JP2003310599A - X線ct装置 - Google Patents
X線ct装置Info
- Publication number
- JP2003310599A JP2003310599A JP2002112931A JP2002112931A JP2003310599A JP 2003310599 A JP2003310599 A JP 2003310599A JP 2002112931 A JP2002112931 A JP 2002112931A JP 2002112931 A JP2002112931 A JP 2002112931A JP 2003310599 A JP2003310599 A JP 2003310599A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- dose
- data
- transmitted
- fan
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 102
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims abstract description 20
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 9
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 56
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 54
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 29
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 11
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 8
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 6
- 230000007812 deficiency Effects 0.000 description 5
- 210000004197 pelvis Anatomy 0.000 description 5
- 238000003491 array Methods 0.000 description 4
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 4
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 3
- RPPBZEBXAAZZJH-UHFFFAOYSA-N cadmium telluride Chemical compound [Te]=[Cd] RPPBZEBXAAZZJH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 102100033040 Carbonic anhydrase 12 Human genes 0.000 description 1
- 102100032566 Carbonic anhydrase-related protein 10 Human genes 0.000 description 1
- 101100321670 Fagopyrum esculentum FA18 gene Proteins 0.000 description 1
- 101000867855 Homo sapiens Carbonic anhydrase 12 Proteins 0.000 description 1
- 101000867836 Homo sapiens Carbonic anhydrase-related protein 10 Proteins 0.000 description 1
- 238000002594 fluoroscopy Methods 0.000 description 1
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000008685 targeting Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
T装置を実現する。また、画質がヘリカルスキャンの全
範囲にわたって均一な断層像を事前のスカウト撮影なし
に撮影するX線CT装置を実現する。 【解決手段】 X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列してなり撮影の対
象を挟んで前記X線照射装置と対向しているX線検出装
置、を有するX線照射検出装置を対象の体軸に沿って相
対的に移動させて複数ビューの透過X線データを獲得す
るにあたり、X線照射装置が照射するX線の線量を前の
ビューの透過X線のカウントに基づいて調節(512,
514)する。
Description
し、特に、撮影にあたってX線の線量調節を行うX線C
T装置に関する。
により撮影の対象について透過X線データを獲得し、そ
れに基づいて対象の断層像を生成(再構成)する。X線
照射・検出装置におけるX線照射装置は、撮影断面を包
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線照射・検出
装置におけるX線検出装置は、複数のX線検出素子をX
線ビームの幅の方向に配置した多チャンネル(chan
nel)のX線検出器によってX線ビームを検出する。
多チャンネルのX線検出器は、X線ビームの厚みの方向
に複数個並設されることが多い。
りで回転(スキャン:scan)させて、対象の周囲の
複数のビュー(view)方向で、X線による投影すな
わち透過X線データ(data)を求める。X線照射・
検出装置の回転に並行して対象を体軸方向に連続的に移
動させることにより、スキャンの軌道は螺旋状となる。
そのようなスキャンはヘリカルスキャン(helica
l scan)とも呼ばれる。スキャンによって得られ
た複数ビューの透過X線データに基づいて、コンピュー
タ(computer)により断層像の再構成が行われ
る。
じてX線照射条件を調節し、X線吸収量の大きいものほ
どX線の線量を上げて撮影する。X線の線量は、管電流
と通電時間の積すなわちいわゆるミリアンペア・セカン
ド(mAs)によって決められる。
て標準偏差(SD:Standard Deviati
on)が用いられる。SDは、X線管の管電流時間積を
一定としたとき、対象のプロジェクションエリア(pr
ojection area)と強い相関があるので、
適正なSDの断層像を得るために、プロジェクションエ
リアに応じて管電流時間積を自動調節することが行われ
る。管電流時間積の自動調節にあたっては、予め対象を
X線で透視してプロジェクションエリアを求め、その大
きさに応じて適正な管電流時間積を求める。
ためにも、X線による透視撮影が行われる。このような
透視撮影およびプロジェクションエリアを求めるための
透視撮影は、スカウト(scout)撮影とも呼ばれ
る。スカウト撮影は、X線の照射方向を固定した状態
で、対象を体軸方向に移動させながら行われる。体軸方
向の移動は、ヘリカルスキャンの全範囲にわたって行わ
れる。スカウト撮影時のX線の線量は一定となってい
る。
例えば肺野から骨盤部まで及ぶような広範囲となる場合
は、体軸上の位置によってX線吸収量が大きく相違す
る。このため、一定の線量でスカウト撮影を行うと、X
線検出器に到達する透過X線の量すなわちX線のカウン
ト(count)は、肺野のようにX線吸収が小さいと
ころでは過剰気味となり、骨盤部のようにX線吸収が大
きいところでは不足気味となりやすい。その場合、スカ
ウト画像は、例えば肺野に比べて骨盤部の画質が低下す
るなど、体軸上の位置によって画質に差がでることが避
けられない。
カウト画像を撮影するX線CT装置を実現することであ
る。また、画質がヘリカルスキャンの全範囲にわたって
均一な断層像を、事前のスカウト撮影なしに撮影するX
線CT装置を実現することを課題とする。
するためのひとつの観点での発明は、X線管を有し扇状
のX線ビームを照射するX線照射装置、および、複数の
X線検出素子が前記扇状のX線ビームの広がりの方向に
配列されており対象を挟んで前記X線照射装置と対向し
ているX線検出装置、を有するX線照射・検出装置を対
象の体軸に沿って相対的に移動させて複数ビューの透過
X線データを獲得するデータ獲得手段と、前記X線照射
装置が照射するX線の線量を前のビューの透過X線のカ
ウントに基づいて調節する線量調節手段と、前記透過X
線データに基づいて画像を生成する画像生成手段と、を
具備することを特徴とするX線CT装置である。
射するX線の線量を前のビューの透過X線のカウントに
基づいて調節するので、線量を動的に適正化することが
できる。そして、これによって、画質の均一なスカウト
画像を撮影することが可能となる。
点での発明は、X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されている検出素
子列が前記扇状のX線ビームの厚みの方向に複数個配設
されており対象を挟んで前記X線照射装置と対向してい
るX線検出装置、を有するX線照射・検出装置を体軸に
沿って相対的に移動させて複数ビューの透過X線データ
を獲得するデータ獲得手段と、前記X線照射装置が照射
するX線の線量を前記X線照射・検出装置の移動方向に
おける前側の検出素子列を通じて求められた透過X線の
カウントに基づいて調節する線量調節手段と、前記透過
X線データに基づいて画像を生成する画像生成手段と、
を具備することを特徴とするX線CT装置である。
射するX線の線量をX線検出装置の移動方向における前
側の検出素子列を通じて求められた透過X線のカウント
に基づいて調節するので、線量を動的に適正化すること
ができる。そして、これによって、画質の均一なスカウ
ト画像を撮影することが可能となる。
カウントの変化からの予測に基づいて行うことが、線量
の適正化を効果的に行う点で好ましい。前記線量の調節
はX線ビームの厚みによって行うことが、線量調節を機
械的に行う点で好ましい。
が、線量調節を電気的に行う点で好ましい。前記線量の
調節は前記透過X線の半影のカウントに基づいて行うこ
とが、X線信号を有効利用する点で好ましい。
るコリメータの一部に切り欠きを有することが、前側の
検出素子列を通じてカウント計測を効果的に行う点で好
ましい。
点での発明は、X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されており対象を
挟んで前記X線照射装置と対向しているX線検出装置、
を有するX線照射・検出装置を対象の体軸に沿って相対
的に往復移動させて複数ビューの透過X線データを獲得
するデータ獲得手段と、前記X線照射装置が照射するX
線の線量を前記移動の往路においては一定とし復路にお
いては往路における不足分を補う量とする線量調節手段
と、前記往復によって得られた透過X線データに基づい
て画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特
徴とするX線CT装置である。
射するX線の線量を往路においては一定とし復路におい
ては往路における不足分を補う量とするので、線量を動
的に適正化することができる。そして、これによって、
画質の均一なスカウト画像を撮影することが可能とな
る。
が、線量調節を電気的に行う点で好ましい。 (4)上記の課題を解決するための他の観点での発明
は、X線管を有し扇状のX線ビームを照射するX線照射
装置、および、複数のX線検出素子が前記扇状のX線ビ
ームの広がりの方向に配列されている検出素子列が前記
扇状のX線ビームの厚みの方向に複数個配設されており
対象を挟んで前記X線照射装置と対向しているX線検出
装置、を有するX線照射・検出装置を対象の周りを螺旋
状の軌道に沿って回転させて複数ビューの透過X線デー
タを獲得するデータ獲得手段と、対象の体軸に沿った前
記X線照射・検出装置の相対的な移動方向における前側
の検出素子列を通じて求められた透過X線のカウントに
基づいて前記X線ビームの線量を調節する線量調節手段
と、前記透過X線データに基づいて画像を生成する画像
生成手段と、を具備することを特徴とするX線CT装置
である。
たX線照射・検出装置の相対的な移動方向における前側
の検出素子列を通じて求められた透過X線のカウントに
基づいてX線ビームの線量を調節するので、線量を動的
に適正化することができる。そして、これによって、画
質がヘリカルスキャンの全範囲にわたって均一な断層像
を、事前のスカウト撮影なしに撮影することが可能とな
る。
出値を重み付け加算して得られるカウントに基づいて行
うことが、線量の適正化を効果的に行う点で好ましい。
前記線量の調節は前記透過X線の半影のカウントに基づ
いて行うことが、X線信号を有効利用する点で好まし
い。
るための専用のX線検出器を有することが、複数の検出
素子列を全て撮影に用いることを可能にする点で好まし
い。前記線量の調節は管電流によって行うことが、線量
調節を電気的に行う点で好ましい。
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。
リ(gantry)2、撮影テーブル(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(col
limeter)22により扇状のX線ビームすなわち
ファンビーム(fan beam)となるように成形さ
れ、X線検出器24に照射される。X線管20およびコ
リメータ22からなる部分は、本発明におけるX線照射
装置の実施の形態の一例である。
がりの方向にアレイ状に配列された複数の検出素子を有
する。X線検出器24は、本発明におけるX線検出装置
の実施の形態の一例である。X線検出器24の構成につ
いては後にあらためて説明する。
出器24は、X線照射・検出装置を構成する。X線照射
・検出装置は、本発明におけるX線照射・検出装置の実
施の形態の一例である。X線照射・検出装置については
後にあらためて説明する。
続されている。データ収集部26はX線検出器24の個
々の検出素子の検出信号をディジタルデータ(digi
tal data)として収集する。
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。
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。
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。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。
有する。データ処理装置60は、例えばコンピュータ
(computer)等によって構成される。データ処
理装置60には、制御インタフェース(interfa
ce)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と撮影テーブル4が接続されてい
る。データ処理装置60は制御インタフェース62を通
じて走査ガントリ2および撮影テーブル4を制御する。
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。
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を通じてデータ処理装置60に入力
される。
ァ64を通じて収集した複数ビューの透過X線データを
用いて画像再構成を行う。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(filtered
back projection)法等が用いられ
る。データ処理装置60は、本発明における画像生成手
段の実施の形態の一例である。
66が接続されている。記憶装置66は各種のデータや
プログラム(program)等を記憶している。デー
タ処理装置60が記憶装置66に記憶されたプログラム
を実行することにより、撮影実行に関わる各種のデータ
処理が行われる。
68および操作装置70が接続されている。表示装置6
8は、データ処理装置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。操作装置70は、使用者によ
って操作され、各種の指示や情報等をデータ処理装置6
0に入力する。使用者は表示装置68および操作装置7
0を使用してインタラクティブ(interactiv
e)に本装置を操作する。
す。同図に示すように、X線検出器24は、多数のX線
検出素子24(i)を1次元のアレイ状に配列した多チ
ャンネルのX線検出器となっている。iはチャンネル番
号であり例えばi=1〜1000である。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。
レータ(scintillator)とフォトダイオー
ド(photo diode)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よい。
数のX線検出素子24(ik)を2次元のアレイ状に配
列したものであってよい。複数のX線検出素子24(i
k)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。kは列番号であり例えばk=1,2,3,
4である。X線検出素子24(ik)は、列番号kが同
一なもの同士でそれぞれ検出素子列を構成する。なお、
X線検出器24の検出素子列は4列に限るものではな
く、それ以上または以下の複数であってよい。
管20とコリメータ22とX線検出器24の相互関係を
示す。なお、図4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てX線検出器24に照射される。
0の広がりを示す。X線ビーム400の広がり方向は、
X線検出器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。X線ビ
ーム400の厚み方向は、X線検出器24における複数
の検出素子列の並設方向に一致する。
を交差させて、例えば図5に示すように、撮影テーブル
4に載置された対象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。
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(slice)された対象8の像がX線検出器2
4に投影される。X線検出器24によって、対象8を透
過したX線が検出される。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(a
perture)の開度により調節される。
出器24からなるX線照射・検出装置は、それらの相互
関係を保ったまま対象8の体軸の周りを連続的に回転
(スキャン)する。X線照射・検出装置の回転と並行し
て、矢印42で示すように撮影テーブル4を対象8の体
軸方向に連続的に移動させるときは、X線照射・検出装
置は、対象8に関して相対的に、対象8を包囲する螺旋
状の軌道に沿って回転することになり、いわゆるヘリカ
ルスキャンが行われる。
スキャンを行うときは、スライス位置を固定したスキャ
ンすなわちアキシャルスキャン(axial sca
n)が行われる。
00程度)のビューの投影データが収集される。投影デ
ータの収集は、X線検出器24−データ収集部26−デ
ータ収集バッファ64の系列によって行われる。データ
獲得に関わる走査ガントリ2および撮影テーブル4から
なる部分は、本発明におけるデータ獲得手段の実施の形
態の一例である。
ている場合、図6に示すように、4スライス分のデータ
が一挙に収集される。データ処理装置60は、4スライ
ス分の投影データを使用して画像再構成を行う。
し、ヘリカルスキャンの1回転あたりの、X線照射・検
出装置の体軸方向の移動距離をLとしたとき、L/sを
ヘリカルスキャンのピッチという。
キャンの状況は図7に示すダイヤグラムのようになる。
同図では、X線照射・検出装置の回転角度を縦軸にと
り、体軸方向の移動距離を横軸にとる。体軸方向の距離
はスライスの中心間の距離sで正規化してある。
なわち4番目の検出素子列の初期位置を座標の原点とす
る。3番目の検出素子列の初期位置は原点から体軸方向
に距離1の位置にある。2番目の検出素子列の初期位置
は原点から体軸方向に距離2の位置にある。1番目の検
出素子列の初期位置は原点から体軸方向に距離3の位置
にある。なお、各検出素子列の位置はそれぞれのスライ
ス中心位置で代表する。
素子列は、ダイヤグラムAで示すように、1回目の回転
(スキャン)で距離3から距離6まで移動し、以後1回
転ごとに距離3ずつ移動する。2番目の検出素子列は、
ダイヤグラムBで示すように、1回目のスキャンで距離
2から距離5まで移動し、以後1回転ごとに距離3ずつ
移動する。3番目の検出素子列は、ダイヤグラムCで示
すように、1回目のスキャンで距離1から距離4まで移
動し、以後1回転ごとに距離3ずつ移動する。4番目の
検出素子列は、ダイヤグラムDで示すように、1回目の
スキャンで原点から距離3まで移動し、以後1回転ごと
に距離3ずつ移動する。以下、回転の回数を添え数字に
よって表す。
ダイヤグラムは体軸上のビューデータ取得位置を表す。
すなわち、ダイヤグラムA,B,C,Dは、1番目、2
番目、3番目、4番目の検出素子列のデータ取得位置を
それぞれ表す。各ダイヤグラムが示すように、ビューデ
ータはビューごとに体軸上の位置を異にする。
スキャンで4系列のビューデータが得られる。これらデ
ータ系列において、同一ビューのデータ同士は、体軸方
向に距離1ずつ位置が相違する。
概念が存在する。対向データとは照射角度が同一で方向
が逆なX線によって得られる透過X線データのことであ
る。360°回転によって得られた透過X線データのう
ち、後半の180°〜360°で得られたデータが前半
の0°〜180°で得られたデータの対向データとな
る。
することができる。上記の4つのデータ系列についてそ
れぞれ対向データ系列を形成することにより、4つの対
向データ系列が得られる。
れで生じる。これは、ヘリカルスキャンにおいてはヘリ
カルピッチの半分に相当する体軸方向の距離の差とな
る。したがって、ダイヤグラムA,B,C,Dに対応す
る対向データのダイヤグラムはそれぞれ破線で示すダイ
ヤグラムA’,B’,C’,D’となる。なお、添え数
字は回転の回数を表す。
は、ダイヤグラムB2C2の中間のダイヤグラムとな
る。ダイヤグラムB1’は、ダイヤグラムC2とD2の
中間のダイヤグラムとなる。あるいは、ダイヤグラムD
2とA1とは重複するから、ダイヤグラムB1’は、ダ
イヤグラムC2とA1中間になるといってもよい。ダイ
ヤグラムC1’は、ダイヤグラムA1とB1の中間のダ
イヤグラムとなる。ダイヤグラムD1’は、ダイヤグラ
ムB1とC1の中間のダイヤグラムとなる。
タ系列を実データ系列ともいう。また、ダイヤグラム
A’,B’,C’,D’のデータ系列を対向データ系列
ともいう。
から生成したビューデータが用いられる。例えば、同図
に一点鎖線で示すように、原点から距離6の位置にある
スライスの断層像を再構成するとしたとき、このスライ
ス位置における回転角度0〜2πの範囲における実測デ
ータおよび補間データが用いられる。
回転角度0のデータ、対向データ系列C2’における回
転角度aのデータ、実データ系列B2における回転角度
bのデータ、対向データ系列D2’における回転角度π
のデータ、実データ系列C2における回転角度cのデー
タ、対向データ系列B1’における回転角度dのデータ
および実データ系列D2の回転角度2πのデータであ
る。それ以外のデータは補間演算によって生成される。
補間演算には、複数のデータ系列のうちスライス位置の
直近の前後で獲得した2つのデータ系列のデータが用い
られる。
影予定部位についてスカウト撮影が行われる。スカウト
撮影は、図8に概念的に示すように、対象8についてX
線ビーム400により例えば0°方向または90°方向
から透視撮影することである。このような透視撮影を、
対象8を体軸方向に移動させながら行って、体軸方向の
所定の範囲にわたってスカウト撮影を行う。なお、スカ
ウト撮影は180°方向または270°方向から行って
もよく、あるいは、それ以外の適宜の角度方向から行っ
てもよい。
て示す。同図は0°方向から撮影する例を示す。同図の
(a)は撮影開始時の状態を示す。(b)は撮影の途中
の状態を示す。(c)は撮影終了時の状態を示す。
ム400が所定の撮影開始位置に照射されるように位置
決めされる。撮影開始位置は例えば胸部上辺である。位
置決めは、撮影テーブル4の位置調節により行われる。
この状態から、対象8を頭部方向に移動させながらX線
ビーム400による透視撮影を行う。対象8の移動は、
撮影テーブル4の搬送により行われる。スカウト撮影
は、(b)に示すように対象8の脚部方向に進行する。
そして、(c)に示すように、所定の撮影終了位置に達
したときに撮影を終了する。撮影終了位置は例えば骨盤
部である。
軸に沿って所定の範囲にわたって行われる。撮影範囲を
破線によって示す。スカウト撮影は、相対的には、X線
照射・検出装置を対象8の体軸に沿って移動させながら
行うのと同じである。以下、スカウト撮影をスカウトス
キャンともいう。
のフロー(flow)図を示す。本装置の動作はデータ
処理装置60による制御の下で進行する。以下同様であ
る。同図に示すように、ステップ(step)502
で、線量初期化が行われる。これによって、撮影開始時
に照射するX線の線量が設定される。線量の設定は、デ
ータ処理装置60により、制御インタフェース62を通
じてX線コントローラ28に対して行われる。線量はX
線管20の管電流として設定される。
化が行われる。これによって最初のビューが指定され
る。ビュー番号初期化はデータ処理装置60によって行
われる。以下の各処理は、特に断らない限りデータ処理
装置60による処理である。
行われる。1ビュー撮影はビュー番号で指定されたビュ
ーについて行われる。1ビュー撮影は走査ガントリ2と
撮影テーブル4の連係動作によって行われる。撮影デー
タはデータ収集バッファ64を通じて収集される。
が行われ、次のビューが指定される。次に、ステップ5
10で、全ビューの撮影が完了したか否かが判定され
る。全ビューの撮影が完了していないときは、ステップ
512で、X線カウント判定、すなわち、X線検出器に
到達する透過X線の量の判定が行われる。X線カウント
の判定は、ステップ506で1ビュー撮影を行ったとき
の透過X線のカウントについて行われる。判定は、例え
ばX線検出器24の全チャンネルの検出信号の和の値を
所定の上限値および下限値と比較することによって行わ
れる。
れる。線量調節はカウント判定結果に基づいて行われ
る。すなわち、カウントが下限値を下まわったときは線
量を増やし、上限値を上まわったときは線量を減じる。
カウントが上下限の範囲内にあるときは線量はそのまま
とする。
線の線量の過不足に対応する。したがって、カウントの
過不足すなわち線量の過不足があった場合は、それを修
正する方向で線量調節が行われる。線量増減の値は予め
定めた値となっている。この値は適宜の一定値となって
いる。あるいは、上下限値からの逸脱の程度に応じた可
変値であってよい。
行われる。この撮影には、調節後の線量が用いられる。
これによって、前のビューで線量の過不足があった場合
は、このビューでは、適正な方向に修正された線量によ
って撮影が行われる。その後、ステップ508ビュー番
号更新が行われる。以下、この要領で各ビューの撮影が
逐次行われる。なお、X線の照射量には適宜の上限値お
よび下限値を設けることが望ましい。
516で、スカウト画像生成が行われる。スカウト画像
生成は、各ビューで得られた透過X線データに基づいて
行われる。なお、スカウト画像生成は、スカウトスキャ
ンによって各ビューのデータが得られ次第に生成するよ
うにしてもよい。
も、透過X線データには線量が過大または過小のビュー
データが混じることがあり得る。しかし、そのような場
合でも、次のビューで線量が修正されるので、全体とし
ては概ね適正な線量による撮影が行われる。したがっ
て、撮影範囲が例えば肺野から骨盤部まで及ぶような広
範囲となる場合でも、全域にわたって高品質なスカウト
画像を得ることができる。
たような複数の検出素子列を持つものを用いる場合は、
スカウト撮影はそれら複数列のうちの中央部の1列ない
し2列を用いて行われる。
列の両側の検出素子列にもX線の半影が入射するので、
ステップ512におけるカウント判定は、半影のカウン
トに基づいて行うようにしてもよい。ただし、半影はス
カウト撮影の進行方向における前側のものを利用する。
半影を利用する代わりに、コリメータ22の一部に切り
欠きを設け、それを通して両側の検出素子列に透過X線
が照射されるようにしてもよい。
撮影する部位のX線吸収量を反映したものとなる。した
がって、そのカウントに基づいて、その部位を撮影する
ための線量を調節することが可能である。このようにす
ることにより、過大または過小な線量で撮影が行われる
頻度を上記の場合よりも低減することができる。そし
て、これによって、スカウト画像の品質をさらに向上さ
せることができる。
のような線量調節に代えて、あるいは、それに加えて、
直前の複数ビューのカウント数からの予測に基づいて行
うようにしてもよい。予測には予め定めた適宜の予測関
数が用いられる。予測関数は撮影部位に応じて選択可能
にするのが、線量調節を適切に行う点で好ましい。な
お、予測は、進行方向前側の半影等のカウントに基づい
て行うようにしてもよい。
タ22のアパーチャの開度により調節するようにしても
よい。その場合は、線量を増やすときはアパーチャ開度
を増し、線量を減らすときはアパーチャ開度を減じる。
これによって線量調節を機械的に行うことが可能とな
る。
すると、アパーチャ開度を大きくしたときはスライス厚
が大きくなるので、それに対応して撮影テーブル4の搬
送量を大きくすることができる。これによって、スカウ
トスキャンのスループット(through put)
を上げることが可能となる。一方、線量低減のためにア
パーチャ開度を小さくしたときは、スライス厚が小さく
なるので空間分解能の良いスカウト画像を得ることがで
きる。
う本装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、
本装置は、データ獲得部602、画像生成部604、カ
ウント監視部606および線量決定部608を有する。
ウト撮影を行ってX線透過データを獲得する。データ獲
得部602は、走査ガントリ2、制御インタフェース6
2、データ収集バッファ64およびデータ処理装置60
からなる部分の機能に相当する。データ獲得部602
は、本発明におけるデータ獲得手段の実施の形態の一例
である。
づいてスカウト画像を生成する。画像生成部604は、
データ処理装置60の機能に相当する。画像生成部60
4は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例
である。
02が獲得したデータに基づいて1ビューずつX線のカ
ウントを監視し、その結果を線量決定部608に入力す
る。線量決定部608はカウント監視部606からの入
力信号に基づいて次のビューの線量を決定する。データ
獲得部602は、線量決定部608が決定した線量によ
って次のビューのスカウト撮影を行う。
60の機能に相当する。線量決定部608は、データ処
理装置60の機能に相当する。カウント監視部606お
よび線量決定部606からなる部分は、本発明における
線量調節手段の実施の形態の一例である。
動作のフロー図を示す。同図に示すように、ステップ7
02で、線量設定が行われる。線量はX線管20の管電
流として設定される。
影が行われる。往路スカウト撮影とは、例えば図9に示
したように、対象8の所定の撮影範囲について撮影開始
位置から撮影終了位置までスカウト撮影を行うことであ
る。往路スカウト撮影には、ステップ702で設定され
た線量が用いられる。すなわち、一定の線量によるスカ
ウト撮影が行われる。
行われる。追加線量計算とは、往路のスカウト撮影の各
ビューごとに線量の不足の有無を判定し、線量不足のビ
ューについては追加線量を求めることである。往路スカ
ウト撮影は一定の線量で行われたので、X線吸収量が大
きい撮影部位については線量の不足が発生し得る。
たビューについて適切なカウントが得られるような線量
が求められる。そのような線量は、予め判明している照
射X線の線量と透過X線のカウントとの関係を利用して
求められる。
影が行われる。復路スカウト撮影は、図13(a)〜
(c)に示すように、往路のスカウト撮影におけける撮
影終了位置から撮影開始位置まで、逆順にスカウト撮影
を行うことである。復路スカウト撮影においては、ビュ
ーごとに追加線量によるX線照射が行われる。
路データの加算が行われる。データ加算はビューが同一
なもの同士で行われる。次に、ステップ712で、スカ
ウト画像生成が行われる。スカウト画像は往路データと
復路データの加算によって得られたデータに基づいて行
われる。
線量によって得られているので、往路データと復路デー
タを加算して得られるデータは全てのビューが適正な線
量で得られたデータとなる。したがって、そのようなデ
ータから生成されたスカウト画像は品質の良いものとな
る。
トスキャンによって各ビューのデータが得られ次第に生
成するようにしてもよい。そして、その場合は、復路の
スカウトスキャンによって各ビューのデータが得られ次
第に、それを往路のデータに加算してスカウト画像を生
成してゆくようにする。
ャンによって行われるが、スカウト撮影後には対象8を
撮影開始位置まで戻すのが普通である。このため、片道
スキャンの場合も往復スキャンの場合も対象8の移動は
同じように行われる。したがって、往復スキャンによる
スカウト撮影を行っても、対象8の移動の行程が特に増
えることはない。
う本装置の機能ブロック図を示す。同図において図11
に示したものと同様のものは、同一の符号を付して説明
を省略する。同図に示すように、本装置は追加線量計算
部610および線量決定部608’を有する。
02が獲得した各ビューのカウントに基づいて不足線量
時応じた追加線量を計算する。線量決定部608’はデ
ータ獲得部602による往路スカウト撮影の線量を決定
し、また、追加線量計算部610の計算値に基づいて復
路スカウト撮影の線量を決定する。
の機能に相当する。追加線量計算部610はデータ処理
装置60の機能に相当する。追加線量計算部610およ
び線量決定部606からなる部分は、本発明における線
量調節手段の実施の形態の一例である。
本装置の動作のフロー図を示す。同図に示すように、ス
テップ902で、撮影条件設定が行われる。これによっ
て、撮影の開始位置と終了位置、ヘリカルスキャンのピ
ッチ、X線管の管電圧と管電流等、所要の撮影条件が設
定される。撮影条件の設定は、使用者により操作装置7
0を通じて行われる。
ンが行われる。ヘリカルスキャンの要領は前述の通りで
ある。ヘリカルスキャンの過程でX線の線量が動的に調
節される。線量の調節については後述する。
われる。画像再構成の要領も前述の通りである。再構成
された画像はステップ908で表示装置68に表示さ
れ、また、記憶装置66に記憶される。
リカルスキャンを行う本装置の機能ブロック図を示す。
同図に示すように、本装置は、データ獲得部802、画
像生成部804、カウント監視部806および線量決定
部808を有する。
カルスキャンを行ってX線透過データを獲得する。デー
タ獲得部802は、走査ガントリ2、制御インタフェー
ス62、データ収集バッファ64およびデータ処理装置
60からなる部分の機能に相当する。データ獲得部80
2は、本発明におけるデータ獲得手段の実施の形態の一
例である。
づいて断層像を生成する。画像生成部804は、データ
処理装置60の機能に相当する。画像生成部804は、
本発明における画像生成手段の実施の形態の一例であ
る。
02が獲得したデータに基づいてX線のカウントを監視
し、その結果を線量決定部808に入力する。線量決定
部808はカウント監視部806からの入力信号に基づ
いてX線の線量を決定する。線量は管電流として決定さ
れる。データ獲得部802は、線量決定部808が決定
した線量によってヘリカルスキャンを行う。
60の機能に相当する。線量決定部808は、データ処
理装置60の機能に相当する。カウント監視部806お
よび線量決定部606からなる部分は、本発明における
線量調節手段の実施の形態の一例である。
明する。ヘリカルスキャン中はX線照射・検出装置は対
象8の体軸方向に連続的に進行する。X線照射・検出装
置の進行状況は例えば図17に示すようになる。同図で
は、X線照射・検出装置の進行をX線検出器24の位置
変化によって示す。
刻t0おいては体軸上の位置p0にあり、時刻t1には
位置p1にあり、時刻t2には位置p2にある。なお、
X線検出器24の位置はその中心の位置で表す。X線検
出器24が透過X線を検出する体軸上の位置は、X線検
出器24の中心の位置によって表される。ここでは、X
線検出器24は4つの検出素子列からなるものとする。
X線ビーム400は全ての検出素子列に照射されてい
る。
目すると、時刻t0では、この検出素子列には位置p2
を透過したX線が照射される。このため、この検出素子
列を通じて得られるX線のカウントは、位置p2におけ
るX線吸収量を反映したものとなる。
中心が到達する位置に相当する。したがって、最前列の
検出素子の時刻t0のカウントを利用すれば、前述のス
カウト撮影の場合と同様にして、X線検出器24が位置
p2に到達したときに照射すべき適正線量を求めること
ができる。そして、X線検出器24が位置p2に到達し
たときにその線量でX線を照射すれば適正線量による撮
影を行うことができる。
器24の各位置ごとの適正線量は、その位置において最
前列の検出素子列が先行的に受光するX線のカウントに
基づいて求めることができる。そして、X線検出器24
がその位置に到達したとき、すでに求めてある線量でX
線照射を行うことにより、常に適正な線量で撮影を行う
ことができる。
リカルスキャンを行うので、適正な線量によるヘリカル
スキャンを撮影の全範囲にわたって行うことができる。
したがって、ヘリカルスキャンの全範囲にわたって画質
が均一な断層像を得ることができる。
は、事前に線量を決定するためのスカウト撮影を必要と
しない。あるいは、事前にスカウト撮影を行った場合で
も、その範囲を越えるヘリカルスキャンを適正な線量で
行うことができる。
前列のものに限らず、中心より前にあるものでよい。た
だし、できるだけ前のものの方が先行性が良い点で好ま
しい。また、検出素子列は4列に限らず、列数が多い方
が最前列の検出素子列の先行性を高めるする点で好まし
い。
記のように、個々のX線検出素子の検出信号を重み付け
加算したものが用いられる。
の番号である。重み関数の特性は、対象8の撮影部位に
対応して適宜に定められる。これによって、例えば対象
8の主要部を透過したX線信号の重みを大きくする等、
適宜の重み付けを行うことが可能になる。このようにす
ることにより、線量決定をより適切に行うことが可能と
なる。
き、先行検出素子列のカウントとそれに基づく線量の時
間的な推移は、例えば図18に示すようになる。同図に
示すように、時刻t0におけるカウントが時刻t2の線
量を決定する。カウントと線量の間には(t2−t0)
の時間差がある。
ように6列の検出素子列うちの中央部の4列である場
合、それら検出素子列の両側の検出素子列にはX線の半
影が入射する。このような半影のうちヘリカルスキャン
の進行方向前側の半影のカウントは、前述と同様に、線
量を決定するための先行データとして利用することがで
きる。半影の利用は、データの先行性がさらに増す点で
好ましい。
に示すように、進行方向(矢印)の先頭に半影検出用の
X線検出器24’を設けることが、検出素子列を全て使
用してヘリカルスキャンを行う場合でも半影を利用した
線量決定が可能な点で好ましい。
れば、画質の均一なスカウト画像を撮影するX線CT装
置を実現することができる。また、画質がヘリカルスキ
ャンの全範囲にわたって均一な断層像を事前のスカウト
撮影なしに撮影するX線CT装置を実現することができ
る。
である。
る。
ロー図である。
ック図である。
ロー図である。
ック図である。
ロー図である。
ック図である。
グラフである。
Claims (8)
- 【請求項1】 X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されており対象を
挟んで前記X線照射装置と対向しているX線検出装置、
を有するX線照射・検出装置を対象の体軸に沿って相対
的に移動させて複数ビューの透過X線データを獲得する
データ獲得手段と、 前記X線照射装置が照射するX線の線量を前のビューの
透過X線のカウントに基づいて調節する線量調節手段
と、 前記透過X線データに基づいて画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とするX線CT装置。 - 【請求項2】 X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されている検出素
子列が前記扇状のX線ビームの厚みの方向に複数個配設
されており対象を挟んで前記X線照射装置と対向してい
るX線検出装置、を有するX線照射・検出装置を体軸に
沿って相対的に移動させて複数ビューの透過X線データ
を獲得するデータ獲得手段と、 前記X線照射装置が照射するX線の線量を前記X線照射
・検出装置の移動方向における前側の検出素子列を通じ
て求められた透過X線のカウントに基づいて調節する線
量調節手段と、 前記透過X線データに基づいて画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とするX線CT装置。 - 【請求項3】 前記線量の調節は複数のビューを通じて
のカウントの変化からの予測に基づいて行う、ことを特
徴とする請求項1または請求項2に記載のX線CT装
置。 - 【請求項4】 前記線量の調節はX線ビームの厚みによ
って行う、ことを特徴とする請求項1ないし請求項3の
うちのいずれか1つに記載のX線CT装置。 - 【請求項5】 X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されており対象を
挟んで前記X線照射装置と対向しているX線検出装置、
を有するX線照射・検出装置を対象の体軸に沿って相対
的に往復移動させて複数ビューの透過X線データを獲得
するデータ獲得手段と、 前記X線照射装置が照射するX線の線量を前記移動の往
路においては一定とし復路においては往路における不足
分を補う量とする線量調節手段と、 前記往復によって得られた透過X線データに基づいて画
像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴と
するX線CT装置。 - 【請求項6】 X線管を有し扇状のX線ビームを照射す
るX線照射装置、および、複数のX線検出素子が前記扇
状のX線ビームの広がりの方向に配列されている検出素
子列が前記扇状のX線ビームの厚みの方向に複数個配設
されており対象を挟んで前記X線照射装置と対向してい
るX線検出装置、を有するX線照射・検出装置を対象の
周りを螺旋状の軌道に沿って回転させて複数ビューの透
過X線データを獲得するデータ獲得手段と、 対象の体軸に沿った前記X線照射・検出装置の相対的な
移動方向における前側の検出素子列を通じて求められた
透過X線のカウントに基づいて前記X線ビームの線量を
調節する線量調節手段と、 前記透過X線データに基づいて画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とするX線CT装置。 - 【請求項7】 前記線量の調節は個々のX線検出素子の
検出値を重み付け加算して得られるカウントに基づいて
行う、ことを特徴とする請求項6に記載のX線CT装
置。 - 【請求項8】 前記線量の調節は前記透過X線の半影の
カウントに基づいて行う、ことを特徴とする請求項6ま
たは請求項7に記載のX線CT装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2002112931A JP2003310599A (ja) | 2002-04-16 | 2002-04-16 | X線ct装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2002112931A JP2003310599A (ja) | 2002-04-16 | 2002-04-16 | X線ct装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2003310599A true JP2003310599A (ja) | 2003-11-05 |
Family
ID=29533450
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2002112931A Pending JP2003310599A (ja) | 2002-04-16 | 2002-04-16 | X線ct装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2003310599A (ja) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006340901A (ja) * | 2005-06-09 | 2006-12-21 | Toshiba Corp | X線断層像撮影装置 |
JP2007532221A (ja) * | 2004-04-13 | 2007-11-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | コンピュータ断層撮影のための動的線量制御 |
JP2009050361A (ja) * | 2007-08-24 | 2009-03-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線ct装置 |
JP2010505454A (ja) * | 2006-11-09 | 2010-02-25 | キヤノン株式会社 | マルチ放射線発生装置を用いた放射線撮影制御装置 |
JP2011098232A (ja) * | 2011-02-21 | 2011-05-19 | Toshiba Corp | X線断層像撮像装置 |
CN102370491A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-03-14 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
CN102370490A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-03-14 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
CN102397076A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-04-04 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
-
2002
- 2002-04-16 JP JP2002112931A patent/JP2003310599A/ja active Pending
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007532221A (ja) * | 2004-04-13 | 2007-11-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | コンピュータ断層撮影のための動的線量制御 |
JP2006340901A (ja) * | 2005-06-09 | 2006-12-21 | Toshiba Corp | X線断層像撮影装置 |
JP2010505454A (ja) * | 2006-11-09 | 2010-02-25 | キヤノン株式会社 | マルチ放射線発生装置を用いた放射線撮影制御装置 |
US7978816B2 (en) | 2006-11-09 | 2011-07-12 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic imaging control apparatus using multi radiation generating apparatus |
JP2009050361A (ja) * | 2007-08-24 | 2009-03-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線ct装置 |
CN102370491A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-03-14 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
CN102370490A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-03-14 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
CN102397076A (zh) * | 2010-08-24 | 2012-04-04 | 富士胶片株式会社 | 放射线照相图像捕捉系统以及放射线照相图像捕捉方法 |
US8867702B2 (en) | 2010-08-24 | 2014-10-21 | Fujifilm Corporation | Radiographic image capturing system and radiographic image capturing method |
JP2011098232A (ja) * | 2011-02-21 | 2011-05-19 | Toshiba Corp | X線断層像撮像装置 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3864106B2 (ja) | 透過x線データ獲得装置およびx線断層像撮影装置 | |
US6744846B2 (en) | Method and apparatus for automatic exposure control in CT scanning | |
EP1848985B1 (en) | Multiple mode flat panel x-ray imaging system | |
US7039153B2 (en) | Imaging tomography device with at least two beam detector systems, and method to operate such a tomography device | |
JP4159188B2 (ja) | 管電流調節方法および装置並びにx線ct装置 | |
JP2004173924A (ja) | X線制御方法およびx線画像撮影装置 | |
EP1959835B1 (en) | Systems and methods for scanning and data acquisition in computed tomography (ct) applications | |
US20100232566A1 (en) | X-ray ct apparatus | |
JP2004180715A (ja) | X線コンピュータ断層撮影装置 | |
JPWO2007138979A1 (ja) | X線ct装置 | |
JP2009125250A (ja) | X線ct装置 | |
US7054409B2 (en) | Volumetric CT system and method utilizing multiple detector panels | |
JP2003102724A (ja) | 造影剤量計算装置、造影剤注入装置および断層像撮影装置 | |
US20040017881A1 (en) | Method and apparatus for selecting a reconstruction projection set | |
JP2774790B2 (ja) | X線ctスキャナ | |
JP2006116137A (ja) | X線管電流決定方法及びx線ct装置 | |
JP2003310599A (ja) | X線ct装置 | |
JP2004208884A (ja) | X線データ収集装置およびx線ct装置 | |
JPH10305027A (ja) | 放射線断層撮影方法および装置 | |
EP1340460B1 (en) | System and method of imaging using a variable speed table for thorax imaging | |
JP4090970B2 (ja) | 放射線断層画像撮影装置と放射線断層画像撮影方法および画像生成装置と画像生成方法 | |
JP4679951B2 (ja) | X線ct装置 | |
JP2008017964A (ja) | X線ct装置 | |
JP3950612B2 (ja) | X線ct装置 | |
JP2007044496A (ja) | X線ct装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20041014 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060420 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060509 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060809 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070410 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20071016 |