JP4822478B2

JP4822478B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP4822478B2
Application number: JP2007535550A
Authority: JP
Inventors: 浩一廣川; 大雅後藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-09-15
Filing date: 2006-09-15
Publication date: 2011-11-24
Anticipated expiration: 2026-09-15
Also published as: DE602006013864D1; JPWO2007032462A1; WO2007032462A1; US7602880B2; CN101193593A; EP1943951B1; US20090046833A1; CN100563574C; EP1943951A4; EP1943951A1

Description

本発明は、X線CT装置に係り、特にファンビーム(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装置であって、所望する画質のCT像を得ることができるX線CT装置に関する。

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17透過後のX線を計測して被検体17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×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。)。

従来、再構成画像に要求される画像SD(Stadard Deviation)値を満たすようなスキャンを行うため、1方向のスキャノグラム撮影によって得られたスキャノグラム投影データから被検体の楕円断面モデルを算出し、楕円断面の投影面積と楕円断面の縦横比と操作者が入力した所望の画像SD値とから適切な管電流値を算出して、スキャンを実行することのできるX線CT装置がある。なお、以下では、スキャン計画の設定段階において、スキャン範囲内での所望の画質指標値(画像SD値等)を入力し、その画質指標値を達成するために最適な照射X線量(スキャン線量)変調を実行する機能をスキャン線量最適化機能という。

しかしながら、所望の画質指標値として適切な値をスキャン前に知ることができなければ、上記のスキャン線量最適化機能を用いても、実際に適切な画像を得ることができない。
これに対応するX線CT装置として、特許文献1では、設定されたスキャン条件、または所望の画像ノイズ指標値(画像SD値)に対応して模擬画像を生成し、表示するX線CT装置が提案されている。
特開2004-329661号公報

しかしながら、上記従来技術は、スキャン線量最適化機能使用の有無による画質の比較を容易に行う機能がないため、例えばスキャン線量最適化機能の特長的な効果である体軸方向の画質一様性向上のメリットについて、スキャン線量最適化機能を使用しない場合と使用する場合とにおいて、それぞれ再構成される画像の画質を容易に比較することができない。
この体軸方向の画質一様性向上は、被検体の任意の断面で、所望の画質指標値を達成するよう照射X線量(スキャン線量)が変調されることによって実現されるもので、スキャン線量最適化機能にかかわる重要な画質的効果であり、スキャン線量最適化機能を使用する場合の効果を実際のスキャン前に適切に想定することは重要である。

また、スキャン線量最適化機能を使用することで、被検体断面の違いにより、部分的にはスキャン線量最適化機能を使用しない場合より画質が劣化するデメリットも生じうるが、この点についても、従来技術においては、スキャン線量最適化機能使用の有無による比較を容易に行うことができない。

本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、スキャン計画時に、スキャン線量最適化機能を使用しない場合に得られると想定される画像の画質とスキャン線量最適化機能を使用する場合に得られると想定される画像の画質とを容易に比較することができるX線CT装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するため、本発明にかかるX線CT装置は、X線を照射するX線管と、前記X線管を制御するX線管制御装置と、を備えたX線源と、被検体をはさんで前記X線源に対向して配置され、前記X線を検出してX線投影データを出力するX線検出器と、前記X線源及び前記X線検出器を搭載して回転可能な回転手段と、前記X線投影データに基づいて断層像を再構成する画像処理手段と、前記画像処理手段によって得られる断層像について、所望する画質の指標を示す画質指標値の入力をする入力手段と、前記被検体のスキャノグラムデータから前記被検体の体軸方向の被検体断面モデルを生成するモデル生成手段と、前記被検体断面モデル及び前記画質指標値に基づいて、所望の最適な照射X線量を示す照射量変調曲線を設定し、その設定された照射量変調曲線に基づいて照射X線量を変調する最適化手段と、前記照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行して回転撮影を行ったときに得られると想定される最適化使用想定画像の画質と、前記照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行することなく回転撮影を行ったときに得られると想定される最適化不使用想定画像の画質を予測する画質予測手段と、前記画質予測手段の画質予測結果を表示する表示手段と、を備えることを特徴とする。

本発明によれば、実際のスキャンの前に、スキャン線量最適化機能を使用する場合に得られると想定される画像の画質とスキャン線量最適化機能を使用しない場合に得られると想定される画像の画質とを容易かつ具体的に比較できる。
また、スキャン計画時に被検体の着目部位が指定された場合に、スキャン線量最適化機能を使用する場合に得られると想定される画像における該着目部位に相当する箇所の画質と、スキャン線量最適化機能を使用しない場合に得られると想定される画像における該着目部位に相当する箇所の画質とが、どのように相違するかを明瞭に表示できる。

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。

＜ハードウェア構成＞
以下、図1乃至図4に基づいて本発明が適用されるX線CT装置のハードウェア構成について説明する。図1は本発明が適用されるX線CT装置50の全体概観図、図2はX線CT装置50の全体構成図、図3はX線CT装置50の検出器18の構成およびX線照射との関係を説明する模式図、図4はX線CT装置50のスキャナ1、患者テーブル2、被検体17の関係を側面方向から示す図である。

図1に示すように、本発明が適用されるX線CT装置50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を備えている。
スキャナ1(X線源)は、図2に示すようにX線がX線管制御装置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、被検体17をはさんでX線管8に対向して配置され、X線を検出してX線投影データを出力する。より詳細には、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の回転盤13に搭載されている。回転盤13は、回転制御装置14によって制御される回転盤駆動装置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。
上述したX線検出器11は、図3に示すように複数のX線検出素子18をチャネル方向と列方向とに二次元的に配列した構成となっている。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線入射面を構成しており、チャネル番号iは例えば1〜1000程度、列番号jは例えば1〜1000程度である。また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。X線検出器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線のチャネル方向の広がり角度、すなわちファン角度はαであり、またX線検出器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、すなわちコーン角度はγである。

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た後、コリメータ10の開口幅によりコーン角度γを調整したコーンビームX線を被検体17に照射すると、コーンビームX線を照射された被検体17の像はX線検出器11に投影され、X線検出器11によって被検体17を透過したX線が検出される。

図2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。
図2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とが接続されている。
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、スキャノグラム撮影時にはデータ収集装置12が収集したスキャノグラム投影データ(被検体透視データ)を用いてスキャノグラム画像を作成し、スキャン時にはデータ収集装置12が収集した複数ビューのX線投影データに基づいて断層像を再構成する。
画像再構成装置23において作成されたスキャノグラム画像・再構成された断層像や、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と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、操作者によって操作される。操作装置6は、操作者による各種の指示や情報等の入力操作、システム制御装置19に指示や情報等を入力する処理を行なう。例えば、操作装置6は画像再構成装置23によって得られる断層像について、後述する画質指標値の所望値の入力操作を受け付ける。操作者は、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50を操作する。

システム制御装置19にはまた、スキャン計画装置25が接続されており、操作者が操作装置6を使用して入力した指示と記憶装置24から読み出したスキャノグラム画像とを用いてスキャン条件を事前に設定し、スキャン計画を作成することができる。すなわち、記憶装置24から読み出されたスキャノグラム画像が表示装置5に表示され、操作者は表示された被検体のスキャノグラム画像上で操作装置6を用いて断層像を再構成する位置(以下、スライス位置という)の座標を指定することにより、スライス位置の計画を立てることができる。
さらに、計画したスライス位置の情報は記憶装置24に保存され、スキャン計画装置25によってX線量制御条件等の計画を立てるためにも用いられる。

本発明によるX線CT装置50では、被検体の断層像を取得するスキャンの前に、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、被検体のスライス位置を設定するためのスキャノグラム画像の生成、そのスキャノグラム画像データの解析、スキャノグラム投影データに基づく最適な照射X線量変調パターンの決定、スキャン線量最適化機能不使用・使用での模擬画像の作成および表示などが、システム制御装置19の制御下で行われる。

特に、スキャノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な照射X線量変調パターンの決定、スキャン線量最適化機能不使用・使用での比較模擬画像の作成及び表示はシステム制御装置19に接続されたスキャン計画装置25の重要な機能である。
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中の、システム制御装置19と、スキャン計画装置25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、先ず操作者は、操作装置6を使用して、主としてX線管電圧(管電圧)、X線管電流(管電流)の設定値、などのX線条件をシステム制御装置19に入力する。

X線管8と検出器11とは回転盤13を回転させずに、テーブル2と回転盤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、スキャノグラム投影データおよびスキャノグラム画像データを記憶装置24に保存する。
スキャン計画装置25はスキャノグラム投影データを解析し、被検体の体軸に沿った任意の位置における推定断面をたとえば標準人体モデル(例えば身長173cm、体重65kgの成年男性)の該当部位に相似な断面としてモデル化する。なお、標準人体モデルは、X線投影データ(標準X線投影データ)を有する。
これにより、被検体の体軸に沿った位置(以下、z位置という)に依存して形状とCT値分布が変化する3次元的なモデル(以下、被検体3次元モデルという)が生成される。標準人体モデル及び被検体3次元モデルのデータは記憶装置24に保存される。

スキャン計画装置25は操作装置6から入力された所望の画質指標値・管電圧・管電流設定値・X線コリメーション条件・スキャナ1回転あたりの時間(以下、スキャン時間という)、およびスキャン計画装置25が作成した被検体3次元モデルのデータを基にして、被検体の撮影部位において想定される透過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、管電流の変調パターンを算出する。
さらに、スキャン計画装置25は、スキャン線量最適化機能不使用・使用におけるそれぞれの場合の模擬画像や画質指標値を比較するためのグラフ等を作成し、システム制御装置19を介して表示装置5に比較表示する。

＜準備操作の処理の流れ＞
図5は、準備操作に関するプログラムブロック図である。準備操作に関するプログラムは、入力部24a、スキャノグラムデータ読込部24b、モデル生成部24c、最適化部24d、画像生成部24e、表示部24f、及び比較情報生成部24gから構成される。各プログラムの詳細は後述する。

図6に、X線CT装置50の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。スキャン計画装置25は、準備動作のフローにおいて、準備操作に関する上記プログラムを記憶装置24から読み出して実行する。
なお、画質指標値としては画像SD値、コントラスト−ノイズ比(CNR)、所定CNR下での識別可能径(識別可能な異常陰影の半径)、シグナル−ノイズ比(SNR)等があるが、以下では画像SD値の場合を例として説明する。

(ステップS100)
ステップS100のスキャノグラム撮影では、被検体17のスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム画像を生成する(S100)。生成されたスキャノグラム画像は、記憶装置24に格納される。
スキャノグラム撮影により被検体17のスキャノグラム画像を生成する手順と、スキャンにより断層像を再構成する手順とは基本的には同じである。スキャノグラム投影データは、回転盤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X線投影データ(検出データ)を取り込むことによって得られる。

このスキャノグラム撮影にて得られるX線投影データ(スキャノグラム投影データ)は、検出器11からシステム制御装置19を介して画像再構成装置23に送られ、画像再構成装置23においてスキャノグラム画像が生成される。
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は、スキャン時の被検体17のスライス位置(断層像を再構成する位置)設定のために利用される。またスキャノグラム投影データはスキャノグラム画像の生成のために用いられるだけでなく、本発明では特にスキャンにおける照射X線量(スキャン線量)変調パターン決定のため、またスキャン線量最適化機能不使用・使用での画像(比較用の模擬画像)の生成や画質指標値の変化を示すグラフ等の作成のために利用される。なお、スライス位置は上述のz位置として表わされる。

(ステップS110乃至ステップS130)
ステップS110からステップS130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からスキャン条件としての天板移動ピッチ(S110)、スキャン開始位置(S120)、及びスキャン終了位置(S130)を入力する。これらの入力データを用いてスキャン計画装置25により、被検体17の断層像の体軸方向撮影範囲とz位置(スライス位置)とX線管8の位相角(回転盤13の位相角)βが決定される。ここでスキャン開始位置、スキャン終了位置は一連のスキャンで得られる最初の断層像のz位置、最後の断層像のz位置を各々意味する。

(ステップS140)
ステップS140では、操作者が操作装置6から撮影条件としての管電圧設定値、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルター関数の種類、視野サイズ、等を入力する(S140)。

(ステップS150)
ステップS150では、操作者が操作装置6によって、画質指標値について、画質目標としての所望値(所望の画質を示す)を入力する操作を行なう(S150)。入力部24aは、スキャン計画装置25への所望値の入力を受け付ける。

(ステップS160)
ステップS160のスキャノグラム投影データ解析では、スキャノグラムデータ読込部24bが記憶装置24からスキャノグラム投影データを読み出し、スキャン計画装置25がスキャノグラム投影データを解析する(S160)。

(ステップS170)
ステップS170の被検体3次元モデル生成では、モデル生成部24cが記憶装置24の標準人体モデルのデータに基づいて、被検体3次元モデルを生成する(S170)。
被検体3次元モデルは、z位置に対応する被検体17の各断面を、標準人体モデルの該当部位に相似な断面を持つもの(被検体断面モデル)として近似したものである。被検体17の断面を標準人体モデルからの相似変換によって近似する方法については、既知の方法(特開2002-263097号公報など)がある。モデル生成部24cは、スキャノグラムデータから体軸方向の被検体断面モデルを生成することにより、被検体3次元モデルを生成する。

(ステップS180)
ステップS180では、最適化部24dが、z位置、X線管8の位相角β毎のX線減弱指数Tを算出する(S180)。
ここで、X線減弱指数Tとは、被検体3次元モデルの(z、β)における楕円断面の中心を通るX線透過経路に沿ったX線吸収係数分布の積分値をいう。X線減弱指数Tは、S170にて生成した被検体3次元モデルから求めることができるので、スキャン計画装置25が記憶装置24から被検体3次元モデルを呼び出して演算する。このX線減弱指数Tに関する演算結果は、T=T(z，β)と表される。

(ステップS190)
ステップS190では、最適化部24dが、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、スキャン時間に基づいて、X線減弱指数Ｔの関数をT=T(z，β)から時間tの関数T=T(t)に変換する(S190)。

(ステップS200)
ステップS200では、最適化部24dはスキャン時間tの関数で表される管電流変調パターンI(t)を算出する(S200)。
ここで、z位置(スライス位置)における断層像Img(z)を再構成するために使用するビュー数をMとし、便宜的なビュー番号mをm=0〜M-1とする。1回転あたりのビュー数をNとした時、使用ビュー数Mは1回転あたりのビュー数Nと必ずしも等しくない。

ここで、前述のX線減弱指数Tは使用するビュー番号の関数T(m)としても表すことができる。ビュー番号m=0〜M-1におけるX線減弱指数Tの最大値をTmax(0：M-1)とし、この時に基準管電流値i＿refを対応させると仮定した場合、ビュー番号mに対する管電流値ｉ_v(m)は次式のようになる。
[数１]
i_v(m)＝i＿ref * exp(T(m)−Tmax(0:M-1))

一方、スキャナが1回転する時間trotが基準時間trot＿refに等しく、その間はX線減弱指数Tが一定値であり、管電圧としてxv、管電流値iとして基準管電流値i＿refを用いたとし、1回転中のビュー数N＿refに均等な重み付けをして、再構成フィルター関数gを用い、画像厚thkを基準画像厚thk＿refとして再構成した場合の画像ノイズ分散値Vは、X線減弱指数Tの関数として次式のように表される。

であり、a(xv)、b(xv，g)は記憶装置24に予め格納しておく。

前述の数1で表される管電流値i_v(m)を用いた場合の画像ノイズ分散予測値V^*は次式のように表される。

ここで、数3のw(m)は各ビューmに対して適用されるビュー方向重みである。ビュー方向重みは再構成に使用するビュー数Mが1回転あたりのビュー数Nと異なる場合や、被検体の動きによるアーチファクトを補正する場合に用いられている(G.Wang 他「Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula」Journal of Scanning Microscopies Vol.16，216-220(1994)、特開平08-280664号公報)。

なお、使用ビュー数Mが1回転あたりのビュー数Nと等しい場合は、

とすることにより、いわゆるフルスキャン再構成を行うこともできる。

ここで、操作者が入力した画像SD値の所望値SD_tgtから定まる所望画像ノイズ分散値V_tgt(SD_tgtの二乗値)と数3の画像ノイズ分散予測値V^*から、実際に適用すべき管電流値i_a(m)は次式のように定められる。

以上のようにして、操作者が入力した画像SD値の所望値を各z位置(スライス位置)の断層像において実現するための管電流変調パターンを決定することができる。この管電流変調パターンをIとすると、Iはスキャン開始後の経過時間tの関数I(t)として表すことができる。

すなわち、本ステップにおいて最適化部24dは、被検体断面モデルに基づいてX線管8から照射されるX線量をビューごとに変化させる照射量標準変調曲線(i_v(m))を設定し、その設定された照射量標準変調曲線(i_v(m))に対応するX線量を照射した場合の標準画像ノイズ分散値V^*と所望値(画像SD_tgt)から定まる所望画像ノイズ分散値V_tgtとの比に基づいて照射量標準変調曲線(i_v(m))を修正することにより、前記所望値を達成するための最適化な照射X線量を示す照射量変調曲線(i_a(m))を決定し、その照射量変調曲線(i_a(m))に基づいて照射X線量を変調する。

このように決定された管電流変調パターンI=I(t) は記憶装置24に保存され、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。

(ステップS210乃至S230)
次にステップS210からステップS230における、画質比較用の模擬画像の生成と表示について説明する。図7は、模擬画像の生成手順を示す図である。模擬画像としては、MPR画像のほか、3次元表示画像や横断面画像でもよい。ここでは、模擬画像としてMPR画像(Multi Planer Reconstruction 画像)を用いる。

ステップS210では、画像生成部24eは記憶装置24から標準人体スキャノグラム画像26と被検体17のスキャノグラム画像27とを読み出す。そして、画像生成部24eは、標準人体スキャノグラム画像26を被検体17のスキャノグラム画像27と同等の大きさに変換するための拡大率Ｍを求める(S210)。

図7(a)は、拡大率Mの算出手順を示す。拡大率Mは、両画像における対応部位の形状などを用いて求める。例えば、肋骨の上端から下端までの長さを対応部位とし、標準人体スキャノグラム画像26の対応部位Aと被検体17のスキャノグラム画像27の対応部位Bとを用いると、拡大率Ｍは、M=B/Aとして求められる。

ステップS220では、画像生成部24eが、図7(b)に示す標準人体モデルに基づく標準人体MPR画像28に対して拡大率Mを乗ずることにより、被検体17の模擬画像である、ノイズなし被検体模擬MPR画像29を作成する(S220)。
ここで、標準人体モデルは標準人体のCT値分布(標準X線投影データ)を示しているので、標準人体モデルの適当な断面図がすなわち標準人体MPR画像28であることを利用している。なお、標準人体モデルにはノイズが存在しないので、標準人体MPR画像28及びノイズなし被検体模擬MPR画像29にも画像ノイズが存在しない。以下では、標準人体MPR画像28、ノイズなし被検体模擬MPR画像29をそれぞれ、MPR画像28、MPR画像29という。

ステップS230では、スキャン計画装置25(画像生成部24e)が、スキャン線量最適化不使用・使用各々の場合に予測される画像ノイズ(予測ノイズ)を算出し、MPR画像29に加算することにより模擬画像(MPR画像)を生成する。
なお、ここでいう、スキャン線量最適化不使用の場合とは、全てのビューにおいて操作者の設定したX線管電流値、又は標準的なX線管電流値により回転撮影をする。すなわちビューごとに変調させず、撮影範囲の全てのz位置において、一定管電流値により被検体の周りをどのビューからも同じ照射X線量で撮影する場合をいう。

図7(c)は、画像生成部24eによって生成されるMPR画像30、31を示す図である。図中、画像ノイズをドットで示す。画像生成部24eは、以下の2種類の模擬画像(MPR画像)を生成する。ひとつはスキャン線量最適化機能を使用しない場合に想定される画像である、ノイズあり被検体模擬MPR画像30(照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行することなく回転撮影を行なったときに、得られると想定される最適化不使用想定画像)である。もうひとつは、スキャン線量最適化機能を使用する場合に得られると想定される画像である、ノイズあり被検体模擬MPR画像31(照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行して回転撮影を行なったときに、得られると想定される最適化使用想定画像)である。
MPR画像31における部位31aは、MPR画像30における部位30aよりもノイズが増加しており、スキャン線量最適化機能を使用した場合に部分的にはノイズが増加する場合もある。しかし、画像全体としてはノイズの一様性が向上する。すなわち、スキャン線量最適化機能により画質の一様性が向上する。

図8は、MPR画像30、31及び画質指標値比較グラフ32を並置して表示した画面表示例を示す図である。表示部24fは、MPR画像30と31とを表示装置6の同一画面上に比較可能に表示(画質比較表示)する。
なお、画像生成部24eは、スキャン線量最適化不使用・使用各々の場合に得られると想定される画質指標値(画像SD値)、すなわちX線量標準変調曲線に対応する画質指標値と最適化された照射量変調曲線に対応する画質指標値との、z位置に沿った変動を示す画質指標値比較グラフ32を作成してもよい。画質指標値比較グラフ32の横軸は、画像SD値を示し、縦軸はz位置を示す。図8の画質指標値比較グラフ32では、点線(スキャン線量最適化不使用)がスキャン線量最適化機能の不使用時の場合の画像SD値の変動を示し、実線(スキャン線量最適化使用)がスキャン線量最適化機能の使用時の場合の画像SD値の変動を示す。

画質指標値比較グラフ32により画像SD値の変動を定量的に把握でき、スキャン線量最適化機能の不使用・使用時の画質を容易に比較できる。
表示装置5は画面上にMPR画像30、31とともに画質指標値比較グラフ32を併置して表示してもよいし、画質指標値比較グラフ32のみ表示したりしてもよい(S230)。

(ステップS240)
ステップS240の画質判断では、ステップ230における被検体の画質比較表示(スキャン線量最適化機能の不使用・使用、すなわちMPR画像30・31)を操作者が見て、スキャン線量最適化の効果が適正であるかどうかを判断する(S240)。
操作者が、画質を適正であると判断した場合にはスキャン準備操作を終了してスキャンを開始することになり、画質を適正でないと判断した場合にはステップS150に戻り、所望の画質指標値を再入力する。

本実施の形態により、X線CTスキャン前に画質指標値の所望値を入力してそれに適した照射X線量変調パターンを決定し、さらにスキャン線量最適化不使用・使用各々の場合における予測画質を比較することにより、適切な画質を事前に想定してそれを実現するための最適なスキャンが実行可能となる。

以上説明した如く、本発明に係わるX線CT装置50では、スキャン計画装置25は、被検体17のスキャノグラム投影データから被検体17の3次元モデルを生成することができる。また、スキャン計画装置25は、被検体17の3次元モデルから被検体の撮影部位に応じた画像ノイズを予測し、予測される画像ノイズと操作者が入力した画質指標値の所望値との比較から照射X線量(スキャン線量)の変調パターンを自動的に設定する(スキャン線量最適化)ことができる。さらに、スキャン計画装置25は、スキャン線量最適化機能不使用・使用各々の場合における画質を予測することができ、それぞれの場合の画質を反映した模擬画像を表示装置5に比較表示することができる。

そのため、スキャン線量最適化機能が画質におよぼす効果を実際のスキャンの前に具体的かつ容易に把握することができ、適切な画質の被検体画像を得るためのX線CT検査を容易に行なうことができる。
なお、画像生成部24dはスキャン線量最適化不使用・使用各々の場合に得られると想定される画質指標値(画像SD値)を示す表を生成し、表示部24fは表を表示してもよい。
また、上記では、スキャン線量を最適化するために管電流を変調させたが、管電圧を変調してもよい。

＜第二実施形態＞
本実施形態では、第一実施形態におけるステップS145において、特に着目部位を指定し、比較情報生成部24gによって着目部位に関する画質比較を行なう。図9は、本実施形態に係わる準備操作の処理の流れを示すフローチャートである。なお、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。

(ステップS100乃至ステップS140)
ステップS100乃至ステップS140では、第一実施形態と同様に、スキャノグラム撮影を行い(S100)、スキャン条件を入力する(S110乃至S140)。

(ステップS145)
ステップS145では、操作者は操作装置６によって、被検体17のスキャノグラム画像27上で着目部位を指定する(S145)。

(ステップS150乃至S220)
ステップS150乃至ステップS220では、第一実施形態と同様に、操作者は、画質指標値(画質SD値)について所望値を入力(S150)する。さらに、スキャノグラムデータが解析され(S160)、被検体3次元モデルが生成され(S170)、X線減弱指数Ｔと管電流変調パターンとが算出され(S180、S190、S200)、被検体の模擬画像(MPR画像等)が生成される(S210、S220)。

(ステップS230)
ステップS230では、比較情報生成部24gは、最適化使用想定画像(MPR画像31)における着目部位の情報と最適化不使用想定画像(MPR画像30)における着目部位の情報を比較するための比較情報を生成する。また、表示部24fは、スキャン線量最適化機能の不使用・使用の場合にそれぞれ想定される画質に関する情報(比較情報)を表示する(S230)。なお、模擬画像(MPR画像30、31)における着目部位に相当する位置は、本ステップにおける表示に反映される。
比較情報生成部24gは比較情報として、最適化使用想定画像(MPR画像31)と最適化不使用想定画像(MPR画像30)とにおける着目部位の位置を示す情報や着目部位の画質指標値を示す画質指標値比較グラフ32などを生成してもよい。

図10に、画質の比較表示に着目部位を合わせて表示した画面表示例を示す。MPR画像30、31及び画質指標値比較グラフ32には、着目部位に相当する位置を表示する表示枠33が示される。図10では、MPR画像30、31及び画質指標値比較グラフ32を並置して表示している。
また、着目部位の範囲が狭い場合には、具体的な画質指標値(画像SD値)の数値比較も有効である。画像生成部24eは、最適化使用想定画像(MPR画像31)と最適化不使用想定画像(MPR画像30)とにおける着目部位の画質指標値(画像SD値)を示す数値情報を記載した数値比較表を生成してもよい。

図11に表示装置5による数値比較表34の画面表示例を示す。図11の数値比較表34では、スキャン線量最適化機能の不使用・使用の場合について、それぞれ、着目部位における管電流の大きさ(管電流）、CTDI(CT被曝線量指標、Computed tomography dose index）画像SD値の予測値(画像SD予測値）が表示される。これにより、画質を定量的に把握できる。

(ステップS240)
ステップS240では、第一実施形態と同様に、操作者がスキャン線量最適化の効果が適正であるかどうかを判断する。

本実施の形態により、着目部位における、スキャン線量最適化機能の不使用・使用の場合の効果を具体的かつ容易に把握することができる。
なお、上記では、着目部位の指定をスキャノグラム画像上で行なったが、MPR画像30、31のいずれかの画像上で行なってもよい。また、いずれかの画像上で指定された着目部位の位置は他方の画像に反映され、他方の画像においても着目部位に相当する位置を示す表示がなされる。また、画像上で着目部位に相当する位置を指示するマーカとしては、表示枠33のほか、矢印でもよい。
また、上記実施形態では、ガントリータイプのX線CT装置について説明したがCアーム型のX線CT装置でもよい。

X線CT装置の全体概観図である。 X線CT装置の全体構成図である。 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である。 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である。準備操作に関するプログラムブロック図である。 X線CT装置のスキャンに先立つ準備操作の処理の流れを示すフローチャートである。比較用の模擬画像の作成手順を示す図である。画質比較表示に関する画面表示例を示す図である。第二実施形態に係わる準備操作の処理の流れを示すフローチャートである。画質比較表示に着目部位を合わせて表示した画面表示例を示す図である。数値比較表の画面表示例を示す図である。

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、７ X線管制御装置、８ X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回転盤、１４回転制御装置、１５回転盤駆動装置、１６駆動力伝達系、１７被検体、１８ X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スキャン計画装置

Claims

X線を照射するX線管と、前記X線管を制御するX線管制御装置と、を備えたX線源と、
被検体をはさんで前記X線源に対向して配置され、前記X線を検出してX線投影データを出力するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載して回転可能な回転手段と、
前記X線投影データに基づいて断層像を再構成する画像処理手段と、
前記画像処理手段によって得られる断層像について、所望する画質の指標を示す画質指標値の入力をする入力手段と、
前記被検体のスキャノグラムデータから前記被検体の体軸方向の被検体断面モデルを生成するモデル生成手段と、
前記被検体断面モデル及び前記画質指標値に基づいて、所望の最適な照射X線量を示す照射量変調曲線を設定し、その設定された照射量変調曲線に基づいて照射X線量を変調する最適化手段と、
前記照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行して回転撮影を行ったときに得られると想定される最適化使用想定画像の画質と、前記照射量変調曲線に基づく照射X線量の変調を実行することなく回転撮影を行ったときに得られると想定される最適化不使用想定画像の画質を予測する画質予測手段と、
前記画質予測手段の画質予測結果を表示する表示手段と、
を備えることを特徴とするX線CT装置。
前記画質予測手段は前記最適化使用想定画像と前記最適化不使用想定画像とを生成する画像生成手段であり、
前記表示手段が表示する画質予測結果は前記最適化使用想定画像と前記最適化不使用想定画像である、
ことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記最適化使用想定画像、前記最適化不使用想定画像、又は前記スキャノグラムデータに基づくスキャノグラム画像のいずれか一つにおいて、前記被検体の着目部位を指定する指定手段と、
前記最適化使用想定画像における前記着目部位の情報と前記最適化不使用想定画像における前記着目部位の情報を比較するための比較情報を生成する比較情報生成手段と、を更に備え、
前記表示手段は、前記比較情報を更に表示する、
ことを特徴とする請求項2に記載のX線CT装置。
前記比較情報生成手段は、前記比較情報として、前記最適化使用想定画像及び前記最適化不使用想定画像における前記着目部位の位置を示す情報、前記最適化使用想定画像及び前記最適化不使用想定画像における前記着目部位の画質指標値を示すグラフ、前記最適化使用想定画像及び前記最適化不使用想定画像における前記着目部位の画質指標値を示す数値情報、の少なくとも一つを生成する、
ことを特徴とする請求項3に記載のX線CT装置。
前記画質予測手段は、前記最適化使用想定画像と前記最適化不使用想定画像との画質指標値を生成する画質指標値生成手段を備え、
前記表示手段が表示する画質予測結果は前記生成された画質指標値である、
ことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記画質予測手段は、画質指標値生成手段が生成した前記画質指標値に基いて画質指標値比較グラフを生成する画質指標値比較グラフ手段をさらに備え、
前記表示手段は前記画質指標値比較グラフを表示する
ことを特徴とする請求項5に記載のX線CT装置。
前記表示手段は前記画質指標値比較グラフとともに前記スキャノグラムデータに基づくスキャノグラム画像を表示する
ことを特徴とする請求項6に記載のX線CT装置。
前記画質指標生成手段が算出する画質指標値は、画像SD値、コントラスト-ノイズ比(CNR)、シグナル-ノイズ比(SNR)のうちのいずれかである
ことを特徴とする請求項5に記載のX線CT装置。