JP6162446B2

JP6162446B2 - X-ray computed tomography apparatus and dose attenuation apparatus

Info

Publication number: JP6162446B2
Application number: JP2013058864A
Authority: JP
Inventors: 将央山鼻; 広行小貫; 寿安田; 信哉川鍋; 山下　直樹; 直樹山下; 敦史深野; 渡邊　達也; 達也渡邊; 一樹潟山
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2013-03-21
Filing date: 2013-03-21
Publication date: 2017-07-12
Anticipated expiration: 2033-03-21
Also published as: JP2014183857A

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、および線量減弱装置に関する。 Embodiments of the present invention, X-rays computed tomography apparatus, and relates to the dose decrease YowaSo location.

従来、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において、投影データを収集する撮影エリアを包含するサイズのファントムは、寝台に固定されたファントムホルダーに載置される。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、ファントムに対するＸ線撮影により、補正データおよび試験データ（検出器特性確認）を収集している（例えば図２１）。 Conventionally, in an X-ray computed tomography apparatus, a phantom having a size including an imaging area for collecting projection data is placed on a phantom holder fixed to a bed. The X-ray computed tomography apparatus collects correction data and test data (detector characteristic confirmation) by X-ray imaging of the phantom (for example, FIG. 21).

また、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において、Ｘ線検出器のサイズが大きいことにより、撮影領域が増大している。このため、ファントムのサイズおよび重量も巨大化してきている。また、このような巨大化したファントムを支持するために、ファントムホルダーの硬質化が要求されている。
これらのことから、従来のＸ線コンピュータ断層撮影装置において、ファントムの設置には作業者の労力および作業時間が増大している問題がある。加えて、ファントムおよびファントムホルダーに係るコストが増大している問題がある。 Further, in the X-ray computed tomography apparatus, the imaging region is increased due to the large size of the X-ray detector. For this reason, the size and weight of phantoms are also increasing. Also, in order to support such a huge phantom, it is required to make the phantom holder rigid .
From these, in the conventional X-ray computed tomography apparatus, the installation of the fan Tom is a problem that increases the labor and working time of the worker. In addition, there is a problem that costs related to the phantom and the phantom holder are increasing.

目的は、ファントムを用いずにファントムに対応する投影データを取得することができるＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することにある。 An object is to provide an X-ray computed tomography apparatus capable of acquiring projection data corresponding to a phantom without using a phantom.

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管から発生されたＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器における所定のＸ線変換効率に対応する線量に、前記Ｘ線の線量を減弱する線量減弱器と、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器との間におけるＸ線照射領域に、前記線量減弱器を移動可能に支持する移動支持機構と、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器とを、回転軸周りに回転可能に支持する回転フレームと、を具備し、前記線量減弱器は、前記Ｘ線検出器の前面を覆うサイズを有し、前記移動支持機構は、前記前面に前記線量減弱器を移動可能に支持することを特徴とする。 An X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube that generates X-rays, an X-ray detector that detects X-rays generated from the X-ray tube, and a predetermined X-ray detector The dose attenuator can be moved to an X-ray irradiation area between the X-ray tube and the X-ray detector, and a dose attenuator that attenuates the X-ray dose to a dose corresponding to the X-ray conversion efficiency. And a rotating frame that supports the X-ray tube and the X-ray detector so as to be rotatable about a rotation axis, and the dose attenuator is provided on the X-ray detector. It has a size that covers the front surface, and the movement support mechanism supports the dose attenuator movably on the front surface .

図１は、第１の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。FIG. 1 is a diagram illustrating an example of a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態に係り、回転フレームに搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on the rotating frame according to the first embodiment. 図３は、第１の実施形態に係り、Ｘ線検出器へのＸ線の入力に対するＸ線変換効率の依存性の一例を、線量減弱器投影データとファントム投影データとともに示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of the dependency of the X-ray conversion efficiency on the X-ray input to the X-ray detector, together with the dose attenuator projection data and the phantom projection data, according to the first embodiment. 図４は、第１の実施形態に係り、線量減弱器の構成の一例を示す斜視図である。FIG. 4 is a perspective view showing an example of the configuration of the dose attenuator according to the first embodiment. 図５は、第１の実施形態に係り、線量減弱器の構成の一例を示す斜視図である。FIG. 5 is a perspective view illustrating an example of a configuration of a dose attenuator according to the first embodiment. 図６は、第１の実施形態に係り、ウェッジフィルタとともにスライド移動方向に並列された線量減弱器を、移動支持機構とともに示す図である。FIG. 6 is a diagram illustrating the dose attenuator arranged in parallel with the wedge filter in the sliding movement direction together with the moving support mechanism according to the first embodiment. 図７は、第１の実施形態に係り、Ｘ線照射領域に移動される前の線量減弱器を、スライド移動方向に並列されたウェッジフィルタと移動支持機構の一例とともに示す図である。FIG. 7 is a diagram illustrating the dose attenuator before being moved to the X-ray irradiation region according to the first embodiment, together with an example of a wedge filter and a movement support mechanism arranged in parallel in the slide movement direction. 図８は、第１の実施形態に係り、Ｘ線照射領域に移動された後の線量減弱器を、スライド移動方向に並列されたウェッジフィルタと移動支持機構の一例とともに示す図である。FIG. 8 is a diagram illustrating the dose attenuator after being moved to the X-ray irradiation region according to the first embodiment, together with an example of a wedge filter and a movement support mechanism arranged in parallel in the slide movement direction. 図９は、第１の実施形態に係り、Ｘ線照射領域に移動される前の線量減弱器を、スライド移動方向に並列されたウェッジフィルタと移動支持機構の一例とともに示す図である。FIG. 9 is a diagram illustrating the dose attenuator before being moved to the X-ray irradiation region according to the first embodiment, together with an example of a wedge filter and a movement support mechanism arranged in parallel in the slide movement direction. 図１０は、第１の実施形態に係り、並列に配置された線量減弱器と複数のウェッジフィルタとを、Ｘ線管とＸ線検出器とともに示す図である。FIG. 10 is a diagram illustrating a dose attenuator and a plurality of wedge filters arranged in parallel with the X-ray tube and the X-ray detector according to the first embodiment. 図１１は、第１の実施形態に係り、Ｘ線管と線量減弱器とＸ線検出器とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶとＸ線照射領域とともに示す図である。FIG. 11 is a diagram illustrating a relative positional relationship between the X-ray tube, the dose attenuator, and the X-ray detector, together with the FOV and the X-ray irradiation area, according to the first embodiment. 図１２は、第１の実施形態に係り、線量減弱器投影データの一例をファントム投影データの一例とともに示す図である。FIG. 12 is a diagram illustrating an example of dose attenuator projection data together with an example of phantom projection data according to the first embodiment. 図１３は、第１の実施形態に係り、線量減弱器投影データを発生する手順の一例を示すフローチャートである。FIG. 13 is a flowchart illustrating an example of a procedure for generating dose attenuator projection data according to the first embodiment. 図１４は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the second embodiment. 図１５は、第２の実施形態に係り、回転フレームに搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。FIG. 15 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on a rotating frame according to the second embodiment. 図１６は、第２の実施形態に係り、Ｘ線管と線量減弱器とＸ線検出器とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶとＸ線照射領域とともに示す図である。FIG. 16 is a diagram illustrating a relative positional relationship between the X-ray tube, the dose attenuator, and the X-ray detector, together with the FOV and the X-ray irradiation area, according to the second embodiment. 図１７は、第２の実施形態の変形例に係り、回転フレームに搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。FIG. 17 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on a rotating frame according to a modification of the second embodiment. 図１８は、第３の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成の一例を示す図である。FIG. 18 is a diagram illustrating an example of the configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the third embodiment. 図１９は、第３の実施形態に係り、回転フレームに搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。FIG. 19 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on a rotating frame according to the third embodiment. 図２０は、第３の実施形態に係り、Ｘ線管と線量減弱器とＸ線検出器とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶとＸ線照射領域とともに示す図である。FIG. 20 is a diagram illustrating a relative positional relationship between the X-ray tube, the dose attenuator, and the X-ray detector, together with the FOV and the X-ray irradiation area, according to the third embodiment. 図２１は、従来に係り、Ｘ線管とＸ線検出器とＸ線照射領域とファントムとの相対的な位置関係を示す図である。FIG. 21 is a diagram showing a relative positional relationship among an X-ray tube, an X-ray detector, an X-ray irradiation region, and a phantom according to the related art.

以下、本Ｘ線コンピュータ断層撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。 Hereinafter, embodiments of the X-ray computed tomography apparatus will be described with reference to the drawings. Note that in the X-ray computed tomography apparatus, an X-ray tube and an X-ray detector are integrated and a Rotate / Rotate-Type in which the periphery of the subject rotates and a large number of X-ray detection elements arrayed in a ring shape are fixed. There are various types such as Stationary / Rotate-Type in which only the X-ray tube rotates around the subject, and any type is applicable to the present embodiment.

また、画像を再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。 Further, in order to reconstruct an image, projection data for 360 ° around the subject and projection data for 180 ° + fan angle are required for the half scan method. The present embodiment can be applied to any reconfiguration method.

また、入射Ｘ線を電荷に変化するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線によるセレン等の半導体内での電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。 In addition, the mechanism for changing incident X-rays into electric charges is based on an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator, and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode, and by X-rays. The generation of electron-hole pairs in a semiconductor such as selenium and the transfer to the electrodes, that is, the direct conversion type utilizing a photoconductive phenomenon, are the mainstream. Any of these methods may be adopted as the X-ray detection element.

さらに、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれも適用可能である。多管球型である場合、複数の管球にそれぞれ印加される複数の管電圧は、それぞれ異なる。ここでは、一管球型として説明する。 Furthermore, in recent years, the so-called multi-tube type X-ray computed tomography apparatus in which a plurality of pairs of X-ray tubes and X-ray detectors are mounted on a rotating ring has been commercialized, and the development of peripheral technologies has progressed. Yes. In the present embodiment, either a conventional single-tube X-ray computed tomography apparatus or a multi-tube X-ray computed tomography apparatus can be applied. In the case of a multi-tube type, the plurality of tube voltages applied to the plurality of tube bulbs are different from each other. Here, a single tube type will be described.

なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成を示す図である。本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、ガントリ１００、前処理部２００、再構成部３００、記憶部４００、入力部５００、表示部６００、制御部７００を有する。なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、図示していないインターフェース（以下、Ｉ／Ｆと呼ぶ）を有していてもよい。Ｉ／Ｆは、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１を電子的通信回線（以下、ネットワークと呼ぶ）と接続する。ネットワークには、図示していない放射線部門情報管理システムおよび図示していない病院情報システムなどが接続される。 (First embodiment)
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus 1 according to the present embodiment. The X-ray computed tomography apparatus 1 includes a gantry 100, a preprocessing unit 200, a reconstruction unit 300, a storage unit 400, an input unit 500, a display unit 600, and a control unit 700. The X-ray computed tomography apparatus 1 may have an interface (hereinafter referred to as I / F) not shown. The I / F connects the X-ray computed tomography apparatus 1 to an electronic communication line (hereinafter referred to as a network). A radiation department information management system (not shown) and a hospital information system (not shown) are connected to the network.

ガントリ１００には、図示していない回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転フレーム１０１と、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転フレーム１０１を支持する回転フレーム支持機構と回転フレーム１０１の回転を駆動する図示していない回転駆動部（電動機）とを有する。 The gantry 100 houses a rotation support mechanism (not shown). The rotation support mechanism includes a rotation frame 101, a rotation frame support mechanism that supports the rotation frame 101 so as to be rotatable about the rotation axis Z, and a rotation drive unit (electric motor) (not shown) that drives the rotation of the rotation frame 101. Have.

図２は、回転フレーム１０１に搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。 FIG. 2 is a perspective view showing an example of a plurality of units mounted on the rotating frame 101.

回転フレーム１０１には、高電圧発生部１０３と、Ｘ線管１０７と、コリメータユニット１０９と、線量減弱器１１３と、移動支持機構１１５と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器１１９と、データ収集回路（ＤａｔａＡｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍ：以下、ＤＡＳと呼ぶ）１２５と、非接触データ伝送部１２７と、冷却装置１２９及びガントリ制御装置１３１などが搭載される。図２に示すように、線量減弱器１１３と移動支持機構１１５とは、Ｘ線管１０７の略前面であって、コリメータユニット１０９の背面に設けられる。 The rotating frame 101 includes a high voltage generator 103, an X-ray tube 107, a collimator unit 109, a dose attenuator 113, a movement support mechanism 115, and an X-ray also called a two-dimensional array type or a multi-row type. A detector 119, a data acquisition system (hereinafter referred to as DAS) 125, a non-contact data transmission unit 127, a cooling device 129, a gantry control device 131, and the like are mounted. As shown in FIG. 2, the dose attenuator 113 and the movement support mechanism 115 are provided substantially on the front surface of the X-ray tube 107 and on the rear surface of the collimator unit 109.

高電圧発生部１０３は、後述する制御部７００による制御の下で、スリップリング１０５を介して供給された電力を用いて、Ｘ線管１０７に印加する管電圧と、Ｘ線管１０７に供給する管電流とを発生する（以下、シングルエネルギー撮影方式と呼ぶ）。なお、管電圧は複数の管電圧であってもよい。この時、高電圧発生部１０３は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数の管電流を発生してもよい。複数の管電圧および複数の管電流を発生する場合、高電圧発生部１０３は、例えば、Ｘ線管球の被検体周りの回転ごと、すなわち１回転ごとに、Ｘ線管１０７に印加する管電圧を切り替える（２回転方式）。また、高電圧発生部１０３は、後述するビュー角ごとにＸ線管１０７に印加する管電圧を切り替えてもよい（高速管電圧スイッチング方式）。２回転方式、高速管電圧スイッチング方式をまとめて、デュアルエネルギー撮影方式と呼ぶ。以下、説明を簡単にするため、撮影方式は、シングルエネルギー撮影方式であるものとする。 The high voltage generation unit 103 supplies the tube voltage applied to the X-ray tube 107 and the X-ray tube 107 using the power supplied via the slip ring 105 under the control of the control unit 700 described later. A tube current is generated (hereinafter referred to as a single energy imaging method). The tube voltage may be a plurality of tube voltages. At this time, the high voltage generator 103 may generate a plurality of tube currents respectively corresponding to the plurality of tube voltages. When generating a plurality of tube voltages and a plurality of tube currents, the high voltage generation unit 103 applies, for example, a tube voltage applied to the X-ray tube 107 for each rotation of the X-ray tube around the subject, that is, for each rotation. (2 rotation system). Further, the high voltage generation unit 103 may switch the tube voltage applied to the X-ray tube 107 for each view angle described later (high-speed tube voltage switching method). The two-rotation method and the high-speed tube voltage switching method are collectively referred to as a dual energy imaging method. Hereinafter, in order to simplify the description, it is assumed that the photographing method is a single energy photographing method.

Ｘ線管１０７は、高電圧発生部１０３からの管電圧の印加および管電流の供給を受けて、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。高電圧発生部１０３により印加される管電圧が異なる場合、Ｘ線管１０７は、複数の管電圧にそれぞれ対応する複数のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生する。 The X-ray tube 107 radiates X-rays from the focal point of X-rays in response to application of tube voltage and supply of tube current from the high voltage generator 103. When the tube voltages applied by the high voltage generator 103 are different, the X-ray tube 107 generates X-rays having a plurality of energy spectra respectively corresponding to the plurality of tube voltages.

Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、線量減弱器１１３の背面に取り付けられたコリメータユニット１０９により、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。Ｘ線の照射領域（以下、Ｘ線照射領域と呼ぶ）は、点線１１１で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。なお、説明の便宜上このＸＹＺ座標系は、回転軸Ｚを中心として回転する回転座標系として説明する。 X-rays radiated from the X-ray focal point are shaped into, for example, a cone beam shape (pyramidal shape) by a collimator unit 109 attached to the back surface of the dose attenuator 113. An X-ray irradiation region (hereinafter referred to as an X-ray irradiation region) is indicated by a dotted line 111. The X axis is a straight line that is orthogonal to the rotation axis Z and passes through the focal point of the emitted X-ray. The Y axis is a straight line orthogonal to the X axis and the rotation axis Z. For convenience of explanation, the XYZ coordinate system will be described as a rotating coordinate system that rotates about the rotation axis Z.

線量減弱器１１３は、後述する移動支持機構１１５により支持される。線量減弱器１１３は、移動支持機構１１５により、Ｘ線管１０７の背面におけるＸ線放射窓の前面に移動される。線量減弱器１１３は、例えば、ウェッジフィルタ（ボウタイフィルタともいう）とともに、設けられてもよい。線量減弱器１１３は、Ｘ線検出器１１９における所定のＸ線変換効率に関する線量に、Ｘ線管１０７により発生されたＸ線の線量を減弱する。Ｘ線変換効率とは、Ｘ線検出器１１９に入射したＸ線（以下、入射Ｘ線と呼ぶ）の線量（例えば、入射Ｘ線のフォトン数）に対するＸ線検出器からの出力（例えば、ｍＶ）の割合を示す。所定のＸ線変換効率とは、例えば、ファントムを透過したＸ線に関するＸ線変換効率（以下、ファントム透過Ｘ線変換効率と呼ぶ）に略一致する値である。なお、所定のＸ線変換効率は、ファントム透過Ｘ線変換効率と、多少異なっていてもよい。 The dose attenuator 113 is supported by a movement support mechanism 115 described later. The dose attenuator 113 is moved to the front surface of the X-ray emission window on the back surface of the X-ray tube 107 by the moving support mechanism 115. The dose attenuator 113 may be provided together with, for example, a wedge filter (also referred to as a bow tie filter). The dose attenuator 113 attenuates the dose of X-rays generated by the X-ray tube 107 to a dose related to a predetermined X-ray conversion efficiency in the X-ray detector 119. The X-ray conversion efficiency is an output (for example, mV) from an X-ray detector with respect to a dose of X-rays (hereinafter referred to as incident X-rays) incident on the X-ray detector 119 (for example, the number of incident X-ray photons). ) Ratio. The predetermined X-ray conversion efficiency is, for example, a value that substantially matches the X-ray conversion efficiency related to X-rays that have passed through the phantom (hereinafter referred to as phantom transmission X-ray conversion efficiency). The predetermined X-ray conversion efficiency may be slightly different from the phantom transmission X-ray conversion efficiency.

図３は、Ｘ線検出器１１９における一つのチャンネルへの入射Ｘ線のフォトン数に対するＸ線変換効率の依存性の一例を示す図である。図３における検出器特性曲線は、Ｘ線検出器１１９において、入力に対するＸ線変換効率の依存性の一例を示している。図３において、ファントム透過Ｘ線変換効率は、横軸（入力）の中央部分に対応する。図３において、所定のＸ線変換効率は、一例として、ファントム透過Ｘ線変換効率の右側に位置している。なお、所定のＸ線変換効率は、検出特性曲線において、ファントム透過Ｘ線変換効率と略同一であってもよい。また、所定のＸ線変換効率は、検出特性曲線において、ファントム透過Ｘ線変換効率の左側であってもよい。また、線量減弱器１１３における所定のＸ線変換効率は、検出器特性曲線において、最も感度の良い部分に対応するＸ線変換効率であってもよい。以上のことから、線量減弱器１１３は、ファントムと略同一な線量の減弱機能を有する。 FIG. 3 is a diagram illustrating an example of dependency of the X-ray conversion efficiency on the number of photons of X-rays incident on one channel in the X-ray detector 119. The detector characteristic curve in FIG. 3 shows an example of the dependency of the X-ray conversion efficiency on the input in the X-ray detector 119. In FIG. 3, the phantom transmission X-ray conversion efficiency corresponds to the central portion of the horizontal axis (input). In FIG. 3, the predetermined X-ray conversion efficiency is located on the right side of the phantom transmission X-ray conversion efficiency as an example. The predetermined X-ray conversion efficiency may be substantially the same as the phantom transmission X-ray conversion efficiency in the detection characteristic curve. The predetermined X-ray conversion efficiency may be on the left side of the phantom transmission X-ray conversion efficiency in the detection characteristic curve. Further, the predetermined X-ray conversion efficiency in the dose attenuator 113 may be an X-ray conversion efficiency corresponding to the most sensitive part in the detector characteristic curve. From the above, the dose attenuator 113 has a dose attenuation function substantially the same as that of the phantom.

具体的には、線量減弱器１１３は、例えば、第１物質により構成される第１部分と、第２物質により構成される第２部分と、第１部分の背面に設けられたカッパーとにより構成される。なお、カッパーは、Ｘ線検出器１１９の性能に応じて省略されてもよい。 Specifically, the dose attenuator 113 is composed of, for example, a first part made of the first substance, a second part made of the second substance, and a copper provided on the back surface of the first part. Is done. The copper may be omitted depending on the performance of the X-ray detector 119.

図４は、線量減弱器１１３の構成の一例を示す斜視図である。第１物質１１３１は、例えば、アルミニウムなどの軽金属である。第１部分は、凹型部分を有する。第２部分は、凹型部分を充填する部分である。第２物質１１３３は、例えば、水に略同一な減弱係数を有する物質、ファントムの線減弱係数より高い線減弱係数を有する物質（例えば、エポキシ（ｅｐｏｘｙ）樹脂）、封入された水などである。第２物質１１３３の減弱係数は、第１物質１１３１の減弱係数より小さい。 FIG. 4 is a perspective view showing an example of the configuration of the dose attenuator 113. The first substance 1131 is, for example, a light metal such as aluminum. The first portion has a concave portion. The second part is a part that fills the concave part. The second substance 1133 is, for example, a substance having substantially the same attenuation coefficient as water, a substance having a linear attenuation coefficient higher than the phantom linear attenuation coefficient (for example, epoxy resin), sealed water, or the like. The attenuation coefficient of the second substance 1133 is smaller than the attenuation coefficient of the first substance 1131.

線量減弱器１１３の長軸方向に沿った凹部の曲率および深さの分布は、ファントムを透過するＸ線のレイに沿ったファントムの厚みの分布とファントムの線減弱係数と、第２物質１１３３の線減弱係数とに基づいて、予め設定される。例えば、第２物質１１３３の線減弱係数がファントムの線減弱係数の２倍である場合、超軸方向に沿った凹部の深さは、上記ファントムの厚みの半分で分布する。すなわち、レイに沿ったファントムの厚みとファントム減弱係数との積が、第２物質１１３３の線減弱係数と凹部の深さとの積とに略等しくなるように、凹部の深さおよび曲率が決定される。カッパー１１３５は、Ｘ線検出器１１９に入射する入射Ｘ線の線質を変更する。カッパー１１３５とは、例えば、銅である。 The distribution of the curvature and depth of the concave portion along the major axis direction of the dose attenuator 113 includes the distribution of the phantom thickness along the X-ray ray passing through the phantom, the linear attenuation coefficient of the phantom, and the second material 1133. It is set in advance based on the line attenuation coefficient. For example, when the linear attenuation coefficient of the second substance 1133 is twice the linear attenuation coefficient of the phantom, the depth of the concave portion along the super-axis direction is distributed at half the thickness of the phantom. That is, the depth and curvature of the recess are determined so that the product of the thickness of the phantom along the ray and the phantom attenuation coefficient is substantially equal to the product of the linear attenuation coefficient of the second substance 1133 and the depth of the recess. The The copper 1135 changes the quality of incident X-rays incident on the X-ray detector 119. The copper 1135 is, for example, copper.

図５は、線量減弱器１１３の構成の一例を示す斜視図である。線量減弱器１１３は、第３物質１１３７と、第３物質１１３７の背面に設けられたカッパーとにより構成される。第３物質１１３７は、例えば、ファントムと同様な物質により構成される。なお、線量減弱器１１３は、図４および図５に記載の形状および材質に限定されない。また、線量減弱器１１３の形状および材質は、任意に設定可能である。なお、例えば、線量減弱器１１３により減弱される線量は、ファントムにより減弱される線量に対応する。 FIG. 5 is a perspective view showing an example of the configuration of the dose attenuator 113. The dose attenuator 113 includes a third substance 1137 and a copper provided on the back surface of the third substance 1137. The third substance 1137 is made of a substance similar to a phantom, for example. The dose attenuator 113 is not limited to the shape and material described in FIGS. 4 and 5. Further, the shape and material of the dose attenuator 113 can be arbitrarily set. For example, the dose attenuated by the dose attenuator 113 corresponds to the dose attenuated by the phantom.

移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３を、Ｘ線放射窓とコリメータユニット１０９との間に移動可能に支持する。なお、移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３を、コリメータユニット１０９の背面に移動可能に支持してもよい。具体的には、後述する制御部７００による制御の下で、線量減弱器１１３を、Ｘ線放射窓とコリメータユニット１０９との間のＸ線照射領域１１１に移動させる。線量減弱器１１３に関する投影データの収集後、移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３をＸ線放射窓の前面から退避させるために、線量減弱器１１３を移動する。 The movement support mechanism 115 supports the dose attenuator 113 so as to be movable between the X-ray emission window and the collimator unit 109. The movement support mechanism 115 may support the dose attenuator 113 movably on the back surface of the collimator unit 109. Specifically, the dose attenuator 113 is moved to the X-ray irradiation region 111 between the X-ray emission window and the collimator unit 109 under the control of the control unit 700 described later. After collecting projection data related to the dose attenuator 113, the movement support mechanism 115 moves the dose attenuator 113 in order to retract the dose attenuator 113 from the front surface of the X-ray radiation window.

なお、移動支持機構１１５は、ウェッジフィルタと線量減弱器１１３とを、Ｘ線放射窓とコリメータユニット１０９との間に移動可能に支持してもよい。以下、説明を簡単にするため、移動支持機構１１５は、ウェッジフィルタと線量減弱器１１３とを、Ｘ線放射窓の前面に移動可能に支持するものとして説明する。移動支持機構１１５は、ウェッジフィルタと線量減弱器１１３とを支持する支持部と、支持部を移動させる移動部とを有する。なお、支持部は、例えば、図４と図５とに示された複数の線量減弱器１１３を支持してもよい。 Note that the movement support mechanism 115 may support the wedge filter and the dose attenuator 113 so as to be movable between the X-ray emission window and the collimator unit 109. Hereinafter, in order to simplify the description, the movement support mechanism 115 will be described assuming that the wedge filter and the dose attenuator 113 are movably supported on the front surface of the X-ray emission window. The movement support mechanism 115 includes a support unit that supports the wedge filter and the dose attenuator 113, and a moving unit that moves the support unit. The support unit may support a plurality of dose attenuators 113 shown in FIGS. 4 and 5, for example.

図６は、ウェッジフィルタ１１７とともにスライド移動方向に並列された線量減弱器１１３を、移動支持機構１１５とともに示す図である。図６において、移動部は、シャフト１１５１で示されている。図６に示すように、支持部１１５３は、複数のウェッジフィルタ１１７と、線量減弱器１１３とを支持する。支持部１１５３は、図示していないが、例えば、ボールナットを有する。図６のシャフト１１５１には、例えば、支持部１１５３をスライドさせて移動させる方向（以下、スライド移動方向と呼ぶ）に向かって、螺旋状にねじが切られている。移動支持機構１１５は、制御部７００による制御の下で、シャフト１１５１を回転させる。シャフト１１５１の回転により支持部１１５３は、スライド移動方向に移動される。図６において、ウェッジフィルタ１１７ａは、Ｘ線照射領域１１１に配置されている。シャフト１１５１が図６に示す回転方向に回転されると、支持部１１５３は、スライド移動方向にスライドされる。 FIG. 6 is a view showing the dose attenuator 113 arranged in parallel with the wedge filter 117 in the slide movement direction together with the movement support mechanism 115. In FIG. 6, the moving part is indicated by a shaft 1151. As shown in FIG. 6, the support portion 1153 supports the plurality of wedge filters 117 and the dose attenuator 113. Although not shown, the support portion 1153 includes, for example, a ball nut. For example, the shaft 1151 in FIG. 6 is spirally threaded in a direction in which the support portion 1153 is slid and moved (hereinafter referred to as a slide movement direction). The movement support mechanism 115 rotates the shaft 1151 under the control of the control unit 700. The support portion 1153 is moved in the slide movement direction by the rotation of the shaft 1151. In FIG. 6, the wedge filter 117 a is disposed in the X-ray irradiation region 111. When the shaft 1151 is rotated in the rotation direction shown in FIG. 6, the support portion 1153 is slid in the slide movement direction.

図７は、図６においてシャフト１１５１がシャフト回転方向に所定回転数に亘って回転されたときにおいて、Ｘ線照射範囲１１１と線量減弱器１１３との相対的な位置関係を示す図である。図７に示すように、線量減弱器１１３は、支持部１１５３のスライド移動により、Ｘ線照射領域１１１に移動される。 FIG. 7 is a diagram showing a relative positional relationship between the X-ray irradiation range 111 and the dose attenuator 113 when the shaft 1151 is rotated in the shaft rotation direction over a predetermined number of rotations in FIG. 6. As shown in FIG. 7, the dose attenuator 113 is moved to the X-ray irradiation region 111 by the sliding movement of the support portion 1153.

図８は、図６、図７とは異なる移動支持機構１１５の一例を示す図である。図８に示す移動支持機構１１５の移動部は、歯車１１５５である。支持部１１５９には、歯車１１５５に設けられた歯にかみ合う歯が設けられる。図８において、ウェッジフィルタ１１７ａは、Ｘ線照射領域１１１に配置されている。歯車１１５５が図８に示す回転方向（歯車回転方向）に回転されると、支持部１１５９は、スライド移動方向にスライドされる。 FIG. 8 is a diagram illustrating an example of the moving support mechanism 115 different from those in FIGS. 6 and 7. A moving part of the moving support mechanism 115 shown in FIG. The support portion 1159 is provided with teeth that mesh with the teeth provided on the gear 1155. In FIG. 8, the wedge filter 117 a is disposed in the X-ray irradiation region 111. When the gear 1155 is rotated in the rotation direction (gear rotation direction) shown in FIG. 8, the support portion 1159 is slid in the slide movement direction.

図９は、図８において歯車１１５５が歯車回転方向に所定回転数に亘って回転されたときにおいて、Ｘ線照射範囲１１１と線量減弱器１１３との相対的な位置関係を示す図である。図９に示すように、線量減弱器１１３は、支持部１１５９のスライド移動により、Ｘ線照射領域１１１に移動される。 FIG. 9 is a diagram showing a relative positional relationship between the X-ray irradiation range 111 and the dose attenuator 113 when the gear 1155 is rotated in the gear rotation direction in FIG. 8 over a predetermined number of rotations. As shown in FIG. 9, the dose attenuator 113 is moved to the X-ray irradiation region 111 by the sliding movement of the support portion 1159.

Ｘ線検出器１１９は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１０７に対峙する位置およびアングルで、回転フレーム１０１に取り付けられる。Ｘ線検出器１１９は、複数のＸ線検出素子を有する。ここでは、単一のＸ線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸Ｚに直交し、かつ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向（チャンネル方向）とＺ方向との２方向に関して２次元状に配列される。 The X-ray detector 119 is attached to the rotating frame 101 at a position and an angle facing the X-ray tube 107 with the rotation axis Z in between. The X-ray detector 119 has a plurality of X-ray detection elements. Here, it is assumed that a single X-ray detection element constitutes a single channel. The plurality of channels are perpendicular to the rotation axis Z and centered on the focal point of the radiated X-ray, and the arc direction (channel) having a radius from this center to the center of the light receiving portion of the X-ray detection element for one channel. Direction) and the Z direction.

なお、Ｘ線検出器１１９は、複数のＸ線検出素子を１列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。このとき、モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に１次元状に配列される。 The X-ray detector 119 may be composed of a plurality of modules in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in a line. At this time, the modules are arranged one-dimensionally in a substantially arc direction along the channel direction.

また、複数のＸ線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との２方向に関して２次元状に配列させてもよい。すなわち、２次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような２次元状のＸ線検出素子配列を有するＸ線検出器１１９は、略円弧方向に１次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。 Further, the plurality of X-ray detection elements may be two-dimensionally arranged in two directions of the channel direction and the slice direction. That is, the two-dimensional arrangement is configured by arranging a plurality of channels arranged in a one-dimensional manner along the channel direction in a plurality of rows in the slice direction. The X-ray detector 119 having such a two-dimensional X-ray detection element array may be configured by arranging a plurality of the above-described modules arranged in a one-dimensional shape in a substantially arc direction in a plurality of rows in the slice direction.

被検体に対する撮影又はスキャンに際しては、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９との間の円筒形の撮影領域１２１（Ｆｉｅｌｄｏｆｖｉｅｗ：以下、ＦＯＶと呼ぶ）内に、被検体が天板１２３に載置され挿入される。Ｘ線検出器１１９の出力側には、ＤＡＳ１２５が接続される。後述する線量減弱器１１３を透過したＸ線を検出する場合、天板１２３には何も載置されない。すなわち、被検体が未載置の天板がガントリ１００におけるに挿入される。なお、線量減弱器１１３を透過したＸ線を検出する場合、天板１２３は、ＦＯＶ１２１内に挿入されなくともよい。 When imaging or scanning the subject, the subject is placed on the top 123 within a cylindrical imaging region 121 (Field of View: hereinafter referred to as FOV) between the X-ray tube 107 and the X-ray detector 119. Placed and inserted. A DAS 125 is connected to the output side of the X-ray detector 119. When X-rays transmitted through a dose attenuator 113 described later are detected, nothing is placed on the top plate 123. That is, a top plate on which no subject is placed is inserted into the gantry 100. When detecting X-rays transmitted through the dose attenuator 113, the top plate 123 may not be inserted into the FOV 121.

図１０は、並列に配置された線量減弱器１１３と複数のウェッジフィルタ１１７とを、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９とともに示す図である。線量減弱器１１３と、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９とは、図１０に示す相対的な位置関係を有する。 FIG. 10 is a diagram showing the dose attenuator 113 and the plurality of wedge filters 117 arranged in parallel with the X-ray tube 107 and the X-ray detector 119. The dose attenuator 113, the X-ray tube 107, and the X-ray detector 119 have a relative positional relationship shown in FIG.

ＤＡＳ１２５には、Ｘ線検出器１１９の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このアンプの出力信号をディジタル信号変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに取り付けられている。ＤＡＳ１２５から出力されるデータ（純生データ（ｐｕｒｅｒａｗｄａｔａ））は、磁気送受信又は光送受信を用いた非接触データ伝送部１２７を経由して、後述する前処理部２００に伝送される。 The DAS 125 includes an IV converter that converts a current signal of each channel of the X-ray detector 119 into a voltage, an integrator that periodically integrates the voltage signal in synchronization with an X-ray exposure period, An amplifier that amplifies the output signal of the integrator and an analog / digital converter that converts the output signal of the amplifier into a digital signal are attached to each channel. Data output from the DAS 125 (pure raw data) is transmitted to the pre-processing unit 200 described later via the non-contact data transmission unit 127 using magnetic transmission / reception or optical transmission / reception.

ＤＡＳ１２５は、非接触データ伝送部１２７を経由して、線量減弱器１１３に関する純生データ（以下、線量減弱器生データと呼ぶ）を前処理部２００に出力する。なお、ＤＡＳ１２５は、非接触データ伝送部１２７を経由して、線量減弱器生データを記憶部４００または制御部７００に出力してもよい。 The DAS 125 outputs pure raw data related to the dose attenuator 113 (hereinafter referred to as “dose attenuator raw data”) to the preprocessing unit 200 via the non-contact data transmission unit 127. The DAS 125 may output the dose attenuator raw data to the storage unit 400 or the control unit 700 via the non-contact data transmission unit 127.

冷却装置１２９は、Ｘ線管１０７を冷却する。ガントリ制御装置１３１は、ガントリ内の各部を制御する。 The cooling device 129 cools the X-ray tube 107. The gantry control device 131 controls each part in the gantry.

前処理部２００は、ＤＡＳ１２５から出力される純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えばチャンネル間の感度不均一補正処理、Ｘ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。前処理部２００から出力される再構成処理直前のデータ（生データ（ｒａｗｄａｔａ）または、投影データと称される、ここでは投影データという）は、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた記憶部４００に記憶される。 The preprocessing unit 200 performs preprocessing on pure raw data output from the DAS 125. The preprocessing includes, for example, sensitivity non-uniformity correction processing between channels, X-ray strong absorber, processing for correcting signal signal drop or signal loss due to extreme metal intensity mainly. Data immediately before reconstruction processing output from the pre-processing unit 200 (referred to as raw data or projection data, here referred to as projection data) is associated with data representing a view angle when data is collected. And stored in a storage unit 400 including a magnetic disk, a magneto-optical disk, or a semiconductor memory.

なお、投影データとは、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビュー角が同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビュー角は、Ｘ線管１０７が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビュー角、コーン角、チャンネル番号によって識別される。 The projection data is a set of data values corresponding to the intensity of X-rays that have passed through the subject. Here, for convenience of explanation, a set of projection data over all channels having the same view angle collected almost simultaneously in one shot is referred to as a projection data set. In addition, the view angle is expressed as an angle in a range of 360 ° with each position of the circular orbit around which the X-ray tube 107 circulates about the rotation axis Z being set to 0 ° on the top of the circular orbit vertically upward from the rotation axis Z. It is a thing. The projection data for each channel of the projection data set is identified by the view angle, cone angle, and channel number.

図１１は、ビュー角が０°と９０°との場合において、Ｘ線管１０７と線量減弱器１１３とＸ線検出器１１９とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶ１２１とＸ線照射領域１１１とともに示す図である。線量減弱器１１３は、Ｘ線コンピュータ断層撮影において、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９とともに回転される。 FIG. 11 shows a relative positional relationship between the X-ray tube 107, the dose attenuator 113, and the X-ray detector 119 together with the FOV 121 and the X-ray irradiation region 111 when the view angles are 0 ° and 90 °. FIG. The dose attenuator 113 is rotated together with the X-ray tube 107 and the X-ray detector 119 in X-ray computed tomography.

前処理部２００は、線量減弱器生データに対して前処理を実行し、線量減弱器投影データを発生する。前処理部２００は、発生した線量減弱器投影データを後述する記憶部４００または制御部７００に出力する。 The preprocessing unit 200 performs preprocessing on the dose attenuator raw data and generates dose attenuator projection data. The preprocessing unit 200 outputs the generated dose attenuator projection data to the storage unit 400 or the control unit 700 described later.

図１２は、線量減弱器投影データの一例をファントムに関する投影データ（以下、ファントム投影データと呼ぶ）の一例とともに示す図である。図１２に示すように、線量減弱器投影データは、Ｘ線検出器１１９における複数のＸ線検出素子の感度範囲の中心付近に関する投影データであるため、ファントム投影データと実質的に略同一な投影データとなる。なお、線量減弱器生データについても同様に、線量減弱器生データは、Ｘ線検出器１１９における複数のＸ線検出素子の感度範囲の中心付近に関する純生データであるため、ファントムに関する純生データと実質的に略同一な純生データとなる。 FIG. 12 is a diagram illustrating an example of dose attenuator projection data together with an example of projection data relating to a phantom (hereinafter referred to as phantom projection data). As shown in FIG. 12, since the dose attenuator projection data is projection data about the center of the sensitivity range of the plurality of X-ray detection elements in the X-ray detector 119, the projection is substantially the same as the phantom projection data. It becomes data. Similarly, the dose attenuator raw data is pure raw data about the center of the sensitivity range of the plurality of X-ray detection elements in the X-ray detector 119, and thus is substantially the same as the pure raw data about the phantom. The net raw data is substantially the same.

再構成部３００は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドガンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形の３次元画像を再構成する機能を有する。再構成部３００は、例えばファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）またはフィルタード・バックプロジェクション法により２次元画像（断層画像）を再構成する機能を有する。フェルドガンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドガンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。 The reconstruction unit 300 reconstructs a substantially cylindrical three-dimensional image by the Feld Gump method or the cone beam reconstruction method based on the projection data set in which the view angle is in the range of 360 ° or 180 ° + fan angle. It has a function. The reconstruction unit 300 has a function of reconstructing a two-dimensional image (tomographic image) by, for example, a fan beam reconstruction method (also referred to as a fan beam convolution back projection method) or a filtered back projection method. The Feldgump method is a reconstruction method when the projection ray intersects the reconstruction surface like a cone beam. When convolution is performed on the assumption that the cone angle is small, it is treated as a fan projection beam. Back projection is an approximate image reconstruction method that processes along a ray during scanning. The cone beam reconstruction method is a reconstruction method in which projection data is corrected in accordance with the angle of the ray with respect to the reconstruction surface, as a method of suppressing the cone angle error more than the Feldgump method.

再構成部３００は、被検体に関する投影データセットに基づいて再構成画像を再構成する。再構成部３００は、再構成した再構成画像を、記憶部４００に出力する。なお、再構成部３００は、前処理部２００から出力された線量減弱器投影データに関する投影データセットに基づいて、線量減弱器に関する再構成画像（以下、線量減弱器画像と呼ぶ）を発生してもよい。このとき、再構成部３００は、線量減弱器画像を、記憶部４００または制御部７００に出力する。 The reconstruction unit 300 reconstructs a reconstructed image based on the projection data set related to the subject. The reconstruction unit 300 outputs the reconstructed reconstructed image to the storage unit 400. The reconstruction unit 300 generates a reconstructed image related to the dose attenuator (hereinafter referred to as a dose attenuator image) based on the projection data set related to the dose attenuator projection data output from the preprocessing unit 200. Also good. At this time, the reconstruction unit 300 outputs the dose attenuator image to the storage unit 400 or the control unit 700.

記憶部４００は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の各種制御に関するプログラムを記憶する。また、記憶部４００は、前処理部２００から出力された投影データセット、線量減弱器投影データ、ＤＡＳ１２５から出力された線量減弱器生データ、再構成部３００から出力された再構成画像、線量減弱器再構成画像などを記憶する。記憶部４００は、前処理部２００による前処理で用いられる各種補正データを記憶する。 The storage unit 400 stores programs related to various controls of the X-ray computed tomography apparatus 1. Further, the storage unit 400 includes a projection data set output from the preprocessing unit 200, a dose attenuator projection data, a dose attenuator raw data output from the DAS 125, a reconstructed image output from the reconstruction unit 300, and a dose attenuation. A device reconstructed image is stored. The storage unit 400 stores various correction data used in the preprocessing performed by the preprocessing unit 200.

入力部５００は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、画像処理の条件、補正の校正に関する条件（以下、補正構成条件とよぶ）などを入力する。撮影条件は、例えば、管電圧の設定などである。画像処理の条件は、例えば、再構成関数の選択などの再構成に関する条件などである。入力部５００は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を制御部７００に取り込む。取り込まれた各種指示・命令・情報・選択・設定は、制御部７００などに出力される。入力部５００は、線量減弱器１１３を用いてＸ線コンピュータ断層撮影を実行するための操作者からの指示（以下、線量減弱器使用指示と呼ぶ）を入力する。 The input unit 500 inputs imaging conditions for X-ray computed tomography desired by the operator, image processing conditions, conditions for correction calibration (hereinafter referred to as correction configuration conditions), and the like. The imaging condition is, for example, setting of tube voltage. The image processing condition is, for example, a condition related to reconstruction such as selection of a reconstruction function. The input unit 500 captures various instructions, commands, information, selections, and settings from the operator into the control unit 700. The various instructions, commands, information, selections, and settings that are taken in are output to the control unit 700 and the like. The input unit 500 inputs an instruction (hereinafter referred to as a dose attenuator use instruction) from an operator for performing X-ray computed tomography using the dose attenuator 113.

入力部５００は、ＲＯＩの設定などを行うための図示していないトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部５００は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部７００に出力する。なお、入力部５００は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部５００は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部７００に出力する。なお、入力部５００は、コントラストを強調する物質、コントラストの背景となる物質などを入力することも可能である。 The input unit 500 includes a trackball, a switch button, a mouse, a keyboard, and the like (not shown) for setting ROI and the like. The input unit 500 detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the control unit 700. Note that the input unit 500 may be a touch panel provided so as to cover the display screen. In this case, the input unit 500 detects coordinates instructed by a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, or a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the control unit 700. Note that the input unit 500 can also input a substance that enhances contrast, a substance that is a background of contrast, and the like.

表示部６００は、再構成部３００で再構成された再構成画像、線量減弱器再構成画像などを表示する。表示部６００は、撮影条件、画像処理の条件、補正構成条件などを表示する。 The display unit 600 displays the reconstructed image reconstructed by the reconstructing unit 300, the dose attenuator reconstructed image, and the like. The display unit 600 displays shooting conditions, image processing conditions, correction configuration conditions, and the like.

制御部７００は、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１の中枢として機能する。制御部７００は、図示しないＣＰＵとメモリとを備える。制御部７００は、記憶部４００に記憶された制御プログラムに基づいて、被検体に対するＸ線コンピュータ断層撮影のためにガントリ１００などを制御する。 The control unit 700 functions as the center of the X-ray computed tomography apparatus 1. The control unit 700 includes a CPU and a memory (not shown). The control unit 700 controls the gantry 100 and the like for X-ray computed tomography on the subject based on the control program stored in the storage unit 400.

制御部７００は、入力部５００を介して入力された線量減弱器使用指示を契機として、線量減弱器１１３をＸ線照射領域１１１に移動させるために、移動支持機構１１５を制御する。このとき、制御部７００は、線量減弱器生データを発生させるためにガントリ１００における各部を制御する。加えて、制御部７００は、線量減弱器投影データを発生させるために、前処理部２００を制御する。なお、制御部７００は、線量減弱器再構成画像を再構成させるために、再構成部３００を制御してもよい。 The control unit 700 controls the movement support mechanism 115 in order to move the dose attenuator 113 to the X-ray irradiation region 111 in response to the dose attenuator use instruction input via the input unit 500. At this time, the control unit 700 controls each unit in the gantry 100 in order to generate dose attenuater raw data. In addition, the control unit 700 controls the preprocessing unit 200 in order to generate dose attenuator projection data. Note that the control unit 700 may control the reconstruction unit 300 in order to reconstruct a dose attenuator reconstruction image.

制御部７００は、線量減弱器投影データと線量減弱器生データと線量減弱器再構成画像とのうち少なくともひとつに基づいて、各種補正データを校正する。具体的には、制御部７００は、例えば、複数のＸ線検出素子における感度のばらつきなどのシステム的な誤差を解消するための補正データを校正する。制御部７００は、この校正により、記憶部４００に記憶された補正データを更新する。制御部７００は、線量減弱器投影データと線量減弱器生データと線量減弱器再構成画像とのうち少なくともひとつに基づいて、Ｘ線検出器１１９における検出器特性確認を実行する。 The control unit 700 calibrates various correction data based on at least one of the dose attenuator projection data, the dose attenuator raw data, and the dose attenuator reconstructed image. Specifically, the control unit 700 calibrates correction data for eliminating systematic errors such as sensitivity variations among a plurality of X-ray detection elements. The control unit 700 updates the correction data stored in the storage unit 400 by this calibration. The control unit 700 executes detector characteristic confirmation in the X-ray detector 119 based on at least one of the dose attenuator projection data, the dose attenuator raw data, and the dose attenuator reconstructed image.

検出器特性確認とは、例えば、複数のＸ線検出素子各々において、感度の確認である。なお、制御部７００は、線量減弱器画像のおける収集のアーチファクトに基づいて、複数のＸ線検出素子各々における状態（良または不良）、ＤＡＳ１２５の不良、再構成部３００の状態などを検出することも可能である。 Detector characteristic confirmation is confirmation of sensitivity in each of a plurality of X-ray detection elements, for example. The control unit 700 detects the state (good or bad) of each of the plurality of X-ray detection elements, the failure of the DAS 125, the state of the reconstruction unit 300, and the like based on the collection artifact in the dose attenuator image. Is also possible.

（線量減弱器投影データ発生機能）
線量減弱器投影データ発生機能とは、Ｘ線管１０７におけるＸ線放射窓の前面に線量減弱器１１３を移動させ、Ｘ線コンピュータ断層撮影を実行することにより、線量減弱器投影データを発生する機能である。以下、線量減弱器投影データ発生機能に従う処理（以下、線量減弱器投影データ発生と呼ぶ）を説明する。 (Dose attenuator projection data generation function)
The dose attenuator projection data generation function is a function for generating dose attenuator projection data by moving the dose attenuator 113 in front of the X-ray emission window in the X-ray tube 107 and performing X-ray computed tomography. It is. Hereinafter, processing according to the dose attenuator projection data generation function (hereinafter referred to as dose attenuator projection data generation) will be described.

図１３は、線量減弱器投影データ発生処理の手順の一例を示すフローチャートである。
入力部５００を介して、線量減弱器使用指示が入力される（ステップＳａ１）。Ｘ線照射範囲１１１の外部からＸ線照射範囲１１１の内部へ、線量減弱器１１３が移動される（ステップＳａ２）。すなわち、線量減弱器１１３は、Ｘ線管１０７のＸ線放射窓の前面に配置される。高電圧発生部１０３からＸ線管１０７に印加された管電圧と、供給された管電流とに基づいて、Ｘ線が発生される（ステップＳａ３）。Ｘ線検出器１１９により、線量減弱器１１３を透過したＸ線が検出される（ステップＳａ４）。前処理部２００における前処理により、Ｘ線検出器１１９からの出力に基づいて、線量減弱器投影データが発生される（ステップＳａ５）。 FIG. 13 is a flowchart showing an example of the procedure of the dose attenuator projection data generation process.
A dose attenuator use instruction is input via the input unit 500 (step Sa1). The dose attenuator 113 is moved from the outside of the X-ray irradiation range 111 to the inside of the X-ray irradiation range 111 (step Sa2). That is, the dose attenuator 113 is disposed in front of the X-ray emission window of the X-ray tube 107. X-rays are generated based on the tube voltage applied to the X-ray tube 107 from the high voltage generator 103 and the supplied tube current (step Sa3). X-rays transmitted through the dose attenuator 113 are detected by the X-ray detector 119 (step Sa4). Dose attenuator projection data is generated based on the output from the X-ray detector 119 by preprocessing in the preprocessing unit 200 (step Sa5).

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
第１の実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３をＸ線照射領域１１１に移動させ、線量減弱器投影データを発生することができる。これにより、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、線量減弱器投影データに基づいて、補正データの校正を実行し、補正データを更新することができる。また、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、ウェッジフィルタに並列させて、線量減弱器１１３を搭載することが可能となる。これにより、ウェッジフィルタの搭載部分に線量減弱器１１３を設けることができる。このため、回転フレーム１０１に搭載する線量減弱器の搭載コストおよび搭載スペースを低減することができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.
According to the X-ray computed tomography apparatus 1 in the first embodiment, the dose attenuator 113 can be moved to the X-ray irradiation region 111 to generate dose attenuator projection data. Thus, the X-ray computed tomography apparatus 1 can calibrate the correction data and update the correction data based on the dose attenuator projection data. Further, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the dose attenuator 113 can be mounted in parallel with the wedge filter. Thereby, the dose attenuator 113 can be provided in the mounting part of the wedge filter. For this reason, the mounting cost and mounting space of the dose attenuator mounted on the rotating frame 101 can be reduced.

また、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、装置の状態を把握するためのＸ線コンピュータ断層撮影を、ファントムおよぶファントムホルダーを天板１２３に設置させることなく、入力部５００を介した遠隔操作により実行することができる。これにより、ファントム設置に関する工数を削減できる。さらに、校正作業の効率が向上する。加えて、ファントムの作成する必要がないため、コストを低減することができる。 Further, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, X-ray computed tomography for grasping the state of the apparatus can be performed remotely via the input unit 500 without installing a phantom and a phantom holder on the top plate 123. It can be executed by operation. Thereby, the man-hour regarding phantom installation can be reduced. Furthermore, the efficiency of the calibration work is improved. In addition, since it is not necessary to create a phantom, the cost can be reduced.

加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３を移動支持機構１１５により機械的に移動させることが可能なため、Ｘ線照射領域１１１への線量減弱器１１３の設置精度を向上させることができる。これにより、補正データの校正、装置の状態の取得等において、いつでも同条件で線量減弱器投影データを発生することができる。 In addition, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, since the dose attenuator 113 can be mechanically moved by the movement support mechanism 115, the installation accuracy of the dose attenuator 113 in the X-ray irradiation region 111 is improved. Can be improved. Thereby, dose attenuator projection data can be generated under the same conditions at any time in calibration of correction data, acquisition of the state of the apparatus, and the like.

以上のことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、ファントムを用いずに、補正データおよび試験データ（検出器特性確認）を収集することができるため、ファントムの設置に係る作業者の労力および作業時間が増大している問題を解消することができる。さらに、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、ファントムおよびファントムホルダーに係るコストを大幅に低減することができる。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、日常点検、定期点検などにおいて、線量減弱器１１３を用いることにより、操作者の手間を省いて装置を点検することができる。 From the above, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, correction data and test data (detector characteristic confirmation) can be collected without using a phantom. The problem of increasing labor and working time can be solved. Furthermore, according to this X-ray computed tomography apparatus 1, the cost concerning a phantom and a phantom holder can be reduced significantly. In addition, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the apparatus can be inspected by using the dose attenuator 113 in daily inspections, periodic inspections, etc., without the operator's trouble.

（第２の実施形態）
第１の実施形態との相違は、線量減弱器１１３を、Ｘ線検出器１１９の前面に配置させることが可能なことにある。 (Second Embodiment)
The difference from the first embodiment is that the dose attenuator 113 can be disposed in front of the X-ray detector 119.

図１４は、第２の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成の一例を示す図である。図１５は、回転フレーム１０１に搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。 FIG. 14 is a diagram illustrating an example of the configuration of the X-ray computed tomography apparatus 1 according to the second embodiment. FIG. 15 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on the rotating frame 101.

線量減弱器１１３は、Ｘ線検出器１１９の前面を覆うサイズを有する。線量減弱器１１３は、例えば、回転フレーム１０１の開口近傍に設けられる。 The dose attenuator 113 has a size that covers the front surface of the X-ray detector 119. For example, the dose attenuator 113 is provided in the vicinity of the opening of the rotating frame 101.

移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３を回転方向に沿って円弧状にスライド移動可能に支持する。具体的には、移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３を支持する図示していない支持部と、支持部を回転方向に沿って円弧状にスライドさせる図示していない移動部とを有する。支持部は、開口半径より大きい半径を有する円弧状のレールと、線量減弱器１１３を支持する軸受とを有する。レールには、少なくとも一つの軸受が設けられる。移動部は、制御部７００による制御の下で、支持部をレールに沿って移動させる。 The movement support mechanism 115 supports the dose attenuator 113 so as to be slidable in an arc shape along the rotation direction. Specifically, the movement support mechanism 115 has a support part (not shown) that supports the dose attenuator 113 and a movement part (not shown) that slides the support part in an arc shape along the rotation direction. The support portion includes an arc-shaped rail having a radius larger than the opening radius, and a bearing that supports the dose attenuator 113. The rail is provided with at least one bearing. The moving unit moves the support unit along the rail under the control of the control unit 700.

制御部７００は、入力部５００を介して入力された線量減弱器使用指示の入力を契機として、線量減弱器１１３をＸ線検出器１１９の前面に移動させるために、移動支持機構１１５を制御する。 The control unit 700 controls the movement support mechanism 115 to move the dose attenuator 113 to the front surface of the X-ray detector 119 in response to the input of the dose attenuator use instruction input via the input unit 500. .

図１４におけるＸ線減弱器１１３の位置は、線量減弱器使用指示の入力を契機として、Ｘ線検出器１１９の前面に移動されたＸ線減弱器１１３の位置を示している。図１５におけるＸ線減弱器１１３の位置は、線量減弱器使用指示の入力前のＸ線減弱器１１３の位置を示している。 The position of the X-ray attenuator 113 in FIG. 14 indicates the position of the X-ray attenuator 113 moved to the front surface of the X-ray detector 119 in response to the input of the dose attenuator use instruction. The position of the X-ray attenuator 113 in FIG. 15 indicates the position of the X-ray attenuator 113 before the input of the dose attenuator use instruction.

図１６は、ビュー角が０°と９０°との場合において、Ｘ線管１０７と線量減弱器１１３とＸ線検出器１１９とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶ１２１とＸ線照射領域１１１とともに示す図である。線量減弱器１１３は、Ｘ線コンピュータ断層撮影において、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９とともに回転される。 FIG. 16 shows the relative positional relationship between the X-ray tube 107, the dose attenuator 113, and the X-ray detector 119 together with the FOV 121 and the X-ray irradiation region 111 when the view angles are 0 ° and 90 °. FIG. The dose attenuator 113 is rotated together with the X-ray tube 107 and the X-ray detector 119 in X-ray computed tomography.

（変形例）
第２の実施形態との相違は、線量減弱器使用指示の入力前における線量減弱器１１３の待機位置が、Ｘ線検出器１１９の側面に位置することにある。 (Modification)
The difference from the second embodiment is that the standby position of the dose attenuator 113 before the input of the dose attenuator use instruction is located on the side surface of the X-ray detector 119.

図１７は、回転フレーム１０１に搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。図１７におけるＸ線減弱器１１３の位置は、線量減弱器使用指示の入力前のＸ線減弱器１１３の位置を示している。すなわち、線量減弱器１１３の待機位置は、Ｘ線検出器１１９の側面である。 FIG. 17 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on the rotating frame 101. The position of the X-ray attenuator 113 in FIG. 17 indicates the position of the X-ray attenuator 113 before the input of the dose attenuator use instruction. That is, the standby position of the dose attenuator 113 is the side surface of the X-ray detector 119.

移動支持機構１１５は、線量減弱器使用指示の入力を契機として、線量減弱器１１３を、Ｘ線検出器１１９の前面に移動させる。具体的には、移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３をＸ軸とＺ軸とに沿ってＬ字状にスライド移動可能に支持する。具体的には、移動支持機構１１５は、線量減弱器１１３を支持する図示していない支持部と、支持部をＸ軸とＺ軸とに沿ってスライドさせる図示していない移動部とを有する。支持部は、Ｘ軸とＺ軸とに沿ったＬ字型のレールと、線量減弱器１１３を支持する軸受とを有する。レールには、少なくとも一つの軸受が設けられる。移動部は、制御部７００による制御の下で、支持部をレールに沿って移動させる。 The movement support mechanism 115 moves the dose attenuator 113 to the front surface of the X-ray detector 119 in response to the input of the dose attenuator use instruction. Specifically, the movement support mechanism 115 supports the dose attenuator 113 so as to be slidable in an L shape along the X axis and the Z axis. Specifically, the movement support mechanism 115 has a support part (not shown) that supports the dose attenuator 113 and a movement part (not shown) that slides the support part along the X axis and the Z axis. The support unit includes an L-shaped rail along the X axis and the Z axis, and a bearing that supports the dose attenuator 113. The rail is provided with at least one bearing. The moving unit moves the support unit along the rail under the control of the control unit 700.

なお、移動支持機構１１５は、上記Ｌ字型のレールの代わりに、線量減弱器１１３を回転軸Ｚに沿って平行移動させることにより、線量減弱器１１３をＸ線検出器１１９の前面に配置させる機構を有していてもよい。このとき、移動支持機構１１５は、回転軸Ｚに平行な直動軸受を有する。 The movement support mechanism 115 arranges the dose attenuator 113 in front of the X-ray detector 119 by translating the dose attenuator 113 along the rotation axis Z instead of the L-shaped rail. You may have a mechanism. At this time, the moving support mechanism 115 has a linear motion bearing parallel to the rotation axis Z.

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
第２の実施形態および本変形例におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３をＸ線検出器１１９の前面に移動させ、線量減弱器投影データを発生することができる。これにより、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、線量減弱器投影データに基づいて、補正データの校正を実行し、補正データを更新することができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.
According to the X-ray computed tomography apparatus 1 in the second embodiment and this modification, the dose attenuator 113 can be moved to the front surface of the X-ray detector 119 to generate dose attenuator projection data. Thus, the X-ray computed tomography apparatus 1 can calibrate the correction data and update the correction data based on the dose attenuator projection data.

さらに、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３を移動支持機構１１５により機械的に移動させることが可能なため、Ｘ線照射領域１１１への線量減弱器１１３の設置精度を向上させることができる。これにより、補正データの校正、装置の状態の取得等において、いつでも同条件で線量減弱器投影データを発生することができる。 Furthermore, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, since the dose attenuator 113 can be mechanically moved by the movement support mechanism 115, the installation accuracy of the dose attenuator 113 in the X-ray irradiation region 111 is improved. Can be improved. Thereby, dose attenuator projection data can be generated under the same conditions at any time in calibration of correction data, acquisition of the state of the apparatus, and the like.

以上のことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、回転フレーム１０１に移動支持機構１１５と線量減弱器１１３とを設けることにより、ファントムを用いずに、補正データおよび試験データ（検出器特性確認）を収集することができる。このため、ファイントムの設置に係る作業者の労力および作業時間が増大している問題を解消することができる。さらに、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、ファントムおよびファントムホルダーに係るコストを大幅に低減することができる。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、日常点検、定期点検などにおいて、線量減弱器１１３を用いることにより、操作者の手間を省いて装置を点検することができる。 From the above, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, correction data and test data (detector) are used without using a phantom by providing the moving support mechanism 115 and the dose attenuator 113 on the rotating frame 101. Characterization) can be collected. For this reason, it is possible to solve the problem that the labor and the work time of the worker related to the installation of the fine tom are increasing. Furthermore, according to this X-ray computed tomography apparatus 1, the cost concerning a phantom and a phantom holder can be reduced significantly. In addition, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the apparatus can be inspected by using the dose attenuator 113 in daily inspections, periodic inspections, etc., without the operator's trouble.

（第３に実施形態）
第１、第２の実施形態との相違は、線量減弱器１１３の形状が、回転軸Ｚを中心軸とする円筒形状を有することにある。また、線量減弱器１１３は、回転フレーム１０１に非搭載である。 (Third embodiment)
The difference from the first and second embodiments is that the dose attenuator 113 has a cylindrical shape with the rotation axis Z as the central axis. The dose attenuator 113 is not mounted on the rotating frame 101.

図１８は、第３の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置１の構成の一例を示す図である。図１９は、回転フレーム１０１に搭載された複数のユニットの一例を示す斜視図である。 FIG. 18 is a diagram illustrating an example of the configuration of the X-ray computed tomography apparatus 1 according to the third embodiment. FIG. 19 is a perspective view illustrating an example of a plurality of units mounted on the rotating frame 101.

線量減弱器１１３は、回転軸Ｚを中心軸とした円筒形状を有する。図１９において、円筒形状の高さ（幅）は、回転軸Ｚに沿ったＸ線検出器１１９の幅ｗに対応する。線量減弱器１１３を構成する物質がファントムの減弱係数に対応する減弱係数を有する場合、円筒形状の厚みは、例えば、ファントムの厚みの半分程度となる。円筒形状の直径Ｌ１は、例えば、開口直径Ｌ２より長く、Ｘ線管１０７とＸ線検出器１１９との間の距離より短い。 The dose attenuator 113 has a cylindrical shape with the rotation axis Z as the central axis. In FIG. 19, the height (width) of the cylindrical shape corresponds to the width w of the X-ray detector 119 along the rotation axis Z. When the substance constituting the dose attenuator 113 has an attenuation coefficient corresponding to the attenuation coefficient of the phantom, the thickness of the cylindrical shape is, for example, about half of the thickness of the phantom. The diameter L1 of the cylindrical shape is, for example, longer than the opening diameter L2 and shorter than the distance between the X-ray tube 107 and the X-ray detector 119.

移動支持機構１１５は、制御部７００による制御の下で、線量減弱器１１３を、回転軸Ｚに沿ってＸ線照射領域１１１を覆う領域（以下、照射カバー領域と呼ぶ）に移動させる。具体的には、移動支持機構１１５は、円筒形状の線量減弱器１１３を支持する支持部と、線量減弱器１１３を回転軸Ｚに沿ってＸ線照射領域１１１の外部から照射カバー領域へ移動可能な移動部とを有する。支持部は、例えば、回転軸Ｚに平行に設けられた直動軸受である。移動部は、制御部７００による制御の下で、支持部をレールに沿って移動させる。 The movement support mechanism 115 moves the dose attenuator 113 along the rotation axis Z to a region that covers the X-ray irradiation region 111 (hereinafter referred to as an irradiation cover region) under the control of the control unit 700. Specifically, the movement support mechanism 115 can move the dose attenuator 113 along the rotation axis Z from the outside of the X-ray irradiation region 111 to the irradiation cover region along the rotation axis Z. And a moving part. The support portion is, for example, a linear motion bearing provided in parallel with the rotation axis Z. The moving unit moves the support unit along the rail under the control of the control unit 700.

制御部７００は、入力部５００を介して入力された線量減弱器使用指示の入力を契機として、線量減弱器１１３を照射カバー領域に移動させるために、移動支持機構１１５における移動部を制御する。 The control unit 700 controls the moving unit in the movement support mechanism 115 in order to move the dose attenuator 113 to the irradiation cover region in response to the input of the dose attenuator use instruction input via the input unit 500.

図１８におけるＸ線減弱器１１３の位置は、線量減弱器使用指示の入力を契機として、照射カバー領域に移動されたＸ線減弱器１１３の位置を示している。図１９におけるＸ線減弱器１１３の位置は、線量減弱器使用指示の入力前のＸ線減弱器１１３の位置を示している。 The position of the X-ray attenuator 113 in FIG. 18 indicates the position of the X-ray attenuator 113 moved to the irradiation cover area in response to the input of the dose attenuator use instruction. The position of the X-ray attenuator 113 in FIG. 19 indicates the position of the X-ray attenuator 113 before the input of the dose attenuator use instruction.

図２０は、ビュー角が０°と９０°との場合において、Ｘ線管１０７と線量減弱器１１３とＸ線検出器１１９とに関する相対的な位置関係を、ＦＯＶ１２１とＸ線照射領域１１１とともに示す図である。線量減弱器１１３は、Ｘ線コンピュータ断層撮影において、固定された状態となる。 FIG. 20 shows the relative positional relationship between the X-ray tube 107, the dose attenuator 113, and the X-ray detector 119 together with the FOV 121 and the X-ray irradiation region 111 when the view angles are 0 ° and 90 °. FIG. The dose attenuator 113 is fixed in X-ray computed tomography.

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
第３の実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３を照射カバー領域に移動させ、線量減弱器投影データを発生することができる。これにより、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１は、線量減弱器投影データに基づいて、補正データの校正を実行し、補正データを更新することができる。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３および移動支持機構１１５は、回転フレーム１０１に非搭載である。すなわち、線量減弱器１１３をスキャンする場合、線量減弱器１１３および移動支持機構１１５は、回転軸Ｚを中心軸として回転しない。この構造により、製造コストをより低減させたＸ線コンピュータ断層撮影装置１を提供することができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.
According to the X-ray computed tomography apparatus 1 in the third embodiment, the dose attenuator 113 can be moved to the irradiation cover region to generate dose attenuator projection data. Thus, the X-ray computed tomography apparatus 1 can calibrate the correction data and update the correction data based on the dose attenuator projection data. In addition, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the dose attenuator 113 and the movement support mechanism 115 are not mounted on the rotating frame 101. That is, when the dose attenuator 113 is scanned, the dose attenuator 113 and the movement support mechanism 115 do not rotate around the rotation axis Z. With this structure, it is possible to provide the X-ray computed tomography apparatus 1 with further reduced manufacturing costs.

また、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、装置の状態を把握するためのＸ線コンピュータ断層撮影を、ファントムおよぶファントムホルダーを天板１２３に設置させることなく、入力部５００を介した遠隔操作により実行することができる。これにより、ファントム設置に関する工数を削減できる。加えて、校正作業の効率が向上する。また、ファントムの作成する必要がないため、コストを低減することができる。 Further, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, X-ray computed tomography for grasping the state of the apparatus can be performed remotely via the input unit 500 without installing a phantom and a phantom holder on the top plate 123. It can be executed by operation. Thereby, the man-hour regarding phantom installation can be reduced. In addition, the efficiency of the calibration work is improved. Further, since there is no need to create a phantom, the cost can be reduced.

さらに、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、線量減弱器１１３を移動支持機構１１５により機械的に移動させることが可能なため、照射カバー領域への線量減弱器１１３の設置精度を向上させることができる。これにより、補正データの校正、装置の状態の取得等において、いつでも同条件で線量減弱器投影データを発生することができる。 Furthermore, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the dose attenuator 113 can be mechanically moved by the movement support mechanism 115, so that the installation accuracy of the dose attenuator 113 in the irradiation cover region is improved. be able to. Thereby, dose attenuator projection data can be generated under the same conditions at any time in calibration of correction data, acquisition of the state of the apparatus, and the like.

以上のことから、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、移動支持機構１１５と線量減弱器１１３とを設けることにより、ファントムを用いずに、補正データおよび試験データ（検出器特性確認）を収集することができる。このため、ファントムの設置に係る作業者の労力および作業時間が増大している問題を解消することができる。さらに、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、ファントムおよびファントムホルダーに係るコストを大幅に低減することができる。加えて、本Ｘ線コンピュータ断層撮影装置１によれば、日常点検、定期点検などにおいて、線量減弱器１１３を用いることにより、操作者の手間を省いて装置を点検することができる。 From the above, according to the present X-ray computed tomography apparatus 1, by providing the movement support mechanism 115 and the dose attenuator 113, correction data and test data (detector characteristic confirmation) can be obtained without using a phantom. Can be collected. Therefore, it is possible to solve the problem of labor and working time of a worker in accordance with the installation of the fan Tom is increasing. Furthermore, according to this X-ray computed tomography apparatus 1, the cost concerning a phantom and a phantom holder can be reduced significantly. In addition, according to the X-ray computed tomography apparatus 1, the apparatus can be inspected by using the dose attenuator 113 in daily inspections, periodic inspections, etc., without the operator's trouble.

本実施形態におけるＸ線コンピュータ断層撮影装置１の技術的思想を、線量減弱装置で実現する場合には、例えば図１の構成図において、線量減弱器１１３と、移動支持機構１１５と、制御部７００とを有するものとなる。 When the technical idea of the X-ray computed tomography apparatus 1 according to the present embodiment is realized by a dose attenuation device, for example, in the configuration diagram of FIG. 1, the dose attenuator 113, the movement support mechanism 115, and the control unit 700. It will have.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

１…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、１００…ガントリ、１０１…回転フレーム、１０３…高電圧発生部、１０５…スリップリング、１０７…Ｘ線管、１０９…コリメータユニット、１１１…Ｘ線照射領域、１１３…線量減弱器、１１５…移動支持機構、１１７…ウェッジフィルタ、１１９…Ｘ線検出器、１２１…ＦＯＶ、１２３…天板、１２５…データ収集回路（ＤＡＳ）、１２７…非接触データ伝送部、１２９…冷却装置、１３１…ガントリ制御装置、２００…前処理部、３００…再構成部、４００…記憶部、５００…入力部、６００…表示部、７００…制御部、１１３１…第１物質、１１３３…第２物質、１１３５…カッパー、１１３７…第３物質、１１５１…シャフト、１１５３…支持部、１１５５…歯車、１１５９…支持部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray computed tomography apparatus, 100 ... Gantry, 101 ... Rotating frame, 103 ... High voltage generation part, 105 ... Slip ring, 107 ... X-ray tube, 109 ... Collimator unit, 111 ... X-ray irradiation area, 113 ... Dose attenuator, 115 ... Moving support mechanism, 117 ... Wedge filter, 119 ... X-ray detector, 121 ... FOV, 123 ... Top plate, 125 ... Data collection circuit (DAS), 127 ... Non-contact data transmission unit, 129 ... Cooling device 131 ... gantry control device 200 ... pre-processing unit 300 ... reconstruction unit 400 ... storage unit 500 ... input unit 600 ... display unit 700 ... control unit 1131 ... first substance 1133 ... first 2 substances, 1135 ... copper, 1137 ... 3rd substance, 1151 ... shaft, 1153 ... support part, 1155 ... gear, 1159 ... support part

Claims

An X-ray tube that generates X-rays;
An X-ray detector for detecting X-rays generated from the X-ray tube;
A dose attenuator for attenuating the X-ray dose to a dose corresponding to a predetermined X-ray conversion efficiency in the X-ray detector;
A movement support mechanism for movably supporting the dose attenuator in an X-ray irradiation region between the X-ray tube and the X-ray detector;
A rotating frame that supports the X-ray tube and the X-ray detector so as to be rotatable around a rotation axis;
Equipped with,
The dose attenuator has a size covering the front surface of the X-ray detector;
The movement support mechanism movably supports the dose attenuator on the front surface ;
X-ray computed tomography apparatus.

The rotating frame is mounted with the moving support mechanism;
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1.

An X-ray tube that generates X-rays;
An X-ray detector for detecting X-rays generated from the X-ray tube;
A dose attenuator for attenuating the X-ray dose to a dose corresponding to a predetermined X-ray conversion efficiency in the X-ray detector;
A movement support mechanism for movably supporting the dose attenuator in an X-ray irradiation region between the X-ray tube and the X-ray detector;
A rotating frame that supports the X-ray tube and the X-ray detector so as to be rotatable around a rotation axis;
Comprising
The dose attenuator has a cylindrical shape with the rotation axis as a central axis,
The movement support mechanism movably supports the dose attenuator along the direction of the rotation axis;
X-ray computed tomography apparatus said.

The dose attenuated by the dose attenuator corresponds to the dose attenuated by the phantom;
The X-ray computed tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3 .

The dose attenuator includes a first part made of a first substance and having a concave part, and a second part made of a second substance having an attenuation coefficient smaller than the first substance and filling the concave part. Having
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein:

The width along the central axis in the cylindrical shape corresponds to the width along the direction of the rotation axis in the X-ray detector,
The diameter of the cylindrical shape is shorter than the distance between the X-ray tube and the X-ray detector;
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 3 .

A dose attenuator that attenuates the X-ray dose to a dose related to a predetermined X-ray conversion efficiency in the X-ray detector;
A moving support mechanism for movably supporting the dose attenuator in the X-ray irradiation region;
A control unit for controlling the moving support mechanism to move the dose attenuator to the X-ray irradiation region;
Equipped with,
The dose attenuator has a size covering the front surface of the X-ray detector;
The movement support mechanism movably supports the dose attenuator on the front surface ;
Dose attenuation device characterized by

  A dose attenuator that attenuates the X-ray dose to a dose related to a predetermined X-ray conversion efficiency in the X-ray detector;
  A moving support mechanism for movably supporting the dose attenuator in the X-ray irradiation region;
  A control unit for controlling the moving support mechanism to move the dose attenuator to the X-ray irradiation region;
  Comprising
  The dose attenuator has a cylindrical shape with a rotation axis of a rotating frame that rotatably supports the X-ray tube and the X-ray detector as a central axis,
  The movement support mechanism movably supports the dose attenuator along the direction of the rotation axis;
  Dose attenuation device characterized by