CN100563574C

CN100563574C - X射线ct装置

Info

Publication number: CN100563574C
Application number: CNB2006800201428A
Authority: CN
Inventors: 广川浩一; 后藤大雅
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-09-15
Filing date: 2006-09-15
Publication date: 2009-12-02
Anticipated expiration: 2026-09-15
Also published as: WO2007032462A1; DE602006013864D1; JP4822478B2; EP1943951A1; US20090046833A1; EP1943951B1; JPWO2007032462A1; CN101193593A; EP1943951A4; US7602880B2

Abstract

本发明提供一种X射线CT装置，能够在扫描计划时容易地对假设是在不使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质和假设是在使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质进行比较。根据扫描图投影数据生成被检体(17)的三维模型(S170)。根据三维模型预测与被检体的摄影部位对应的图像噪声分散值，根据所预测的图像噪声分散值和操作者输入的画质指标值的期望值的比较算出照射X射线量的调制图形(S200)。预测假设是在不使用·使用扫描线量最佳化功能各情况下所获得的画质，将各预测结果在显示装置(5)中进行比较显示(S230)。

Description

X射线CT装置

技术领域

本发明涉及一种X射线CT装置，特别是涉及一种单层或多层X射线CT装置，其是在将扇面束(扇形束)或锥形束(圆锥形或棱锥形束)的X射线向被检体照射、利用X射线检测器测量透过被检体的X射线、将来自多方向的测量数据反投影从而获得被检体的断层像，这种X射线CT装置能够获得期望画质的CT像。

背景技术

多层X射线CT装置中，如图3所示从X射线管8向被检体17照射锥形束、即棱锥形的X射线束，利用沿二维方向(波道方向和列方向)排列有检测元件18的检测器11，测量透过被检体后的X射线，获得被检体17的投影数据。

另外，单层X射线CT装置中，利用一列即沿一维方向(波道方向)排列有检测元件的检测器11，从X射线管8向被检体17照射扇面束即扇形的X射线束，测量透过被检体17后的X射线，获得被检体17的投影数据。

二者均是将对置的X射线管8和检测器11在被检体17周围旋转，获得来自多方向的投影数据，在进行了用以修正模糊的再构成过滤处理的基础上进行反投影，再构成被检体17的断层像。

投影数据在离散的X射线管位置(以下，称为“视图”)获得，将所获得的投影数据称为“该视图的投影数据”。每1次旋转的视图数通常达到几百～几千。将获得再构成1张断层像所必需的视图数的投影数据的动作称为“扫描”。另外，1个视图量的投影数据由检测器11的波道数×列数量的数据构成(单层X射线CT装置如上所述被当作列数＝1的情况。)。

现有的X射线CT装置，为了进行满足再构成图像所期望的图像SD(Standard Deviation)值那样的扫描，根据通过1个方向的扫描图(スキヤノグラム)摄影获得的扫描图投影数据算出被检体的椭圆截面模型，根据椭圆截面的投影面积、椭圆截面的纵横比和操作者输入的期望的图像SD值算出适当的管电流值，能够执行扫描。还有，以下将在扫描计划的设定阶段，为了输入扫描范围内的期望的画质指标值(图像SD值等)、实现其画质指标值而执行最佳的照射X射线量(扫描线量)调制的功能称为扫描线量最佳化功能。

不过，如果扫描前不知道作为期望的画质指标值的适当的值，那么即使使用上述的扫描线量最佳化功能，实际上也不能获得适当的图像。

作为与之对应的X射线CT装置，专利文献1中提出了一种对应于所设定的扫描条件或期望的图像噪声指标值(图像SD值)生成模拟图像进行显示的X射线CT装置。

专利文献1：特开2004-329661号公报

不过，上述现有技术不具有容易对由于扫描线量最佳化功能使用的有无而产生的画质进行比较的功能，从而关于例如作为扫描线量最佳化功能的特长效果的体轴方向的画质均匀性提高的优点，在不使用扫描线量最佳化功能的情况和使用的情况中，都不能容易地对分别所再构成的图像的画质进行比较。

该体轴方向的画质均匀性提高通过调制照射X射线量(扫描线量)以使在被检体的任意截面上达到期望的画质指标值从而实现，是与扫描线量最佳化功能有关的重要画质效果，在实际扫描前对使用扫描线量最佳化功能时的效果进行适当假设是很重要的。

另外，通过使用扫描线量最佳化功能，随着被检体截面的不同，与不使用扫描线量最佳化功能的情况相比，也产生局部画质恶化的缺点，不过关于这点，在现有技术中，也不能容易进行扫描线量最佳化功能使用的有无的比较。

发明内容

本发明即是鉴于上述问题而产生的，其目的在于提供一种X射线CT装置，能够在扫描计划时容易地对假设是在不使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质和假设是在使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质进行比较。

为了实现上述目的，本发明的X射线CT装置，其特征在于，包括：X射线源，其具备照射X射线的X射线管和控制所述X射线管的X射线管控制装置；X射线检测器，其夹着被检体与所述X射线源对置配置，检测所述X射线并输出X射线投影数据；旋转装置，其搭载有所述X射线源及所述X射线检测器并能够旋转；图像处理装置，其根据所述X射线投影数据再构成断层像；输入装置，其针对由所述图像处理装置获得的断层像，输入表示期望的画质指标的画质指标值；模型生成装置，其根据所述被检体的扫描图数据生成所述被检体的体轴方向的被检体截面模型；最佳化装置，其根据所述被检体截面模型及所述画质指标值，设定表示期望的最佳照射X射线量的照射量调制曲线，根据该设定的照射量调制曲线调制照射X射线量；画质预测装置，其对假设是在执行基于所述照射量调制曲线的照射X射线量的调制而进行旋转摄影时所获得的使用最佳化假设图像的画质、和假设是在不执行基于所述照射量调制曲线的照射X射线量的调制而进行旋转摄影时所获得的不使用最佳化假设图像的画质进行预测；显示装置，其显示所述画质预测装置的画质预测结果。

发明效果

根据本发明，能够在实际扫描前容易且具体地对假设是在使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质和假设是在不使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像画质进行比较。

另外，在扫描计划时指定被检体的着眼部位的情况中，能够清楚地显示假设是在使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像的相当于该着眼部位的部位的画质和假设是在不使用扫描线量最佳化功能时所获得的图像的相当于该着眼部位的部位的画质有什么不同。

附图说明

图1是X射线CT装置的整体概观图。

图2是X射线CT装置的整体构成图。

图3是说明X射线CT装置的检测器构成及与X射线照射的关系的模式图。

图4是从侧面方向表示X射线CT装置的扫描仪、患者台、被检体的关系的图。

图5是与准备操作有关的程序块图。

图6是表示在X射线CT装置的扫描前的准备操作的处理流程的流程图。

图7是表示比较用的模拟图像的制作顺序的图。

图8是表示与画质比较显示有关的画面显示例的图。

图9是表示第二实施方式的准备操作的流程流程的流程图。

图10是表示在画质比较显示中对照着眼部位显示的画面显示例的图。

图11是表示数值比较表的画面显示例的图。

图中，1-扫描仪，2-患者台，3-操作台，4-顶板，5-显示装置，6-操作装置，7-X射线管控制装置，8-X射线管，9-准直仪控制装置，10-准直仪，11-检测器，12-数据收集装置，13-旋转盘，14-旋转控制装置，15-旋转盘驱动装置，16-驱动力传递系统，17-被检体，18-X射线检测元件，19-系统控制装置，20-患者台控制装置，21-患者台上下动作装置，22-顶板驱动装置，23-图像再构成装置，24-存储装置，25-扫描计划装置。

具体实施方式

以下参照附图对本发明的实施方式进行详细说明。还有，本发明并不限定于以下所示的实施方式。

<硬件构成>

以下，根据图1～图4关于适用本发明的X射线CT装置的硬件构成进行说明。图1是适用本发明的X射线CT装置50的整体概观图，图2是X射线CT装置50的整体构成图，图3是说明X射线CT装置50的检测器18的构成及与X射线照射的关系的模式图，图4是从侧面方向表示X射线CT装置50的扫描仪1、患者台2、被检体17的关系的图。

如图1所示，适用本发明的X射线CT装置50具备扫描仪1、患者台2、操作台3、患者台2的顶板4、显示装置5及操作装置6。

扫描仪1(X射线源)如图2所示具有利用X射线管控制装置7控制X射线的X射线管8。从X射线管8放射的X射线经由利用准直仪控制装置9控制的准直仪10，成为例如棱锥形X射线束即锥形束X射线，向被检体17照射。透过了被检体17的X射线向检测器11入射。

检测器11夹着被检体17与X射线管8对置配置，检测X射线并输出X射线投影数据。更详细地说，检测器11如图3所示具有沿波道方向和列方向二维排列的多个X射线检测元件18。关于检测器11的构成后面再说明。在检测器11上连接数据收集装置12。数据收集装置12收集检测器11的各个X射线检测元件18的检测数据。

以上的从X射线管控制装置7到数据收集装置12的构成要素，搭载在扫描仪1的旋转盘13上。旋转盘13依靠从由旋转控制装置14控制的旋转盘驱动装置15通过驱动力传递系统16传递来的驱动力进行旋转。

上述的X射线检测器11如图3所示成为多个X射线检测元件18沿波道方向和列方向二维排列的构成。X射线检测元件18整体构成圆筒面状或沿波道方向弯曲成折线状的X射线入射面，波道编号i例如为1～1000左右，列编号j例如为1～1000左右。另外，X射线检测元件18例如通过闪烁器和光电二极管组合而构成。与X射线检测器11上的波道排列方向一致的锥形束X射线的波道方向扩展角度、即扇面角度为α，另外，与X射线检测器11上的列排列方向一致的锥形束X射线的列方向扩展角度、即锥形角度为γ。

如图4所示，躺卧在患者台2的顶板4上的被检体17被送入扫描仪1的开口部后，若将按照准直仪10的开口宽度调节了锥形角度γ的锥形束X射线向被检体17照射，则照射了锥形束X射线的被检体17的像被投影到X射线检测器11上，利用X射线检测器11检测透过了被检体17的X射线。

图2所示的患者台2的构成是，经由患者台控制装置20控制患者台上下动作装置21而调成适当的台高度，同时经由患者台控制装置20控制顶板驱动装置22使顶板4前后动作，将被检体17送入及送出扫描仪1的X射线照射空间。

图2所示的操作台3具有系统控制装置19。系统控制装置19上连接扫描仪1和患者台2。

更详细地说，扫描仪1内的X射线管控制装置7、准直仪控制装置9、数据收集装置12及旋转控制装置14由系统控制装置19控制。另外，患者台2内的患者台控制装置20由系统控制装置19控制。

用扫描仪1内的数据收集装置12收集的数据经由系统控制装置19的控制输入给图像再构成装置23。

图像再构成装置23在扫描图摄影时利用数据收集装置12收集的扫描图投影数据(被检体透视数据)制成扫描图图像，在扫描时根据数据收集装置12收集的多个视图的X射线投影数据，再构成断层像。

图像再构成装置23中制成的扫描图图像、再构成的断层像和各种数据、及用以实现X射线CT装置功能的程序等储存在与系统控制装置19连接的存储装置24中。

系统控制装置19上还分别连接显示装置5和操作装置6。显示装置5显示从图像再构成装置23输出的再构成图像和系统控制装置19操纵的各种信息。

操作装置6由操作者操作。操作装置6进行由操作者输入的各种指示和信息等的输入操作、向系统控制装置19输入指示和信息等的处理。例如，关于由图像再构成装置23获得的断层像，操作装置6接受后述的画质指标值的期望值的输入操作。操作者使用显示装置5及操作装置6对话性地操作本X射线CT装置50。

系统控制装置19上还连接扫描仪计划装置25，能够利用操作者使用操作装置6输入的指示和从存储装置24读出的扫描图图像，事先设定扫描条件，制成扫描计划。即，从存储装置24读出的扫描图图像由显示装置5显示，操作者利用操作装置6在所显示的被检体的扫描图图像上指定再构成断层像的位置(以下叫做分层位置)的坐标，从而能够制定分层位置的计划。

再有，计划好的分层位置的信息被保存在存储装置24中，也用于利用扫描计划装置25制定X射线量控制条件等计划。

本发明的X射线CT装置50中，在取得被检体的断层像的扫描之前，进行各种准备操作来设定摄影条件。作为该准备操作，是在系统控制装置19的控制下进行用以设定被检体的分层位置的扫描图图像的生成、该扫描图图像数据的解析、基于扫描图投影数据的最佳的照射X射线量调制图形的确定、不使用·使用扫描线量最佳化功能的模拟图像的制成及显示等。

特别是扫描图数据的解析、根据它产生的作为摄影条件的最佳照射X射线量调制图形的确定、不使用·使用扫描线量最佳化功能的比较模拟图像的制成及显示，是与系统控制装置19连接的扫描计划装置25的重要功能。

作为与这些准备操作有关的主要构成要素，为图2中的系统控制装置19、扫描计划装置25、操作装置6、显示装置5、X射线管8、检测器11等。

该准备操作中，首先操作者使用操作装置6，主要将X射线管电压(管电压)、X射线管电流(管电流)的设定值等X射线条件向系统控制装置19输入。

X射线管8和检测器11不使旋转盘13旋转，而是将台2和旋转盘13沿着被检体17的体轴相对移动，进行扫描图图像的摄影，将扫描图投影数据及扫描图图像数据保存在存储装置24中。

扫描计划装置25解析扫描图投影数据，将沿着被检体体轴的任意位置的推定截面作为例如与标准人体模型(例如身高173cm、体重65kg的成年男性)的该部位相似的截面进行模型化。还有，标准人体模型具有X射线投影数据(标准X射线投影数据)。

从而，依赖于沿着被检体体轴的位置(以下叫做z位置)，生成形状和CT值分布变化的三维模型(以下叫做被检体三维模型)。标准人体模型及被检体三维模型的数据被保存在存储装置24中。

扫描计划装置25根据从操作装置6输入的期望的画质指标值管电压·管电流设定值·X射线准直条件·扫描仪每一次旋转的时间(以下叫做扫描时间)及扫描计划装置25制成的被检体三维模型的数据，算出在被检体的摄影部位根据假设的透过X射线量的变化而经时变化的一系列管电流值即管电流的调制图形。

再有，扫描计划装置25制成用以比较不使用·使用扫描线量最佳化功能的各情况下的模拟图像及画质指标值的曲线等，经由系统控制装置19在显示装置5上进行比较显示。

<准备操作的处理流程>

图5是与准备操作有关的程序块图。与准备操作有关的程序由输入部24a、扫描图数据读入部24b、模型生成部24c、最佳化部24d、图像生成部24e、显示部24f及比较信息生成部24g构成。各程序的详细后述。

图6表示在X射线CT装置50的扫描前的准备操作的一系列动作的流程图。扫描计划装置25在准备动作的流程中，从存储装置24中读出与准备操作有关的上述程序并执行。

还有，作为画质指标值有图像SD值、对比度-噪声比(CNR)、规定CNR下的可识别径(可识别的异常阴影的半径)、信号-噪声比(SNR)等，不过以下以图像SD值为例进行说明。

(步骤S100)

在步骤S100的扫描图摄影中，进行被检体17的扫描图摄影，生成扫描图图像(S100)。生成的扫描图图像被储存在存储装置24中。

利用扫描图摄影生成被检体17的扫描图图像的顺序和通过扫描再构成断层像的顺序基本相同。扫描图投影数据通过不使旋转盘13旋转而对被检体17从一定方向、例如背面方向照射X射线，利用检测器11获取X射线投影数据(检测数据)从而获得。

通过该扫描图摄影获得的X射线投影数据(扫描图投影数据)，从检测器11经由系统控制装置19向图像再构成装置23传送，在图像再构成装置23中生成扫描图图像。

此时获得的扫描图图像是从正面方向看利用从一定方向、例如背面向正面透过的X射线形成的像。

该扫描图图像，被利用于扫描时被检体17的分层位置(再构成断层像的位置)的设定。另外，扫描图投影数据不仅被用于扫描图图像的生成，而且本发明中还被特别利用于扫描中照射X射线量(扫描线量)调制图形的确定、还有不使用·使用扫描线量最佳化功能中图像(比较用的模拟图像)的生成和表示画质指标值变化的曲线等的制成。还有，分层位置以上述的z位置表示。

(步骤S110～步骤S130)

步骤S110～步骤S130中，操作者参照扫描图图像从操作装置6输入作为扫描条件的顶板移动间距(S110)、扫描开始位置(S120)及扫描结束位置(S130)。利用这些输入数据，由扫描计划装置25确定被检体17的断层像的体轴方向摄影范围、z位置(分层位置)和X射线管8的相位角(旋转盘13的相位角)β。在此，扫描开始位置、扫描结束位置分别意味着一系列的扫描中所获得的最初断层像的z位置、最后断层像的z位置。

(步骤S140)

步骤S140中，操作者从操作装置6输入作为摄影条件的管电压设定值、扫描时间、X射线准直条件、再构成过滤函数的种类、视野大小等(S140)。

(步骤S150)

步骤S150中，操作者经由操作装置6针对画质指标值进行输入作为画质目标的期望值(表示期望的画质)的操作(S150)。输入部24a接受向扫描计划装置25输入期望值。

(步骤S160)

步骤S160的扫描图投影数据解析中，扫描图数据读入部24b从存储装置24读出扫描图投影数据，扫描计划装置25对扫描图投影数据进行解析(S160)。

(步骤S170)

步骤S170的被检体三维模型生成中，模型生成部24c根据存储装置24的标准人体模型数据，生成被检体三维模型(S170)。

被检体三维模型是将对应于z位置的被检体17的各截面以标准人体模型的与该部位相似的截面(被检体截面模型)进行近似而形成的。关于将被检体17的截面经由从标准人体模型的相似转换进行近似的方法，有已知的方法(特开2002-263097号公报等)。模型生成部24c，从扫描图数据生成体轴方向的被检体截面模型，从而生成被检体三维模型。

(步骤S180)

步骤S180中，最佳化部24d算出z位置、X射线管8的每相位角β的X射线衰减指数T(S180)。

在此，所谓X射线衰减指数T是指沿着通过被检体三维模型(z、β)上的椭圆截面中心的X射线透过路径的X射线吸收系数分布的积分值。X射线衰减指数T能够由S170中生成的被检体三维模型求出，因此，扫描计划装置25从存储装置24调出被检体三维模型进行运算。与该X射线衰减指数T有关的运算结果表示为T＝T(z，β)。

(步骤S190)

步骤S190中，最佳化部24d根据扫描开始位置、扫描结束位置、顶板移动间距、扫描时间，将X射线衰减指数T的函数从T＝T(z，β)转换为时间t的函数T＝T(t)(S190)。

(步骤S200)

步骤S200中，最佳化部24d算出用扫描时间t的函数表示的管电流调制图形I(t)(S200)。

在此，以用来再构成z位置(分层位置)的断层像Img(z)的视图数为M，方便起见将视图编号m设定为m＝0～M-1。以每1次旋转的视图数为N时，使用视图数M不一定等于每1次旋转的视图数N。

在此，所述X射线衰减指数T也能够作为使用的视图编号的函数T(m)来表示。当以视图编号m＝0～M-1中X射线衰减指数T的最大值为Tmax(0:M-1)，假定此时对应基准管电流值i_ref时，相对于视图编号m的管电流值i_v(m)如下式。

[数1]

i_v(m)＝i_ref*exp(T(m)-Tmax(0:M-1))

另一方面，扫描仪旋转1次的时间trot等于基准时间trot_ref，其间X射线衰减指数T为一定值，以xv作为管电压、以基准管电流值i_ref作为管电流值i，对1次旋转中的视图数N_ref附以均等的加权，利用再构成过滤函数g，以基准图像厚thk_ref作为图像厚thk进行再构成时的图像噪声分散值V作为X射线衰减指数T的函数如下式表示。

[数2]

V(T，i_ref，trot_ref，thk_ref)＝c(xv，g，i_ref，trot_ref，thk_ref)*exp(a(xv)*T)

其中，

a(xv)为依赖于管电压xv的常数，

c (xv, g, i, trot, thk) = \frac{b (xv, g) * i_ref * trot_ref * thk_ref}{i * trot * thk}

b(xv，g)为依赖于管电压xv和再构成过滤函数g的常数，

a(xv)、b(xv，g)被预存于存储装置24中。

采用由所述数1表示的管电流值i_v(m)时的图像噪声分散预测值V^*如下式表示。

[数3]。。

V^{*} = N * Σ_{m = 0}^{M - 1} {(w (m) / Σ_{m = 0}^{M - 1} w (m))}^{2} * V (T (m), i_{v} (m), trot, thk)

在此，数3的w(m)是相对于各视图m适用的视图方向权重。视图方向权。重被用于再构成中使用的视图数M与每旋转1次的视图数N不同的情况和修正由于被检体动作带来的人为因素的情况(G.Wang等「Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula」Journal ofScanning Microscopies Vol.16，216-220(1994)、特开平08-280664号公报)。

还有，使用视图数M与每1次旋转的视图数N相等的情况，根据

[数4]

w(m)＝1(m＝0～N-1)

也能够进行所谓的全屏扫描再构成。

在此，根据由操作者输入的图像SD值的期望值SD_tgt确定的期望图像噪声分散值V_tgt(SD_tgt的二次方值)和数3的图像噪声分散预测值V^*，实际应适用的管电流值i_a(m)如下式所确定。

[数5]

i_{a} (m) = i_{v} (m) * \frac{V^{*}}{V_{tgt}}

如以上，能够确定用以在各z位置(分层位置)的断层像中实现操作者输入的图像SD值的期望值的管电流调制图形。若以该管电流调制图形为I，则I能够表示为扫描开始后的经过时间t的函数I(t)。

即，本步骤中，最佳化部24d根据被检体截面模型，设定使从X射线管8照射的X射线量按照每个视图变化的照射量标准调制曲线(i_v(m))，根据照射与其所设定的照射量标准调制曲线(i_v(m))对应的X射线量时的标准图像噪声分散值V^*和由图像SD值的期望值SD_tgt确定的期望图像噪声分散值V_tgt的比，修正照射量标准调制曲线(i_v(m))，从而确定表示用以达到所述期望值的最佳化的照射X射线量的照射量调制曲线(i_a(m))，根据其照射量调制曲线(i_a(m))调制照射X射线量。

如此确定的管电流调制图形I＝I(t)被保存在存储装置24中，扫描时对应于被检体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调出，经由X射线管控制装置7控制扫描中的管电流。

(步骤S210～S230)

接下来，关于步骤S210～S230中用于画质比较的模拟图像的生成和显示进行说明。图7是表示模拟图像的生成顺序的图。作为模拟图像，除以MPR图像以外，还可以是三维显示图像和横截面图像。在此，作为模拟图像采用MPR图像(Multi Planer Reconstruction图像)。

步骤S210中，图像生成部24e从存储装置24读出标准人体扫描图图像26和被检体17的扫描图图像27。并且，图像生成部24e求出用以将标准人体扫描图图像26转换成与被检体17的扫描图图像27同等大小的放大率M(S210)。

图7(a)表示放大率M的算出顺序。放大率M利用两图像中对应部位的形状等求出。例如，若以肋骨的上端到下端的长度作为对应部位，采用标准人体扫描图图像26的对应部位A和被检体17的扫描图图像27的对应部位B，则放大率M作为M＝B/A求出。

步骤S220中，图像生成部24e对基于图7(b)所示的标准人体模型的标准人体MPR图像28乘以放大率M，从而制成作为被检体17的模拟图像的无噪声的被检体模拟MPR图像29(S220)。

在此，标准人体模型表示标准人体的CT值分布(标准X射线投影数据)，因此，标准人体模型的适当的截面图即可利用为标准人体MPR图像28。还有，由于标准人体模型中不存在噪声，因此，标准人体MPR图像28和无噪声的被检体模拟MPR图像29中也不存在图像噪声。以下，将标准人体MPR图像28、无噪声的被检体模拟MPR图像29分别叫做MPR图像28、MPR图像29。

步骤S230中，扫描计划装置25(图像生成部24e)算出在不使用·使用扫描线量最佳化各情况下预测的图像噪声(预测噪声)，与MPR图像29相加从而生成模拟图像(MPR图像)。

还有，在此所说的不使用扫描线量最佳化的情况是全部视图中按照操作者设定的X射线管电流值或标准的X射线管电流值进行旋转摄影。即是指不按照每个视图进行调制，在摄影范围的全部z位置，按照一定管电流值以任意视图中均相同的照射X射线量环绕被检体进行摄影的情况。

图7(c)是表示由图像生成部24e生成的MPR图像30、31的图。图中，以点表示图像噪声。图像生成部24e生成以下2种模拟图像(MPR图像)。一个是不使用扫描线量最佳化功能时假设的图像，是有噪声被检体模拟MPR图像30(假设是在不执行基于照射量调制曲线的照射X射线量的调制、进行旋转摄影时所获得的不使用最佳化假设图像)。另一个是假设使用扫描线量最佳化功能时获得的图像，是有噪声被检体模拟MPR图像31(假设是在执行基于照射量调制曲线的照射X射线量调制、进行旋转摄影时所获得的使用最佳化假设图像)。

MPR图像31的部位31a相比MPR图像30的部位30a噪声增加，使用扫描线量最佳化功能的情况也有时局部噪声增加。可是，作为图像整体噪声的均匀性提高。即，基于扫描线量最佳化功能而使画质的均匀性提高。

图8是表示将MPR图像30、31及画质指标值比较曲线32并排放置进行显示的画面显示例的图。显示部24f在显示装置6的同一画面上可比较地显示(画质比较显示)MPR图像30和31。

还有，图像生成部24e也可以制成画质指标值比较曲线32，表示假设是在不使用·使用扫描线量最佳化的各情况下所获得的画质指标值(图像SD值)、即对应于X射线量标准调制曲线的画质指标值和对应于最佳化了的照射量调制曲线的画质指标值的沿z位置的变动。画质指标值比较曲线32的横轴表示图像SD值，纵轴表示z位置。图8的画质指标值比较曲线32中，虚线(不使用扫描线量最佳化)表示不使用扫描线量最佳化功能时的图像SD值的变动，实线(使用扫描线量最佳化)表示使用扫描线量最佳化功能时的图像SD值的变动。

利用画质指标值比较曲线32能够定量地把握图像SD值的变动，能够容易地比较不使用·使用扫描线量最佳化功能时的画质。

显示装置5既可以将MPR图像30、31和画质指标值比较曲线32并排放置在画面上进行显示，也可以只显示画质指标值比较曲线32(S230)。

(步骤S240)

步骤S240的画质判断中，操作者看着步骤S230中被检体的画质比较显示(扫描线量最佳化功能的不使用·使用、即MPR图像30·31)，判断扫描线量最佳化的效果是否适当(S240)。

当操作者判断画质适当时结束扫描准备操作，开始扫描，当判断画质不适当时返回步骤S150，再输入期望的画质指标值。

根据本实施方式，在X射线CT扫描前，输入画质指标值的期望值，确定与其适应的照射X射线量调制图形，再比较不使用·使用扫描线量最佳化各情况下的预测画质，从而可事先假设适当的画质，执行用以实现它的最佳扫描。

如以上所说明，本发明的X射线CT装置50中，扫描计划装置25能够由被检体17的扫描图投影数据生成被检体17的三维模型。另外，扫描计划装置25由被检体17的三维模型预测与被检体的摄影部位对应的图像噪声，根据预测的图像噪声和操作者输入的画质指标值的期望值的比较能够自动设定照射X射线量(扫描线量)的调制图形(扫描线量最佳化)。再有，扫描计划装置25能够预测不使用·使用扫描线量最佳化功能各情况下的画质，能够将反映各情况的画质的模拟图像在显示装置5中进行比较显示。

从而，能够在实际扫描前具体且容易把握扫描线量最佳化功能给画质带来的效果，能够容易地进行用以获得适当画质的被检体图像的X射线CT检查。

还有，图像生成部24d也可以生成表示假设是在不使用·使用扫描线量最佳化各情况下所获得的画质指标值(图像SD值)的表，显示部24f也可以显示表。

另外，上述中，为了使扫描线量最佳化而调制了管电流，不过，也可以调制管电压。

<第二实施方式>

本实施方式中，是在第一实施方式的步骤S145中特别指定着眼部位，利用比较信息生成部24g进行与着眼部位有关的画质比较。图9是表示本实施方式的准备操作的处理流程的流程图。还有，与图5相同的工序用相同的步骤编号表示。

(步骤S100～步骤S140)

步骤S100～步骤S140中，与第一实施方式同样，进行扫描图摄影(S100)，输入扫描条件(S110～S140)。

(步骤S145)

步骤S145中，操作者经由操作装置6在被检体17的扫描图图像27上指定着眼部位(S145)。

(步骤S150～S220)

步骤S150～S220中，与第一实施方式同样，操作者针对画质指标值(画质SD值)输入期望值(S150)。再有，解析扫描图数据(S160)，生成被检体三维模型(S170)，算出X射线衰减指数T和管电流调制图形(S180、S190、S200)，生成被检体的模拟图像(MPR图像等)(S210、S220)。

(步骤S230)

步骤S230中，比较信息生成部24g生成用以比较使用最佳化假设图像(MPR图像31)的着眼部位信息和不使用最佳化假设图像(MPR图像30)的着眼部位信息的比较信息。另外，显示部24f显示与不使用·使用扫描线量最佳化功能时分别假设的画质有关的信息(比较信息)(S230)。再有，与模拟图像(MPR图像30、31)的着眼部位相当的位置反映在本步骤的显示中。

比较信息生成部24g作为比较信息也可以生成表示使用最佳化假设图像(MPR图像31)、不使用最佳化假设图像(MPR图像30)的着眼部位位置的信息和表示着眼部位的画质指标值的画质指标值比较曲线32等。

图10表示在画质比较显示中对照着眼部位进行显示的画面显示例。在MPR图像30、31及画质指标值比较曲线32上表示显示相当于着眼部位的位置的显示框33。图10中将MPR图像30、31及画质指标值比较曲线32并排放置进行显示。

另外，当着眼部位的范围窄时，具体的画质指标值(图像SD值)的数值比较也有效。图像生成部24e也可以生成数值比较表，其所记载的数值信息表示使用最佳化假设图像(MPR图像31)和不使用最佳化假设图像(MPR图像30)的着眼部位的画质指标值(图像SD值)。

图11表示基于显示装置5的数值比较表34的画面显示例。图11的数值比较表34中，关于不使用·使用扫描线量最佳化功能的情况，分别显示了着眼部位的管电流的大小(管电流)、CTDI(CT被曝线量指标、Computed tomography dose index)图像SD值的预测值(图像SD预测值)。从而能够定量地把握画质。

(步骤S240)

步骤S240中，与第一实施方式同样，操作者判断扫描线量最佳化的效果是否适当。

根据本实施方式，能够具体且容易地把握着眼部位的不使用·使用扫描线量最佳化功能时的效果。

还有，上述中，是在扫描图图像上进行着眼部位的指定，不过，也可以在MPR图像30、31任意一个图像上进行。另外，在任意一个图像上指定的着眼部位的位置在另一个图像上反映，在另一个图像上也可以进行表示相当于着眼部位的位置的显示。另外，作为图像上指示相当于着眼部位的位置的标记，除了显示框33以外，也可以使用箭头。

另外，上述实施方式中，关于门(gantry)型X射线CT装置进行了说明，不过，也可以是C臂型X射线CT装置。

Claims

1.一种X射线CT装置，其特征在于，包括：

X射线源，其具备照射X射线的X射线管和控制所述X射线管的X射线管控制装置；

X射线检测器，其夹着被检体与所述X射线源对置配置，检测所述X射线并输出X射线投影数据；

旋转装置，其搭载有所述X射线源及所述X射线检测器并能够旋转；

图像处理装置，其根据所述X射线投影数据再构成断层像；

输入装置，其针对由所述图像处理装置获得的断层像，输入表示期望的画质指标的画质指标值；

模型生成装置，其根据所述被检体的扫描图数据生成所述被检体的体轴方向的被检体截面模型；

最佳化装置，其根据所述被检体截面模型及所述画质指标值，设定表示期望的最佳照射X射线量的照射量调制曲线，根据该设定的照射量调制曲线调制照射X射线量；

画质预测装置，其对假设是在执行基于所述照射量调制曲线的照射X射线量的调制而进行旋转摄影时所获得的使用最佳化假设图像的画质、和假设是在不执行基于所述照射量调制曲线的照射X射线量的调制而进行旋转摄影时所获得的不使用最佳化假设图像的画质进行预测；

显示装置，其显示所述画质预测装置的画质预测结果。

2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述画质预测装置是生成所述使用最佳化假设图像和所述不使用最佳化假设图像的图像生成装置，

所述显示装置显示的画质预测结果是所述使用最佳化假设图像和所述不使用最佳化假设图像。

3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，还包括：

指定装置，其在所述使用最佳化假设图像、所述不使用最佳化假设图像、或基于所述扫描图数据的扫描图图像的任意一个中指定所述被检体的着眼部位；

比较信息生成装置，其生成用以比较所述使用最佳化假设图像中的所述着眼部位的信息和所述不使用最佳化假设图像中的所述着眼部位的信息的比较信息，

所述显示装置还显示所述比较信息。

4.根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述比较信息生成装置，作为所述比较信息生成表示所述使用最佳化假设图像及所述不使用最佳化假设图像中的所述着眼部位的位置的信息、表示所述使用最佳化假设图像及所述不使用最佳化假设图像中的所述着眼部位的画质指标值的曲线、表示所述使用最佳化假设图像及所述不使用最佳化假设图像中的所述着眼部位的画质指标值的数值信息的至少一个。

5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述画质预测装置具备生成所述使用最佳化假设图像和所述不使用最佳化假设图像的画质指标值的画质指标值生成装置，

所述显示装置显示的画质预测结果是所述生成的画质指标值。

6.根据权利要求5所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述画质预测装置还具备根据画质指标值生成装置生成的所述画质指标值生成画质指标值比较曲线的画质指标值比较曲线装置，

所述显示装置显示所述画质指标值比较曲线。

7.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述显示装置显示所述画质指标值比较曲线和基于所述扫描图数据的扫描图图像。

8.根据权利要求5所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述画质指标值生成装置算出的画质指标值是图像噪声的标准偏差值、对比度-噪声比、信号-噪声比中的任意一个。