JPS5939132B2 - Ｃｔスキヤナ - Google Patents
ＣｔスキヤナInfo
- Publication number
- JPS5939132B2 JPS5939132B2 JP52040927A JP4092777A JPS5939132B2 JP S5939132 B2 JPS5939132 B2 JP S5939132B2 JP 52040927 A JP52040927 A JP 52040927A JP 4092777 A JP4092777 A JP 4092777A JP S5939132 B2 JPS5939132 B2 JP S5939132B2
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- JP
- Japan
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- ray
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- Expired
Links
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 9
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 5
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 230000037237 body shape Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は放射線源としてパルスＸ線を用いる全回転形Ｃ
Ｔスキャナに係り、特に回転中に得られる、被検体に対
してどの回転角度からの被検体に関する情報も実質的に
同量とすべくＸ線発生部を制御することができるＣＴス
キャナに関するものである。
Ｔスキャナに係り、特に回転中に得られる、被検体に対
してどの回転角度からの被検体に関する情報も実質的に
同量とすべくＸ線発生部を制御することができるＣＴス
キャナに関するものである。
ＣＴスキャナで扱われる被検体の断面形状は一般に円形
ではなく例えば患者の胸部等は楕円形に近く、頭部も真
円ではない。
ではなく例えば患者の胸部等は楕円形に近く、頭部も真
円ではない。
従って第１図及び第２図に２つの回転位置を例示したよ
うに回転位置によって放射線源１から放射され被検体２
を透過し検出器３に入射する放射線量に透過部の厚さの
差による差が生じる。
うに回転位置によって放射線源１から放射され被検体２
を透過し検出器３に入射する放射線量に透過部の厚さの
差による差が生じる。
放射線は本質的にカンタムノイズ（量子ノイズとも呼ば
れ、例えば放射線量Ｎに対し士、／Ｎがノイズ成分であ
る）を含んでいるが、このカンタムノイズはＣＴスキャ
ナに於て再構成画像の画質を劣化せしめ診断を困難にす
る。
れ、例えば放射線量Ｎに対し士、／Ｎがノイズ成分であ
る）を含んでいるが、このカンタムノイズはＣＴスキャ
ナに於て再構成画像の画質を劣化せしめ診断を困難にす
る。
従ってこのカンタムノイズの含有比を小さくする必要が
あり、そのためには検出器に入射する放射線の強度即ち
フォトンの数量を成る程度（例えば１個の検出素子に対
して１０３〜１０６個）以上に保たなければならない。
あり、そのためには検出器に入射する放射線の強度即ち
フォトンの数量を成る程度（例えば１個の検出素子に対
して１０３〜１０６個）以上に保たなければならない。
この理由から、よい再構成画像を得るためには一般に第
２図の様に被検体の厚さく放射線の吸収層の長さ）が最
も犬である状態のときにも最低限検出されることが必要
とされるフォトン数量を確保すべく放射線曝射条件（Ｘ
線管の場合は管電圧、管電流、曝射時間）を設定する必
要がある。
２図の様に被検体の厚さく放射線の吸収層の長さ）が最
も犬である状態のときにも最低限検出されることが必要
とされるフォトン数量を確保すべく放射線曝射条件（Ｘ
線管の場合は管電圧、管電流、曝射時間）を設定する必
要がある。
しかしこのことは−力で第１図の如く被検体の厚さが実
質的１コ小さい状態に於ては被検体が欲する画質に対し
て充分過ぎる被曝を受けることになり好ましい事ではな
い。
質的１コ小さい状態に於ては被検体が欲する画質に対し
て充分過ぎる被曝を受けることになり好ましい事ではな
い。
ＩＣＲＰ国際勧告が５００ｍＲ／年であるのに対し、Ｃ
Ｔの１スライス当りの被曝量が２〜４Ｒａ−ｄｓであり
、あまりに太きすぎるので診断のためとは云え、すこし
でも被曝を減らすことは非常に重要な事である。
Ｔの１スライス当りの被曝量が２〜４Ｒａ−ｄｓであり
、あまりに太きすぎるので診断のためとは云え、すこし
でも被曝を減らすことは非常に重要な事である。
本発明は以上に鑑み撮影（こ伴なう被検体に対する曝射
量を低くおさえ且つ良い画質が得られるよう改良された
ＣＴスキャナを提供することを目的とするものである。
量を低くおさえ且つ良い画質が得られるよう改良された
ＣＴスキャナを提供することを目的とするものである。
以下にその詳細を説明する。
第３図は本発明ｌ実施例を７１７２図で示したものであ
る。
る。
Ｘ線発生用電源１１とこの電源が印加されてＸ線を発生
するＸ線管１２とを有するＸ線発生源１３で発生したフ
ァンビーム形Ｘ線は被検体１４を透過したのち多数の検
出セル１５′を有する検出器１５に入射し、電気信号に
変換される。
するＸ線管１２とを有するＸ線発生源１３で発生したフ
ァンビーム形Ｘ線は被検体１４を透過したのち多数の検
出セル１５′を有する検出器１５に入射し、電気信号に
変換される。
各セルの電気出力信号は被検体１４のＸ線吸収を示す情
報としてデータ処理部１６に入力され画像再構成に供さ
れるのであるが、前記検出器１５で検出される透過Ｘ線
量（フォトン数）は凡そ被検体１４中のＸ線通路の長さ
く吸収層の長さ）により決まるから、これを利用し被検
体１４の断面形状を例えば治療計画装置に用いられる体
形入力用の接触子等を用いて予めデータ処理部に与えて
曝射角位置ごとに必要なフォトン数を得るに必要且つ最
適なＸ線曝射時間を算出させておく、又被検体１４の形
状並びに構造が大きく変化しない領域について連続した
複数の撮影をするような場合には、最初の撮影を例えば
本発明によらず通常のように行ない、これによってデー
タ処理部が得た被検体断面の情報をもとに前記同様曝射
角位置に応じた必要且つ最適なＸ線曝射時間を算出させ
ておき、いずれの場合もデータ処理部で予め算出された
Ｘ線曝射時間を用いて回転撮影中の各曝射角位置毎のＸ
線曝射時間を制御するＸ線源制御部１１である例えば、
Ｘ線管の遮断回路を作動させて前記目的を達成しようと
するものである。
報としてデータ処理部１６に入力され画像再構成に供さ
れるのであるが、前記検出器１５で検出される透過Ｘ線
量（フォトン数）は凡そ被検体１４中のＸ線通路の長さ
く吸収層の長さ）により決まるから、これを利用し被検
体１４の断面形状を例えば治療計画装置に用いられる体
形入力用の接触子等を用いて予めデータ処理部に与えて
曝射角位置ごとに必要なフォトン数を得るに必要且つ最
適なＸ線曝射時間を算出させておく、又被検体１４の形
状並びに構造が大きく変化しない領域について連続した
複数の撮影をするような場合には、最初の撮影を例えば
本発明によらず通常のように行ない、これによってデー
タ処理部が得た被検体断面の情報をもとに前記同様曝射
角位置に応じた必要且つ最適なＸ線曝射時間を算出させ
ておき、いずれの場合もデータ処理部で予め算出された
Ｘ線曝射時間を用いて回転撮影中の各曝射角位置毎のＸ
線曝射時間を制御するＸ線源制御部１１である例えば、
Ｘ線管の遮断回路を作動させて前記目的を達成しようと
するものである。
このような遮断回路としては比較的曝射時間の長い場合
には電源の１次側に設けた例えば半導体スイッチ（ＳＣ
Ｒ等）１γａを、時間の短い場合は高圧側（２次側）に
設けた例えば高圧スイッチングバルブ１１ｂを、さらに
極く短い場合は制御電極付Ｘ線管の制御電極１γＣを用
いることが出来る。
には電源の１次側に設けた例えば半導体スイッチ（ＳＣ
Ｒ等）１γａを、時間の短い場合は高圧側（２次側）に
設けた例えば高圧スイッチングバルブ１１ｂを、さらに
極く短い場合は制御電極付Ｘ線管の制御電極１γＣを用
いることが出来る。
以上の動作に於ては遮断回路１γの作動の遅速による主
線量の増減等がＣＴ用検出器１５の出力にあられれるか
ら、これは別置の主線量モニタ（比較検出器とも称せら
れる）出力にもとずき画像再構成に供されるデータは補
正されるものとする。
線量の増減等がＣＴ用検出器１５の出力にあられれるか
ら、これは別置の主線量モニタ（比較検出器とも称せら
れる）出力にもとずき画像再構成に供されるデータは補
正されるものとする。
なお前記データ処理部は本発明の為に特別に設けられる
ものでなく、一般のＣＴスキャナに共通に含まれるもの
であり、演算内容として曝射時間の算出が追加されたも
のと考えて良い。
ものでなく、一般のＣＴスキャナに共通に含まれるもの
であり、演算内容として曝射時間の算出が追加されたも
のと考えて良い。
本発明は以上のようになるものであって、被検体の被曝
が過大になりがちなＣＴスキャナに於て再構成画像の画
質を損なうことなく必要最小限の曝射に制限することが
出来、被検体の安全性を高め得る効果は大なるものであ
る他、実質的に検出器に与えられるＸ線強度の変化範囲
がせばめられる為、電子画論を含めた検出系のダイナミ
ックレンジをせばめることも可能であり、直線性を含め
た性能の改善にも有効である。
が過大になりがちなＣＴスキャナに於て再構成画像の画
質を損なうことなく必要最小限の曝射に制限することが
出来、被検体の安全性を高め得る効果は大なるものであ
る他、実質的に検出器に与えられるＸ線強度の変化範囲
がせばめられる為、電子画論を含めた検出系のダイナミ
ックレンジをせばめることも可能であり、直線性を含め
た性能の改善にも有効である。
なお、本発明は細Ｇ）Ｘ線を実質的に振子運動させ、扇
状Ｘ線が与えられることを利用したＣＴスキャナに於て
も実施可能であるし、撮影中、直線スキャン運動を含む
ＣＴスキャナ及び連続発生Ｘ線を用いた全回転ＣＴスキ
ャナに対しては本発明を少し変形し直線スキャム毎に、
あるいは回転角毎にＸ線管の管電流を制御することによ
っても実施可能である。
状Ｘ線が与えられることを利用したＣＴスキャナに於て
も実施可能であるし、撮影中、直線スキャン運動を含む
ＣＴスキャナ及び連続発生Ｘ線を用いた全回転ＣＴスキ
ャナに対しては本発明を少し変形し直線スキャム毎に、
あるいは回転角毎にＸ線管の管電流を制御することによ
っても実施可能である。
第１〜２図は線源と検出器の回転位置による被検体透過
厚さの相違発生説明図、第３図は本発明ｌ実施例のブロ
ック図である。 １３・・・・・・Ｘ線発生源、１４・・・・・・被検体
、１５・・・・・・検出器、１６・・・・・・データ処
理部、１γ・・・・・・Ｘ線制御部。
厚さの相違発生説明図、第３図は本発明ｌ実施例のブロ
ック図である。 １３・・・・・・Ｘ線発生源、１４・・・・・・被検体
、１５・・・・・・検出器、１６・・・・・・データ処
理部、１γ・・・・・・Ｘ線制御部。
Claims (1)
- １ 被検体に対し相対的実質的な回転移動をするＸ線管
を含むＸ線源と、被検体を挾んでこのＸ線源に常に対向
するようＸ線源の移動に付随して移動しＸ線源からのＸ
線の被検体透過Ｘ線量を電気信号として出力する検出器
と、各Ｘ線曝射角度における前記検出器からの出力信号
に基づき被検体内部のＸ線吸収係数分布像を再構成する
ＣＴスキャナにおいて、前記被検体に対する各Ｘ線照射
角度位置における被検体内のＸ線透過通路長に基づき各
照射角度ごとに必要な透過Ｘ線量に対応するＸ線照射時
間を算出出力する処理装置と、この処理装置からの出力
ｌコ基づき前記Ｘ線管をスイッチング制御するＸ線管制
御装置とを備えたことを特徴とするＣＴスキャナ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP52040927A JPS5939132B2 (ja) | 1977-04-12 | 1977-04-12 | Ｃｔスキヤナ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP52040927A JPS5939132B2 (ja) | 1977-04-12 | 1977-04-12 | Ｃｔスキヤナ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS53126291A JPS53126291A (en) | 1978-11-04 |
| JPS5939132B2 true JPS5939132B2 (ja) | 1984-09-21 |
Family
ID=12594126
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP52040927A Expired JPS5939132B2 (ja) | 1977-04-12 | 1977-04-12 | Ｃｔスキヤナ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5939132B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5949811A (en) * | 1996-10-08 | 1999-09-07 | Hitachi Medical Corporation | X-ray apparatus |
| JP4519254B2 (ja) * | 2000-04-03 | 2010-08-04 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP5653121B2 (ja) * | 2010-08-09 | 2015-01-14 | 株式会社東芝 | Ｘ線ｃｔ装置、方法およびプログラム |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5012991A (ja) * | 1973-06-05 | 1975-02-10 | ||
| JPS5164391A (ja) * | 1974-09-27 | 1976-06-03 | Thomson Csf | |
| JPS5189320A (en) * | 1974-12-23 | 1976-08-05 | Sosa x senshindansochi |
-
1977
- 1977-04-12 JP JP52040927A patent/JPS5939132B2/ja not_active Expired
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5012991A (ja) * | 1973-06-05 | 1975-02-10 | ||
| JPS5164391A (ja) * | 1974-09-27 | 1976-06-03 | Thomson Csf | |
| JPS5189320A (en) * | 1974-12-23 | 1976-08-05 | Sosa x senshindansochi |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS53126291A (en) | 1978-11-04 |
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