JP4159188B2

JP4159188B2 - Tube current adjusting method and apparatus, and X-ray CT apparatus

Info

Publication number: JP4159188B2
Application number: JP21735699A
Authority: JP
Inventors: 哲也堀内
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1999-07-30
Filing date: 1999-07-30
Publication date: 2008-10-01
Anticipated expiration: 2019-07-30
Also published as: JP2001043993A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、管電流調節方法および装置並びにＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、特に、Ｘ線管の管電流を最適化するための管電流調節方法および装置、並びに、そのような管電流調節装置を備えたＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線管を含むＸ線照射装置は、撮影範囲を包含する広がり（幅）を持ちそれに垂直な方向に厚みを持つＸ線ビーム（ｂｅａｍ）を照射する。Ｘ線ビームの厚みはコリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）のＸ線通過開口（アパーチャ：ａｐｅｒｔｕｒｅ）の開度を調節することにより変更できるようになっており、これによって撮影のスライス（ｓｌｉｃｅ）厚が調節される。
【０００３】
Ｘ線検出装置は、Ｘ線ビームの幅の方向に多数（例えば１０００個程度）のＸ線検出素子をアレイ（ａｒｒａｙ）状に配列した多チャンネル（ｃｈａｎｎｅｌ）のＸ線検出器を有し、それによってＸ線を検出するようになっている。
【０００４】
Ｘ線照射・検出装置を撮影対象の周りで回転（スキャン：ｓｃａｎ）させて、撮影対象の周囲の複数のビュー（ｖｉｅｗ）方向でそれぞれＸ線による撮影対象の投影像（プロジェクション：ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）を求め、それらプロジェクションデータ（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｄａｔａ）に基づいてコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）により断層像を生成（再構成）する。
【０００５】
再構成画像の品質を表す指標のひとつとして標準偏差（ＳＤ：ＳｔａｎｄａｒｄＤｅｖｉａｔｉｏｎ）が用いられる。ＳＤは、Ｘ線管の管電流を一定としたとき、撮像対象のプロジェクションの面積と強い相関があるので、適正なＳＤの断層像を得るために、プロジェクションの面積に応じて管電流を自動調節することが行われる。
【０００６】
管電流の自動調節に当たっては、予め撮像対象をＸ線で透視してプロジェクションを求め、その面積に応じて適正な管電流を求める。その際、撮像対象となる人体等の断面は概ね楕円形であり、長径方向と短径方向ではＸ線の透過量が異なるので、オーバルレシオ（ｏｖａｌｒａｔｉｏ）すなわち長径と短径の比に応じて、上記求めた管電流を補正するようにしている。
【０００７】
長径および短径の長さを求めるために、撮像対象を正面（０°方向）および側面（９０°方向）からそれぞれＸ線で透視し、０°方向のプロジェクションの中央部の値を短径の長さとし、９０°方向のプロジェクションの中央部の値を長径の長さとする。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上記の管電流調節では、撮像対象を０°方向および９０°方向からそれぞれＸ線で透視しなければならないので能率が悪いという問題があった。また、透視を２度行わなければならないので、撮像対象のＸ線の被曝量が増えるという問題があった。
【０００９】
本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので、その目的は、能率の良い管電流調節方法および装置、並びに、そのような管電流調節装置を備えたＸ線ＣＴ装置を実現することである。また、撮像対象のＸ線の被曝量が少ない管電流調節方法および装置、並びに、そのような管電流調節装置を備えたＸ線ＣＴ装置を実現することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するための第１の観点での発明は、透過Ｘ線による撮像対象のプロジェクションの面積および前記撮像対象の断面を楕円と仮定したときの長径と短径の比に基づいてＸ線管の管電流を調節する管電流調節方法であって、前記長径または短径のいずれかの方向において前記撮像対象をＸ線で透視したプロジェクションの面積を求め、前記透視した方向の径の長さを前記プロジェクションの中央部の値に基づいて定め、前記定めた径に垂直な径の長さを前記求めたプロジェクションの面積と前記求めた径の長さを用いて計算することを特徴とする管電流調節方法である。
【００１１】
（２）上記の課題を解決するための第２の観点での発明は、透過Ｘ線による撮像対象のプロジェクションの面積および前記撮像対象の断面を楕円と仮定したときの長径と短径の比に基づいてＸ線管の管電流を調節する管電流調節装置であって、前記長径または短径のいずれかの方向において前記撮像対象をＸ線で透視したプロジェクションの面積を求める面積計算手段と、前記透視した方向の径の長さを前記プロジェクションの中央部の値に基づいて定める径確定手段と、前記定めた径に垂直な径の長さを前記求めたプロジェクションの面積と前記求めた径の長さを用いて計算する径計算手段とを具備することを特徴とする管電流調節装置である。
【００１２】
（３）上記の課題を解決するための第３の観点での発明は、Ｘ線管を含むＸ線照射手段と、前記Ｘ線管の管電流を調節する管電流調節手段と、Ｘ線検出手段と、前記Ｘ線検出手段で検出した複数ビューのＸ線検出信号に基づいて断層像を生成する断層像生成手段とを有するＸ線ＣＴ装置であって、前記管電流調節手段として（２）に記載の管電流調節装置を用いることを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
【００１３】
（４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、Ｘ線管の管電流を調節し、前記Ｘ線管からＸ線を照射し、前記Ｘ線を検出し、前記検出した複数ビューのＸ線検出信号に基づいて断層像を生成するに当たり、前記管電流を調節するのに（１）に記載の方法を用いることを特徴とするＸ線断層撮像方法である。
【００１４】
（作用）
本発明では、長径または短径のいずれかの方向において撮像対象をＸ線で透視してプロジェクションを求め、透視した方向の径の長さはプロジェクションの中央部の値に基づいて定め、それに垂直な径の長さはプロジェクションの面積と透視した方向の径の長さを用いて計算する。これにより、透視は一方向からのみで済む。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００１６】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮像テーブル（ｔａｂｌｅ）４および操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６を備えている。走査ガントリ２はＸ線管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ２２により例えば扇状のＸ線ビームすなわちファンビーム（ｆａｎｂｅａｍ）となるように成形され、検出器アレイ２４に照射される。検出器アレイ２４は、扇状のＸ線ビームの幅の方向にアレイ状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。検出器アレイ２４の構成については後にあらためて説明する。
【００１７】
Ｘ線管２０およびコリメータ２２は、本発明におけるＸ線照射手段の実施の形態の一例である。検出器アレイ２４は、本発明におけるＸ線検出手段の実施の形態の一例である。Ｘ線管２０、コリメータ２２および検出器アレイ２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置については、後にあらためて説明する。検出器アレイ２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６は検出器アレイ２４の個々のＸ線検出素子の検出データを収集する。
【００１８】
Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御される。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御される。なお、コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。
【００１９】
以上のＸ線管２０からコリメータコントローラ３０までのものが、走査ガントリ２の回転部３４に搭載されている。回転部３４の回転は、回転コントローラ３６によって制御される。なお、回転部３４と回転コントローラ３６との接続関係については図示を省略する。
【００２０】
撮像テーブル４は、図示しない撮像対象を走査ガントリ２のＸ線照射空間に搬入および搬出するようになっている。撮像対象とＸ線照射空間との関係については後にあらためて説明する。
【００２１】
操作コンソール６は、中央処理装置６０を有している。中央処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。中央処理装置６０には、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ２と撮像テーブル４が接続されている。中央処理装置６０は制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮像テーブル４を制御する。
【００２２】
走査ガントリ２内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３６が制御インタフェース６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００２３】
中央処理装置６０、制御インタフェース６２およびＸ線コントローラ２８からなる部分は、本発明の管電流調節装置の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。中央処理装置６０、制御インタフェース６２およびＸ線コントローラ２８からなる部分は、また、本発明における管電流調節手段の実施の形態の一例である。
【００２４】
中央処理装置６０には、また、データ収集バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ２のデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６で収集されたデータがデータ収集バッファ６４に入力される。データ収集バッファ６４は、入力データを一時的に記憶する。
【００２５】
中央処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて収集した複数ビューのプロジェクションに基づいて画像再構成を行う。中央処理装置６０は、本発明における断層像生成手段の実施の形態の一例である。画像再構成には、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。中央処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は、各種のデータや再構成画像およびプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶する。
【００２６】
中央処理装置６０には、また、表示装置６８と操作装置７０がそれぞれ接続されている。表示装置６８は、中央処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示するようになっている。操作装置７０は、操作者によって操作され、各種の指示や情報等を中央処理装置６０に入力するようになっている。
【００２７】
図２に、検出器アレイ２４の模式的構成を示す。検出器アレイ２４は、多数のＸ線検出素子２４（ｉ）を配列した、多チャンネルのＸ線検出器となっている。多数のＸ線検出素子２４（ｉ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１０００である。
【００２８】
Ｘ線検出素子２４（ｉ）は、例えばシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオード（ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）の組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体Ｘ線検出素子、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型のＸ線検出素子であって良い。
【００２９】
図３に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２と検出器アレイ２４の相互関係を示す。なお、図３の（ａ）は走査ガントリ２の正面から見た状態を示す図、（ｂ）は側面から見た状態を示す図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４００となるように成形され、検出器アレイ２４に照射されるようになっている。
【００３０】
図３の（ａ）では、扇状のＸ線ビーム４００の広がりすなわちＸ線ビーム４００の幅を示す。Ｘ線ビーム４００の幅方向は、検出器アレイ２４におけるチャンネルの配列方向に一致する。（ｂ）ではＸ線ビーム４００の厚みを示す。
【００３１】
このようなＸ線ビーム４００の扇面に体軸を交差させて、例えば図４に示すように、撮像テーブル４に載置された撮像対象８がＸ線照射空間に搬入される。走査ガントリ２は、内部にＸ線照射・検出装置を包含する筒状の構造になっている。
【００３２】
Ｘ線照射空間は、走査ガントリ２の筒状構造の内側空間に形成される。Ｘ線ビーム４００によってスライスされた撮像対象８の像が検出器アレイ２４に投影される。検出器アレイ２４によって、撮像対象８を透過したＸ線が検出される。撮像対象８に照射するＸ線ビーム４００の厚みｔｈは、コリメータ２２のアパーチャの開度調節により設定される。
【００３３】
図５に、管電流調節に関する中央処理装置６０のブロック図を示す。同図における各ブロックの機能は、例えばコンピュータプログラム等により実現される。同図に示すように、中央処理装置６０はプロジェクション面積計算ユニット（ｕｎｉｔ）６０２を有する。プロジェクション面積計算ユニット６０２は、本発明における面積計算手段の実施の形態の一例である。プロジェクション面積計算ユニット６０２は、撮像対象８をＸ線で透視して得られるプロジェクションについてその面積を計算する。
【００３４】
プロジェクション面積計算を図６によって説明する。同図に示すように、撮像対象８についてＸ線ビーム４００により例えば０°方向のプロジェクションを得たとすると、プロジェクション面積計算ユニット６０２は、データ収集バッファ６４から入力した各チャンネルのプロジェクションデータの総和を求め、これをプロジェクションの面積ｓ１とする。
【００３５】
第１径確定ユニット６０４は、データ収集バッファ６４から入力したプロジェクションデータに基づいて、撮像対象８の断面を楕円と仮定したときの第１の径、すなわち、プロジェクション方向に平行な径の長さを確定する。第１径確定ユニット６０４は、本発明における径確定手段の実施の形態の一例である。
【００３６】
プロジェクション方向に平行な径の長さは、プロジェクションの中央部の高さすなわちプロジェクションの中央部におけるプロジェクションデータで表されるので、例えば検出器アレイ２４の中央チャンネルで測定したデータに基づくプロジェクションデータを抽出し、これを第１の径の長さｒ０とする。ここでは、第１の径は、０°方向のプロジェクションから求めたものであるから楕円の短径となる。なお、第１の径を求めるに当たり、中央チャンネルおよびその近傍の複数チャンネルによるプロジェクションデータの平均値を採用することが、確度の高い値を得る点で好ましい。
【００３７】
第２径計算ユニット６０６は、プロジェクション面積計算ユニット６０２から入力したプロジェクション面積と、第１径確定ユニット６０４から入力した第１の径を用いて、撮像対象８の断面が楕円であると仮定したときの第２の径、すなわち、第１の径に垂直な径（ここでは長径）を計算する。第２径計算ユニット６０６は、本発明における径計算手段の実施の形態の一例である。
【００３８】
第２の径の計算は楕円の面積の公式に基づいて行われる。楕円の面積は長径と短径と円周率の積によって定まり、このうち面積ｓ１と短径ｒ０がわかっているので長径ｒ９０は計算によって求めることができる。
【００３９】
管電流計算ユニット６０８は、プロジェクション面積計算ユニット６０２から入力したプロジェクション面積ｓ１に基づいて管電流を計算する。管電流を計算するに当たり、先ずプロジェクション面積ｓ１に対応するＳＤを求める。プロジェクション面積ＳとＳＤの関係は、標準的な管電流の下でのファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）計測等により予め求められており、例えば図７に示すような対応関係がメモリに記憶されている。
【００４０】
そこで、このような関係からプロジェクション面積ｓ１に対応するＳＤδａを求める。このＳＤδａを与える管電流ｍＡａと、再構成画像に要求されるＳＤδｂを与える管電流ｍＡｂとの間には次式のような関係がある。
【００４１】
【数１】

【００４２】
そこで、この関係から、
【００４３】
【数２】

【００４４】
によって所望の管電流を求める。
オーバルレシオ計算ユニット６１０は、第１径確定ユニット６０４から入力した第１の径ｒ０および第２径計算ユニット６０６から入力した第２の径ｒ９０を用いてオーバルレシオ
【００４５】
【数３】

【００４６】
を求める。
管電流補正ユニット６１２は、管電流計算ユニット６０８から入力した管電流ｍＡｂを、オーバルレシオ計算ユニット６１０から入力したオーバルレシオＲに応じて補正する。オーバルレシオＲと補正係数Ｋの関係は例えば図８に示すように予め与えられており、この関係から求まる補正係数Ｋを用いて次式のように管電流を補正する。
【００４７】
【数４】

【００４８】
補正後の管電流ｍＡｂ’を表す信号は制御インタフェース６２を通じてＸ線コントローラ２８に与えられる。
本装置の動作を説明する。本装置の稼働に当たり、先ず、撮像対象に応じた管電流調節を行う。図９に、管電流調節動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。以下、同図によって管電流調節を説明する。
【００４９】
先ず、ステップ（ｓｔｅｐ）９０２で、スカウト（ｓｃｏｕｔ）撮影を行う。スカウト撮影は、撮像対象８のこれから断層像を撮像しようとする部位について、所定の方向から透視撮影を行うものである。スカウト撮影の方向は例えば０°方向すなわち撮像対象８の正面からとする。なお、０°方向とする代わりに９０°方向すなわち撮像対象８の側面から行うようにしても良い。以下、０°方向の例で説明するが、９０°方向の場合も同様になる。
【００５０】
次に、ステップ９０４でプロジェクション面積ｓ１を計算する。プロジェクション面積ｓ１の計算は、プロジェクション面積計算ユニット６０２により上述のようにして行われる。
【００５１】
次に、ステップ９０６で第１径を確定する。第１径の確定は、第１径確定ユニット６０４により上述のようにして行われる。
次に、ステップ９０８で第２径を計算する。第２径の計算は、第２径計算ユニット６０６により上述のようにして行われる。
【００５２】
次に、ステップ９１０で管電流を計算する。管電流の計算は、管電流計算ユニット６０８、オーバルレシオ計算ユニット６１０および管電流補正ユニット６１２により上述のようにして行われる。
【００５３】
このようにして、透視撮影を一方向から行うだけでオーバルレシオによる補正済みの管電流を得ることができる。したがって、管電流調節の能率を高め、また、撮像対象８の被曝量を従来の半分に減らすことができる。
【００５４】
図１０に、本装置の撮像時の動作のフロー図を示す。同図に示すように、ステップ９１２で、操作者が操作装置７０を通じてスキャン計画を入力する。スキャン計画には、Ｘ線照射条件、スライス厚、スライス位置等が含まれる。ここで、Ｘ線照射条件のうち管電流は上記のように自動調節される。以下、本装置は、入力されたスキャン計画に従い、操作者の操作および中央処理装置６０による制御の下で動作する。
【００５５】
ステップ９１４ではスキャン位置決めを行う。すなわち、操作者が操作装置７０を操作して撮像テーブル４を移動させ、撮像対象８の撮像部位の中心をＸ線照射・検出装置の回転の中心（アイソセンタ：ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）に一致させる。
【００５６】
このようなスキャン位置決めを行った後にステップ９１６でスキャンを行う。すなわち、Ｘ線照射・検出装置を撮像対象８の周囲で回転させて、例えば１０００ビューのプロジェクションをデータ収集バッファ６４に収集する。
【００５７】
スキャン後あるいはスキャンに並行して、ステップ９１８で画像再構成を行う。すなわち、データ収集バッファ６４に収集した複数ビューのプロジェクションに基づき、中央処理装置６０が、例えばフィルタード・バックプロジェクション法等によって画像再構成を行い断層像を生成する。
【００５８】
再構成した断層像はステップ９２０で表示装置６８に表示する。管電流が撮像対象のプロジェクション面積およびオーバルレシオに応じて自動調節されているので、品質の良い断層像を得ることができる。
【００５９】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、能率の良い管電流調節方法および装置、並びに、そのような管電流調節装置を備えたＸ線ＣＴ装置を実現することができる。また、撮像対象のＸ線の被曝量が少ない管電流調節方法および装置、並びに、そのような管電流調節装置を備えたＸ線ＣＴ装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】図１に示した装置における検出器アレイの模式図である。
【図３】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図４】図１に示した装置におけるＸ線照射・検出装置の模式図である。
【図５】管電流調節機能に関する中央処理装置のブロック図である。
【図６】撮像対象のプロジェクションの概念図である。
【図７】プロジェクション面積とＳＤの関係を示すグラフである。
【図８】オーバルレシオと管電流補正係数の関係を示すグラフである。
【図９】図１に示した装置の動作のフロー図である。
【図１０】図１に示した装置の動作のフロー図である。
【符号の説明】
２走査ガントリ
４撮像テーブル
６操作コンソール
８撮像対象
２０Ｘ線管
２２コリメータ
２４検出器アレイ
２６データ収集部
２８Ｘ線コントローラ
３０コリメータコントローラ
３４回転部
３６回転コントローラ
６０中央処理装置
６２制御インタフェース
６４データ収集バッファ
６６記憶装置
６８表示装置
７０操作装置
６０２プロジェクション面積計算ユニット
６０４第１径確定ユニット
６０６第２径計算ユニット
６０８管電流計算ユニット
６１０オーバルレシオ計算ユニット
６１２管電流補正ユニット[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a tube current adjusting method and apparatus and an X-ray CT (computerized tomography) apparatus, and more particularly to a tube current adjusting method and apparatus for optimizing the tube current of an X-ray tube, and such a tube current adjustment. The present invention relates to an X-ray CT apparatus provided with the apparatus.
[0002]
[Prior art]
In an X-ray CT apparatus, an X-ray irradiation apparatus including an X-ray tube irradiates an X-ray beam (beam) having a spread (width) including an imaging range and a thickness in a direction perpendicular thereto. The thickness of the X-ray beam can be changed by adjusting the opening degree of the X-ray passage aperture of the collimator, thereby adjusting the slice thickness of imaging.
[0003]
The X-ray detection apparatus has a multi-channel X-ray detector in which a large number (for example, about 1000) of X-ray detection elements are arranged in an array in the width direction of the X-ray beam. To detect X-rays.
[0004]
The X-ray irradiation / detection device is rotated around the object to be scanned, and a projection image (projection) of the object to be imaged by X-rays is obtained in each of a plurality of view directions around the object to be imaged. A tomographic image is generated (reconstructed) by a computer based on the projection data.
[0005]
A standard deviation (SD) is used as one of the indexes representing the quality of the reconstructed image. Since SD has a strong correlation with the area of the projection to be imaged when the tube current of the X-ray tube is constant, the tube current is automatically adjusted according to the area of the projection in order to obtain a proper SD tomographic image. To be done.
[0006]
In the automatic adjustment of the tube current, a projection is obtained by seeing through the imaging object in advance with X-rays, and an appropriate tube current is obtained according to the area. At that time, the cross section of the human body or the like to be imaged is generally elliptical, and the amount of X-ray transmission differs between the major axis direction and the minor axis direction, so that it depends on the oval ratio, that is, the ratio between the major axis and the minor axis. Thus, the obtained tube current is corrected.
[0007]
In order to obtain the length of the major axis and the minor axis, the imaging object is seen through X-rays from the front (0 ° direction) and the side surface (90 ° direction), and the value at the center of the projection in the 0 ° direction Let the length be the value of the central part of the projection in the 90 ° direction as the length of the major axis.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
The above-described tube current adjustment has a problem in that efficiency is poor because the imaging target must be seen through with X-rays from the 0 ° direction and the 90 ° direction. Further, since fluoroscopy must be performed twice, there has been a problem that the exposure dose of X-rays to be imaged increases.
[0009]
The present invention has been made to solve the above problems, and an object thereof is to realize an efficient tube current adjusting method and apparatus, and an X-ray CT apparatus including such a tube current adjusting apparatus. That is. It is another object of the present invention to realize a tube current adjusting method and apparatus with a small exposure amount of X-rays to be imaged, and an X-ray CT apparatus provided with such a tube current adjusting device.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
(1) The invention according to the first aspect for solving the above-described problem is based on the ratio of the major axis to the minor axis when the area of the projection of the imaging target by transmission X-rays and the section of the imaging target is assumed to be an ellipse. A tube current adjusting method for adjusting a tube current of an X-ray tube based on an X-ray projection area obtained by fluoroscopying the imaging target in either the major axis or minor axis direction. The length of the diameter is determined based on the value of the central portion of the projection, and the length of the diameter perpendicular to the determined diameter is calculated using the area of the calculated projection and the length of the determined diameter. This is a characteristic tube current adjustment method.
[0011]
(2) The invention according to the second aspect for solving the above-described problems is based on the ratio of the major axis to the minor axis when the area of the projection of the imaging target by transmission X-rays and the section of the imaging target is assumed to be an ellipse. A tube current adjusting device for adjusting a tube current of an X-ray tube based on the area calculating means for obtaining an area of a projection obtained by seeing through the imaging object with X-rays in either the major axis or minor axis direction; Diameter determining means for determining the length of the diameter in the fluoroscopic direction based on the value of the central portion of the projection, the length of the diameter perpendicular to the determined diameter, and the area of the calculated projection and the length of the determined diameter The tube current adjusting device is characterized by comprising a diameter calculating means for calculating using the thickness.
[0012]
(3) The invention according to a third aspect for solving the above-mentioned problems is that X-ray irradiation means including an X-ray tube, tube current adjusting means for adjusting the tube current of the X-ray tube, and X-ray detection An X-ray CT apparatus comprising: and a tomographic image generating means for generating a tomographic image based on X-ray detection signals of a plurality of views detected by the X-ray detecting means, wherein the tube current adjusting means is (2) An X-ray CT apparatus using the tube current adjusting apparatus described in 1.
[0013]
(4) In another aspect of the invention for solving the above problems, the tube current of the X-ray tube is adjusted, the X-ray is irradiated from the X-ray tube, the X-ray is detected, and the detected In generating a tomogram based on X-ray detection signals of a plurality of views, an X-ray tomographic imaging method is characterized in that the method described in (1) is used to adjust the tube current.
[0014]
(Function)
In the present invention, a projection is obtained by fluoroscopying the imaging target in either the major axis or minor axis direction, and the length of the diameter in the fluoroscopic direction is determined based on the value at the center of the projection and is perpendicular thereto. The length of the diameter is calculated using the area of the projection and the length of the diameter in the see-through direction. Thereby, the fluoroscopy is only required from one direction.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of an X-ray CT apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0016]
As shown in FIG. 1, the apparatus includes a scanning gantry 2, an imaging table 4, and an operation console 6. The scanning gantry 2 has an X-ray tube 20. X-rays (not shown) radiated from the X-ray tube 20 are formed by the collimator 22 into, for example, a fan-shaped X-ray beam, that is, a fan beam, and irradiate the detector array 24. The detector array 24 has a plurality of X-ray detection elements arranged in an array in the direction of the width of the fan-shaped X-ray beam. The configuration of the detector array 24 will be described later.
[0017]
The X-ray tube 20 and the collimator 22 are an example of an embodiment of the X-ray irradiation means in the present invention. The detector array 24 is an example of an embodiment of the X-ray detection means in the present invention. The X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 constitute an X-ray irradiation / detection device. The X-ray irradiation / detection apparatus will be described later. A data collection unit 26 is connected to the detector array 24. The data collection unit 26 collects detection data of individual X-ray detection elements of the detector array 24.
[0018]
X-ray irradiation from the X-ray tube 20 is controlled by an X-ray controller 28. The connection relationship between the X-ray tube 20 and the X-ray controller 28 is not shown. The collimator 22 is controlled by a collimator controller 30. The connection relationship between the collimator 22 and the collimator controller 30 is not shown.
[0019]
The components from the X-ray tube 20 to the collimator controller 30 described above are mounted on the rotating unit 34 of the scanning gantry 2. The rotation of the rotating unit 34 is controlled by the rotation controller 36. The connection relationship between the rotating unit 34 and the rotation controller 36 is not shown.
[0020]
The imaging table 4 carries an imaging target (not shown) into and out of the X-ray irradiation space of the scanning gantry 2. The relationship between the imaging target and the X-ray irradiation space will be described later.
[0021]
The operation console 6 has a central processing unit 60. The central processing unit 60 is configured by, for example, a computer. A control interface 62 is connected to the central processing unit 60. The scanning gantry 2 and the imaging table 4 are connected to the control interface 62. The central processing unit 60 controls the scanning gantry 2 and the imaging table 4 through the control interface 62.
[0022]
The data acquisition unit 26, the X-ray controller 28, the collimator controller 30 and the rotation controller 36 in the scanning gantry 2 are controlled through the control interface 62. Note that illustration of individual connections between these units and the control interface 62 is omitted.
[0023]
A portion including the central processing unit 60, the control interface 62, and the X-ray controller 28 is an example of the embodiment of the tube current adjusting device of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus. The portion comprising the central processing unit 60, the control interface 62, and the X-ray controller 28 is also an example of the embodiment of the tube current adjusting means in the present invention.
[0024]
A data collection buffer 64 is also connected to the central processing unit 60. A data collection unit 26 of the scanning gantry 2 is connected to the data collection buffer 64. Data collected by the data collection unit 26 is input to the data collection buffer 64. The data collection buffer 64 temporarily stores input data.
[0025]
The central processing unit 60 performs image reconstruction based on a plurality of views of projections collected through the data collection buffer 64. The central processing unit 60 is an example of an embodiment of tomographic image generation means in the present invention. For the image reconstruction, for example, a filtered back projection method or the like is used. A storage device 66 is also connected to the central processing unit 60. The storage device 66 stores various data, reconstructed images, programs, and the like.
[0026]
Further, a display device 68 and an operation device 70 are connected to the central processing unit 60, respectively. The display device 68 displays a reconstructed image and other information output from the central processing unit 60. The operation device 70 is operated by an operator and inputs various instructions and information to the central processing device 60.
[0027]
FIG. 2 shows a schematic configuration of the detector array 24. The detector array 24 is a multi-channel X-ray detector in which a large number of X-ray detection elements 24 (i) are arranged. A large number of X-ray detection elements 24 (i) form an X-ray incident surface curved in a cylindrical concave shape as a whole. i is a channel number, for example, i = 1 to 1000.
[0028]
The X-ray detection element 24 (i) is configured by, for example, a combination of a scintillator and a photodiode. However, the present invention is not limited to this. For example, a semiconductor X-ray detection element using cadmium tellurium (CdTe) or the like, or an ionization chamber type X-ray detection element using xenon (Xe) gas may be used.
[0029]
FIG. 3 shows the interrelationship among the X-ray tube 20, the collimator 22, and the detector array 24 in the X-ray irradiation / detection apparatus. 3A is a diagram showing a state seen from the front of the scanning gantry 2, and FIG. 3B is a diagram showing a state seen from the side. As shown in the figure, the X-rays radiated from the X-ray tube 20 are shaped by the collimator 22 into a fan-shaped X-ray beam 400 and irradiated to the detector array 24.
[0030]
FIG. 3A shows the spread of the fan-shaped X-ray beam 400, that is, the width of the X-ray beam 400. The width direction of the X-ray beam 400 coincides with the channel arrangement direction in the detector array 24. In (b), the thickness of the X-ray beam 400 is shown.
[0031]
With the body axis intersecting such a fan surface of the X-ray beam 400, for example, as shown in FIG. 4, the imaging target 8 placed on the imaging table 4 is carried into the X-ray irradiation space. The scanning gantry 2 has a cylindrical structure including an X-ray irradiation / detection device inside.
[0032]
The X-ray irradiation space is formed in the inner space of the cylindrical structure of the scanning gantry 2. An image of the imaging target 8 sliced by the X-ray beam 400 is projected onto the detector array 24. X-rays that have passed through the imaging target 8 are detected by the detector array 24. The thickness th of the X-ray beam 400 applied to the imaging target 8 is set by adjusting the aperture of the collimator 22.
[0033]
FIG. 5 shows a block diagram of the central processing unit 60 relating to tube current adjustment. The function of each block in the figure is realized by a computer program, for example. As shown in the figure, the central processing unit 60 has a projection area calculation unit (unit) 602. The projection area calculation unit 602 is an example of an embodiment of the area calculation means in the present invention. The projection area calculation unit 602 calculates the area of a projection obtained by seeing through the imaging target 8 with X-rays.
[0034]
The projection area calculation will be described with reference to FIG. As shown in the figure, assuming that a projection in the direction of 0 °, for example, is obtained for the imaging target 8 by the X-ray beam 400, the projection area calculation unit 602 obtains the sum of the projection data of each channel input from the data collection buffer 64. This is the projection area s1.
[0035]
Based on the projection data input from the data collection buffer 64, the first diameter determination unit 604 determines a first diameter when the cross section of the imaging target 8 is assumed to be an ellipse, that is, a length parallel to the projection direction. Determine. The first diameter determining unit 604 is an example of an embodiment of a diameter determining means in the present invention.
[0036]
Since the length of the diameter parallel to the projection direction is represented by the height of the central portion of the projection, that is, projection data at the central portion of the projection, for example, projection data based on data measured in the central channel of the detector array 24 is extracted. This is the length r0 of the first diameter. Here, since the first diameter is obtained from the projection in the 0 ° direction, it is an elliptical minor diameter. In obtaining the first diameter, it is preferable to use an average value of projection data of the central channel and a plurality of channels in the vicinity thereof in order to obtain a highly accurate value.
[0037]
When the second diameter calculation unit 606 uses the projection area input from the projection area calculation unit 602 and the first diameter input from the first diameter determination unit 604 and assumes that the cross section of the imaging target 8 is an ellipse. , That is, a diameter perpendicular to the first diameter (here, the major axis) is calculated. The second diameter calculation unit 606 is an example of an embodiment of a diameter calculation means in the present invention.
[0038]
The calculation of the second diameter is performed based on the formula for the area of the ellipse. The area of the ellipse is determined by the product of the major axis, the minor axis, and the circumference, and since the area s1 and the minor axis r0 are known, the major axis r90 can be obtained by calculation.
[0039]
The tube current calculation unit 608 calculates the tube current based on the projection area s1 input from the projection area calculation unit 602. In calculating the tube current, first, SD corresponding to the projection area s1 is obtained. The relationship between the projection areas S and SD is obtained in advance by phantom measurement or the like under a standard tube current, and for example, the correspondence as shown in FIG. 7 is stored in the memory.
[0040]
Therefore, SDδa corresponding to the projection area s1 is obtained from such a relationship. The relationship between the tube current mAa that provides SDδa and the tube current mAb that provides SDδb required for the reconstructed image has the following relationship.
[0041]
[Expression 1]

[0042]
So from this relationship,
[0043]
[Expression 2]

[0044]
To obtain the desired tube current.
The oval ratio calculation unit 610 uses the first diameter r0 input from the first diameter determination unit 604 and the second diameter r90 input from the second diameter calculation unit 606 to calculate the oval ratio.
[Equation 3]

[0046]
Ask for.
The tube current correction unit 612 corrects the tube current mAb input from the tube current calculation unit 608 according to the oval ratio R input from the oval ratio calculation unit 610. The relationship between the oval ratio R and the correction coefficient K is given in advance as shown in FIG. 8, for example, and the tube current is corrected as shown in the following equation using the correction coefficient K obtained from this relationship.
[0047]
[Expression 4]

[0048]
A signal representing the corrected tube current mAb ′ is supplied to the X-ray controller 28 through the control interface 62.
The operation of this apparatus will be described. In operation of this apparatus, first, tube current adjustment according to an imaging target is performed. FIG. 9 shows a flow diagram of the tube current adjustment operation. Hereinafter, the tube current adjustment will be described with reference to FIG.
[0049]
First, in step 902, scout imaging is performed. In scout imaging, fluoroscopic imaging is performed from a predetermined direction on a part of the imaging object 8 from which a tomographic image is to be captured. The scout shooting direction is, for example, the 0 ° direction, that is, from the front of the imaging target 8. Instead of the 0 ° direction, the 90 ° direction, that is, the side surface of the imaging target 8 may be used. Hereinafter, although an example of the 0 ° direction will be described, the same applies to the case of the 90 ° direction.
[0050]
Next, in step 904, the projection area s1 is calculated. The calculation of the projection area s1 is performed by the projection area calculation unit 602 as described above.
[0051]
Next, in step 906, the first diameter is determined. The determination of the first diameter is performed by the first diameter determination unit 604 as described above.
Next, in step 908, the second diameter is calculated. The calculation of the second diameter is performed by the second diameter calculation unit 606 as described above.
[0052]
Next, in step 910, the tube current is calculated. The calculation of the tube current is performed by the tube current calculation unit 608, the oval ratio calculation unit 610, and the tube current correction unit 612 as described above.
[0053]
In this way, it is possible to obtain a tube current corrected by the oval ratio only by performing fluoroscopic imaging from one direction. Therefore, the efficiency of adjusting the tube current can be increased, and the exposure amount of the imaging object 8 can be reduced to half of the conventional amount.
[0054]
FIG. 10 shows a flowchart of the operation at the time of imaging of this apparatus. As shown in the figure, in step 912, the operator inputs a scan plan through the operation device 70. The scan plan includes X-ray irradiation conditions, slice thickness, slice position, and the like. Here, among the X-ray irradiation conditions, the tube current is automatically adjusted as described above. Hereinafter, the apparatus operates under the operation of the operator and control by the central processing unit 60 according to the input scan plan.
[0055]
In step 914, scan positioning is performed. That is, the operator operates the operation device 70 to move the imaging table 4 so that the center of the imaging region of the imaging target 8 coincides with the rotation center (isocenter) of the X-ray irradiation / detection device.
[0056]
After such scan positioning is performed, scanning is performed in step 916. That is, the X-ray irradiation / detection device is rotated around the imaging target 8 to collect, for example, 1000 views of projections in the data collection buffer 64.
[0057]
Image reconstruction is performed in step 918 after scanning or in parallel with scanning. That is, based on the projections of a plurality of views collected in the data collection buffer 64, the central processing unit 60 reconstructs an image by, for example, a filtered back projection method and generates a tomographic image.
[0058]
The reconstructed tomographic image is displayed on the display device 68 in step 920. Since the tube current is automatically adjusted according to the projection area and oval ratio of the imaging target, a high-quality tomographic image can be obtained.
[0059]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, an efficient tube current adjusting method and apparatus, and an X-ray CT apparatus including such a tube current adjusting apparatus can be realized. In addition, it is possible to realize a tube current adjusting method and apparatus with a small amount of X-ray exposure to be imaged, and an X-ray CT apparatus provided with such a tube current adjusting device.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram of a detector array in the apparatus shown in FIG.
FIG. 3 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG. 1;
4 is a schematic diagram of an X-ray irradiation / detection device in the apparatus shown in FIG.
FIG. 5 is a block diagram of a central processing unit related to a tube current adjustment function.
FIG. 6 is a conceptual diagram of a projection to be imaged.
FIG. 7 is a graph showing the relationship between the projection area and SD.
FIG. 8 is a graph showing a relationship between an oval ratio and a tube current correction coefficient.
FIG. 9 is a flowchart of the operation of the apparatus shown in FIG.
10 is a flowchart of the operation of the apparatus shown in FIG.
[Explanation of symbols]
2 Scanning gantry 4 Imaging table 6 Operation console 8 Imaging target 20 X-ray tube 22 Collimator 24 Detector array 26 Data collection unit 28 X-ray controller 30 Collimator controller 34 Rotation unit 36 Rotation controller 60 Central processing unit 62 Control interface 64 Data collection buffer 66 Storage Device 68 Display Device 70 Operation Device 602 Projection Area Calculation Unit 604 First Diameter Determination Unit 606 Second Diameter Calculation Unit 608 Tube Current Calculation Unit 610 Oval Ratio Calculation Unit 612 Tube Current Correction Unit

Claims

A tube current adjusting device that adjusts the tube current of an X-ray tube based on a ratio of a major axis to a minor axis when an area of a projection of an imaging target composed of a human body by transmitted X-rays and a cross section of the imaging target is assumed to be an ellipse. There,
Area calculating means for obtaining an area of a projection obtained by seeing through the imaging object with X-rays in a direction parallel to either the major axis or the minor axis;
Diameter determining means for determining the length of the major axis or the minor axis based on the value of the central portion of the projection used in the area calculating means;
Diameter calculation means for calculating the length of the diameter perpendicular to the determined diameter, assuming that the obtained projection area is an elliptical area, and using the obtained projection area and the determined diameter length. When,
A tube current adjusting device comprising:

2. The tube current adjusting device according to claim 1 , wherein the diameter determining means determines the length of the major axis or the minor axis based on an average value of a central value of the projection and a value in the vicinity thereof. .

Based on X-ray irradiation means including an X-ray tube, tube current adjusting means for adjusting the tube current of the X-ray tube, X-ray detection means, and X-ray detection signals of a plurality of views detected by the X-ray detection means. An X-ray CT apparatus comprising a tomographic image generating means for generating a tomographic image,
An X-ray CT apparatus using the tube current adjusting device according to claim 1 or 2 as the tube current adjusting means.