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JP4920256B2 - X-ray ct apparatus - Google Patents

X-ray ct apparatus

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JP4920256B2
JP4920256B2 JP2006006285A JP2006006285A JP4920256B2 JP 4920256 B2 JP4920256 B2 JP 4920256B2 JP 2006006285 A JP2006006285 A JP 2006006285A JP 2006006285 A JP2006006285 A JP 2006006285A JP 4920256 B2 JP4920256 B2 JP 4920256B2
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Inventor
浩一 廣川
大雅 後藤
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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Description

本発明は、ファンビーム(扇形状)、もしくはコーンビーム(円錐形または角錐形状)のX線を被検体に照射し、被検体を透過したX線をX線検出器により計測して、多方向からの計測データを逆投影することにより、被検体の断層像を得るシングルスライス型またはマルチスライス型のX線CT装置に関する。 The present invention is a fan-beam (fan shape), or the X-ray cone beam (conical or pyramidal shape) is applied to the subject, it is measured by X-ray detector X-rays transmitted through the subject, multidirectional by back projection measurement data from an X-ray CT apparatus of the single-slice or multi-slice obtain a tomographic image of the subject.

従来マルチスライス型X線CT装置は、図4に示すようにコーンビーム、例えば角錐形のX線ビームをX線管6から被検体2に照射し、検出素子7aを二次元方向(チャネル方向及び、これと直交する列方向)に配列したX線検出器7によって被検体2を透過したX線を計測して、被検体2の投影データを得るように構成されている。 Conventional multi-slice X-ray CT apparatus, a cone beam as shown in FIG. 4, for example, the X-ray beam of pyramidal irradiated from the X-ray tube 6 into the subject 2, detection elements 7a two-dimensional direction (channel direction and , by measuring the X-rays transmitted through the subject 2 by the X-ray detector 7 which is arranged in the column direction) perpendicular thereto, and is configured to obtain the projection data of the object 2.
またシングルスライス型X線CT装置は、検出素子7aを1列すなわち一次元方向(チャネル方向)に配列したX線検出器7を用い、かつ被検体2に扇形のX線ビームをX線管6から被検体2へ照射し、被検体2を透過したX線をX線検出器7によって計測して被検体2の投影データを得るように構成されている。 The single-slice X-ray CT apparatus using an X-ray detector 7 arranged in the detecting element 7a 1 column i.e. one-dimensional direction (channel direction), and the fan-shaped X-ray beam to the subject 2 X-ray tube 6 from irradiated to the subject 2, and is configured to obtain the projection data to the object 2 measured X-rays transmitted through the subject 2 by the X-ray detector 7.

何れのX線CT装置も、互いに対向するX線管6とX線検出器7を、被検体2の周囲に回転させて多方向から投影データを取得し、ぼけを補正するために再構成フィルター処理を行った上、逆投影して被検体2の断層像を再構成している。 Any of the X-ray CT apparatus, reconstruction filter X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 which are opposed to each other, in order to get the projection data from multiple directions is rotated around the subject 2, for correcting the blurring on treatment was performed, and reconstructing a tomographic image of the subject 2 and backprojection.
前記投影データは、離散的なX線管位置(以下ビューと呼ぶ)において取得され、得られた投影データ(以下ビューにおける投影データと呼ぶ)の1回転あたりのビュー数は、通常数百から数千に及ぶものとなる。 The projection data is acquired at discrete X-ray tube position (hereinafter referred to as the view), number of views per rotation of the resulting projection data (hereinafter referred to as projection data in the view), the number usually several hundred a intended to cover thousand. 1枚のCT画像を再構成するために必要なビュー数の投影データを取得する動作を「スキャン」と呼んでいる。 The operation of acquiring the projection data of the number of views necessary for reconstructing one piece of CT image is referred to as "scan".

また1ビュー分の投影データは、X線検出器7のチャネル数×列数分のデータからなる(シングルスライスX線CT装置は前述のとおり列数=1の場合として考えられる)。 The projection data of one view is composed of the X-ray detector 7 channels × number sequence number of the data (single-slice X-ray CT apparatus is considered as a case of the above-described as the number of columns = 1).
ここで、再構成画像に要求される画像SD(Standard Deviation)値を満たすようなスキャンを行うため、1方向のスキャノグラム撮影によって得られたスキャノグラム投影データから被検体2の楕円断面モデルを算出し、楕円断面の投影面積と楕円断面の縦横比と、X線CT装置の操作者が入力した画像SD所望値から適切な管電流値を算出して、スキャンを実行することのできるX線CT装置が例えば特許文献1で提案されている。 Here, in order to perform scanning that satisfies the image SD (Standard Deviation) value required in the reconstructed image, it calculates the elliptical cross-sectional model of the object 2 from the scanogram projection data obtained by the one-way scanogram, and the aspect ratio of the projected area and elliptical cross section of the elliptical cross-section, to calculate the appropriate tube current value from the image SD desired value inputted by an operator of the X-ray CT apparatus, X-ray CT apparatus capable of performing a scan For example it proposed in Patent Document 1.
なおこのように、スキャンの計画段階でスキャン範囲内での画質指標所望値を入力し、その画質指標所望値を達成するために最適な照射X線量変調を実行する機能を、以下スキャン線量最適化機能と呼ぶ。 Incidentally Thus, type a quality index desired value within the scanning range at the planning stage of the scanning, the ability to perform an optimum irradiated X-dose modulation to achieve the image quality index desired value, the following scanning dose optimization function and call.
特開2001−43993号公報 JP 2001-43993 JP

しかし前記従来のX線CT装置では、被検体2の位置がスキャナ回転軸から離れると、最適な照射X線量変調を実行できないため、スキャン計画時に想定した画質指標所望値を達成できない問題がある。 But above the conventional X-ray CT apparatus, when the position of the subject 2 is separated from the scanner rotation axis, optimal for irradiating X can not execute the dose modulation, there is a problem that can not be achieved an image quality index desired value assumed at the time of the scan plan.
特に被検者2を載置する天板は、スキャナ回転軸と直交する水平方向に移動することはないが、鉛直方向の位置は、被検体テーブル上下動手段によって変更可能であるため、被検体2の横断面位置はスキャナ回転軸から鉛直方向にずれた状態でスキャンが行われることがあり、その結果スキャン計画時に想定した画質指標所望値を達成する断層画像が得られない等の問題がある。 In particular the top plate for placing the subject 2, because although not move in the horizontal direction orthogonal to the scanner rotation axis, the position in the vertical direction can be changed by the object table vertically moving means, the subject cross section position of 2 may scan with a shift in the vertical direction from the scanner axis of rotation is performed, there is a problem that a tomographic image can not be obtained to achieve the assumed quality index desired value when the result scanning plan .
本発明はかかる問題を改善するためになされたもので、被検体の位置がスキャナ回転中心からずれていても、スキャン計画時に想定した画質指標所望値を達成する最適な照射X線量変調を実行することができるX線CT装置の実現を目的とするものである。 In which the present invention was made in order to improve such problems, be offset from the scanner rotation center position of the object, executes an optimum irradiated X-dose modulation to achieve the image quality index desired value assumed at the time of scan planning it is an object of the realization of the X-ray CT apparatus capable.

本発明のX線CT装置は、被検体の周囲を回転する回転体と、被検体を挟んで対向するよう回転体に配置されたX線管及びX線検出器と、X線検出器が検出した投影データを用いて被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、画像再構成手段が再構成した断層像を表示する表示手段とを備えたX線CT装置であって、 画質指標所望値の入力に用いられる操作手段と、 回転体を回転させずに被検体より取得したスキャノグラムデータを記憶する記憶手段とスキャノグラムデータを解析して、回転体の回転中心からの被検体の位置ずれ量を含んだ被検体三次元モデルを生成するモデル生成手段と被検体三次元モデルから被検体の撮影部位に応じた画像ノイズを算出し、 質指標所望値との比較から照射X線量の変調パターンを設定するス X-ray CT apparatus of the present invention includes a rotating body that rotates around the subject, and arranged X-ray tube and the X-ray detector to the rotating body so as to face each other across the subject, X-ray detector is detected an image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject by using the projection data, an X-ray CT apparatus and a display means for displaying a tomographic image by the image reconstruction means is reconstituted, the image quality index and operating means used to input the desired value, storage means for storing the scanogram data obtained from the subject without rotating the rotating body, analyzes the scanogram data, from the rotation center of the rotary body calculating a model generation means for generating the object three-dimensional model including the positional displacement amount of the object, an image noise according to the imaging region of the subject from the subject three-dimensional model, compared with the image quality index desired value or RaTeru Cum vinegar to set the modulation pattern of the X-ray dose ャン計画手段と、から構成したものである。 And the catcher down planning means, which is constituted from.

前記構成により、被検体がスキャナ回転中心よりずれていても、適切な被検体三次元モデルを生成し、得られた被検体三次元モデルから画質指標所望値を達成するように撮影条件を算出するようにしたことから、スキャン計画時に想定した画質指標所望値を達成する断層画像が必要最小限の被曝線量で容易に得られるようになる。 By the arrangement, it is offset from the subject scanner rotation center, and generates the appropriate object three-dimensional model, and calculates the photographing condition as the object three-dimensional model obtained to achieve the image quality index desired value since the the like, tomographic images to achieve an image quality index desired value assuming comes to be easily obtained with a necessary minimum dose during a scan plan.

本発明のX線CT装置のモデル生成手段は、位置ずれ量の算出に 、被検体が載置された天板の位置情報を用いるものである。 Model generation means for X-ray CT apparatus of the present invention, the calculation of the displacement amount, in which there use the position information of the top plate on which the subject is placed.

前記構成により、被検体がスキャナ回転中心からの被検体の位置ずれ量を、複雑な手段を使用せずに容易かつ正確に算出することができる。 By the arrangement, it is possible to subject the positional displacement amount of the object from the scanner rotation center is calculated easily and accurately without the use of complicated means.

本発明のX線CT装置によれば、被検体がスキャナ回転中心よりずれていても、スキャン計画時に想定した画質指標所望値を達成する断層画像が必要最小限の被曝線量で容易に得られるようになる。 According to X-ray CT apparatus of the present invention, to be offset from the scanner rotation center subject, readily obtained by the tomographic image is minimum dose to achieve the image quality index desired value assumed at the time of scan planning become.

本発明の実施の形態を、図面を参照して詳述する。 Embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
図1はX線CT装置の全体的な斜視図、図2は同構成図、図3は同側面図、図4は検出手段の構成及びX線照射や被検体との関係を説明する模式図、図5は準備操作時の作用を示すフローチャート、図6ないし図9は被検体三次元モデルを生成する際の作用説明図である。 Figure 1 is an overall perspective view of an X-ray CT apparatus, FIG. 2 is the schematic diagram, Figure 3 is a side view of the same, schematic view Figure 4 illustrating the relationship between the structure and the X-ray irradiation and the object detecting means , 5 is a flowchart showing the operation at the time of preparation operation, FIGS. 6 to 9 is an operation explanatory diagram when generating the object three-dimensional model.
図1及び図2に示すX線CT装置は、被検体2をスキャンするスキャナ本体1と、被検体2を載置する被検体テーブル3と、スキャナ本体1を操作する操作卓4と、操作卓4上に設置されたキーボードよりなる操作手段4a及び表示手段27等からなり、スキャナ本体1を覆うカバー1aの中央部に、円形の開口部1bが開口されている。 X-ray CT apparatus shown in FIGS. 1 and 2, a scanner main body 1 to scan a subject 2, the subject table 3 for supporting the patient 2, an operation console 4 for operating the scanner main body 1, an operator console 4 consists of the keyboard placed on it from the operating means 4a and the display unit 27, etc., in the central portion of the cover 1a covering the scanner body 1, a circular opening 1b is opened.
スキャナ本体1のカバー1a内には、図示しないスキャナ回転中心を軸として回転する円板状の回転体5が設けられていて、この回転体5に、被検体2を挟んで対向するようX線管6とX線検出器7が配置されている。 In the cover 1a of the scanner main body 1, though the rotary body 5 of the disk-shaped rotating provided a scanner rotation center (not shown) as the axis, to the rotary body 5, X-ray so as to face each other across the subject 2 tube 6 and the X-ray detector 7 is disposed.

X線管は図に示すように、回転体5に搭載されたX線管制御手段8により制御されて、回転体5の中央部に開口された円孔5a内をスキャナ回転軸に沿って移動する被検体2に向けてX線を照射するようになっている。 X-ray tube 6, as shown in FIG. 2, it is controlled by the X-ray tube control unit 8 mounted on the rotating body 5, along a circular hole 5a opened in the center portion of the rotating body 5 to the scanner rotation axis adapted for emitting X rays toward the subject 2 to be moved Te.
X線管6の近傍には、回転体5に搭載されたコリメータ制御手段9により制御されるコリメータ10が設置されていて、このコリメータ10により、X線管6より被検体2に向けて照射されるX線ビーム11が例えば角錐形状のコーンビームにコリメートされるようになっており、被検体2を透過したX線ビーム11は、X線検出器7により検出されるようになっている。 In the vicinity of the X-ray tube 6, a collimator 10 controlled is being installed by a collimator controller 9 mounted on the rotary body 5, the collimator 10 is emitted toward the X-ray tube 6 into the subject 2 that X-ray beams 11 are adapted to is collimated cone beam, for example pyramidal shapes, X-ray beam 11 transmitted through the subject 2 is adapted to be detected by the X-ray detector 7.
X線検出器7は図4に示すように、X線管6の焦点6aを中心とする円弧状に形成されていて、X線ビーム11の受光面に、被検体2の体軸と直交するチャネル方向に多数のX検出素子7aが配列され、さらにX線検出素子7aは体軸方向(列方向)へも複数列配列された二次元配列となっている。 X-ray detector 7 is as shown in FIG. 4, it is formed in an arc shape around the focal point 6a of the X-ray tube 6, the light receiving surface of the X-ray beam 11, orthogonal to the body axis of the subject 2 numerous X detection elements 7a are arranged in the channel direction and the X-ray detection elements 7a has a two-dimensional array of a plurality of rows arranged also to the body axis direction (column direction).

またX線検出器 7は、全体として円筒面状もしくはチャネル方向に対して折れ線状に湾曲したX線入射面を有していて、チャネル番号は例えば1〜1000程度、列番号は例えば1〜1000程度であり、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成されていて、X線検出器7のチャネルの配列方向に一致するX線ビーム11のチャネル方向の広がり角度、すなわちファン角度はα、またX線検出器7の列の配列方向に一致するX線ビーム11の列方向広がり角度、すなわちコーン角度はγとなっている。 The X-ray detector 7 as a whole have an X-ray incidence surface curved into polygonal line with respect to a cylindrical surface or channel direction, the channel number, for example, about 1 to 1000, column number, for example 1 to 1000 on the order, for example, be constituted by a combination of scintillator and photodiode, the spread angle of the channel direction of the X-ray beam 11 coincides with the array direction of the channels of the X-ray detector 7, i.e. the fan angle alpha, and X-ray column spread angle, i.e., the cone angle of the X-ray beam 11 coincides with the arrangement direction of the rows of the detector 7 has a gamma.
X線検出器7の背面側には、データ収集手段12が設置されていて、X線検出器7が検出した投影データを収集して操作卓4へ送るようになっており、回転体5は、回転体制御手段14により回転が制御される回転体駆動手段15により無端ベルトのような動力伝達手段16を介して回転されるようになっている。 On the back side of the X-ray detector 7, though the data collector 12 is installed, it is adapted to send to collect projection data X-ray detector 7 detects the operation table 4, the rotary body 5 , and is rotated via the power transmission means 16 such as an endless belt by the rotation body drive means 15 for rotation is controlled by the rotator control unit 14.

一方被検体テーブル3は図2に示すように、天板駆動手段18によりスキャナ回転軸と平行する水平方向へ、また天板上下動駆動手段19によりスキャナ回転軸に直交する鉛直方向(上下方向)へ駆動される天板3aを有していて、被検体テーブル3内に設置された被検体テーブル制御手段17により天板駆動手段18により天板3aを前後動させて、被検体2をスキャナ本体1の開口部1bより回転体5の円孔5a内に搬入出したり、天板上下動手段19を制御することにより天板3aを適切な高さに調整できるようになっており、天板3aの移動位置は、天板位置センサ20により逐一検出され、検出された位置情報は、図2に示す操作卓4内に設けられたシステム全体を制御するシステム制御手段22へ送られるようになっている。 On the other hand the subject table 3, as shown in FIG. 2, the table driving means 18 in the horizontal direction parallel to the scanner rotation axis and a vertical direction orthogonal to the scanner rotation axis by the top plate vertically moving the drive means 19 (the vertical direction) It has a top plate 3a to be driven to, by moving back and forth the top plate 3a by the top plate drive unit 18 by the subject table control unit 17 installed in the subject table 3, the subject 2 scanner or transferring, into a circular hole 5a of the rotating body 5 than the first opening 1b, and to be able to adjust the top plate 3a to the appropriate height by controlling the top plate vertically moving means 19, the top plate 3a movement position of is minutely detected by the top plate position sensor 20, the detected position information is adapted to be sent to the system control unit 22 for controlling the entire system provided in console 4 shown in FIG. 2 there.

システム制御手段22には、スキャナ本体1内に設置されたX線管制御手段8や、コリメータ制御手段9、データ収集手段12、回転体制御手段14、被検体テーブル3内に設置された被検体テーブル制御手段17等がケーブル23により接続されており、スキャナ本体1内のデータ収集手段12で収集された投影データは、ケーブル23を介して操作卓4へと送られて、操作卓3内のシステム制御手段22より画像再構成手段24へ出力されるようになっている。 The system control means 22, is and X-ray tube control unit 8 has been installed in the scanner body 1, the collimator controller 9, the data acquisition unit 12, the rotary body control unit 14, a subject placed on a subject table 3 table control unit 17, etc. are connected by a cable 23, the projection data acquired by the data acquisition unit 12 in the scanner main body 1 via the cable 23 is sent to the console 4, in console 3 and is output to the image reconstruction unit 24 from the system control unit 22.
画像再構成手段24は、スキャノグラム撮影時にはデータ収集手段12が収集したスキャノグラム投影データを用いてスキャノグラム画像を作成し、スキャン時にはデータ収集手段12が収集した複数ビューの投影データを用いてCT画像再構成を行うようになっており、画像再構成手段24で作成されたスキャノグラム画像及び再構成されたCT画像や、各種データ及びX線CT装置の機能を実現するためのプログラム等は、システム制御手段22に接続されている記憶手段25に格納されるようになっている。 Image reconstructing means 24, at the time of scanogram create a scanogram image using scanogram projection data data collecting unit 12 collects, CT image reconstruction using projection data of a plurality of views in which the data collection means 12 has collected during the scan being adapted to perform, or CT images that have been scanogram image and reconstruction produced by the image reconstruction unit 24, programs for realizing the functions of the various data and X-ray CT apparatus, the system control unit 22 It is adapted to be stored in the storage unit 25 connected to the.

またシステム制御手段22には、操作者によって操作され、各種の指示や情報等をシステム制御手段22に入力する操作手段4aと、画像再構成手段24から出力される再構成画像や、システム制御手段22が取り扱う種々の情報を表示する表示手段27が接続されていて、操作者は、表示手段27を見ながら操作手段4aを操作することにより、対話的にX線CT装置を操作できるようになっている。 The system control unit 22 is operated by the operator, the operating means 4a for inputting various instructions and information to the system control means 22, and the reconstructed image output from the image reconstruction unit 24, a system control unit 22 handled have display means 27 for displaying various information are connected, the operator, by operating the operating means 4a while watching the display unit 27, interactively can now operate the X-ray CT apparatus ing.
さらにシステム制御手段22には、スキャン計画手段28が接続されていて、操作者が操作手段4aを操作することにより入力した指示を実行し、また記憶手段25から読み出したスキャノグラム画像を用いることにより、スキャン条件の事前計画作成を行うことができるようになっている。 More system control means 22, the scan planning device 28 is connected and executes an instruction input by an operator by operating the operating means 4a, also by using the read scanogram image from the storage unit 25, thereby making it possible to perform the pre-planning of the scan conditions.
すなわち、記憶手段25から読み出されたスキャノグラム画像を表示手段27に表示させ、操作者は、表示された被検体スキャノグラム画像上でCT画像再構成位置(以下スライス位置という)の座標を操作手段4aにより指定することにより、スライス位置の計画を立てることができるようになっており、ここで計画したスライス位置の情報は記憶手段25に保存されるため、スキャン計画手段28によってX線量制御条件等の計画を立てる際にも用いることができる。 That is, to display the scanogram image read out from the storage means 25 on the display unit 27, the operator coordinates the operation unit 4a of the CT image reconstruction position on a subject scanogram image displayed (hereinafter referred to as slice position) by specifying a result, it has become to be able to plan the slice position, the here planned information of the slice position is stored in the storage unit 25, the scan planning device 28, such as X-ray dose control condition it can also be used when planning.

次に前記構成されたX線CT装置の作用を説明する。 Next a description will be given of the operation of the constructed X-ray CT apparatus.
X線CT装置で被検体2のCT画像を取得するスキャン動作前に、撮影条件を設定するために種々の準備操作を行うが、この準備操作としては、被検体2の撮影位置を設定するためのスキャノグラム画像の撮影と、そのスキャノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な照射X線量の変化パターンの決定などがあり、これらはシステム制御手段22の制御下で行うことになり、特にスキャノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な管電流の変化パターンの決定はシステム制御手段22に接続されたスキャン計画手段28により行う。 Before scanning operation for obtaining the CT image of the subject 2 in the X-ray CT apparatus, performs various preparatory operations for setting the photographing conditions, as the preparation operation, for setting the imaging position of the subject 2 and imaging of the scanogram image, analysis of scanogram data, include the determination of the optimum irradiated X-dose variation pattern as an imaging condition based on it, it will be carried out under the control of the system control unit 22, especially the analysis of scanogram data, determination of the variation pattern of the optimum tube current as an imaging condition based on it is carried out by scanning planning means 28 connected to the system control unit 22.
この準備操作において、先ず操作手段4aよりX線管電圧、X線管電流設定値などのX線撮影条件をシステム制御手段22に入力する。 In this preparation operation is first input X-ray tube voltage from the operation unit 4a, the X-ray imaging conditions such as an X-ray tube current set value to the system control unit 22.

次に回転体5を回転させずに、被検体テーブルと回転体5を被検体2の体軸に沿って相対移動させて、X線管6とX線検出器7によりスキャノグラム画像の撮影を行い、スキャノグラム投影データおよびスキャノグラム画像データを記憶手段25に保存する。 Then without rotating the rotating body 5, the rotary body 5 and the subject table 3 are relatively moved along the body axis of the subject 2, the X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 photographed scanogram image performed, it stores the scanogram projection data and the scanogram image data in the storage unit 25.
スキャン計画手段28は、天板位置センサ20からの位置情報を基に被検体テーブル制御手段17が算出する天板3aの高さ情報を考慮しつつ、スキャノグラム投影データを解析し、被検体2の体軸に沿った任意の位置における推定断面を、例えば水に等価なX線吸収係数を持つ楕円断面としてモデル化するが、このモデルは、被検体2の体軸に沿った位置(以下z位置という)に依存して楕円断面の長軸長・短軸長が変化する三次元的なモデル(以下被検体三次元モデルという)となり、被検体三次元モデルのデータは、記憶手段25に保存される。 Scan planning means 28, taking into account the height information of the top plate 3a of the object table control unit 17 based on the position information from the top position sensor 20 is calculated, it analyzes the scanogram projection data, the subject 2 the estimated cross section at an arbitrary position along the body axis, but modeled as elliptical cross-section with an equivalent X-ray absorption coefficient, for example water, this model, the position along the body axis of the subject 2 (hereinafter z position three-dimensional model (hereafter referred object three-dimensional model) and that depending on) that a change in major axis length and short axis length of the ellipse cross section, data of the object three-dimensional model is stored in the memory means 25 that.

スキャン計画手段28は、操作手段4aより入力された画像指標所望値・管電圧・管電流設定値・X線コリメーション条件・スキャナ1回転あたりの時間(以下スキャン時間という)、及びスキャン計画手段28が予め作成した被検体三次元モデルのデータを基にして、スキャン中に被検体2の撮影部位の透過X線量の変化に応じて経時的に変化する一連の管電流値、すなわち管電流の変化パターンを算出するが、この機能を持つスキャン計画手段28は、重要な構成要素である。 Scan planning means 28, operating means 4a from the input image index desired value, tube voltage, tube current set value · X-ray collimation condition scanner 1 per rotation time (hereinafter referred to as the scan time), and the scan planning device 28 and the data of the object three-dimensional model generated in advance based on a series of tube current value that varies over time in accordance with a change in the transmitted X-rays of the imaging region of the object 2 during the scan, i.e. the tube current change pattern While calculating the scan planning means 28 having this function is an important component.
図5はX線CT装置によるスキャンに先立つ準備操作の一連の動作をフローチャートにしたもので、前述した準備操作をこのフローチャートで説明すると、先ずステップS1のスキャノグラム撮影工程で、被検体2のスキャノグラム画像を撮影するが、被検体2のスキャノグラム画像を撮影する手順は、CT画像を撮影する手順と基本的には同じである。 Figure 5 is obtained by the flow chart of the sequence of operation of the preparation operation prior to scanning by the X-ray CT apparatus, it will be described in the flowchart of preparatory operations described above, firstly in scanogram process in step S1, the subject 2 scanogram image While taking a procedure for capturing a scanogram image of the subject 2, the procedure basically for capturing a CT image of the same.

またステップS1で撮影するスキャノグラム投影データは、回転体5を回転させずに被検体2に対して一定方向、たとえば背面方向からX線を照射して、X線検出器7によって検出データを取り込むことによって得ており、このスキャノグラム投影データは、X線検出器7からシステム制御手段22を介して画像再構成手段24に送られ、画像再構成手段24によりスキャノグラム画像が作成される。 The scanogram projection data taken at step S1, a predetermined direction with respect to the subject 2 without rotating the rotating body 5, for example by irradiating X-rays from the back direction, to capture the detection data by the X-ray detector 7 has been obtained by the scanogram projection data, from the X-ray detector 7 via the system control unit 22 is sent to the image reconstruction unit 24, scanogram image is generated by the image reconstruction means 24.
このとき得られるスキャノグラム画像は、一定方向、例えば背面から正面へ透過するX線による像を正面方向から見たものであり、このスキャノグラム画像は、スキャン時の被検体2のスライス位置(CT画像再構成位置)設定のために利用され、またスキャノグラム投影データは、スキャノグラム画像作成に用いられるだけでなく、特にスキャンにおける照射X線量制御のための照射X線量変化パターン決定のために利用される。 The time obtained scanogram image, a certain direction, and for example those viewed image by X-rays passing through from the back to the front from the front direction, the scanogram image, the slice position of the specimen 2 (CT image reconstruction at the time of scanning be utilized for the construction position) setting, also scanogram projection data is not only used to create scanogram image, in particular utilized for irradiation X-ray dose change pattern determined for irradiation X-ray dose control the scan.

ステップS2からステップS4までの工程では、操作者がスキャノグラム画像を参照して、操作手段4aから撮影条件としての天板移動ピッチ、スキャン開始位置、スキャン終了位置、を入力すると、これらの入力データを用いてスキャン計画手段28が、被検体2のCT画像撮影範囲とスライス位置zとX線管6の位相角(回転体5の位相角)βが決定する。 The process from step S2 to step S4, the operator with reference to the scanogram image, stage move pitch as an imaging condition from the operating means 4a, the scan start position, scan end position, entering, these input data scan planning means 28 used is, (the phase angle of the rotating body 5) the phase angle of the CT imaging range and the slice position z and X-ray tube 6 of the subject 2 beta is determined.
なおスキャン開始位置、スキャン終了位置は一連のスキャンで得られる最初のCT画像のz位置、最後のCT画像のz位置を各々意味している。 Incidentally scan start position, scan end position implies z position of the first CT image obtained by a series of scans, the z position of the last CT images each.
ステップS5では、操作者が操作手段4aから撮影条件としての管電圧設定値、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルター関数の種類、視野サイズ、等を入力し、ステップS6では、操作者が操作手段4aから画質目標としての画質指標所望値を入力する。 In step S5, the tube voltage set value as a shooting condition operator from the operating means 4a, scan time, X-rays collimation condition, types of reconstruction filter function, field size, or the like enter the, at step S6, the operator from the operating means 4a for inputting an image quality index desired value as a target image quality.

次にステップS7のスキャノグラム投影データ解析の工程及びステップS8の被検体三次元モデル生成の工程では、スキャノグラム投影データがスキャン計画手段28によって解析され、被検体2の被検体三次元モデルが生成されるが、この被検体三次元モデルは、z位置に対応する被検体2の各断面を、例えば水に等価なX線吸収係数を持つ楕円断面として近似したものとなる。 Then the object three-dimensional model generation process of the process and S8 scanogram projection data analysis step S7, scanogram projection data is analyzed by the scan planning device 28, the object three-dimensional model of the object 2 is generated but the subject three-dimensional model becomes that each section of the specimen 2 which corresponds to the z position, approximates an elliptical cross-section with an equivalent X-ray absorption coefficient, for example, water.
なお本実施の形態では、楕円断面算出にあたり、天板3aの高さ、すなわち被検体テーブル3の設置床面30から天板3aの上面までの距離及びスキャナ回転軸の位置(水平方向、鉛直方向)をも考慮することにより楕円の位置を算出し、被検体2が回転中心に位置していない場合にも適切な楕円断面のサイズを算出している。 In the present embodiment, when elliptical cross-section is calculated, the top plate 3a height, i.e. the position (horizontal distance and the scanner rotation axis from the installation floor surface 30 of the subject table 3 to the upper surface of the top plate 3a, a vertical direction ) calculates the position of the ellipse by considering also, calculates the size of the appropriate elliptical cross section even when the subject 2 is not located in the center of rotation.

ここで図6及び図7を参照して楕円断面の算出方法について説明すると、ある断面位置Aに対応するスキャノグラム投影データから、当該断面位置Aにおける被検体2の近似楕円断面の中心透過長及びX線焦点6aから近似楕円断面を見た開き角を決定する方法は、たとえば図6に示す通りである。 Now with reference to FIGS. 6 and 7 will be described a calculation method of the elliptic cross section, the scanogram projection data corresponding to a certain cross-sectional position A, the center transmission length of the approximate elliptical cross-section of the subject 2 at the sectional position A and X method for determining the opening angle viewed approximate elliptical cross-section from the line focus 6a is as shown in FIG. 6, for example.
すなわち図6の(a)に示す被検体2の断面位置Aにおける投影データは、図6の(b)のようになり、最大値付近の投影データ値をRg、チャネル番号kのスキャノグラムデータをR (k)とし、適当なチャネル数をnとして、最大値付近の投影データ値Rgを次式の(数1)で算出する。 That projection data in the cross-section position A of the subject 2 shown in (a) of FIG. 6 is as shown in FIG. 6 (b), the projection data values ​​near the maximum value Rg, scanogram data of the channel number k was a R a (k), the number of appropriate channels is n, and calculates the projection data value Rg of the vicinity of the maximum value in the following equation (equation 1).

そして得られた投影データ値Rgから一様な楕円断面モデルを推定すると、図6の(c)に示すようになる。 When the estimated a uniform elliptical cross-section model from the obtained projection data values ​​Rg, as shown in (c) of FIG.
なお中心透過長D=Rg/(G*μ )、X線焦点から見た楕円の開き角度α E =α P *S/Rg Incidentally central transmission length D = Rg / (G * μ w), opening of the ellipse as viewed from the X-ray focal point angle α E = α P * S / Rg
ただしRgは、最大値付近の投影データ値、Ggはlog変換時の係数、μ は水のX線吸収係数、α PはX線検出器チャネルの開き角、Sは投影データの和、である。 However Rg is projection data values near the maximum value, Gg is the coefficient at the time of log-transformed, mu w X-ray absorption coefficient of water, alpha P is the opening angle of the X-ray detector channels, S is the sum of projection data in, is there.

しかし図7に示すように、スキャノグラム撮影時の投影データから楕円断面の中心透過長と(X線焦点6aから見た)開き角を算出しても、それを満たす楕円は無数に存在する(なお図7では、同一投影データに対応する3例の楕円のみを描いているが、実際には楕円の中心透過長及びX線焦点から見た開き角の値が各々等しい楕円は、回転中心からの距離に応じて無数に想定し得る 従来では被検体2がスキャナ回転中心に位置する(すなわちスキャナ回転中心と楕円の中心とが一致する)と仮定することにより、楕円の縦軸長・横軸長を一意に決定していたが、しかし現実に被検体2がスキャナ回転中心に位置していない場合、従来の方法では楕円の推定が適切でないことは明らかである。 However, as shown in FIG. 7, and calculate the opening angle of the center transmission length of the ellipse cross section and (viewed from the X-ray focal point 6a) from the projection data at the time of scanogram imaging, ellipse satisfying it infinite number exists (Note in Figure 7, but depicts only the elliptical three cases corresponding to the same projection data, actually the value of open angle as viewed from the center transmission length and the X-ray focal point of the ellipse are each equal ellipse from the center of rotation in countless conventional assumable in accordance with the distance by assuming that the subject 2 is positioned in the scanner rotation center (i.e. the center of the scanner rotation center and the ellipse coincide), the vertical-axis length and horizontal-axis length of the ellipse Although it was uniquely determined, but if actually subject 2 is not positioned in the scanner rotation center, in the conventional method it is clear that is not appropriate estimate of the ellipse.

そこで本実施の形態では図8に示すように、床面30とスキャナ回転中心との鉛直距離、X線焦点とスキャナ回転中心との鉛直距離、床面30と天板3aとの鉛直距離を考慮することにより、被検体2がスキャナ回転中心に位置していなくても楕円の位置およびサイズを適切に算出することができるようにしている。 Therefore, as in the embodiment shown in FIG. 8, taking into account the vertical distance in the vertical distance between the floor 30 and the scanner rotation center, vertical distance between the X-ray focal point and the scanner rotation center, the floor 30 and the top plate 3a by, so that it is possible to subject 2 calculates proper position and size of the ellipse may not be located scanner rotation center.
すなわち床面30からスキャナ回転中心までの距離は既知であり、X線焦点6aからスキャナ回転中心までの距離も既知である。 That is, the distance from the floor 30 to the scanner rotation center is known, the distance from the X-ray focal point 6a to the scanner rotation center is also known.
また天板3aの位置は、天板位置センサ20により検出することができるため、X線焦点6aから楕円中心までの距離を、次のように算出することができる。 The position of the top plate 3a, since it is possible to detect the top position sensor 20, a distance from the X-ray focal point 6a to the ellipse center, can be calculated as follows.

床面から楕円中心までの距離=床面と天板上面との鉛直距離+0.5*楕円中心透過長X線焦点から楕円中心までの距離=X線焦点からスキャナ回転中心までの距離+(床面から楕円中心までの距離−床面からスキャナ回転中心までの距離) Distance from the floor to the scanner rotation center from the distance = X-ray focal point of the vertical distance + 0.5 * ellipse center transmission length X-ray focal point of the distance = floor and the top plate top surface to the ellipse center to the ellipse center + (floor distance from the surface to the ellipse center - distance from the floor to the scanner rotation center)
従来は、スキャナ回転中心より被検体2の位置がずれていても、スキャナ回転中心に被検体2があるものと仮定して被検体モデルを推定していたため、被検体モデル推定結果は図8の破線に示す位置となっていたが、本実施の形態では、前記計算によるX線焦点6aから楕円中心までの距離を基に被検体モデルを推定しているため、被検体モデル推定結果は図8の実線に示す位置となり、正しい位置とサイズの被検体モデル推定結果が得られるようになる。 Conventionally, even if the shift position of the subject 2 from the scanner rotation center, because it was estimated object model on the assumption that the scanner rotation center is the subject 2, the subject model estimation result shown in FIG. 8 had a position shown in broken lines, in the present embodiment, since the estimating the object model from X-ray focal point 6a on the basis of the distance to the ellipse center by calculations, the subject model estimation results 8 of becomes the position shown in solid lines, so that the correct position and the object model estimation results of size is obtained.

図5に戻り、ステップS9の工程では、体軸方向位置z、X線管6の位相角β毎のX線減弱指数を算出するが、ここでX線減弱指数は、被検体三次元モデルの(z、β)における楕円断面の中心を通るX線透過経路に沿ったX線吸収係数分布の積分値であり、このデータは、先に生成した被検体三次元モデルから求めることができるので、スキャン計画手段28が記憶手段25から被検体三次元モデルを呼び出して演算している。 Returning to Figure 5, in the process of step S9, the body-axis direction position z, is to calculate the X-ray attenuation exponent for each phase angle β of the X-ray tube 6, where X-ray attenuation index of the object three-dimensional model (z, beta) is the integral value of the X-ray absorption coefficient distribution along the X-ray transmission path through the center of the ellipse cross-section in, this data can be obtained from a subject three-dimensional model generated previously, scan program means 28 is calculated by calling the object three-dimensional model from the storage means 25. このX線減弱指数演算結果は、T=T(z,β)で表される。 The X-ray attenuation exponent calculation result is represented by T = T (z, β).
次にステップS10の工程では、スキャン開始位置と、スキャン終了位置、天板移動ピッチと、スキャン時間に基づいて、X線減弱指数Tの関数を、T=T(z,β)から時間tの関数T=T(t)に変換する。 Next, in the process of step S10, the scan start position, scan end position, a top plate movement pitch on the basis of the scan time, the function of the X-ray attenuation exponent T, T = T (z, β) from the time t to convert to a function T = T (t).

次に画質指標所望値として画像SD所望値を用いた場合のステップS11における管電流変化パターンの設定方法の一例について説明する。 Next one case will be described how to set the tube current variation pattern in step S11 in the case of using the image SD desired value as an image quality index desired value.
ここで、スライス位置zにおけるCT画像Img(z)を再構成するために使用するビュー数をMとし、便宜的なビュー番号mをm=0〜M−1とする。 Here, the number of views used to reconstruct the CT image Img (z) in the slice position z is M, a convenient view number m with m = 0 to M-1. 1回転あたりのビュー数をNとした時、使用ビュー数Mは1回転あたりのビュー数Nと必ずしも等しくない。 When the number of views per rotation and N, the number of used views M is not necessarily equal to the number of views per rotation N.
また前述のX線減弱指数Tは、使用するビュー番号の関数T(m)としても表すことができ、ビュー番号m=0〜M−1におけるX線減弱指数Tの最大値をTmaX(0:M−1)とし、この時に基準管電流値i_refを対応させると仮定した場合、ビュー番号mに対する管電流値i (m)は次式のようになる。 The X-ray attenuation exponent T described above can also be expressed as a function T of the view number to be used (m), view number m = the maximum value of the X-ray attenuation exponent T in 0~M-1 TmaX (0: and M-1), assuming that adapt the reference tube current value i_ref at this time, tube current with respect to the view number m value i v (m) is expressed by the following equation.

一方スキャナ本体1の回転体5が1回転する時間trotが基準時間trot_refに等しく、その間はX線減弱指数Tが一定値であり、管電圧としてxv、管電流値iとして基準管電流値i_refを用いたとし、1回転中のビュー数N_refに均等な重み付けをして、再構成フィルター関数gを用い、画像厚thkを基準画像厚thk_refとして再構成した場合の画像ノイズ分散値Vは、X線減弱指数Tの関数として次式のように表される。 On the other hand equal to the rotating body 5 is 1 time to rotate trot reference time trot_ref of the scanner main body 1, during which a constant value X-ray attenuation exponent T, xv as a tube voltage, a reference tube current value i_ref as the tube current value i and using, by an equal weight to the view number N_ref in one rotation, using the reconstruction filter function g, the image noise variance V in the case of reconstructing an image thickness thk as a reference image thickness thk_ref is, X-rays as a function of the attenuation exponent T is expressed by the following equation.

また前述の(数2)で表される管電流値i (m)を用いた場合の画像ノイズ分散予測値V は次式のように表される。 The image noise variance predicted value V * in the case of using the aforementioned equation (2) represented by the tube current value i v (m) is expressed by the following equation.

ここで(数4)のw(m)は各ビューに対して適用されるビュー方向重みであり、ビュー方向重みは再構成に使用するビュー数Mが1回転あたりのビュー数Nと異なる場合(非特許文献)や、被検体の動きによるアーチファクトを補正する場合(特許文献2)に用いられる。 Wherein the (number 4) w (m) is a view direction weight applied to each view, if the view direction weight view number M for use in the reconstruction is different from the number of views N per one rotation ( non-Patent Document), and is used in correcting artifacts due to motion of the object (Patent Document 2).

非特許文献1 Non-Patent Document 1
G.Wang 他「Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula」 G.Wang other "Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula"
Journal of Scanning Microscopies Vol.16,216-220(1994) Journal of Scanning Microscopies Vol.16,216-220 (1994)
特許文献2 特開平08−280664号公報 Patent Document 2 JP-A 08-280664 JP

なお使用ビュー数Mが1回転あたりのビュー数Nと等しい場合は、 In the case of use views M equals the number of views per rotation 1 N is


とすることにより、いわゆるフルスキャン再構成を行うこともできる。 With, it is also possible to perform so-called full scan reconstruction.
ここで、操作者が入力した画像SD所望値SDtgtから定まる画像ノイズ分散所望値Vtgt(SDtgtの二乗値)と(数3)の画像ノイズ分散予測値V から、実際に適用すべき管電流値i (m)は次式のように定められる。 Here, the image from the noise estimated variance value V * of the operator image SD desired value image noise variance desired value determined from SDtgt Vtgt input (square of SDtgt) and (Equation 3) actually to be applied tube current value i a (m) is defined as:.

以上のようにして、操作者が入力した画像SD所望値を、各スライス位置のCT画像において実現するための管電流変調パターンを決定するが、この管電流変調パターンをIとすると、Iはスキャン開始後の経過時間tの関数I(t)として表すことができ、このように決定された管電流変調パターンI=I(t)は記憶手段25に保存され、スキャン時に被検体2の撮影部位に応じてシステム制御手段22によって順次呼び出されて、X線管制御手段8を介してスキャン中の管電流を制御する。 As described above, the image SD desired value input by an operator, if it is determined tube current modulation pattern for realizing the CT image of each slice position, the tube current modulation pattern I, I scan It can be expressed as a function I of the elapsed time t after the start (t), thus determined tube current modulation pattern I = I (t) is stored in the storage unit 25, imaging region of the object 2 during the scan sequentially called and to control the tube current during the scan via the X-ray tube control unit 8 by the system control unit 22 in accordance with the.
以上のようにX線による被検体2のスキャン前に画質指標所望値を入力して、それに適した照射X線量変調パターンを決定することにより、適切な画質を実現するための最適なスキャンが実行可能となる。 Enter the quality index desired value before scanning of the subject 2 by the X-ray as described above, by determining the irradiation X-ray dose modulation pattern suitable therefor, the optimum scan to achieve appropriate quality execution It can become.

なお本発明は、以上に述べてきた実施の形態のみに限定されるものでなく、例えば図9に示すように、被検体2がスキャナ回転軸に対して鉛直方向のみならず水平方向にもずれていても、適切な被検体モデルは一意に定まる。 The present invention is, more than not limited to the embodiment which has been described, for example, as shown in FIG. 9, the deviation in the horizontal direction not subject 2 only vertically with respect to the scanner rotation axis even if, appropriate subject model is uniquely determined.
すなわちスキャナ回転中心から被検体2が例えば左斜め上方にずれている場合、従来は、スキャナ回転中心より被検体2の位置がずれていても、スキャナ回転中心に被検体があるものと仮定して被検体モデルを推定していたため、被検体モデル推定結果は図9の破線に示す位置となっていたが、本発明においては前記図8の場合と同様に、楕円中心透過長及びX線焦点6aから見た楕円の開き角を投影データより算出し、X線焦点6aを通り、楕円に接する2本の直線と天板3aの上面とに接し、かつ中心透過長が特定の値となる楕円が一意的に決まるため、被検体モデル推定結果は図9の実線に示す位置となり、正しい位置とサイズの被検体モデル推定結果が得られるようになる。 That is, when the scanner rotation center has shifted the subject 2, for example, the upper left, conventionally, be offset position of the subject 2 from the scanner rotation center, on the assumption that there is a subject in the scanner rotation center because it was estimated the object model, as in the case had the object model estimation result at a position shown in broken lines in FIG. 9, in the present invention of FIG. 8, the ellipse center transmission length and the X-ray focal point 6a the opening angle of the ellipse as seen from the calculated from the projection data, through the X-ray focal point 6a, in contact with the upper surface of the two straight lines and the top plate 3a in contact with the ellipse, and the ellipse center transmission length becomes a specific value since uniquely determined, the subject model estimation result is a position shown in solid line in FIG. 9, so that the correct position and the object model estimation results of size is obtained.
またスキャノグラム撮影時、前記実施の形態では、X線管6が天板3aの下方になる場合について説明したが、X線管6が天板3aの上方になる配置で実行するようにしてもよい。 Also when scanogram, the above embodiment has described the case where the X-ray tube 6 is below the top plate 3a, X-ray tube 6 may be executed in the arrangement made above the top plate 3a .

以上説明したように本発明のX線CT装置では、スキャン計画手段28が、被検体2のスキャノグラム投影データから、被検体2の三次元モデルを生成するスキャノグラム解析・被検体三次元モデル生成機能や、被検体2の三次元モデルから被検体2の撮影部位に応じた画像ノイズを予測し、画像ノイズ予測値と操作者が入力した画質指標所望値との比較から照射X線量の適切な変調パターンを自動的に設定する照射X線量設定機能を備えており、特に被検体2がスキャナ回転中心に位置していない場合でも、適切な被検体三次元モデルを生成する機能を持つスキャン計画手段28を備えているため、最適な画質の断層画像が必要最小限の被曝線量で容易に得られるようになる。 The X-ray CT apparatus of the present invention described above, the scan planning means 28, the scanogram projection data of the object 2, Ya scanogram analysis and an object three-dimensional model generation function of generating a three dimensional model of the subject 2 to predict an image noise according from the three-dimensional model to the imaging region of the subject 2 of the subject 2, the appropriate modulation pattern of the irradiated X-ray dose from a comparison of the quality index desired value image noise predictive value and the operator-entered the equipped automatically irradiated X-ray dose setting function for setting, in particular even when the subject 2 is not positioned in the scanner rotation center, the scan planning means 28 having a function of generating an appropriate object three-dimensional model due to the provision, so easily obtained with optimum picture quality tomographic images requires a minimum exposure dose.
またスキャノグラム画像を作成する際のフィルタリング処理の影響を適切に考慮することにより、スキャノグラム投影データの代わりにスキャノグラム画像を解析して被検体の三次元モデルを求め、本発明の趣旨にかなうX線CT装置を実現することも可能である。 Also by appropriately considering the effect of the filtering process in creating a scanogram image, obtains a three-dimensional model of the object by analyzing the scanogram image instead of scanogram projection data, X-rays CT that meets the spirit of the present invention it is also possible to implement the device.

本発明の実施の形態になるX線CT装置の全体的な斜視図である。 It is a general perspective view of an X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の全体的な構成図である。 It is an overall configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の一部省略側面図である。 It is a partially omitted side view of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態になるX線CT装置及び従来のX線CT装置の検出器の構成及びX線照射や被検体との関係を説明する模式図である。 It is a schematic view for explaining the relationship between the structure and the X-ray irradiation or the object detector of the X-ray CT apparatus of X-ray CT apparatus and conventional to be the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の準備操作時の作用を示すフローチャートである。 Is a flow chart showing the action during preparation operation of X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の準備操作により被検体三次元モデルを生成する際の説明図である。 The preparation operation of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention is an explanatory view when generating the object three-dimensional model. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の準備操作により被検体三次元モデルを生成する際の説明図である。 The preparation operation of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention is an explanatory view when generating the object three-dimensional model. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の準備操作により被検体三次元モデルを生成する際の説明図図である。 The preparation operation of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention is an explanatory view showing in generating the object three-dimensional model. 本発明の実施の形態になるX線CT装置の準備操作により被検体三次元モデルを生成する際の説明図である。 The preparation operation of the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention is an explanatory view when generating the object three-dimensional model.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 スキャナ本体 2 被検体 5 回転体 6 X線管 7 X線検出器 20 天板位置センサ 24 画像再構成手段 25 記憶手段 28 スキャン計画手段 1 scanner body 2 specimen 5 rotating body 6 X-ray tube 7 X-ray detector 20 top position sensor 24 image reconstructing unit 25 storage unit 28 scans planner

Claims (2)

  1. 被検体の周囲を回転する回転体と、前記被検体を挟んで対向するよう前記回転体に配置されたX線管及びX線検出器と、前記X線検出器が検出した投影データを用いて前記被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、前記画像再構成手段が再構成した断層像を表示する表示手段とを備えたX線CT装置であって、 Using a rotating body that rotates around the subject, the said X-ray tube was disposed on the rotating body and the X-ray detector so as to face each other across the patient, the projection data said X-ray detector detects wherein an X-ray CT apparatus having an image reconstruction means for reconstructing a tomographic image of the subject, and display means for displaying a tomographic image by the image reconstruction means is reconstituted,
    画質指標所望値の入力に用いられる操作手段と、 And operating means used to input the image quality index desired value,
    前記回転体を回転させずに前記被検体より取得したスキャノグラムデータを記憶する記憶手段と、 Storage means for storing the scanogram data to which the acquired from the subject without rotating the rotating body,
    前記スキャノグラムデータを解析して前記被検体の各断面を楕円断面として近似した被検体三次元モデルを生成するモデル生成手段と、 A model generation means for generating said scan Roh object three-dimensional model which approximates the analyzes grams data each section of the specimen as an ellipse cross section,
    前記被検体三次元モデルから前記被検体の撮影部位に応じた画像ノイズを算出し、前記画質指標所望値との比較から照射X線量の変調パターンを設定するスキャン計画手段と、を具備し、 Wherein the object three-dimensional model to calculate an image noise according to the imaging region of the subject, anda scan planning means for setting the modulation pattern of the irradiated X-ray dose from a comparison of the quality index desired value,
    前記モデル生成手段は、 前記スキャノグラムデータから前記楕円断面の中心透過長とX線焦点から見た開き角を算出し、床面とスキャナ回転中心との鉛直距離と、X線焦点とスキャナ回転中心との鉛直距離と、床面と前記被検体を載置する天板との鉛直距離と、前記楕円断面の中心透過長とに基づいてX線焦点から前記楕円断面の中心までの距離を算出して前記楕円断面の位置及びサイズを推定することを特徴とするX線CT装置。 It said model generating means, said calculating the opening angle as viewed from the center transmission length and the X-ray focal point of the elliptical cross-section from the scanogram data, and vertical distance between the floor surface and the scanner rotation center, X-ray focal point and the scanner rotation calculating a vertical distance between the center, the floor surface and the vertical distance between the top plate for placing the object, the distance from the X-ray focal point based on the center transmission lengths of the elliptical cross-section to the center of the ellipse section X-ray CT apparatus characterized by estimating the position and size of the ellipse cross section and.
  2. 前記X線焦点から楕円断面の中心までの距離は、前記床面から楕円断面中心までの距離から前記床面からスキャナ回転中心までの距離を減算した距離に、前記X線焦点からスキャナ回転中心までの距離を加算することによって算出し、 The distance from the X-ray focal point to the center of the ellipse cross section, the distance from the floor to the oval cross-sectional center to a distance obtained by subtracting the distance to the scanner rotation center from the floor, to the scanner rotation center from the X-ray focal point calculated by adding the distance,
    前記床面から楕円断面中心までの距離は、前記楕円断面の中心透過長に0.5を乗算した距離に、前記床面と天板上面との鉛直距離を加算することによって算出することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 The distance to the elliptical cross-section center from the floor surface, characterized by calculating by the distance obtained by multiplying 0.5 to the center transmission lengths of the elliptical cross-section, adds the vertical distance between the floor and the top plate top surface X-ray CT apparatus according to claim 1,.
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