JP2012055393A - X-ray ct system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、ビームハードニング効果やＸ線検出器素子固有の入出力特性のばらつきを補正するためのキャリブレーションデータの取得を行うＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention relates to an X-ray CT apparatus that acquires calibration data for correcting beam hardening effects and variations in input / output characteristics unique to an X-ray detector element.
Ｘ線ＣＴ装置は、被写体に向けてＸ線を曝射し、被写体を透過したＸ線をＸ線検出器によって検出して電気信号に変換することで投影データを取得し、投影データに様々な補正、変換を行うことで、被写体の断層像を再構成する。
投影データの補正としては、例えば、ビームハードニング効果によるＣＴ値の一様性低下の補正やＸ線検出器素子固有の入出力特性（非線形性特性）のばらつきを補正するものがある。以下では、これらの補正をリニアリティ補正と総称する。リニアリティ補正のキャリブレーションデータは、頭部や腹部といった部位または患者の体格の個人差による減弱の違いに対して対応するため、管電圧毎など、出来る限り多くの撮影条件別に収集する必要がある。
従来のキャリブレーションデータの取得技術としては、特許文献１〜３に記載の手法が知られている。
An X-ray CT apparatus emits X-rays toward a subject, detects X-rays transmitted through the subject by an X-ray detector, and converts them into electrical signals, thereby acquiring projection data. By performing correction and conversion, the tomographic image of the subject is reconstructed.
As the correction of projection data, for example, there is correction of a decrease in uniformity of CT values due to a beam hardening effect and correction of variations in input / output characteristics (non-linearity characteristics) unique to X-ray detector elements. Hereinafter, these corrections are collectively referred to as linearity correction. The calibration data for linearity correction needs to be collected for as many imaging conditions as possible, such as for each tube voltage, in order to cope with differences in attenuation due to individual differences in parts such as the head and abdomen or the physique of the patient.
As conventional calibration data acquisition techniques, methods described in
特許文献１では、断面が円形かつ体軸方向の厚さが均一の円柱形状を有し、断面の直径が異なる数種類のファントムを用いる。ファントムの内部の素材としては、人体の組成に近い水、または水に近いポリエチレンなどを用いる。特許文献１では、このようなファントムをスキャンして得られる投影データをキャリブレーションデータとして収集する。特許文献１に記載の手法では、様々な直径のファントムを設置し、スキャンするという手順を複数回繰り返す。
また、特許文献２では、断面が円形かつ体軸方向の厚さが均一の円柱形状を有するファントムを、回転中心からずらした位置に配置（オフセンター配置）してスキャンする。これによって、あるＸ線検出器素子に入射するＸ線がファントムを透過する際の透過パス長がビュー（ｖｉｅｗ）方向に変化するので、様々な透過パス長の投影データを収集することができる。また、特許文献２では、円柱形状のファントムの他、断面が楕円形状または扇形状などを用いることも記載されている。特許文献２に記載の手法においても、サイズ（円の直径、楕円の長径または短径、あるいは扇形の半径など）が異なる数種類のファントムを用いる。
In
In
また、最近はＸ線検出器の体軸方向の幅が広くなり、スライス数も増加傾向にあるため、体軸方向の最大Ｘ線ビーム幅も広くなっている。リニアリティ補正は、Ｘ線検出器の各チャネル各列の素子毎の特性に応じて行われるため、キャリブレーションデータを収集する場合のファントム厚さ（ファントムの体軸方向の長さ）は、最大Ｘ線ビーム幅に応じて厚くする必要がある。しかしながら、現在の主流の６４スライス以上のＸ線検出器に対応するためには、ファントム厚さが１０ｃｍ以上になる。特許文献１、２に記載の手法の場合、ファントムの重量増加や体積増加から、ファントム保管場所の増加、作業性の悪化、作業者の危険性増加などが懸念される。
このような諸問題を解決する為、特許文献３では、円形のファントムを体軸方向に動かしながら、ヘリカルスキャンによってスキャンしてキャリブレーションデータを収集する。これにより、ファントム厚さは、最大Ｘ線ビーム幅以下にすることが可能となり、作業者の安全やファントムの保管場所の確保の面では、ある程度有効である。
Recently, the width of the X-ray detector in the body axis direction has been increased and the number of slices has been increasing, so the maximum X-ray beam width in the body axis direction has also increased. Linearity correction is performed according to the characteristics of each element in each column of each channel of the X-ray detector. Therefore, the phantom thickness (the length of the phantom in the body axis direction) when collecting calibration data is a maximum of X It is necessary to increase the thickness according to the line beam width. However, in order to support the current mainstream X-ray detectors of 64 slices or more, the phantom thickness is 10 cm or more. In the case of the methods described in
In order to solve such various problems, in Patent Document 3, calibration data is collected by scanning by a helical scan while moving a circular phantom in the body axis direction. As a result, the phantom thickness can be made equal to or less than the maximum X-ray beam width, which is effective to some extent in terms of worker safety and securing a phantom storage location.
ところで、設置やスキャンなどの作業にかかる時間や保管場所のことを考慮すると、前述の諸問題を根本的に解決する為には、ファントムの数はなるべく少ない方がよい。
特許文献１、２の手法では、ファントムのオフセンター配置や人体の形状に合わせたファントムなどの使用によって、ある程度の減弱の幅を持ったデータを収集可能ではあるが、数種類の異なるファントムが必要であり、ファントムの交換に時間を要してしまう。
また、特許文献３のように、ヘリカルスキャンを用いたキャリブレーションデータ収集であっても、様々な減弱の投影データを得るためには数種類の径の異なるファントムを用いる必要がある。
By the way, in consideration of the time required for work such as installation and scanning and the storage location, the number of phantoms should be as small as possible in order to fundamentally solve the above-mentioned problems.
In the methods of
Further, as in Patent Document 3, even when calibration data is collected using a helical scan, it is necessary to use several types of phantoms having different diameters in order to obtain various attenuation projection data.
本発明は、このような課題を鑑みてなされたもので、キャリブレーションデータ収集に用いるファントムの種類が少なく、ファントムの厚さが最大Ｘ線ビーム幅以下であり、且つ補正精度を向上するために様々な減弱データを収集することのできるＸ線ＣＴ装置を提供する。 The present invention has been made in view of such problems, and in order to improve the correction accuracy, the number of types of phantoms used for calibration data collection is small, the phantom thickness is less than the maximum X-ray beam width, and Provided is an X-ray CT apparatus capable of collecting various attenuation data.
前述した目的を達成するために第１発明は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線管と対向する位置に設置されＸ線を検出するＸ線検出素子が２次元マトリックス状に配列されたＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器から投影データを収集するデータ収集回路と、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器と前記データ収集回路が搭載されたスキャナと、被写体が載置される寝台とを備えるＸ線ＣＴ装置であって、被検体が仰向けに寝台１０２に載置された状態において、それぞれ被検体の体幅方向をＸ方向、被検体の体軸方向をＺ方向とし、更に前記Ｘ方向および前記Ｚ方向に直交する方向をＹ方向とし、前記寝台に固定された状態において、前記Ｚ方向の各位置において前記Ｙ方向の長さが異なる形状を有し、かつ前記Ｚ方向の長さが前記Ｘ線管によって照射されるＸ線のＺ方向の最大Ｘ線ビーム幅以下であるファントムと、前記ファントムを前記寝台に固定し、前記寝台を前記Ｚ方向に移動させてスキャンすることで、キャリブレーションデータを収集する収集手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。
In order to achieve the above-described object, the first invention is an X-ray tube for irradiating X-rays, and an X-ray detector arranged at a position facing the X-ray tube to detect X-rays is arranged in a two-dimensional matrix. X-ray detector, a data acquisition circuit that collects projection data from the X-ray detector, a scanner equipped with the X-ray tube, the X-ray detector, and the data acquisition circuit, and an object mounted thereon An X-ray CT apparatus including a bed that is placed on the
本発明により、キャリブレーションデータ収集に用いるファントムの種類が少なく、ファントムの厚さが最大Ｘ線ビーム幅以下であり、且つ補正精度を向上するために様々な減弱データを収集することのできるＸ線ＣＴ装置を提供することができる。 According to the present invention, the number of phantoms used for calibration data collection is small, the phantom thickness is less than the maximum X-ray beam width, and various attenuation data can be collected to improve correction accuracy. A CT apparatus can be provided.
以下図面に基づいて、本発明の実施形態を詳細に説明する。
最初に、図１から図４を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１の構成と、Ｘ線ＣＴ装置１による処理の概要を説明する。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
First, the configuration of the
図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、様々なコンポーネントが搭載されているスキャナ１０１、被検体が載置される寝台１０２から構成される。
図１には、Ｘ線ＣＴ装置１における方向の定義を示している。Ｘ方向は、被検体が仰向けに寝台１０２に載置された状態において、被検体の体幅方向である。Ｚ方向は、被検体が仰向けに寝台１０２に載置された状態において、被検体の体軸方向である。Ｙ方向は、被検体の体幅方向および被検体の体軸方向に直交する方向である。以下、Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向と記載したときは、図１に示す方向を示すものとする。
As shown in FIG. 1, the
In FIG. 1, the definition of the direction in the
図２に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１の制御装置２０２は、操作装置２０１から入力された計測条件を制御信号に変換し、通信Ｉ／Ｆ２０３を介してＸ線ＣＴスキャナ２０４に送信する。Ｘ線ＣＴスキャナ２０４には、Ｘ線管２０５、Ｘ線検出器２０８、データ収集回路２０９が搭載されている。
Ｘ線ＣＴスキャナ２０４は、計測条件に応じて、Ｘ線を照射するＸ線管２０５、Ｘ線の強度分布を調整するためのＸ線補償フィルタとＸ線のビーム幅を調整するためのコリメータなどが格納されているコリメータユニット２０６、および被検体が載置される寝台２０７等をそれぞれ制御する。
コリメータユニット２０６は、Ｘ線管２０５とＸ線検出器２０８の間に設置され、Ｘ線管２０５から照射されるＸ線に対して、Ｚ方向の開口幅および位置が制御可能になっている。
Ｘ線検出器２０８は、Ｘ線管２０５と対向する位置に設置され、Ｘ方向に数１００〜１０００程度のチャネル数、Ｚ方向に１〜数１００程度のスライス数のＸ線検出器素子が２次元マトリックス状に配列されている。Ｘ線検出器２０８は、Ｘ線管２０５から照射され、被検体を透過したＸ線を検出し、電気信号に変換する。
データ収集回路２０９は、Ｘ線検出器２０８に配列されている各Ｘ線検出器素子が検出する投影データを収集してＡ／Ｄ変換し、通信Ｉ／Ｆ２０７を介して画像処理装置２１０に送信する。
As illustrated in FIG. 2, the
The
The
The
The
画像処理装置２１０は、投影データの補正処理、補正処理後のローデータ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）の作成処理、断層像の再構成処理などを行い、ローデータや断層像などを記録装置２１１に保存し、断層像などを表示装置２１２に表示する。
キャリブレーションデータ計測装置２１４は、キャリブレーションデータを収集する。補正係数算出装置２１３は、キャリブレーションデータに基づいて、リニアリティ補正のための補正係数を算出し、記憶装置２１１に保存する。ここで、リニアリティ補正とは、ビームハードニング効果によるＣＴ値の一様性の低下や、Ｘ線検出器素子固有の入出力特性（非線形性特性）のばらつきなどの補正を意味する。
The
The calibration
図３に示すように、キャリブレーションデータ収集処理は、キャリブレーションデータ収集用のファントムを寝台２０７にセッティングし（Ｓ１０１）、キャリブレーションデータ計測装置２１４が、制御装置２０２、通信Ｉ／Ｆ２０３を介して、Ｘ線ＣＴスキャナ２０４に計測条件を送信し、ファントムをスキャンする（Ｓ１０２）。
スキャンして得られる投影データに対して、画像処理装置２０８が、公知のオフセット補正、対数変換、エアー補正などの前段階の各種補正１を行い（Ｓ１０３）、キャリブレーションデータを記録装置２１１に保存する（Ｓ１０４）。
As shown in FIG. 3, in the calibration data collection process, a calibration data collection phantom is set on the bed 207 (S101), and the calibration
For the projection data obtained by scanning, the
ここで、例えば、リニアリティ補正をＤ次の多項式変換にて行うものとする。変換前（補正前）のｉチャネル、ｋ列目の投影データをＰ（ｉ、ｋ）、変換後（補正後）のｉチャネル、ｋ列目の投影データをＰ´（ｉ、ｋ）、ｄ次の定数をＣｄとすると、多項式変換は、以下の式にて示される。 Here, for example, linearity correction is performed by D-order polynomial transformation. The i-channel before conversion (before correction) and the projection data in the k-th column are P (i, k), the i-channel after conversion (after correction), and the projection data in the k-th column are P ′ (i, k), d When the next constant is C d , the polynomial transformation is expressed by the following equation.
補正係数算出装置２１３は、Ｓ１０４にて記憶装置２１１に保存されるキャリブレーションデータを読み出し、式（１）のＣｄの補正係数を算出し、記憶装置２１１に保存する（Ｓ１０５）。
Correction
一方、図４に示すように、画像撮影・表示処理は、被検体を寝台２０７に載置させた状態でスキャンを行う（Ｓ２０１）。
図３のＳ１０３と同様、スキャンして得られる投影データに対して、画像処理装置２０８が、公知のオフセット補正、対数変換、エアー補正などの前段階の各種補正１を行う（Ｓ２０２）。
そして、画像処理装置２０８は、記憶装置２１１に記憶されている補正係数Ｃｄを読み出し、式（１）の多項式変換によって、リニアリティ補正を行う（Ｓ２０３）。
その後、画像処理装置２０８は、ノイズ除去などの各種補正２を行い（Ｓ２０４）、ローデータを作成し、記憶装置２１１に保存する（Ｓ２０５）。
そして、画像処理装置２０８は、ユーザの指示に従い、記憶部２１１に記憶されているローデータに基づいて断層像を再構成し、記憶部２１１に保存し、表示装置２１２に表示する（Ｓ２０６）。
On the other hand, as shown in FIG. 4, in the image capturing / display processing, scanning is performed in a state where the subject is placed on the bed 207 (S201).
Similar to S103 in FIG. 3, the
Then, the
Thereafter, the
Then, the
以下では、図５〜図１５を参照しながら、図３のＳ１０２に示されるファントムのスキャン処理の各実施形態について詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of the phantom scanning process shown in S102 of FIG. 3 will be described in detail with reference to FIGS.
＜第１の実施の形態＞
図５〜図７を参照しながら、第１の実施の形態について説明する。第１の実施の形態では、図５に示す形状のファントム３０１を用いて、図６に示すキャリブレーションデータ収集処理を行う。
以下では、ファントム３０１の形状を説明するときは、寝台２０７に固定された状態であるものとする。
<First Embodiment>
The first embodiment will be described with reference to FIGS. In the first embodiment, the calibration data collection process shown in FIG. 6 is performed using the
Hereinafter, when the shape of the
図５（ａ）は、スキャナ１０１の正面から寝台２０７にセッティングされたファントム３０１を見た図（正面図）である。図５（ｂ）は、図５（ａ）のＡ−Ａ断面図であり、Ｙ−Ｚ平面によるファントム３０１の断面を示している。ファントム３０１は、Ｘ線管２０５やコリメータユニット２０６とＸ線検出器２０８との間に位置している。
ファントム３０１の素材は、人体の主な組成組織である水、もしくは水に近いポリエチレンなどが好ましいが、本発明はこれに限定されない。
FIG. 5A is a view (front view) of the
The material of the
図５（ａ）に示すように、ファントム３０１は、スキャナ１０１の正面から見たときに、Ｘ線の開き角（ファン角）に合わせた扇形の形状になっている。具体的には、ファントム３０１のＸ方向の長さは、寝台２０７に固定されたときに、上端部から下端部に向かって次第に大きくなっている。また、ファントム３０１のＸ方向は、Ｘ線検出器２０８と同様、やや湾曲している。
ファントム３０１のＸ方向の曲率は、図５（ａ）に示すＸ線管２０５の位置からＸ線が照射されたときに、ファントム３０１の透過パス長（Ｘ線がファントム３０１の内部を透過するときの軌跡の長さ）が、同一スライス位置のＸ線検出素子（任意のスライスに対する全てのチャネル）に対して同程度になるようにすることが望ましい。
As shown in FIG. 5A, the
The curvature of the
また、図５（ａ）に示すように、ファントム３０１のＸ方向の長さは、Ｘ線検出器２０８の略全てのチャネルをカバーする。
但し、ファントム３０１のＸ方向の長さは、両端のＸ線ビーム３０２ａ、３０２ｂ（二点鎖線にて図示）の軌跡よりも、やや内側までに留めておくことが望ましい。これは、Ｘ線のゆらぎを補正するためのリファレンス補正に使用する両端のチャネル３０４ａ、３０４ｂをカバーしない、すなわち両端のチャネル３０４ａ、３０４ｂによって検出されるＸ線が、ファントム３０１を透過しないようにするためである。そのために、ファントム３０１のＸ方向の長さは、左端のチャネル３０４ａによって検出されるＸ線ビームの中で最も内側のＸ線ビーム３０３ａ（一点鎖線にて図示）の軌跡から、右端のチャネル３０４ｂによって検出されるＸ線ビームの中で最も内側のＸ線ビーム３０３ｂ（一点鎖線にて図示）の軌跡までとすることが望ましい。
尚、両端のチャネル３０４ａ、３０４ｂによって検出されるデータをリファレンス補正に使わない場合、ファントム３０１のＸ方向の長さは、全てのチャネルをカバーしても良い。
Further, as shown in FIG. 5A, the length of the
However, it is desirable to keep the length of the
When the data detected by the
図５（ｂ）に示すように、ファントム３０１の断面は、台形の形状になっている。具体的には、ファントム３０１は、Ｚ方向の各位置において、Ｙ方向の長さが異なる形状になっており、Ｚ方向に角度θの傾斜をなす傾斜部３０５を有する。
図５（ｂ）に示す例では、ファントム３０１の下部が傾斜部３０５となっているが、上部が傾斜部３０５となっても良い。また、ファントム３０１の上部および下部の両方が傾斜部３０５となっても良い。
As shown in FIG. 5B, the
In the example shown in FIG. 5B, the lower part of the
前述したように、ファントム３０１のＸ方向の長さは、Ｘ線管２０５側からＸ線検出器２０８側に向かって次第に大きくなっている。従って、図５（ｂ）に示す例の場合、Ｘ方向の長さが大きい部分が傾斜部３０５となるので、ファントム３０１全体の体積を小さくすることができ、保管に適している。また、ファントム３０１の重量も小さくすることができので、運搬や寝台２０７への設置にも適している。
As described above, the length of the
また、ファントム３０１の体積および重量を小さくするという意味では、ファントム３０１のＹ方向の設置位置を可能な限りＸ線管２０５やコリメータユニット２０６に近づけることが望ましい。これは、ファントム３０１のＹ方向の長さが同じであっても、ファントム３０１のＹ方向の設置位置がＸ線管２０５に近い程、ファントム３０１のＸ方向の最大の長さが小さくなる為、ファントム３０１の体積および重量が小さくなるからである。
In order to reduce the volume and weight of the
図５（ｂ）に示すように、ファントム３０１のＺ方向の長さは、最大Ｘ線ビーム幅（コーン角）をカバーする必要がない為、比較的最大Ｘ線ビーム幅が大きいマルチスライスＸ線ＣＴ装置においても、ファントム３０１の体積および重量を小さくすることができる。近年のマルチスライスＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の１素子当たりのＺ方向のサイズは、回転中心換算では１ｍｍ以下であるため、傾斜部３０５の影響はほとんど無いと考えられる。
As shown in FIG. 5B, the length of the
第１の実施の形態では、図５に示すファントム３０１を寝台２０７の先端に設置し、位置決めスキャン（スキャノグラム）のように、寝台２０７をＺ方向に連続的に移動させながら、Ｘ線ＣＴスキャナ２０４を回転しない静止スキャンを行い、キャリブレーションデータを収集する。これによって、１つのファントム３０１のみによって、略全てのチャネルにおいて、様々な透過パス長の投影データをキャリブレーションデータとして収集することができる。
In the first embodiment, the
キャリブレーションデータを収集する際、ファントム３０１は、寝台２０７の前方（Ｚ方向の先端部）に治具などを用いて、ファントム３０１のみが突出するように固定することが望ましい。すなわち、ファントム３０１がＸ線ＣＴスキャナ２０４の内部の撮影位置まで挿入されたときに、Ｘ線管２０５とファントム３０１との間、およびファントム３０１とＸ線検出器２０８との間にエアーのみが存在するように、ファントム３０１を固定することが望ましい。
ファントム３０１のＸ方向の設置位置は、Ｘ方向（Ｘ線検出器２０８のチャネル方向）にＸ線が一様な減弱となる位置とする。
When collecting calibration data, the
The installation position of the
図６に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台２０７をＺ方向に移動させながら、すなわちファントム３０１をＺ方向に移動させながら、静止スキャンを行う（Ｓ３０１）。ここで、Ｘ線ＣＴ装置１は、ファントム３０１が全スライスを通り抜けるまで、Ｘ線を曝射し続ける。
As shown in FIG. 6, the
図７では、任意のチャネルに対する全てのスライス（スライス数がＳスライス）の中で、ｓ（１≦ｓ≦Ｓ）スライス目においてファントム３０１をＺ方向に連続的に移動させながらスキャンした場合の透過パス長の変化を示している。
図７（ａ）に示すように、ｓスライス目の初期透過パス長をＬ０（ｍｍ）とし、このときのビュー（ｖｉｅｗ）をｊとする。また、ファントム３０１の傾斜部３０５の傾斜角度をθ、ファントム３０１が固定される寝台２０７の移動速度をＴ１（ｍｍ／ｓ）、ビューレートをＲ（ｖｉｅｗ／ｓ）とする。
尚、第１の実施の形態では、静止スキャンによってキャリブレーションデータを収集することから、全てのビューにおいてＸ線管２０５およびＸ線検出器２０８の周方向の位置は同一である。
ここで、図７（ｂ）に示すように、ｊビューからｍビュー後の透過パス長をＬ（ｊ＋ｍ）（ｍｍ）とすると、Ｌ（ｊ＋ｍ）は次式で表される。
In FIG. 7, transmission is performed when scanning is performed while the
As shown in FIG. 7A, the initial transmission path length of the sth slice is L 0 (mm), and the view (view) at this time is j. Further, the inclination angle of the
In the first embodiment, since calibration data is collected by a stationary scan, the circumferential positions of the
Here, as shown in FIG. 7B, if the transmission path length after j views to m views is L (j + m) (mm), L (j + m) is expressed by the following equation.
式（２）は、ｍを変数とし、傾きが「Ｔ１／（Ｒｔａｎθ）」の１次関数である。すなわち、図７（ｃ）に示すように、透過パス長Ｌは、ビューに対して、リニアに増加していくことが分かる。また、傾斜角θを小さく（傾斜をきつく）することで、更に広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集可能であることが分かる。
これは、全てのチャネルに対して同様の計測が可能な手法であるから、全てのＸ線検出素子において、様々な透過パス長Ｌの投影データを収集できる。
Equation (2) is a linear function with m as a variable and a slope of “T 1 / (Rtan θ)”. That is, as shown in FIG. 7C, it can be seen that the transmission path length L increases linearly with respect to the view. It can also be seen that projection data of a wider transmission path length L can be collected by reducing the inclination angle θ (tightening the inclination).
Since this is a technique that enables the same measurement for all channels, projection data with various transmission path lengths L can be collected in all X-ray detection elements.
Ｘ線ＣＴ装置１のキャリブレーションデータ計測装置２１４は、このように得られたデータのＳ／Ｎ比が十分かどうか判定する（Ｓ３０２）。
Ｓ／Ｎ比が不十分な場合、ファントム３０１のＺ方向の移動を繰り返すスキャン（シャトルスキャン）を行い、データサンプル数を増やして平均化する。これによって、データのＳ／Ｎ比が向上する。
Ｓ／Ｎ比が十分になると、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャンを終了する。そして、図３のＳ１０３〜Ｓ１０５の処理を行い、補正係数を記憶装置２１１に保存する。
The calibration
When the S / N ratio is insufficient, a scan (shuttle scan) that repeatedly moves the
When the S / N ratio becomes sufficient, the
以上、第１の実施の形態によれば、１つのファントム３０１のみによって、広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集できるので、ファントムの交換に時間を要することがない。更に、図５に示すファントム３０１は、厚さ（Ｚ方向の長さ）が最大Ｘ線ビーム幅以下であり、ファントムの重量および体積が小さいので、ファントム保管場所の減少、作業性の向上、作業者の危険性の減少などが期待できる。
更に、図５に示すファントム３０１を用いてシャトルスキャンを行うことで、補正精度を向上するために様々な減弱データを収集することができる。
As described above, according to the first embodiment, projection data of a wide transmission path length L can be collected by only one
Furthermore, by performing a shuttle scan using the
第１の実施の形態では、ファントム３０１を連続的にＺ方向に移動しながらスキャンすることで透過パス長のサンプル数が非常に多くなる。
但し、ある透過パス長のデータのサンプル数が１ビュー分のみなので、計測のバラツキを抑えるためにはシャトルスキャンを行い、平均化することが望ましい。尚、初期透過パス長Ｌ０は、人体の形状からすると、最低値としては水換算にして１０ｃｍ程度で良いと考えられる。
In the first embodiment, scanning the
However, since the number of samples of data of a certain transmission path length is only one view, it is desirable to perform a shuttle scan and average in order to suppress measurement variations. The initial transmission path length L 0 is considered to be about 10 cm in terms of water as the minimum value in view of the shape of the human body.
＜第２の実施の形態＞
図８、図９を参照しながら、第２の実施の形態について説明する。第２の実施の形態では、図５に示す形状のファントム３０１を用いて、図８に示すキャリブレーションデータ収集処理を行う。
<Second Embodiment>
The second embodiment will be described with reference to FIGS. In the second embodiment, the calibration data collection process shown in FIG. 8 is performed using the
第２の実施の形態では、第１の実施の形態と同様、図５に示すファントム３０１を寝台２０７の先端に設置する。そして、Ｘ線ＣＴ装置１は、静止スキャンと寝台２０７の移動（ファントム３０１の移動）とを繰り返しながら、キャリブレーションデータを収集する。これによって、１つのファントム３０１のみによって、略全てのチャネルにおいて、様々な透過パス長の投影データをキャリブレーションデータとして収集することができる。
In the second embodiment, similarly to the first embodiment, the
図８に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、静止スキャンと寝台２０７の移動とを繰り返す（Ｓ４０１）。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、ファントム３０１を間欠的に移動しながらスキャンする（ステップ＆シュート）。
As shown in FIG. 8, the
図９では、任意のチャネルに対する全てのスライス（スライス数がＳスライス）の中で、ｓ（１≦ｓ≦Ｓ）スライス目においてファントム３０１をステップ＆シュートによってスキャンした場合の透過パス長の変化を示している。
図９（ａ）に示すように、ｓスライス目の初期透過パス長をＬ０（ｍｍ）とし、このときのスキャンをｇスキャン目とする。また、ファントム３０１の傾斜部３０５の傾斜角度をθ、スキャン間の寝台２０７の移動距離（＝ファントム３０１の移動距離）をＴ２（ｍｍ／ｓｃａｎ）とする。
ここで、図９（ｂ）に示すように、ｇスキャン目からｎスキャン後の透過パス長をL（ｇ＋ｎ）（ｍｍ）とすると、L（ｇ＋ｎ）は次式で表される。
In FIG. 9, the change in transmission path length when the
As shown in FIG. 9A, the initial transmission path length of the s-th slice is L 0 (mm), and the scan at this time is the g-th scan. Further, the inclination angle of the
Here, as shown in FIG. 9B, if the transmission path length after the n-th scan from the g-th scan is L (g + n) (mm), L (g + n) is expressed by the following equation.
式（３）は、ｎを変数とし、傾きが「Ｔ２／ｔａｎθ」の１次関数である。すなわち、図９（ｃ）に示すように、透過パス長Ｌは、スキャン数に対して、リニアに増加していくことが分かる。また、傾斜角θを小さく（傾斜をきつく）することで、更に広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集可能であることが分かる。
これは、全てのチャネルに対して同様の計測が可能な手法であるから、全てのＸ線検出素子において、様々な透過パス長Ｌの投影データを収集できる。
Equation (3) is a linear function with n as a variable and a slope of “T 2 / tan θ”. That is, as shown in FIG. 9C, it can be seen that the transmission path length L increases linearly with respect to the number of scans. It can also be seen that projection data of a wider transmission path length L can be collected by reducing the inclination angle θ (tightening the inclination).
Since this is a technique that enables the same measurement for all channels, projection data with various transmission path lengths L can be collected in all X-ray detection elements.
Ｘ線ＣＴ装置１のキャリブレーションデータ計測装置２１４は、このように得られたデータのサンプル数が十分かどうか判定する（Ｓ４０２）。
サンプル数が不十分な場合、Ｓ４０１を繰り返し、２回目のステップ＆シュートを行う。ここで、１回目のステップ＆シュートの初期透過パス長Ｌ０の位置と、２回目のステップ＆シュートの初期透過パス長Ｌ０の位置とがずれるように、ファントム３０１のＺ方向の初期位置を変える。具体的には、２回目のステップ＆シュートの時には、例えば、１回目のステップ＆シュートの時よりも、ファントム３０１のＺ方向の初期位置をＴ２／２（ｍｍ）だけずらしてセッティングする。これによって、２回目のステップ＆シュートによって収集される投影データの透過パス長は、１回目と異なるものとなり、サンプル数を２倍にすることが可能となる。
The calibration
If the number of samples is insufficient, S401 is repeated and the second step & shot is performed. Here, the position of the first step-and-shoot initial transmission path length L 0 of, as the position of the initial transmission path length L 0 of the second step-and-shoot is shifted, the initial position in the Z direction of the
尚、１回目のステップ＆シュートにおいて、静止スキャンごとの寝台２０７の移動量が、最小送り量（装置ごとに規定される送り量の最小値）よりも大きい場合には、２回目のステップ＆シュートにおいて、静止スキャンごとの寝台２０７の移動量を短くすることによって、サンプル数を増やしても良い。
これに対して、前述したファントム３０１のＺ方向の初期位置を変える手法は、１回目のステップ＆シュートにおいて、静止スキャンごとの寝台２０７の移動量が最小送り量であっても、サンプル数を増やすことができる。
If the movement amount of the
On the other hand, the above-described method of changing the initial position of the
サンプル数が十分になると、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャンを終了する。そして、図３のＳ１０３〜Ｓ１０５の処理を行い、補正係数を記憶装置２１１に保存する。
When the number of samples becomes sufficient, the
以上、第２の実施の形態によれば、１つのファントム３０１のみによって、広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集できるので、ファントムの交換に時間を要することがない。更に、図５に示すファントム３０１は、厚さ（Ｚ方向の長さ）が最大Ｘ線ビーム幅以下であり、ファントムの重量および体積が小さいので、ファントム保管場所の減少、作業性の向上、作業者の危険性の減少などが期待できる。
更に、図５に示すファントム３０１を用いてシャトルスキャンを行うことで、補正精度を向上するために様々な減弱データを収集することができる。
As described above, according to the second embodiment, projection data of a wide transmission path length L can be collected by only one
Furthermore, by performing a shuttle scan using the
第２の実施の形態では、ファントム３０１を一度静止させてスキャンすることで、ある透過パス長のデータ量は、例えば１０００ビュー程度の平均値となり、データのＳ／Ｎ比は十分である。但し、透過パス長のサンプルは、図９（ｃ）に示すように、離散的になるので、第１の実施の形態に比べて透過パス長のサンプル数は少なくなる。
従って、補正精度を向上するためには、前述した通り、サンプル数を増加する手法が必要となる。
In the second embodiment, once the
Therefore, in order to improve the correction accuracy, a technique for increasing the number of samples is necessary as described above.
＜第３の実施の形態＞
図１０〜図１４を参照しながら、第３の実施の形態について説明する。第３の実施の形態では、図１０に示す形状のファントム４０１を用いて、図１１に示すキャリブレーションデータ収集処理を行う。
以下では、ファントム４０１の形状を説明するときは、寝台２０７に固定された状態であるものとする。
<Third Embodiment>
The third embodiment will be described with reference to FIGS. In the third embodiment, the calibration data collection process shown in FIG. 11 is performed using the
Hereinafter, when the shape of the
図１０は、スキャナ１０１の正面から、寝台２０７にセッティングされたファントム４０１を見た図（正面図）である。ファントム４０１は、Ｘ線管２０５やコリメータユニット２０６とＸ線検出器２０８との間に位置している。
ファントム４０１の素材は、人体の主な組成組織である水、もしくは水に近いポリエチレンなどが好ましいが、本発明はこれに限定されない。
FIG. 10 is a view (front view) of the
The material of the
ファントム４０１は、Ｘ−Ｙ平面による断面が円形であり、Ｚ方向に円の直径が異なる円錐台の形状である。
ファントム４０１は、円錐台の中心軸の位置が、Ｘ線ＣＴ装置１の回転中心となるように設置することが前提である。
The
It is assumed that the
直線４０２ａは、図１０に示すＸ線管２０５の位置から照射され、Ｘ線検出器２０８のＸ方向中心のチャネルｃｈ０によって検出されるＸ線ビームの軌跡である。また、直線４０２ｂは、図１０に示すＸ線管２０５の位置から照射され、Ｘ線検出器２０８のＸ方向の外側のチャネルｃｈ１によって検出されるＸ線ビームの軌跡である。更に、直線４０２ｃは、図１０に示すＸ線管２０５の位置から照射され、チャネルｃｈ１よりも外側のチャネルｃｈ２によって検出されるＸ線ビームの軌跡である。
A
４０１ａ、４０１ｂ、４０１ｃは、それぞれ、直線４０２ａ、４０２ｂ、４０２ｃにおけるファントム４０１の断面を示している。
断面４０１ａを見れば分かるように、ファントム４０１は、Ｚ方向の各位置において、Ｙ方向の長さが異なる形状になっており、Ｚ方向に傾斜をなす傾斜部４０５ａ、４０６ａを有する。また、断面４０１ｂも同様に、傾斜部４０５ｂ、４０６ｂを有する。また、断面４０１ｃも同様に、傾斜部４０５ｃ、４０６ｃを有する。
そして、断面４０１ａ、４０１ｂ、４０１ｃを比較すると分かるように、ファントム４０１は、Ｘ方向の位置によって形状が異なる。
以下では、ファントム４０１の上部側の傾斜部４０５ａ、４０５ｂ、４０５ｃを総称するときは、傾斜部４０５と記載する。同様に、ファントム４０１の下部側の傾斜部４０６ａ、４０６ｂ、４０６ｃを総称するときは、傾斜部４０６と記載する。
As can be seen from the
As can be seen by comparing the
Hereinafter, the
図１０に示すように、ファントム４０１のＺ方向の長さは、最大Ｘ線ビーム幅（コーン角）をカバーする必要がない為、比較的最大Ｘ線ビーム幅が大きいマルチスライスＸ線ＣＴ装置においても、ファントム３０１の体積および重量を小さくすることができる。近年のマルチスライスＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の１素子当たりのＺ方向のサイズは、回転中心換算では１ｍｍ以下であるため、傾斜部４０５および４０６の影響はほとんど無いと考えられる。
As shown in FIG. 10, since the length of the
第３の実施の形態では、図１０に示すファントム４０１を寝台２０７の先端に設置し、寝台２０７を連続的に移動させながら回転スキャンするヘリカルスキャンを行い、キャリブレーションデータを収集する。これによって、１つのファントム４０１のみによって、ほぼ全てのチャネルにおいて、様々な透過パス長の投影データをキャリブレーションデータとして収集することができる。
In the third embodiment, a
キャリブレーションデータを収集する際、ファントム４０１がＸ線ＣＴスキャナ２０４の内部の撮影位置まで挿入されたときに、Ｘ線管２０５とファントム４０１との間、およびファントム４０１とＸ線検出器２０８との間にエアーのみが存在するように、ファントム４０１を固定することが望ましい。
ファントム４０１は、円錐台の中心軸の位置が、Ｘ線ＣＴ装置１の回転中心となるように設置する。
When collecting the calibration data, when the
The
図１１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、ヘリカルスキャンのように、寝台２０７をＺ方向に移動させながら、すなわちファントム４０１をＺ方向に移動させながら、回転スキャンでファントム４０１が全スライスを通り抜けるまで曝射し続ける（Ｓ５０１）。
As shown in FIG. 11, the
図１２〜図１４では、それぞれ、図１０のチャネルｃｈ０、ｃｈ１、ｃｈ２に対する全てのスライス（スライス数がＳスライス）の中で、ｓ（１≦ｓ≦Ｓ）スライス目においてファントム４０１をヘリカルスキャンによってスキャンした場合の透過パス長の変化を示している。
ここで、寝台２０７のピッチ速度をＴ３（ｍｍ／回転）、データのビューレートをＲ（ｖｉｅｗ／ｓ）、スキャン時のスキャン回転速度をＶ（ｓ／回転）とする。
12 to 14, the
Here, the pitch speed of the
図１２（ａ）に示すように、チャネルｃｈ０において、ｓスライス目の初期透過パス長をＬ０＿ｃｈ０（ｍｍ）とし、このときのビューをｊとする。また、図１０に示す傾斜部４０５ａおよび４０６ａの傾斜角度をθｃｈ０とする。
図１２（ｂ）に示すように、ｊビューからｍビュー後の透過パス長をＬｃｈ０（ｊ＋ｍ）（ｍｍ）とすると、Ｌｃｈ０（ｊ＋ｍ）は次式で表される。
As shown in FIG. 12A, in channel ch0, the initial transmission path length of the sth slice is L 0 — ch0 (mm), and the view at this time is j. Further, the inclination angle of the
As shown in FIG. 12B, if the transmission path length after m views from the j view is L ch0 (j + m) (mm), L ch0 (j + m) is expressed by the following equation.
次に、図１３（ａ）に示すように、チャネルｃｈ１において、ｓスライス目の初期透過パス長をＬ０＿ｃｈ１（ｍｍ）とし、このときのビューをｊとする。また、図１０に示す傾斜部４０５ｂおよび４０６ｂの傾斜角度をθｃｈ１とする。
そして、ｊビューからｍビュー後の透過パス長をＬｃｈ１（ｊ＋ｍ）（ｍｍ）とすると、Ｌｃｈ１（ｊ＋ｍ）は次式で表される。
Next, as shown in FIG. 13A, in channel ch1, the initial transmission path length of the sth slice is L 0 — ch1 (mm), and the view at this time is j. Further, the inclination angle of the
If the transmission path length after m views from j view is L ch1 (j + m) (mm), L ch1 (j + m) is expressed by the following equation.
また、図１４（ａ）に示すように、チャネルｃｈ２において、ｓスライス目の初期透過パス長をＬ０＿ｃｈ２（ｍｍ）とし、このときのビューをｊとする。また、図１０に示す傾斜部４０５ｃおよび４０６ｃの傾斜角度をθｃｈ２とする。
そして、ｊビューからｍビュー後の透過パス長をＬｃｈ１（ｊ＋ｍ）（ｍｍ）とすると、Ｌｃｈ２（ｊ＋ｍ）は次式で表される。
As shown in FIG. 14A, in channel ch2, the initial transmission path length of the sth slice is L 0 — ch2 (mm), and the view at this time is j. Further, the inclination angle of the
If the transmission path length from j view to m view is L ch1 (j + m) (mm), L ch2 (j + m) is expressed by the following equation.
但し、式（６）では、ｍ＝Ｍｃｈ２までは、ファントム４０１がｓスライス目の領域に十分に入っていない為、ｍ＝Ｍｃｈ２のときの透過パス長をＬ０＿ｃｈ２として考える。
However, in Formula (6), until m = M ch2, since the
式（４）〜（６）は、ｍを変数とし、それぞれ、傾きが「Ｔ３／（ＲＶｔａｎθｃｈ０）」、「Ｔ３／（ＲＶｔａｎθｃｈ１）」、「Ｔ３／（ＲＶｔａｎθｃｈ２）」の１次関数である。すなわち、図１２（ｃ）、図１３（ｂ）、図１４（ｂ）に示すように、透過パス長Ｌは、ビューに対して、リニアに増加していくことが分かる。 In equations (4) to (6), m is a variable, and the slopes are “T 3 / (RV tan θ ch0 )”, “T 3 / (RV tan θ ch1 )”, and “T 3 / (RV tan θ ch2 )”, respectively. This is the next function. That is, as shown in FIGS. 12C, 13B, and 14B, it can be seen that the transmission path length L increases linearly with respect to the view.
図１３（ｂ）、図１４（ｂ）に示す点線５０１は、中心のチャネルｃｈ０における透過パス長を示しており、外側のチャネルほど透過パス長の範囲が狭くなることが分かる。すなわち、Ｘ方向の中心のチャネルｃｈ０では、広範囲の透過パス長の投影データを収集し、外側のチャネルｃｈ１、ｃｈ２では、限られた範囲の透過パス長の投影データを収集することになる。但し、人体の断面が円形や楕円形といった形状であることを考慮すると、外側のチャネルで大きな減弱データを得ることは稀であると考えられ、このようなデータでも十分であると言える。
また、傾斜角θを小さく（傾斜をきつく）する、すなわち、つまりファントム４０１の大口径側の直径をより大きくすると、更に広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集可能であることが分かる。
The dotted
Further, it can be seen that if the inclination angle θ is reduced (the inclination is tightened), that is, the diameter on the large-diameter side of the
Ｘ線ＣＴ装置１のキャリブレーションデータ計測装置２１４は、このように得られたデータのＳ／Ｎ比が十分かどうか判定する（Ｓ５０２）。
Ｓ／Ｎ比が不十分な場合、ファントム４０１のＺ方向の移動を繰り返すスキャン（シャトルスキャン）を行い、データサンプル数を増やして平均化する。これによって、データのＳ／Ｎ比が向上する。
Ｓ／Ｎ比が十分になると、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャンを終了する。そして、図３のＳ１０３〜Ｓ１０５の処理を行い、補正係数を記憶装置２１１に保存する。
The calibration
When the S / N ratio is insufficient, a scan (shuttle scan) that repeatedly moves the
When the S / N ratio becomes sufficient, the
以上、第３の実施の形態によれば、１つのファントム４０１のみによって、広範囲の透過パス長Ｌの投影データが収集できるので、ファントムの交換に時間を要することがない。更に、図１０に示すファントム４０１は、厚さ（Ｚ方向の長さ）が最大Ｘ線ビーム幅以下で良く、ファントムの重量および体積が小さいので、ファントム保管場所の減少、作業性の向上、作業者の危険性の減少などが期待できる。
特に、第３の実施の形態は、Ｘ方向の中心のチャネルｃｈ０では、広範囲の透過パス長の投影データを収集し、外側のチャネルｃｈ１、ｃｈ２では、限られた範囲の透過パス長の投影データを収集することになる。これによって、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線検出器２０８のＸ線検出素子の位置に応じて、必要最小限の投影データを取得することができる。
As described above, according to the third embodiment, projection data of a wide range of transmission path length L can be collected by only one
In particular, the third embodiment collects projection data with a wide range of transmission path lengths in the center channel ch0 in the X direction, and projection data with a limited range of transmission path lengths in the outer channels ch1 and ch2. Will be collected. Thereby, the
＜第４の実施の形態＞
第４の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、図１０に示す形状のファントム４０１を用いて、回転スキャンと寝台２０７の移動（ファントム４０１の移動）とを繰り返しながら、キャリブレーションデータを収集する（ステップ＆シュート）。
第４の実施の形態では、透過パス長Ｌの範囲は第３の実施の形態と同様である。また、第２の実施の形態と同様、データのＳ／Ｎ比は十分である。但し、透過パス長Ｌのデータは、連続的ではなく離散的になる。
<Fourth embodiment>
In the fourth embodiment, the
In the fourth embodiment, the range of the transmission path length L is the same as that of the third embodiment. Further, as in the second embodiment, the S / N ratio of data is sufficient. However, the data of the transmission path length L is not continuous but discrete.
＜第５の実施の形態＞
第５の実施の形態では、図１０に示す形状のファントム４０１を用いて、図６に示すキャリブレーションデータ収集処理を行う。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、位置決めスキャン（スキャノグラム）のように、寝台２０７をＺ方向に連続的に移動させながら、Ｘ線ＣＴスキャナ２０４を回転しない静止スキャンを行い、キャリブレーションデータを収集する。
第５の実施の形態では、透過パス長Ｌの範囲は第３の実施の形態と同様である。また、第１の実施の形態と同様、透過パス長Ｌのデータは連続的となり、サンプル数が多くなる。但し、ある透過パス長のデータのサンプル数が１ビュー分のみなので、計測のバラツキを抑えるためにはシャトルスキャンを行い、平均化することが望ましい。
<Fifth embodiment>
In the fifth embodiment, the calibration data collection process shown in FIG. 6 is performed using the
In the fifth embodiment, the range of the transmission path length L is the same as that of the third embodiment. As in the first embodiment, the transmission path length L data is continuous and the number of samples is increased. However, since the number of samples of data of a certain transmission path length is only one view, it is desirable to perform a shuttle scan and average in order to suppress measurement variations.
＜第６の実施の形態＞
第６の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、図１０に示す形状のファントム４０１を用いて、図８に示すキャリブレーションデータ収集処理を行う。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、静止スキャンと寝台２０７の移動（ファントム４０１の移動）とを繰り返しながら、キャリブレーションデータを収集する（ステップ＆シュート）。
第６の実施の形態では、透過パス長Ｌの範囲は第３の実施の形態と同様である。また、第２の実施の形態と同様、データのＳ／Ｎ比は十分である。但し、透過パス長Ｌのデータは、連続的ではなく離散的になる。
<Sixth Embodiment>
In the sixth embodiment, the
In the sixth embodiment, the range of the transmission path length L is the same as that of the third embodiment. Further, as in the second embodiment, the S / N ratio of data is sufficient. However, the data of the transmission path length L is not continuous but discrete.
＜第７の実施の形態＞
図１５を参照しながら、第７の実施の形態について説明する。第７の実施の形態では、第１の実施の形態〜第６の実施の形態におけるキャリブレーションデータ収集処理において、必要な領域のみＸ線を曝射するように、図１５に示すコリメータ制御を行う。
<Seventh embodiment>
The seventh embodiment will be described with reference to FIG. In the seventh embodiment, in the calibration data collection process in the first to sixth embodiments, the collimator control shown in FIG. 15 is performed so that only necessary areas are exposed. .
図１５は、Ｘ線ＣＴ装置１の側面から、第１の実施の形態におけるファントム３０１の移動の様子を見た図である。
ここで、図１５（ａ）に位置するファントム３０１が、連続的に移動して、図１５（ｂ）に示す位置に移動したものとする。
ファントム３０１のＺ方向の長さ（ファントム３０１の厚さ）は、Ｘ線検出器２０８の最大Ｘ線ビーム幅以下であり、Ｘ線検出器２０８の上部を横切るように移動する。
FIG. 15 is a view of the movement of the
Here, it is assumed that the
The length of the
このように移動するファントム３０１に対して、最大Ｘ線ビーム幅によってスキャンを行うと、Ｘ線検出器２０８はファントム３０１を透過しないＸ線も検出することになる。
通常、キャリブレーションデータを収集するためのスキャンでは、データのＳ／Ｎ比を高くするため、可能な限り線量を大きくしてスキャンする。ファントム３０１を透過したＸ線はある程度減弱するので、Ｘ線検出器２０８が検出するＸ線の強度はあまり大きくない。一方、ファントム３０１を透過しないＸ線は、ほとんど減弱しないままＸ線検出器２０８に検出され、シンチレータの劣化を引き起こす可能性がある。また、Ｘ線検出素子は、Ｘ線を検出していくにつれて感度が変化するので、補正精度を低減することにもなりかねない。
When the
Usually, in a scan for collecting calibration data, a scan is performed with a dose increased as much as possible in order to increase the S / N ratio of the data. Since the X-ray transmitted through the
そこで、第７の実施の形態では、図１５に示すように、コリメータユニット２０６は、ファントム３０１の領域のみにＸ線を曝射するように、寝台２０７の移動に追従してＺ方向の開口幅および位置を制御する。
図１５（ａ）のＺ方向のＸ線ビーム幅６０１ａは、基準線６０２（点線にて図示）に対して左側に偏っている。一方、図１５（ｂ）のＺ方向のＸ線ビーム幅６０１ｂは、基準線６０２（点線にて図示）に対して右側に偏っている。
Therefore, in the seventh embodiment, as shown in FIG. 15, the
The
以上、本発明の様々な実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるわけではない。
例えば、第１の実施の形態〜第６の実施の形態では、１つのファントムによってキャリブレーションデータ収集処理を行うとしたが、より広い範囲の透過パス長をカバーしようとする場合には、傾斜角度を小さくすることに加えて、異なる傾斜角度を有する複数のファントムを用いても良い。
また、当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例又は修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
While various embodiments of the present invention have been described above, the present invention is not limited to these.
For example, in the first to sixth embodiments, the calibration data collection processing is performed by one phantom. However, when it is intended to cover a wider range of transmission path length, the inclination angle A plurality of phantoms having different inclination angles may be used.
In addition, it is obvious for those skilled in the art that various changes or modifications can be conceived within the scope of the technical idea disclosed in the present application, and these naturally belong to the technical scope of the present invention. It is understood.
１………Ｘ線ＣＴ装置
２０１………操作装置
２０２………制御装置
２０３………通信Ｉ／Ｆ
２０４………Ｘ線ＣＴスキャナ
２０５………Ｘ線管
２０６………コリメータユニット
２０７………通信Ｉ／Ｆ
２０８………Ｘ線検出器
２０９………データ収集回路
２１０………画像処理装置
２１１………記録装置
２１２………表示装置
２１３………補正係数算出装置
２１４………キャリブレーションデータ計測装置
３０１、４０１………ファントム
３０２ａ、３０２ｂ………両端のＸ線ビーム
３０３ａ、３０３ｂ………内側のＸ線ビーム
３０４ａ、３０４ｂ………両端のチャネル
３０５、４０５ａ、４０５ｂ、４０５ｃ、４０６ａ、４０６ｂ、４０６ｃ………傾斜部
６０１ａ、６０１ｂ………Ｚ方向のＸ線ビーム幅
６０２………基準線
DESCRIPTION OF
204 ...
208...
Claims (4)
被検体が仰向けに寝台１０２に載置された状態において、それぞれ被検体の体幅方向をＸ方向、被検体の体軸方向をＺ方向とし、更に前記Ｘ方向および前記Ｚ方向に直交する方向をＹ方向とし、
前記寝台に固定された状態において、前記Ｚ方向の各位置において前記Ｙ方向の長さが異なる形状を有し、かつ前記Ｚ方向の長さが前記Ｘ線管によって照射されるＸ線のＺ方向の最大Ｘ線ビーム幅以下であるファントムと、
前記ファントムを前記寝台に固定し、前記寝台を前記Ｚ方向に移動させてスキャンすることで、キャリブレーションデータを収集する収集手段と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 An X-ray detector for irradiating X-rays, an X-ray detector installed at a position facing the X-ray tube and detecting X-rays arranged in a two-dimensional matrix, and the X-ray detector An X-ray CT apparatus comprising: a data acquisition circuit that collects projection data from; a scanner including the X-ray tube, the X-ray detector, and the data acquisition circuit; and a bed on which a subject is placed ,
In a state in which the subject is placed on the bed 102 on his / her back, the body width direction of the subject is the X direction, the body axis direction of the subject is the Z direction, and the X direction and the direction perpendicular to the Z direction are Y direction
In a state of being fixed to the bed, the length of the Y direction is different at each position in the Z direction, and the length of the Z direction is irradiated by the X-ray tube in the Z direction A phantom that is less than the maximum X-ray beam width of
A collecting means for collecting calibration data by fixing the phantom to the bed and moving the bed in the Z direction and scanning;
An X-ray CT apparatus comprising:
前記収集手段は、前記ファントムを前記Ｚ方向に連続的または間欠的に移動させながら、静止スキャンによって前記キャリブレーションデータを収集することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 In the state where the phantom is fixed to the bed, the length in the X direction gradually increases from the upper end portion in the Y direction toward the lower end portion, and the inclined portion is inclined at a predetermined angle in the Z direction. Have
The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the collection unit collects the calibration data by a stationary scan while moving the phantom continuously or intermittently in the Z direction.
前記収集手段は、前記円錐台の中心軸の位置が回転中心となるように前記ファントムを前記寝台に固定し、前記ファントムを前記Ｚ方向に連続的または間欠的に移動させながら、静止スキャンまたは回転スキャンによって前記キャリブレーションデータを収集することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。 The phantom has a truncated cone shape in which the diameter of the circle is different in the Z direction in a state of being fixed to the bed,
The collecting means fixes the phantom to the bed so that the position of the central axis of the truncated cone is the center of rotation, and performs stationary scanning or rotation while moving the phantom continuously or intermittently in the Z direction. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the calibration data is collected by scanning.
前記コリメータユニットは、前記ファントムの領域のみにＸ線が照射されるように、前記寝台の移動に追従して前記Ｚ方向の開口幅および位置を制御することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。 A collimator unit installed between the X-ray tube and the X-ray detector and capable of controlling the opening width and position in the Z direction with respect to the X-rays irradiated from the X-ray tube;
The said collimator unit follows the movement of the said bed, and controls the opening width and position of the said Z direction so that only the area | region of the said phantom is irradiated. The X-ray CT apparatus according to any one of 3 above.
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