JP5561905B2 - X-ray CT system - Google Patents
X-ray CT system Download PDFInfo
- Publication number
- JP5561905B2 JP5561905B2 JP2008020125A JP2008020125A JP5561905B2 JP 5561905 B2 JP5561905 B2 JP 5561905B2 JP 2008020125 A JP2008020125 A JP 2008020125A JP 2008020125 A JP2008020125 A JP 2008020125A JP 5561905 B2 JP5561905 B2 JP 5561905B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- collimator
- imaging
- axis direction
- range
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 97
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 50
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 12
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims description 2
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 38
- 238000000034 method Methods 0.000 description 33
- 230000008569 process Effects 0.000 description 22
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 19
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 18
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 16
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 14
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 13
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 12
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 7
- 230000006870 function Effects 0.000 description 7
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 6
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 4
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 3
- 210000000695 crystalline len Anatomy 0.000 description 3
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 235000004522 Pentaglottis sempervirens Nutrition 0.000 description 2
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011630 iodine Substances 0.000 description 2
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 2
- 238000002372 labelling Methods 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 2
- 239000002699 waste material Substances 0.000 description 2
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 description 1
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 1
- 230000002308 calcification Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 210000002149 gonad Anatomy 0.000 description 1
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置におけるヘリカル方式のスキャンなどにおいて、被曝低減の撮影か画質優先の撮影かを選択可能なＸ線ＣＴ装置の技術に関する。 The present invention relates to a technique of an X-ray CT apparatus capable of selecting imaging with reduced exposure or imaging with priority on image quality in helical scanning in an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus.
Ｘ線コリメータを制御しないＸ線ＣＴ装置はヘリカル方式のスキャンにおいては、被検体の体軸方向（ｚ方向）の撮影範囲をスキャンした場合に開始時及び終了時に画像再構成に使用しない無駄被曝の領域が発生していた。このコリメータ制御を行わない場合を図１４に示す。ヘリカル方式のスキャンのＸ線ビーム領域は、撮影領域ＸＡと無駄被曝領域ＦＡとを含む両側に円錐が形成された円筒状となる。また、断層像の画像再構成に投影データが足りないミッシングコーン領域ＭＡが存在する。なお、図１４（ａ）においてはガントリ回転部のｘｙ平面内の回転動作は省いて書いているが、実際はｚ軸を中心に回転している。 An X-ray CT apparatus that does not control the X-ray collimator is a wasteful exposure that is not used for image reconstruction at the start and end when the imaging range in the body axis direction (z direction) of the subject is scanned in a helical scan. An area has occurred. The case where this collimator control is not performed is shown in FIG. The X-ray beam area of the helical scan has a cylindrical shape with cones formed on both sides including the imaging area XA and the waste exposure area FA. In addition, there is a missing cone area MA in which projection data is insufficient for image reconstruction of a tomographic image. In FIG. 14A, the rotation operation in the xy plane of the gantry rotating unit is omitted, but actually, the gantry rotating unit rotates around the z axis.
このため、特許文献１に示すように、ヘリカル方式のスキャン時の患者被曝を低減し、Ｘ線投影データ収集の効率向上を実現するコリメータ制御方法、及びそのようなコリメータ制御を行うＸ線ＣＴ装置が提案されている。
しかし、特許文献１では、患者被曝を低減しＸ線投影データ収集の効率を向上させることはできるが、速度が一定のヘリカル方式のスキャンの開始時点と終了時点とで断層像の画像再構成する上でＸ線投影データが十分に得ることができず画質が低減する場合があった。すなわち、断層像の画像再構成する上で十分なＸ線投影データが得られないミッシングコーン領域ＭＡが発生していた。 However, although Patent Document 1 can reduce patient exposure and improve the efficiency of X-ray projection data collection, it reconstructs a tomographic image at the start and end of a helical scan with a constant speed. In some cases, X-ray projection data could not be obtained sufficiently and image quality was reduced. That is, a missing cone area MA in which sufficient X-ray projection data cannot be obtained for reconstructing a tomographic image has occurred.
Ｘ線ＣＴ装置の検出器はｚ方向により拡大する傾向にあり、それに伴いＸ線コーンビームＣＢのコーン角がより広くなりつつある。また、画像再構成時にＸ線投影データが欠如するミッシングコーン領域ＭＡもより広くなる傾向である。 The detector of the X-ray CT apparatus tends to expand in the z direction, and accordingly, the cone angle of the X-ray cone beam CB is becoming wider. Also, the missing cone area MA lacking X-ray projection data during image reconstruction tends to be wider.
そこで、本発明の目的は、ヘリカル方式のスキャンを行う際に、Ｘ線コリメータを制御することでＸ線ビームを制御し被曝低減を図るとともに、撮影部位又は目的に応じて被曝低減を優先するスキャンと画質を優先するスキャンとを選択できるＸ線ＣＴ装置を提供することで上記課題を解決する。 Accordingly, an object of the present invention is to control exposure by reducing the exposure by controlling the X-ray beam by controlling the X-ray collimator when performing helical scanning, and prioritizing the reduction of exposure according to the imaging region or purpose. By providing an X-ray CT apparatus that can select a scan that prioritizes image quality.
第１の観点のＸ線ＣＴ装置は、被検体にＸ線ビームを照射するＸ線発生装置と、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線ビームを体軸方向に成形するコリメータと、被検体を挟んでＸ線発生装置及びコリメータと対向するように配置されたＸ線検出器と、Ｘ線発生装置とＸ線検出器とを回転させるガントリ回転部とを有し、このガントリ回転部の回転と被検体の体軸方向に指定された範囲とで規定される円筒形の撮影範囲を撮影する。
そしてＸ線ＣＴ装置は、コリメータを制御するコリメータ制御部と、コリメータ制御部が体軸方向に成形されたＸ線ビームを制御することにより、撮影範囲の被検体への被曝量を低減する被曝低減モードと撮影範囲の断層像の画質を良くする画質優先モードとを設定する撮影条件設定部と、ガントリ回転部を回転させながら被検体に対して相対的に移動させて得られる投影データに基づいて断層像を再構成する画像再構成部と、を備える。
この第１の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、ヘリカル方式のスキャンにおいて、Ｘ線コリメータ制御を行うことで、被検体の部位又は診断用途などに応じて、画質優先モードと被曝低減モードＲＸとを設定することができる。このため、操作者は被検体の被曝低減が実現でき、また被曝と断層像の画質との最適化を行うことができる。
An X-ray CT apparatus according to a first aspect includes an X-ray generator that irradiates a subject with an X-ray beam, a collimator that shapes the X-ray beam emitted from the X-ray generator in the body axis direction, and a subject. An X-ray detector disposed so as to face the X-ray generation device and the collimator, and a gantry rotation unit that rotates the X-ray generation device and the X-ray detector. A cylindrical imaging range defined by the range specified in the body axis direction of the subject is imaged.
The X-ray CT apparatus controls a collimator that controls the collimator, and the collimator controller controls the X-ray beam formed in the body axis direction, thereby reducing the exposure to the subject in the imaging range. Based on projection data obtained by moving the gantry rotating unit relative to the subject while rotating the gantry rotating unit and the imaging condition setting unit that sets the mode and the image quality priority mode that improves the tomographic image quality of the imaging range An image reconstruction unit that reconstructs a tomographic image.
In the X-ray CT apparatus according to the first aspect, the image quality priority mode and the exposure reduction mode RX are set by performing X-ray collimator control in helical scanning, depending on the region of the subject or the diagnostic application. can do. Therefore, the operator can reduce the exposure of the subject, and can optimize the exposure and the image quality of the tomographic image.
第２の観点のＸ線ＣＴ装置において、被曝低減モードは、Ｘ線発生装置が撮影領域の始点からｗ／２の範囲又は終点からｗ／２の範囲に位置する際に、円筒形の中心軸で体軸方向の端に相当する位置にＸ線ビームの体軸方向の端が通るようにＸ線ビームが照射される。但し、ｗは円筒形の中心軸におけるＸ線検出器に入るＸ線ビームの最大幅である。
この第２の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、図６に示すように始点（Ｚ０）からｗ／２の範囲（Ｚ０＋ｗ／２）又は終点（Ｚ１）からｗ／２の範囲（Ｚ１−ｗ／２）で円筒形の中心軸上で体軸方向の端に相当する位置、つまり交点Ｃ０又は交点Ｃ１にＸ線ビームの体軸方向の端が通るようにＸ線ビームが照射される。したがって被検体の被曝を低減することができる。
In the X-ray CT apparatus of the second aspect, the exposure reduction mode is a cylindrical central axis when the X-ray generator is located in the range of w / 2 from the start point of the imaging region or the range of w / 2 from the end point. The X-ray beam is irradiated so that the end of the X-ray beam in the body axis direction passes through a position corresponding to the end in the body axis direction. Where w is the maximum width of the X-ray beam entering the X-ray detector at the cylindrical central axis.
In the X-ray CT apparatus according to the second aspect, as shown in FIG. 6, the range from the start point (Z0) to w / 2 (Z0 + w / 2) or the end point (Z1) to w / 2 (Z1-w / 2). ), The X-ray beam is irradiated so that the end corresponding to the end in the body axis direction on the cylindrical central axis, that is, the intersection C0 or the intersection C1 passes through the end in the body axis direction of the X-ray beam. Therefore, the exposure of the subject can be reduced.
第３の観点のＸ線ＣＴ装置において、画質優先モードは、Ｘ線発生装置が撮影領域の始点からｗ／２の範囲又は終点からｗ／２の範囲に位置する際に、円筒形の外周で体軸方向の端に相当する位置にＸ線ビームの体軸方向の端が通るようにＸ線ビームが照射される。但し、ｗは円筒形の中心軸におけるＸ線検出器に入るＸ線ビームの最大幅である。
この第３の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、図７に示すように始点（Ｚ０）からｗ／２の範囲（Ｚ０＋ｗ／２）又は終点（Ｚ１）からｗ／２の範囲（Ｚ１−ｗ／２）で円筒形の外周上で体軸方向の端に相当する位置、つまり交点Ａ０又は交点Ａ１にＸ線ビームの体軸方向の端が通るようにＸ線ビームが照射される。したがって撮影領域内には断層像を画像再構成するためのＸ線投影データにミッシングコーン領域がないので、撮影領域内の断層像は画質の劣化なく画像再構成を行える。
In the X-ray CT apparatus according to the third aspect, the image quality priority mode is a cylindrical outer periphery when the X-ray generator is located within a range w / 2 from the start point of the imaging region or within a range w / 2 from the end point. The X-ray beam is irradiated so that the end in the body axis direction of the X-ray beam passes through a position corresponding to the end in the body axis direction. Where w is the maximum width of the X-ray beam entering the X-ray detector at the cylindrical central axis.
In the X-ray CT apparatus according to the third aspect, as shown in FIG. 7, the range from the start point (Z0) to w / 2 (Z0 + w / 2) or the end point (Z1) to w / 2 (Z1-w / 2). ), The X-ray beam is irradiated so that the end in the body axis direction of the X-ray beam passes through the position corresponding to the end in the body axis direction on the outer periphery of the cylindrical shape, that is, the intersection A0 or the intersection A1. Therefore, since there is no missing cone area in the X-ray projection data for reconstructing a tomographic image in the imaging area, the tomographic image in the imaging area can be reconstructed without deterioration in image quality.
第４の観点のＸ線ＣＴ装置は、被曝低減モードは撮影範囲の断層像を画像再構成する上で十分なＸ線投影データが得られないミッシングコーン領域を含み、画質優先モードはミッシングコーン領域を含まない。
上記第４の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、図６と図７とを比べて理解できるように、被曝低減モードがミッシングコーン領域を含んでいるのに対して、画質優先モードが撮影領域にミッシングコーン領域を含んでいない。この２つのモードを有しているため被検体に画質の観点からも被爆の観点からも最適な撮影条件を設定できる。
In the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, the exposure reduction mode includes a missing cone area where sufficient X-ray projection data cannot be obtained for reconstructing a tomographic image in the imaging range, and the image quality priority mode is the missing cone area. Not included.
In the X-ray CT apparatus according to the fourth aspect, as can be understood by comparing FIG. 6 and FIG. 7, the exposure reduction mode includes the missing cone area, whereas the image quality priority mode misses the imaging area. Does not include cone area. Since these two modes are provided, optimal imaging conditions can be set for the subject from the viewpoint of image quality and exposure.
第５の観点のＸ線ＣＴ装置は、画像再構成部は、Ｘ線発生装置のＸ線焦点位置と断層像を構成する各画素を通るＸ線ビームとを考慮した三次元逆投影処理を行う。
この第５の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、特にＸ線検出器幅がｚ方向に幅広い場合は、ヘリカル方式のスキャンでは三次元画像再構成を用いる。三次元画像再構成においては、Ｘ線焦点位置と断層像との各画素を通るＸ線ビームが多列Ｘ線検出器のどの検出器チャネルに当たるかを図３に示すように求めることができる。この時に、図６又は図７に示したように、必要な領域まで真のＸ線投影データがあれば三次元画像再構成処理により撮影領域において、三次元領域の隅々まで正しく画像再構成が行える。
In the X-ray CT apparatus according to the fifth aspect, the image reconstruction unit performs a three-dimensional backprojection process in consideration of the X-ray focal position of the X-ray generator and the X-ray beam passing through each pixel constituting the tomographic image. .
In the X-ray CT apparatus according to the fifth aspect, in particular, when the X-ray detector width is wide in the z direction, three-dimensional image reconstruction is used in the helical scan. In the three-dimensional image reconstruction, as shown in FIG. 3, it can be determined which detector channel of the multi-row X-ray detector the X-ray beam passing through each pixel of the X-ray focal position and the tomographic image hits. At this time, as shown in FIG. 6 or FIG. 7, if there is true X-ray projection data up to the necessary area, the image reconstruction can be correctly performed up to every corner of the 3D area by the 3D image reconstruction process. Yes.
第６の観点のＸ線ＣＴ装置において、撮影条件設定部は、被検体の体軸方向の形状変化をスカウト像から得ることで、体軸方向の位置に応じて被曝低減モード又は画質優先モードを設定する。
上記第６の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、スカウト像から被曝低減モード又は画質優先モードを設定できる。たとえば図９（ｃ）に示すようなヘリカル方式のスキャンのｚ軸範囲の両端に存在するスキャン開始又はスキャン終了の領域において、各ｚ方向の位置のｚ方向変化指標が閾値ＴＨを超えている場合に、つまり被検体のｚ方向の形状変化が大きい場合に画質優先モードＱＩにし、閾値ＴＨ以下の場合につまり被検体のｚ方向の形状変化が小さい場合に被爆低減モードにする。このようにして、被検体に画質の観点からも被爆の観点からも最適な撮影条件を設定できる。
In the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, the imaging condition setting unit obtains a change in shape of the subject in the body axis direction from the scout image, so that the exposure reduction mode or the image quality priority mode is set according to the position in the body axis direction. Set.
In the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, the exposure reduction mode or the image quality priority mode can be set from the scout image. For example, when the z-direction change index of each z-direction position exceeds the threshold TH in the scan start or scan end region existing at both ends of the z-axis range of the helical scan as shown in FIG. That is, the image quality priority mode QI is selected when the change in the shape of the subject in the z direction is large, and the exposure reduction mode is selected when the shape change in the z direction of the subject is small when the threshold value TH is below. In this way, optimal imaging conditions can be set for the subject from the viewpoint of image quality and exposure.
第７の観点のＸ線ＣＴ装置のコリメータ制御部はガントリ回転部と被検体との相対的な体軸方向の位置に応じて、コリメータをフィードフォワード制御する。
この第７の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビーム領域を最適な位置に制御するために、体軸方向の位置に応じてフィードフォワード制御を行うことでＸ線コリメータ制御を設定値になるように最適に行い、Ｘ線ビーム領域を最適に制御できる。
The collimator controller of the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect performs feedforward control of the collimator according to the relative position of the gantry rotating unit and the subject in the body axis direction.
In the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, the X-ray collimator control becomes a set value by performing feedforward control according to the position in the body axis direction in order to control the X-ray beam region to an optimum position. Thus, the X-ray beam region can be optimally controlled.
第８の観点のＸ線ＣＴ装置のコリメータ制御部はＸ線検出器の出力値を用いて、コリメータをフィードバック制御する。
この第８の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビーム領域を最適な位置に制御するために、Ｘ線検出器の出力値を用いて、Ｘ線ビーム領域のｚ方向幅を設定値になるようにフィードバック制御を行うことで、Ｘ線ビーム領域を最適に制御できる。
The collimator controller of the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect performs feedback control of the collimator using the output value of the X-ray detector.
In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect, in order to control the X-ray beam region to an optimal position, the output value of the X-ray detector is used to set the z-direction width of the X-ray beam region to a set value. By performing feedback control as described above, the X-ray beam region can be optimally controlled.
第９の観点のＸ線ＣＴ装置は、さらに、ガントリ回転部を体軸方向に傾ける傾斜制御部を備え、コリメータ制御部がガントリ回転部を体軸方向に傾けた状態でコリメータを制御する。
この第９の観点におけるＸ線ＣＴ装置では、図１１又は図１２に示す傾斜ヘリカルスキャンにおいても同様に、被曝低減モードＲＸ又は画質優先モードでＸ線コリメータ制御を行うことができる。
The X-ray CT apparatus according to the ninth aspect further includes a tilt control unit that tilts the gantry rotation unit in the body axis direction, and the collimator control unit controls the collimator in a state where the gantry rotation unit is tilted in the body axis direction.
In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, X-ray collimator control can be performed in the exposure reduction mode RX or the image quality priority mode similarly in the inclined helical scan shown in FIG.
本発明のＸ線ＣＴ装置はヘリカル方式のスキャンにおいてＸ線コリメータを制御することにより、被曝低減又は画質の最適化を図り、より効率的な撮影条件を設定できるＸ線ＣＴ装置を実現する効果がある。 The X-ray CT apparatus of the present invention has an effect of realizing an X-ray CT apparatus capable of reducing exposure or optimizing image quality and setting more efficient imaging conditions by controlling an X-ray collimator in a helical scan. is there.
＜Ｘ線ＣＴ装置１００の全体構成＞
図１は、本発明の実施例にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
<Overall configuration of X-ray CT apparatus 100>
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an X-ray CT apparatus 100 according to an embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus 100 includes an operation console 1, an imaging table 10, and a scanning gantry 20.
操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集部５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢを乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降及びｚ方向に直線移動する。 The operation console 1 includes an input device 2 such as a keyboard or a mouse that receives input from the operator, a central processing unit 3 that executes preprocessing, image reconstruction processing, postprocessing, and the like, and X-ray detection collected by the scanning gantry 20 And a data collecting unit 5 for collecting the vessel data. Further, the operation console 1 includes a monitor 6 that displays a tomographic image reconstructed from projection data obtained by preprocessing X-ray detector data, a program, X-ray detector data, projection data, and X-ray tomography. And a storage device 7 for storing an image. The photographing condition is input from the input device 2 and stored in the storage device 7. The imaging table 10 includes a cradle 12 on which the subject HB is placed and taken in and out of the opening of the scanning gantry 20. The cradle 12 is moved up and down and linearly moved in the z direction by a motor built in the imaging table 10.
走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線制御部２２と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）とを具備している。Ｘ線管２１と被検体ＨＢとの間には、コリメータ２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８及びＸ線フィルタ３１が配置されている。さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転するＸ線管２１など有する回転部１５の回転制御を行う回転部制御部２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りするガントリ制御部２９とを具備している。Ｘ線制御部２２はＸ線管２１へのＸ線管電流ｍＡを制御する。 The scanning gantry 20 includes an X-ray tube 21, an X-ray controller 22, a multi-row X-ray detector 24, and a data acquisition system (DAS: Data Acquisition System). A collimator 23, a beam forming X-ray filter 28, and an X-ray filter 31 are disposed between the X-ray tube 21 and the subject HB. Further, the scanning gantry 20 includes a rotation unit control unit 26 that performs rotation control of the rotation unit 15 including the X-ray tube 21 that rotates around the body axis of the subject HB, a control signal and the like on the operation console 1 and the imaging table 10. A gantry control unit 29 that communicates with each other. The X-ray control unit 22 controls the X-ray tube current mA to the X-ray tube 21.
ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線ビームを多くし、周辺部でＸ線量を少なくするフィルタである。このため、円形又は楕円形に近い被検体ＨＢの体表面の被曝を少なくできるようになっている。 The beam forming X-ray filter 28 is a filter that increases the X-ray beam toward the rotation center that is the imaging center and reduces the X-ray dose in the peripheral portion. For this reason, exposure of the body surface of the subject HB close to a circle or an ellipse can be reduced.
走査ガントリ傾斜制御部２７は、走査ガントリ２０はｚ方向の前方及び後方に±約３０度程度傾斜できる。走査ガントリ傾斜制御部２７は、Ｘ線データ収集中に走査ガントリ２０を傾斜させた傾斜角度データを、ガントリ制御部２９を介して操作コンソール１の中央処置装置３に取り込んだり、ガントリ制御部２９を介してデータ収集装置（ＤＡＳ）２５のＸ線投影データに付加させたりすることもできる。 The scanning gantry tilt control unit 27 can tilt the scanning gantry 20 forward and backward in the z direction by about ± 30 degrees. The scan gantry tilt control unit 27 takes in tilt angle data obtained by tilting the scan gantry 20 during the collection of X-ray data into the central treatment device 3 of the operation console 1 via the gantry control unit 29 or the gantry control unit 29. Via the X-ray projection data of the data acquisition device (DAS) 25.
Ｘ線コリメータ制御部３９はガントリ制御部２９と接続されており、一対のＸ線コリメータ２３をそれぞれｚ軸方向に移動させ、Ｘ線ビームのｚ方向の照射領域を制御する。なお、Ｘ線コリメータ２３は、円筒型コリメータでもよく板状コリメータであってもよい。 The X-ray collimator control unit 39 is connected to the gantry control unit 29 and moves the pair of X-ray collimators 23 in the z-axis direction to control the irradiation region in the z-direction of the X-ray beam. The X-ray collimator 23 may be a cylindrical collimator or a plate collimator.
中央処理装置３は、前処理部３３、画像再構成部３４、撮影条件設定部３５及びデュアルエネルギー画像再構成部３６を有している。 The central processing unit 3 includes a preprocessing unit 33, an image reconstruction unit 34, an imaging condition setting unit 35, and a dual energy image reconstruction unit 36.
前処理部３３は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行し、ビームハードニング処理を行う。 The pre-processing unit 33 corrects non-uniform sensitivity between channels for the raw data collected by the data collection device 25, and causes an extreme decrease in signal intensity or signal due to an X-ray strong absorber, mainly a metal part. Pre-processing such as X-ray dose correction for correcting omission is performed, and beam hardening processing is performed.
画像再構成部３４は、前処理部３３で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。 The image reconstruction unit 34 receives the projection data preprocessed by the preprocessing unit 33 and reconstructs an image based on the projection data. The projection data is subjected to Fast Fourier Transform (FFT) for transforming into the frequency domain, and the reconstruction function Kernel (j) is superimposed on the Fourier transform and inverse Fourier transform is performed. Then, the image reconstruction unit 34 performs a three-dimensional backprojection process on the projection data obtained by superimposing the reconstruction function Kernel (j), and obtains a tomographic image for each body axis direction (Z-axis direction) of the subject HB. (Xy plane) is obtained. The image reconstruction unit 34 stores this tomographic image in the storage device 7.
撮影条件設定部３５は、スカウト像ＳＣより各部位ごとの変化量や撮影目的を考慮することで被曝低減モードＲＸ及び画質優先モードＱＩを自動的に設定する。 The imaging condition setting unit 35 automatically sets the exposure reduction mode RX and the image quality priority mode QI from the scout image SC in consideration of the amount of change for each part and the imaging purpose.
デュアルエネルギー画像再構成部３６は、低いＸ線管電圧ｋＶ１の投影データＲＥ１及び高いＸ線管電圧ｋＶ２の投影データＲＥ２から、所定物質（原子）の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。デュアルエネルギー撮影の断層像として、水等価画像、脂肪等価画像、造影剤等価画像又は骨等価画像を得ることができる。 The dual energy image reconstruction unit 36 uses the projection data RE1 having a low X-ray tube voltage kV1 and the projection data RE2 having a high X-ray tube voltage kV2 to obtain two pieces of X-ray tube voltage dependency information related to the distribution of a predetermined substance (atom). A two-dimensional tomographic image, that is, a so-called dual energy tomographic image is reconstructed. A water equivalent image, a fat equivalent image, a contrast agent equivalent image, or a bone equivalent image can be obtained as a tomographic image of dual energy imaging.
＜Ｘ線ＣＴ装置１００の動作フローチャート＞
図２は、本実施例のＸ線ＣＴ装置１００についての動作の概要を示すフローチャートである。
ステップＰ１では、被検体ＨＢをクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。ここでは、クレードル１２の上に乗せられた被検体ＨＢは各部位の基準点に走査ガントリ２０のスライスライト中心位置を合わせる。そして、スカウト像収集を行う。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、クレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ここでは、スカウト像ＳＣは通常０度，９０度のビュー角度位置で撮影する。図２中の右側は、０度で胸部付近を撮影したスカウト像ＳＣの例である。このスカウト像ＳＣ上から断層像の撮影位置を計画できる。
<Operation Flowchart of X-ray CT Apparatus 100>
FIG. 2 is a flowchart showing an outline of the operation of the X-ray CT apparatus 100 of the present embodiment.
In step P1, the subject HB is placed on the cradle 12 and aligned. Here, the subject HB placed on the cradle 12 aligns the slice light center position of the scanning gantry 20 with the reference point of each part. Then, scout image collection is performed. In scout imaging, the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are fixed, and the data collection operation of X-ray detector data is performed while the cradle 12 is moved linearly. Here, the scout image SC is normally photographed at view angle positions of 0 degrees and 90 degrees. The right side in FIG. 2 is an example of a scout image SC obtained by photographing the vicinity of the chest at 0 degrees. The photographing position of the tomographic image can be planned from the scout image SC.
ステップＰ２では、操作者はスカウト像ＳＣ上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させながら撮影条件設定を行う。また撮影条件設定部３５は、前記被検体の体軸方向の形状変化をスカウト像から得て、前記被曝低減モードと前記画質優先モードとを切り換えて設定できる。スカウト像ＳＣ中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施例ではヘリカル方式のスキャンとして、ヘリカルスキャン、可変ヘリカルスキャン、又はヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。 In step P2, the operator sets shooting conditions while displaying the position and size of the tomographic image to be shot on the scout image SC. The imaging condition setting unit 35 can obtain a shape change of the subject in the body axis direction from a scout image, and can switch and set the exposure reduction mode and the image quality priority mode. The dotted line shown in the scout image SC is the position of the tomographic image. In this embodiment, the helical scan has a plurality of scan patterns such as a helical scan, a variable helical scan, or a helical shuttle scan.
ヘリカルスキャンとは、ガントリ回転部１５が一定速度で回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、Ｘ線投影データを収集する撮影方法である。いわゆるヘリカルピッチＨＰが一定のスキャンである。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ガントリ回転部１５が一定速度で回転しながらクレードル１２を加速、減速させ、Ｘ線投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にガントリ回転部１５を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向又は負方向に往復移動させてＸ線投影データを収集するスキャン方法である。断層像の撮影条件設定においては、Ｘ線制御部２２の自動露出機構を用いることにより、被検体ＨＢの被曝を最適化することもできる。以下の説明では、ヘリカルスキャン、可変ヘリカルスキャン、又はヘリカルシャトルスキャンをここに区別せずヘリカル方式のスキャンとして説明する。 Helical scanning is an imaging method in which X-ray projection data is collected by moving the cradle 12 at a constant speed while the gantry rotating unit 15 rotates at a constant speed. The so-called helical pitch HP is a constant scan. The variable pitch helical scan is an imaging method that collects X-ray projection data by accelerating and decelerating the cradle 12 while the gantry rotating unit 15 rotates at a constant speed. The helical shuttle scan is a scan method in which the cradle 12 is accelerated and decelerated while rotating the gantry rotating unit 15 as in the helical scan, and the X-ray projection data is collected by reciprocating in the positive or negative direction of the z axis. It is. In setting the tomographic imaging conditions, the exposure of the subject HB can be optimized by using the automatic exposure mechanism of the X-ray control unit 22. In the following description, a helical scan, a variable helical scan, or a helical shuttle scan will not be distinguished here and will be described as a helical scan.
ヘリカルピッチＨＰとは、Ｘ線多列検出器の１列分の幅Ｄｄと１回転あたりのクレードル１２の移動距離Ｃｄとの比であり、ＨＰ＝Ｃｄ／Ｄｄで求めることができる。すなわち、ヘリカルピッチ１の場合はガントリ回転部１５が１回転すると、クレードル１２がＸ線多列検出器の１列分の幅だけ移動することになる。可変ヘリカルピッチにおいてはクレードル１２の移動距離Ｃｄが加速、減速により変化するため、同時にヘリカルピッチＨＰも変動する。 The helical pitch HP is a ratio between the width Dd of one row of the X-ray multi-row detector and the moving distance Cd of the cradle 12 per rotation, and can be obtained by HP = Cd / Dd. That is, in the case of the helical pitch 1, when the gantry rotating unit 15 makes one rotation, the cradle 12 moves by the width of one row of the X-ray multi-row detector. In the variable helical pitch, since the moving distance Cd of the cradle 12 changes due to acceleration and deceleration, the helical pitch HP also changes at the same time.
ステップＰ３ないしステップＰ９では、断層像撮影を行う。ステップＰ３において、Ｘ線データ収集を行う。ここでヘリカルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体ＨＢの回りに回転させ、かつ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながら、Ｘ線検出器データのデータ収集動作を行う。そして、ビュー角度ｖｉｅｗと、検出器列番号ｊと、チャネル番号ｉとで表すＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）（ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ）にｚ軸座標の位置情報Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させる。このようにヘリカルスキャンにおいては、一定速度の範囲のＸ線検出器データ収集を行う。このｚ軸座標の位置情報はＸ線投影データ（Ｘ線検出器データ）に付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けて用いても良い。ヘリカルシャトルスキャン時にＸ線投影データを三次元画像再構成する場合に、このｚ軸座標の位置情報は用いられる。 In step P3 to step P9, tomographic imaging is performed. In step P3, X-ray data collection is performed. Here, when collecting data by helical scanning, the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are rotated around the subject HB, and the cradle 12 on the imaging table 10 is moved linearly. The data collection operation of the X-ray detector data is performed. Then, the z-axis coordinates of the X-ray detector data D0 (view, j, i) (j = 1 to ROW, i = 1 to CH) represented by the view angle view, detector row number j, and channel number i. Position information Ztable (view) is added. As described above, in the helical scan, X-ray detector data collection within a constant speed range is performed. The z-axis coordinate position information may be added to the X-ray projection data (X-ray detector data), or may be used in association with the X-ray projection data as a separate file. The position information of the z-axis coordinates is used when reconstructing the three-dimensional image of the X-ray projection data during the helical shuttle scan.
ステップＰ４では、前処理部３３がＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して前処理を行い、投影データに変換する。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＰ５では、前処理部３３がビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理した投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行う。この時、検出器のｊ列ごとに独立したビームハードニング補正を行うことができるため、撮影条件で各ガントリ回転部１５の管電圧が異なっていれば、列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。本実施例では、被検体ＨＢのプロファイル面積、楕円率などに応じて、ビームハードニング補正の処理を変更する。
In step P4, the preprocessing unit 33 performs preprocessing on the X-ray detector data D0 (view, j, i) and converts it into projection data. Specifically, offset correction is performed, logarithmic conversion is performed, X-ray dose correction is performed, and sensitivity correction is performed.
In step P5, the preprocessing unit 33 performs beam hardening correction. Here, beam hardening correction is performed on the preprocessed projection data D1 (view, j, i). At this time, since independent beam hardening correction can be performed for each j column of the detector, if the tube voltage of each gantry rotating unit 15 is different under imaging conditions, the X-ray energy characteristics of the detector for each column Can be corrected. In this embodiment, the beam hardening correction process is changed according to the profile area, ellipticity, etc. of the subject HB.
ステップＰ６において、画像再構成部３４はｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ｚ軸方向（列方向）のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度における前処理後、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対し、たとえば列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。 In Step P6, the image reconstruction unit 34 performs z filter convolution processing. Here, a z-filter convolution process for applying a filter in the z-axis direction (column direction) is performed on the projection data D11 (view, j, i) subjected to beam hardening correction. That is, after pre-processing at each view angle, the projection data D11 (view, j, i) subjected to the beam hardening correction is subjected to a filter having a column direction filter size of, for example, 5 columns.
ステップＰ７において、画像再構成部３４は再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。
ステップＰ８において、画像再構成部３４は三次元逆投影処理を行う。ここでは、再構成関数重畳処理した投影データＤ３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。画像再構成する画像はｚ軸に垂直な面である。以下の再構成領域はｘｙ平面に平行なものとする。
In step P7, the image reconstruction unit 34 performs reconstruction function superimposition processing. That is, the Fourier transform (Fourier Transform) for transforming the X-ray projection data into the frequency domain is performed, the reconstruction function is multiplied, and the inverse Fourier transform is performed.
In step P8, the image reconstruction unit 34 performs a three-dimensional backprojection process. Here, three-dimensional backprojection processing is performed on the projection data D3 (view, j, i) subjected to the reconstruction function superimposition processing to obtain backprojection data D3 (x, y, z). The image to be reconstructed is a plane perpendicular to the z axis. The following reconstruction area is assumed to be parallel to the xy plane.
ステップＰ９において、画像再構成部３４は後処理を行う。逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像を得る。
ステップＰ１０において、モニタ６は画像再構成した断層像を表示する。断層像の例として、図２の右側に断層像ＴＭを示す。
In step P9, the image reconstruction unit 34 performs post-processing. Post-processing such as image filter superimposition and CT value conversion is performed on the backprojection data D3 (x, y, z) to obtain a tomographic image.
In step P10, the monitor 6 displays the tomographic image reconstructed. As an example of the tomographic image, a tomographic image TM is shown on the right side of FIG.
上記のステップＰ８においての三次元逆投影処理はコーンビームＣＢを用いたヘリカル方式のスキャンにおいての画像再構成時に重要な処理方法となる。
図３（ａ），図３（ｂ）は再構成領域上のラインをＸ線透過方向への投影を示す概念図である。その図３（ａ）はｘｙ平面、図３（ｂ）はｙｚ平面を示している。
The three-dimensional backprojection processing in step P8 is an important processing method at the time of image reconstruction in the helical scan using the cone beam CB.
FIG. 3A and FIG. 3B are conceptual diagrams showing projection of lines on the reconstruction area in the X-ray transmission direction. FIG. 3A shows the xy plane, and FIG. 3B shows the yz plane.
三次元逆投影処理は、たとえば、図３（ａ）に示すように、ｘｙ平面に平行な５１２×５１２画素の正方形の領域を再構成領域Ｐとし、ｙ＝０のｘ軸に平行な画素列Ｌ０，ｙ＝６３の画素列Ｌ６３，ｙ＝１２７の画素列Ｌ１２７，ｙ＝１９１の画素列Ｌ１９１，ｙ＝２５５の画素列Ｌ２５５，ｙ＝３１９の画素列Ｌ３１９，ｙ＝３８３の画素列Ｌ３８３，ｙ＝４４７の画素列Ｌ４４７，ｙ＝５１１の画素列Ｌ５１１を列にとる。図３（ｂ）はこれらの画素列をｙｚ平面で表示した場合である。そして、図３（ｃ）はこれらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向に投影したラインＴ０〜Ｔ５１１を示している。投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）は画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データを抽出することで得ることができる。ただし、ｘ，ｙは断層像の各画素（ｘ，ｙ）に対応する。 In the three-dimensional backprojection process, for example, as shown in FIG. 3A, a square region of 512 × 512 pixels parallel to the xy plane is used as a reconstruction region P, and a pixel array parallel to the x axis where y = 0. L0, pixel column L63 with y = 63, pixel column L127 with y = 127, pixel column L191 with y = 191, pixel column L255 with y = 255, pixel column L319 with y = 319, pixel column L383 with y = 383 A pixel column L447 with y = 447 and a pixel column L511 with y = 511 are taken as columns. FIG. 3B shows a case where these pixel columns are displayed on the yz plane. FIG. 3C shows lines T0 to T511 obtained by projecting these pixel rows L0 to L511 in the X-ray transmission direction. The projection data Dr (view, x, y) can be obtained by extracting the projection data of the pixel columns L0 to L511. However, x and y correspond to each pixel (x, y) of the tomographic image.
Ｘ線透過方向は、幾何学的位置によりＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（ｖｉｅｗ）がクレードル１２の位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）としてＸ線検出器データに添付されるため、正確に求めることができる。 In the X-ray transmission direction, the z coordinate z (view) of the X-ray detector data D0 (view, j, i) is attached to the X-ray detector data as the position Ztable (view) of the cradle 12 according to the geometric position. Therefore, it can obtain | require correctly.
さらに、三次元逆投影処理は、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重加算係数を乗算することで投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を作成する。このコーンビーム再構成加重加算係数はコーン角アーチファクトを低減することができる。
次に、三次元逆投影処理は、あらかじめクリアしておいた逆投影データＤ３（ｘ，ｙ）に、投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）の全ビューの対応画素を加算する。
Further, in the three-dimensional backprojection process, the projection data D2 (view, x, y) is generated by multiplying the projection data Dr (view, x, y) by the cone beam reconstruction weighted addition coefficient. This cone beam reconstruction weighted addition factor can reduce cone angle artifacts.
Next, in the three-dimensional backprojection processing, the corresponding pixels of all the views of the projection data D2 (view, x, y) are added to the backprojection data D3 (x, y) that has been cleared in advance.
以上の三次元逆投影処理は、図３（ａ）に示すように画像再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形として説明したものであるが、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。 In the above three-dimensional backprojection processing, the image reconstruction area P is described as a square of 512 × 512 pixels as shown in FIG. 3A, but it may be a circular area having a diameter of 512 pixels.
図４はＸ線管２１と多列Ｘ線検出器２４との幾何学的配置を示す鳥瞰図である。Ｘ線管２１は、コーンビームと呼ばれるＸ線ビームＣＢを発生する。なお、コーンビームＣＢの中心軸方向がｙ方向に平行なときを、ビュー角度０度とする。Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射されたＸ線ビームは、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８によって、再構成領域Ｐの中心ではより多くのＸ線が照射され、再構成領域Ｐの周辺部ではより少ないＸ線が照射される。その後、撮影範囲ＸＡに存在する被検体にＸ線が吸収され、その被検体を透過したＸ線が多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。 FIG. 4 is a bird's eye view showing the geometric arrangement of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24. The X-ray tube 21 generates an X-ray beam CB called a cone beam. A view angle of 0 degree is defined when the central axis direction of the cone beam CB is parallel to the y direction. The X-ray beam emitted from the X-ray focal point of the X-ray tube 21 is irradiated with more X-rays at the center of the reconstruction area P by the beam forming X-ray filter 28, and more at the periphery of the reconstruction area P. Less X-rays are irradiated. Thereafter, X-rays are absorbed by the subject existing in the imaging range XA, and X-rays transmitted through the subject are collected as X-ray detector data by the multi-row X-ray detector 24.
また、Ｘ線管２１のＸ線焦点から放射されたＸ線ビームは、Ｘ線コリメータ制御部３９によりＸ線コリメータ２３が位置制御され、断層像のスライス厚方向に制御される。つまり、回転中心のｚ軸においてＸ線ビーム幅が制御される。そして、回転中心のｚ軸近辺に存在する被検体にＸ線が吸収され、その被検体を透過したＸ線は多列Ｘ線検出器２４でＸ線検出器データとして収集される。 The X-ray beam emitted from the X-ray focal point of the X-ray tube 21 is controlled in the position of the X-ray collimator 23 by the X-ray collimator controller 39 and controlled in the slice thickness direction of the tomographic image. That is, the X-ray beam width is controlled on the rotation center z-axis. Then, X-rays are absorbed by the subject existing in the vicinity of the rotation center z-axis, and the X-rays transmitted through the subject are collected as X-ray detector data by the multi-row X-ray detector 24.
Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とが回転し被検体と相対的に移動することでヘリカル方式のスキャンを行うことができ、その際の撮影領域ＸＡは図４に示すようにＺ方向に始点Ｚ０から終点Ｚ１まで延びた円筒形で示すことができる。ヘリカル方式のスキャン開始時には、Ｘ線管２１から放射されたＸ線ビームと撮影領域ＸＡの中心軸にもなるｚ軸とは交点Ｃ０で交わり、ヘリカル方式のスキャン終了時には、Ｘ線管２１から放射されたＸ線ビームと撮影領域ＸＡのｚ軸とは交点Ｃ１で交わる。また、ヘリカル方式のスキャン開始時には、Ｘ線管２１から放射されたＸ線ビームと撮影領域ＸＡの円形状の外周とは交点Ａ０で交わり、ヘリカル方式のスキャン終了時には、Ｘ線管２１から放射されたＸ線ビームと撮影領域ＸＡの円形状の外周とは交点Ａ１で交わる。 As the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 rotate and move relative to the subject, a helical scan can be performed, and the imaging region XA at that time is Z as shown in FIG. It can be shown as a cylinder extending in the direction from the start point Z0 to the end point Z1. At the start of the helical scan, the X-ray beam emitted from the X-ray tube 21 and the z-axis, which is also the central axis of the imaging area XA, intersect at the intersection C0, and at the end of the helical scan, the X-ray tube 21 radiates from the X-ray tube 21. The X-ray beam thus made and the z axis of the imaging area XA intersect at the intersection C1. At the start of the helical scan, the X-ray beam emitted from the X-ray tube 21 and the circular outer periphery of the imaging area XA intersect at the intersection A0, and at the end of the helical scan, the X-ray beam is emitted from the X-ray tube 21. The X-ray beam and the circular outer periphery of the imaging region XA intersect at an intersection A1.
＜部位又は検査目的で制御モードを選択＞
本実施例は、スカウト像ＳＣより操作者が各部位ごとの変化量や撮影目的を考慮することで被曝低減モードＲＸ及び画質優先モードＱＩを選択する撮影計画を立てることができる実施例を示す。この制御モードの選択できる撮影計画はヘリカル方式のスキャンで有効である。また、被曝低減モードＲＸは無駄被曝領域ＦＡとミッシングコーン領域ＭＡと（図１４を参照）が少ない被曝低減を優先した制御モードであり、画質優先モードＱＩはミッシングコーン領域ＭＡが撮影範囲ＸＡに発生しない制御モードである。
<Select control mode for part or inspection>
This embodiment shows an embodiment in which an operator can make an imaging plan for selecting the exposure reduction mode RX and the image quality priority mode QI from the scout image SC by considering the change amount and imaging purpose for each part. An imaging plan that can be selected in this control mode is effective for helical scanning. The exposure reduction mode RX is a control mode that prioritizes exposure reduction with less waste exposure areas FA and missing cone areas MA (see FIG. 14), and the image quality priority mode QI is generated in the imaging range XA. It is a control mode that does not.
たとえば、操作者はスカウト像ＳＣで本スキャンの撮影領域ＸＡを設定するに際し、その開始位置（始点Ｚ０）又は終了位置（終点Ｚ１）付近のｚ方向の変化が著しい肩部や骨の構造の入り組んでいる脳底部などでアーチファクトが発生しやすいため、画質優先モードＱＩを選択する。また、操作者は開始位置又は終了位置付近で放射線感受性の高い水晶体、生殖腺などを含む場合においては被曝低減モードＲＸを選択することで、より最適な撮影条件の設定を行うことができる。 For example, when the operator sets an imaging area XA for the main scan in the scout image SC, the operator is involved in the structure of the shoulder or bone structure in which the change in the z direction near the start position (start point Z0) or end position (end point Z1) is significant. The image quality priority mode QI is selected because artifacts are likely to occur at the bottom of the brain. In addition, the operator can set a more optimal imaging condition by selecting the exposure reduction mode RX in the case where a lens, gonad, or the like having high radiation sensitivity is included near the start position or the end position.
被曝低減モードＲＸ又は画質優先モードＱＩはＸ線コリメータ２３を制御することで実現することができる。その制御方法を下記に示す。
図５はヘリカル方式のスキャンにおいての被曝低減モードＲＸのフローチャートを示す。図６は被曝低減モードＲＸにおけるＸ線コリメータ２３の動作図である。図７は画質優先モードＱＩにおけるＸ線コリメータ２３の動作図である。なお図６及び図７に示すＣ０、Ｃ０、Ａ０及びＡ１は、図４で示した交点Ｃ０、交点Ｃ０、交点Ａ０及び交点Ａ１と同じである。
The exposure reduction mode RX or the image quality priority mode QI can be realized by controlling the X-ray collimator 23. The control method is shown below.
FIG. 5 shows a flowchart of the exposure reduction mode RX in the helical scan. FIG. 6 is an operation diagram of the X-ray collimator 23 in the exposure reduction mode RX. FIG. 7 is an operation diagram of the X-ray collimator 23 in the image quality priority mode QI. Note that C0, C0, A0, and A1 shown in FIGS. 6 and 7 are the same as the intersection C0, the intersection C0, the intersection A0, and the intersection A1 shown in FIG.
図５のステップＰ２１において、Ｘ線コリメータ制御部３９は進行方向（右側）のＸ線コリメータ２３を開く。Ｘ線コリメータ制御部３９は図６（ａ）に示すようにＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４の回転中心（ｚ軸）が、撮影範囲ＸＡ［Ｃ０，Ｃ０＋ｗ／２］にいる間でＸ線ビーム開口幅ｗ（撮影範囲ＸＡの中心軸における多列Ｘ線検出器２４に投影されるＸ線ビームの最大幅）のＸ線ビームの右側半分ｗ／２を開くようにＸ線コリメータ２３を制御する。 In step P21 of FIG. 5, the X-ray collimator control unit 39 opens the X-ray collimator 23 in the traveling direction (right side). As shown in FIG. 6A, the X-ray collimator control unit 39 operates while the rotation centers (z-axis) of the X-ray tube 21 and the multi-row X-ray detector 24 are in the imaging range XA [C0, C0 + w / 2]. X-ray collimator so as to open the right half w / 2 of the X-ray beam of the X-ray beam aperture width w (the maximum width of the X-ray beam projected on the multi-row X-ray detector 24 in the central axis of the imaging range XA) 23 is controlled.
ステップＰ２２において、ガントリ制御部２９は本スキャンを開始し、クレードル１２を図６中の左側に移動しながらＸ線データ収集を行う。 In Step P22, the gantry control unit 29 starts a main scan and collects X-ray data while moving the cradle 12 to the left side in FIG.
ステップＰ２３において、Ｘ線コリメータ制御部３９はクレードル１２の速度ｖ（ｔ）を考慮しながらＸ線コリメータ２３を徐々に左側へ開く。Ｘ線コリメータ制御部３９は、図６（ｂ）に示すように時刻ｔ１においてクレードル１２のｚ方向に進んだ距離ｄを（数式１）になるように求め、Ｘ線ビームの開口角度θ１が（数式２）になるようにＸ線コリメータ２３の開口を制御する。ただし、Ｘ線管２１のＸ線焦点と回転中心（ｚ軸）までの距離をｆｃｄ（Focus Center Distance）とする。
ステップＰ２４において、Ｘ線コリメータ制御部３９は片側のＸ線コリメータ２３の開口幅ｄがＸ線開口幅ｗの１／２まで行ったか、又はガントリ回転部の中心が交点Ｃ０からｗ／２だけ進んだかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ２５へ行き、ＮＯであればステップＰ２３へ戻る。 In Step P24, the X-ray collimator control unit 39 has made the opening width d of the X-ray collimator 23 on one side to ½ of the X-ray opening width w, or the center of the gantry rotating unit advances from the intersection C0 by w / 2. If YES, go to step P25, and if NO, return to step P23.
ステップＰ２５において、Ｘ線コリメータ制御部３９はＸ線コリメータ２３のＸ線開口幅ｗになるように制御する。Ｘ線コリメータ制御部３９は図６（ｃ）に示すように終了手前ｗ／２の位置に来るまでＸ線開口幅ｗを保つようにする。 In step P <b> 25, the X-ray collimator control unit 39 controls the X-ray collimator 23 so as to have the X-ray aperture width w. As shown in FIG. 6C, the X-ray collimator control unit 39 keeps the X-ray aperture width w until it reaches the position w / 2 before the end.
ステップＰ２６において、Ｘ線コリメータ制御部３９はｚ方向の交点Ｃ１から手前ｗ／２の所に来たかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ２７へ行き、ＮＯであればステップＰ２５へ戻る。 In step P26, the X-ray collimator control unit 39 determines whether or not it has come to the front w / 2 from the intersection C1 in the z direction. If YES, the process goes to step P27, and if NO, the process returns to step P25.
ステップＰ２７において、Ｘ線コリメータ制御部３９はクレードル１２の速度ｖ（ｔ）を考慮しながらＸ線コリメータ２３を閉じる。Ｘ線コリメータ制御部３９は、図６（ｄ）に示すように撮影範囲ＸＡ［Ｃ１−ｗ／２，Ｃ１］で交点Ｃ１に近づくにつれて、Ｘ線コリメータ２３を閉じて行く。 In step P <b> 27, the X-ray collimator control unit 39 closes the X-ray collimator 23 in consideration of the speed v (t) of the cradle 12. As shown in FIG. 6D, the X-ray collimator control unit 39 closes the X-ray collimator 23 as it approaches the intersection C1 in the imaging range XA [C1-w / 2, C1].
ステップＰ２８において、Ｘ線コリメータ制御部３９は片側のＸ線コリメータ２３の開口幅ｄがＸ線開口幅ｗ／２まで閉じたかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ２９へ行き、ＮＯであればステップＰ２７へ戻る。 In step P28, the X-ray collimator control unit 39 determines whether or not the opening width d of the X-ray collimator 23 on one side is closed to the X-ray opening width w / 2. If YES, the process goes to step P29. Return to P27.
ステップＰ２９において、ガントリ制御部は本スキャンを終了する。このときのＸ線コリメータ２３は図６（ｅ）に示すように進行方向側（右側）のＸ線コリメータ２３が閉じた状態になる。 In step P29, the gantry control unit ends the main scan. At this time, the X-ray collimator 23 is in a state in which the X-ray collimator 23 on the traveling direction side (right side) is closed as shown in FIG.
上記のＸ線コリメータ２３の制御はｚ方向の位置に応じたフィードフォワード制御でも良い。また、Ｘ線コリメータ２３の制御は、図６（ｂ）に示すように、Ｘ線ビームの境界になるｒｏｗｉ列目の多列Ｘ線検出器のチャネルを、図４に示すようなＸ線ビーム幅検出器チャネルＢＤＣを用いることで、リアルタイム（実時間）にＸ線ビーム位置をＸ線コリメータ制御部３９に伝えるフィードバック制御でもよい。
図６（ａ）〜図６（ｅ）の被曝低減モードＲＸは、撮影領域ＸＡの交点Ｃ０及び交点Ｃ１に着目した。上述したように撮影領域ＸＡの始点Ｚ０及び終点Ｚ１において、Ｘ線ビームは始点Ｚ０及び終点Ｚ１の両外側には照射されない。つまり、被曝低減モードＲＸにおいては、コリメータ制御部３９がＸ線ビームの体軸方向の端が撮影領域ＸＡの回転中心を通るようにコリメータ２３を制御する。
The control of the X-ray collimator 23 may be feedforward control corresponding to the position in the z direction. In addition, as shown in FIG. 6B, the X-ray collimator 23 controls the X-ray beam as shown in FIG. By using the width detector channel BDC, feedback control for transmitting the X-ray beam position to the X-ray collimator control unit 39 in real time (real time) may be used.
In the exposure reduction mode RX of FIGS. 6A to 6E, attention is paid to the intersection C0 and the intersection C1 of the imaging region XA. As described above, at the start point Z0 and the end point Z1 of the imaging region XA, the X-ray beam is not irradiated on both outer sides of the start point Z0 and the end point Z1. That is, in the exposure reduction mode RX, the collimator controller 39 controls the collimator 23 so that the end of the X-ray beam in the body axis direction passes through the rotation center of the imaging region XA.
一方、画質優先モードＱＩのＸ線コリメータ２３の制御は、図７（ａ）〜図７（ｅ）に示すように撮影領域ＸＡの交点Ａ０及び交点Ａ１に着目する。画質優先モードＱＩにおいては、コリメータ制御部３９は、Ｘ線ビームの体軸方向の端が撮影領域ＸＡの円形状の外周上を通るようにコリメータ２３を制御する。これによりＸ線ビーム領域は撮影領域全体を覆うことができミッシングコーン領域ＭＡがなくなり、画像再構成部３４が断層像の画像再構成時において十分な範囲のＸ線投影データを使用することができる。また撮影領域ＸＡの円形状の外周上を越えてＸビームが照射されないため無駄になる被曝量も最低限になる。 On the other hand, the control of the X-ray collimator 23 in the image quality priority mode QI pays attention to the intersection A0 and the intersection A1 of the imaging region XA as shown in FIGS. 7 (a) to 7 (e). In the image quality priority mode QI, the collimator controller 39 controls the collimator 23 so that the end of the X-ray beam in the body axis direction passes on the circular outer periphery of the imaging region XA. As a result, the X-ray beam region can cover the entire imaging region, and the missing cone region MA can be eliminated, and the image reconstruction unit 34 can use a sufficient range of X-ray projection data when reconstructing the tomographic image. . Further, since the X beam is not irradiated beyond the circular outer periphery of the imaging area XA, the amount of exposure that is wasted is minimized.
画質優先モードＱＩのフローチャートは、図５の被曝低減モードＲＸのフローチャートの交点Ｃ０及び交点Ｃ１を図７に示したような交点Ａ０及び交点Ａ１に置き換えることで実現できる。 The flowchart of the image quality priority mode QI can be realized by replacing the intersection C0 and the intersection C1 in the flowchart of the exposure reduction mode RX of FIG. 5 with the intersection A0 and the intersection A1 as shown in FIG.
＜制御モードを自動選択＞
実施例１においては操作者が被曝低減モードＲＸ又は画質優先モードＱＩを切り換えたが、本実施例は自動的に被曝低減モードＲＸ又は画質優先モードＱＩを切り換える実施例を示す。
図８は各ｚ方向座標位置の被検体形状によりＸ線コリメータ制御モードを定めるフローチャートを示す。
<Automatic control mode selection>
In the first embodiment, the operator switches the exposure reduction mode RX or the image quality priority mode QI. However, the present embodiment automatically switches the exposure reduction mode RX or the image quality priority mode QI.
FIG. 8 shows a flowchart for determining the X-ray collimator control mode according to the subject shape at each z-direction coordinate position.
ステップＰ４１では、操作者はスカウト像撮影を行う。
ステップＰ４２では、操作者は本スキャンのスキャン方式又は撮影範囲などの撮影条件設定を行う。
ステップＰ４３では、撮影条件設定部３５はヘリカル方式のスキャンがあるかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ４４へ行き、ＮＯであればステップＰ４９へ行く。
In step P41, the operator takes a scout image.
In step P42, the operator performs setting of shooting conditions such as the scanning method or shooting range of the main scan.
In step P43, the imaging condition setting unit 35 determines whether there is a helical scan. If YES, the process goes to step P44. If NO, the process goes to step P49.
ステップＰ４４では、撮影条件設定部３５は撮影条件設定したヘリカル方式のスキャンに対して、撮影範囲ＸＡの両端近傍におけるｚ方向プロファイルを測定する。たとえば、ｚ方向プロファイルは図９（ａ），図９（ｂ）に示すように、０度方向のスカウト像ＳＣにおけるｚ方向プロファイルＳｃｏｕｔ＿Ｐｒｆ（ｚ，ｘ）や９０度方向のスカウト像ＳＣにおけるｚ方向プロファイルＳｃｏｕｔ＿Ｐｒｆ（ｚ，ｙ）を用いる。又はスカウト像ＳＣのｚ方向のＸ線投影データを用いても良い。この時に、各々のｚ方向差分Ｄｉｆｆ＿ｘ（ｚ），Ｄｉｆｆ＿ｙ（ｚ）を以下の（数式３），（数式４）のように求める。
ステップＰ４５では、撮影条件設定部３５はｚ方向プロファイルの変化が著しいかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ４６へ行き、ＮＯであればステップＰ４７へ行く。この時の判断基準は、被検体の構造が複雑か否かを指標とする。たとえば、Ｘ線コリメータ制御部３９はステップＰ４４で求めたｚ方向差分Ｄｉｆｆ＿ｘ（ｚ）又はＤｉｆｆ＿ｙ（ｚ）が各々の閾値ＴＨを両方超えた場合か、もしくは少なくとも１つが閾値ＴＨを超えた場合に被検体の構造が複雑であるとして、アーチファクトを避けるために画質優先モードＱＩのＸ線コリメータ位置制御を行う。たとえば、可変ピッチヘリカルスキャンにおいて撮影条件設定部３５は図９（ｃ）に示すように複雑の指標ＣＩが閾値ＴＨを越えた場所のクレードル１２の加速領域において画質優先モードＱＩを選択し、閾値ＴＨ以下の減速領域においては被曝低減モードＲＸを選択する。 In step P45, the imaging condition setting unit 35 determines whether the change in the z-direction profile is significant. If YES, the process goes to step P46, and if NO, the process goes to step P47. The determination criterion at this time is based on whether or not the structure of the subject is complicated. For example, the X-ray collimator control unit 39 applies the detection when the z-direction difference Diff_x (z) or Diff_y (z) obtained in step P44 exceeds both thresholds TH, or when at least one exceeds the threshold TH. Assuming that the structure of the specimen is complex, X-ray collimator position control in the image quality priority mode QI is performed in order to avoid artifacts. For example, in the variable pitch helical scan, the imaging condition setting unit 35 selects the image quality priority mode QI in the acceleration region of the cradle 12 where the complex index CI exceeds the threshold TH as shown in FIG. The exposure reduction mode RX is selected in the following deceleration region.
上記撮影条件設定部３５は、被検体の構造が複雑か否かで、被曝低減モードＲＸか画質優先モードＱＩかを決めたが、撮影範囲ＸＡの両端が被検体の被曝を低く抑えたい領域か否かという別の判断基準でも良い。
ステップＰ４６では、撮影条件設定部３５は画質優先モードＱＩを設定する。
ステップＰ４７では、撮影条件設定部３５は被曝低減モードＲＸを設定する。
The imaging condition setting unit 35 determines whether the exposure reduction mode RX or the image quality priority mode QI is based on whether the structure of the subject is complicated or not. Whether both ends of the imaging range XA are regions where it is desired to keep the exposure of the subject low. Another criterion for determination as to whether or not may be used.
In Step P46, the photographing condition setting unit 35 sets the image quality priority mode QI.
In Step P47, the imaging condition setting unit 35 sets the exposure reduction mode RX.
ステップＰ４８では、撮影条件設定部３５はすべてのヘリカル方式のスキャンについてＸ線コリメータ２３の制御モードを定めたかを判断し、ＹＥＳであればステップＰ４９へ行き、ＮＯであればステップＰ４５へ戻る。
ステップＰ４９では、操作者は本スキャンを開始する。
In step P48, the imaging condition setting unit 35 determines whether the control mode of the X-ray collimator 23 has been set for all the helical scans. If YES, the process goes to step P49, and if NO, the process returns to step P45.
In Step P49, the operator starts a main scan.
なお、実施例１、実施例２でのＸ線コリメータ２３は円筒型コリメータを用いて、左右に動かすことでＸ線コリメータ２３を開閉していた。しかし、この円筒型コリメータは図１０に示すようなコリメータであってもよい。
図１０（ａ）に示すように円筒型コリメータの回転中心を偏心させておき、この円筒型コリメータを図１０（ａ）の矢印のように回転させることで、Ｘ線ビームをｚ方向に開閉することもできる。また、円筒型のＸ線コリメータ２３である必要はなく、図１０（ｂ）のようにｚ方向に開閉が可能な板状コリメータであっても構わない。
In addition, the X-ray collimator 23 in Example 1 and Example 2 opened and closed the X-ray collimator 23 by moving to the left and right using a cylindrical collimator. However, this cylindrical collimator may be a collimator as shown in FIG.
As shown in FIG. 10A, the rotation center of the cylindrical collimator is decentered, and the cylindrical collimator is rotated as shown by the arrow in FIG. 10A to open and close the X-ray beam in the z direction. You can also. Further, the cylindrical X-ray collimator 23 does not have to be a plate-like collimator that can be opened and closed in the z direction as shown in FIG.
図１０（ｃ）は円筒型又は板状のＸ線コリメータ２３を用いたフィードバック制御による開閉操作を示す。
ステップＢ１１では、Ｘ線コリメータ制御部３９はＸ線ビームの開口角度θ１，θ２を設定する。たとえば、Ｘ線コリメータ制御部３９は図１０（ａ）、図１０（ｂ）に示すようにＸ線ビームの進行方向側（右側）の広がりの角度θ２、逆方向側（左側）の広がりを角度θ１になるように制御するとする。
FIG. 10C shows an opening / closing operation by feedback control using a cylindrical or plate-shaped X-ray collimator 23.
In step B11, the X-ray collimator controller 39 sets the X-ray beam opening angles θ1 and θ2. For example, as shown in FIGS. 10A and 10B, the X-ray collimator control unit 39 sets the angle θ2 of the X-ray beam on the traveling direction side (right side) and the spread on the reverse direction side (left side) as shown in FIGS. It is assumed that the control is performed so as to be θ1.
ステップＢ１２において、Ｘ線コリメータ制御部３９はＸ線ビームのｚ方向角度θ１，θ２のＸ線ビームが出るように円筒型Ｘ線コリメータでは角度α１，α２だけ回転させ、板状Ｘ線コリメータでは幅ａ１，ａ２だけずらす。Ｘ線コリメータ制御部３９はあらかじめα１＝ｆｃ（θ１），α２＝ｆｃ（θ２），ａ１＝ｆｐ（θ１），ａ２＝ｆｐ（θ２）のＸ線ビーム角度θと円筒型Ｘ線コリメータ回転角度αの伝達関数（transfer function）ｆｃ、又はＸ線ビーム角度θと板状Ｘ線コリメータ開口幅ａの伝達関数（transfer function）ｆｐを校正により求めておくものとする。 In step B12, the X-ray collimator control unit 39 rotates the angles by α1 and α2 in the cylindrical X-ray collimator so that the X-ray beams of the z-direction angles θ1 and θ2 of the X-ray beam are emitted, and the width in the plate X-ray collimator. Shift by a1 and a2. The X-ray collimator control unit 39 preliminarily sets the X-ray beam angle θ and the cylindrical X-ray collimator rotation angle α of α1 = fc (θ1), α2 = fc (θ2), a1 = fp (θ1), a2 = fp (θ2). Transfer function fc, or transfer function fp of X-ray beam angle θ and plate-like X-ray collimator aperture width a is obtained by calibration.
ステップＢ１３において、Ｘ線コリメータ制御部３９はＸ線ビーム角度をＸ線ビーム幅検出器チャネルＢＤＣより求める。Ｘ線コリメータ制御部３９は多列Ｘ線検出器のＸ線ビーム幅検出器チャネルＢＤＣにおいて、図１０（ａ）、図１０（ｂ）に示すＸ線ビーム領域の端の列ｒｏｗｉ１，ｒｏｗｉ２を求め、実際に出力されているＸ線ビームのｚ方向角度θ１’，θ２’を求める。 In step B13, the X-ray collimator control unit 39 obtains the X-ray beam angle from the X-ray beam width detector channel BDC. The X-ray collimator control unit 39 obtains rows row1 and rowi2 at the ends of the X-ray beam region shown in FIGS. 10A and 10B in the X-ray beam width detector channel BDC of the multi-row X-ray detector. The z-direction angles θ1 ′ and θ2 ′ of the actually output X-ray beam are obtained.
ステップＢ１４において、Ｘ線コリメータ制御部３９はＸ線ビームの誤差が許容範囲に入っているかを判断し、ＹＥＳであればステップＢ１５へ行き、ＮＯであればステップＢ１７へ行く。Ｘ線コリメータ制御部３９は実際に出力しているＸ線ビームのｚ方向角度θ１’，θ２’と、設定されたＸ線ビームｚ方向角度θ１，θ２の誤差｜θ１−θ１’｜と｜θ２−θ２’｜とが、許容範囲εに入っているかをチェックする。ただし、εは微小値とする。 In step B14, the X-ray collimator control unit 39 determines whether the error of the X-ray beam is within the allowable range. If YES, the process goes to step B15, and if NO, the process goes to step B17. The X-ray collimator control unit 39 detects errors | θ1−θ1 ′ | and | θ2 between the z-direction angles θ1 ′ and θ2 ′ of the X-ray beam actually output and the set X-ray beams z-direction angles θ1 and θ2. It is checked whether −θ2 ′ | is within the allowable range ε. However, ε is a minute value.
ステップＢ１５において、Ｘ線データ収集を続ける。
ステップＢ１６において、Ｘ線データ収集終了かを判断し、ＹＥＳであれば終了し、ＮＯであればステップＢ１１へ戻る。
In step B15, X-ray data collection is continued.
In step B16, it is determined whether or not X-ray data collection is complete. If YES, the process ends. If NO, the process returns to step B11.
ステップＢ１７において、Ｘ線コリメータ制御部３９は円筒型Ｘ線コリメータの回転角度α１及びα２又は板状Ｘ線コリメータの開口幅ａ１及びａ２にフィードバック処理をかける。Ｘ線コリメータ制御部３９は円筒型Ｘ線コリメータの回転角度α１，α２に（数式５），（数式６）のフィードバック処理をかけ、板状Ｘ線コリメータ開口幅Ａ１，ａ２に（数式７），（数式８）のフィードバック処理をかける。
なお、この場合に制御定数ｋ１，ｋ２はあらかじめ校正において求められている制御定数である。又は、あらかじめシステム設計時に定められている制御定数であっても良い。
また、制御定数ｋ１，ｋ２はｋ１（｜θ−θ’｜）、ｋ２（｜θ−θ’｜）のように誤差量に応じて変化する適応型制御定数にしておいても良い。
In step B17, the X-ray collimator control unit 39 applies feedback processing to the rotation angles α1 and α2 of the cylindrical X-ray collimator or the opening widths a1 and a2 of the plate-like X-ray collimator. The X-ray collimator control unit 39 applies the feedback processing of (Formula 5) and (Formula 6) to the rotation angles α1 and α2 of the cylindrical X-ray collimator, and sets the plate-like X-ray collimator opening widths A1 and a2 to (Formula 7), The feedback process of (Formula 8) is applied.
In this case, the control constants k1 and k2 are control constants obtained in advance in calibration. Alternatively, it may be a control constant determined in advance during system design.
The control constants k1 and k2 may be adaptive control constants that change according to the error amount, such as k1 (| θ−θ ′ |) and k2 (| θ−θ ′ |).
また、円筒型又は板状のＸ線コリメータ２３を用いたＸ線コリメータ２３の制御はフィードフォワード制御でも可能である。 Further, the control of the X-ray collimator 23 using the cylindrical or plate-like X-ray collimator 23 can also be performed by feedforward control.
＜傾斜スキャンにおけるＸ線コリメータ制御＞
本実施例は、傾斜スキャンを用いたヘリカル方式のスキャンにおいて被曝低減モードＲＸと画像優先モードＱＩとを選択できる実施例を示す。
図１１は、傾斜スキャンにおける被曝低減モードＲＸの撮影範囲ＸＡを示している。図１２は、傾斜スキャンにおける画像優先モードＱＩの撮影範囲ＸＡを示している。
<X-ray collimator control in tilt scan>
The present embodiment shows an embodiment in which the exposure reduction mode RX and the image priority mode QI can be selected in the helical scan using the tilt scan.
FIG. 11 shows an imaging range XA in the exposure reduction mode RX in the tilt scan. FIG. 12 shows the imaging range XA of the image priority mode QI in the tilt scan.
傾斜スキャンとはガントリ回転部１５をｚ方向の前後に傾けて撮影する方法である。走査ガントリ傾斜制御部２７はガントリ回転部１５を所定角度傾け、傾斜スキャンを用いたヘリカル方式のスキャンを行うことができる。たとえば、図１１（ｆ）に示すように頭部ＣＴＡ（ＣＴアンギオ：CT Angio）撮影を行う場合に、あらかじめ撮影した９０度方向のスカウト像ＳＣより水晶体を避けて撮影範囲ＸＡを設定することができる。さらに、操作者は被曝低減モードＲＸを使用することで、撮影範囲ＸＡの端部で被曝量を少なくでき、より水晶体の被曝を少なくすることができる。 Inclined scanning is a method of photographing by tilting the gantry rotating part 15 back and forth in the z direction. The scanning gantry tilt control unit 27 can tilt the gantry rotating unit 15 by a predetermined angle and perform a helical scan using tilt scanning. For example, as shown in FIG. 11 (f), when performing head CTA (CT Angio) imaging, the imaging range XA can be set by avoiding the crystalline lens from the 90-degree scout image SC previously captured. it can. Furthermore, by using the exposure reduction mode RX, the operator can reduce the exposure dose at the end of the imaging range XA, and can further reduce the exposure of the crystalline lens.
傾斜スキャンにおけるＸ線コリメータ制御のフローチャートは着目点を変更することで、図５に示したガントリ回転部１５が傾斜していないＸ線コリメータ制御のフローチャートと同様に処理することができる。以下はその様子を模式図で示す。 The flowchart of the X-ray collimator control in the tilt scan can be processed in the same manner as the flowchart of the X-ray collimator control in which the gantry rotating unit 15 shown in FIG. 5 is not tilted by changing the point of interest. This is shown schematically in the following.
図１１（ａ）〜図１１（ｅ）は傾斜スキャンを用いたヘリカル方式のスキャンを被曝低減モードＲＸで行う場合を示す。傾斜スキャンの場合はｚ軸上の交点Ｃ０でなくガントリ回転軸上の交点Ｃ２又はｚ軸上の交点Ｃ１でなくガントリ回転軸上の点Ｃ３を通るようにＸ線コリメータ２３の制御を行う。つまり、クレードル１２を図１１中の左側に移動させる。そして、Ｘ線コリメータ制御部３９はクレードル１２がｚ方向座標位置Ｃ２からｗ・ｃｏｓθ／２だけ進んだかを判断しながら、Ｘ線ビームが交点Ｃ２を通るようにＸ線コリメータ位置制御を行い、図１１（ｃ）のようにＸ線開口幅ｗの半分になるまで開く。さらに、Ｘ線コリメータ制御部３９はクレードル１２がｚ方向の交点Ｃ３から手前ｗ・ｃｏｓθ／２まできたかを判断しながら、Ｘ線ビームが点Ｃ３を通るように図１１（ｄ）のようにクレードル１２の速度を考慮しながらＸ線コリメータ２３を閉じる。 FIG. 11A to FIG. 11E show a case where a helical scan using an inclined scan is performed in the exposure reduction mode RX. In the case of tilt scanning, the X-ray collimator 23 is controlled so that it passes through the intersection C2 on the gantry rotation axis instead of the intersection C0 on the z axis, or the point C3 on the gantry rotation axis instead of the intersection C1 on the z axis. That is, the cradle 12 is moved to the left side in FIG. Then, the X-ray collimator control unit 39 performs X-ray collimator position control so that the X-ray beam passes through the intersection C2 while judging whether the cradle 12 has advanced by w · cos θ / 2 from the z-direction coordinate position C2. Open until it becomes half of the X-ray opening width w as shown in 11 (c). Further, the X-ray collimator control unit 39 determines whether the cradle 12 has come from the intersection C3 in the z direction to the front w · cos θ / 2, so that the X-ray beam passes through the point C3 as shown in FIG. The X-ray collimator 23 is closed while considering the speed of the cradle 12.
また、図１２（ａ）〜図１２（ｅ）は傾斜スキャンを用いたヘリカル方式のスキャンを画質優先モードＱＩで行う場合を示す。傾斜スキャンの場合は撮影領域ＸＡの円形状の外周上の点Ａ２，Ａ３，Ａ４，Ａ５を通るようにＸ線コリメータ位置の制御を行う。つまり、クレードル１２を図１１中の左側に移動させる。そして、Ｘ線コリメータ制御部３９はクレードル１２の速度に合わせながらＸ線ビームが撮影領域ＸＡの点Ａ２，Ａ４の斜円形状の外周上の点を通るようにＸ線コリメータ２３の位置制御を行う。片側のＸ線コリメータの開口幅ｄがＸ線開口幅ｗの１／２まで行ったか、すなわち図１２（ｃ）に示す状態まで進んだかを確認しながらＸ線コリメータ２７の開口幅ｄがｗ／２になるまで開く。さらに、図１２（ｄ）に示すようにＸ線コリメータ制御部３９はクレードル１２の速度に合わせながらＸ線ビームが撮影領域ＸＡの点Ａ３，Ａ５の斜円形状の外周上の点を通るようにＸ線コリメータ２３の位置制御を行う。 FIGS. 12A to 12E show a case where a helical scan using an inclined scan is performed in the image quality priority mode QI. In the case of tilt scanning, the position of the X-ray collimator is controlled so as to pass through points A2, A3, A4, and A5 on the circular outer periphery of the imaging region XA. That is, the cradle 12 is moved to the left side in FIG. Then, the X-ray collimator control unit 39 controls the position of the X-ray collimator 23 so that the X-ray beam passes through the points on the outer circumference of the points A2 and A4 in the imaging region XA while matching the speed of the cradle 12. . The opening width d of the X-ray collimator 27 is w / while confirming whether the opening width d of the X-ray collimator on one side has reached half of the X-ray opening width w, that is, the state shown in FIG. Open until 2. Further, as shown in FIG. 12 (d), the X-ray collimator control unit 39 adjusts the speed of the cradle 12 so that the X-ray beam passes through the points on the oblique outer periphery of the points A3 and A5 of the imaging region XA. The position of the X-ray collimator 23 is controlled.
また、傾斜スキャンにおいて自動切り換えを行うＸ線コリメータ制御部３９は図８と同様に、撮影条件設定部３５はスカウト像ＳＣにおけるｚ方向プロファイルの変化量より被曝低減モードＲＸか画質優先モードＱＩかを自動的に設定することができる。 In addition, the X-ray collimator control unit 39 that performs automatic switching in the tilt scan similarly determines whether the imaging condition setting unit 35 determines the exposure reduction mode RX or the image quality priority mode QI based on the amount of change in the z-direction profile in the scout image SC. It can be set automatically.
なお、可変ヘリカルピッチでのデュアルエネルギー撮影の場合はスキャン開始時、スキャン終了時近辺においてヘリカルピッチＨＰが低いため、図３（ｃ）の点線で示すように１回転ずれたＸ線投影データが１回転前のＸ線投影データとオーバーラップするため、両方のＸ線投影データを画像再構成に用いることでＳ／Ｎ改善も行える。Ｘ線コリメータ制御部３９はこのＳ／Ｎ改善分を被曝低減モードＲＸに組み込むことでさらに被曝低減も行える。 In the case of dual energy imaging with a variable helical pitch, since the helical pitch HP is low at the start of scanning and near the end of scanning, X-ray projection data shifted by one rotation as shown by the dotted line in FIG. Since it overlaps with the X-ray projection data before rotation, the S / N improvement can be achieved by using both X-ray projection data for image reconstruction. The X-ray collimator control unit 39 can further reduce exposure by incorporating this S / N improvement into the exposure reduction mode RX.
特開２００３−３７７７８号公報に示されるようなデュアルエネルギー撮影が提案されている。デュアルエネルギー撮影を行うことで、たとえば骨部領域を消して選択的に造影剤領域を抽出しやすくすることができる。これにより、ヘリカル方式のスキャンを用いた造影剤追跡がやりやすくなる。この場合もヘリカル方式のスキャンのｚ方向座標範囲の両端におけるスキャン開始領域又はスキャン終了領域において、Ｘ線ビーム領域を最適に制御するようにＸ線コリメータ制御を行い、被曝低減優先モードＲＸ又は画質優先モードＱＩを最適に用いることができる。 Dual energy imaging as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2003-37778 has been proposed. By performing dual energy imaging, for example, it is possible to easily extract the contrast agent region selectively while eliminating the bone region. This makes it easier to perform contrast agent tracking using a helical scan. Also in this case, the X-ray collimator control is performed so as to optimally control the X-ray beam region in the scan start region or the scan end region at both ends of the z-direction coordinate range of the helical scan, and the exposure reduction priority mode RX or the image quality priority is performed. Mode QI can be optimally used.
図１３は投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。デュアルエネルギー画像再構成部３６は、たとえばＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線ビームを照射して得られる第１エネルギー投影データＲＥ１に加重加算係数ｗ１を乗算し、同様にＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線ビームを照射して得られる第２エネルギー投影データＲＥ２に加重加算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、デュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを作成する。この時に用いる第１エネルギー投影データＲＥ１及び第２エネルギー投影データＲＥ２は、前処理部３３が前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。 FIG. 13 shows an outline of an image reconstruction method for dual energy imaging in the projection data space. The dual energy image reconstruction unit 36 multiplies the first energy projection data RE1 obtained by, for example, irradiating an X-ray beam with an X-ray tube voltage of 80 kV by a weighted addition coefficient w1, and similarly X-rays with an X-ray tube voltage of 140 kV. The second energy projection data RE2 obtained by irradiating the beam is multiplied by a weighted addition coefficient w2, and weighted addition processing is performed together with the constant C1, thereby creating a dual energy tomographic image M-CSI. As the first energy projection data RE1 and the second energy projection data RE2 used at this time, X-ray projection data that has been preprocessed and subjected to beam hardening correction by the preprocessing unit 33 is used. In particular, in beam hardening correction, the X-ray tube voltage dependence of substances other than water can be more correctly evaluated by setting the water-equivalent X-ray transmission path length for the non-water-equivalent material at each X-ray tube voltage. Can do.
これら加重加算係数ｗ１，ｗ２及び定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。たとえば加重加算処理部はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Ｉｏｄｉｎｅ成分）とを分離するために、カルシウム成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にすると造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、加重加算処理部は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。 These weighted addition coefficients w1 and w2 and the constant C1 are determined by the atom to be extracted, the atom to be emphasized, the atom or part to be deleted on the display. For example, the weighted addition processing unit displays a calcium component on the display in order to separate a bone component having a close CT value, a calcium component (Ca component) constituting calcification, and a contrast agent (Iodine component) containing iodine as a main component. When erased, that is, when the pixel value is set to 0, the contrast agent component is extracted and can be displayed with emphasis. On the other hand, when the contrast agent component is erased on the display, that is, when the pixel value is set to 0, the calcium component is extracted and the bone and calcified portions can be emphasized and displayed.
また、デュアルエネルギー画像再構成部３６は、画像空間又は断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重加算処理することでデュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを得ることができる。
また、断層像空間においても、前処理部３３により前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、デュアルエネルギー画像再構成部３５は断層像空間でも、デュアルエネルギー断層像を画像再構成することができる。
以上より、デュアルエネルギー画像再構成部３６は、断層像空間と投影データ空間とにおいて水等価画像、脂肪等価画像、造影剤等価画像、骨等価画像を作成することができる。
Further, the dual energy image reconstruction unit 36 can obtain a dual energy tomographic image M-CSI by performing weighted addition processing in the image space or tomographic image space in the same manner as in the projection data space.
In the tomographic image space, if the preprocessing and the beam hardening correction have been corrected by the preprocessing unit 33, the dual energy image reconstruction unit 35 reconstructs a dual energy tomographic image even in the tomographic image space. be able to.
As described above, the dual energy image reconstruction unit 36 can create a water equivalent image, a fat equivalent image, a contrast agent equivalent image, and a bone equivalent image in the tomographic image space and the projection data space.
本実施例では、ヘリカルシャトルスキャンのある１方向の場合について記載しているが、他のＸ線データ収集パスにおいても同様に制御を行うものとする。なお、本実施例における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。又は二次元画像再構成でも良い。 In this embodiment, the case of one direction in which the helical shuttle scan is performed is described. However, the same control is performed in other X-ray data collection paths. Note that the image reconstruction method in the present embodiment may be a three-dimensional image reconstruction method by a conventionally known Feldkamp method. Furthermore, other three-dimensional image reconstruction methods may be used. Alternatively, two-dimensional image reconstruction may be used.
また、本実施例では、多列Ｘ線検出器について書かれているが、フラットパネルＸ線検出器又は１列のＸ線検出器のＸ線ＣＴ装置においても同様の効果を出せる。なお、本実施例においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かすことにより、ヘリカルシャトルスキャンを実現している。しかし、走査ガントリ２０又は走査ガントリ２０内のガントリ回転部１５をクレードル１２に対して動かすことによっても、相対的に同様な効果を得ることができる。 In this embodiment, the multi-row X-ray detector is described. However, the same effect can be obtained in a flat panel X-ray detector or an X-ray CT apparatus of a single row X-ray detector. In the present embodiment, the helical shuttle scan is realized by moving the cradle 12 of the imaging table 10 in the z direction. However, relatively similar effects can be obtained by moving the scanning gantry 20 or the gantry rotating portion 15 in the scanning gantry 20 with respect to the cradle 12.
１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置 （３２ … 前処理部，３４ … 画像再構成部，３５ … デュアルエネルギー画像再構成部，３５ … 連続領域処理部， ３６ … ラベリング部，３７ … ラベリング部， ３８ … 排他処理部）
５ … データ収集部
６ … モニタ表示部
７ … 記憶装置
１０ … 撮影テーブル
１２ … クレードル
１５ … 回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管
２２ … Ｘ線制御部
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転制御部
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … ガントリ制御部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Operation console 2 ... Input device 3 ... Central processing unit (32 ... Pre-processing part, 34 ... Image reconstruction part, 35 ... Dual energy image reconstruction part, 35 ... Continuous area | region processing part, 36 ... Labeling part, 37 ... Labeling section, 38 ... Exclusive processing section)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 5 ... Data collection part 6 ... Monitor display part 7 ... Memory | storage device 10 ... Imaging | photography table 12 ... Cradle 15 ... Rotating part 20 ... Scanning gantry 21 ... X-ray tube 22 ... X-ray control part 23 ... Collimator 24 ... Multi-row X-ray detection 25: Data collection device (DAS)
26 ... Rotation control unit 28 ... Beam forming X-ray filter 29 ... Gantry control unit
Claims (7)
前記撮影範囲の両端の存在する、前記ガントリ回転部を回転させながら前記被検体に対して相対的に移動させて撮影するヘリカルスキャンの開始領域及び終了領域において、それ以外の領域よりも前記体軸方向のＸ線ビームの幅が小さくなるように前記コリメータを制御するコリメータ制御部と、
前記ヘリカルスキャンの開始領域及び終了領域について、前記撮影範囲の前記被検体への被曝量を低減するための前記コリメータ制御部によるコリメータの第１の制御を行う被曝低減モードと、前記撮影範囲の断層像の画質を良くするための前記コリメータ制御部によるコリメータの第２の制御を行う画質優先モードとを設定する撮影条件設定部と、
前記撮影条件設定部によって設定されたモードに基づくヘリカルスキャンによって得られる投影データに基づいて前記断層像を再構成する画像再構成部と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 An X-ray generator that irradiates the subject with an X-ray beam, a collimator that shapes the X-ray beam emitted from the X-ray generator in the body axis direction of the subject, and the X-rays sandwiching the subject An X-ray detector disposed so as to face the generator and the collimator, and a gantry rotating unit that rotates the X-ray generating device and the X-ray detector. In an X-ray CT apparatus for imaging a cylindrical imaging range defined by a range specified in the body axis direction of a subject,
The body axis in the start and end regions of the helical scan that exists at both ends of the imaging range and that is imaged by moving the gantry rotating unit relative to the subject while rotating the gantry rotating unit, than in other regions A collimator controller for controlling the collimator so that the width of the X-ray beam in the direction is reduced;
An exposure reduction mode in which the collimator control unit performs first control of the collimator for reducing the exposure amount of the imaging range to the subject in the helical scan start region and end region, and a tomography of the imaging range An imaging condition setting unit for setting an image quality priority mode for performing the second control of the collimator by the collimator control unit for improving the image quality of the image;
An image reconstruction unit for reconstructing the tomographic image based on projection data obtained by helical scanning based on the mode set by the imaging condition setting unit ;
An X-ray CT apparatus comprising:
但し、ｗは前記円筒形の中心軸における前記Ｘ線検出器に入るＸ線ビームの最大幅。 In the exposure reduction mode, when the X-ray generator is located within a range w / 2 from the start point of the imaging range or within a range w / 2 from the end point, the cylindrical axis is the end in the body axis direction. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray beam is irradiated so that an end in the body axis direction of the X-ray beam passes through a position corresponding to the X-ray beam.
Where w is the maximum width of the X-ray beam entering the X-ray detector at the cylindrical central axis.
但し、ｗは前記円筒形の中心軸における前記Ｘ線検出器に入るＸ線ビームの最大幅。 In the image quality priority mode, when the X-ray generator is positioned within the range of w / 2 from the start point of the imaging range or within the range of w / 2 from the end point, the outer periphery of the cylindrical shape is positioned at the end in the body axis direction. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray beam is irradiated so that an end of the X-ray beam in a body axis direction passes through a corresponding position.
Where w is the maximum width of the X-ray beam entering the X-ray detector at the cylindrical central axis.
前記画質優先モードにおける第２の制御は、前記Ｘ線発生装置が前記撮影範囲の始点からｗ／２の範囲又は終点からｗ／２の範囲に位置する際に、前記円筒形の外周で前記体軸方向の端に相当する位置に前記Ｘ線ビームの体軸方向の端が通るようにＸ線ビームが照射されるような制御である
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
但し、ｗは前記円筒形の中心軸における前記Ｘ線検出器に入るＸ線ビームの最大幅。 The first control in the exposure reduction mode, when the X-ray generator is located in the range of w / 2 in the range or the end point from the start point of the w / 2 of the imaging range, the in said cylindrical central axis of the The control is such that the X-ray beam is irradiated so that the end in the body axis direction of the X-ray beam passes through a position corresponding to the end in the body axis direction.
The second control in the image quality priority mode, when the X-ray generator is located in a range from the start point of w / 2 range or the end point of the w / 2 of the imaging range, the body outer periphery of the cylindrical The control is such that the X-ray beam is irradiated so that the end in the body axis direction of the X-ray beam passes through a position corresponding to the end in the axial direction.
The X-ray CT apparatus according to claim 1.
Where w is the maximum width of the X-ray beam entering the X-ray detector at the cylindrical central axis.
The exposure reduction mode includes a missing cone area where sufficient X-ray projection data cannot be obtained to reconstruct a tomographic image of the imaging range, and the image quality priority mode does not include the missing cone area. The X-ray CT apparatus according to claim 1.
The imaging condition setting unit is configured to set the exposure reduction mode or the image quality priority mode according to a position in the body axis direction by obtaining a shape change in the body axis direction of the subject from a scout image. An X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 5.
前記コリメータ制御部は、前記ガントリ回転部を前記体軸方向に傾けた状態で前記コリメータを制御することを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。 Furthermore, an inclination control unit that tilts the gantry rotating unit in the body axis direction is provided,
The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the collimator control unit controls the collimator in a state where the gantry rotating unit is tilted in the body axis direction.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008020125A JP5561905B2 (en) | 2008-01-31 | 2008-01-31 | X-ray CT system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008020125A JP5561905B2 (en) | 2008-01-31 | 2008-01-31 | X-ray CT system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2009178342A JP2009178342A (en) | 2009-08-13 |
| JP5561905B2 true JP5561905B2 (en) | 2014-07-30 |
Family
ID=41032785
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2008020125A Expired - Fee Related JP5561905B2 (en) | 2008-01-31 | 2008-01-31 | X-ray CT system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5561905B2 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5479069B2 (en) * | 2009-12-17 | 2014-04-23 | 株式会社東芝 | X-ray CT apparatus and control method of X-ray CT apparatus |
| US8325873B2 (en) * | 2010-10-20 | 2012-12-04 | Medtronic Navigation, Inc. | Selected image acquisition technique to optimize patient model construction |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3946986B2 (en) * | 2001-11-27 | 2007-07-18 | 株式会社東芝 | X-ray computed tomography system |
| JP3827555B2 (en) * | 2001-10-29 | 2006-09-27 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Gantry apparatus, X-ray CT system, operation console and control method therefor, computer program, and computer-readable storage medium |
| JP4429694B2 (en) * | 2003-11-13 | 2010-03-10 | 株式会社日立メディコ | X-ray CT system |
| JP2006051233A (en) * | 2004-08-13 | 2006-02-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Collimator control method and x-ray ct apparatus |
| JP2008006032A (en) * | 2006-06-29 | 2008-01-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray ct scanner and x-ray ct scanning method |
-
2008
- 2008-01-31 JP JP2008020125A patent/JP5561905B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2009178342A (en) | 2009-08-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4509971B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP5274812B2 (en) | X-ray CT apparatus and image processing apparatus | |
| JP5670740B2 (en) | Dynamic collimation in cone-beam computed tomography to reduce patient exposure | |
| JP4937927B2 (en) | X-ray CT apparatus and imaging condition determination method in X-ray CT apparatus | |
| JP5389324B2 (en) | X-ray tomography equipment | |
| JP5171215B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP4509903B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP2007236662A (en) | X-ray ct system, its x-ray ct image reconstitution method and x-ray ct image photographing method | |
| US20100308229A1 (en) | Movable wedge for improved image quality in 3d x-ray imaging | |
| JP2009089760A (en) | X-ray ct system | |
| KR20070051758A (en) | X-ray ct apparatus and x-ray ct fluoroscopic apparatus | |
| JP2004188163A (en) | Tomography apparatus | |
| JP2005312970A (en) | Reconstruction method of projection data set during dose reduced partial spiral scanning of reduced radiation dosage in computerized tomography | |
| JP2008528985A (en) | Tomographic machine with variable imaging geometry | |
| JP2006051233A (en) | Collimator control method and x-ray ct apparatus | |
| JP2006311882A (en) | X-ray ct apparatus | |
| US20070147576A1 (en) | X-ray ct apparatus and an image controlling method thereof | |
| JP2010167165A (en) | X-ray ct apparatus | |
| CN106999142B (en) | X-ray imaging apparatus | |
| CN110337672B (en) | Redundancy weighting for short scan eccentric detector X-ray tomography | |
| JP2008012206A (en) | X-ray tomographic apparatus | |
| KR101863062B1 (en) | X-ray CT Imaging apparatus and Imaging Process Thereof | |
| JP2002136510A (en) | Method and device to obtain submillimeter ct slices with increased coverage | |
| JP5561905B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP4467873B2 (en) | Tomography equipment |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20101112 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20120926 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20121001 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130104 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20130902 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130919 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140512 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20140610 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5561905 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |