JP2015205064A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びスキャン計画設定支援装置 - Google Patents

Abstract

【課題】スキャン計画におけるスキャン範囲等をボリュームデータを用いることで、各臓器に対してきめ細かな照射制御を可能とすること。【解決手段】Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管装置１０１と、Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部１０９と、Ｘ線検出器１０３と、被検体を載置する寝台装置１１１と、Ｘ線管装置とＸ線検出器とを被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構とを有する。Ｘ線検出器の出力から発生される投影データに基づいてボリュームデータが再構成処理部１１８で再構成される。ボリュームデータから臓器領域が抽出され、ボリュームデータから生成された２次元画像とともに表示される。２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上でのＸ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件が修正される。【選択図】 図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ）及びスキャン計画設定支援装置に関する。

近年の低線量撮影技術の進歩により、診断に用いる本スキャンの低線量化が進んでいる。スキャン計画段階で本スキャンのスキャン位置や範囲、再構成位置や範囲の決定及び管電流の変調を設定するために２次元の位置決め用の画像（位置決め用画像スキャノグラムとも呼ばれる）の撮影がなされている。図９に示すように位置決め用画像は例えばＸ線管を０度の位置、つまり被検体に対して正面方向の位置に固定して天板を定速移動又は断続移動させながら連続的に又は天板移動に同期して断続的に撮影を繰り返すことで撮影される。正面方向（０°）に加えて側面方向（９０°）の２方向、さらに任意方向から位置決め用画像を収集することもあるが、表示方向は撮影方向に固定されるので、撮影後に表示方向を変更することはできない。

そのために管電流の変調設定は図１０、図１１に例示するように最大でも２方向の位置決め用画像上で設定できる範囲に制限され、臓器の形状やその位置、臓器どうしの配置関係等に従ってＸ線管の回転軌道に沿ってきめ細かく高管電流区間や低管電流区間を設定することができなかった。

また位置決め用画像の撮影に要する被ばく量は、本スキャンの被ばく量が近年低下してきているにも関わらず、従前からあまり変化していない。さらにＣＴスキャンで用いられる自動露光制御（ＣＴ−ＡＥＣ）では寝台高さが変わると拡大率の影響で同じ被検体でも算出されるｍＡが変わってしまう問題点がある。そして位置決め用画像は、あくまで投影像であり、スキャン計画におけるスキャン範囲等の設定精度、設定操作の利便性はあまり好ましくはない。

特開平７−２３９４６号公報

目的は、スキャン計画におけるスキャン範囲等の設定に関して、各臓器に対してきめ細かな線量制御を可能とすることにある。

ることにある。

本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管装置と、前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、Ｘ線検出器と、被検体を載置する寝台装置と、前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、前記ボリュームデータから２次元画像を生成する２次元画像生成部と、前記２次元画像を前記抽出された臓器領域とともに表示する表示部と、前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部とを具備する。

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の構成を示す図である。 図２は本実施形態によるＣＴ検査全体の処理手順を示す流れ図である。 図３は図２の工程Ｓ１３によりヘリカルスキャンデータから発生される投影像を示す図である。 図４は図２の工程Ｓ１３によりノンヘリカルスキャンデータから発生される投影像を示す図である。 図５は図１のスキャンエキスパートシステムで構成されるスキャン計画設定画面であって、管電流変調設定用補助線がアキシャル画像とともに表示されている例を示す図である。 図６は図５の画面において高ｍＡ区間が追加された表示変化を示す図である。 図７は図５の画面において高ｍＡ区間が短縮された表示変化を示す図である 図８は図５のスキャン計画設定画面上にアキシャル画像に代えて表示される３次元画像を示す図である。 図９は従来の撮影方法により取得される１方向の投影像（位置決め用画像）を示す図である。 図１０は従来の撮影方法により取得される正面方向（０°）の位置決め用画像を用いた管電流変調設定方法を示す図である。 図１１は従来の撮影方法により取得される側面方向（９０°）の位置決め用画像を用いた管電流変調設定方法を示す図である。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わるＸ線コンピュータ断層撮影装置、スキャン計画設定支援装置について説明する。
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管装置と、前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、Ｘ線検出器と、被検体を載置する寝台装置と、前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、前記ボリュームデータから２次元画像を生成する２次元画像生成部と、前記２次元画像を前記抽出された臓器領域とともに表示する表示部と、前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部とを具備する。

本実施形態では、本スキャン前においてヘリカルスキャンやボリュームスキャン等を行って得られるボリュームデータを用いてスキャン計画を実施することにより、本スキャン前に危険な臓器を抽出して、本スキャン時に危険な臓器の線量分布を抑えるようにＸ線をコントロールすることができるようになる。

位置決めスキャンこの際、kVスイッチングによるDual Energyなどを用いた複数エネルギーにてボリュームデータを収集してもよい。

またスキャン範囲中の被検体の対象臓器などの範囲や位置を正確に把握出来るのに加え、スキャンしたい対象臓器を横断面（アキシャル画像）上で正確に確認することができるので、スキャン計画において、回転軌道上で管電流（ｍＡ）の変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現することができる。

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の構成を示す図である。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管装置１０１とＸ線検出器１０３とが１体として回転軸を中心として被検体の周囲を回転する回転／回転（ROTATE/ROTATE）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管装置１０１のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（STATIONARY/ROTATE）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、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線による半導体内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が、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、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。本発明では、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にも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

本実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１００を有する。ガントリ１００は、円環状の回転フレーム１０２を有する。回転フレーム１０２は、架台駆動部１０７とともに回転機構を構成する。回転フレーム１０２は、架台駆動部１０７により駆動され回転軸ＲＡを中心に回転する。回転フレーム１０２には、Ｘ線管装置１０１とＸ線検出器１０３とが対向搭載されている。スキャンに際してはＸ線管装置１０１とＸ線検出器１０３との間に寝台装置１１１の天板に載置された被検体が挿入される。天板は寝台装置１１１内に装備された図示しない駆動部によりその長手方向に沿って前後に移動される。

Ｘ線管装置１０１は、高電圧発生装置１０９からスリップリング１０８を経由して管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を受け、Ｘ線を発生する。Ｘ線検出器１０３は、被検体を透過したＸ線を検出し、入射Ｘ線の線量を反映した電気信号を出力する複数のＸ線検出素子を有する。複数のＸ線検出素子は、例えば３２０列×９１２チャンネルの２次元状に配列されている。

データ収集回路１０４は、Ｘ線検出器１０３から出力される信号を収集し、ディジタル信号（純生データと呼ばれる）に変換する。データ収集回路１０４には非接触データ伝送装置１０５を経由して前処理装置１０６に接続される。前処理装置１０６は、純生データに対して感度補正、対数変換等の処理をほどこし、投影データを発生する。投影データは記憶装置１１２に記憶される。スキャン制御部１１０は、後述するスキャン計画情報に従ってスキャンを実行するために、架台駆動部１０７、高電圧発生装置１０９、寝台装置１１１の各動作を制御する。

画像再構成部１１７は、従来の２次元の位置決め用画像の撮影と同程度の低線量Ｘ線によるスキャニングで収集する投影データに基づいて画像データを比較的低ノイズで再構成するために設けられる。画像再構成部１１７による再構成手法は、ノイズ低減に適用性の比較的高い任意の手法が用いられる。例えば、逐次近似法を応用した画像再構成法（逐次近似法応用画像再構成法）が用いられる。ここでは、画像再構成部１１７は、逐次近似法応用画像再構成法によりボリュームデータを再構成するものとして以下記載するが、上記の通り逐次近似法応用画像再構成法に限定されるものではない。

画像再構成部１１７は、逐次近似応用再構成法によるアルゴリズムにより、記憶装置１１２に記憶された投影データに基づいて画像データ、ここではボリュームデータを再構成する。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。逐次近似応用再構成処理は、本スキャン前にそのスキャン計画に用いる位置決め画像（断面画像、投影像、ボリュームデータ）の再構成では必須に適用されるが、本スキャンにより収集する投影データに基づいて画像データ（断層像データ、ボリュームデータ）の再構成には後述する再構成処理部１１８が装備する他方式の再構成処理と選択的に適用される。

逐次近似応用再構成法は、逐次近似法を応用したものである。逐次近似法とは、周知の通り、投影データに対する実測値と計算値の差を比較し、補正を繰り返しながら画像を再構成していく方法である。逐次近似応用再構成法は、逐次近似法の画像再構成サイクルの中で、投影データ上のノイズを落とす処理と、画像データ内でノイズを落とす処理を追加した方法である。逐次近似応用再構成法のアルゴリズムは、収集した投影データに対し、統計学的ノイズモデルとスキャナーモデルを用いてノイズを低減する。さらにアナトミカルモデルを用いて、画像再構成ドメインの中で、どれがノイズでどれが本当の投影データかを見極めてノイズ成分のみを抽出し、この作業を繰り返すことでノイズを高精度に除去、低減する。逐次近似応用再構成法は、低線量撮影と低ノイズ高画質とを両立させた再構成法である。

再構成処理部１１８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に基づいて、画像再構成部１１７における逐次近似応用画像再構成法とは異なる例えばフェルドカンプ法、又はコーンビーム再構成法によりボリュームデータを再構成する。フェルドカンプ法は、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、フェルドカンプ法よりもコーン角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。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。

位置決めスキャンで収集した投影データからボリュームデータを再構成するにはノイズ低減に適用性の高い例えば逐次近似応用再構成法が適用され、一位置決めスキャン方、本スキャンで収集した投影データからボリュームデータを再構成するには逐次近似応用再構成法、フェルドカンプ法、コーンビーム再構成法が任意に選択される。

表示装置１１６は、主に、ボリュームデータから発生された画像を表示し、またスキャンエキスパートシステム１２０により構築されるスキャン計画支援画面を表示するために設けられる。入力装置１１５は、操作者の指示を入力するためにキーボード、マウス等から構成される。

３次元画像処理部１２１は、記憶装置１１２に記憶されるボリュームデータからボリュームレンダリング処理により３次元画像のデータを発生する機能、断面変換処理（ＭＰＲ処理）によりボリュームデータからアキシャル／サジタル／コロナル又は任意のオブリーク断面に関する断面画像のデータを発生する機能を有する。スキャン計画においてはアキシャル画像が発生される。投影像発生処理部１２２は、記憶装置１１２に記憶されている投影データから位置決め用画像として投影像のデータを発生する。例えばスキャン計画支援画面上で、０°、４５°、９０°から任意のビューアングルが選択的に指定されると、スキャンエキスパートシステム１２０の制御により当該ビューアングルにＸ線管装置１０１が位置するときに収集された投影データが記憶装置１１２から読み出される。ビューアングルとは投影データ収集時のＸ線管装置１０１の回転軌道上の位置を角度で表記したものである。０°はＸ線管装置１０１がその回転軌道上の頂上の位置にあることを表している。投影像発生処理部１２２は、読み出された同じビューアングルの投影データをそれぞれの天板位置に従って配列し、一枚に合成することにより、投影像、つまり従来同等の位置決め用画像のデータを発生する。

部位抽出処理部１２３は、記憶装置１１２に記憶されるボリュームデータから臓器領域を抽出する。ＣＴ値のボリュームデータが得られるので検査対象などの臓器領域を閾値処理で抽出し、又は標準的なアナトミカルモデルとのマッチング処理により臓器のセグメンテーションを行うことで臓器領域を同定することができる。例えば部位抽出処理部１２３は、スキャンエキスパートシステム１２０から検査依頼情報に含まれる検査対象臓器コードを受け、その検査対象臓器に適用される閾値及び形状パターンに従ってボリュームデータからその臓器領域を抽出する。

さらに部位抽出処理部１２３は、Ｘ線感受性の高くＸ線照射に対して危険な臓器、例えば「精巣」、「卵巣」、「脊髄」、「眼球（水晶体）」等の領域を閾値処理、標準的なアナトミカルモデルとのマッチング処理によってボリュームデータから抽出する。抽出された臓器領域の情報はスキャンエキスパートシステム１２０に供給される。

スキャン計画でボリュームデータを用いることにより、危険な臓器を３次元で抽出し、本スキャンで危険な臓器の線量分布を抑えるようにＸ線をコントロールすることができるようになる。スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている規定値を超えないよう管電流等のスキャン条件を自動調整をする。 スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている規定値を超えないよう管電流等のスキャン条件を手動で修正することを支援する機能を有している。そのためにスキャンエキスパートシステム１２０は、ユーザによるスキャン計画の設定を支援する画面を構築する。図５に例示するように、スキャン計画支援画面には、断面画像と位置決め用画像が含まれる。位置決め用画像上のアキシャル断面線がユーザにより入力装置１１５の操作により移動されたとき、３次元画像処理部１２１により移動後の断面線の位置に応じて発生されたアキシャル画像に表示切り換えされる。スキャンエキスパートシステム１２０は、部位抽出処理部１２３で抽出された臓器領域をそれぞれ割り当てられているカラーでスキャン計画支援画面上の断面画像、投影像（位置決め用画像）、３次元画像に重ねる。

またＸ線感受性の高いＸ線照射による危険な臓器として例えば「精巣」、「卵巣」、「脊髄」、「眼球（水晶体）」等の領域が、位置決めスキャンによるボリュームデータから抽出され、注意喚起色として例えば赤色で断面画像、投影像（位置決め用画像）、３次元画像に重ねられる。

スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている上限値を超えるとき、管電流等のスキャン条件を修正することを促すメッセージを表示する。

スキャン計画支援画面上の断面画像上には、Ｘ線管装置１０１の回転軌道を表す円環線と、管電流の変調区間を表す補助線とが重ねられる。補助線としては変調区間の始点を表す始点補助線と、変調区間の終点を表す終点補助線との対からなる。なお、基準管電流を定常電流として、基準管電流をそれよりも高管電流に変調する区間及び基準管電流をそれよりも低管電流に変調する区間を変調区間という。なお、基準管電流としては、スキャン計画候補内に推奨値として予め既定されている管電流（ｍＡ）、又はその既定の推奨値をボリュームデータから高精度に同定できる被検体の体厚、検査対象臓器の大きさ等に応じて計算された値が適用される。

ユーザによる入力装置１１５のドラッグ等の操作に従って変調区間の始点補助線、終点補助線の位置が任意に変更される。それにより変調区間の位置、長さを変調することができる。さらに低管電流区間追加と高管電流区間追加との２種類の変調区間追加ボタンが用意されている。変調区間追加ボタンをクリックすることにより変調区間を任意に追加することができる。

スキャンエキスパートシステム１２０は、スキャン計画支援画面上の「３Ｄボタン」がクリックされたとき、アキシャル画像に代えて、３次元画像処理部１２１でボリュームデータからボリュームレンダリング処理により発生された３次元画像が表示される。図８に例示するように３次元画像には、アキシャル画像上で設定された基準区間に対する変調区間がそれらを区別できる態様のマークが重ねられ、３次元画像上で変調区間を確認することができる。

その他、スキャン位置、スキャン範囲、再構成位置、再構成範囲、管電圧、スライス厚、再構成関数等がスキャン計画支援画面上で指定される。スキャンエキスパートシステム１２０は、確定されたスキャン計画に従ってスキャン計画情報を発生する。スキャン計画情報はスキャン制御部１１０に送られ、スキャン制御部１１０の制御下でスキャン計画情報に従って本スキャンが実行される。

スキャンエキスパートシステム１２０では、Ｘ線照射範囲に存在する危険な臓器が存在するとき、スキャン計画支援画面上で指定された本スキャンのスキャン条件のもとで各危険臓器の線量分布、CTDIやSSDEといった被ばく量を計算し、各危険臓器に予め設定されている規定値を被ばく量が超えるとき、管電流等のスキャン条件を手動で修正することを促すメッセージを表示させる。このメッセージが非表示になるようユーザはスキャン条件を修正する。

スキャン計画支援画面上のアキシャル画像や３次元画像上で臓器等の位置を確認しながら、感受性の高い臓器に線量をあてたくないといった細かい管電流ｍAの設定が可能となり、アキシャル画像や３次元画像の回転軌道上で管電流変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現し得ることができる。加えて、スキャン前に臓器ごとのCTDIやSSDEといった被ばく量の指標も確認することができる。

このように本実施形態では、本スキャン前の位置決めスキャンでボリュームデータを収集することができ、３次元的に臓器の場所を把握することができる。これにより例えば肝臓に線量を当てたいが他の臓器には線量を当てたくない場合、肝臓に近い投影角度からの線量を多く出し、その他の部位に線量を当てない、といった制御が可能となる。また、臓器の位置を把握出来るため、臓器ごとの被ばく線量計算も実施出来るようになる。

図２には本実施形態によるスキャン計画段階の低線量の位置決めスキャンから本スキャンを経て最終的に画像表示に至るＣＴ検査全体の処理手順を示している。スキャン計画段階ではまずスキャン制御部１１０の制御により、被検体の胸部全体、腹部全体、上半身全体など比較的広範囲に対して、本スキャンよりも低線量でヘリカルスキャン方式又はノンヘリカルスキャン方式により位置決めスキャンが実行される。ヘリカルスキャン方式のとき、Ｘ線管装置１０１及びＸ線検出器１０３が被検体の周囲を連続的に回転しながら、Ｘ線検出器１０３で被検体の透過Ｘ線の検出が繰り返され、それと共に被検体を載置した天板が連続的に移動される。ノンヘリカルスキャン方式の場合、天板が停止した状態で１周分の投影データが収集され、その後、天板がコーン広がり角に応じた所定距離を移動され、その位置で１周分の投影データが収集され、そのような動作が繰り返される。位置決めスキャンにより被検体の体軸に沿った広範囲にわたる３６０°分の投影データが収集される（Ｓ１１）。この位置決めスキャンにより収集された投影データに基づいて画像再構成部１１７によりボリュームデータが再構成される（Ｓ１２）。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。

位置決めスキャンで収集された全周分の投影データのうち、Ｘ線管装置１０１が例えば０°、４５°、９０°から入力装置１１５を介して任意に選択された角度で収集された投影データが記憶装置１１２から投影像発生処理部１２２に読み出される。読み出された投影データは天板位置（体軸方向の位置）に従って配列され、一枚に合成される。それにより一方向から見た位置決め用画像（投影像）のデータが発生される（Ｓ１３）。初期的には０°の位置決め用画像が生成され、図５に例示するようにスキャン計画支援画面に表示される（Ｓ１４）。他の４５°又は９０°の投影方向が入力装置１１５を介して選択されたとき（Ｓ１５）、工程Ｓ１３にリターンされ、当該選択された他の４５°又は９０°の位置決め用画像が生成され、その表示に切り換えられる。

図３には位置決めスキャンがヘリカルスキャンで行われた場合の位置決め用画像（投影像）の合成について示し、図４には位置決めスキャンがノンヘリカルスキャンで行われた場合の位置決め用画像の合成について示している。本実施形態ではスキャンにより全周分の投影データが収集されるから、任意方向で位置決め用画像を生成することができ、従来のように位置決め用画像が撮影時の撮影方向に固定され、他の方向から位置決め用画像を観察することができ、撮影後には位置決め用画像の方向をないとの制約がない。ここでは投影方向を０°、４５°、９０°のいずれかを選択すると例示したが、これは任意の角度を設定できることを含んでいる。

スキャン計画支援画面上の位置決め用画像上にはアキシャル断面線が重ねられる。３次元画像処理部１２１により、ボリュームデータから断面変換処理（ＭＰＲ処理）によりアキシャル断面線で示されたアキシャル断面のアキシャル画像が発生され（Ｓ１６）、スキャン計画支援画面上に表示される（Ｓ１７）。位置決め用画像上に重ねられているアキシャル断面線がユーザにより入力装置１１５の操作により体軸に沿って前後に移動されたとき（Ｓ１８）、３次元画像処理部１２１により移動後のアキシャル断面線の位置に応じて発生されたアキシャル画像に表示が切り換えられる。

図５にはスキャンエキスパートシステム１２０により構築されるスキャン計画支援画面を示している。スキャン計画支援画面にはスキャン計画におけるスキャン条件が数値で示される。スキャン開始時間、休止時間、スキャン開始位置、スキャン終了位置、スキャンモード、スキャン数、管電圧（ｋＶ）、管電流（ｍＡ）、スキャン範囲（Ｃ−ＦＯＶ）、再構成範囲（Ｄ−ＦＯＶ）、スキャン速度（合計時間）、撮影スライス厚、移動範囲、スキャン後移動量などの推奨値が個々に数値で表され、ユーザは任意に変更することができる。またスキャン計画支援画面には位置決め用画像、この例では正面方向（０°）の位置決め用画像が表示される。上述したように位置決め用画像にはアキシャル断面線が重ねられる。アキシャル断面線で示された断面のアキシャル画像が、位置決め用画像とともに表示される。

スキャンエキスパートシステム１２０により、Ｘ線管装置１０１の回転軌道を表す円環線と、管電流の変調区間を表す補助線が発生され（Ｓ１９）、アキシャル画像上に重ねられる（Ｓ２０）。変調補助線として、変調区間の始点を表す始点補助線と、それと一対をなす変調区間の終点を表す終点補助線とが発生される。この例では変調区間としては、基準区間の基準管電流よりも高い高管電流（ｍＡ）区間が追加されている。変調区間は、部位抽出処理部１２３で抽出された検査対象臓器に対峙する区間に初期的に設定される。

図６に示すように、ユーザによる入力装置１１５のドラッグ等の操作に従って変調区間の始点補助線、終点補助線の位置が任意に変更される。ユーザはアキシャル画像で臓器領域を確認しながら、回転軌道上における変調区間の位置、その区間長が任意に変更されことができる（Ｓ２１）。さらに低管電流区間追加と高管電流区間追加との２種類の変調区間追加ボタンのいずれかがクリックされると、図７に示すように、変調区間（２）を規定する始点補助線（２）、終点補助線（２）が追加される。なお、変調区間は、始点補助線と終点補助線とを所定距離未満に接近させることによりを削除される。

この操作により例えば肝臓に線量を当てたいが他の臓器には線量を当てたくない場合、肝臓に近い投影角度からの線量を多く出し、その他の部位に線量を当てない、といった設定が可能となる。

スキャン計画支援画面上の「３Ｄ」ボタンのクリックにより、アキシャル画像は図８に示すように、抽出された検査対象臓器領域や高感受性の臓器領域を表す３次元画像に切り換えられる。３次元画像には基準区間を示すマークと変調区間を示すマークとが重ねられる。それにより検査対象臓器領域や高感受性の臓器領域に対する変調区間を３次元画像上でも調整することができる。

スキャン計画支援画面内の「確定」ボタンのクリックにより、スキャン計画が決定される。それによりスキャン位置、スキャン範囲、再構成位置、再構成範囲等が決定され（Ｓ２２）、管電流の変調の有無、変調区間等の変調設定が決定される（Ｓ２３）。

スキャン計画が確定すると、スキャンエキスパートシステム１２０により、確定されたスキャン計画に従ってスキャン計画情報が発生され、そのスキャン計画情報に従ってスキャン制御部１１０の制御下で本スキャンが実行される（Ｓ２４）。

本スキャンにより収集された投影データに基づいて例えばコーンビーム再構成法によりボリュームデータが再構成され、３次元画像処理部１２１により３次元画像が生成され表示装置１１６に表示される（Ｓ２５）。

従来ではＸ線管を回転させず、通常０°方向に固定したままＸ線をばく射すると同時に寝台をＺ方向に動かすことでスキャン範囲を決めるための位置決め用画像を撮影している。スキャン計画に際しては当該一方向の位置決め用画像、せいぜい２方向の位置決め用画像からスキャン範囲等を設定しているにすぎない。本実施形態では通常のスキャンと同様にＸ線管を回転させながら３６０°方向の投影データを収集し、得られた全周方向の投影データを用いて３次元画像を発生して対象臓器等の３次元構造を確認し、任意の位置や方向で断面画像を発生でき、さらに位置決め用画像（投影像）の方向を自由に変更することができ、またＣＴ値のボリュームデータが得られるので検査対象などの臓器領域を閾値処理等で簡易に抽出して、スキャン範囲を自動で初期設定することができ、さらにアキシャル画像や３次元画像上で臓器等の位置を確認しながら、感受性の高い臓器に線量をあてたくないといった細かいｍAの設定が可能となり、アキシャル画像や３次元画像の回転軌道上で管電流変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現し得ることができる。加えて、スキャン前に臓器ごとのCTDIやSSDEといった被ばく量の指標も確認することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００…ガントリ、１０１…Ｘ線管、１０２…回転フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集回路、１０５…非接触データ伝送装置、１０６…前処理装置、１０７…架台駆動部、１０８…スリップリング、１０９…高電圧発生装置、１１０…ホストコントローラ、１１２…記憶装置、１１５…入力装置、１１６…表示装置、１２０…スキャンエキスパートシステム、１２１…３次元画像処理部、１２２…投影像発生処理部、１２３…部位抽出処理部。

Claims (5)

1. Ｘ線管装置と、
   前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、
   Ｘ線検出器と、
   被検体を載置する寝台装置と、
   前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、
   前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、
   前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、
   前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、
   前記ボリュームデータから２次元画像を生成する２次元画像生成部と、
   前記２次元画像を前記抽出された臓器領域とともに表示する表示部と、
   前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記２次元画像はアキシャル画像であることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. Ｘ線管装置と、
   前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、
   Ｘ線検出器と、
   被検体を載置する寝台装置と、
   前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、
   前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、
   前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、
   前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、
   前記抽出された臓器領域ごとに本スキャン条件にもとでの被ばく線量を計算する被ばく線量計算部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記抽出された臓器領域ごとに計算された被ばく線量が所定の上限値を超過したとき本スキャン条件の修正を促すメッセージが表示されることを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 被検体に関するボリュームデータを記憶する記憶部と、
   前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、
   前記ボリュームデータから２次元画像を生成する２次元画像生成部と、
   前記２次元画像を前記抽出された臓器領域とともに表示する表示部と、
   前記２次元画像上でのユーザ操作に従ってスキャンにおける回転軌道上でのＸ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部とを具備することを特徴とするスキャン計画設定支援装置。