scout image acquisition means 81 acquires the scout image by the first phase synchronization means, the scout image acquisition means 81 synchronizes with the various electrical signals from the electrocardiograph 5 and sets the heartbeat period to F and the cradle 12. By collecting the data of the X-ray detector 24 when the moving speed is V and V is equal to or less than the speed of th / F, scout image information having a different heart shape is acquired.

図４は、周期的な運動を繰り返す心臓の異なる位相で、スカウト画像情報を取得する第１の位相同期手段の動作の一例を示す説明図である。図４（Ａ）は、心電計５の出力である心電波形の例である。心電波形は、Ｐ〜Ｔ波の５つの波形が概ね一定の周期Ｆで繰り返す波形を有する。 FIG. 4 is an explanatory diagram showing an example of the operation of the first phase synchronization means for acquiring scout image information at different phases of the heart that repeats periodic motion. FIG. 4A is an example of an electrocardiographic waveform that is an output of the electrocardiograph 5. The electrocardiogram waveform has a waveform in which five waveforms of P to T waves repeat with a substantially constant period F.

ここで、第１の位相同期手段は、例えば、安定して大きな電気信号が出力されるＰ波を、スカウト画像情報の取得開始時間ｔ０とする。そして、スカウト画像取得手段８１は、この後所定の時間間隔Ｔを置いた時相ｔ１〜ｔ３において,クレードル１２の移動速度Ｖがｔｈ／Ｆの速度以下でデータ収集を行うことにより、Ｘ線検出器２４のそれぞれの異なる位相データを画像再構成して、異なる位相にある心臓のスカウト画像情報を取得する。図４（Ｂ）は、スカウト画像情報を取得する際に用いられる時系列のスカウト画像情報収集信号を示している。この図は、図４（Ａ）の心電波形と同一の時間軸を横軸に有しており、時相ｔ０の収集信号は、Ｒ波の検出に同期して生成される。その後、時相ｔ０の収集信号に基づいて、一定の時間間隔Ｔをおいた時相ｔ１〜ｔ３の収集信号が生成される。なお、この時間間隔Ｔおよび収集信号の数は、オペレータにより操作装置７０から設定される。 Here, the first phase synchronization means sets, for example, a P wave from which a large electric signal is stably output as the scout image information acquisition start time t0. Then, the scout image acquisition means 81 detects X-rays by collecting data when the moving speed V of the cradle 12 is equal to or less than the speed of th / F in time phases t1 to t3 after a predetermined time interval T. Each different phase data of the vessel 24 is reconstructed to obtain scout image information of the heart in different phases. FIG. 4B shows a time-series scout image information collection signal used when acquiring scout image information. This figure has the same time axis as the electrocardiogram waveform of FIG. 4A on the horizontal axis, and the collected signal of time phase t0 is generated in synchronization with the detection of the R wave. Thereafter, the collected signals of the time phases t1 to t3 with a fixed time interval T are generated based on the collected signals of the time phase t0. The time interval T and the number of collected signals are set from the operation device 70 by the operator.

図４（Ｃ）は、時相ｔ０〜ｔ３において取得される、心臓を含む撮影領域のスカウト画像４０〜４３を模式的に示した図である。例えば、時相ｔ１で取得されるスカウト画像４１は、心臓の収縮期に当たり、時相ｔ２で取得されるスカウト画像４２は、心臓の拡張期に当たる。また、スカウト画像４０〜４３中に点線で示した撮影領域ａ〜ｄは、すべてのスカウト画像で共通する位置に存在し、一回の撮影で取得される奥行き方向に幅ｔｈを有する領域である。 FIG. 4C is a diagram schematically illustrating scout images 40 to 43 in the imaging region including the heart, which are acquired in the time phases t0 to t3. For example, the scout image 41 acquired at the time phase t1 corresponds to the systole of the heart, and the scout image 42 acquired at the time phase t2 corresponds to the diastole of the heart. Also, the shooting areas a to d indicated by dotted lines in the scout images 40 to 43 are areas having a width th in the depth direction, which are present in a single shooting and are present at a position common to all the scout images. .

図２に戻り、最適管電流値算定手段８２は、スカウト画像取得手段８１で取得されたスカウト画像情報を用いて、心臓の異なる位相ごとおよび異なる撮影領域ごとに最適管電流値を求める積分手段を含む。ここで、積分手段は、心臓を含むスカウト画像の異なる位相および異なる撮影領域ごとに画素値の総和を求め、この総和に比例する管電流値を算定する（例えば、特許文献１参照）。 Returning to FIG. 2, the optimum tube current value calculation means 82 uses the scout image information acquired by the scout image acquisition means 81 to perform integration means for obtaining an optimum tube current value for each different phase of the heart and for each different imaging region. Including. Here, the integration means calculates the sum of pixel values for different phases and different imaging regions of the scout image including the heart, and calculates a tube current value proportional to the sum (for example, see Patent Document 1).

図５は、図４（Ｂ）および（Ｃ）に示した取得時相ｔ０〜ｔ３で示される４つの異なる位相および異なる撮影領域ａ〜ｄのスカウト画像を用いて、最適管電流値算定手段８２により取得される最適管電流値テーブル１４の例を示す図である。最適管電流値テーブル１４には、時相ｔ０〜ｔ３および撮影領域ａ〜ｄごとの最適管電流値Ａ_ij（ｉ，ｊ＝１〜４）が示されている。 FIG. 5 shows the optimum tube current value calculating means 82 using the scout images of the four different phases and the different imaging regions a to d indicated by the acquisition time phases t0 to t3 shown in FIGS. 4 (B) and (C). It is a figure which shows the example of the optimal tube current value table 14 acquired by these. The optimum tube current value table 14 shows optimum tube current values A _ij (i, j = 1 to 4) for the time phases t0 to t3 and the imaging regions a to d.

図２に戻り、投影情報取得手段８３は、操作装置７０により入力されるスキャン計画情報に基づいて、被検体１の投影情報を取得する。ここで、投影情報取得手段８３は、第２の位相同期手段および位相予想手段を含み、スキャン計画に基づいて、管電流値の時間変化を示す管電流値変化テーブルを作成する。 Returning to FIG. 2, the projection information acquisition unit 83 acquires the projection information of the subject 1 based on the scan plan information input by the operation device 70. Here, the projection information acquisition means 83 includes a second phase synchronization means and a phase prediction means, and creates a tube current value change table indicating a time change of the tube current value based on the scan plan.

位相予想手段は、心電波形のＲ波間隔から繰り返し周期Ｆを求め、この周期Ｆを用いてＣＴ撮影時における心臓の位相を予想し、撮影領域と同時に撮影時の心臓の位相を考慮した管電流値を決定する。なお、第２の位相同期手段は、心電波形のＲ波に同期して撮影を開始する。 The phase prediction means obtains a repetition period F from the R wave interval of the electrocardiogram waveform, uses this period F to predict the phase of the heart during CT imaging, and considers the phase of the heart during imaging simultaneously with the imaging region. Determine the current value. The second phase synchronization means starts imaging in synchronization with the R wave of the electrocardiogram waveform.

ここで、一例として図４（Ｃ）に示す撮影領域ａ〜ｄを、この順序でアキシャルスキャン（ａｘｉａｌｓｃａｎ）を行うスキャン計画を考える。まず、位相予想手段は、スキャン計画に基づいて、一回の撮影時間およびクレードル１２の移動時間等を考慮し、撮影領域ｂ〜ｄの撮影開始時間を算出する。また、位相予想手段は、心電波形のＲ波の繰り返し周期Ｆおよび心臓の位相を決定するスカウト画像の取得時相ｔ０〜ｔ３から、各撮影開始時間における心臓の位相を予測する。その後、位相予想手段は、図５に示す最適管電流値テーブル１４を用いて、撮影領域ａ〜ｄの撮影開始時間における心臓の位相を現す時相ｔ０〜ｔ３から最適管電流値を求め、撮影の順序に従って最適管電流値を並べたものを管電流値変化テーブルとする。 Here, as an example, consider a scan plan in which the imaging regions a to d shown in FIG. 4C are subjected to an axial scan in this order. First, the phase predicting means calculates the imaging start times of the imaging regions b to d in consideration of one imaging time and the movement time of the cradle 12 based on the scan plan. The phase predicting means predicts the phase of the heart at each imaging start time from the repetition period F of the R wave of the electrocardiogram waveform and the acquisition time phases t0 to t3 of the scout image that determines the phase of the heart. Thereafter, the phase predicting means obtains the optimum tube current value from the time phases t0 to t3 representing the phase of the heart at the imaging start time of the imaging regions a to d using the optimum tube current value table 14 shown in FIG. The tube current value change table is obtained by arranging the optimum tube current values according to the above order.

図６は、被検体１をＣＴ撮影する際に用いられる管電流値変化テーブルの例を示す説明図である。図６（Ａ）は、図４（Ｃ）に示したスキャン計画を図示したもので、クレードル１２を図中の矢印で示される奥行き方向に順次移動し、厚みｔｈを有する撮影領域ａ〜ｄの投影情報を順次取得する様子を示したものである。 FIG. 6 is an explanatory diagram showing an example of a tube current value change table used when CT scan of the subject 1 is performed. FIG. 6A illustrates the scan plan illustrated in FIG. 4C. The cradle 12 is sequentially moved in the depth direction indicated by the arrow in the drawing, and the imaging regions a to d having the thickness th are illustrated. The projection information is sequentially acquired.

図６（Ｂ）は、心電計５のＲ波に同期して開始される撮影領域ａのＣＴ撮影から撮影領域ｄの撮影終了までの管電流値変化テーブルの内容を示すものである。ここで、撮影領域ａ〜ｄをＣＴ撮影する際の管電流値は、予想される撮影領域ごとの撮影開始の時間および図５に示す最適管電流値テーブル１４から、Ａ₁₁、Ａ₃₂、Ａ₃₃およびＡ₂₄が選択されたものとする。なお、横軸は撮影時間を現し、縦軸は管電流を表す。 FIG. 6B shows the contents of the tube current value change table from CT imaging of the imaging region a that starts in synchronization with the R wave of the electrocardiograph 5 to the end of imaging of the imaging region d. Here, the tube current value at the time of the imaging region to d CT photographing, the optimum tube current value table 14 shown in time and 5 of the photographing start of each imaging area which is expected, A _11, A _32, A ₃₃ and a ₂₄ is assumed to have been selected. The horizontal axis represents the imaging time, and the vertical axis represents the tube current.

撮影領域ａのＣＴ撮影を行う際には、心電計５のＲ波に同期して撮影開始されるので、時相ｔ０の最適管電流値Ａ₁₁が用いられる。その後、クレードル１２の移動時間を経て、撮影領域ｂのＣＴ撮影を行う際には、撮影開始時間および心臓の位相を考慮して、例えば最適管電流値Ａ₃₂が選択され、以後同様にＣＴ撮影および移動を繰り返し心臓の位相に対応した最適管電流値Ａ₃₃およびＡ₂₄を用いて、撮影領域ｃおよびｄでのＣＴ撮影を行う。なお、Ｘ線管２０には、移動の最中にも若干の管電流が流され、安定した状態とされる。 When performing CT imaging of the imaging areas a, since it is started photographed in synchronization with the R wave of the electrocardiograph 5, the optimum tube current value A ₁₁ of the time phase t0 is used. Thereafter, when performing CT imaging of the imaging region b through the moving time of the cradle 12, for example, the optimum tube current value _A32 is selected in consideration of the imaging start time and the phase of the heart. The CT imaging is performed in the imaging regions c and d using the optimum tube current values A ₃₃ and A ₂₄ corresponding to the heart phase. The X-ray tube 20 is kept in a stable state by a slight tube current flowing during the movement.

図２の戻り、画像再構成手段８４は、撮影領域ａ〜ｄで取得した投影情報を用いて、例えばＦＢＰ（ＦｉｌｔｅｒｅｄＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法あるいは３次元画像再構成法を用いて画像再構成を行い断層画像情報を取得する。そして、この断層画像情報を、表示装置６８に送信して表示する。 Returning to FIG. 2, the image reconstruction unit 84 uses the projection information acquired in the imaging regions a to d to perform image reconstruction using, for example, the FBP (Filtered Back Projection) method or the three-dimensional image reconstruction method. Get image information. The tomographic image information is transmitted to the display device 68 and displayed.

つぎに、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作について図７を用いて説明する。図７は、本実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。
まず、オペレータ（Ｏｐｅｒａｔｏｒ）は、被検体１をクレードル１２に載置し（ステップＳ７０１）、心電計５を被検体１に設定する（ステップＳ７０２）。これにより、操作コンソール６には、被検体１の心電波形情報が入力される。 Next, the operation of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 7 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
First, the operator places the subject 1 on the cradle 12 (step S701), and sets the electrocardiograph 5 to the subject 1 (step S702). As a result, the electrocardiographic waveform information of the subject 1 is input to the operation console 6.

その後、オペレータは、被検体１のスカウトスキャンを行い心臓の位相ごとのスカウト画像情報を取得する（ステップＳ７０３）。そして、オペレータは、これらスカウト画像情報を表示装置６８に表示しつつ、スキャン計画を入力する（ステップＳ７０４）。また、データ処理装置６０は、スカウト画像情報および入力されたスキャン計画に基づいて、最適管電流値テーブル１４を算定する。 Thereafter, the operator performs a scout scan of the subject 1 and acquires scout image information for each phase of the heart (step S703). Then, the operator inputs the scan plan while displaying the scout image information on the display device 68 (step S704). Further, the data processing device 60 calculates the optimum tube current value table 14 based on the scout image information and the input scan plan.

その後、データ処理装置６０は、スキャン計画に基づいて、図６（Ｂ）に示す様な最適管電流値変化テーブルを用いて投影画像情報の取得を行う（ステップＳ７０５）。そして、データ処理装置６０は、この投影画像情報を用いて画像再構成を行い（ステップＳ７０６）、画像再構成された断層画像情報を表示して（ステップＳ７０７）、本処理を終了する。 Thereafter, the data processing device 60 acquires projection image information using an optimum tube current value change table as shown in FIG. 6B based on the scan plan (step S705). Then, the data processing device 60 performs image reconstruction using the projection image information (step S706), displays the image reconstructed tomographic image information (step S707), and ends this processing.

上述してきたように、本実施の形態１では、心電計５を用いて、繰り返される心臓の動きを検出し、この動きの異なる位相ごとにスカウト画像情報を取得し、これらスカウト画像情報を用いて、心臓の異なる位相ごとおよび異なる撮影領域ごとの最適管電流値テーブル１４を求め、各撮影領域において、撮影開始時の心臓の位相を予想し、この予想に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行うこととしているので、心臓の鼓動による形状変化に対応した最適な管電流値を用いたＣＴ撮影を行い、ひいてはノイズの安定した断層画像情報を取得することができる。 As described above, in the first embodiment, the electrocardiograph 5 is used to detect repeated heart motion, and scout image information is acquired for each different phase of the motion, and the scout image information is used. Thus, the optimum tube current value table 14 for each different phase of the heart and each different imaging region is obtained, the phase of the heart at the start of imaging is predicted in each imaging region, and the optimal tube current value corresponding to this prediction is used. Since CT imaging is performed, CT imaging using an optimum tube current value corresponding to a shape change due to heartbeat can be performed, and thus tomographic image information with stable noise can be acquired.

また、本実施の形態１では、体動検出手段として、心電計５を用いた例を示したが、代わりに脈拍検出器等の簡易な血流検出器を用いて心臓の動きを検出することもできる。
また、本実施の形態１では、体動検出手段として、心臓の動きを検出する心電計５を用いた例を示したが、代わりに呼吸による胴体部分の動きを検出する呼吸検出器を用いることもできる。この呼吸検出器は、例えば胴体部分に巻かれたベローズ（ｂｅｌｌｏｗｓ）の伸縮を圧力センサ（ｓｅｎｓｏｒ）で検出する。図８は、心電波形を用いたスカウト画像の取得を示す図４に対応するもので、周期的な運動を繰り返す呼吸の異なる位相で、スカウト画像情報を取得する方法の一例を示す説明図である。図８（Ａ）は、呼吸検出器の出力である呼吸波形の例である。呼吸波形は、吸気状態および呼気状態が概ね一定の周期で繰り返す波形を有する。 In the first embodiment, an example in which the electrocardiograph 5 is used as the body motion detection means has been described. Instead, a heart motion is detected using a simple blood flow detector such as a pulse detector. You can also.
In the first embodiment, an example in which the electrocardiograph 5 that detects the motion of the heart is used as the body motion detection means has been shown. Instead, a respiratory detector that detects the motion of the trunk due to breathing is used. You can also. The respiration detector detects, for example, expansion and contraction of bellows wound around the body part by a pressure sensor. FIG. 8 corresponds to FIG. 4 showing acquisition of a scout image using an electrocardiogram waveform, and is an explanatory diagram showing an example of a method for acquiring scout image information at different phases of respiration that repeats periodic motion. is there. FIG. 8A is an example of a respiratory waveform that is an output of the respiratory detector. The respiratory waveform has a waveform in which the inspiratory state and the expiratory state repeat at a substantially constant cycle.

ここで、第１の位相同期手段は、例えば、安定して大きな電気信号が出力される吸気状態を、スカウト画像情報の取得開始時相ｌ０とする。そして、第１の位相同期手段は、この後所定の時間間隔Ｋを置いた時相ｌ１〜ｌ２において,異なる位相にある腹部のスカウト画像情報を繰り返し取得する。図８（Ｂ）は、スカウト画像情報を取得する際に用いられる時系列のスカウト画像情報収集信号を示している。この図は、図８（Ａ）の呼吸波形と同一の時間軸を横軸に有し、時相ｌ０の収集信号は、吸気状態の検出に同期して生成される。その後、時相ｌ０の収集信号に基づいて、一定の時間間隔Ｋをおいた時相ｌ１、ｌ２の収集信号が生成される。なお、この時間間隔Ｋおよび収集信号の数は、オペレータにより操作装置７０から設定される。 Here, for example, the first phase synchronization means sets the intake state in which a large electric signal is stably output as the scout image information acquisition start phase 10. Then, the first phase synchronization means repeatedly acquires abdominal scout image information in different phases in the time phases 11 to 12 after a predetermined time interval K. FIG. 8B shows a time-series scout image information collection signal used when acquiring scout image information. This figure has the same time axis as the respiration waveform of FIG. 8A on the horizontal axis, and the collected signal of time phase l0 is generated in synchronization with the detection of the inspiration state. Thereafter, the collected signals of the time phases 11 and 12 with a certain time interval K are generated based on the collected signal of the time phase l0. The time interval K and the number of collected signals are set by the operator from the operation device 70.

図８（Ｃ）は、時相ｌ０〜ｌ２において取得される、腹部を含む撮影領域のスカウト画像９０〜９３を模式的に示した図である。例えば、時相ｌ０で取得されるスカウト画像９０は腹部の拡張期に当たり、また時相ｌ１で取得されるスカウト画像９１は腹部の収縮期に当たる。そして、スカウト画像９０〜９２には、肝臓部分が横隔膜の上下に伴い移動する様子が示されている。また、スカウト画像９０〜９２中に点線で示した撮影領域ｅ〜ｈは、すべてのスカウト画像で共通する位置に存在し、一回の撮影で取得される奥行き方向に幅ｔｈを有する領域である。なお、スカウト画像９０〜９２を用いて、最適管電流値算定手段８２により図５と同様の最適管電流値テーブルを算定し、さらにスキャン計画に基づいて、最適管電流値変化テーブルが作成され,この最適管電流値変化テーブルを用いてＣＴ撮影が行われる。 FIG. 8C is a diagram schematically showing scout images 90 to 93 in the imaging region including the abdomen acquired in the time phases 10 to 12. For example, the scout image 90 acquired at the time phase l0 corresponds to the abdominal diastole, and the scout image 91 acquired at the time phase l1 corresponds to the abdominal systole. The scout images 90 to 92 show how the liver part moves as the diaphragm moves up and down. Further, the shooting areas e to h indicated by dotted lines in the scout images 90 to 92 are areas having a width th in the depth direction, which are present at a position common to all the scout images and acquired by one shooting. . The optimum tube current value calculation means 82 calculates the optimum tube current value table similar to that shown in FIG. 5 using the scout images 90 to 92, and an optimum tube current value change table is created based on the scan plan. CT imaging is performed using this optimum tube current value change table.

また、本実施の形態１では、アキシャルスキャンによりＣＴ撮影を行う場合を示したが、全く同様にヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌｓｃａｎ）を用いることもできる。ヘリカルスキャンの場合には、撮影領域がクレードル１２の移動と共に奥行き方向に連続して変化するので、最適管電流値テーブル１４の撮影領域として、もっと多くのものあるいは連続する領域が設定される。
（実施の形態２）
ところで、上記実施の形態２では、ＣＴ撮影を開始する際に心臓の動きと同期を取り、その後、予想される心臓の位相に合わせて適宜最適管電流値を制御することとしたが、ＣＴ撮影を行うごとに心電波形のサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）を行い、この心電波形が示す心臓の位相に適合する最適管電流値をリアルタイム（ｒｅａｌｔｉｍｅ）で決定し、この最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行うこともできる。そこで、本実施の形態２では、ＣＴ撮影ごとの最適管電流値をリアルタイムで決定する場合を示すことにする。 In the first embodiment, the case where CT imaging is performed by an axial scan is shown, but a helical scan can be used in exactly the same manner. In the case of the helical scan, since the imaging region continuously changes in the depth direction as the cradle 12 moves, more or more continuous regions are set as the imaging region of the optimum tube current value table 14.
(Embodiment 2)
By the way, in the second embodiment, when CT imaging is started, the heart motion is synchronized, and then the optimum tube current value is appropriately controlled in accordance with the expected heart phase. The ECG waveform is sampled every time, the optimum tube current value that matches the heart phase indicated by the ECG waveform is determined in real time, and the CT using the optimum tube current value is determined. You can also shoot. Therefore, the second embodiment shows a case where the optimum tube current value for each CT imaging is determined in real time.

図９は、本実施の形態２にかかる、投影情報取得手段８８の構成を示すブロック図である。これは、図２に示す投影情報取得手段８３に対応するものであり、その他の構成および動作は、図１および図２と全く同様であるので詳細な説明を省略する。 FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of the projection information acquisition unit 88 according to the second embodiment. This corresponds to the projection information acquisition means 83 shown in FIG. 2, and the other configurations and operations are the same as those in FIGS.

投影情報取得手段８８は、管電流値逐次設定手段９９を含む。管電流値逐次設定手段９９は、操作装置７０から撮影領域情報、最適管電流値算定手段８２から最適管電流値テーブル１４を取得すると共に、心電計５からの心電波形情報を常時入力する。 The projection information acquisition unit 88 includes a tube current value sequential setting unit 99. The tube current value sequential setting means 99 obtains the imaging region information from the operation device 70 and the optimum tube current value table 14 from the optimum tube current value calculation means 82, and constantly inputs the electrocardiogram waveform information from the electrocardiograph 5. .

ここで、管電流値逐次設定手段９９は、被検体１の撮影領域ａ〜ｄの投影情報を取得する際に、最新の心電波形情報から心臓の位相を求める。そして、管電流値逐次設定手段９９は、最適管電流値テーブル１４を参照し、撮影領域と共にこの位相に対応する最適管電流値を求め、Ｘ線コントローラ２８に出力する。 Here, the tube current value sequential setting means 99 obtains the phase of the heart from the latest electrocardiographic waveform information when acquiring projection information of the imaging regions a to d of the subject 1. Then, the tube current value sequential setting means 99 refers to the optimum tube current value table 14, obtains the optimum tube current value corresponding to this phase together with the imaging region, and outputs it to the X-ray controller 28.

図１０は、管電流値逐次設定手段９９の動作を示す説明図である。図１０の上部には心電波形、下部にはスカウト画像情報収集信号ｔ０〜ｔ３が図示されている。ここで、一例として、ＣＴ撮影の開始に当たり管電流値逐次設定手段９９が、図１０のサンプリング位置で示す位置の心電波形を受信した場合を考える。この場合、心電波形のサンプリング位置は、時相ｔ１およびｔ２の間にあり、心臓の位相は時相ｔ１の状態にあると見なす。その後、図５に示す最適管電流値テーブル１４を参照し、例えば撮影領域ｃのＣＴ撮影を行う場合には、最適管電流値Ａ２３が選択され、Ｘ線コントローラ２８に対して最適管電流値Ａ２３の設定が行われる。 FIG. 10 is an explanatory diagram showing the operation of the tube current value sequential setting means 99. An electrocardiogram waveform is shown in the upper part of FIG. 10, and scout image information collection signals t0 to t3 are shown in the lower part. Here, as an example, consider the case where the tube current value sequential setting unit 99 receives an electrocardiographic waveform at the position indicated by the sampling position in FIG. In this case, the sampling position of the electrocardiogram waveform is between the time phases t1 and t2, and the phase of the heart is considered to be in the state of the time phase t1. Thereafter, referring to the optimum tube current value table 14 shown in FIG. 5, for example, when performing CT imaging of the imaging region c, the optimum tube current value A23 is selected, and the optimum tube current value A23 is selected with respect to the X-ray controller 28. Is set.

上述してきたように、本実施の形態２では、投影情報取得手段８８に管電流値逐次設定手段９９を設け、最適管電流値テーブル１４と共に、心電計５から出力される心電波形情報を常時取得し、撮影領域ごとにＣＴ撮影を行う直前に心臓の位相を求め、撮影領域と共にこの位相に最も適合する最適管電流値をリアルタイムで決定することとしているので、最適管電流値と対応する心臓の位相の食い違いが小さな投影情報を取得し、ひいてはノイズの安定した断層画像情報を取得することができる。 As described above, in the second embodiment, the projection information acquisition unit 88 is provided with the tube current value sequential setting unit 99, and the electrocardiographic waveform information output from the electrocardiograph 5 together with the optimum tube current value table 14 is obtained. Since it is always acquired and the phase of the heart is obtained immediately before performing CT imaging for each imaging region, and the optimum tube current value that best matches this phase is determined in real time together with the imaging region, it corresponds to the optimum tube current value. It is possible to acquire projection information with a small heart phase difference, and thus tomographic image information with stable noise.

また、本実施の形態２では、管電流値逐次設定手段９９をデータ処理装置６０に配設したが、全く同様に回転部３４のＸ線コントローラ２８に配設することもできる。この場合には、Ｘ線コントローラ２８に最適管電流値テーブル１４を転送し、また最新の心電波形情報を直接入力し、高速に最適管電流値の決定および高電圧発生装置７への設定を行うことができる。 In the second embodiment, the tube current value sequential setting means 99 is disposed in the data processing device 60. However, it can be disposed in the X-ray controller 28 of the rotating unit 34 in exactly the same manner. In this case, the optimum tube current value table 14 is transferred to the X-ray controller 28, and the latest electrocardiographic waveform information is directly input to determine the optimum tube current value and set the high voltage generator 7 at high speed. It can be carried out.

Ｘ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the whole structure of a X-ray CT apparatus. 実施の形態１にかかるデータ処理装置の機能的な構成を示す機能ブロック図である。1 is a functional block diagram showing a functional configuration of a data processing device according to a first exemplary embodiment; Ｘ線ＣＴ装置を用いたスカウト画像情報の取得を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows acquisition of the scout image information using an X-ray CT apparatus. 心電波形、心臓の位相およびスカウト画像の関係を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the relationship between an electrocardiogram waveform, the phase of a heart, and a scout image. 最適管電流値テーブルの一例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows an example of the optimal tube current value table. 最適管電流値の時間的変化の一例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows an example of the time change of an optimal tube current value. 実施の形態１にかかるＸ線ＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。3 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment. 呼吸検出器を用いた場合の、呼吸波形、呼吸の位相およびスカウト画像の関係を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the relationship between a respiration waveform at the time of using a respiration detector, a respiration phase, and a scout image. 実施の形態２にかかる投影情報取得手段の機能的な構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the functional structure of the projection information acquisition means concerning Embodiment 2. FIG. 実施の形態２にかかる投影情報取得手段の最適管電流値を求める動作を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the operation | movement which calculates | requires the optimal tube current value of the projection information acquisition means concerning Embodiment 2. FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１被検体
４撮影テーブル
５心電計
６操作コンソール
７高電圧発生装置
１０走査ガントリ
１２クレードル
１４最適管電流値テーブル
２０Ｘ線管
２２コリメータ
２４Ｘ線検出器
２６データ収集部
２８Ｘ線コントローラ
３０コリメータコントローラ
３４回転部
３６回転コントローラ
４０〜４３、９０〜９２スカウト画像
６０データ処理装置
６２制御インタフェース
６４データ収集バッファ
６６記憶装置
６８表示装置
７０操作装置
８１スカウト画像取得手段
８２最適管電流値算定手段
８３投影情報取得手段
８４画像再構成手段
８８投影情報取得手段
９９管電流値逐次設定手段
４００Ｘ線ビーム DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Subject 4 Imaging table 5 Electrocardiograph 6 Operation console 7 High voltage generator 10 Scanning gantry 12 Cradle 14 Optimal tube current value table 20 X-ray tube 22 Collimator 24 X-ray detector 26 Data acquisition part 28 X-ray controller 30 Collimator Controller 34 Rotating section 36 Rotation controllers 40 to 43, 90 to 92 Scout image 60 Data processing device 62 Control interface 64 Data collection buffer 66 Storage device 68 Display device 70 Operating device 81 Scout image acquisition means 82 Optimal tube current value calculation means 83 Projection Information acquisition means 84 Image reconstruction means 88 Projection information acquisition means 99 Tube current value sequential setting means 400 X-ray beam

Claims

被検体における周期的な体動を検出する体動検出手段と、
前記周期的な体動の異なる位相ごとに、前記被検体の撮影位置の決定に用いるスカウト画像情報を取得するスカウト画像取得手段と、
前記スカウト画像情報を用いて、前記位相ごとの前記被検体に照射するＸ線のＣＴ撮影のための最適管電流値を算定する最適管電流値算定手段と、
前記被検体の前記Ｘ線を用いたＣＴ撮影を行う際に、前記被検体の体動の位相に対応する前記最適管電流値を用いて投影情報を取得する投影情報取得手段と、
を備えるＸ線ＣＴ装置。 Body motion detecting means for detecting periodic body motion in the subject;
Scout image acquisition means for acquiring scout image information used to determine the imaging position of the subject for each phase of the periodic body movement;
Using the scout image information, an optimum tube current value calculating means for calculating an optimum tube current value for CT imaging of X-rays irradiated to the subject for each phase;
A projection information acquisition means for acquiring projection information using the optimum tube current value corresponding to the phase of body movement of the subject when performing CT imaging of the subject using the X-ray;
An X-ray CT apparatus comprising:

前記体動検出手段は、前記被検体の心臓の動きを検出する心電計を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the body motion detection unit includes an electrocardiograph that detects a motion of the heart of the subject.

前記体動検出手段は、前記被検体の呼吸の動きを検出する呼吸検出器を備えることを特徴とする請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the body motion detection unit includes a respiration detector that detects a respiration movement of the subject.

前記スカウト画像取得手段は、前記スカウト画像情報を、前記体動の位相に同期して取得する第１の位相同期手段を備えることを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。 The said scout image acquisition means is equipped with the 1st phase-synchronization means which acquires the said scout image information synchronizing with the phase of the said body movement, The one of Claim 1 thru | or 3 characterized by the above-mentioned. X-ray CT system.

前記スカウト画像取得手段は、前記被検体を載置するクレードルを移動しつつ前記スカウト画像情報を取得する際に、前記移動の移動速度であるＶを、前記移動を行う奥行き方向の撮影領域幅をｔｈとし、前記体動の周期をＦとし、
Ｖ≦（ｔｈ／Ｆ）
の式を満たす値にすることを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。 The scout image acquisition means, when acquiring the scout image information while moving the cradle on which the subject is placed, sets V, which is the movement speed of the movement, as the imaging region width in the depth direction in which the movement is performed. th, and the period of the body movement is F,
V ≦ (th / F)
The X-ray CT apparatus according to claim 4, wherein the X-ray CT apparatus satisfies the following formula.

前記最適管電流値算定手段は、前記スカウト画像情報に含まれる投影画像の画素値を積分する積分手段を備えることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the optimum tube current value calculating unit includes an integrating unit that integrates a pixel value of a projection image included in the scout image information. .

前記最適管電流値算定手段は、前記積分量に概ね比例する値を最適管電流値にすることを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 6, wherein the optimum tube current value calculating means sets a value substantially proportional to the integral amount as an optimum tube current value.

前記最適管電流値算定手段は、前記被検体のＣＴ撮影を複数の撮影領域で行う際に、前記撮影領域ごとにＸ線の最適管電流値を算定することを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。 The optimal tube current value calculating means calculates an optimal tube current value of X-rays for each imaging region when performing CT imaging of the subject in a plurality of imaging regions. X-ray CT apparatus as described in any one of these.

前記投影情報取得手段は、前記位相と共に前記撮影領域に対応する最適管電流値を示す最適管電流値テーブルを備えることを特徴とする請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 8, wherein the projection information acquisition unit includes an optimum tube current value table indicating an optimum tube current value corresponding to the imaging region together with the phase.

前記投影情報取得手段は、前記最適管電流値テーブルに基づいた最適管電流値を用いて、前記撮影領域の投影情報を取得することを特徴とする請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 9, wherein the projection information acquisition unit acquires projection information of the imaging region using an optimum tube current value based on the optimum tube current value table.

前記投影情報取得手段は、前記検出された体動の位相が基準位相と同期する際に、前記ＣＴ撮影を開始する第２の位相同期手段を備えることを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。 11. The X-axis imaging apparatus according to claim 10, wherein the projection information acquisition unit includes a second phase synchronization unit that starts the CT imaging when the phase of the detected body motion is synchronized with a reference phase. Line CT device.

前記投影情報取得手段は、前記ＣＴ撮影の最中の位相を、前記体動の繰り返し周期から予想する位相予想手段を備えることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 11, wherein the projection information acquisition unit includes a phase prediction unit that predicts a phase during the CT imaging from a repetition period of the body motion.

前記投影情報取得手段は、前記最適管電流値を、前記予想される位相に基づいて求めることを特徴とする請求項１２に記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray CT apparatus according to claim 12, wherein the projection information obtaining unit obtains the optimum tube current value based on the expected phase.

前記投影情報取得手段は、前記撮影領域の撮影順序に従って時間変化する最適管電流値を示す管電流値変化テーブルを備えることを特徴とする請求項９ないし１３のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。 The X-ray according to any one of claims 9 to 13, wherein the projection information acquisition unit includes a tube current value change table indicating an optimum tube current value that changes with time according to an imaging order of the imaging regions. CT device.

前記投影情報取得手段は、異なる前記撮影領域のＣＴ撮影ごとに前記検出を行い、前記検出された体動の位相に対応する最適管電流値を用いたＣＴ撮影を行う管電流値逐次設定手段を備えることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。 The projection information acquisition unit includes a tube current value sequential setting unit that performs the detection for each CT imaging of the different imaging regions and performs CT imaging using the optimum tube current value corresponding to the detected body motion phase. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising an X-ray CT apparatus.