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JP2007282740A - X-ray ct apparatus - Google Patents

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JP2007282740A
JP2007282740A JP2006111571A JP2006111571A JP2007282740A JP 2007282740 A JP2007282740 A JP 2007282740A JP 2006111571 A JP2006111571 A JP 2006111571A JP 2006111571 A JP2006111571 A JP 2006111571A JP 2007282740 A JP2007282740 A JP 2007282740A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
subject
angle
dose
body axis
Prior art date
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Pending
Application number
JP2006111571A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Takayuki Masaki
貴之 正木
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
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT apparatus which can reduce the X-ray exposure amount, and can acquire an image of a high picture quality by optimally controlling the X-ray irradiation amount based on X-ray permeation data which are measured at an actual scanning angle and/or an actual position. <P>SOLUTION: A control signal controls the beam deflection amount of the X ray in such a manner that the X ray generated from an X-ray tube 6a is made to radiate to a section of a subject at an ahead angle and/or an ahead body axis position more than the present scanning angle and/or the present body axis position of the subject. The control signal is formed by an X-ray beam deflection controlling means 10. The beam of the X ray is deflected by an X-ray beam deflecting means 6b by the formed control signal. The deflected X-ray beam is made to radiate to the ahead angle and/or the ahead body axis position more than the present scanning angle and/or the present body axis position of the subject, and the X-ray intensity which has permeated the angle and/or the body axis position is detected by the predecessor angle and/or by a position X-ray detecting means 7b. The X-ray dosage which is made to radiate to the subject at the predecessor angle and/or the body axis position is determined by an X-ray dosage determining means 9 based on the detected value. The X-ray dosage which has been determined by the X-ray dosage determining means is controlled by an X-ray controlling means (X-ray high-voltage device) 8. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明はX線CT装置に関し、特に被検体に照射するX線量を適正化して前記被検体への被曝X線量を低減する技術に関する。   The present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to a technique for optimizing an X-ray dose applied to a subject and reducing the X-ray dose to the subject.

X線CT装置は、X線管から扇状のX線ビームを被検体に照射し、該被検体を透過したX線を前記X線管と対向する位置に配置したX線検出器で検出し、この検出したデータを画像処理して前記被検体の断層像を得るものである。
前記X線検出器は、円弧状に配列された数百にも及ぶ検出素子群で構成され、被検体を挟んでX線管に対向して配置されており、検出器素子の数に対応した数の放射状に分布するX線通路を形成し、X線管と検出器が一体となって被検体の周りを少なくとも180度以上回転させて一定の角度ごとに被検体の透過X線を検出する。
The X-ray CT apparatus irradiates a subject with a fan-shaped X-ray beam from an X-ray tube, detects X-rays transmitted through the subject with an X-ray detector disposed at a position facing the X-ray tube, The detected data is image-processed to obtain a tomographic image of the subject.
The X-ray detector is composed of hundreds of detection element groups arranged in an arc shape, and is arranged to face the X-ray tube across the subject, corresponding to the number of detector elements. A number of radially distributed X-ray passages are formed, and the X-ray tube and the detector are integrated to rotate around the subject by at least 180 degrees to detect transmitted X-rays of the subject at certain angles. .

このX線CT装置において、近年、前記X線管とX線検出器を被検体の周りに連続して回転させると共に、被検体を載置した寝台を移動させて計測する螺旋CTが開発され、さらにスライス方向に複数列のX線検出素子アレイを配列し、一回のX線曝射によって2次元のX線データを収集し、複数のCT画像が得られるマルチスライス型X線CT装置が開発され、“短時間で広い範囲のスキャンが可能”、“体軸方向に連続したデータが得られ、これによって三次元画像の生成する”などの特徴を有し、広く診断に供されている。   In this X-ray CT apparatus, in recent years, a spiral CT has been developed that continuously rotates the X-ray tube and the X-ray detector around the subject, and moves and measures the bed on which the subject is placed, Furthermore, a multi-slice X-ray CT system has been developed that can array multiple rows of X-ray detector elements in the slice direction, collect 2D X-ray data by a single X-ray exposure, and obtain multiple CT images. It has features such as “a wide range of scanning is possible in a short time” and “continuous data is obtained in the body axis direction, thereby generating a three-dimensional image”, and is widely used for diagnosis.

上記のように、X線CT装置においては、高機能、高性能化が進んで診断能は各段に向上したが、一方、被検体への被曝X線量の低減にも配慮する必要がある。これは、X線を照射する角度によって被検体の検査部位の厚み、すなわちX線吸収率が異なるために、前記検査部位や検査角度に応じて必要とされるX線照射量も異なるので、該X線照射量を適正に制御することによって上記被曝X線量の低減が可能になる。
例えば、胸部撮影の場合、肺の内部に多くの空気が含まれているため、X線吸収量が小さくなり、X線照射角度によって適正なX線照射量が異なるので、X線照射角度に応じて照射するX線量を適正に制御することが望ましい。
As described above, in the X-ray CT apparatus, high performance and high performance have progressed and the diagnostic ability has been improved to various levels. On the other hand, it is necessary to consider the reduction of the X-ray dose to the subject. This is because the thickness of the examination site of the subject, that is, the X-ray absorption rate differs depending on the angle at which the X-ray is irradiated, so the X-ray irradiation amount required varies depending on the examination site and the examination angle. The exposure X-ray dose can be reduced by appropriately controlling the X-ray irradiation amount.
For example, in the case of chest imaging, the amount of X-ray absorption is small because the lung contains a lot of air, and the appropriate X-ray irradiation amount varies depending on the X-ray irradiation angle. It is desirable to properly control the X-ray dose.

そこで、被検体に過剰なX線を照射しないようにするために、被検体の体厚に応じてスキャン中にX線管の陽極と陰極間に流れる電流(以下、管電流と記す)を制御する自動露出制御機能(CT Auto Exposure Control;CT-AEC機能)による被曝低減技術が特許文献1〜4に開示されている。   Therefore, in order not to irradiate the subject with excessive X-rays, the current flowing between the anode and cathode of the X-ray tube during scanning (hereinafter referred to as tube current) is controlled according to the body thickness of the subject. Patent Documents 1 to 4 disclose exposure reduction techniques using an automatic exposure control function (CT Auto Exposure Control; CT-AEC function).

(1)[特許文献1]
断層像の計測を行う前に、計測範囲を決めるための位置決め用の透過像(スキャノグラム画像)を測定するが、この測定したキャノグラム画像の各位置のX線透過データに応じて断層像撮影時の各位置での管電流を設定し、この設定した管電流になるように該管電流を制御してX線照射量を制御する。
(1) [Patent Document 1]
Before measuring the tomographic image, a transmission image (scanogram image) for positioning to determine the measurement range is measured. According to the X-ray transmission data at each position of the measured canogram image, The tube current at each position is set, and the tube current is controlled so as to be the set tube current, thereby controlling the X-ray irradiation amount.

(2)[特許文献2]
スキャン軌道の手前の透過データを用いて断層像撮影時の各位置での管電流を設定して制御するもので、断層像の計測中、現在位置より手前の角度や、1周期前での透過データをもとに、各位置のX線照射量を制御する制御信号(管電流制御信号)を外挿により求めて制御する。
(2) [Patent Document 2]
The tube current at each position at the time of tomographic imaging is set and controlled using the transmission data before the scan trajectory. During tomographic measurement, the angle before the current position and the transmission before one cycle. Based on the data, a control signal (tube current control signal) for controlling the X-ray dose at each position is obtained by extrapolation and controlled.

(3)[特許文献3]
断層像の計測中、計測の進む方向の最前列に位置する検出器列からの透過データをもとにして後続の1回転における管電流を算定し、前記後続の検出器列に対するX線照射量を制御する。
(3) [Patent Document 3]
During tomographic measurement, the tube current in one subsequent rotation is calculated based on the transmission data from the detector row located in the front row in the direction in which the measurement proceeds, and the X-ray irradiation dose for the subsequent detector row To control.

(4)[特許文献4]
複数のX線源を用い、断層像の計測中、計測の進む方向の最前に位置するX線源からの透過データをもとに、後続のX線源からのX線照射量を制御する。
特開平9-108209号公報 特開平10-309271号公報 特開2002-306468号公報 特開2005-73765号公報
(4) [Patent Document 4]
Using a plurality of X-ray sources, the X-ray irradiation amount from the subsequent X-ray source is controlled based on the transmission data from the X-ray source located in the forefront of the measurement direction during tomographic image measurement.
JP-A-9-108209 Japanese Patent Laid-Open No. 10-309271 JP 2002-306468 A JP 2005-73765 A

しかしながら、上記特許文献による技術には以下の課題がある。
すなわち、特許文献1によるスキャノグラム画像を用いる技術においては、一方向のみからのスキャノグラム画像からでは被検体の体軸方向に対するX線照射量制御はできても、被検体の断面形状に応じたX線照射量制御はできない。
また、二方向からのスキャノグラム画像を用いる場合は、検査時間が長くなり、被曝X線量も多くなる。
さらに、位置決めのためのスキャノグラム撮影では造影剤が用いられないため、実際の造影剤を用いた断層像撮影時とはX線減衰量が異なるものとなり、被曝X線量低減のための最適な制御ができない。
However, the technique according to the above patent document has the following problems.
In other words, in the technique using the scanogram image according to Patent Document 1, the X-ray dose corresponding to the body axis direction of the subject can be controlled from the scanogram image from only one direction, but the X-ray corresponding to the cross-sectional shape of the subject The dose control is not possible.
In addition, when a scanogram image from two directions is used, the examination time becomes longer and the exposure X-ray dose increases.
Furthermore, since no contrast agent is used in scanogram imaging for positioning, the amount of X-ray attenuation differs from that in tomographic imaging using an actual contrast agent, and optimal control for reducing the exposure X-ray dose is possible. Can not.

特許文献2によるスキャン軌道の手前の透過データを用いて外挿により断層像撮影時の各位置での管電流を求めて制御する技術においては、現在位置よりも前の位置や角度のX線透過データに基づく制御信号によりX線照射量を制御するので、例えば、腹部と胸部の間などで急激に被検体のX線吸収の度合いが変化するような場合にはX線照射量の制御が対応できない。   In the technique for obtaining and controlling the tube current at each position during tomographic imaging by extrapolation using transmission data before the scan trajectory according to Patent Document 2, X-ray transmission at a position and angle before the current position Since the X-ray dose is controlled by the control signal based on the data, for example, when the degree of X-ray absorption of the subject suddenly changes between the abdomen and the chest, etc. Can not.

特許文献3あるいは特許文献4の場合は、X線検出器列やX線管の最前位置のX線透過データを用いるので、前記最前の位置におけるX線照射量の最適化はできないものとなる。   In the case of Patent Document 3 or Patent Document 4, since the X-ray transmission data at the forefront position of the X-ray detector array or the X-ray tube is used, the X-ray irradiation amount at the foremost position cannot be optimized.

本発明の目的は、上記課題に鑑みて成されたもので、実際の位置で測定したX線透過データに基づいてX線照射量を最適に制御することによってX線被曝量低減と高画質の画像を取得することが可能なX線CT装置を提供することにある。   The object of the present invention has been made in view of the above problems, and by controlling the X-ray irradiation amount optimally based on the X-ray transmission data measured at the actual position, the X-ray exposure amount can be reduced and the image quality can be improved. An object is to provide an X-ray CT apparatus capable of acquiring an image.

上記目的は、現在よりも先のスキャン角度及び/又は被検体の体軸位置における被検体を透過したデータを検出し、この検出したデータを基にしてX線照射量を制御することによって達成するもので、具体的には以下の手段によって達成される。   The above object is achieved by detecting data transmitted through the subject at a scan angle and / or body axis position of the subject prior to the present, and controlling the X-ray irradiation dose based on the detected data. Specifically, this is achieved by the following means.

(1)被検体に照射するX線を発生するX線管と、前記被検体を挟み前記X線管と対向配置して被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線管とX線検出器とを搭載して前記被検体の周りを回転するスキャナ回転体と、前記X線検出器で検出した前記スキャナ回転体の所定角度及び前記被検体の体軸方向の位置毎の被検体を透過した透過X線量に基づいて前記被検体の断層像を再構成するX線CT装置において、さらに前記X線管で発生したX線ビームを偏向するX線ビーム偏向手段と、前記X線ビームの偏向量を制御するX線ビーム偏向制御手段と、前記X線ビーム偏向手段で偏向されたX線を前記被検体に照射して現在の角度及び/又は体軸位置よりも先の角度及び/又は体軸位置における被検体を透過したX線を検出する先行角度及び/又は位置X線検出手段と、前記X線ビームを偏向するタイミング及びこの偏向したX線ビームを元に戻すタイミングを生成するタイミング生成手段と、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段で検出した検出値に基づいて該先行角度及び/又は体軸位置で前記被検体に照射するX線量を決定するX線照射量決定手段と、このX線照射量決定手段で決定したX線量に制御するX線制御手段とを備えて成る。   (1) an X-ray tube that generates X-rays that irradiate the subject, an X-ray detector that sandwiches the subject and faces the X-ray tube and detects X-rays transmitted through the subject, and the X-ray detector A scanner rotator mounted with a ray tube and an X-ray detector and rotating around the subject; a predetermined angle of the scanner rotator detected by the X-ray detector; and a position of the subject in the body axis direction In the X-ray CT apparatus for reconstructing a tomographic image of the subject based on the transmitted X-ray dose transmitted through each subject, X-ray beam deflecting means for deflecting the X-ray beam generated in the X-ray tube, and X-ray beam deflection control means for controlling the deflection amount of the X-ray beam, and the subject is irradiated with the X-rays deflected by the X-ray beam deflection means to advance the current angle and / or body axis position. Preceding angle and / or position X-ray detection means for detecting X-rays transmitted through the subject at the angle and / or body axis position Timing generating means for generating timing for deflecting the X-ray beam and timing for returning the deflected X-ray beam, and the preceding angle based on the detected value detected by the preceding angle and / or position X-ray detecting means And / or X-ray dose determining means for determining the X-ray dose to be irradiated to the subject at the body axis position, and X-ray control means for controlling the X-ray dose determined by the X-ray dose determiner. .

(2)前記X線ビーム偏向制御手段は、前記X線管のX線焦点位置を検出するX線焦点位置検出手段と、前記X線ビームの偏向量の目標値を設定するX線ビーム偏向目標値設定手段と、前記X線焦点位置検出手段で検出したX線焦点位置を前記X線ビーム偏向目標値設定手段で設定した目標値になるように制御するX線ビーム偏向量制御信号生成手段とを備えて成る。   (2) The X-ray beam deflection control means includes an X-ray focal position detection means for detecting an X-ray focal position of the X-ray tube, and an X-ray beam deflection target for setting a target value of the deflection amount of the X-ray beam. Value setting means, and an X-ray beam deflection amount control signal generating means for controlling the X-ray focal position detected by the X-ray focal position detection means so as to become a target value set by the X-ray beam deflection target value setting means; Comprising.

(3)前記タイミング生成手段は、前記被検体を透過したX線量を収集する現在のスキャナ回転部の角度と次の角度との間又は再構成計測データ収集中の画質に影響しない極短時間の間である。   (3) The timing generation means is an extremely short time that does not affect the image quality between the angle of the current scanner rotation unit that collects the X-ray dose that has passed through the subject and the next angle, or during reconstruction measurement data collection. Between.

(4)前記X線照射量決定手段は、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段で検出した前記被検体のX線減衰量の比率から前記先行の角度及び/又は先行の位置におけるX線照射量の目標値を求める手段を備えて成る。   (4) The X-ray irradiation amount determining means is configured to determine the X-ray at the preceding angle and / or preceding position from the ratio of the X-ray attenuation amount of the subject detected by the preceding angle and / or position X-ray detecting means. Means for obtaining a target value of irradiation dose are provided.

このように、X線管から発生されたX線が現在のスキャン角度及び/又は被検体の体軸位置よりも先の角度及び/又は体軸位置の被検体部分に放射されるように前記X線のビーム偏向量を制御する制御信号をX線ビーム偏向制御手段で生成し、この生成した制御信号によりX線ビーム偏向手段で前記X線のビームを偏向する。そして、タイミング生成手段により前記被検体を透過したX線量を収集する現在のスキャナ回転部の角度と次の角度との間又は再構成計測データ収集中の画質に影響しない極短時間の間に前記X線ビームを偏向し、被検体を透過した現在のスキャン角度及び/又は体軸位置よりも先の角度及び/又は体軸位置の透過X線強度を先行角度及び/又は位置X線検出手段で検出し、この検出値に基づいて前記先行角度及び/又は体軸位置における被検体に照射するX線量をX線照射量決定手段で決定し、このX線照射量決定手段で決定したX線量をX線制御手段で制御して被検体に照射する。
これによって、実際のスキャン角度及び/又は体軸位置における被検体を透過したX線検出値に基づくX線照射量で断層像の再構成に必要なデータを計測するので、前記X線照射量は検査部位や検査角度に応じた適正なものとなり、被曝X線量の低減が可能となる。
As described above, the X-ray generated from the X-ray tube is radiated to the subject portion at the current scan angle and / or the body axis position of the subject earlier than the body axis position. A control signal for controlling the beam deflection amount of the line is generated by the X-ray beam deflection control means, and the X-ray beam is deflected by the X-ray beam deflection means by the generated control signal. And, between the angle of the current scanner rotation unit that collects the X-ray dose transmitted through the subject by the timing generation means and the next angle or in an extremely short time without affecting the image quality during the reconstruction measurement data collection The X-ray beam is deflected and the transmitted X-ray intensity at the angle and / or body axis position ahead of the current scan angle and / or body axis position transmitted through the subject is detected by the preceding angle and / or position X-ray detection means. Based on the detected value, the X-ray dose to be irradiated to the subject at the preceding angle and / or body axis position is determined by the X-ray dose determining means, and the X dose determined by the X-ray dose determining means is determined. The subject is irradiated with X-ray control means.
As a result, data necessary for reconstruction of a tomographic image is measured with an X-ray irradiation amount based on an X-ray detection value transmitted through the subject at an actual scan angle and / or body axis position. It becomes appropriate according to the examination site and examination angle, and the exposure X-ray dose can be reduced.

(5)前記先行角度及び/又は位置X線検出手段は、そのX線検出素子の物理的サイズを前記断層像の再構成に必要な計測データを検出するX線検出器のX線検出素子よりも大きく構成して成る。   (5) The preceding angle and / or position X-ray detection means has a physical size of the X-ray detection element from an X-ray detection element of an X-ray detector that detects measurement data necessary for reconstruction of the tomographic image. The structure is also large.

このように先行角度及び/又は位置X線検出手段を構成することにより、この検出手段のX線検出素子の加工が容易となり、必要とされるX線検出素子の物理的な強度も小さくて良いので、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段を安価なものとすることができる。   By configuring the preceding angle and / or position X-ray detection means in this way, the processing of the X-ray detection element of this detection means becomes easy, and the required physical strength of the X-ray detection element may be small. Therefore, the preceding angle and / or position X-ray detection means can be made inexpensive.

(6)前記断層像の再構成に必要な計測データを検出するX線検出器のX線検出素子のうちのX線が入射されないX線検出素子を前記先行角度及び/又は位置X線検出手段とする。
これにより、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段が不要となるので、安価なX線検出器とすることができる。
(6) Among the X-ray detection elements of the X-ray detector that detects measurement data necessary for reconstruction of the tomographic image, the X-ray detection element on which the X-rays are not incident is the preceding angle and / or position X-ray detection means And
As a result, the preceding angle and / or position X-ray detection means is not required, and an inexpensive X-ray detector can be obtained.

本発明によれば、実際のスキャン角度及び/又は体軸位置における被検体を透過したX線検出値に基づくX線照射量で断層像の再構成に必要なデータを計測するので、前記X線照射量は検査部位や検査角度に応じた適正なものとなり、被曝X線量の低減と高画質の画像が得られるX線CT装置を提供することができる。   According to the present invention, data necessary for reconstruction of a tomographic image is measured with an X-ray irradiation amount based on an X-ray detection value transmitted through a subject at an actual scan angle and / or body axis position. The irradiation amount becomes appropriate according to the examination site and examination angle, and an X-ray CT apparatus capable of reducing the exposure X-ray dose and obtaining a high-quality image can be provided.

以下、添付図面に従って本発明のX線CT装置の好ましい実施の形態について詳細に説明する。
《第1の実施形態》
Hereinafter, preferred embodiments of the X-ray CT apparatus of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
First Embodiment

図1は、本発明の第1の実施形態による螺旋スキャンが可能なX線CT装置の全体構成を示すブロック図である。
このX線CT装置は、被検体にX線を照射して前記被検体の透過X線データを収集し、この収集したX線データを再構成演算して断層像を得るもので、被検体にX線を照射して前記被検体を透過したX線データを収集するスキャナガントリィ1と、被検体を載置する移動可能な寝台2と、各種動作設定を行うと共に収集したX線データに基づいてX線断層像を再構成し表示する操作コンソール3とにより構成される。
FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an X-ray CT apparatus capable of spiral scanning according to the first embodiment of the present invention.
This X-ray CT apparatus irradiates a subject with X-rays, collects transmission X-ray data of the subject, and reconstructs the collected X-ray data to obtain a tomographic image. Based on the X-ray data collected by the scanner gantry 1 that irradiates X-rays and collects X-ray data transmitted through the subject, the movable bed 2 on which the subject is placed, and various operation settings And an operation console 3 for reconstructing and displaying an X-ray tomogram.

前記スキャナガントリィ1は、スキャナ固定部(図示省略)とスキャナ回転部4とで構成され、その中心部に被検体が挿入される開口部5が設けられ、前記スキャナガントリィ1の前面には寝台3が配置される。   The scanner gantry 1 is composed of a scanner fixing part (not shown) and a scanner rotating part 4, and an opening 5 is provided at the center of the scanner gantry 1, and the scanner gantry 1 has a front face on the front side of the scanner gantry 1. A bed 3 is arranged.

前記スキャナ回転部4には、被検体に照射するX線を発生するX線源6と、前記被検体を透過したX線透過データを収集するX線検出器7と、前記X線源6にX線を発生させるための電力を供給するX線高電圧発生装置8と、前記被検体に照射するX線の照射量を決定するX線照射量決定部9と、前記X線源6から放射されるX線のビーム方向を偏向制御するX線ビーム偏向制御手段10とが搭載され、スキャナ制御装置11で前記操作コンソール3からの操作指令に対応したスキャナ制御信号を生成して、この制御信号に基づいてスキャナ回転部4を回転させる回転駆動部12により前記スキャナ回転部4を所定の回転数で回転させ、図示省略のスリップリングとブラシから成る電力供給機構を介して図示省略の商用交流電源から前記X線高電圧装置8に電力を供給する。
そして、固定したスキャナガントリィ本体が連続回転スキャンを行うと同時に前記寝台2を被検体の体軸方向に移動させることによって、X線源6を被検体に対し相対的に螺旋運動をさせてスキャンする。
なお、この図1ではX線の照射範囲を制限するスリットを有するコリメータと、寝台2を制御する寝台制御部の図示は省略している。
The scanner rotation unit 4 includes an X-ray source 6 that generates X-rays to be irradiated on the subject, an X-ray detector 7 that collects X-ray transmission data transmitted through the subject, and the X-ray source 6 X-ray high-voltage generator 8 that supplies power for generating X-rays, X-ray dose determining unit 9 that determines the dose of X-rays irradiated to the subject, and radiation from the X-ray source 6 And an X-ray beam deflection control means 10 for controlling the deflection of the X-ray beam direction. The scanner control device 11 generates a scanner control signal corresponding to the operation command from the operation console 3, and this control signal The rotation unit 12 rotates the scanner rotation unit 4 based on the rotation of the scanner rotation unit 4 at a predetermined rotation speed, and a commercial AC power supply (not shown) is connected via a power supply mechanism including a slip ring and a brush (not shown). To supply power to the X-ray high voltage apparatus 8.
Then, the fixed scanner gantry body performs a continuous rotation scan and simultaneously moves the bed 2 in the body axis direction of the subject, thereby causing the X-ray source 6 to perform a spiral motion relative to the subject. To do.
In FIG. 1, illustration of a collimator having a slit for limiting the X-ray irradiation range and a bed control unit for controlling the bed 2 is omitted.

前記操作コンソール3は、図示省略のキーボードやマウス等の入力装置と、患者情報、撮影条件等の各種情報と撮影された断層画像等を表示する表示装置が配備され、この操作コンソール3の内部には、画像処理装置(図示省略)やシステム全体を制御する制御装置(図示省略)が収納されている。   The operation console 3 is provided with an input device such as a keyboard and a mouse (not shown), and a display device for displaying various information such as patient information and imaging conditions, a tomographic image taken, and the like. Accommodates an image processing device (not shown) and a control device (not shown) for controlling the entire system.

前記X線源6は、後述のX線を発生するX線管と、このX線管で発生したX線のビーム方向を偏向するX線偏向手段とを備えて成り、前記X線偏向手段は特開2000-48748号公報に開示されているように、X線管の電子線を陽極上の焦点の位置が時間の関数として変化する目標位置に対応するようにX線ビーム方向を偏向制御するものである。   The X-ray source 6 includes an X-ray tube that generates X-rays, which will be described later, and an X-ray deflecting unit that deflects the beam direction of the X-rays generated by the X-ray tube. As disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2000-48748, the X-ray beam direction is controlled to be deflected so that the electron beam of the X-ray tube corresponds to a target position where the position of the focal point on the anode changes as a function of time. Is.

図2に、前記X線偏向手段によってX線管から発生されるX線のビームが偏向される様子を示す。
図2において、X線源6はX線管6aとX線偏向手段6bとから成り、このX線源6から放射されたX線はコリメータ13でコリメートされて図示省略の被検体に照射され、該被検体を透過したX線はX線検出器7に入射する。
FIG. 2 shows how the X-ray beam generated from the X-ray tube is deflected by the X-ray deflecting means.
In FIG. 2, the X-ray source 6 comprises an X-ray tube 6a and an X-ray deflecting means 6b, and the X-ray emitted from the X-ray source 6 is collimated by a collimator 13 and irradiated to a subject not shown in the figure. X-rays that have passed through the subject enter the X-ray detector 7.

図2(a)は、X線管6aから放射されたX線のビーム方向をX線偏向手段6bで偏向しない通常のX線ビームの場合で、このX線はコリメータ13により設定されたスライス厚の幅に制限されて被検体を透過した後、X線検出器7における断層像の再構成に必要な計測データを検出する部分7aに入射する。   FIG. 2 (a) shows a normal X-ray beam in which the X-ray beam direction radiated from the X-ray tube 6a is not deflected by the X-ray deflecting means 6b. This X-ray has a slice thickness set by the collimator 13. After passing through the subject with a limited width, the X-ray detector 7 enters the portion 7a for detecting measurement data necessary for reconstruction of the tomographic image.

図2(b)は、現在位置よりも先方のX線照射量を決定するためのX線透過データを検出する場合のX線ビームの様子で、このX線はコリメータ13により設定されたスライス厚の幅に制限されて被検体を透過した後、X線偏向手段6b(特許請求の範囲のX線ビーム偏向手段)によってX線ビームの照射方向は現在位置より先の方向に偏向され、前記現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データを検出する部分7b(特許請求の範囲の先行角度及び/又は位置X線検出手段)にも入射する。   Fig. 2 (b) shows the X-ray beam when detecting X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation dose ahead of the current position. This X-ray is the slice thickness set by the collimator 13. The X-ray beam irradiation direction is deflected in the direction ahead of the current position by the X-ray deflecting means 6b (the X-ray beam deflecting means in the claims) It also enters the portion 7b (preceding angle and / or position X-ray detection means in claims) for detecting X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation amount at a position ahead of the position.

前記X線管6aは、陰極から発生した電子ビームを陽極のターゲットへ衝突させることによりX線を発生させ、前記X線偏向手段6bの内部のコイル(図示省略)で前記電子ビームの軌道を任意の方向に偏向させて、陽極に電子ビームが衝突する位置を変化させてX線ビームの方向を偏向する。   The X-ray tube 6a generates X-rays by colliding an electron beam generated from a cathode against an anode target, and the trajectory of the electron beam is arbitrarily set by a coil (not shown) inside the X-ray deflecting means 6b. The direction of the X-ray beam is deflected by changing the position where the electron beam collides with the anode.

このX線偏向手段6bは、上記特開2000-48748号公報に開示されているように、前記スキャナ制御装置11から入力される目標値(例えばパルス幅、アナログ値)に応じた量とタイミングでX線偏向手段6bの内部のコイル(図示省略)に電圧を加え、電子ビームの軌道を前記X線ビーム偏向制御手段10(特許請求の範囲のX線ビーム偏向制御手段)で制御することにより、任意の方向に任意のタイミングでX線ビームの偏向が可能となる。
従って、前記スキャナ制御装置11から通知されるスキャン速度、寝台送り量等のパラメータから求まるスキャン軌道に応じた目標値に追従してX線偏向手段6bによりX線ビーム方向の偏向制御が可能となる。
This X-ray deflecting means 6b has an amount and timing according to a target value (for example, pulse width, analog value) input from the scanner control device 11, as disclosed in the above Japanese Patent Laid-Open No. 2000-48748. By applying a voltage to a coil (not shown) inside the X-ray deflecting means 6b and controlling the trajectory of the electron beam with the X-ray beam deflection control means 10 (X-ray beam deflection control means in the claims), The X-ray beam can be deflected in any direction at any timing.
Accordingly, the deflection control in the X-ray beam direction can be performed by the X-ray deflecting means 6b following the target value corresponding to the scan trajectory obtained from the parameters such as the scan speed and the bed feed amount notified from the scanner control device 11. .

また、図2に示したように、X線管6aの陽極の内側を突起させた形状としたことにより、図2(b)のようにX線ビームがコリメータ13を越える位置まで達しやすいものとなる。
この陽極の内側の突起部分を球状の曲面として角度をつけることにより、X線の照射が可能な範囲をより広くすることができ、これによりさらに先の位置のX線透過データの検出が可能となる。
Also, as shown in FIG. 2, by making the inside of the anode of the X-ray tube 6a protrude, the X-ray beam can easily reach a position exceeding the collimator 13 as shown in FIG. Become.
By making the protrusion on the inside of the anode an angle as a spherical curved surface, the range of X-ray irradiation can be made wider, so that X-ray transmission data at further positions can be detected. Become.

図3は、前記X線検出器7の検出器列をX線照射方向から見た図で、X線検出器7における断層像の再構成に必要な計測データを検出する部分7aは、例えばチャンネル方向に1000個の検出素子を配列し、スライス方向(Z軸方向)に64個の検出素子を配列して構成されている。
そして、スキャンの進行方向に現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データを検出する部分7bとして、例えばスキャナ回転方向に200チャンネル分を、スライス方向(Z軸方向)に64個の検出素子を追加して配列する。すなわち、X線検出器7の検出素子はチャンネル方向に1.2倍、Z軸方向に2倍になる。
FIG. 3 is a view of the detector row of the X-ray detector 7 as viewed from the X-ray irradiation direction. The portion 7a for detecting measurement data necessary for reconstruction of the tomographic image in the X-ray detector 7 is, for example, a channel 1000 detection elements are arranged in the direction, and 64 detection elements are arranged in the slice direction (Z-axis direction).
Then, as a part 7b for detecting the X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation amount at the position ahead of the current position in the scanning direction, for example, 200 channels in the scanner rotation direction, the slice direction (Z-axis direction) ) 64 additional detector elements are arranged. That is, the detection element of the X-ray detector 7 is 1.2 times in the channel direction and 2 times in the Z-axis direction.

このように、列方向(Z軸方向)に追加した検出素子により先行データを検出すると共にチャンネル方向にも検出素子を追加することによって、通常のチャンネル幅よりも大きい被検体の場合にも先行データの収集に対応できる。
上記列方向に追加する検出素子数は、X線CT装置の仕様であるスキャナ回転部4の1回転毎の寝台2の送り量(螺旋ピッチ)の範囲の全てに対応できるように決定し、チャンネル方向については被検体の横幅(体軸方向に直角な幅)の最大値によって決定すれば良い。
In this way, by detecting the preceding data with the detection element added in the column direction (Z-axis direction) and adding the detection element in the channel direction as well, the preceding data can be obtained even in the case of a subject larger than the normal channel width. Can be collected.
The number of detection elements to be added in the row direction is determined so that it can correspond to the entire range of the feed amount (spiral pitch) of the bed 2 per rotation of the scanner rotation unit 4 which is the specification of the X-ray CT apparatus, and the channel The direction may be determined by the maximum value of the lateral width (width perpendicular to the body axis direction) of the subject.

以上の構成からなる第1の実施形態において、操作者が操作コンソール3の入力装置(図示省略)からスキャン速度、X線条件、計測範囲等の計測条件を入力すると、それらの計測条件はシステム全体を制御する制御装置(図示省略)からスリップリングとブラシによる信号伝達手段(図示省略)を介してスキャナ制御装置11に伝送され、該スキャナ制御装置11からスキャナ回転駆動部12に前記設定したスキャン速度でスキャナ回転部4を回転させる指令を出力すると共にX線源6のX線管6aからX線を照射する指令が出力される。   In the first embodiment configured as described above, when an operator inputs measurement conditions such as a scan speed, an X-ray condition, and a measurement range from an input device (not shown) of the operation console 3, the measurement conditions are set for the entire system. Is transmitted from a control device (not shown) to a scanner control device 11 via a signal transmission means (not shown) using a slip ring and a brush, and the set scan speed from the scanner control device 11 to the scanner rotation driving unit 12 A command for rotating the scanner rotating unit 4 is output and a command for irradiating X-rays from the X-ray tube 6a of the X-ray source 6 is output.

前記スキャナ制御装置11は、前記スキャナ回転部4を設定したスキャン速度で連続回転させると共に設定した計測範囲となるように前記寝台2を被検体の体軸方向に前記X線源6に対して相対移動させる。
そして、設定したX線条件になるようにX線高電圧装置8でX線管6aの陽極と陰極間に印加する直流高電圧(管電圧)と前記陽極と陰極間に流れる電流(管電流)を制御して前記X線管6aから所要のX線を被検体に照射して螺旋スキャンを行う。
The scanner control device 11 continuously rotates the scanner rotating unit 4 at a set scanning speed and moves the bed 2 relative to the X-ray source 6 in the body axis direction of the subject so as to be in a set measurement range. Move.
Then, a DC high voltage (tube voltage) applied between the anode and the cathode of the X-ray tube 6a in the X-ray high voltage device 8 so as to satisfy the set X-ray conditions, and a current (tube current) flowing between the anode and the cathode Is controlled to irradiate the subject with the required X-rays from the X-ray tube 6a to perform a helical scan.

これにより、X線源6とX線検出器7は被検体の周囲を回転しながらスキャンして所定回転角度毎の前記被検体のX線透過データを前記X線検出器7で検出し、この検出したX線透過データをスリップリングとブラシによる信号伝達手段(図示省略)を介して前記操作コンソール3に内蔵された画像処理装置(図示省略)に伝送し、該画像処理装置で各種の画像処理を施して、撮影終了後に前記操作卓コンソール3の表示装置(図示省略)に被検体の断層画像を表示する。   Thereby, the X-ray source 6 and the X-ray detector 7 scan while rotating around the subject, and the X-ray detector 7 detects the X-ray transmission data of the subject at every predetermined rotation angle. The detected X-ray transmission data is transmitted to an image processing device (not shown) built in the operation console 3 via a signal transmission means (not shown) using a slip ring and a brush, and various image processing is performed by the image processing device. The tomographic image of the subject is displayed on the display device (not shown) of the console console 3 after completion of imaging.

上記のようにスキャンして被検体の断層画像を得る場合、被検体の形状や検査部位の変化によりX線透過量が異なることに起因する被曝X線量を低減するために、本発明は前記被検体の形状や検査部位に応じてX線照射量を最適になるように制御するもので、以下、これについて図4のフロー図を用いてその動作を説明する。   In the case where a tomographic image of a subject is obtained by scanning as described above, the present invention is directed to reducing the exposure X-ray dose resulting from the difference in the amount of X-ray transmission due to changes in the shape of the subject and the examination site. The operation is controlled so as to optimize the X-ray dose in accordance with the shape of the specimen and the examination site, and the operation thereof will be described below with reference to the flowchart of FIG.

(1)ステップS11
現在の位置よりも先方の位置のX線透過データを取得するかどうかの判定を行い、先方の位置におけるX線透過データの取得が必要であればステップS21〜S23の処理により先方の位置のX線透過データを取得する。
(1) Step S11
It is determined whether or not to acquire X-ray transmission data at a position ahead of the current position, and if acquisition of X-ray transmission data at the previous position is necessary, the processing at Steps S21 to S23 is performed to process the X at the previous position. Get line transmission data.

(2)ステップS21
前記X線偏向手段6bにより、前記先方の位置の部分に向かってX線管6aから放射されるX線ビーム方向を偏向する。
前記先方の位置は、図5に示すように、螺旋状に進む計測軌道上の数度先の位置でも良いし、図6に示すように、螺旋状に進む計測進行方向の1周期先でも、あるいは半周期先でも、さらにその先でも良いし、それら複数の位置でも良い。
(2) Step S21
The X-ray deflecting means 6b deflects the X-ray beam direction radiated from the X-ray tube 6a toward the front position.
As shown in FIG. 5, the forward position may be a position several degrees ahead on the measurement trajectory that advances in a spiral shape, or as shown in FIG. Alternatively, it may be a half cycle ahead, further ahead, or a plurality of these positions.

(3)ステップS22
ステップS21により偏向されたX線を被検体に照射し、現在位置より先の位置でのX線照射量を決定するためのX線透過データをX線検出器7の検出部7bで取得する。
(4)ステップS23
前記X線偏向手段6bにより、ステップS21によるX線ビームの偏向方向を通常のX線ビームの偏向方向に戻す。
(3) Step S22
The subject is irradiated with the X-rays deflected in step S21, and X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation amount at a position ahead of the current position is acquired by the detection unit 7b of the X-ray detector 7.
(4) Step S23
The X-ray deflecting means 6b returns the X-ray beam deflection direction in step S21 to the normal X-ray beam deflection direction.

(5)ステップS12
ステップS22で取得したX線透過データを基にしてX線照射位置における適切なX線照射量をX線照射量決定部9(特許請求の範囲のX線照射量決定手段)で決定し、この決定したX線照射量になるようにX線高電圧装置8(特許請求の範囲のX線制御手段)で管電流を制御する。
(5) Step S12
Based on the X-ray transmission data acquired in step S22, an appropriate X-ray dose at the X-ray irradiation position is determined by the X-ray dose determining unit 9 (X-ray dose determining means in claims) The tube current is controlled by the X-ray high voltage apparatus 8 (X-ray control means in claims) so that the determined X-ray irradiation amount is obtained.

(6)ステップS13
断層像を得るための通常の計測データを取得する。
(7)ステップS14
設定した計測範囲まで計測が終了したか否かを判断し、計測を終了していない場合はステップS11に戻って計測を継続し、終了の場合は計測を終了する。
(6) Step S13
Normal measurement data for obtaining a tomographic image is acquired.
(7) Step S14
It is determined whether or not the measurement has been completed up to the set measurement range. If the measurement has not been completed, the process returns to step S11 to continue the measurement. If the measurement has been completed, the measurement is terminated.

前記ステップS21〜S23の処理による現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データを取得するタイミング(特許請求の範囲のタイミング生成手段)は、スキャナ回転部4が1周期である360度の回転中に、その回転角度を変えながら、例えば1000回(1000ビュー)の計測データの収集が行われるとして、それらのデータ取り込み間(ビュー間)の隙間の時間、つまり断層像の再構成に必要な計測データを検出するX線検出器7の部分7aで検出する角度におけるX線透過データの収集を全て完了した時点から次の角度でのX線透過データの収集を開始するまでの時間としても良いし、あるいは、先行データ収集処理(ステップS21〜S23)を通常の計測データ収集中の画質に影響しない程度の極短時間の間でも良く、前記先行位置のX線透過データを取得するタイミングには限定はしない。   The timing for acquiring X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation amount at the position ahead of the current position by the processing of steps S21 to S23 (the timing generation means in the claims) is 1 by the scanner rotation unit 4. For example, if the measurement data is collected 1000 times (1000 views) while changing the rotation angle during the rotation of 360 degrees, which is the cycle, the time between the data acquisition (between the views), that is, the fault X-ray transmission data collection at the next angle is started from the completion of X-ray transmission data collection at the angle detected by the portion 7a of the X-ray detector 7 that detects measurement data necessary for image reconstruction. Or the preceding data collection process (steps S21 to S23) may be performed for an extremely short time that does not affect the image quality during normal measurement data collection. Get data The timing is not limited.

前記スキャナ回転部4は、前記スキャナ回転駆動部12により設定したスキャン速度になるように制御しており、前記スキャナ回転駆動部12に内蔵のスキャナ回転部4の角度検出手段である図示省略のロータリーエンコーダからスキャナ回転に応じて発せられるパルスをカウントしてスキャナ回転部4の角度を検出する。これにより、スキャナ回転部4の角度位置に応じて前記スキャナ制御装置11は、前記X線ビーム偏向制御手段10に図示省略のX線ビーム偏向目標値設定手段(特許請求の範囲のX線ビーム偏向目標値設定手段)で設定したX線ビーム偏向の目標値を入力し、この目標値になるように前記X線ビーム偏向制御手段10で前記X線偏向手段6bのX線ビームの偏向方向を制御する。   The scanner rotation unit 4 is controlled so as to have a scan speed set by the scanner rotation drive unit 12, and a rotary not shown which is an angle detection unit of the scanner rotation unit 4 built in the scanner rotation drive unit 12 The angle of the scanner rotating unit 4 is detected by counting pulses emitted from the encoder according to the scanner rotation. As a result, the scanner control device 11 causes the X-ray beam deflection control means 10 to send the X-ray beam deflection target value setting means (not shown) to the X-ray beam deflection target value setting means according to the angular position of the scanner rotating unit 4. The X-ray beam deflection target value set by the target value setting means) is input, and the X-ray beam deflection control means 10 controls the X-ray beam deflection direction of the X-ray deflection means 6b so that this target value is obtained. To do.

前記X線偏向手段6bのX線ビームの偏向方向の制御は、特開2000-48748号公報に開示されているように、X線焦点の現在位置を検出し(特許請求の範囲のX線焦点位置検出手段)、この検出値と前記目標値とを一致制御する制御信号を生成し(特許請求の範囲のX線ビーム偏向量制御信号生成手段)、この制御信号により前記X線ビーム偏向制御手段10で前記X線偏向手段6bの偏向コイルに供給する電流を制御する。   The X-ray deflection means 6b controls the deflection direction of the X-ray beam by detecting the current position of the X-ray focal point as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2000-48748 (the X-ray focal point of the claims). Position detection means), and generates a control signal for controlling the detection value to coincide with the target value (X-ray beam deflection amount control signal generation means in the claims), and the X-ray beam deflection control means by this control signal 10 controls the current supplied to the deflection coil of the X-ray deflection means 6b.

前記X線焦点の現在位置の検出は、図示は省略するがコリメータ13の手前に設けるか、またはX線検出器7で検出した信号を用いて前記X線焦点の現在位置に対応する位置信号から求める。
また、前記X線ビーム偏向の目標値は、前記操作コンソール3によって設定されたスキャナ回転速度とスキャナ1回転毎の寝台送り量(以下、テーブルピッチと記す)とから螺旋軌道は予め分かっているので、図6及び後述の図10の場合は前記テーブルピッチと同じ距離であり、図5の場合はX線照射量制御の応答時間に制限されるが、螺旋軌道上の数度先となる。
Although detection of the current position of the X-ray focal point is omitted, it is provided in front of the collimator 13 or from a position signal corresponding to the current position of the X-ray focal point using a signal detected by the X-ray detector 7. Ask.
Further, since the target value of the X-ray beam deflection is determined in advance from the scanner rotation speed set by the operation console 3 and the bed feed amount per scanner rotation (hereinafter referred to as table pitch), In the case of FIG. 6 and FIG. 10 described later, the distance is the same as the table pitch, and in the case of FIG. 5, it is limited to the response time of the X-ray dose control, but is several degrees ahead on the spiral trajectory.

前記計測データ取込みタイミングは、前記ロータリーエンコーダで検出したスキャナ回転部4の角度検出信号により生成し、例えば、10000(パルス/回転)のロータリーエンコーダの出力パルスを10分周して1000(回/回転)を生成する。したがって、スキャナ制御装置11から前記計測データ取込みのタイミングに応じてX線ビームの偏向の目標値を前記X線ビーム偏向制御手段10に入力し、前記先行位置のX線透過データを取得するタイミングに同期して前記X線偏向手段6bにより前記X線ビームの偏向の目標値にX線ビームを偏向する。   The measurement data capture timing is generated based on the angle detection signal of the scanner rotation unit 4 detected by the rotary encoder. For example, the output pulse of the rotary encoder of 10000 (pulse / rotation) is divided by 10 and 1000 (times / rotation). ) Is generated. Therefore, the X-ray beam deflection target value is input to the X-ray beam deflection control means 10 in accordance with the timing of taking the measurement data from the scanner control device 11, and the X-ray transmission data at the preceding position is acquired at the timing. In synchronism, the X-ray deflecting means 6b deflects the X-ray beam to the target value of the X-ray beam deflection.

前記ステップS12の適切なX線照射量とするために、例えば、被検体の形状が楕円形であると仮定し、X線源6が上下左右(スキャナ回転角度0度、90度、180度、270度)の位置に達したときに先方のX線透過データを収集し、前記上下位置と左右位置のX線減衰量の比率から正弦波状の振幅を求め、前記X線照射量の目標値を前記正弦波状に変化する値とする。
前記正弦波状の目標のX線照射量は、前記スキャナ制御装置11で生成し、この目標値をX線高電圧装置8に入力して、前記目標値になるようにX線照射量を制御する。
なお、前記正弦波状の振幅は被検体の検査部位の形状に対応したものとなるので、前記X線照射量は前記検査部位に対応して適切に制御される。
In order to obtain an appropriate X-ray dose in step S12, for example, assuming that the shape of the subject is an ellipse, the X-ray source 6 is vertically and horizontally (scanner rotation angle 0 degrees, 90 degrees, 180 degrees, 270 degrees), the previous X-ray transmission data is collected, and the sinusoidal amplitude is obtained from the ratio of the X-ray attenuation amount between the vertical position and the horizontal position, and the target value of the X-ray irradiation amount is obtained. The value is changed in a sine wave shape.
The sinusoidal target X-ray irradiation amount is generated by the scanner control device 11, and this target value is input to the X-ray high voltage device 8 to control the X-ray irradiation amount so as to be the target value. .
Since the sinusoidal amplitude corresponds to the shape of the examination site of the subject, the X-ray irradiation dose is appropriately controlled corresponding to the examination site.

また、先方のX線透過データ収集を前記上下左右の位置に限定せず、より細かく、例えば上記のようにビュー毎に行えば、被検体のX線吸収量が楕円状でない場合にも適切にX線照射量を制御することができる。
この場合、一般的な回転/回転タイプのスキャン速度は数百(m秒/回転)程度であるので、1周期先のX線透過データを用いることによりX線照射量がフィラメントから発せられる熱電子の量に依存するものであっても、X線照射量は前記目標のX線照射量に追従して制御できる。
In addition, if the X-ray transmission data collection of the subject is not elliptical if the previous X-ray transmission data collection is not limited to the vertical and horizontal positions, but is performed more finely, for example, for each view as described above. X-ray irradiation dose can be controlled.
In this case, since the general rotation / rotation type scan speed is about several hundreds (msec / rotation), the X-ray irradiation amount is emitted from the filament by using the X-ray transmission data one cycle ahead. Even if it depends on the amount of X-rays, the X-ray dose can be controlled following the target X-ray dose.

また、このような断面形状のみによるX線照射量制御だけでなく、Z軸方向のX線照射量制御も一般的に行われており、そのようなX線照射量制御への適用も可能である。
そこで、前記Z軸方向のX線照射量制御に適用する場合は、X線透過データのノイズ(SN比)のばらつき(SD値)を一定とするようにX線照射量を制御する必要があるので、操作コンソール3で設定した所望のSD値と、先方の位置のX線透過データのSD値とを比較し、その比率の分だけ断層像再構成用のX線照射量の最大値を可変制御する。
さらに、前記断面方向のX線照射量制御と、Z軸方向のX線照射量制御を同時に行っても良い。
In addition to the X-ray dose control based only on the cross-sectional shape, X-ray dose control in the Z-axis direction is generally performed and can be applied to such X-ray dose control. is there.
Therefore, when applied to the X-ray dose control in the Z-axis direction, it is necessary to control the X-ray dose so that the variation (SD value) of the noise (SN ratio) of the X-ray transmission data is constant. Therefore, the desired SD value set on the operation console 3 is compared with the SD value of the X-ray transmission data at the previous position, and the maximum value of the X-ray irradiation amount for tomographic reconstruction can be varied by that ratio. Control.
Furthermore, the X-ray dose control in the cross-sectional direction and the X-ray dose control in the Z-axis direction may be performed simultaneously.

上記第1の実施形態とすることにより、現在の位置より先の位置のX線透過データを検出し、この検出したデータを基にして断層像の再構成に必要な計測データを検出するためのX線照射量を制御する構成としたので、X線照射量は検査部位や検査角度に応じて適正に制御され、これによって被曝X線量の低減が可能となる。
《第2の実施形態》
By adopting the first embodiment, X-ray transmission data at a position ahead of the current position is detected, and measurement data necessary for reconstruction of a tomographic image is detected based on the detected data. Since the configuration is such that the X-ray irradiation dose is controlled, the X-ray irradiation dose is appropriately controlled according to the examination site and the examination angle, and thereby the exposure X-ray dose can be reduced.
<< Second Embodiment >>

前記第1の実施形態で説明したように、本発明は、本来の断層像の再構成に必要な計測データを検出する検出部7aに加えて、現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データを検出する検出部7bを設け、この検出部7bで検出したデータを基にして断層像の再構成に必要な計測データを検出するためのX線照射量を制御して被検体への被曝X線量の低減を図るものである。   As described in the first embodiment, in addition to the detection unit 7a that detects measurement data necessary for the reconstruction of the original tomographic image, the present invention calculates the X-ray irradiation dose at a position ahead of the current position. A detection unit 7b for detecting X-ray transmission data for determination is provided, and the X-ray irradiation dose for detecting measurement data necessary for reconstruction of tomographic images is controlled based on the data detected by the detection unit 7b. Thus, the exposure X-ray dose to the subject is reduced.

このように、前記検出部7bで検出したデータはX線照射量を決定するためのものであるので、空間分解能よりも濃度分解能が重要である。
したがって、前記検出部7bは、断層像の再構成に必要な計測データを検出する検出部7aのように該検出素子を微細に高精度に加工することが要求されない場合もある。
Thus, since the data detected by the detection unit 7b is for determining the X-ray irradiation dose, the density resolution is more important than the spatial resolution.
Therefore, the detection unit 7b may not be required to process the detection element minutely and with high accuracy like the detection unit 7a that detects measurement data necessary for reconstruction of a tomographic image.

図7は、X線照射量を決定するための検出部7dのX線検出素子を本来の画像再構成データ収集用の検出部7cのX線検出素子よりも物理的サイズを大きくして構成したX線検出器である。
このようにX線検出器を構成することにより、X線照射量を決定するための検出部7dのX線検出素子の加工が容易となり、必要とされるX線検出素子の物理的な強度も小さくて良いので、第1の実施形態のX線検出器(図3)よりも安価なX線検出器とすることができる。
FIG. 7 shows that the X-ray detection element of the detection unit 7d for determining the X-ray irradiation dose is configured with a larger physical size than the X-ray detection element of the detection unit 7c for collecting original image reconstruction data. X-ray detector.
By configuring the X-ray detector in this way, the processing of the X-ray detection element of the detection unit 7d for determining the X-ray irradiation amount becomes easy, and the required physical strength of the X-ray detection element is also achieved. Since it may be small, an X-ray detector that is less expensive than the X-ray detector of the first embodiment (FIG. 3) can be obtained.

また、検出部7dの検出素子の表面積が大きくなるために検出感度も向上するので、前記検出部7dの検出素子に本来のデータ収集用の検出部7cよりも感度の劣る安価な材質を用いてもX線照射量の決定に必要な検出感度を確保でき、これによってさらに安価なX線検出器とすることができる。
《第3の実施形態》
Further, since the detection sensitivity is improved because the surface area of the detection element of the detection unit 7d is increased, the detection element of the detection unit 7d is made of an inexpensive material that is less sensitive than the detection unit 7c for collecting original data. In addition, it is possible to secure the detection sensitivity necessary for determining the X-ray irradiation amount, thereby making the X-ray detector more inexpensive.
<< Third Embodiment >>

高画質の断層画像を得たい場合、スキャナ回転部4の1回転あたりの寝台2の送り量を少なくする(テーブルピッチを小さくする)ことにより、螺旋状のスキャン軌道を短くする場合がある。
このような場合は、図2(a)のようにコリメータ13によってX線ビーム幅は細く制限され、X線検出器7の検出部7a内でX線が照射されない領域が生じる。
When it is desired to obtain a high-quality tomographic image, the spiral scan trajectory may be shortened by reducing the feed amount of the bed 2 per rotation of the scanner rotation unit 4 (decreasing the table pitch).
In such a case, the X-ray beam width is limited to be narrow by the collimator 13 as shown in FIG.

本発明の第3の実施形態は、前記X線が照射されない領域をX線照射量決定のためのデータ収集に使用するもので、図8にX線検出器の検出素子の配列例を示す。このX線検出器の検出部7eは、例えば1000チャンネル×64列の検出素子から成り、前記64列中の16列の検出部7e1を有して成る。   In the third embodiment of the present invention, the region not irradiated with X-rays is used for data collection for determining the X-ray irradiation amount. FIG. 8 shows an example of the arrangement of the detection elements of the X-ray detector. The detection unit 7e of the X-ray detector includes, for example, 1000 channels × 64 rows of detection elements, and includes 16 rows of detection units 7e1 out of the 64 rows.

前記テーブルピッチが大きく、X線ビーム幅が広い場合は、前記64列の全てを断層像を得るための計測データ検出部7eとして使用するが、テーブルピッチが小さく、X線ビーム幅が細い場合は、64列中の16列を断層像を得るための通常の計測データ検出部7e1として使用する。
そして、それ以外の部分の検出器列をX線照射量を決定するためのX線透過データを検出する検出部7e2(48列)として使用する。
When the table pitch is large and the X-ray beam width is wide, all of the 64 columns are used as the measurement data detection unit 7e for obtaining a tomographic image, but when the table pitch is small and the X-ray beam width is narrow , 16 out of 64 are used as a normal measurement data detection unit 7e1 for obtaining a tomographic image.
The other detector rows are used as a detector 7e2 (48 rows) for detecting X-ray transmission data for determining the X-ray irradiation dose.

このように、本発明の第3の実施形態は、X線照射量を決定するための検出部を付加する必要がないので、第1の実施形態(図3)及び第2の実施形態(図7)よりもさらに安価なX線検出器とすることができる。
《第4の実施形態》
As described above, the third embodiment of the present invention does not need to add a detection unit for determining the X-ray irradiation dose, so the first embodiment (FIG. 3) and the second embodiment (FIG. An X-ray detector that is even cheaper than 7) can be obtained.
<< Fourth Embodiment >>

撮影する断層像のサイズが小さい場合、すなわち、FOV(Field of View)を小さくする場合は、必要とされる検出器の幅も小さくできる。
その場合は、図9に示すように、X線検出器7gのうちのチャンネル方向の余剰となった検出部7hをX線照射量を決定するためのX線透過データ検出部として使用する。
When the size of the tomographic image to be taken is small, that is, when the FOV (Field of View) is reduced, the required detector width can be reduced.
In that case, as shown in FIG. 9, the detection unit 7h, which is the surplus in the channel direction, of the X-ray detector 7g is used as an X-ray transmission data detection unit for determining the X-ray irradiation amount.

以上、一般的な回転/回転タイプのX線CT装置に本発明を適用した例について説明したが、本発明はこれに限定するものではなく、“現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データを検出するX線検出部で検出したデータを基にして断層像の再構成に必要な計測データを検出するためのX線照射量を制御して被検体への被曝X線量の低減を図る”という本発明の主旨を逸脱しない範囲で、X線源のみが回転する静止/回転タイプのX線CT装置にも、特許文献4(特開2005-73765号公報)のような多管球型X線CT装置にも、あるいはX線源としてリング状のターゲットを用いた電子ビーム走査型X線CT装置にも適用可能である。   As described above, the example in which the present invention is applied to a general rotation / rotation type X-ray CT apparatus has been described. However, the present invention is not limited to this, and “the X-ray irradiation dose at a position ahead of the current position is determined. Based on the data detected by the X-ray detection unit that detects X-ray transmission data for determination, the X-ray irradiation amount for detecting measurement data necessary for reconstruction of tomographic images is controlled to the subject. Patent Document 4 (Japanese Patent Laid-Open No. 2005-73765) discloses a stationary / rotation type X-ray CT apparatus in which only an X-ray source rotates within a range not departing from the gist of the present invention, which is intended to reduce the exposure X-ray dose. The present invention can also be applied to a multi-tube X-ray CT apparatus such as the above, or an electron beam scanning X-ray CT apparatus using a ring-shaped target as an X-ray source.

さらに、寝台を固定してガントリィを移動させてスキャンする、あるいはガントリィと寝台の両方を移動させてスキャンするガントリ自走式のX線CT装置や、螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンだけではなく普通のノーマルスキャンのX線CT装置にも適用することができる。   In addition, the gantry can be scanned with the bed fixed and the gantry moved, or both the gantry and the bed moved, and a gantry self-propelled X-ray CT device and a helical scan that scans in a spiral manner can be used. It can also be applied to normal scan X-ray CT systems.

前記ノーマルスキャンの場合、図10に示すように、計測データ収集中は寝台を動かさず、1回転スキャンする毎に寝台が送られるので、この次のスライス位置のスキャン用のX線透過データを先方のX線透過データとして収集しておき、次のスライスのスキャン時にX線照射量の制御に用いる。   In the case of the normal scan, as shown in FIG. 10, the couch is not moved during measurement data collection, and the couch is sent every time one scan is performed, so the X-ray transmission data for scanning at the next slice position is sent to the destination. X-ray transmission data is collected and used to control the X-ray dose during the next slice scan.

本発明の第1の実施形態による螺旋スキャンが可能なX線CT装置の全体構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing an overall configuration of an X-ray CT apparatus capable of spiral scanning according to a first embodiment of the present invention. X線偏向手段によってX線管から発生されるX線のビームが偏向される様子を示す図。The figure which shows a mode that the beam of the X-ray generated from an X-ray tube is deflected by the X-ray deflection means. X線検出器の検出器列をX線照射方向から見た図。The figure which looked at the detector row | line | column of an X-ray detector from the X-ray irradiation direction. 第1の実施形態の動作説明図。FIG. 6 is an operation explanatory diagram of the first embodiment. X線検出器の検出部と螺旋軌道の関係を示す図(現在の角度と数度先の角度との関係)。The figure which shows the relationship between the detection part of an X-ray detector, and a spiral orbit (relationship between the present angle and the angle of several degrees ahead). X線検出器の検出部と螺旋軌道の関係を示す図(現在の角度とこの角度と同じ1周期先の角度との関係)。The figure which shows the relationship between the detection part of a X-ray detector, and a spiral orbit (Relationship between the present angle and the angle of the same 1 period ahead as this angle). 第2の実施形態におけるX線検出器の検出器列をX線照射方向から見た図。The figure which looked at the detector row | line | column of the X-ray detector in 2nd Embodiment from the X-ray irradiation direction. 第3の実施形態におけるX線検出器の検出器列をX線照射方向から見た図。The figure which looked at the detector row | line | column of the X-ray detector in 3rd Embodiment from the X-ray irradiation direction. 第4の実施形態におけるX線検出器の検出器列をX線照射方向から見た図。The figure which looked at the detector row | line | column of the X-ray detector in 4th Embodiment from the X-ray irradiation direction. ノーマルスキャンにおけるX線検出器の検出部とスキャン軌道の関係を示す図。The figure which shows the relationship between the detection part of a X-ray detector and a scanning orbit in normal scanning.

符号の説明Explanation of symbols

1 スキャナガントリィ、2 寝台、3 操作コンソール、4 スキャナ回転部、5 開口部、6 X線源、6a X線管、6b X線偏向手段、7 X線検出器、7a 断層像の再構成に必要なデータの検出部、7b 現在位置より先の位置のX線照射量を決定するためのX線透過データの検出部、8 X線高電圧発生装置、9 X線照射量決定部、10 X線ビーム偏向制御手段、11 スキャナ制御装置、12 スキャナ回転駆動部、13 コリメータ   1 Scanner gantry, 2 bed, 3 operation console, 4 scanner rotation part, 5 aperture, 6 X-ray source, 6a X-ray tube, 6b X-ray deflection means, 7 X-ray detector, 7a For reconstruction of tomogram Necessary data detection unit, 7b X-ray transmission data detection unit to determine the X-ray irradiation dose ahead of the current position, 8 X-ray high voltage generator, 9 X-ray irradiation dose determination unit, 10 X Line beam deflection control means, 11 scanner control device, 12 scanner rotation drive unit, 13 collimator

Claims (4)

被検体に照射するX線を発生するX線管と、前記被検体を挟み前記X線管と対向配置して被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線管とX線検出器とを搭載して前記被検体の周りを回転するスキャナ回転体と、前記X線検出器で検出した前記スキャナ回転体の所定角度及び前記被検体の体軸方向の位置毎の被検体を透過した透過X線量に基づいて前記被検体の断層像を再構成するX線CT装置において、さらに前記X線管で発生したX線ビームを偏向するX線ビーム偏向手段と、前記X線ビームの偏向量を制御するX線ビーム偏向制御手段と、前記X線ビーム偏向手段で偏向されたX線を前記被検体に照射して現在の角度及び/又は体軸位置よりも先の角度及び/又は体軸位置における被検体を透過したX線を検出する先行角度及び/又は位置X線検出手段と、前記X線ビームを偏向するタイミング及びこの偏向したX線ビームを元に戻すタイミングを生成するタイミング生成手段と、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段で検出した検出値に基づいて該先行角度及び/又は体軸位置で前記被検体に照射するX線量を決定するX線照射量決定手段と、このX線照射量決定手段で決定したX線量に制御するX線制御手段とを備えて成るX線CT装置。   An X-ray tube for generating X-rays to irradiate the subject, an X-ray detector for detecting X-rays that are transmitted through the subject while being placed opposite to the X-ray tube with the subject interposed therebetween, and the X-ray tube, A scanner rotator mounted with an X-ray detector and rotating around the subject; a subject at a predetermined angle of the scanner rotator detected by the X-ray detector and a position of the subject in the body axis direction; In an X-ray CT apparatus for reconstructing a tomographic image of the subject based on a transmitted X-ray dose transmitted through the specimen, an X-ray beam deflecting means for deflecting an X-ray beam generated in the X-ray tube, and the X-ray X-ray beam deflection control means for controlling the deflection amount of the beam, X-rays deflected by the X-ray beam deflection means are applied to the subject, and an angle ahead of the current angle and / or body axis position and // A leading angle for detecting X-rays transmitted through the subject at the body axis position And / or position X-ray detection means, timing generation means for generating timing for deflecting the X-ray beam and timing for returning the deflected X-ray beam, and the preceding angle and / or position X-ray detection means Based on the detected value, the X-ray dose determining means for determining the X-ray dose irradiated to the subject at the preceding angle and / or body axis position, and the X-ray dose determined by the X-ray dose determining means are controlled. X-ray CT apparatus comprising: 前記X線ビーム偏向制御手段は、前記X線管のX線焦点位置を検出するX線焦点位置検出手段と、前記X線ビームの偏向量の目標値を設定するX線ビーム偏向目標値設定手段と、前記X線焦点位置検出手段で検出したX線焦点位置を前記X線ビーム偏向目標値設定手段で設定した目標値になるように制御するX線ビーム偏向量制御信号生成手段とを備えて成る請求項1に記載のX線CT装置。   The X-ray beam deflection control means includes an X-ray focal position detection means for detecting an X-ray focal position of the X-ray tube, and an X-ray beam deflection target value setting means for setting a target value of the deflection amount of the X-ray beam. And an X-ray beam deflection amount control signal generating means for controlling the X-ray focal position detected by the X-ray focal position detecting means to be a target value set by the X-ray beam deflection target value setting means. The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記タイミング生成手段は、前記被検体を透過したX線量を収集する現在のスキャナ回転部の角度と次の角度との間又は再構成計測データ収集中の画質に影響しない極短時間の間であることを特徴とする請求項1又は2に記載のX線CT装置。   The timing generation unit is between the angle of the current scanner rotation unit that collects the X-ray dose transmitted through the subject and the next angle, or for an extremely short time that does not affect the image quality during the reconstruction measurement data collection. The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2, wherein 前記X線照射量決定手段は、前記先行角度及び/又は位置X線検出手段で検出した前記被検体のX線減衰量の比率から前記先行の角度及び/又は先行の位置におけるX線照射量の目標値を求める手段を備えて成る請求項1、2又は3のいずれかに記載のX線CT装置。   The X-ray irradiation amount determining means determines the X-ray irradiation amount at the preceding angle and / or preceding position from the ratio of the X-ray attenuation amount of the subject detected by the preceding angle and / or position X-ray detecting means. 4. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising means for obtaining a target value.
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