JPH0696000B2 - Ｃｔ装置 - Google Patents
Ｃｔ装置Info
- Publication number
- JPH0696000B2 JPH0696000B2 JP2242456A JP24245690A JPH0696000B2 JP H0696000 B2 JPH0696000 B2 JP H0696000B2 JP 2242456 A JP2242456 A JP 2242456A JP 24245690 A JP24245690 A JP 24245690A JP H0696000 B2 JPH0696000 B2 JP H0696000B2
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- Japan
- Prior art keywords
- scan
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- ray
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- circuit
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） この発明は、CT装置、特に放射線により被検体をスキャ
ンし、被検体の断層像を得るCT装置に関する。
ンし、被検体の断層像を得るCT装置に関する。
（従来の技術） CT装置において代表的な装置はＸ線CT装置である。この
Ｘ線CT装置は互いに対向配置され、それらの間に被検体
が配置されるＸ線発生装置とＸ線検出器とを有し、被検
体を中心にＸ線発生装置とＸ線検出器とが回転されるこ
とにより被検体をＸ線スキャンし、Ｘ線検出器から出力
されるデータを収集して被検体のCT画像を形成するよう
に構成されている。
Ｘ線CT装置は互いに対向配置され、それらの間に被検体
が配置されるＸ線発生装置とＸ線検出器とを有し、被検
体を中心にＸ線発生装置とＸ線検出器とが回転されるこ
とにより被検体をＸ線スキャンし、Ｘ線検出器から出力
されるデータを収集して被検体のCT画像を形成するよう
に構成されている。
Ｘ線CT装置によりノイズの少ない良好な画質のCT画像を
得るためには、Ｘ線線量を増やせば良い。しかし、Ｘ線
線量を増やすと、Ｘ線管の冷却、患者の被曝等の問題が
あり、このため画質と線量とが好適にバランスするよう
に照射条件を決める必要がある。そこで、従来のＸ線CT
装置によりCT撮影を開始する場合には、先ず、被検体、
即ち患者の大きさ、撮影部位、スライス厚み等を考慮し
て下の表に示されるようなスキャンタイム、管電圧およ
び管電流等の照射条件がオペレータの経験と勘により決
められ、この照射条件が操作キーを介してＸ線CT装置に
設定される。照射条件が設定された後に、CTスキャンが
開始される。
得るためには、Ｘ線線量を増やせば良い。しかし、Ｘ線
線量を増やすと、Ｘ線管の冷却、患者の被曝等の問題が
あり、このため画質と線量とが好適にバランスするよう
に照射条件を決める必要がある。そこで、従来のＸ線CT
装置によりCT撮影を開始する場合には、先ず、被検体、
即ち患者の大きさ、撮影部位、スライス厚み等を考慮し
て下の表に示されるようなスキャンタイム、管電圧およ
び管電流等の照射条件がオペレータの経験と勘により決
められ、この照射条件が操作キーを介してＸ線CT装置に
設定される。照射条件が設定された後に、CTスキャンが
開始される。
（発明が解決しようとする課題） 従来のCT装置によると、上述したようにCTスキャンを開
始する前にオペレータの経験と勘により照射条件を被検
体の状態に応じて決定し、その照射条件をCT装置に設定
しなければならない。このようなオペレータの経験と勘
とでは、適切な画質のCT画像を得ることは非常に難し
く、CT画像による診断の精度が著しく損なわれる場合が
生じる。
始する前にオペレータの経験と勘により照射条件を被検
体の状態に応じて決定し、その照射条件をCT装置に設定
しなければならない。このようなオペレータの経験と勘
とでは、適切な画質のCT画像を得ることは非常に難し
く、CT画像による診断の精度が著しく損なわれる場合が
生じる。
従って、この発明の目的は、被検体の状態に応じて自動
的に照射条件が設定できるCT装置を提供することにあ
る。
的に照射条件が設定できるCT装置を提供することにあ
る。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 放射線によって、被検体の断層像を再構成するに必要な
角度範囲のスキャンを複数回行い、前記被検体を透過す
る放射線に対応するデータを発生するスキャン手段と、
このスキャン手段から出力されるデータを収集するデー
タ収集手段と、このデータ収集手段からのデータを入力
し、、前記各スキャン毎に画像データを再構成する再構
成手段と、この再構成手段により、各スキャン毎に得ら
れる画像データを加算する加算手段と、前記スキャン手
段から出力されるデータを検出し、透過放射線が所定の
量となるまで前記スキャン手段のスキャン動作を繰り返
させるスキャン制御手段とにより構成されるCT装置が提
供される。
角度範囲のスキャンを複数回行い、前記被検体を透過す
る放射線に対応するデータを発生するスキャン手段と、
このスキャン手段から出力されるデータを収集するデー
タ収集手段と、このデータ収集手段からのデータを入力
し、、前記各スキャン毎に画像データを再構成する再構
成手段と、この再構成手段により、各スキャン毎に得ら
れる画像データを加算する加算手段と、前記スキャン手
段から出力されるデータを検出し、透過放射線が所定の
量となるまで前記スキャン手段のスキャン動作を繰り返
させるスキャン制御手段とにより構成されるCT装置が提
供される。
（作用） スキャン制御回路がスキャナから出力されるデータに基
づき放射線の透過線量が検出され、この透過線量が所定
レベルに達成するまで、スキャナが被検体をスキャンし
続けるので、照射条件、例えばスキャン回数が自動的に
設定され、常に適正が画質のCT画像がえられる。
づき放射線の透過線量が検出され、この透過線量が所定
レベルに達成するまで、スキャナが被検体をスキャンし
続けるので、照射条件、例えばスキャン回数が自動的に
設定され、常に適正が画質のCT画像がえられる。
（実施例） 第１図に示す実施例によると、CTスキャナ10は放射線発
生器、即ちＸ線管を含むＸ線発生器11とこのＸ線発生器
11と対向して配置されるＸ線検出器12とによって構成さ
れる。Ｘ線発生器11とＸ線検出器12との間に被検体13が
配置され、Ｘ線発生器11およびＸ線検出器12が被検体を
中心として回転されることにより被検体がＸ線によりス
キャンされる。
生器、即ちＸ線管を含むＸ線発生器11とこのＸ線発生器
11と対向して配置されるＸ線検出器12とによって構成さ
れる。Ｘ線発生器11とＸ線検出器12との間に被検体13が
配置され、Ｘ線発生器11およびＸ線検出器12が被検体を
中心として回転されることにより被検体がＸ線によりス
キャンされる。
スキャナ10のＸ線検出器12はデータ収集部14に結合され
る。このデータ収集部14はＸ線検出器12から出力される
Ｘ線検出データを収集し、収集データを再構成回路15へ
出力する。再構成回路15は収集データを周知の方法によ
って画像に再構成し、この画像データをモニタ16に出力
する。モニタ16は画像データを再構成画像、即ち被検体
の断層像として表示する。
る。このデータ収集部14はＸ線検出器12から出力される
Ｘ線検出データを収集し、収集データを再構成回路15へ
出力する。再構成回路15は収集データを周知の方法によ
って画像に再構成し、この画像データをモニタ16に出力
する。モニタ16は画像データを再構成画像、即ち被検体
の断層像として表示する。
一方、Ｘ線検出器12の例えば中央数チャンネル、即ち数
個の中央Ｘ線検出素子が積分回路17に接続される。この
積分回路17は中央Ｘ線管検出素子から得られる検出信号
を積分し、積分結果を比較器18へ出力する。この比較器
18は積分結果を条件設定回路19から送られる設定値と比
較する。比較器18の出力端子はスキャン制御回路20の入
力端子に接続される。このスキャン制御回路20は比較器
18からの出力信号に応答してスキャナ10を駆動制御す
る。即ち、積分回路17の積分出力が設定値に達するまで
スキャナ10を駆動し続ける。
個の中央Ｘ線検出素子が積分回路17に接続される。この
積分回路17は中央Ｘ線管検出素子から得られる検出信号
を積分し、積分結果を比較器18へ出力する。この比較器
18は積分結果を条件設定回路19から送られる設定値と比
較する。比較器18の出力端子はスキャン制御回路20の入
力端子に接続される。このスキャン制御回路20は比較器
18からの出力信号に応答してスキャナ10を駆動制御す
る。即ち、積分回路17の積分出力が設定値に達するまで
スキャナ10を駆動し続ける。
条件設定回路19はCT画像において適正な画質が得られる
ような設定値を出力するように構成されている。ところ
で、良い画質を得るためには、S/N比を良くすれば良い
が、このS/N比は線量、即ち管電流（mA）×スキャンタ
イム（sec）に比例する。従って、理論的には、線量を
増やすことによって画質は良くなる。しかし、線量を増
加すると、患者に対する被曝量が多くなり、また、Ｘ線
管の加熱が著しくなり、これに伴い十分なクーリングを
必要とし、更に、Ｘ線管の寿命が低下するなどの問題が
ある。従って、この発明のCT装置は、線量の上限をある
値に規定し、スキャン回数を制御することによって適正
な画質が得られるようにスキャナを駆動制御するように
構成されている。そのため、条件設定回路19は適正な画
質が得られるような線量に相当する設定値を有し、スキ
ャン制御回路20は被曝量、クーリングおよび寿命を考慮
して設定された線量で各スキャンを行なうようにスキャ
ナ10を制御するように構成されている。
ような設定値を出力するように構成されている。ところ
で、良い画質を得るためには、S/N比を良くすれば良い
が、このS/N比は線量、即ち管電流（mA）×スキャンタ
イム（sec）に比例する。従って、理論的には、線量を
増やすことによって画質は良くなる。しかし、線量を増
加すると、患者に対する被曝量が多くなり、また、Ｘ線
管の加熱が著しくなり、これに伴い十分なクーリングを
必要とし、更に、Ｘ線管の寿命が低下するなどの問題が
ある。従って、この発明のCT装置は、線量の上限をある
値に規定し、スキャン回数を制御することによって適正
な画質が得られるようにスキャナを駆動制御するように
構成されている。そのため、条件設定回路19は適正な画
質が得られるような線量に相当する設定値を有し、スキ
ャン制御回路20は被曝量、クーリングおよび寿命を考慮
して設定された線量で各スキャンを行なうようにスキャ
ナ10を制御するように構成されている。
この実施例においては、スキャン制御回路20に設定され
た線量は、例えば100mAS（マス）（但し、mASは管電流
（mA）×スキャンタイム（Sec）を示している）であ
る。この値は小児腹部の撮影に適した線量であり、通常
の成人腹部を撮影するに必要な線量は300mAS、また同頭
部の撮影に必要な線量は400mASである。このように患者
の種類または撮影部位によって必要な線量が異なってお
り、これら必要な線量に相当する設定値が条件設定回路
19に設定されている。従って、100mASの線量によって成
人腹部がスキャンされた場合、必要な線量300mASに相当
するデータを得るために、被検体が３回スキャンされ、
それにより得られた画像データが加算される。
た線量は、例えば100mAS（マス）（但し、mASは管電流
（mA）×スキャンタイム（Sec）を示している）であ
る。この値は小児腹部の撮影に適した線量であり、通常
の成人腹部を撮影するに必要な線量は300mAS、また同頭
部の撮影に必要な線量は400mASである。このように患者
の種類または撮影部位によって必要な線量が異なってお
り、これら必要な線量に相当する設定値が条件設定回路
19に設定されている。従って、100mASの線量によって成
人腹部がスキャンされた場合、必要な線量300mASに相当
するデータを得るために、被検体が３回スキャンされ、
それにより得られた画像データが加算される。
次に、この発明の実施例の動作を説明する。
スキャナ10のＸ線発生器11とＸ線検出器12との間に患者
が配置され、先ず、条件設定回路19に患者の種類および
部位に応じた条件、例えば成人腹部撮影モードが設定さ
れる。この後、スキャナ10が指導されると、Ｘ線発生器
11から発生するＸ線によって被検体13がスキャンされ
る。このスキャンによりＸ線検出器12よりＸ線検出信号
が出力され、データ収集回路14に入力される。データ収
集回路14はＸ線検出信号、即ちＸ線検出データを収集
し、収集データを再構成回路15に出力する。再構成回路
15は収集データを画像データに再構成する。
が配置され、先ず、条件設定回路19に患者の種類および
部位に応じた条件、例えば成人腹部撮影モードが設定さ
れる。この後、スキャナ10が指導されると、Ｘ線発生器
11から発生するＸ線によって被検体13がスキャンされ
る。このスキャンによりＸ線検出器12よりＸ線検出信号
が出力され、データ収集回路14に入力される。データ収
集回路14はＸ線検出信号、即ちＸ線検出データを収集
し、収集データを再構成回路15に出力する。再構成回路
15は収集データを画像データに再構成する。
一方、Ｘ線検出器12の中央検出素子12cにより検出され
たＸ線検出信号は積分回路17に入力され、積分される。
積分信号は比較器18に入力され、条件設定回路19の設定
値、即ち成人腹部撮影に必要な線量300mASに対応する設
定値と比較される。スキャナ10は上述したように線流量
100mASによって被検体13をスキャンするように設定され
ているので、１回目のスキャンでは、線量が不足であ
り、比較器18の出力は変わらない。従って、スキャン制
御回路20は再度、２度目のスキャンを行なうようにスキ
ャナ10を制御する。これにより、スキャナ10は２度目の
スキャンを開始する。この２度目のスキャンによって得
られる収集データは再構成回路15によって画像データに
再構成される。この時、この第２画像データは１度目の
スキャンにより得られた第１画像データに加算される。
たＸ線検出信号は積分回路17に入力され、積分される。
積分信号は比較器18に入力され、条件設定回路19の設定
値、即ち成人腹部撮影に必要な線量300mASに対応する設
定値と比較される。スキャナ10は上述したように線流量
100mASによって被検体13をスキャンするように設定され
ているので、１回目のスキャンでは、線量が不足であ
り、比較器18の出力は変わらない。従って、スキャン制
御回路20は再度、２度目のスキャンを行なうようにスキ
ャナ10を制御する。これにより、スキャナ10は２度目の
スキャンを開始する。この２度目のスキャンによって得
られる収集データは再構成回路15によって画像データに
再構成される。この時、この第２画像データは１度目の
スキャンにより得られた第１画像データに加算される。
上記２度目のスキャンにおいて、積分回路17により求め
られる積分値は設定値に満たないので、スキャン制御回
路20は３度目のスキャンを行なうようにスキャナ10を制
御する。この３度目のスキャンにより得られる第３画像
データは先の加算画像データに加算される。即ち再構成
回路15は３つの画像データを加算した画像データを生成
する。この加算画像データはモニタ16に入力され、断層
像として表示される。このとき、積分回路17の積分値は
条件設定回路19の設定値以上となり、比較器18は出力信
号をスキャン制御回路20に出力する。スキャン制御回路
20はこの出力信号に応答してスキャナ10を停止させると
ともに積分回路17をリセットさせる。
られる積分値は設定値に満たないので、スキャン制御回
路20は３度目のスキャンを行なうようにスキャナ10を制
御する。この３度目のスキャンにより得られる第３画像
データは先の加算画像データに加算される。即ち再構成
回路15は３つの画像データを加算した画像データを生成
する。この加算画像データはモニタ16に入力され、断層
像として表示される。このとき、積分回路17の積分値は
条件設定回路19の設定値以上となり、比較器18は出力信
号をスキャン制御回路20に出力する。スキャン制御回路
20はこの出力信号に応答してスキャナ10を停止させると
ともに積分回路17をリセットさせる。
（発明の効果） 上述したようにこの発明によると、被検体を透過した線
量を検出し、検出信号を積分し、積分値が一定の値にな
るまでスキャンが数回行なわれる。これにより、スキャ
ン開始時に管電流、管電圧及びスキャンタイム等をそれ
ぞれ選択し、設定する必要がなく、被検体の状況に拘ら
ず適正な画質を得ることができる。特に連続回転可能な
CT装置においては容易にスキャンを繰り返すことができ
るのでより大きな効果が得られる。
量を検出し、検出信号を積分し、積分値が一定の値にな
るまでスキャンが数回行なわれる。これにより、スキャ
ン開始時に管電流、管電圧及びスキャンタイム等をそれ
ぞれ選択し、設定する必要がなく、被検体の状況に拘ら
ず適正な画質を得ることができる。特に連続回転可能な
CT装置においては容易にスキャンを繰り返すことができ
るのでより大きな効果が得られる。
第１図はこの発明の一実施例に従ったCT装置の概略構成
図。 10……スキャナ、11……Ｘ線発生器、12……Ｘ線検出
器、14……データ収集回路、15……再構成回路、17……
積分回路、18……比較器、19……条件設定回路、20……
スキャン制御回路。
図。 10……スキャナ、11……Ｘ線発生器、12……Ｘ線検出
器、14……データ収集回路、15……再構成回路、17……
積分回路、18……比較器、19……条件設定回路、20……
スキャン制御回路。
Claims (1)
- 【請求項１】放射線によって、被検体の断層像を再構成
するに必要な角度範囲のスキャンを複数回行い、前記被
検体を透過する放射線に対応するデータを発生するスキ
ャン手段と、このスキャン手段から出力されるデータを
収集するデータ収集手段と、このデータ収集手段からの
データを入力し、前記各スキャン毎に画像データを再構
成する再構成手段と、この再構成手段により、各スキャ
ン毎に得られる画像データを加算する加算手段と、前記
スキャン手段から出力されるデータを検出し、透過放射
線が所定の量となるまで前記スキャン手段のスキャン動
作を繰り返させるスキャン制御手段とにより構成される
CT装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2242456A JPH0696000B2 (ja) | 1990-09-14 | 1990-09-14 | Ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2242456A JPH0696000B2 (ja) | 1990-09-14 | 1990-09-14 | Ｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04122246A JPH04122246A (ja) | 1992-04-22 |
| JPH0696000B2 true JPH0696000B2 (ja) | 1994-11-30 |
Family
ID=17089371
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2242456A Expired - Fee Related JPH0696000B2 (ja) | 1990-09-14 | 1990-09-14 | Ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0696000B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4498525B2 (ja) * | 2000-03-08 | 2010-07-07 | Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社 | スキャン条件設定方法およびｘ線ｃｔ装置 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60168437A (ja) * | 1984-02-14 | 1985-08-31 | 横河メディカルシステム株式会社 | Ｘ線ｃｔスキヤン装置 |
-
1990
- 1990-09-14 JP JP2242456A patent/JPH0696000B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04122246A (ja) | 1992-04-22 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |