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WO2010087267A1 - Ｘ線ｃt装置及び方法 - Google Patents

Ｘ線ｃt装置及び方法 Download PDF

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WO2010087267A1
WO2010087267A1 PCT/JP2010/050703 JP2010050703W WO2010087267A1 WO 2010087267 A1 WO2010087267 A1 WO 2010087267A1 JP 2010050703 W JP2010050703 W JP 2010050703W WO 2010087267 A1 WO2010087267 A1 WO 2010087267A1
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WO
WIPO (PCT)
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ray
subject
image
center
ray source
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2010/050703
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English (en)
French (fr)
Inventor
嘉晃 菅谷
大雅 後藤
浩一 廣川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to US13/144,326 priority Critical patent/US8744040B2/en
Priority to JP2010548479A priority patent/JP5455935B2/ja
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    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
    • A61B6/0407—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus that controls the X-ray tube current during imaging to suppress the exposure dose of the subject, and in particular, depending on the compensation filter and the positioning of the subject, the subject position and the tube being imaged.
  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus capable of appropriately setting a current change pattern.
  • the X-ray CT system irradiates a subject with fan beam (fan beam) or cone beam (cone or pyramid beam) X-rays, and acquires projection data that is information about the intensity of the X-rays transmitted through the subject.
  • This is an apparatus for imaging the distribution information of the X-ray absorption coefficient inside the subject based on the projection data.
  • CT-AEC Automatic Exposure Control
  • the X-ray irradiated from the X-ray tube is the center (the focal point that generates X-rays in the X-ray tube.
  • a bow tie type filter (generally referred to as a bow-tie filter or a compensation filter, hereinafter referred to as a compensation filter) is transmitted through a thin thickness (position on a line connecting the center of the gantry) and a thick peripheral thickness.
  • the X-ray intensity after passing through the subject is adjusted to be substantially uniform in the body width direction.
  • X-ray intensity that has passed through the thinnest part of the compensation filter is irradiated to the center of the subject having a substantially elliptical cross section so that the X-ray intensity after passing through the subject is substantially uniform in the body width direction. It is adjusted so that
  • the subject is not necessarily arranged at the center of the gantry of the X-ray CT apparatus.
  • the focus of the X-ray tube and the center of the compensation filter (or the rotation center of the X-ray source) are connected.
  • the center of the subject is not arranged on the line.
  • the X-ray dose irradiated to the center of the subject decreases, and there arises a problem that the image quality of the center portion of the subject is deteriorated.
  • the target image quality set in advance may not be achieved when using the CT-AEC, which is not preferable in practice.
  • Patent Document 2 discloses a technique that copes with a positional deviation of a subject by moving a compensation filter.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus capable of acquiring a high-quality CT image even if the subject is displaced from the compensation filter.
  • the present invention provides: An X-ray source that emits X-rays while rotating around the subject; A compensation filter that adjusts at least one of an output distribution and a spectral distribution of the X-ray irradiated to the subject by the X-ray source; An X-ray detector arranged to face the X-ray source across the subject and rotated with the X-ray source to detect the X-ray dose transmitted through the compensation filter and the subject; An image computing unit for reconstructing a tomographic image of the subject based on the detected X-ray dose; A display unit for displaying the tomographic image; In the X-ray CT apparatus provided with a control unit for controlling each component, Deterioration in image quality based on the amount of deviation between the rotation center of the X-ray source and the desired position of the subject is caused by changing the X-ray tube current modulation pattern representing time-series changes in the X-ray irradiation or / and the subject.
  • a compensation unit that compensates by
  • the present invention provides an X-ray CT apparatus capable of acquiring a higher-quality CT image by appropriately setting a bed position and a change pattern of tube current during imaging in accordance with the displacement of the subject with respect to the compensation filter. Can be offered.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an X-ray CT apparatus 1 to which the present invention is applied.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scan gantry unit 100 and a console 120.
  • the scan gantry unit 100 irradiates the subject with an X-ray tube 101, which is an X-ray source that irradiates X-rays while rotating around the subject, a rotating disk 102, a collimator 103, and the X-ray source.
  • a compensation filter 126 that adjusts at least one of the output distribution and spectral distribution of the X-ray, and the X-ray source disposed so as to face the X-ray source, and rotated together with the X-ray source.
  • An X-ray detector 106 that detects the transmitted X-ray dose, a data collection device 107, a bed 105, a gantry control device 108, a bed control device 109, and an X-ray control device 110 are provided.
  • the X-ray tube 101 is a device that irradiates a subject placed on a bed 105 with X-rays.
  • the collimator 103 is a device that limits the X-ray irradiation range irradiated from the X-ray tube 101.
  • the X-ray detector 106 is a device that detects the X-rays that are disposed to face the X-ray tube 101 and pass through the subject.
  • the rotating disk 102 includes an opening 104 into which the subject placed on the bed 105 enters, and is equipped with an X-ray tube 101 and an X-ray detector 106, and rotates around the subject.
  • the data collection device 107 is a device that collects the X-ray dose detected by the X-ray detector 106 as digital data.
  • the gantry control device 108 is a device that controls the rotation of the rotary disk 102.
  • the bed control device 109 is a device that controls the vertical movement of the bed 105.
  • the X-ray control device 110 is a device that controls the output to the X-ray tube 101.
  • the console 120 includes an input device 121, an image calculation device 122 that functions as an image reconstruction unit that reconstructs a tomographic image of a subject based on the detected X-ray dose, and a display that displays a tomographic image and a scanogram image.
  • a device 125, a storage device 123, and a system control device 124 are provided.
  • the input device 121 is a device for inputting a subject's name, examination date and time, imaging conditions, and the like, specifically a keyboard or a pointing device.
  • the image computation device 122 is a device that performs CT processing on the measurement data sent from the data collection device 107 and performs CT image reconstruction.
  • the display device 125 is a device that displays a CT image or a scanogram image created by the image calculation device 122, and is specifically a CRT (Cathode-Ray Tube) or a liquid crystal display.
  • the storage device 123 is a device that stores data collected by the data collection device 107 and image data of a CT image created by the image calculation device 122, and is specifically a HD (Hard Disk) or the like.
  • the system control device 124 (control unit) includes these components, that is, the gantry control device 108, the bed control device 109, the X-ray control device 110, the X-ray source, the compensation filter 126, the X-ray detector 106, and the image calculation device 122. Etc., and the measurement of the tomographic image of the subject and the scanogram projection data is controlled.
  • the X-ray tube 101 is controlled by the X-ray control device 110, and emits X-rays based on the imaging conditions (X-ray tube voltage, X-ray tube current, etc.) input from the input device 121.
  • the X-ray detector 106 has a large number of X-ray detection elements, for example, about 1000, arranged in the circumferential direction of the rotating disk 102, or two-dimensional in the circumferential direction of the rotating disk 102 and the rotational axis direction of the rotating disk 102. These X-rays irradiated from the X-ray tube 101 and transmitted through the subject are detected by these many elements.
  • the rotating disk 102 is controlled by the gantry control device 108, and rotates based on the imaging conditions (rotational speed and the like) input from the input device 121.
  • the bed 105 is controlled by the bed control device 109 and operates based on the imaging conditions (such as a helical pitch) input from the input device 121.
  • Projection data from various angles is acquired by repeating the X-ray irradiation from the X-ray tube 101 and the transmission X-ray detection by the X-ray detector 106 while the rotating disk 102 rotates.
  • the acquired projection data from various angles is transmitted to the image calculation device 122.
  • the image calculation device 122 reconstructs the CT image by performing back projection processing on the transmitted projection data from various angles.
  • the CT image obtained by the reconstruction is displayed on the display device 125.
  • a projection image called a scanogram image is taken prior to the actual shooting.
  • the subject In order to capture a scanogram image, the subject is irradiated with X-rays from the X-ray tube 101 while the bed 105 is moved in the direction of the axis of rotation of the rotating disk 102 while the rotating disk 102 is stopped.
  • X-rays transmitted through the subject are detected by the X-ray detector 106 as a transmitted X-ray dose.
  • a scanogram image is acquired based on the transmitted X-ray dose detected for each position of the bed.
  • the acquired scanogram image is displayed on the display device 125.
  • the operator uses the input device 121 to set the shooting position and shooting range at the time of actual shooting on the scanogram image.
  • FIG. 2 shows a series of operation flowcharts of scanning (imaging) according to Embodiment 1 of the present invention. Hereinafter, each step in FIG. 2 will be described in the order of steps.
  • Step S1 The X-ray CT apparatus 1 performs scanogram imaging of the subject under the control of the system control device 124, acquires scanogram projection data, and creates a scanogram image. Without rotating the X-ray tube, the subject is irradiated with X-rays in one direction (for example, from the back to the front), and scanogram projection data is acquired by the detector.
  • the X-ray CT apparatus 1 sends scanogram projection data to the image calculation device 122 to create a scanogram image and displays it on the display device 125.
  • This scanogram image is, for example, an X-ray image transmitted from the back to the front as seen from one direction.
  • Step S2 the cross-sectional model calculation unit that calculates the cross-sectional model of the subject based on the scanogram projection data built in the image calculation device 122 analyzes the scanogram projection data and calculates the cross-sectional model of the subject.
  • the subject cross section model is obtained by approximating the cross section of the subject corresponding to each slice position as an elliptical cross section having an X-ray absorption coefficient equivalent to water, for example.
  • Step S3 Based on the scanogram image, the operator sets a scan region using an input device.
  • the scan area indicates the slice position, scan start position, and scan end position of the subject at the time of scanning.
  • Step S4 After setting the scan area, the operator sets scan conditions.
  • the scanning conditions are, for example, the type of compensation filter used according to the physique of the subject to be examined, the movement pitch of the bed, the scanning time, the X-ray collimation condition, the type of reconstruction filter function, the field size, etc. .
  • the set scan area and scan conditions are stored in the storage device 123.
  • the target image quality is input in step T1.
  • the target image quality is, for example, a standard deviation of CT values in the CT image (hereinafter, image SD (Standard Deviation)).
  • image SD Standard Deviation
  • an optimal scan tube current mA_opt (N) is calculated for each slice position N within the imaging range of the subject so that the target image quality input by the operator is obtained (where the optimal scan tube current is For the calculation method, see, for example, Patent Document 3) IV.
  • the calculation formula and the outline of the scan tube current at the slice position N are the X-ray tube that is incorporated in the image calculation device 122 and represents a time-series change in X-ray irradiation based on the cross-sectional model of the subject.
  • the X-ray tube current modulation pattern calculation unit for calculating the current modulation pattern is, for example, as shown in Equation 1 and FIG.
  • FIG. 3 (a) is a schematic diagram of the portrait and landscape of the elliptical cross section model and the X-ray tube rotation phase
  • FIG. 3 (b) shows the relationship between the X-ray tube phase angle and the scan tube current.
  • mA ( ⁇ , N) X-ray tube phase angle ⁇ , scan tube current at slice position N f (kV, L H (N), L V (N)): The amplitude of the scan tube current.
  • KV Scan tube voltage
  • L H (N) Horizontal length of the subject cross-sectional model at the slice position N
  • L V (N) Vertical length of the subject cross-sectional model at the slice position N MA ( ⁇ , N) represents a change in tube current in the form of a cosine wave with mA_opt (N) as an average tube current value.
  • Step S5 the subject position at each slice position is analyzed. More specifically, the rotation center of the X-ray source is incorporated in the image calculation device 122 by a shift amount calculation unit that calculates the shift amount between the rotation center of the X-ray source and a desired position of the cross-sectional model. A deviation amount from the desired position of the cross-sectional model is calculated. The shift amount calculation unit calculates a shift amount including at least one of the vertical direction and the horizontal direction for each slice position. The object position is calculated using the cross-sectional model of the object calculated in step S2.
  • the center position of the cross-sectional model is calculated, and the deviation amount ⁇ between the subject center and the rotation center of the X-ray tube is analyzed in the horizontal direction and the vertical direction for each slice position.
  • the deviation amount between the subject center in the horizontal direction and the rotation center of the X-ray tube is ⁇ LH
  • the deviation amount between the subject center in the vertical direction and the rotation center of the X-ray tube is ⁇ LV (N) .
  • the rotation center of the X-ray tube and the horizontal and vertical positions of the bed are held as internal parameters of the system control device 124, and the deviation amount is calculated from the geometric relationship with the cross-sectional model center.
  • the method is desirable.
  • Fig. 4 (a) shows a schematic diagram showing the amount of deviation between the subject cross-sectional model center in the vertical direction and the X-ray tube rotation center on the upper side.
  • 201 is a vertical cross-sectional model estimated on each slice position, and indicates that the vertical position of the bed model at the center of the cross-sectional model changes for each slice position, as indicated by the polygonal line 202. .
  • 203 is the X-ray tube rotation center at the initial bed height Y0.
  • the diagram 204 shows the calculation of the shift amount ⁇ LV (N) for each slice position.
  • Each slice shows an example in which the center of the cross-sectional model swings up and down with respect to the X-ray tube rotation center.
  • FIG. 4B is a schematic diagram showing a deviation amount (208) between the center (206) of the subject cross-sectional model (205) in the horizontal direction and the X-ray tube rotation center (207).
  • the deviation amount has a positive or negative sign with reference to the X-ray tube rotation center.
  • the amount of positive deviation in the vertical direction can be defined as in the case where the subject cross-sectional model center is located above the X-ray tube rotation center.
  • Step S6 various parameters are acquired.
  • the parameters to be acquired include at least Y0, L H (N), L V (N), ⁇ LH , and ⁇ LV (N) , and information on the compensation filter shape.
  • Y0 is the initial height position of the bed.
  • Step S7 Using the various parameters acquired in step S6, the scan tube current calculated in step T1 is corrected.
  • the inventors have found the following from their own experiments.
  • Fig. 5 (b) shows the compensation filters (WS, MS) used for each of the cases shown in Fig. 5 (a) when the size is large (WS), intermediate (MS), and small (NS).
  • NS shows how the relative image SD of the central part of the subject cross-sectional model changes together with the positional deviation ( ⁇ ) of the X-ray tube rotation center when the cross-sectional model is predetermined.
  • FIG. 5 (b) it can be seen that the image SD is deteriorated due to an increase in the image SD with an increase in the absolute value of the shift amount regardless of whether the compensation filter is WS, MS, or NS.
  • the change rate of the relative image SD with an increase in the shift amount is smaller for a large subject whose compensation filter shape does not change sharply.
  • FIG. 6 (b) shows how the relative image SD changes as the amount of deviation changes when the subject is large (LP), intermediate (MP), and small (SP). It is shown. In any case where the subject is large (LP), intermediate (MP), or small (SP), the shift amount increases and the relative image SD increases. It can also be seen that the larger the subject, the smaller the change rate of the relative image SD.
  • the amount of deviation ⁇ can be considered as a horizontal component and a vertical component, but the horizontal axis in FIGS. 5 (b) and 6 (b) indicates, for example, ⁇ ( ⁇ LH 2 + ⁇ LV (N) 2 ) may be calculated and expressed as ⁇ .
  • the change rate of the relative image SD with respect to the shift amount ⁇ is experimentally obtained in advance by a table or function and stored in the storage means 123. Based on the table or function, mA_opt (N) is corrected as shown in Equation 2.
  • Equation 2 is intended to reduce the increase in relative image SD with the amount of deviation by increasing the tube current.
  • the increase in the relative image SD is a function of the type of compensation filter (filter), the size of the subject (size), and the amount of deviation ( ⁇ ).
  • the square of the increase is the mA_opt (N). By multiplying, mA_modu (N) for each slice position is calculated.
  • Equation 2 is applied to all slice positions in the scan region, and is used for calculating the optimum scan tube current.
  • the tube current modulation curve (Equation 1) should be corrected so that the tube current changes continuously between slices. It ’s fine.
  • the data in FIG. 5 is obtained in advance by acquiring a relative image SD when the compensation filter is changed under several deviation amount conditions, and correcting the tube current using function approximation or interpolated relative image SD.
  • the method of performing is desirable in practice.
  • an experiment is performed with several types of phantoms in which the subject size is assumed to be an ellipse equivalent to water under the condition of several deviation amounts, and a relative image SD is acquired. After that, it is practically desirable to calculate a relative image SD by approximating or interpolating the acquired data, and correcting the tube current using the calculated relative image SD.
  • the optimum scan tube current after correction at the slice position N is obtained by substituting mA_mod (N) for mA_opt (N) in Equation 1.
  • step S8 scanning is performed using the corrected scan tube current calculated in step S7.
  • the X-ray CT apparatus includes a compensation unit that compensates for image quality degradation based on a deviation amount between the rotation center of the X-ray source and a desired position of the cross-sectional model by changing the X-ray tube current modulation pattern. I have.
  • the desired position is the center position of the cross-sectional model
  • the position that compensates for image quality degradation is the central portion of the tomographic image of the subject.
  • the X-ray tube current modulation pattern is changed for each slice position, and the image quality deterioration is represented by an increase in the standard deviation of the central portion of the tomographic image.
  • the relationship between the shift amount and the image quality degradation represented by the increase in the standard deviation is obtained experimentally in advance and stored in the storage unit, and the X-ray tube current modulation pattern is obtained for the relationship. Correction is performed by using the increasing rate of the standard deviation based on the deviation amount.
  • the shift amount includes a vertical direction component and a horizontal direction component.
  • the optimal couch position has exceeded the couch operating range of the X-ray CT apparatus, or the couch is moved before starting the scan, so that the subject touches the X-ray CT apparatus during the scan. It is possible to prevent accidents such as trapping.
  • Example 2 will be described using the operation flow diagram of FIG.
  • the operation flow in the second embodiment is basically the same as that in the first embodiment.
  • the bed of the X-ray CT apparatus used in this embodiment is only the horizontal movement (301) and vertical movement (302) in the body axis direction of the subject as in the conventional case in FIG.
  • the lateral movement (303) of the subject in the body width direction is also possible.
  • Step S1-(Step S6) Steps S1 to S6 are the same processing as in the first embodiment. However, in step S6, it is necessary to newly acquire the parameter X0.
  • X0 is the initial left and right position of the bed.
  • step S9 an optimal couch position is calculated based on the parameters acquired in step S6.
  • the optimum bed height is represented by (Y0 ⁇ V ).
  • ⁇ V is given by Equation 3, and means a value obtained by dividing the total deviation amount for each slice position by the number of slices, that is, an average value of deviation amounts in all slices.
  • Step S10 Using the optimal bed position calculated in step S9, the bed position is corrected as shown in FIG. More specifically, in the vertical direction, the position of the bed is corrected by the subject moving unit that moves the subject in the direction opposite to the amount of deviation ( ⁇ V ) in the vertical direction (401). Reference numeral 402 denotes the center of rotation at the corrected bed height. Further, in the left-right direction, the position of the bed is corrected by the subject moving unit that moves the subject in the opposite direction to the amount of deviation ( ⁇ LH ) in the left-right direction (403). The correction of the bed position can be easily realized by using a vertical / left / right movement mechanism of the bed.
  • Step S11 This step performs the same processing as step S7 in the first embodiment. However, since the shift amount ⁇ at the slice position N has been corrected for the bed position in step S10, only the shift amount between the subject cross-sectional model center and the X-ray tube rotation center in the bed height direction needs to be considered. .
  • the deviation amount ⁇ ′ LV (N) for each slice position is given by the following equation ( 4 ) .
  • Step S12 A scan is executed based on the scan tube current calculated in step S11.
  • the bed position is corrected (the position of the subject is moved). Add a process to minimize the amount of deviation at the slice position.
  • the scan tube current is corrected in step S9.
  • the first embodiment and this embodiment may be combined. For example, if you try to correct the scan tube current without correcting the couch position according to the amount of displacement, and if the tube current exceeds the output tube current, correct the couch position and correct the scan tube current. good.
  • Example 3 will be described with reference to the operation flow diagram of FIG.
  • the operation flow in the third embodiment describes the operation when the scan is limited to the normal scan in which the bed (subject moving unit) is moved for each slice. Basically, it is the same as the first embodiment and the second embodiment, and the operations after obtaining various parameters are different.
  • Step S1-(Step S6) Steps S1 to S6 are the same processing as in the second embodiment.
  • step S13 the bed position is corrected so that the shift amount acquired in step S6 becomes 0 at the first slice position in the sequence.
  • Step S14 a scan of one slice is executed at the bed position corrected in step S13.
  • Step S15 the bed is moved in the body axis direction to the next slice position. Thereafter, the process proceeds to step S13, and the process from step S14 to step S15 is performed by the number of slices in the sequence.
  • Step S16 Shooting at all slice positions is terminated. With this process, even if the subject cross-sectional model and the X-ray tube rotation center are deviated in the vertical direction or the left-right direction, a process of adding 0 to the deviation amount by correcting the bed position for each slice position is added. Thereafter, by performing scanning with a pre-calculated scan tube current value, for example, a desired image SD is achieved when the center of the image is used as a reference for diagnosis. That is, the X-ray CT apparatus according to the present invention includes a subject moving unit that moves the subject so that the center position of the cross-sectional model of the subject becomes the rotation center of the X-ray source for each slice position. However, the compensation unit compensates for image quality degradation based on the amount of deviation between the rotation center of the X-ray source and a desired position of the cross-sectional model. Therefore, it is possible to carry out scanning without deteriorating the diagnostic ability.
  • Step S1-(Step S2) Steps S1 to S2 are the same processing as in the second embodiment.
  • Step S17 scan area setting is performed when scanning is limited to a local area. For example, when scanning the heart, a scan region setting in which a ROI (Region of interest) 501 is set on the scanogram as shown in FIG. 12 can be considered.
  • ROI Region of interest
  • Step S4-(Step S6) Steps S4 to S6 are the same processing as in the second embodiment.
  • Step S18 and S19 calculate and move the optimal couch position based on the various parameter information acquired in step S6. Specifically, the process is performed as shown in FIG. First, the optimal couch position in the couch height direction is calculated in the same manner as in the second embodiment. That is, it is given as (Y0 ⁇ V ). Reference numeral 601 denotes the center of rotation at the corrected bed height.
  • the optimal position in the horizontal direction of the bed is set so that the X-ray tube rotation center coincides with the ROI scan scan area center axis (602). That is, the optimal couch position in the left-right direction is given by (+ ⁇ H ).
  • X0 Initial horizontal position of the bed Y0: Initial vertical position of the bed ⁇ H : Amount of deviation between the X-ray tube rotation center in the horizontal direction and the central axis of the ROI scan area ⁇ V : Cover in the height direction of the bed in all slices Average value of the deviation of the center of the specimen cross-section model. It is.
  • FIG. 14 shows the absolute value of the deviation amount between the X-ray tube rotation center and the subject cross-sectional model center at the optimum bed position.
  • the deviation amount ⁇ ′ LV (N) in the vertical direction is given by FIG.
  • the absolute value of the deviation amount in the left-right direction is set to the image quality target of the cross-sectional model of the object as shown in FIG.
  • Step S20 The scan tube current is corrected using the deviation amount calculated in step S18.
  • FIG. 15 (b) shows an outline of a scan tube current modulation curve at the time of ROI scan.
  • the scan tube current can be expressed by the following equation (1).
  • the path length of the X-ray that passes through the subject cross-sectional model is the vertical and horizontal length of the elliptical cross-sectional model shown in FIG. Since it changes as shown in the schematic diagram of the tube rotation phase, the scan tube current must be changed as shown in Equation 5.
  • mA ′ ( ⁇ , N) X-ray tube phase angle ⁇ and slice position N during ROI scanning
  • L V '(N) Length of the subject cross-sectional model in the vertical direction at the slice position N when moved by ⁇ H in the left-right direction
  • MA ′ ( ⁇ , N) represents a change in tube current in the form of a cosine wave with mA_opt ′ (N) as an average tube current value.
  • mA_opt ′ (N) is corrected in order to correct the influence of the increase in the relative image SD due to the amount of deviation between the X-ray tube rotation center in the bed height direction and the subject cross-sectional model center. If the modified value is mA_modu '(N), it can be expressed by Equation 6.
  • Equation 6 is intended to reduce the increase in relative image SD due to the amount of shift in the bed height direction by increasing the tube current.
  • the increase in the relative image SD is a function of the type of compensation filter (filter), the size of the subject (size), and the amount of deviation ( ⁇ ).
  • Step S21 The scan is executed by the calculated corrected scan tube current.
  • a process for minimizing the shift amount is added by correcting the bed position.
  • a desired image SD is achieved, for example, when the center of the image is used as a reference for diagnosis.
  • the X-ray CT apparatus includes an ROI setting unit that sets an ROI on a scanogram image, and an object movement that moves the object so that the center of the ROI is the rotation center of the X-ray source. Department.
  • the scan tube current is corrected in step S20.
  • the scan tube current shown in Equation 6 is not corrected, the average shift amount is minimized in the sequence, so that the image quality degradation during the sequence can be minimized. Therefore, a method of performing scanning only by correcting the scan tube current shown in Equation 5 may be used. Thereafter, by performing scanning with the calculated scan tube current value, for example, a desired image SD is achieved when the center of the image is used as a reference for diagnosis. Therefore, it is possible to carry out scanning without deteriorating the diagnostic ability.
  • the present invention provides an X-ray CT apparatus capable of acquiring a higher-quality CT image by appropriately setting a bed position and a change pattern of tube current during imaging in accordance with the displacement of the subject with respect to the compensation filter. Can be used.
  • S1 scanogram imaging S2 subject cross-section model calculation, S3 scan area setting, S4 scan condition setting, S5 subject position resolution, S6 various parameter acquisition, S7 scan tube current correction, S8 scan execution

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Abstract

　被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、　前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、　前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、　前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、 前記断層像を表示する表示部と、　前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、　前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備える。

Description

Ｘ線ＣT装置及び方法
　本発明は、撮影中のX線管電流を制御して被検体の被ばく線量を抑制するX線CT装置に係り、特に補償フィルタと被検体のポジショニングに応じて、被検体位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定可能なX線CT装置に関する。
　X線CT装置は、ファンビーム(扇形ビーム)あるいはコーンビーム(円錐形または角錐形ビーム)のX線を被検体に照射し、被検体を透過したX線強度に関する情報である投影データを取得し、この投影データに基づいて被検体内部のX線吸収係数の分布情報を画像化する装置である。
　X線CT装置のスキャン条件として、X線管電流が一定の場合、X線の照射角度や照射部位によっては線量過多や線量不足になることがある。これに対して、スキャノグラム投影データから被検体の楕円断面モデルを算出し、楕円断面の面積及び縦横比からX線管電流値を算出する管電流自動調整機能(CT-AEC(Automatic Exposure Control、以下同じ。))を装備したX線CT装置が従来技術として知られている(例えば、特許文献1参照)。本技術を使用することによって、予め設定した目標画質を達成するように線量を最適に制御できるようになり、照射部位によらず画質をほぼ一定に保つことができるようになる。
　一方、被検体は体軸中心の厚さが厚く、周りが薄くなる形状となっているため、X線管から照射されたX線は、中央(X線管でX線を発生する焦点と、ガントリ中央を結ぶ線上の位置)の厚さが薄く周辺の厚さが厚い蝶ネクタイ型のフィルタ(一般にBow-tieフィルタ、もしくは補償フィルタを呼ばれる。以後、補償フィルタと称する。)を透過させられる。そのことにより、被検体透過後のX線強度が体幅方向にほぼ均一になるよう調整される。すなわち、ほぼ楕円形状の断面を持つ被検体の中央に、補償フィルタの最も薄い部分を透過したX線が照射されるようにして、被検体透過後のX線強度が体幅方向にほぼ均一になるよう調整している。
特開2001-043993号公報 特開2006-075339号公報 特開2003-033346号公報
　しかしながら、従来技術には、被検体がX線CT装置のガントリ中央に必ずしも配置されない場合があり、その場合にはX線管の焦点と補償フィルタの中央(あるいはX線源の回転中心)を結ぶ線上に被検体の中央が配置されなくなるという課題がある。すると、被検体中央に照射されるX線量が少なくなり、被検体中央部分の画質が低下するという問題が生じる。これは、上記CT-AECを用いる場合に予め設定した目標画質が達成できない場合が生じることを意味しており、実用上、好ましくない。
　特許文献2には、補償フィルタを動かすことにより、被検体の位置ずれに対応する技術が開示されている。
　しかしながら、スキャン速度が非常に高速である昨今のX線CT装置において、このような補償フィルタの高速移動手段を備えることは技術的に困難である。仮に可能だとしても、騒音やコスト高の問題が顕在化することは容易に予想される。
　本発明の目的は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれがあっても、高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置を提供することにある。
　上記の課題を解決するために、本発明は、
　被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
　前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
　前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
　前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
　前記断層像を表示する表示部と、
　前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
　前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備えることを特徴とする。
　また、(1)X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
　(2)前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
　(3)画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
　(4)断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
　(5)前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償するステップを備えたことを特徴とする。
　本発明は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれに応じて、寝台位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定することにより、より高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置を提供できることができる。
本発明が適用される装置説明図 発明を実施するための最良の形態における動作フロー図 被検体断面モデルとスキャン管電流を表す概略図 被検体断面モデル中心とX線管回転中心とのずれ量を表す概念図 同一断面モデル中心とX線管回転中心とのずれ量と補償フィルタ形状毎の相対画像SDの関係図 断面モデルが異なる場合の断面モデル中心およびX線管回転中心とのずれ量と相対画像SDの関係図 第2の実施形態における動作フロー図 本発明で使用するX線CT装置の寝台駆動概要図 被検体断面モデル中心とX線管回転中心とのずれ量に基づいて寝台位置を移動させる概念図 第3の実施形態における動作フロー図 第4の実施形態における動作フロー図 スキャノグラム上でスキャン領域を限定した場合の表示画面例 ROIスキャンの場合における最適寝台位置算出の概念図 ROIスキャンにおける最適寝台位置でのX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量グラフ ROIスキャンにおけるスキャン管電流変調曲線の概要
　以下に、添付図面に従い本発明における望ましい実施の形態について説明する。なお、本発明は以下に示す実施形態に限定されるものではない。
　本発明を適用してなるX線CT装置について図を用いて説明する。
　図1は本発明を適用したX線CT装置1の全体構成図である。X線CT装置1はスキャンガントリ部100と操作卓120とを備える。
　スキャンガントリ部100は、被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源であるX線管101と、回転円盤102と、コリメータ103と、X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタ126と、前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、補償フィルタおよび被検体を透過したX線量を検出するX線検出器106と、データ収集装置107と、寝台105と、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110と、を備えている。X線管101は寝台105上に載置された被検体にX線を照射する装置である。コリメータ103はX線管101から照射されるX線の照射範囲を制限する装置である。X線検出器106は、X線管101と対向配置され被検体を透過したX線を検出する装置である。回転円盤102は、寝台105上に載置された被検体が入る開口部104を備えるとともに、X線管101とX線検出器106を搭載し、被検体の周囲を回転するものである。データ収集装置107は、X線検出器106で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。ガントリ制御装置108は回転円盤102の回転を制御する装置である。寝台制御装置109は、寝台105の上下前後動を制御する装置である。X線制御装置110はX線管101への出力を制御する装置である。
　操作卓120は、入力装置121と、検出されたX線量に基づき被検体の断層像を再構成する画像再構成部等の役割を果たす画像演算装置122と、断層像やスキャノグラム画像を表示する表示装置125と、記憶装置123と、システム制御装置124とを備えている。入力装置121は、被検体氏名、検査日時、撮影条件などを入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイスである。画像演算装置122は、データ収集装置107から送出される計測データを演算処理してCT画像再構成を行う装置である。表示装置125は、画像演算装置122で作成されたCT画像やスキャノグラム画像を表示する装置であり、具体的にはCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶ディスプレイ等である。記憶装置123は、データ収集装置107で収集したデータ及び画像演算装置122で作成されたCT画像の画像データを記憶する装置であり、具体的にはHD(Hard Disk)等である。システム制御装置124(制御部)は、これらの構成要素すなわち、ガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110やX線源、補償フィルタ126、X線検出器106、画像演算装置122等を制御し、被検体の断層像やスキャノグラム投影データの計測を制御するものである。
　X線管101はX線制御装置110によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件(X線管電圧やX線管電流など)に基づいたX線を照射する。X線検出器106はX線検出素子を多数、例えば約1000個、回転円盤102の円周方向に配列したもの、若しくは回転円盤102の円周方向と回転円盤102の回転軸方向とに2次元的に配列したもので、X線管101から照射され被検体を透過したX線をこれら多数の素子で検出する。回転円盤102はガントリ制御装置108により制御され、入力装置121から入力された撮影条件(回転速度など)に基づいて回転する。寝台105は寝台制御装置109によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件(らせんピッチなど)に基づいて動作する。
　回転円盤102が回転しながら、X線管101からのX線照射とX線検出器106による透過X線の検出が繰り返されることにより、様々な角度からの投影データが取得される。取得された様々な角度からの投影データは画像演算装置122に送信される。画像演算装置122は送信された様々な角度からの投影データを逆投影処理することによりCT画像を再構成する。再構成して得られたCT画像は表示装置125に表示される。
　X線CT装置1を用いて、診断に必要な断層画像を取得するための標準的な手順を説明する。
　(1)本撮影に先立ちスキャノグラム画像と呼ばれる投影像が撮影される。スキャノグラム画像を撮影するには、回転円盤102が停止した状態で寝台105が回転円盤102の回転軸方向に移動させられながら、X線管101から被検体へX線が照射される。被検体を透過したX線は透過X線量としてX線検出器106により検出される。寝台の位置毎に検出された透過X線量に基づきスキャノグラム画像が取得される。
　(2)取得されたスキャノグラム画像は表示装置125に表示される。操作者は、入力装置121を用いてスキャノグラム画像上に本撮影時の撮影位置と撮影範囲を設定する。
　(3)スキャノグラム画像上に設定された撮影位置と撮影範囲に基づき、本撮影が実施される。
　図2に、本発明の実施例1に係るスキャン(撮影)の一連の動作フロー図を示す。以下、図2の各ステップについてステップ順に説明する。
　(ステップS1)
　X線CT装置1はシステム制御装置124による制御の基に、被検体のスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム投影データを取得してスキャノグラム画像を作成する。X線管を回転させずに被検体に対して1方向(例えば、背面から正面)にX線を照射して検出器によってスキャノグラム投影データを取得する。X線CT装置1は、スキャノグラム投影データを画像演算装置122に送ってスキャノグラム画像を作成し、表示装置125に表示する。このスキャノグラム画像は、例えば背面から正面に透過するX線像を1方向から見たものである。
　(ステップS2)
　その後画像演算装置122内に内蔵された、スキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出する断面モデル算出部により、スキャノグラム投影データを解析し、被検体断面モデルが算出される。被検体断面モデルは、例えば各スライス位置に対応する被検体の断面を水と等価なX線吸収係数を有する楕円断面として近似したものである。
　(ステップS3)
　操作者はスキャノグラム画像に基づき、入力装置を用いてスキャン領域を設定する。スキャン領域は、スキャン時における被検体のスライス位置、スキャン開始位置、スキャン終了位置を示す。
　(ステップS4)
　スキャン領域設定後、操作者はスキャン条件を設定する。スキャン条件とは、例えば、検査対象となる被検体の体格に応じて使用する補償フィルタの種類、寝台の移動ピッチ、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ等である。設定されたスキャン領域及びスキャン条件は記憶装置123に保存される。
　ここでさらに、操作者がCT-AECを使用したスキャンを行う場合は、ステップT1において目標画質が入力される。目標画質は、例えばCT画像におけるCT値の標準偏差(以下、画像SD(Standard Deviation))である。その後ステップT2において、操作者が入力した目標画質になるよう、被検体の撮影範囲内でスライス位置N毎に最適なスキャン管電流mA＿opt(N)を算出する (ここで、最適なスキャン管電流の算出方法については、例えば特許文献3参照) 。
　ここで、スライス位置Nにおけるスキャン管電流の算出式および概形は、画像演算装置122内に内蔵された、被検体の断面モデルに基づいてX線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンを算出するX線管電流変調パターン算出部により、例えばそれぞれ数1および図3のようになる。図3(a)は、楕円断面モデルの縦横長とX線管回転位相の模式図、図3(b)は、X線管位相角とスキャン管電流との関係である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　mA(θ，N)：X線管位相角θ、スライス位置Nにおけるスキャン管電流
　ｆ(kV，LH(N)，LV(N))：スキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
　kV：スキャン管電圧
　LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
　LV(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
　mA(θ，N)は、mA＿opt(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。
　(ステップS5)
　次に各スライス位置での被検体位置を解析する。より具体的には、画像演算装置122内に内蔵された、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出するずれ量算出部により、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出する。ずれ量算出部は、スライス位置毎について、鉛直方向もしくは水平方向の少なくともいずれかを含むずれ量を計算する。被検体位置の算出は、ステップS2で算出した被検体の断面モデルを利用する。断面モデルの中心位置を算出して、スライス位置毎に、被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量δを水平方向及び鉛直方向に解析する。ここで、水平方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLH、鉛直方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLV(N)とする。
　具体的には、X線管の回転中心と寝台の水平方向と鉛直方向位置をシステム制御装置124の内部パラメータとして保持しておき、前記断面モデル中心との幾何学関係から上記ずれ量を算出する方法が望ましい。
　図4(a)上側に、鉛直方向の被検体断面モデル中心とX線管回転中心とのずれ量を表す模式図を示す。201は、各スライス位置上で推定された鉛直方向の断面モデルであり、202の折れ線で示したように、スライス位置毎に断面モデル中心の寝台鉛直方向位置が変化していることを示している。
　ここで、203は初期寝台高さY0でのX線管回転中心である。　
　図4(a)下側に示された図において204は、スライス位置毎のずれ量δLV(N)を算出したものである。各スライスによって、断面モデルの中心がX線管回転中心に対して上下に振れている例が示されている。
　図4(b)に、水平方向の被検体断面モデル(205)の中心(206)とX線管回転中心(207)とのずれ量(208)を表す模式図を示す。図4(b)によれば、被検体は水平方向にδLH(208)ずれていることがわかる。なお前記ずれ量は、X線管回転中心を基準とした正負の符号を有するものであることが望ましい。例えば鉛直方向で正のずれ量は、X線管回転中心より上方に被検体断面モデル中心が位置している場合のように定義できる。
　(ステップS6)
　ステップS6では、各種パラメータを取得する。取得するパラメータは、少なくともY0、LH(N)、LV(N)、δLH、δLV(N)を含み、その他、補償フィルタ形状の情報が含まれる。ここで、Y0は、寝台の初期高さ位置である。
　(ステップS7)
　ステップS6で取得した各種パラメータを用いて、ステップT1で算出したスキャン管電流に修正を施す。発明者らは独自の実験から、以下を見出している。
　図5(b)は、図5(a)で示した被検体の大きさが大きい場合(WS)、中間の場合(MS)、小さい場合(NS)のそれぞれについて用いられる補償フィルタ(WS、MS、NS)それぞれについて、断面モデルが所定の場合に、X線管回転中心の位置ずれ(δ)とともに、被検体断面モデル中心部分の相対画像SDがどのように変化するかを表したものである。図5(b)によれば、補償フィルタがWS、MS、NSいずれの場合にも、ずれ量絶対値の増加に伴い画像SDが増加して画質劣化していることが分かる。ただし、補償フィルタ形状が急峻に変化していない大被検体用のものほど、ずれ量の増加にともなう相対画像SDの変化割合は少ないことがわかる。
　また図6(b)は、被検体の大きさが大きい場合(LP)、中間の場合(MP)、小さい場合(SP)で、ずれ量が変化するとともに、相対画像SDがどのように変化するかを示したものである。被検体が大きい場合(LP)、中間の場合(MP)、小さい場合(SP)、いずれの場合でもずれ量が大きくなるとともに相対画像SDは大きくなる。また被検体が大きいほど、相対画像SDの変化割合は小さいことがわかる。
　ここで、ずれ量δは水平方向成分と鉛直方向成分が考えられるが、図5(b)、図6(b)の横軸は、例えば水平方向および鉛直方向の両成分より√(δLH 2＋δLV(N) 2)を計算してδとして表しても良い。
　本ステップでは、どの補償フィルタを用い、どれくらいの大きさの被検体の時に、ずれ量δに対する相対画像SDの変化割合がどのくらいか予めテーブルあるいは関数で実験的に求められ記憶手段123に記憶されており、該テーブルあるいは関数に基づいて、mA＿opt(N)を数2のように補正する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　数2は、ずれ量にともなう相対画像SDの増加を管電流増加により低減させようとするものである。ここで、相対画像SDの増加は、補償フィルタの種類(filter)、被検体の大きさの程度(size)、ずれ量(δ)の関数となっており、その2乗をmA＿opt(N)に乗じることにより、スライス位置毎のmA＿modu(N)が算出されるようになっている。
　ここではスライス位置毎の平均管電流値が離散的に変化する場合として明記されていて、数2をスキャン領域における全スライス位置にあてはめ、最適なスキャン管電流の算出に用いている。
　ただし、ヘリカルスキャンのようにX線を被検体に対して連続的に照射するスキャン方式の場合は、管電流がスライス間で連続的に変化するように管電流変調曲線(数1)を修正すれば良い。
　なお、図5のデータは、予め数点のずれ量の条件で補償フィルタを変えた場合の相対画像SDを取得しておき、関数近似、もしくは補間した相対画像SDを用いて管電流の修正を行う方式が実用上望ましい。また図6のデータについても同様に、予め数点のずれ量の条件で被検体サイズを水と等価な楕円に見立てたファントム数種類で実験し、相対画像SDを取得する。その後、取得したデータを関数近似もしくは補間することで相対画像SDを算出し、算出した相対画像SDを用いて管電流の修正を行う方式が実用上望ましい。スライス位置Nにおける修正後の最適なスキャン管電流は、数1においてmA＿opt(N)をmA＿modu(N)に置換したものとなる。
　(ステップS8)
　ステップS8では、ステップS7で算出した修正後のスキャン管電流を用いて、スキャンを実行する。
　かかる処理により、被検体断面モデルとX線管回転中心が鉛直方向もしくは水平方向にずれていたとしても、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部(被検体中央部)を診断の対象とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本実施例に係るX線CT装置は、X線源の回転中心と断面モデルの所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、X線管電流変調パターンの変更により補償する補償部を備えている。
　ここで、所望の位置は断面モデルの中心位置であり、画質劣化を補償する位置は、被検体断層像の中央部分である。また、本実施例ではX線管電流変調パターンの変更をスライス位置毎に行っており、該画質劣化が、断層像の中央部分の標準偏差の増加で表されている。更に、前記ずれ量と標準偏差の増加で表された画質劣化との関係が、予め実験的に求められて記憶部に記憶されており、X線管電流変調パターンは、該関係について求められた前記ずれ量に基づく標準偏差の増加割合を用いて、修正される。また、前記ずれ量は、鉛直方向成分と水平方向成分を含んでいる。
　従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお、本実施例では後述の実施例で記述しているような被検体移動部を必要としない。本実施例では、最適な寝台位置がX線CT装置の寝台稼動範囲を超えてしまっていたり、寝台をスキャン開始前に移動させることで、スキャン中に被検体がX線CT装置に接触してしまったりといった事故を防ぐことが可能である。
　次に実施例2について、図7の動作フロー図を用いて説明する。実施例2における動作フローは、基本的には実施例1と同様である。ただし、本実施例において利用するX線CT装置の寝台は、図8(a)において、従来のように被検体の体軸方向への水平方向移動(301)と鉛直方向移動(302)のみならず、図8(b)において、被検体の体幅方向の左右方向移動(303)も可能なものである。
　(ステップS1)～(ステップS6)
　ステップS1～ステップS6は、実施例1と同一の処理である。ただし、ステップS6において、新たにパラメータX0を取得する必要がある。X0は、寝台の初期左右位置である。
　(ステップS9)
　ステップS9では、ステップS6で取得したパラメータに基づき、最適な寝台位置を算出する。まず最適な寝台高さは(Y0-εV)で表される。ここでεVは数3で与えられ、スライス位置毎のずれ量の合計をスライス数で除したもの、すなわち全スライスにおけるずれ量の平均値を意味する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　次に被検体の体幅方向(左右方向)への最適な寝台位置への移動量εHは、X線管回転中心と同一の位置として与えられる。すなわちεH＝δLHとする。
　(ステップS10)
　ステップS9で算出した最適な寝台位置を使用して、図9に示すように、寝台位置の修正を行う。より具体的に鉛直方向では、鉛直方向のずれ量(εV)と反対方向に前記被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(401)。402は、修正後の寝台高さでの回転中心である。また左右方向では、左右方向のずれの量(δLH)分、ずれと反対方向に被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(403)。寝台位置の修正は、寝台の鉛直方向・左右方向の移動機構を利用すれば容易に実現可能である。
　(ステップS11)
　本ステップは、実施例1におけるステップS7と同一の処理を行うものである。ただしスライス位置Nにおけるずれ量δは、ステップS10にて寝台位置の修正を施してあるため、被検体断面モデル中心と寝台高さ方向のX線管回転中心とのずれ量のみを考慮すれば良い。スライス位置毎のずれ量δ’LV(N)は、以下の数4で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　このずれ量を図5および図6のように用意されたテーブルあるいは関数に当てはめ、管電流の修正を行う。具体的には、数2と同様に算出する。
　(ステップS12)
　ステップS11で算出されたスキャン管電流に基づき、スキャンを実行する。　
　かかる処理により、被検体断面モデルの回転中心の平均高さとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正する(被検体の位置を移動する)ことで各スライス位置でのずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお本実施形態では、ステップS9にてスキャン管電流の修正を行った。一方、スキャン管電流の修正を行わなくとも、全スライスにおいては平均ずれ量が最小になっているため、シーケンス中の画質低下は最小に抑えられる。従って、寝台位置の修正のみでスキャンを行う方式でも良い。また、実施例1と本実施例を組み合わせても良い。例えば、ずれ量に応じて寝台位置を修正することなくスキャン管電流を補正しようとした場合に、出力可能管電流を超えてしまう場合などは寝台位置を修正した上でスキャン管電流を補正すれば良い。
　次に実施例3について、図10の動作フロー図を用いて説明する。実施例3における動作フローは、1スライス毎に寝台(被検体移動部)を移動させてスキャンするノーマルスキャンに限定した際の動作について説明したものである。基本的には実施例1および実施例2と同様であり、各種パラメータ取得後の動作が異なる。
　(ステップS1)～(ステップS6)
　ステップS1～ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
　(ステップS13)　
　ステップS13では、当該シーケンスにおける第1のスライス位置において、ステップS6で取得したずれ量が0になるよう、寝台位置を修正する。
　(ステップS14)
　ステップS14では、ステップS13で修正した寝台位置にて1スライスのスキャンを実行する。
　(ステップS15)
　ステップS15では、次のスライス位置に寝台を体軸方向に移動させる。この後、ステップS13へ移行し、ステップS14～ステップS15の過程を当該シーケンスにおけるスライス数分だけ経ることになる。
　(ステップS16)
　すべてのスライス位置における撮影を終了する。　
　かかる処理により、被検体断面モデルとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置をスライス位置毎に修正することでずれ量を0にする処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値にてスキャンを行うことで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置は、スライス位置毎に、被検体の断面モデルの中心位置がX線源の回転中心になるように、被検体を移動させる被検体移動部を備え、それが、前記X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を補償する補償部となっている。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。
　次に実施例4について、図11の動作フロー図を用いて説明する。実施例4における動作フローは、基本的には実施例2と同様である。　　
　(ステップS1)～(ステップS2)
　ステップS1～ステップS2は、実施例2と同一の処理である。
　(ステップS17)
　ステップS17は、局所的な領域に限定してスキャンを行う場合のスキャン領域設定を行う。例えば心臓をスキャンする場合には、図12のようにスキャノグラム上にROI(Region of interest)501を設定するスキャン領域設定が考えられる。
　(ステップS4)～(ステップS6)
　ステップS4～ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
　(ステップS18)～(ステップS19)
　ステップS18およびステップS19は、ステップS6で取得した各種パラメータ情報に基づき、最適な寝台位置の算出と移動を行う。具体的には、図13のように行う。
まず、寝台高さ方向の最適寝台位置を、実施例2と同様に算出する。すなわち、(Y0-εV)として与えられる。601は修正後の寝台高さでの回転中心である。
　次に寝台左右方向の最適位置は、X線管回転中心とROIスキャンのスキャン領域中心軸(602)が一致するように設定する。すなわち、左右方向の最適な寝台位置は(＋εH)で与えられる。
　X0：寝台の初期左右方向位置
　Y0：寝台の初期鉛直方向位置
　εH：左右方向のX線管回転中心とROIスキャン領域中心軸とのずれ量
　εV：全スライスでの寝台高さ方向の被検体断面モデル中心のずれ量の平均値。
である。
　最適寝台位置でのX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量絶対値を、図14に示す。上下方向のずれ量δ’LV(N)は、数4と同様に図14(a)で与えられる。一方、左右方向のずれ量絶対値は、図14(b)のようにROIスキャンの回転中心を被検体断面モデルの画質目標とするため、ずれ量は0と考えて良い。
　(ステップS20)
　ステップS18で算出したずれ量を用いて、スキャン管電流の修正を施す。図15(b)に、ROIスキャン時のスキャン管電流変調曲線概略を示す。被検体断面モデル中心とX線管回転中心が一致している場合、スキャン管電流は数1で表せる通りである。一方、ROIスキャンを行うため左右方向にεHだけ寝台を移動させた場合、被検体断面モデルを透過するX線のパス長が図15(a)に示した楕円断面モデルの縦横長とX線管回転位相の模式図のように変化するため、スキャン管電流を数5のように変化させねばならない。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ここで、
　mA’(θ，N)：ROIスキャン時におけるX線管位相角θ、スライス位置N
におけるスキャン管電流
　ｆ(kV，LH(N)，LV’(N))：ROIスキャン時のスキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
　kV：スキャン管電圧
　LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
　LV’(N)：左右方向にεHだけ移動させた時、スライス位置Nにおける
被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
　mA’(θ，N)は、mA＿opt’(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。さらに、寝台高さ方向のX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量にともなう相対画像SDの増加の影響を補正するため、mA＿opt’(N)を修正する。修正後の値をmA＿modu’(N)とすると、数6で表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　数6は、寝台高さ方向のずれ量にともなう相対画像SDの増加を管電流増加により低減させようとするものである。ここで、相対画像SDの増加は、補償フィルタの種類(filter)、被検体の大きさの程度(size)、ずれ量(δ)の関数である。
　(ステップS21)
　算出した修正後のスキャン管電流によりスキャンを実行する。　
　かかる処理により、ROIスキャンの場合において被検体断面モデルとX線管回転中心が上下左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正することでずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置はスキャノグラム画像上にROIを設定するROI設定部と、前記ROIの中心が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えている。
　従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお本実施形態では、ステップS20にてスキャン管電流の修正を行った。一方、数6で示されたスキャン管電流の修正を行わなくとも、当該シーケンスにおいては平均ずれ量が最小になっているため、シーケンス中の画質低下は最小に抑えられる。従って、数5に示したスキャン管電流の修正のみでスキャンを行う方式でも良い。その後、算出したスキャン管電流値にてスキャンを行うことで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。
以上、4つの実施例を基に本発明を説明してきたが、本発明の技術的範囲は、前述した実施の形態に限られるものではない。当業者であれば、各種の変更例または修正例が本願で開示した技術的思想の範疇に想到するかどうかは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
　本発明は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれに応じて、寝台位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定することにより、より高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置に利用することができる。
　S1　スキャノグラム撮影、S2　被検体断面モデル算出、S3　スキャン領域設定、S4　スキャン条件設定、S5　被検体位置解折、S6　各種パラメータ取得、S7　スキャン管電流修正、S8　スキャン実行

Claims (15)

  1. 　被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
    　前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
    　前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
    　前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
    　前記断層像を表示する表示部と、
    　前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
    　前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は／及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備えたことを特徴とするX線CT装置。
  2. 　前記制御部による制御により得られたスキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出する断面モデル算出部とを備え、
    　前記所望の位置は前記断面モデルの中心位置であり、前記画質劣化を補償する位置は、前記被検体の断層像の中央であることを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  3. 　前記断面モデルに基づいてX線管電流変調パターンを算出するX線管電流算出部を備えたことを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。
  4. 　前記X線管電流変調パターンの変更は、スライス位置毎に行うことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  5. 　前記画質劣化は、前記断層像の中央の標準偏差の増加で表されることを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。
  6. 　前記ずれ量と標準偏差の増加で表された画質劣化との関係が、予め実験的に求められて記憶部に記憶されていることを特徴とする請求項5記載のX線CT装置。
  7. 　前記X線管電流変調パターンは、前記関係について求められた前記ずれ量に基づく標準偏差の増加割合を用いて、修正されることを特徴とする請求項6記載のX線CT装置。
  8. 　前記ずれ量は、鉛直方向成分と水平方向成分を含むことを特徴する請求項1記載のX線CT装置。
  9. 　前記X線源の回転中心に前記被検体の所望の位置が合うように前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  10. 　スライス位置毎に、鉛直方向成分もしくは水平方向成分の少なくとも一方を含むずれ量を計算するずれ量算出部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  11. 　スキャノグラム画像上にROIを設定するROI設定部と、前記ROIの中心が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  12. 　スライス位置毎に、前記被検体の断面モデルの中心位置が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
  13. 　X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
    　前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
    　画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
    　断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
    　前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は／及び前記被検体の位置の移動により補償するステップを備えたことを特徴とするX線CT方法。
  14. 　制御部による制御により得られたスキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出するステップを備え、
    　前記所望の位置は前記断面モデルの中心位置であり、前記画質劣化を補償する位置は、前記被検体の断層像の中央であることを特徴とする請求項13記載のX線CT方法。
  15. 　前記断面モデルに基づいてX線管電流変調パターンを算出するステップを備えたことを特徴とする請求項14記載のX線CT方法。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL2009071A (en) * 2011-06-30 2013-01-07 Gen Electric Method and system for reduced dose x-ray imaging.
US9949711B2 (en) 2014-10-31 2018-04-24 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray computed tomography apparatus
US10111626B2 (en) 2014-10-31 2018-10-30 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5985836B2 (ja) * 2011-03-03 2016-09-06 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ イメージング・システムによって放出される放射線量を減少させる方法
JP6125206B2 (ja) * 2011-12-02 2017-05-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線画像診断装置
CN102846329B (zh) * 2012-10-11 2014-10-01 中国科学院高能物理研究所 一种用于x射线照相的成像方法
CN104287768A (zh) * 2014-09-30 2015-01-21 沈阳东软医疗系统有限公司 一种ct扫描剂量控制方法及系统
CN104306012A (zh) * 2014-10-27 2015-01-28 沈阳东软医疗系统有限公司 一种体表定位方法及系统
CN105054959B (zh) 2015-08-12 2018-06-15 沈阳东软医疗系统有限公司 空气校正方法、装置及设备
US10085698B2 (en) * 2016-01-26 2018-10-02 Genereal Electric Company Methods and systems for automated tube current modulation
CN108013893A (zh) * 2016-11-03 2018-05-11 上海西门子医疗器械有限公司 具有固定高度床板的计算机断层扫描设备
US10973489B2 (en) * 2017-09-29 2021-04-13 General Electric Company CT imaging system and method using a task-based image quality metric to achieve a desired image quality
CN113729749A (zh) * 2021-09-24 2021-12-03 北京万东医疗科技股份有限公司 一种锥形束计算机断层成像系统
CN114081524B (zh) * 2021-11-24 2025-05-27 有方（合肥）医疗科技有限公司 基于x射线锥形束的x射线成像系统
JP2025017867A (ja) * 2023-07-26 2025-02-06 富士フイルム株式会社 Ｘ線ｃｔ装置

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000051194A (ja) * 1998-08-10 2000-02-22 Toshiba Corp 放射線ｃｔ装置
JP2006075339A (ja) * 2004-09-09 2006-03-23 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線撮影装置およびその放射線スキャン装置
JP2007185358A (ja) * 2006-01-13 2007-07-26 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP2007190415A (ja) * 2007-04-20 2007-08-02 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 管電流調節方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置
JP2008018044A (ja) * 2006-07-13 2008-01-31 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7313217B2 (en) * 2003-10-27 2007-12-25 General Electric Company System and method of collecting imaging subject positioning information for x-ray flux control

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000051194A (ja) * 1998-08-10 2000-02-22 Toshiba Corp 放射線ｃｔ装置
JP2006075339A (ja) * 2004-09-09 2006-03-23 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線撮影装置およびその放射線スキャン装置
JP2007185358A (ja) * 2006-01-13 2007-07-26 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP2008018044A (ja) * 2006-07-13 2008-01-31 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2007190415A (ja) * 2007-04-20 2007-08-02 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 管電流調節方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL2009071A (en) * 2011-06-30 2013-01-07 Gen Electric Method and system for reduced dose x-ray imaging.
US9326738B2 (en) 2011-06-30 2016-05-03 General Electric Company Method and system for reduced dose X-ray imaging
US9949711B2 (en) 2014-10-31 2018-04-24 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray computed tomography apparatus
US10111626B2 (en) 2014-10-31 2018-10-30 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus

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