JP4509493B2 - X-ray CT image capturing method and X-ray CT apparatus - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、X線CT(Computed Tomography)画像撮影方法およびX線CT装置に関し、更に詳しくは、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位のX線被曝量を低減することが出来るX線CT画像撮影方法およびX線CT装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
従来、関心領域へのX線の照射を抑制するチャネルコリメータあるいは減弱体を具備したX線CT装置が知られている(例えば、特許文献1参照。)。
【0003】
【特許文献1】
特開平11−28201号公報
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来のX線CT装置によれば、チャネルコリメータあるいは減弱体を用いて、例えば眼球のX線被曝量を低減することが出来る。
しかし、チャネルコリメータあるいは減弱体およびそれを出し入れする制御手段が必要となり、構成が複雑になる問題点がある。
そこで、本発明の目的は、簡単な構成で、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位のX線被曝量を低減することが出来るX線CT画像撮影方法およびX線CT装置を提供することにある。
【0005】
【課題を解決するための手段】
第1の観点では、本発明は、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位とX線焦点間の距離の遠近に応じてガントリ角度を少なくとも2種類の角度範囲に区分し、前記距離が近い種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を、前記距離が遠い種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力より小さくして投影データを収集することを特徴とするX線CT画像撮影方法を提供する。
上記第1の観点によるX線CT画像撮影方法では、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位とX線焦点間の距離が近くなるガントリ角度では、X線照射出力を小さくするので、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位のX線被曝量を低減することが出来る。そして、X線照射出力を小さくするには、管電流を下げればよいため、チャネルコリメータあるいは減弱体およびそれを出し入れする制御手段が必要なく、構成が簡単で済む。
【0006】
第2の観点では、本発明は、上記構成のX線CT画像撮影方法において、前記距離が近い第1の種類の角度範囲と、前記第1の種類の角度範囲と対向する第2の種類の角度範囲と、前記第1の種類の角度範囲と前記第2の種類の角度範囲の間にある第3の種類の角度範囲との3つの種類の角度範囲に区分し、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第1のX線照射出力とし、前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第2のX線照射出力とし、前記第3の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第3のX線照射出力とするとき、第1のX線照射出力<第3のX線照射出力<第2のX線照射出力とすることを特徴とするX線CT画像撮影方法を提供する。
上記第2の観点によるX線CT画像撮影方法では、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位とX線焦点間の距離が近くなるガントリ角度では、X線照射出力を小さくするので、被検体の体表面近くにある放射性感受性の高い部位のX線被曝量を低減することが出来る。また、それと対向するガントリ角度では、X線照射出力を大きくするので、先にX線照射出力を小さくしたことによる画質への影響を補償でき、画質の低下を抑制することが出来る。
なお、ファンビームの場合、あるガントリ角度に対向するガントリ角度として、ファンビームの中心線が180゜異なるガントリ角度を簡易に用いてもよい。
【0007】
第3の観点では、本発明は、上記構成のX線CT画像撮影方法において、前記第1のX線照射出力は前記第1の種類の角度範囲の中央で最も小さく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第2のX線照射出力は前記第2の種類の角度範囲の中央で最も大きく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第3のX線照射出力は前記第3の種類の角度範囲で一定であることを特徴とするX線CT画像撮影方法を提供する。
上記第3の観点によるX線CT画像撮影方法では、X線照射出力が実質的に段差なく変化するので、X線照射出力が変化することに起因する画質の低下を抑制することが出来る。
【0008】
第4の観点では、本発明は、上記構成のX線CT画像撮影方法において、前記投影データに対して当該投影データを得た時のX線照射出力に応じた重み付けを施して画像再構成を行うことを特徴とするX線CT画像撮影方法を提供する。
上記第4の観点によるX線CT画像撮影方法では、小さいX線照射出力で得た投影データに対しては小さな重みを付け、大きいX線照射出力で得た投影データに対しては大きな重みを付けることで、信号対雑音特性を改善し、画質の低下を抑制することが出来る。
【0009】
第5の観点では、本発明は、上記構成のX線CT画像撮影方法において、前記放射性感受性の高い部位は、眼球または乳房であることを特徴とするX線CT画像撮影方法を提供する。
上記第5の観点によるX線CT画像撮影方法では、眼球または乳房のX線被曝量を低減することが出来る。
【0010】
第6の観点では、本発明は、X線源と、検出器と、X線源を被検体の周りに回転しながら多数のガントリ角度で投影データを収集するスキャン手段と、ガントリ角度を少なくとも2種類の角度範囲に区分したときに第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力より小さくするX線照射出力制御手段と、収集した投影データを基にCT画像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第6の観点によるX線CT装置では、前記第1の観点によるX線CT画像撮影方法を好適に実施できる。
【0011】
第7の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記X線照射出力制御手段は、第1の種類の角度範囲と前記第1の種類の角度範囲に対向する第2の種類の角度範囲と前記第1の種類の角度範囲と前記第2の種類の角度範囲の間にある第3の種類の角度範囲との3種類の角度範囲に区分し、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第1のX線照射出力とし、前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第2のX線照射出力とし、前記第3の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第3のX線照射出力とするとき、第1のX線照射出力<第3のX線照射出力<第2のX線照射出力とすることを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第7の観点によるX線CT装置では、前記第2の観点によるX線CT画像撮影方法を好適に実施できる。
【0012】
第8の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記第1のX線照射出力は前記第1の種類の角度範囲の中央で最も小さく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第2のX線照射出力は前記第2の種類の角度範囲の中央で最も大きく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第3のX線照射出力は前記第3の種類の角度範囲で一定であることを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第8の観点によるX線CT装置では、前記第3の観点によるX線CT画像撮影方法を好適に実施できる。
【0013】
第9の観点では、本発明は、上記構成のX線CT装置において、前記収集した投影データに対して当該投影データを得た時のX線照射出力に応じた重み付けを施して前記画像再構成手段に渡す重み付け手段を具備したことを特徴とするX線CT装置を提供する。
上記第9の観点によるX線CT装置では、前記第4の観点によるX線CT画像撮影方法を好適に実施できる。
【0014】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【0015】
−第1の実施形態−
図1は、第1の実施形態にかかるX線CT装置100を示す構成ブロック図である。
このX線CT装置100は、操作コンソール1と、テーブル装置10と、走査ガントリ20とを具備している。
【0016】
操作コンソール1は、操作者の入力を受け付ける入力装置2と、画像生成処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で取得した投影データを収集する投影データ収集バッファ5と、投影データから再構成したCT画像を表示するCRT6と、プログラムや投影データやCT画像を記憶する記憶装置7とを具備している。
【0017】
テーブル装置10は、被検体を乗せて走査ガントリ20のボア(空洞部)に入れ出しするクレードル12を具備している。クレードル12は、テーブル装置10に内蔵するモータで駆動される。
【0018】
走査ガントリ20は、X線管21と、X線コントローラ22と、コリメータ23と、検出器24と、DAS(Data Acquisition System)25と、被検体の体軸の回りにX線管21などを回転させる回転コントローラ26と、制御信号などを操作コンソール1やテーブル装置10とやり取りする制御インタフェース29とを具備している。
【0019】
図2は、ガントリ角度θとX線ビームの投射角度φの関係を示す説明図である。
ガントリ角度θは、回転中心Oの周りに回転するX線管21の回転角度である。ここでは、ファンビームFの中心線が鉛直下向きになる時のガントリ角度をθ=0とする。
X線ビームの投射角度φは、検出器24の各チャネルに入射するX線ビームの角度である。ここでは、X線ビームが鉛直下向きになる時の投射角度をφ=0とする。
ファン角度を2γmとするとき、検出器24の中心チャネル(チャネル番号i=0)に入射するX線ビームの投射角度はφ=θであり、検出器24の両端チャネル(チャネル番号i=m,−m)に入射するX線ビームの投射角度はφ=θ+γm,φ=θ−γmとなる。
【0020】
図3は、X線CT装置100によるX線CT画像撮影処理の動作を示すフロー図である。
ステップS1では、操作者は、入力装置2を操作して、「被曝低減モード」か「通常モード」かを選択する。
ステップS2では、選択されたモードが「被曝低減モード」であるときはステップS3へ進み、選択されたモードが「通常モード」であるときはステップS6へ進む。
【0021】
ステップS3では、被曝低減X線照射によるスキャンを行って投影データを収集する。この被曝低減X線照射を、図4〜図7を参照して次に説明する。
図4,図5に示すように、体表面近くにある放射性感受性の高い部位である被検体Hの左眼球ELおよび右眼球ERを含む保護部位Pを想定する。また、被検体Hを仰臥位でスキャンするものと想定する。また、X線管21と保護部位中心Pcの距離L(θ1),L(θ2)により、X線焦点と左眼球ELおよび右眼球ERの距離を簡易に表すものとする。
図4と図5を比較すれば判るように、θ=0の近傍のガントリ角度θ1での距離L(θ1)は、θ=πの近傍のガントリ角度θ2での距離L(θ2)より小さい。また、θ=0の近傍のガントリ角度θ1ではX線ビームがほとんど減衰せずに保護部位Pに当たるが、θ=πの近傍のガントリ角度θ2ではX線ビームがかなり減衰してから保護部位Pに当たる。
そこで、図6に示すように、θ=0の近傍の角度範囲−βu≦θ≦βuを第1の種類の角度範囲R1とし、θ=πの近傍の角度範囲π−βu≦θ≦π+βuを第2の種類の角度範囲R2とし、第1の種類の角度範囲R1と第2の種類の角度範囲R2の間にある角度範囲を第3の種類の角度範囲R3とする。
【0022】
そして、図7に示すように、第1の種類の角度範囲R1に含まれるガントリ角度0≦θ≦βuおよびπ−βu≦θ<2πでの第1のX線照射出力を、第1の種類の角度範囲R1の中央すなわちθ=0で最も小さく且つ両端すなわちθ=βuおよびθ=π−βuで第3の種類の角度範囲R3に含まれるガントリ角度βu<θ<π−βuおよびπ+βu<θ<π−βuでの第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化させる(ここでは線形に変化させているが、非線形に変化させてもよい)。また、第2の種類の角度範囲R2に含まれるガントリ角度π−βu≦θ≦π+βuでの第2のX線照射出力を、第2の種類の角度範囲R2の中央すなわちθ=πで最も大きく且つ両端すなわちθ=π−βuおよびθ=π+βuで第3の種類の角度範囲R3に含まれるガントリ角度βu<θ<π−βuおよびπ+βu<θ<π−βuでの第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化させる(第1のX線照射出力でX線照射出力を小さくしたことを補償するように変化させる)。また、第3の種類の角度範囲R3に含まれるガントリ角度βu<θ<π−βuおよびπ+βu<θ<2π−βuでの第3のX線照射出力は、一定とする。
【0023】
図3に戻り、ステップS4では、投影データに対して、前処理(オフセット補正,対数補正,X線線量補正,感度補正)を行う。
【0024】
ステップS5では、図8に示すように、投影データに対して当該投影データを得た時のX線照射出力に応じた重みを付ける重み付け処理を行う。そして、ステップS8へ進む。
【0025】
ステップS6では、通常のX線照射によるスキャンを行って投影データを収集する。つまり、図9に示すように、X線照射出力をガントリ角度θに関係なく一定にして投影データを収集する。
ステップS7では、投影データに対して、前処理(オフセット補正,対数補正,X線線量補正,感度補正)を行う。そして、ステップS8へ進む。
【0026】
ステップS8では、投影データに対して画像再構成処理を行い、CT画像を生成する。
ステップS9では、表示に適するようにCT画像に後処理を施す。
ステップS10では、CT画像をCRT6に表示する。
【0027】
第1の実施形態のX線CT装置100によれば、眼球EL,ERとX線焦点間の距離が近くなるガントリ角度ではX線照射出力を小さくするので、眼球EL,ERのX線被曝量を低減することが出来る。そして、X線照射出力を小さくするには、管電流を下げればよいため、チャネルコリメータあるいは減弱体およびそれを出し入れする制御手段が必要なく、構成が簡単で済む。
また、小さいX線照射出力で得た投影データに対しては小さな重みを付け、大きいX線照射出力で得た投影データに対しては大きな重みを付けることで、信号対雑音特性を改善し、画質の低下を抑制することが出来る。
【0028】
−第2の実施形態−
第2の実施形態では、図10に示すように、θ=0の近傍の角度範囲−βu≦θ≦βuを第1の種類の角度範囲R1とし、θ=πの近傍の角度範囲π−βu−2γm≦θ≦π+βu+2γmを第2の種類の角度範囲R2とし、第1の種類の角度範囲R1と第2の種類の角度範囲R2の間にある角度範囲を第3の種類の角度範囲R3とする。
【0029】
そして、図11に示すように、第1の種類の角度範囲R1に含まれるガントリ角度0≦θ≦βuおよびπ−βu≦θ<2πでの第1のX線照射出力は「小」にし、第2の種類の角度範囲R2に含まれるガントリ角度π−βu−2γm≦θ≦π+βu+2γmでの第2のX線照射出力は「大」にし、第3の種類の角度範囲R3に含まれるガントリ角度βu<θ<π−βu−2γmおよびπ+βu+2γm<θ<2π−βuでの第3のX線照射出力は「中」にする。
【0030】
また、図12に示すように、投影データに対して当該投影データを得た時のX線照射出力に応じた重みを付けて、画像再構成処理を行う。
【0031】
第2の実施形態のX線CT装置によれば、検出器24の各チャネルごとに、X線照射出力が「小」の投影データに対してX線照射出力が「大」の対向ビューの投影データを得ることが出来るから、X線照射出力を小さくしたことに起因する画質への影響をより高度に補償できる。
【0032】
−他の実施形態−
上記と同様にして例えば乳房へのX線被曝量を低減することが出来る。
【0033】
【発明の効果】
本発明のX線CT画像撮影方法およびX線CT装置によれば、眼球や乳房など、被検体の体表面近くの放射線感受性の高い部位へのX線被曝量を低減することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図1】第1の実施形態にかかるX線CT装置を示す構成ブロック図である。
【図2】ガントリ角度θとX線ビームの投射角度φの関係を示す説明図である。
【図3】第1の実施形態にかかるX線CT装置によるX線CT画像撮影処理の動作を示すフロー図である。
【図4】θ=0の近傍のガントリ角度でのX線管と眼球の距離を示す説明図である。
【図5】θ=πの近傍のガントリ角度でのX線管と眼球の距離を示す説明図である。
【図6】第1の実施形態にかかるガントリ角度の角度範囲の区分を示す説明図である。
【図7】第1の実施形態にかかる被曝低減X線照射モードにおけるガントリ角度とX線照射出力の関係を示すグラフである。
【図8】第1の実施形態にかかる被曝低減X線照射モードにおけるガントリ角度と重みの関係を示すグラフである。
【図9】通常モードにおけるガントリ角度とX線照射出力の関係を示すグラフである。
【図10】第2の実施形態にかかるガントリ角度の角度範囲の区分を示す説明図である。
【図11】第2の実施形態にかかる被曝低減X線照射モードにおけるガントリ角度とX線照射出力の関係を示すグラフである。
【図12】第2の実施形態にかかる被曝低減X線照射モードにおけるガントリ角度と重みの関係を示すグラフである。
【符号の説明】
20 走査ガントリ
21 X線管
22 X線コントローラ
24 検出器
26 回転コントローラ
100 X線CT装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT (Computed Tomography) imaging method and an X-ray CT apparatus, and more specifically, an X-ray exposure dose at a highly radioactive site near the body surface of a subject. The present invention relates to a line CT image imaging method and an X-ray CT apparatus.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an X-ray CT apparatus including a channel collimator or an attenuation body that suppresses X-ray irradiation to a region of interest is known (for example, see Patent Document 1).
[0003]
[Patent Document 1]
Japanese Patent Laid-Open No. 11-28201 [0004]
[Problems to be solved by the invention]
According to the conventional X-ray CT apparatus, for example, the X-ray exposure dose of the eyeball can be reduced using the channel collimator or the attenuation body.
However, there is a problem that the configuration is complicated because a channel collimator or an attenuation body and a control means for taking it out and in are required.
Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray CT image capturing method and an X-ray CT apparatus capable of reducing the X-ray exposure dose of a highly radioactive site near the body surface of a subject with a simple configuration. There is to do.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In a first aspect, the present invention divides the gantry angle into at least two types of angle ranges according to the distance between the X-ray focal point and a highly radioactive site near the body surface of the subject, X-ray irradiation output at a gantry angle included in an angle range of near type is made smaller than an X-ray irradiation output at a gantry angle included in an angle range of far distance, and projection data is collected. An X-ray CT image capturing method is provided.
In the X-ray CT image capturing method according to the first aspect, the X-ray irradiation output is reduced at the gantry angle where the distance between the X-ray focal point and the highly radioactive part near the body surface of the subject is close. It is possible to reduce the amount of X-ray exposure at a highly radioactive site near the body surface of the subject. In order to reduce the X-ray irradiation output, the tube current only needs to be lowered. Therefore, the channel collimator or the attenuation body and the control means for taking it in and out are not required, and the configuration is simple.
[0006]
According to a second aspect, the present invention provides an X-ray CT image capturing method having the above-described configuration, wherein the first type of angular range that is close to the distance and a second type of angular range that faces the first type of angular range. An angle range is divided into three types of angle ranges: a first type of angular range and a third type of angular range between the second type of angular range and the first type of angular range. The X-ray irradiation output at the gantry angle included in the angle range is set as the first X-ray irradiation output, and the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range is set as the second X-ray irradiation output. When the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the third type angle range is the third X-ray irradiation output, the first X-ray irradiation output <the third X-ray irradiation output <the first An X-ray CT image imaging method is provided, characterized in that the X-ray irradiation output of 2 is used.
In the X-ray CT image capturing method according to the second aspect, the X-ray irradiation output is reduced at the gantry angle where the distance between the X-ray focal point and the highly radioactive part near the body surface of the subject is close. It is possible to reduce the amount of X-ray exposure at a highly radioactive site near the body surface of the subject. Further, since the X-ray irradiation output is increased at the gantry angle facing the gantry angle, the influence on the image quality due to the reduction in the X-ray irradiation output can be compensated for, and the deterioration of the image quality can be suppressed.
In the case of a fan beam, a gantry angle that is 180 degrees different from the center line of the fan beam may be used as a gantry angle that faces a certain gantry angle.
[0007]
In a third aspect, the present invention provides the X-ray CT image capturing method configured as described above, wherein the first X-ray irradiation output is the smallest at the center of the angle range of the first type and the third X-ray output at both ends. The second X-ray irradiation output is the largest at the center of the second type of angular range and the third X-ray irradiation output at both ends. There is provided an X-ray CT image capturing method characterized in that the third X-ray irradiation output varies substantially without steps so as to be connected, and the third X-ray irradiation output is constant in the third type angle range.
In the X-ray CT image capturing method according to the third aspect, since the X-ray irradiation output changes substantially without a step, it is possible to suppress deterioration in image quality due to the change of the X-ray irradiation output.
[0008]
In a fourth aspect, the present invention provides an X-ray CT image radiographing method having the above-described configuration, wherein the projection data is weighted according to the X-ray irradiation output when the projection data is obtained, and image reconstruction is performed. An X-ray CT image capturing method is provided.
In the X-ray CT image capturing method according to the fourth aspect, a small weight is given to projection data obtained with a small X-ray irradiation output, and a large weight is given to projection data obtained with a large X-ray irradiation output. As a result, signal-to-noise characteristics can be improved and deterioration in image quality can be suppressed.
[0009]
In a fifth aspect, the present invention provides an X-ray CT image capturing method characterized in that, in the X-ray CT image capturing method configured as described above, the highly radioactive portion is an eyeball or a breast.
In the X-ray CT image capturing method according to the fifth aspect, the X-ray exposure dose of the eyeball or breast can be reduced.
[0010]
In a sixth aspect, the present invention provides an X-ray source, a detector, scanning means for collecting projection data at multiple gantry angles while rotating the X-ray source around the subject, and at least two gantry angles. An X-ray irradiation output at a gantry angle included in the first type of angle range when being divided into types of angle ranges is made smaller than an X-ray irradiation output at a gantry angle included in the second type of angle range. There is provided an X-ray CT apparatus comprising: a beam irradiation output control unit; and an image reconstruction unit that generates a CT image based on collected projection data.
In the X-ray CT apparatus according to the sixth aspect, the X-ray CT image capturing method according to the first aspect can be suitably implemented.
[0011]
In a seventh aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus configured as described above, wherein the X-ray irradiation output control means is a second type opposite to the first type angular range and the first type angular range. The first type of angle range is divided into three types of angle ranges: a first type of angular range and a third type of angular range between the second type of angular range and the first type of angular range. The X-ray irradiation output at the gantry angle included in the angle range is set as the first X-ray irradiation output, and the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range is set as the second X-ray irradiation output. When the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the third type angle range is the third X-ray irradiation output, the first X-ray irradiation output <the third X-ray irradiation output <the first An X-ray CT apparatus characterized by having an X-ray irradiation output of 2 is provided.
In the X-ray CT apparatus according to the seventh aspect, the X-ray CT image capturing method according to the second aspect can be suitably implemented.
[0012]
In an eighth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus configured as described above, wherein the first X-ray irradiation output is the smallest at the center of the angle range of the first type and the third X-rays at both ends. The second X-ray irradiation output is changed so as to be substantially connected to the irradiation output so that the second X-ray irradiation output is the largest at the center of the second type angle range and is connected to the third X-ray irradiation output at both ends. The X-ray CT apparatus is characterized in that the third X-ray irradiation output changes substantially without any step, and the third X-ray irradiation output is constant in the third type angle range.
In the X-ray CT apparatus according to the eighth aspect, the X-ray CT image capturing method according to the third aspect can be suitably implemented.
[0013]
In a ninth aspect, the present invention provides the X-ray CT apparatus having the above-described configuration, wherein the image reconstruction is performed by weighting the collected projection data according to an X-ray irradiation output when the projection data is obtained. There is provided an X-ray CT apparatus comprising weighting means for passing to the means.
In the X-ray CT apparatus according to the ninth aspect, the X-ray CT image capturing method according to the fourth aspect can be suitably implemented.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
[0015]
-First embodiment-
FIG. 1 is a configuration block diagram showing an
The
[0016]
The
[0017]
The table device 10 includes a cradle 12 that puts a subject and puts it in and out of a bore (cavity) of the
[0018]
The
[0019]
FIG. 2 is an explanatory diagram showing the relationship between the gantry angle θ and the projection angle φ of the X-ray beam.
The gantry angle θ is a rotation angle of the
The projection angle φ of the X-ray beam is an angle of the X-ray beam incident on each channel of the detector 24. Here, the projection angle when the X-ray beam is vertically downward is φ = 0.
When the fan angle is 2γm, the projection angle of the X-ray beam incident on the center channel (channel number i = 0) of the detector 24 is φ = θ, and both end channels (channel number i = m, The projection angle of the X-ray beam incident on −m) is φ = θ + γm and φ = θ−γm.
[0020]
FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the X-ray CT image photographing process by the
In step S <b> 1, the operator operates the
In step S2, when the selected mode is “exposure reduction mode”, the process proceeds to step S3, and when the selected mode is “normal mode”, the process proceeds to step S6.
[0021]
In step S3, projection data is collected by performing a scan by exposure-reduced X-ray irradiation. This exposure-reducing X-ray irradiation will be described next with reference to FIGS.
As shown in FIGS. 4 and 5, a protected site P including a left eyeball EL and a right eyeball ER of a subject H, which is a highly radioactive site near the body surface, is assumed. Further, it is assumed that the subject H is scanned in the supine position. In addition, the distances between the X-ray focal point and the left eyeball EL and the right eyeball ER are simply represented by the distances L (θ1) and L (θ2) between the
As can be seen by comparing FIG. 4 and FIG. 5, the distance L (θ1) at the gantry angle θ1 in the vicinity of θ = 0 is smaller than the distance L (θ2) at the gantry angle θ2 in the vicinity of θ = π. Further, at the gantry angle θ1 in the vicinity of θ = 0, the X-ray beam hits the protection site P with almost no attenuation, but at the gantry angle θ2 in the vicinity of θ = π, the X-ray beam hits the protection site P after being considerably attenuated. .
Therefore, as shown in FIG. 6, an angle range −βu ≦ θ ≦ βu in the vicinity of θ = 0 is set as a first type of angle range R1, and an angle range π−βu ≦ θ ≦ π + βu in the vicinity of θ = π is set. The second type of angular range R2 is assumed, and the angular range between the first type of angular range R1 and the second type of angular range R2 is referred to as a third type of angular range R3.
[0022]
Then, as shown in FIG. 7, the first X-ray irradiation output at the
[0023]
Returning to FIG. 3, in step S4, preprocessing (offset correction, logarithmic correction, X-ray dose correction, sensitivity correction) is performed on the projection data.
[0024]
In step S5, as shown in FIG. 8, a weighting process for applying a weight according to the X-ray irradiation output when the projection data is obtained is performed on the projection data. Then, the process proceeds to step S8.
[0025]
In step S6, normal X-ray irradiation scans are performed to collect projection data. That is, as shown in FIG. 9, the projection data is collected with the X-ray irradiation output constant regardless of the gantry angle θ.
In step S7, preprocessing (offset correction, logarithmic correction, X-ray dose correction, sensitivity correction) is performed on the projection data. Then, the process proceeds to step S8.
[0026]
In step S8, an image reconstruction process is performed on the projection data to generate a CT image.
In step S9, the CT image is post-processed so as to be suitable for display.
In step S10, the CT image is displayed on the
[0027]
According to the
In addition, a small weight is given to projection data obtained with a small X-ray irradiation output, and a large weight is given to projection data obtained with a large X-ray irradiation output, thereby improving the signal-to-noise characteristics. A reduction in image quality can be suppressed.
[0028]
-Second Embodiment-
In the second embodiment, as shown in FIG. 10, the angle range −βu ≦ θ ≦ βu in the vicinity of θ = 0 is set as the first type of angle range R1, and the angle range π−βu in the vicinity of θ = π. −2γm ≦ θ ≦ π + βu + 2γm is a second type of angular range R2, and an angular range between the first type of angular range R1 and the second type of angular range R2 is a third type of angular range R3. To do.
[0029]
Then, as shown in FIG. 11, the first X-ray irradiation output at the
[0030]
In addition, as shown in FIG. 12, the image reconstruction process is performed by assigning a weight according to the X-ray irradiation output when the projection data is obtained to the projection data.
[0031]
According to the X-ray CT apparatus of the second embodiment, for each channel of the detector 24, projection of an opposite view with an X-ray irradiation output of “large” with respect to projection data with an X-ray irradiation output of “small”. Since data can be obtained, the influence on the image quality caused by reducing the X-ray irradiation output can be more highly compensated.
[0032]
-Other embodiments-
In the same manner as described above, for example, the amount of X-ray exposure to the breast can be reduced.
[0033]
【The invention's effect】
According to the X-ray CT image capturing method and the X-ray CT apparatus of the present invention, it is possible to reduce the amount of X-ray exposure to a highly radiation-sensitive part near the body surface of the subject, such as an eyeball or a breast.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration block diagram showing an X-ray CT apparatus according to a first embodiment.
FIG. 2 is an explanatory diagram showing a relationship between a gantry angle θ and an X-ray beam projection angle φ.
FIG. 3 is a flowchart showing an operation of an X-ray CT image photographing process by the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a distance between an X-ray tube and an eyeball at a gantry angle in the vicinity of θ = 0.
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a distance between an X-ray tube and an eyeball at a gantry angle in the vicinity of θ = π.
FIG. 6 is an explanatory diagram showing divisions of an angle range of gantry angles according to the first embodiment.
FIG. 7 is a graph showing the relationship between the gantry angle and the X-ray irradiation output in the exposure-reducing X-ray irradiation mode according to the first embodiment.
FIG. 8 is a graph showing a relationship between a gantry angle and a weight in an exposure reduction X-ray irradiation mode according to the first embodiment.
FIG. 9 is a graph showing a relationship between a gantry angle and an X-ray irradiation output in a normal mode.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing divisions of an angle range of gantry angles according to the second embodiment.
FIG. 11 is a graph showing the relationship between the gantry angle and the X-ray irradiation output in the exposure-reducing X-ray irradiation mode according to the second embodiment.
FIG. 12 is a graph showing a relationship between a gantry angle and a weight in an exposure reduction X-ray irradiation mode according to the second embodiment.
[Explanation of symbols]
20
Claims (4)
一回転分の前記ガントリ角度を、第1の種類の角度範囲と前記第1の角度範囲に対向する角度範囲を含む第2の角度範囲との少なくとも2種類の角度範囲に区分したときに、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力より小さくするX線照射出力制御手段と、
収集した投影データに対して、当該投影データを得た時のX線照射出力がより小さい場合により小さい重みとなりより大きい場合はより大きい重みとなるように、当該X線照射出力に応じた対向するガントリ角度での重み付けを施す重み付け手段と、
前記重み付け手段により重み付けが施された一回転分の投影データを用いてCT画像を生成する画像再構成手段と
を具備し、
X線照射出力制御手段は、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力が、前記重み付け手段において実質的に重み付けを行わないX線照射出力よりも小さいX線照射出力とし、前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力が、前記重み付け手段において実質的に重み付けを行わないX線照射出力よりも大きいX線照射出力とするものであることを特徴とするX線CT装置。An x-ray source, a detector, and scanning means for collecting projection data at multiple gantry angles while rotating the x-ray source around the subject;
When the gantry angle for one rotation is divided into at least two types of angle ranges of a first type of angle range and a second angle range including an angle range opposite to the first angle range, X-ray irradiation output control means for making the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the first type angle range smaller than the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range;
Against acquired projection data, when X-ray irradiation output when obtain the projection data is larger than become smaller weight when less than such a greater weight, facing corresponding to the X-ray radiation output A weighting means for weighting at a gantry angle ;
Image reconstruction means for generating a CT image using projection data for one rotation weighted by the weighting means ,
The X-ray irradiation output control means has an X-ray irradiation whose X-ray irradiation output at a gantry angle included in the first type angle range is smaller than an X-ray irradiation output that is not substantially weighted by the weighting means. The X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range is larger than the X-ray irradiation output that is not substantially weighted by the weighting means. X-ray CT apparatus characterized by some.
通常モードと被曝低減モードのいずれかを選択可能な入力手段と、
前記通常モードが選択された場合は一回転分の前記ガントリ角度を一定のX線照射出力とし、
前記被爆低減モードが選択された場合は、一回転分の前記ガントリ角度を、第1の種類の角度範囲と前記第1の角度範囲に対向する角度範囲を含む第2の角度範囲との少なくとも2種類の角度範囲に区分したときに、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力より小さくするX線照射出力制御手段と、
前記被爆低減モードが選択された場合に、収集した投影データに対して、当該投影データを得た時のX線照射出力がより小さい場合により小さい重みとなりより大きい場合はより大きい重みとなるように、当該X線照射出力に応じた対向するガントリ角度での重み付けを施す重み付け手段と、
前記通常モードが選択された場合は、前記一定のX線照射出力にて収集された投影データを用い、前記被爆低減モードが選択された場合には、前記重み付け手段により重み付けが施された一回転分の投影データを用いてCT画像を生成する画像再構成手段と
を具備し、
X線照射出力制御手段は、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力が、前記重み付け手段において実質的に重み付けを行わないX線照射出力よりも小さいX線照射出力とし、前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力が、前記重み付け手段において実質的に重み付けを行わないX線照射出力よりも大きいX線照射出力とするものであることを特徴とするX線CT装置。An x-ray source, a detector, and scanning means for collecting projection data at multiple gantry angles while rotating the x-ray source around the subject;
Input means capable of selecting either normal mode or exposure reduction mode;
When the normal mode is selected, the gantry angle for one rotation is set as a constant X-ray irradiation output,
When the exposure reduction mode is selected, the gantry angle for one rotation is set to at least two of a first type angle range and a second angle range including an angle range opposite to the first angle range. X-ray irradiation output at a gantry angle included in the first type of angle range is divided into X-ray irradiation output at a gantry angle included in the second type of angle range when the angle range is classified into types. X-ray irradiation output control means for reducing,
When the exposure reduction mode is selected, the acquired projection data has a smaller weight when the X-ray irradiation output when the projection data is obtained is smaller, and a larger weight when larger. , Weighting means for performing weighting at an opposing gantry angle corresponding to the X-ray irradiation output,
When the normal mode is selected, the projection data collected with the constant X-ray irradiation output is used. When the exposure reduction mode is selected, one rotation weighted by the weighting means is applied. Image reconstruction means for generating a CT image using the projection data of the minute ,
The X-ray irradiation output control means has an X-ray irradiation whose X-ray irradiation output at a gantry angle included in the first type angle range is smaller than an X-ray irradiation output that is not substantially weighted by the weighting means. The X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range is larger than the X-ray irradiation output that is not substantially weighted by the weighting means. X-ray CT apparatus characterized by some.
前記X線照射出力制御手段は、第1の種類の角度範囲と前記第1の種類の角度範囲に対向する第2の種類の角度範囲と前記第1の種類の角度範囲と前記第2の種類の角度範囲の間にある第3の種類の角度範囲との3種類の角度範囲に区分し、前記第1の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第1のX線照射出力とし、前記第2の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第2のX線照射出力とし、前記第3の種類の角度範囲に含まれるガントリ角度でのX線照射出力を第3のX線照射出力とするとき、第1のX線照射出力<第3のX線照射出力<第2のX線照射出力とすることを特徴とするX線CT装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2 ,
The X-ray irradiation output control means includes a first type of angular range, a second type of angular range opposite to the first type of angular range, the first type of angular range, and the second type. Are divided into three types of angle ranges, the third type of angle range between the first and second types of angle ranges, and the X-ray irradiation output at the gantry angle included in the first type of angle range is the first X-ray. The X-ray irradiation output at the gantry angle included in the second type angle range is set as the second X-ray irradiation output, and the X-ray at the gantry angle included in the third type angle range is set as the irradiation output. An X-ray CT apparatus characterized in that when the irradiation output is a third X-ray irradiation output, the first X-ray irradiation output <the third X-ray irradiation output <the second X-ray irradiation output.
前記第1のX線照射出力は前記第1の種類の角度範囲の中央で最も小さく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第2のX線照射出力は前記第2の種類の角度範囲の中央で最も大きく且つ両端で前記第3のX線照射出力につながるように実質的に段差なく変化し、前記第3のX線照射出力は前記第3の種類の角度範囲で一定であることを特徴とするX線CT装置。The X-ray CT apparatus according to claim 3 ,
The first X-ray irradiation output is the smallest at the center of the angle range of the first type and changes substantially without steps so as to be connected to the third X-ray irradiation output at both ends, and the second X The line irradiation output is the largest at the center of the second type angle range and changes substantially without steps so as to be connected to the third X-ray irradiation output at both ends, and the third X-ray irradiation output is An X-ray CT apparatus characterized by being constant over a third type of angle range.
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