JP2005143759A

JP2005143759A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2005143759A
Application number: JP2003384314A
Authority: JP
Inventors: Koichi Hirokawa; 浩一廣川; Yasushi Miyazaki; 宮崎　　靖
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-11-13
Filing date: 2003-11-13
Publication date: 2005-06-09
Anticipated expiration: 2023-11-13
Also published as: JP4429694B2

Abstract

【課題】被検体の本スキャンに先立って１方向のみのスキャノグラム画像を撮影しそれを用いて、画質と被曝線量の観点から適正な撮影条件でのＸ線ＣＴ検査を容易に行うことのできるＸ線ＣＴ装置を実現する。
【解決手段】このＸ線ＣＴ装置は、基準となる人体CT値モデルとそれに対応する被曝線量、画像ノイズ等のデータをデータベースファイルとして格納し、撮影した被検体のスキャノグラム画像データから算出推定した被検体CT値モデルと格納されている基準CT値モデルとを比較することにより、画質と被曝線量の観点から適正と思われる撮影条件を算出する機能を備える。また操作者がその算出結果を評価して、目的にかなう撮影条件を再入力することのできる機能を備える。
【選択図】図５

Description

本発明は、ファンビーム（扇形ビーム）もしくはコーンビーム（円錐形または角錐形ビーム）のＸ線を被検体に照射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器により計測し、多方向からの計測データを逆投影することにより被検体の断層像を得るシングルスライスもしくはマルチスライスＸ線ＣＴ装置にし、特に被検体のスキャノグラム画像から推定した被検体ＣＴ値を求める技術に関する。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置においては、図３に示すように被検体１７にコーンビーム、すなわち角錐形のX線ビームをX線管８から照射し、検出素子１８を二次元方向（チャネル方向と列方向）に配列した検出器１１によって被検体透過後のX線を計測して被検体１７の投影データを得る。

またシングルスライスＸ線ＣＴ装置においては、検出素子を１列すなわち一次元方向（チャネル方向）に配列した検出器１１を用い、被検体１７にファンビームすなわち扇形のX線ビームをX線管８から照射し、被検体透過後のX線を計測して被検体の投影データを得る。

いずれにおいても、対向するX線管８と検出器１１を被検体１７の周囲に回転させて多方向からの投影データを獲得し、ぼけ補正のための再構成フィルター処理を行った上で逆投影して被検体１７の断層像を再構成する。

投影データは離散的なX線管位置（以下、「ビュー」と呼ぶ）において獲得され、得られた投影データを「該当ビューにおける投影データ」と呼ぶ。１回転あたりのビュー数は通常、数百から数千に及ぶ。1枚の断層像を再構成するために必要なビュー数の投影データを獲得する動作を「スキャン」と呼ぶ。また、1ビュー分の投影データは、検出器１１のチャネル数X列数分のデータからなる。（シングルスライスＸ線ＣＴ装置は前述のとおり列数＝1の場合として考えられる。）

ここで、従来のＸ線ＣＴ装置では、一連のスキャンを行う間は同一のX線条件（X線管電圧（以下、管電圧と称する）やX線管電流（以下、管電流と称する））を用いるようにしている。

従って、例えば、断層面が円でない被検体をスキャンする場合、X線源の回転角度位置によって、被検体におけるX線の透過長が大きく変化するため、同一断層面内で透過するX線量の過不足が発生する問題点が有った。

また、肺等のような低密度の臓器と肝臓等のような高密度の臓器とではX線の吸収計数が大きく異なるため、胸部から上腹部へ連続的にスキャンを行う場合，肺に適するようなX線量を設定すると、肝臓ではX線量が不足して断層像の画像ノイズが大きくなって診断にとって好ましくない。一方、肝臓に適するようなX線量を設定すると、肺ではX線量が過剰となり被曝の面で好ましくない、という事態が生じていた。

これらの問題点を解決する方法として、例えば、特開2002-263097で開示された管電流を制御する方法が提案されている。

しかしながら、特開2002-263097が開示している1方向のスキャノグラムのみを用いて被検体の3次元的 X線透過長モデルを作成し、このモデルから被検体の部位に応じた管電流変化パターンを決定しておく方法では、実際にその撮影条件を適用した場合の画像ノイズの推定を行わないため、画質的に適正もしくは許容できる条件であるかを操作者が判断できない、という問題があった。
特開2002-263097号公報

前述のとおり、従来の技術では断層像の画質と被曝線量とのバランスを適正化するには不十分であった。

本発明の目的は、断層像の画質と被曝線量とのバランスを適正化する推奨撮影条件を操作者に提供し、操作者がその推奨撮影条件を考慮に入れて撮影条件を再設定し得るＸ線ＣＴ装置を提供することである。

上記の目的を達成するため、本発明のＸ線ＣＴ装置は以下のように構成される。

すなわち、本発明の第１の特徴によれば、Ｘ線管から照射され被検体を透過したＸ線をＸ線検出器により計測し、多方向からの計測データを逆投影することにより被検体の断層像を得るマルチスキャンあるいはシングルスキャンＸ線ＣＴ装置であって、上記Ｘ線ＣＴ装置は
それぞれ推定画像ノイズ、推定被曝線量、人体の部位やスキャナ回転位相に対応する推奨X線管電流変化パターンおよび推奨X線管電圧の与えられた複数の人体の3次元的CT値分布基準モデルのデータベースを格納している記憶装置；
本スキャンに先立ち被検体の一方向から被検体の体軸に沿って撮影したスキャノグラム画像データを解析し、被検体の3次元的CT値分布モデルを生成する手段；
操作者により入力されるX線条件を含む撮影条件、生成された被検体の3次元的CT値分布モデル、複数の人体の3次元的CT値分布基準モデルに基づいて所定の演算を行い、被検体のスキャノグラム画像に対応する推奨X線管電流変化パターン、推奨X線管電圧、推定被曝線量および推定画像ノイズを算出表示する手段；および
算出表示された上記推定被曝線量および推定画像ノイズが評価され、操作者により上記推奨X線管電流変化パターンの編集あるいは最大Ｘ線管電流の再設定およびX線管電圧の再設定を含むX線条件が再入力された時、被検体のスキャノグラム画像に対応する上記算出表示された推奨X線管電流変化パターン、推奨X線管電圧、推定被曝線量および推定画像ノイズを修正表示する手段、を有する。

このように構成することによって、画質と被曝線量のバランスが適正なＸ線ＣＴ検査が実現できる。

また、本発明の第２の特徴によれば、上記Ｘ線ＣＴ装置はさらに、撮影条件の1つとして画像ノイズ上限値を入力することができ、画像ノイズ上限値が入力されると、先に算出表示された被検体のスキャノグラム画像に対応する推定画像ノイズと比較し、最大Ｘ線管電流推奨値を算出表示する手段をさらに有する。

このように構成することによって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保するために操作者が予め画像ノイズ上限値を入力することができ、同じく操作者が先に入力した撮影条件から前記算出表示手段により推定された画像ノイズとの比較により、前記算出表示手段が上記入力された画像ノイズ上限値を満足すると判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ適正なＸ線ＣＴ検査が容易となる。

また、本発明の第３の特徴によれば、上記Ｘ線ＣＴ装置はさらに、撮影条件の1つとして被曝線量上限値を入力することができ、被曝線量上限値が入力されると、先に算出表示された被検体のスキャノグラム画像に対応する推定被曝線量と比較し、最大Ｘ線管電流推奨値を算出表示する手段をさらに有する。

このように構成することによって、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量に抑制するために操作者が予め被曝線量上限値を入力することができ、同じく操作者が先に入力した撮影条件から前記算出表示手段により推定された被曝線量との比較により、前記算出表示手段が上記入力された被曝線量上限値を満足すると判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ適正なＸ線ＣＴ検査が容易となる。

また、本発明の第４の特徴によれば、上記Ｘ線ＣＴ装置はさらに、撮影条件の１つとして画像ノイズ上限値および被曝線量上限値のいづれか一方の入力を許す手段、および
入力された画像ノイズ上限値あるいは被曝線量上限値と先に算出表示された被検体のスキャノグラム画像に対応する推定画像ノイズあるいは推定被曝線量と比較し、最大Ｘ線管電流推奨値を算出表示する手段をさらに有する。

このように構成することによって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保する機能をあるいは、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量に抑制する機能のいづれか一方を選択することができ、画質優先もしくは被曝線量抑制優先という目的に応じた適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易となる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、本発明は以下に示す実施形態に限定されるものではない。図1に本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体概観図、図２にその全体構成図を示す。

図１に示すように、本Ｘ線ＣＴ装置はスキャナ１、患者テーブル２、操作卓３、患者テーブル２の天板４、表示装置５および操作装置６を備えてている。スキャナ１は図２(ａ）に示すようにＸ線が適用されるＸ線ＣＴ装置制御装置７によって制御されるX線管８を有する。X線管８から放射されたX線は、コリメータ制御装置９によって制御されるコリメータ１０により例えば、角錐形のX線ビームすなわちコーンビームX線とされ、被検体１７に照射される。被検体１７を透過したX線は検出器１１に入射する。

検出器１１は、図３に示すようにチャネル方向と列方向に二次元的に配列された複数のX線検出素子１８を有する。検出器１１の構成については後にあらためて説明する。検出器１１にはデータ収集装置１２が接続されている。データ収集装置１２は検出器１１の個々のX線検出素子１８の検出データを収集する。

以上の、X線管制御装置７からデータ収集装置１２までの構成要素が、スキャナ１の回転板１３に搭載されている。回転板１３は、回転制御装置１４によって制御される回転板駆動装置１５から駆動力伝達系１６を通じて伝達される駆動力によって回転される。

図２(ｂ)に示す患者テーブル２は、患者テーブル制御装置２０によって患者テーブル上下動装置２１を制御して適切なテーブル高さにするとともに、患者テーブル制御装置２０によって天板駆動装置２２を制御して天板４を前後動させて、被検体１７をスキャナ１のX線照射空間に搬入および搬出するように構成されている。被検体１７とX線照射空間との関係については後にあらためて説明する。

図２(ｃ)に示す操作卓３はシステム制御装置１９を有する。システム制御装置１９には、スキャナ１と患者テーブル２が接続されている。

より詳細にはスキャナ１内のX線管制御装置７、コリメータ制御装置９、データ収集装置１２、および回転制御装置１４がシステム制御装置１９によって制御される。また患者テーブル２内の患者テーブル制御装置２０がシステム制御装置１９によって制御される。

スキャナ１内のデータ収集装置１２で収集されたデータはシステム制御装置１９の制御によって画像再構成装置２３に入力される。

画像再構成装置２３は、データ収集装置１２が収集した複数ビューの投影データを用いて画像再構成を行う。

画像再構成装置２３において再構成された画像や、各種データ、およびＸ線ＣＴ装置の機能を実現するためのプログラム等は、システム制御装置１９に接続されている記憶装置２４に格納される。

システム制御装置１９にはまた、表示装置５と操作装置６がそれぞれ接続されている。表示装置５は、画像再構成装置２３から出力される再構成画像やシステム制御装置１９が取り扱う種々の情報を表示する。操作装置６は、使用者によって操作され、各種の指示や情報等をシステム制御装置１９に入力する。使用者は、表示装置５および操作装置６を使用して対話的に本Ｘ線ＣＴ装置を操作する。

先に言及した図３は検出器１１の一例の模式的構成およびX線照射との関係を示す。同図に示すように、検出器１１は、複数のX線検出素子１８をチャネル方向と列方向に二次元的に配列して構成されている。

複数のX線検出素子１８は、全体として、円筒面状もしくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲したX線入射面を形成する。ｉ，ｋを各々チャネル番号、列番号とすると、例えばｉ＝1〜1000、ｋ＝1〜1000である。X線検出素子１８は、例えば、シンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成される。

図３において、検出器１１におけるチャネルの配列方向に一致する、コーンビームＸ線のチャネル方向広がりの角度、すなわち、いわゆるファン角度はαである。また検出器１１における列の配列方向に一致する、コーンビームＸ線の列方向広がりの角度、すなわち、いわゆるコーン角度はγである。

このようなコーンビームＸ線に対し、例えば、図４に示すように、患者テーブル２の天板４に載せられた被検体１７がスキャナ１の開口部に搬入されることにより、被検体１７にＸ線が照射される。

コーンビームＸ線を照射された被検体１７の像は検出器１１に投影される。検出器１１によって、被検体１７を透過したX線が検出される。被検体１７に照射されるコーンビームＸ線のコーン角度γは、コリメータ１０の開口幅により調節される。

X線管８、コリメータ１０、検出器１１およびデータ収集装置１２は、それらの相互位置関係を保ったまま被検体１７の体軸に概略平行な回転軸周りを回転（スキャン）する。

本発明によるＸ線ＣＴ装置では、被検体の断層画像を取得する本スキャンの前に、撮影条件を設定するために種々の準備操作を行う。この準備操作としては、被検体の撮影位置を設定するためのスキャノグラム画像の撮影、そのスキャノグラム画像データの解析、それに基づく撮影条件としての最適な管電流の変化パターンの決定などが、システム制御装置１９の制御下で行われる。

これらの準備操作に関与する主な構成要素としては、図２(ａ)、（ｃ）中の、システム制御装置１９と、操作装置６と、表示装置５と、X線管８と、検出器１１などである。

この準備操作において、先ず操作装置６は主としてX線管電圧、X線管電流設定値（最大値）、などのＸ線条件をシステムに入力する。

X線管８と、検出器１１は回転板１３を回転させずに、テーブル２と回転板１３を被検体１７の体軸に沿って相対移動させて、スキャノグラム画像の撮影を行い、画像データを記憶装置２４に保存する。

システム制御装置１９はスキャノグラム画像データを解析し、被検体のCT値分布を、体軸方向のスライス位置毎及びスキャナの回転角度毎に算出可能な、３次元形状データとしてモデル化し、このモデル（以下、被検体の3次元的CT値分布モデルという）のデータを記憶装置２４に保存する。

システム制御装置１９は操作装置６から入力された管電圧、管電流設定値、Ｘ線コリメーション条件、被検体の3次元的CT値分布モデルのデータを基にして、次の各項目の値を算出し、表示装置５に表示する。

項目（1）スキャン中に被検体の撮影部位の透過Ｘ線量の変化に応じて経時的に変化する一連の管電流値すなわち、管電流の変化パターン。これは主として入力された管電流設定値と被検体3次元的CT値分布モデルから決定する。決定された管電流変化パターンは記憶装置２４に保存され、本スキャン時に被検体の撮影部位に応じて順次呼び出されて、X線管８の管電流を変化させる。

項目（2）推定被曝線量。これについては３次元的CT値分布基準モデルでの実測値もしくは理論計算値をデータベースとして記憶装置２４に格納しておき、それらと被検体のモデル、推奨Ｘ線条件を比較して推定する。推定被曝線量は表示装置５に表示されることにより操作者に評価され、操作者は必要に応じて操作装置６を再操作してＸ線条件の変更を行うことができる。なお、被曝線量の問題に関しては散乱線の影響が無視できないため、３次元的CT値分布基準モデルでの被曝線量を理論計算によって求める場合は、直接線と散乱線の双方の影響を考慮した計算が必要である。

項目（３）推定画像ノイズ。これについても３次元的CT値分布基準モデルでの実測値もしくは理論計算値をデータベースとして記憶装置２４に格納しておき、それらと被検体のモデル、推奨Ｘ線条件を比較して推定する。推定画像ノイズは表示装置５に表示されることにより操作者に評価され、操作者は必要に応じて操作装置６を再操作してＸ線条件の変更を行うことができる。

項目（４）被検体のモデルに対する推奨X線管電圧。たとえば、被検体モデルが通常の成人に相当する場合は管電圧として一般的な値（たとえば120kV）を推奨するが、小児に相当する場合、X線管電圧として一般的な値よりも低い値（たとえば80kVや100kV）を推奨する。また被検体モデルが一般的な成人にくらべて十分大きい場合にはX線管電圧として一般的な値よりも高い値（たとえば130kVや140kV）を推奨する。

上記各項目の値を算出する機能を持つシステム制御装置１９は、本発明の実施の形態における重要な構成要素である。

図５に、本発明の実施例によるＸ線ＣＴ装置による本スキャンに先立つ準備操作の一連の動作のフロー図を示す。
図５において、先ずステップ100のスキャノグラム撮影の工程では、被検体１７のスキャノグラム画像を撮影する。被検体１７のスキャノグラム画像を撮影する手順と本スキャンにおいて断層画像を撮影する手順とは基本的には同じである。本ステップ100ではスキャノグラム画像データは、回転板１３を回転させずに被検体１７に対して一定方向、たとえば背面方向からX線を照射して、検出器１１によって検出データを取り込むことによって得られる。

このとき得られるスキャノグラム画像は一定方向、たとえば背面から正面へ透過するX線による像を正面方向から見たものである。このスキャノグラム画像データは、検出器１１からシステム制御装置１９に送られる。このスキャノグラム画像データは、本スキャン時の被検体１７の撮影位置設定のために利用される他、本発明では特に管電流制御のための管電流変化パターン決定および本スキャンにおける管電圧の設定のために利用される。

ステップ110からステップ130の工程では、操作者がスキャノグラム画像を参照して操作装置６から撮影条件としての天板移動ピッチ、スキャン開始位置、スキャン終了位置、を入力する。これら入力のデータにより、被検体１７のCT撮影範囲とスライス位置ｚとX線管８の位相角（回転板13の位相角）βが決定される。

ステップ140からステップ150の工程では、操作者が操作装置６からＸ線条件としての管電圧設定値、最大線管電流設定値を入力する。

次にステップ160のスキャノグラム画像データ解析の工程及びステップ170の被検体ＣＴ値モデル生成の工程では、スキャノグラム画像データがシステム制御装置１９によて解析され、被検体１７の３次元的CT値分布モデル（以下「被検体CT値モデル」と呼ぶ）が生成される。この被検体CT値モデルは、被検体１７をＣＴ撮影する本スキャンの場合の、被検体１７の位置とCT値分布との関係を示すモデルである。被検体１７の３次元的CT値分布モデルの作成方法については先に言及した特開2002-263097にも同様な方法が開示されているが、本発明においては基準とすべき人体ＣＴ値分布モデルを複数用意しておくことにより、被検体１７の３次元的CT値分布モデルを生成するための近似計算の精度を高めている。ただし、基準モデルの選択の余地がないことによる近似精度の若干の低下を別にすれば、基準とすべき人体ＣＴ値分布モデルが単数であっても本発明は実施可能であることは言うまでもない。

以下、被検体CT値モデルの作成方法の一例について説明する。被検体１７のスキャノグラム画像データがが得られ、これに基づいてスキャンの範囲と断層像の位置を指定すると、各断層像位置における被検体１７のＣＴ値分布モデルを推定することができる。本発明によるＸ線ＣＴ装置では、予め基準とすべき複数の人体ＣＴ値分布モデル（以下「基準人体CT値モデル」と呼ぶ）のデータを取得して記憶装置２４にデータベースファイルとして格納しておき、この基準人体CT値モデルデータをステップ100で取得した被検体１７のスキャノグラム画像データに基づいて補正することにより、被検体ＣＴ値モデルを作成する。上記の基準人体CT値モデルデータとしては、例えば、標準的な人体ファントムなどをＸ線ＣＴ撮影した断層画像から得られる3次元的CT値分布データとその相似変換データが用いられる。断層画像はＣＴ値の分布を表し、ある実効エネルギー（たとえば管電圧120kVの場合、通常60keV〜70keV）のX線に対するX線吸収係数の分布を表しているので、この断層画像を３次元に再構成した3次元的CT値分布データはX線吸収係数の３次元的な空間分布のデータであり、被検体に照射されるX線の減弱量の計算に利用することができる。

上記の基準人体CT値モデルを用いて被検体CT値モデルを作成する例を図９を用いて説明する。この例では、ステップ100で被検体１７を撮影して取得した実測スキャノグラム画像データ２７と、上記の基準人体CT値モデルデータ２５とから、被検体１７の3次元的CT値分布を表す被検体CT値モデルデータ２８を生成する。この被検体CT値モデルデータの生成にあたっては、被検体１７のスキャノグラム画像データ２７と選択された基準人体のスキャノグラムデータ２６が利用される。

図９は、ステップ１７０の被検体CT値モデルの作成手順を説明するための図である。図９において、図９（a）はデータベースに格納されている基準人体CT値モデルデータ２５の例を、図９（ｂ）は図９（a）の基準人体CT値モデルデータ２５から計算で求めた基準人体のスキャノグラムデータ２６の例を、図９（ｃ）は被検体の実測のスキャノグラムデータ２７の例を、図９（ｄ）は計算で求めた被検体CT値モデルデータ２８の例を示す。なお、図９にいたる前に被検体１７に最も近い基準人体モデルを記憶装置２４に保存してあるデータベースファイル内から選択する。そのためにステップ１６０のスキャノグラムデータ解析において、複数の基準人体ＣＴ値分布モデルデータについて各々計算で求めた基準人体スキャノグラムデータと被検体の実測スキャノグラムデータについて、画素値と画素面積との積和値を計算し、それらを比較することにより被検体に最も近い基準人体モデルを選択する。こうして選択された図９（a）の基準人体CT値モデルデータ２５は、人体ファントムなどの標準的な人体の体幹部のＣＴ値分布モデルもしくはその相似変換モデルで、肩から腹部までのスライス位置ごとの断面のＣＴ値分布モデルを示している。基準人体モデルのスキャノグラムデータは、その3次元的CT値分布モデルから計算によって生成することができるので、図９（ｂ）の基準人体スキャノグラムデータ２６は図９（a）の基準人体CT値モデルデータ２５について背面方向から投影したデータを求めることによって得られる。図９（ｃ）の被検体の実測スキャノグラムデータ２７は、被検体１７の体幹部について基準人体スキャノグラムデータ２６と同じ領域を背面方向から撮影したスキャノグラム画像データである。このデータについては、以下「被検体スキャノグラムデータ」と呼ぶことにする。

図９（ｂ）、（ｃ）においては、体幹部の基準人体スキャノグラムデータ２６と被検体スキャノグラムデータ２７とを並置して対比できるように示してあるが、一般的に両者は寸法及びＣＴ値とも異なるものである。このため、基準人体スキャノグラムデータ２６と被検体スキャノグラムデータ２７とを対比しながら、両者の差異に基づいて、一致する部分はそのままとし、異なる部分については変形させて、被検体１７に合うように基準人体CT値モデルデータ２５を補正して、被検体CT値モデルデータ２８を生成する。図６（ｂ）（ｃ）の体幹部の例では、先ず体軸方向に関して、基準人体スキャノグラムデータ２６と被検体スキャノグラムデータ２７の肩から横隔膜までの長さＡと、横隔膜から腸管までの長さＢとに分けて、それぞれの差異を基に、基準人体CT値モデルデータ２５を補間、伸長、あるいは間引き、短縮したりすることで、基準人体CT値モデルデータ２５の体軸方向のＣＴ値分布を被検体１７の実状に近似させる。左右方向に関しても同様に、体軸を基準にして左と右に分けて、それぞれの差異を基に、左右の広がりを補正し、被検体１７の実状に近似させる。前後方向（例えば、ここでは腹側を前、背側を後とする）に関しては、被検体スキャノグラムデータ２７から計算される前後方向のＸ線減弱量を基に、基準人体CT値モデルデータ２５の前後方向のデータを相似変換する。このようにして、２つのスキャノグラムデータ２６、２７を基に、基準人体CT値モデルデータ２５を実際の被検体１７に近似させ、被検体CT値モデルデータ２８を生成する。

なお、ＣＴ値ＨとＸ線吸収係数μとの間には

という関係があるので（ただし、μwaterは水のＸ線吸収係数、μairは空気のＸ線吸収係数である）、被検体CT値モデルデータ２８が生成されれば被検体１７におけるＸ線吸収係数の分布は（式1）を用いて容易に計算できる。

さて、図５（ａ）のフローチャートの説明に戻って、ステップ１８０の工程では、各スライス位置ｚ、Ｘ線管８の位相角β毎のＸ線減弱指数を算出する。ここでＸ線減弱指数はＸ線透過経路に沿ったＸ線吸収係数分布の積分値である、このデータは先に生成した被検体ＣＴ値モデルデータ２８から求めることができるので、システム制御装置１９が記憶装置２４から被検体ＣＴ値モデルデータ２８を呼び出して演算する。このＸ線減弱指数演算結果は、Ｔ＝Ｔ（ｚ，β）と表される。

次に、ステップ１９０の工程では、撮影条件としてのスキャン時間を操作装置６より入力する。スキャン開始位置と、スキャン終了位置、天板移動ピッチと、スキャン時間が決定すると、スキャン中のX線管８の位置（ｚ，β）はスキャン開始後の経過時間ｔの関数として表すことができるので、各スキャン位置での被検体１７のＸ線減弱指数Ｔも時間ｔの関数Ｔ＝Ｔ（ｔ）として表すことができる。このため、ステップ２００の工程では、Ｘ線減弱指数Ｔの関数を、Ｔ＝Ｔ（ｚ，β）からＴ＝Ｔ（ｔ）に変換する。

次に、ステップ２１０における管電流変化パターンの設定方法の一例について説明する。先ず、被検体１７をスキャンする全撮影範囲におけるＸ線減弱指数T
の最大値（全スライス位置Ｐ1〜Ｐｎの中でのＸ線減弱指数の最大値）をＴmax、最小値（同じくＸ線減弱指数の最小値）をTminとする。これらの値は被検体ＣＴ値モデルデータ２８を作るとき既知である。管電流を最大値Ｉmax（mA）と最小値Ｉmin（mA）の範囲で変化させる場合、本実施例では管電流の最大値、最小値とＸ線減弱指数Ｔの最大値、最小値をそれぞれ対応させて、管電流とＸ線減弱指数Ｔとの間に適切な関係を持たせるものである。また管電流の最小値Ｉmin（mA）はX線管制御装置７およびX線管８の性質に基づいて最大値Ｉmax（mA）から精度良く制御可能な電流値幅Ｉｗ（mA）を考慮して（式２）の如く決定される。

X線管電流ＩとＸ線減弱指数Ｔとの関係は（式３）の如く表される。

ここでＸ線減弱指数Ｔはステップ２００により一連のスキャン開始後の経過時間ｔの関数であるので、X線管電流Ｉも経過時間ｔの関数となる。このように決定されたX線管電流の変化パターンＩ＝Ｉ(ｔ) は記憶装置２４に保存され、本スキャン時に被検体１７の撮影部位に応じてシステム制御装置１９によって順次呼び出されて、X線管制御装置７を介してスキャン中の管電流を制御する。

次にステップ２２０からステップ２３０による推定被曝線量の算出と表示について説明するが、これらのステップの内容説明に入る前に、被検体１７内の推定被曝線量分布の計算結果の表示例を図１０に示す。たとえば図１０（ａ）は被検体１７の横断面での被曝線量分布の表示例である。本図には被検体１７内の被曝線量の等しい等被曝線量線２９ａ〜２９ｃが例示されており、体表に近いほど高被曝線量になっている。被曝線量分布の推定は３次元的に行われるので、推定被曝線量の分布表示は被検体１７の横断面に限らず、たとえば被検体１７の体軸に沿った鉛直面、水平面等での推定被曝線量の分布を表示することがも可能である。また等被曝線量線を表示するだけでなく、各断層面の断層面内平均被曝線量や、一連のスキャンの総合的な被曝結果としての総被曝も表示することができる。本実施例では、被検体１７内の被曝線量分布が操作者に提示されるため、操作者は被検体１７のＸ線被曝についてより詳細な評価を行うことができる。

本実施例で被検体内の被曝線量分布を計算するために、予め記憶装置２４に保存してあるデータベースファイルには基準人体ＣＴ値モデル２５についての被曝線量分布の実測値もしくは理論計算値を格納しておく。すなわち、使用可能な各Ｘ線管電圧ごと、各基準人体ＣＴ値モデル、各横断面ごとに、代表的なX線管電流値を用いて、複数の適当な測定点における被曝線量を測定しておき、もしくは理論計算しておき、記憶装置２４に保存されているデータベースファイルに記録しておく。測定点以外の任意の位置での被曝線量は測定点での値に基づいて補間によって求めることができるので、測定点の位置と測定点での被曝線量をデータベースファイルに記録しておけばよい。被曝線量の測定点３０はたとえば図１１のように被検体１７の横断面の重心と表層部、被検体１７の主な臓器の重心と境界部、というように設定する。

基準人体CT値モデル２５における上記被曝線量分布データと被検体１７の被検体CT値モデル２８とを用いて、基準人体CT値モデル２５における被曝線量分布に対応する被検体１７での被曝線量分布、各横断面における断層面内平均被曝線量、被曝線量のスライス方向積分である総被曝、などを推定する。

なお、断層面内平均被曝線量としては必要に応じて単純平均値や、体表側を重視した加重平均値や、臓器による感受性を考慮した加重平均値等を選択する。

次に、ステップ２３０の推定被曝線量表示の工程ではステップ２２０の計算結果が表示装置５に表示される。本実施例での表示例としては、図１０に示したような被検体１７の断層面内の被曝線量分布（図１０（ａ））、被検体１７の断層面内平均被曝線量のｚ方向分布（図１０（ｂ））、および図１０（ｂ）の断層面内平均被曝線量のｚ方向積分値としての総被曝などが挙げられる。図１０（ａ）では、被検体１７の臓器と被曝線量分布を示す等被曝線量線を重ねて表示しているので、各臓器への被曝線量を認識することが容易であるし、図１０（ｂ）では各断層位置での断層面内平均被曝線量が断層位置ｚに応じてどのように変化しているかを容易に認識できるとともにその積分値としての総被曝が表示されるので、被検体１７へのＸ線被曝を評価する上で有効である。また図示はしないが被検体１７の体軸に沿った鉛直断面、水平断面等における被曝線量分布も表示可能である。

また本実施例においてはステップ２４０からステップ２５０の工程において、被検体１７の断層像における推定画像ノイズを算出し表示する。この目的のため、記憶装置２４に予め保存してあるデータベースファイルには、使用可能な各管電圧、各基準人体CT値モデル、代表的な管電流値を用いた場合の画像ノイズの測定値もしくは理論計算値を格納してある。システム制御装置１９はステップ１７０の工程で求めた被検体CT値モデルと記憶装置２４から読み出したデータベースファイル内の各基準人体CT値モデルを比較することにより、被検体１７における画像ノイズを推定し表示する。すなわち図１２に示すように、被検体CT値モデル２８の断面積と基準人体CT値モデル２５の断面積―画像ノイズ曲線とから被検体１７の各断層位置における画像ノイズを推定し、図１３のように表示する。また本実施例では画像ノイズだけでなく、ステップ２２０で算出した断層面内平均被曝線量推定値や推定総被曝も表示することができ、画像ノイズと被曝線量のバランスが適正であるかどうかを容易に判断することが可能である。

次にステップ２６０の被曝線量・画像ノイズ判断の工程では、ステップ２３０で表示された被検体１７の推定被曝線量計算結果とステップ２５０で表示された被検体１７の推定画像ノイズ計算結果とを操作者が見て、被曝線量と画質のバランスが適正であるかどうかを判断し、適正であると判断した場合にはステップ２７０の本スキャン実行の工程に進んでスキャンを開始することになり、適正でないと判断した場合にはステップ２８０以下により、管電流パターンの編集、管電圧設定値の再入力、最大管電流設定値の再入力、を選択し実行することになる。

上記したように、Ｘ線ＣＴスキャン前に被検体１７の体内の被曝線量分布と画像ノイズを推定して、推定結果を例えば、図１３に示す如く表示することにより、操作者は事前に撮影条件に応じた被検体１７の被曝線量分布と画像ノイズを近似的に知ることが可能となる。

この結果、例えば、単純に被検体の全ての組織に関して一律に被爆線量を減らすのではなく、骨髄や肺等のＸ線感受性の高い組織に関しては特に被曝線量を低減し、逆に脂肪や筋肉等のＸ線感受性の比較的低い組織には、画質が満足できる程度に被曝線量のレベルを維持するというようなきめの細い設定が可能となる。ステップ３００における管電流パターンの編集工程はこのために必要な工程である。

次に、図１４を用いて、被検体１７をＸ線ＣＴ撮影をする時の管電流の変化パターンの編集例を説明する。図１４は、管電流の変化パターンを被検体１７のスキャノグラム画像と対応させて表示したものである。（本図の管電流変化パターンの表示例では、簡単のため、Ｘ線管位相角βの変化に伴う大略周期的なＸ線管電流の変化については省略し、スライス位置による変化のみ示している）。図１４において、スキャノグラム画像データ２７は体幹部のもの、管電流の変化のパターンは、編集前のステップ２１０で決められた最初のＸ線管電流の変化パターン３１ａと編集後の修正されたＸ線管電流の変化パターン３１ｂである。

このＸ線管電流の変化パターンの編集工程では、表示装置５の画面においてスキャノグラム画像データ２７と対応して表示された最初に設定された管電流の変化パターン３１ａに対し、スキャノグラム画像データ２７を参照しながら、また場合によっては被検体１７の内部の被曝線量分布や画像ノイズ分布を参照して、操作装置６を介して修正を加えて、新しい管電流の変化パターン３１ｂを編集する。この編集操作によって任意の部位の管電流の変化パターンを再設定する。

この編集操作において、例えば、自動的な管電流の変化パターンの設定では、横隔膜付近のように密度が大きく変化する領域では、管電流を平均的な値に設定するが、被曝線量が増えても画質を向上させる必要がある領域などでは、管電流を部分的に高く設定する。管電流の変化パターンは、前述の如く撮影条件が設定されていれば、時間ｔのみの関数になるので、任意時刻のＸ線管電流の値を変化させることができる。図１４の例では、最初の管電流の変化パターン３１ａに対し、肺の領域の管電流を少し低下させ、横隔膜から肝臓の領域の管電流を少し増加させることで、修正後の管電流の変化パターン３１ｂに編集している。

次に管電圧の推奨に関する機能について述べる。たとえば小児においては一般的な管電圧（たとえば120ｋＶ）よりも低い管電圧（たとえば80ｋＶや100ｋＶ）を用いる方が画質と被曝線量のバランスが良い場合がある。そこで、被検体が小児であることを操作者が操作装置６から予め入力した場合やステップ１７０において生成された被検体CT値モデル２８が小児相当のものである場合には、システム制御装置１９は表示装置５に、ステップ２６０における判断材料として80ｋＶや100ｋＶ等の管電圧を推奨表示する。また逆に一般的な成人よりも体格の大きな被検体においては一般的な管電圧（たとえば120ｋＶ）よりも高い管電圧（たとえば130ｋＶや140ｋＶ）を用いる方が画質と被曝線量のバランスが良い場合がある。そこで、たとえばステップ１７０において生成された被検体CT値モデル２８が大被検体相当のものである場合には、システム制御装置１９は表示装置５に、ステップ２６０における判断材料として130ｋＶや140ｋＶ等の管電圧を推奨表示する。またこのように推奨管電圧を表示する場合、操作者が先に入力した管電圧設定値に基づく推定被曝線量・推定画像ノイズのみならず、システム制御装置１９が推奨する管電圧に基づく推定被曝線量・推定画像ノイズをも表示することにより、管電圧の選択に関する判断を容易に行うことができる。

図６は、図５を使って説明した本発明の一実施例によって実行される本スキャンに先立って行われる準備操作の一つの変形例の動作を説明するフローチャートである。図５と同一の工程は同一のステップ番号で示されている。

図６ではステップ１３０と１４０の間に画像ノイズ上限値を入力可能とするステップ１３５が、そしてステップ２５０と２６０の間に最大管電流推奨値算出を可能とするステップ２５５と最大管電流推奨値表示を可能とするステップ２５６が追加されている。

このような機能を追加することによって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保するために操作者が予め画像ノイズ上限値を入力することができ、同じく操作者が先に入力したＸ線条件からシステム制御装置１９により推定される画像ノイズとの比較により、システム制御装置１９が必要と判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ、適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

図７は、図５を使って説明した本発明の一実施例によって実行される本スキャンに先立って行われる準備操作のもう一つの変形例の動作を説明するフローチャートである。図５と同一の工程は同一のステップ番号で示されている。

図７ではステップ１３０と１４０の間に被曝線量上限値を入力可能とするステップ１３６が、そしてステップ２５０と２６０の間に最大管電流推奨値算出を可能とするステップ２５５と最大管電流推奨値表示を可能とするステップ２５６が追加されている。

このような機能を追加することによって、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量とするために操作者が予め被曝線量上限値を入力することができ、同じく操作者が先に入力したＸ線条件からシステム制御装置１９により推定された被曝線量との比較により、システム制御装置１９が必要と判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ、適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

図８は、図５を使って説明した本発明の一実施例によって実行される本スキャンに先立って行われる準備操作のさらにもう一つの変形例の動作を説明するフローチャートである。図５と同一の工程は同一のステップ番号で示されている。

図８ではステップ１３０と１４０の間に被曝線量の抑制および画像ノイズの抑制のいづれかを優先的に選択する優先項目選択を可能とするステップ１３４とその選択に従って画像ノイズ上限値を入力可能とするステップ１３５、あるいは被曝線量上限値を入力可能とするステップ１３６が、そしてステップ２５０と２６０の間に最大管電流推奨値算出を可能とするステップ２５５と最大管電流推奨値表示を可能とするステップ２５６が追加されている。

このような機能を追加することによって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保する機能、あるいは、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量に抑制する機能のいづれか一方を優先的に選択することができ、操作装置６において機能選択入力を行い、それに応じてシステム制御装置１９が機能選択を行うことにより、画質優先もしくは被曝線量抑制優先という目的に応じた適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

以上、実施例によって本発明について説明してきたが、本発明は以上に述べてきた実施例に限定されるものでないことは言うまでもない。

以上説明した如く、本発明のＸ線ＣＴ装置では、システム制御装置１９が
（1）被検体１７のスキャノグラム画像データから被検体１７の3次元的CT値分布モデルを生成するスキャノグラム解析・被検体CT値モデル生成機能や、
（2）撮影条件と被検体１７の3次元的CT値分布モデルと基準人体CT値分布モデルとから被検体の撮影部位に応じた管電流の変化パターンを自動的に設定する管電流設定機能や、
（3）管電流値に基づき被検体１７の被曝線量と画像ノイズを推定する推定機能や、
（4）被検体の大きさに応じた管電圧推奨機能、
を備えており、被曝線量と画像ノイズの推定に用いる基準人体CT値モデル等のデータを格納したデータベースファイルを記憶する記憶装置２４やシステム制御装置１９の処理結果を表示する表示装置５や、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件を設定する操作装置６などを備えているので、撮影条件として管電流の最大値を入力することにより、スキャン中の管電流の変化パターンを自動的に設定することができ、かつ被検体１７へのＸ線被曝と断層像の画像ノイズを事前評価することができる。

更に、被検体１７へのＸ線被曝が過剰になる恐れがある場合や、逆にＸ線が過少で画像ノイズが過大になる恐れがある場合には、管電流変化パターンの手動編集や管電圧設定値再入力や最大管電流設定値再入力により管電流の変化パターンを再設定することが出来る。これにより被曝線量と画質のバランスが適正なＸ線ＣＴ検査を容易に行うことができる。

また、本発明のＸ線ＣＴ装置では、基準人体ファントムなどをＸ線ＣＴ撮影して取得した基準人体CT値モデルデータと被検体のスキャノグラム画像データに基づいて被検体CT値モデルデータを生成する被検体CT値モデル生成機能を備えているので、予備撮影としての１回のスキャノグラム画像データの取得のみによって、被検体CT値モデルデータの生成が可能である。

また、本発明のＸ線ＣＴ装置では、表示装置５の同一画面に被検体のスキャノグラム画像と管電流の変化パターンを並置して表示しているので、操作者などは被検体の撮影部位を見ながら管電流の変化パターンの編集を行うことが可能となり、撮影部位に適した管電流の設定を容易に行うことができる。

さらに図６に示す変形例のように、撮影範囲内において一定レベル以上の画質を確保するために操作者が予め画像ノイズ上限値を入力することができ、同じく先に操作者が入力したＸ線条件からシステム制御装置１９により推定された画像ノイズとの比較により、システム制御装置１９が必要と判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ、適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

また図７に示す変形例のように、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量とするために操作者が予め被曝線量上限値を入力することができ、同じく操作者が先に入力したＸ線条件からシステム制御装置１９により推定された被曝線量との比較により、システム制御装置１９が必要と判断するＸ線条件を推奨値として表示することができ、適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

さらに、図８に示す変形例のように、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保する機能と、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量に抑制する機能のいづれか一方を優先的に選択することができるよう、操作装置６において機能選択入力を行い、それに応じてシステム制御装置１９が機能選択を行うことにより、画質優先もしくは被曝線量抑制優先という目的に応じた適正なＸ線ＣＴ検査の実行が容易になっている。

本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体概観図。本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成図。本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の検出器の構成およびＸ線照射との関係を説明する模式図。本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置のスキャナ、患者テーブル、被検体の関係を側面方向から示す図。本発明の一実施例が適用されたＸ線ＣＴ装置の本スキャンに先立つ準備操作の動作フロー図。図５の本スキャンに先立つ準備操作の一つの変形動作フロー図。図５の本スキャンに先立つ準備操作のもう一つの変形動作フロー図。図５の本スキャンに先立つ準備操作のさらにもう一つの変形動作フロー図。本発明の一実施例による基準人体CT値モデルと被検体のスキャノグラムデータを用いて被検体CT値モデルを作成する手順の説明図本発明の一実施例による被検体内の推定被曝線量分布の計算結果の表示例。本発明の一実施例で利用される基準人体CT値モデルにおける被曝線量の測定点を示す図。本発明の一実施例における画像ノイズ推定方法の説明図。本発明の一実施例における画像ノイズ推定結果の表示例。本発明の一実施例におけるX線管電流パターンの編集例の説明図。

符号の説明

１スキャナ
２患者テーブル
３操作卓
４天板
５表示装置
６操作装置
７Ｘ線管制御装置
８Ｘ線管
９コリメータ制御装置
１０コリメータ
１１検出器
１２データ収集装置
１３回転板
１４回転制御装置
１５回転板駆動装置
１６駆動力伝達系
１７被検体
１８Ｘ線検出素子
１９システム制御装置
２０患者テーブル制御装置
２１患者テーブル上下動装置
２２天板駆動装置
２３画像再構成装置
２４記憶装置
２５基準人体CT値モデルデータ
２６基準人体スキャノグラムデータ
２７被検体スキャノグラムデータ
２８被検体CT値モデルデータ
２９ａ〜２９ｃ等被曝線量線
３０被曝線量測定点
３１ａ編集前の管電流変化パターン
３１ｂ編集後の管電流変化パターン

Claims

X線管から照射され被検体を透過したX線をX線検出器により計測し、多方向からの計測データを逆投影することにより被検体の断層像を得るマルチスキャンあるいはシングルスキャンＸ線ＣＴ装置であって、上記Ｘ線ＣＴ装置は、
それぞれ推定画像ノイズ、推定被曝線量、人体の部位やスキャナ回転位相に対応する推奨X線管電流変化パターンおよび推奨X線管電圧の与えられた複数の人体の3次元的CT値分布基準モデルのデータベースを格納している記憶装置；
本スキャンに先立ち被検体の一方向から被検体の体軸に沿って撮影したスキャノグラム画像データを解析し、被検体の3次元的CT値分布モデルを生成する手段；
操作者により入力されるX線条件を含む撮影条件、生成された被検体の3次元的CT値分布モデル、複数の人体の3次元的CT値分布基準モデルに基づいて所定の演算を行い、被検体のスキャノグラム画像に対応する推奨X線管電流変化パターン、推奨X線管電圧、推定被曝線量および推定画像ノイズを算出表示する手段；および
算出表示された上記推定被曝線量および推定画像ノイズが評価され、操作者により上記推奨X線管電流変化パターンの編集あるいは最大Ｘ線管電流の再設定およびX線管電圧の再設定を含むX線条件が再入力された時、被検体のスキャノグラム画像に対応する上記算出表示された推奨X線管電流変化パターン、推奨X線管電圧、推定被曝線量および推定画像ノイズを修正表示する手段、を有するＸ線ＣＴ装置。
撮影条件の1つとして画像ノイズ上限値を入力することができ、画像ノイズ上限値が入力されると、先に算出表示された被検体のスキャノグラム画像に対応する推定画像ノイズと比較し、最大Ｘ線管電流推奨値を算出表示する手段をさらに有することを特徴とする請求項1に記載のＸ線ＣＴ装置。
撮影条件の1つとして被曝線量上限値を入力することができ、被曝線量上限値が入力されると、先に算出表示された被検体のスキャノグラム画像に対応する推定被曝線量と比較し、最大Ｘ線管電流推奨値を算出表示する手段をさらに有することを特徴とする請求項1に記載のＸ線ＣＴ装置。