JP4976880B2

JP4976880B2 - X-ray apparatus and X-ray image creation method

Info

Publication number: JP4976880B2
Application number: JP2007040681A
Authority: JP
Inventors: 久幸上原; 卓弥坂口
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2007-02-21
Filing date: 2007-02-21
Publication date: 2012-07-18
Anticipated expiration: 2027-02-21
Also published as: JP2008200323A

Description

この発明は、Ｘ線ＣＴ装置で生成されたＣＴボクセルデータから模擬的なＸ線画像を作成する技術に関する。 The present invention relates to a technique for creating a simulated X-ray image from CT voxel data generated by an X-ray CT apparatus.

Ｘ線装置では、患者などの被写体にＸ線を照射し、被写体を透過したＸ線を検出して画像を作成している。すなわち、Ｘ線装置では、画像を作成するためには、被写体にＸ線を照射する必要がある。 In an X-ray apparatus, an image is created by irradiating a subject such as a patient with X-rays and detecting X-rays transmitted through the subject. That is, in the X-ray apparatus, it is necessary to irradiate the subject with X-rays in order to create an image.

一方、Ｘ線ＣＴ装置のデータについては、核医学装置のγ線減衰補正に利用する技術（例えば、特許文献１参照）や、ＳＰＥＣＴのγ線減衰補正に利用する技術（例えば、特許文献２参照）が開発されている。 On the other hand, as for the data of the X-ray CT apparatus, a technique used for γ-ray attenuation correction of a nuclear medicine apparatus (for example, see Patent Document 1) and a technique used for SPECT γ-ray attenuation correction (for example, see Patent Document 2) ) Has been developed.

特開２００６−９０７５２号公報JP 2006-90752 A 特開平９−５４４１号公報Japanese Patent Laid-Open No. 9-5441

Ｘ線装置では、実際に臨床データを収集する以外にも、保持装置や寝台のポジショニングやＸ線条件（管電圧およびｍＡＳ）の決定などの予備操作で、患者にＸ線を照射する場面があり、患者にとってはよけいな被曝となるという問題がある。また、予備操作に時間がとられることによって、検査時間が長くなるという問題もある。 In addition to actually collecting clinical data, there are scenes where the patient is irradiated with X-rays during preliminary operations such as positioning the holding device and bed and determining X-ray conditions (tube voltage and mAS). There is a problem that it is a good exposure for the patient. Moreover, there is also a problem that the inspection time becomes longer due to the time taken for the preliminary operation.

この発明は、上述した従来技術による問題点を解消するためになされたものであり、予備操作などによるよけいな被曝をなくすとともに、検査時間を短縮することができるＸ線装置およびＸ線画像作成方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above-described problems caused by the prior art, and can eliminate an excessive exposure due to a preliminary operation or the like and reduce an inspection time and an X-ray image creation method. The purpose is to provide.

上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明は、被写体に関してＸ線ＣＴ装置により生成されたＣＴボクセルデータを入力するＣＴボクセルデータ入力手段と、Ｘ線強度分布基準データおよび前記ＣＴボクセルデータ入力手段により入力されたＣＴボクセルデータに基づいて模擬Ｘ線画像を生成して表示する模擬Ｘ線画像生成手段とを備えたことを特徴とする。 In order to solve the above-described problems and achieve the object, the present invention provides CT voxel data input means for inputting CT voxel data generated by an X-ray CT apparatus with respect to a subject, X-ray intensity distribution reference data, and the CT voxel. And a simulated X-ray image generating means for generating and displaying a simulated X-ray image based on the CT voxel data input by the data input means.

また、本発明は、被写体に関してＸ線ＣＴ装置により生成されたＣＴボクセルデータを入力するＣＴボクセルデータ入力ステップと、Ｘ線強度分布基準データおよび前記ＣＴボクセルデータ入力ステップにより入力されたＣＴボクセルデータに基づいて模擬Ｘ線画像を生成して表示する模擬Ｘ線画像生成ステップとを含んだことを特徴とする。 The present invention also provides a CT voxel data input step for inputting CT voxel data generated by an X-ray CT apparatus with respect to a subject, an X-ray intensity distribution reference data, and a CT voxel data input by the CT voxel data input step. And a simulated X-ray image generation step for generating and displaying a simulated X-ray image based on the simulation X-ray image.

本発明によれば、被写体にＸ線を照射することなくＸ線画像を生成して表示するので、Ｘ線の被曝量を低減することができる。 According to the present invention, since an X-ray image is generated and displayed without irradiating the subject with X-rays, the exposure dose of X-rays can be reduced.

以下に添付図面を参照して、この発明に係るＸ線装置およびＸ線画像作成方法の好適な実施例を詳細に説明する。 Exemplary embodiments of an X-ray apparatus and an X-ray image creation method according to the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings.

まず、本実施例に係るＸ線装置の構成について図１および図２を用いて説明する。図１は、本実施例に係るＸ線装置の斜視図であり、図２は、本実施例に係るＸ線装置の構成を示す機能ブロック図である。 First, the configuration of the X-ray apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a perspective view of the X-ray apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a functional block diagram showing the configuration of the X-ray apparatus according to the present embodiment.

図２に示すように、このＸ線装置１００は、Ｘ線高電圧発生装置１と、Ｘ線源装置２と、Ｘ線検出器３と、モニタ４と、画像処理装置５と、模擬画像データ生成部６と、Ｘ線強度分布基準データ格納部７と、Ｘ線検出器補正パラメータ格納部８と、システム制御部９と、操作部１０と、機構制御部１１と、寝台天板１２と、保持装置１３とを有する。なお、Ｘ線源装置２、Ｘ線検出器３、モニタ４、寝台天板１２および保持装置１３については図１の斜視図にも示す。 As shown in FIG. 2, the X-ray device 100 includes an X-ray high voltage generator 1, an X-ray source device 2, an X-ray detector 3, a monitor 4, an image processing device 5, and simulated image data. A generating unit 6, an X-ray intensity distribution reference data storage unit 7, an X-ray detector correction parameter storage unit 8, a system control unit 9, an operation unit 10, a mechanism control unit 11, a bed top 12, Holding device 13. The X-ray source device 2, the X-ray detector 3, the monitor 4, the bed top 12 and the holding device 13 are also shown in the perspective view of FIG.

Ｘ線高電圧発生装置１は、Ｘ線源装置２に供給する高電圧を発生する装置であり、発生する電圧・電流を制御することによってＸ線の出力を制御するＸ線制御部１−１と、Ｘ線制御部１−１の制御のもとに高電圧を発生する高電圧発生装置１−２とを有する。 The X-ray high voltage generator 1 is a device that generates a high voltage to be supplied to the X-ray source device 2, and an X-ray controller 1-1 that controls the output of X-rays by controlling the generated voltage and current. And a high voltage generator 1-2 that generates a high voltage under the control of the X-ray controller 1-1.

Ｘ線源装置２は、Ｘ線高電圧発生装置１から高電圧の供給をうけてＸ線を発生する装置であり、Ｘ線を発生して患者Ｐに照射するＸ線管装置２−１と、Ｘ線管装置２−１が発生したＸ線を遮蔽するＸ線絞り２−２とを有する。Ｘ線検出器３は、患者Ｐを透過したＸ線を検出する装置であり、モニタ４は、画像処理装置５が生成した画像を表示する表示部である。 The X-ray source device 2 is a device that generates X-rays by receiving a high voltage from the X-ray high-voltage generator 1, and generates an X-ray and irradiates the patient P with an X-ray tube device 2-1 The X-ray tube device 2-1 has an X-ray diaphragm 2-2 that shields X-rays generated. The X-ray detector 3 is a device that detects X-rays transmitted through the patient P, and the monitor 4 is a display unit that displays an image generated by the image processing device 5.

画像処理装置５は、Ｘ線検出器３がＸ線を検出して生成する検出データまたは模擬画像データ生成部６が生成する模擬画像データを用いて画像を生成する装置であり、検出データまたは模擬画像データを入力する画像入力部５−１と、画像入力部５−１が入力したデータを用いてコントラスト補正、ブライトネス補正あるいはシャープネス補正などの処理を行って画像を生成する画像処理部５−２と、画像処理部５−２が生成した画像などを記憶する画像記憶部５−３と、画像記憶部５−３が記憶する画像をモニタ４に表示する画像出力部５−４とを有する。 The image processing apparatus 5 is an apparatus that generates an image using detection data generated by the X-ray detector 3 detecting X-rays or simulated image data generated by the simulated image data generation unit 6. An image input unit 5-1 that inputs image data, and an image processing unit 5-2 that generates an image by performing processing such as contrast correction, brightness correction, or sharpness correction using the data input by the image input unit 5-1. And an image storage unit 5-3 for storing an image generated by the image processing unit 5-2, and an image output unit 5-4 for displaying an image stored in the image storage unit 5-3 on the monitor 4.

模擬画像データ生成部６は、模擬画像データを生成する装置であり、Ｘ線ＣＴ装置２００のＣＴボクセルデータ出力部２０１が出力するＣＴボクセルデータを入力するＣＴボクセルデータ入力部６−１と、ＣＴボクセルデータ入力部６−１が入力したＣＴボクセルデータ、Ｘ線強度分布基準データ格納部７が格納するＸ線強度分布基準データおよびＸ線検出器補正パラメータ格納部８が格納するＸ線検出器補正パラメータを用いて模擬画像データを作成する模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２と、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が生成した模擬画像データを出力する画像データ出力部６−３とを有する。 The simulated image data generation unit 6 is a device that generates simulated image data. The CT voxel data input unit 6-1 inputs CT voxel data output from the CT voxel data output unit 201 of the X-ray CT apparatus 200, and CT. CT voxel data input by the voxel data input unit 6-1, X-ray intensity distribution reference data stored by the X-ray intensity distribution reference data storage unit 7, and X-ray detector correction stored by the X-ray detector correction parameter storage unit 8 A simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 that creates simulated image data using parameters, and an image data output unit 6 that outputs simulated image data generated by the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2. -3.

なお、Ｘ線強度分布基準データ格納部７が格納するＸ線強度分布基準データは、Ｘ線管装置２−１の焦点より一定距離（１ｍ）の基準値である。また、Ｘ線検出器補正パラメータ格納部８が格納するＸ線検出器補正パラメータは、Ｘ線検出器３に関する補正係数であり、ゲイン、オフセット、ノイズ、Ｘ線検出器歪（イメージインテンシファイアの場合）に基づく値である。 The X-ray intensity distribution reference data stored in the X-ray intensity distribution reference data storage unit 7 is a reference value that is a fixed distance (1 m) from the focal point of the X-ray tube device 2-1. The X-ray detector correction parameter stored in the X-ray detector correction parameter storage unit 8 is a correction coefficient related to the X-ray detector 3, and includes gain, offset, noise, X-ray detector distortion (image intensifier distortion). Value).

模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２がＣＴボクセルデータ、Ｘ線強度分布基準データおよびＸ線検出器補正パラメータを用いて模擬画像データを生成することによって、Ｘ線装置１００は、Ｘ線を患者Ｐに照射することなくＸ線画像を表示することができる。なお、この模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２の詳細については後述する。 The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 generates simulated image data using the CT voxel data, the X-ray intensity distribution reference data, and the X-ray detector correction parameter, so that the X-ray apparatus 100 An X-ray image can be displayed without irradiating the patient P. The details of the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 will be described later.

システム制御部９は、操作部１０からの指示に基づいてＸ線制御部１−１、機構制御部１１、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２などに指示することによってＸ線装置１００全体を制御する制御部である。操作部１０は、操作者からの指示を受け付けてシステム制御部９に操作者の指示を伝えるコンソールである。 The system control unit 9 instructs the X-ray apparatus 100 by instructing the X-ray control unit 1-1, the mechanism control unit 11, the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 based on an instruction from the operation unit 10. It is a control part which controls the whole. The operation unit 10 is a console that receives an instruction from the operator and transmits the instruction of the operator to the system control unit 9.

機構制御部１１は、Ｘ線絞り２−２、寝台天板１２、保持装置１３などの動きを制御する制御部であり、Ｘ線絞り２−２が有するＸ線補償フィルタの移動を制御するＸ線補償フィルタ移動制御部１１−１と、Ｘ線絞り２−２の羽根の移動を制御するＸ線絞り羽根移動制御部１１−２と、寝台天板１２の移動を制御する寝台天板移動制御部１１−３と、保持装置１３の回転・移動を制御するアーム回転・移動制御部１１−４とを有する。 The mechanism control unit 11 is a control unit that controls the movement of the X-ray diaphragm 2-2, the couchtop 12, the holding device 13, and the like, and controls the movement of the X-ray compensation filter of the X-ray diaphragm 2-2. Line compensation filter movement control unit 11-1, X-ray diaphragm blade movement control unit 11-2 that controls movement of the blades of the X-ray diaphragm 2-2, and bed top plate movement control that controls movement of the bed top plate 12 Unit 11-3 and an arm rotation / movement control unit 11-4 that controls rotation / movement of the holding device 13.

寝台天板１２は、患者Ｐが横たわる板であり、保持装置１３は、Ｘ線源装置２、Ｘ線検出器３などを保持するアームである。 The bed top 12 is a plate on which the patient P lies, and the holding device 13 is an arm that holds the X-ray source device 2, the X-ray detector 3, and the like.

次に、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２の詳細について図３〜図５を用いて説明する。図３は、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が模擬画像データの生成に用いる座標系を示す図である。同図は、患者Ｐを頭側から見た図であり、この座標系は、寝台天板１２の横方向をＸ軸方向、寝台天板１２に対する法線方向をｙ軸方向、体軸方向をｚ軸方向とし、患者Ｐのアイソセンタ位置を原点としている。 Next, details of the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a diagram illustrating a coordinate system used by the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 to generate simulated image data. This figure is a view of the patient P as viewed from the head side. This coordinate system shows the horizontal direction of the bed top 12 in the X axis direction, the normal direction to the bed top 12 in the y axis direction, and the body axis direction. The z-axis direction is used, and the isocenter position of the patient P is the origin.

模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、あるＸ線条件すなわちある管電圧ｋＶとあるｍＡＳ（管電流とＸ線照射秒数の積）のときの検出器位置（ｘ，ｙ，ｚ）における画像データＩ２（ｘ，ｙ，ｚ）を以下の計算式で算出することによって模擬画像データを生成する。
Ｉ２（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）×Ｆ７（ｘ，ｙ，ｚ） The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 detects a detector position (x, y, z) under a certain X-ray condition, that is, a certain tube voltage kV and a certain mAS (product of tube current and X-ray irradiation time). The simulated image data is generated by calculating the image data I2 (x, y, z) in () with the following formula.
I2 (x, y, z) = I1 (x, y, z) × F7 (x, y, z)

ここで、Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）は、検出器位置（ｘ，ｙ，ｚ）に入力するＸ線強度であり、Ｆ７（ｘ，ｙ，ｚ）は、Ｘ線検出器補正パラメータ格納部８が格納するＸ線検出器補正パラメータである。 Here, I1 (x, y, z) is the X-ray intensity input to the detector position (x, y, z), and F7 (x, y, z) is the X-ray detector correction parameter storage unit. 8 is an X-ray detector correction parameter stored.

また、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）を以下の計算式で算出する。
Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ２（ｍＡＳ，ＳＩＤ）×Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ） The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 calculates I1 (x, y, z) by the following calculation formula.
I1 (x, y, z) = I0 (x, y, z, kV) × F1 (x, y, z, kV) × F2 (mAS, SID) × F3 (x, y, z, kV) × F4 (X, y, z, kV) × F5 (x, y, z, kV) × F6 (kV)

ここで、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｘ線強度分布基準データ格納部７が格納するＸ線強度分布基準データであり、Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、患者を構成する骨組織、軟部組織、脂肪組織などの体組織および管電圧ｋＶに基づく補正係数であり、Ｆ２（ｍＡＳ，ＳＩＤ）は、ｍＡＳおよびＳＩＤに基づく補正係数であり、Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｘ線絞り２−２のＸ線補償フィルタに基づく補正係数であり、Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｘ線絞り２−２のＸ線絞り羽根に基づく補正係数であり、Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、寝台天板１２やマットなどに基づく補正係数であり、Ｆ６（ｋＶ）は、カンタムノイズ付加係数である。 Here, I0 (x, y, z, kV) is X-ray intensity distribution reference data stored in the X-ray intensity distribution reference data storage unit 7, and F1 (x, y, z, kV) indicates the patient. F2 (mAS, SID) is a correction coefficient based on mAS and SID, and F3 (x, y, z) is a correction coefficient based on body tissue such as bone tissue, soft tissue, adipose tissue and tube voltage kV. , KV) is a correction coefficient based on the X-ray compensation filter of the X-ray diaphragm 2-2, and F4 (x, y, z, kV) is a correction coefficient based on the X-ray diaphragm blades of the X-ray diaphragm 2-2. F5 (x, y, z, kV) is a correction coefficient based on the bed top 12 or mat, and F6 (kV) is a quantum noise addition coefficient.

具体的には、Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、以下の計算式で算出される。

Specifically, F1 (x, y, z, kV) is calculated by the following calculation formula.

ここで、患者Ｐの体組織ｎの透過前のＸ線量をＸ０とし、透過後のＸ線量をＸ１とし、体組織ｎの厚さをｄとすると、
Ｘ１＝Ｘ０×ｅ（−μｎ（ｋＶ）・ｄ）
の関係がある。 Here, if the X-ray dose before transmission through the body tissue n of the patient P is X0, the X-ray dose after transmission is X1, and the thickness of the body tissue n is d,
X1 = X0 × e (−μn (kV) · d)
There is a relationship.

また、Ｘ線の吸収係数μｎ（ｋＶ）は、ＣＴボクセルデータに対応する骨組織、軟部組織、脂肪組織などの体組織ｎおよび管電圧ｋＶから図４に示す吸収係数−管電圧−体組織の関係を用いて求めることができる。すなわち、ＣＴボクセルデータに対応する体組織ｎを求め、体組織ｎの曲線で管電圧ｋＶに対応する値としてμｎ（ｋＶ）を求めることができる。 The X-ray absorption coefficient μn (kV) is calculated from the absorption coefficient-tube voltage-body tissue shown in FIG. 4 from body tissue n and tube voltage kV such as bone tissue, soft tissue, and fat tissue corresponding to CT voxel data. It can be determined using the relationship. That is, the body tissue n corresponding to the CT voxel data can be obtained, and μn (kV) can be obtained as a value corresponding to the tube voltage kV in the curve of the body tissue n.

なお、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）を計算する際に、保持装置１３のたわみに起因するＸ線検出器３の位置ずれの補正を行う。 The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 corrects the positional deviation of the X-ray detector 3 caused by the deflection of the holding device 13 when calculating F1 (x, y, z, kV). I do.

また、
Ｆ２（ｍＡＳ，ＳＩＤ）＝ｍＡＳ×１／ＳＩＤ²
であり、Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｆ１と同様の計算式で、Ｘ線補償フィルタ物質の吸収係数およびＸ線パス上の厚みより算出され、Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｆ１と同様の計算式で、絞り羽根物質の吸収係数およびＸ線パス上の厚みより算出され、Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）は、Ｆ１と同様の計算式で、寝台天板１２やマットなどの吸収係数およびＸ線パス上の厚みより算出される。 Also,
F2 (mAS, SID) = mAS × 1 / SID ²
F3 (x, y, z, kV) is a calculation formula similar to F1, calculated from the absorption coefficient of the X-ray compensation filter material and the thickness on the X-ray path, and F4 (x, y, z, kV) is the same calculation formula as F1, and is calculated from the absorption coefficient of the diaphragm blade material and the thickness on the X-ray path, and F5 (x, y, z, kV) is the same calculation formula as F1 and the bed. It is calculated from the absorption coefficient of the top plate 12 and the mat and the thickness on the X-ray path.

図５は、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２の構成を示す機能ブロック図である。同図に示すように、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、カンタムノイズ計算部６−２−１と、Ｘ線絞り羽根補正部６−２−２と、Ｘ線補償フィルタ補正部６−２−３と、寝台補正部６−２−４と、管電圧・体組織補正部６−２−５と、ｍＡＳ・ＳＩＤ補正部６−２−６と、Ｘ線検出器補正部６−２−７とを有する。 FIG. 5 is a functional block diagram showing the configuration of the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2. As shown in the figure, the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 includes a quantum noise calculation unit 6-2-1, an X-ray diaphragm blade correction unit 6-2-2, and an X-ray compensation filter correction. Unit 6-2-3, bed correction unit 6-2-4, tube voltage / tissue correction unit 6-2-5, mAS / SID correction unit 6-2-6, and X-ray detector correction unit 6-2-7.

カンタムノイズ計算部６−２−１は、Ｘ線強度分布基準データ格納部７からＸ線強度分布基準データを読み出し、カンタムノイズ付加係数との積を計算する処理部であり、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The quantum noise calculation unit 6-2-1 is a processing unit that reads the X-ray intensity distribution reference data from the X-ray intensity distribution reference data storage unit 7 and calculates a product of the quantum noise addition coefficient, and I0 (x, y , Z, kV) × F6 (kV).

Ｘ線絞り羽根補正部６−２−２は、システム制御部９からＸ線絞り羽根位置情報を取得し、カンタムノイズ計算部６−２−１の計算結果に対してＸ線絞り羽根に基づく補正を行う処理部であり、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The X-ray diaphragm blade correction unit 6-2-2 acquires the X-ray diaphragm blade position information from the system control unit 9, and corrects the calculation result of the quantum noise calculation unit 6-2-1 based on the X-ray diaphragm blade. And calculates I0 (x, y, z, kV) × F4 (x, y, z, kV) × F6 (kV).

Ｘ線補償フィルタ補正部６−２−３は、システム制御部９からＸ線補償フィルタ位置情報を取得し、Ｘ線絞り羽根補正部６−２−２の計算結果に対してＸ線補償フィルタに基づく補正を行う処理部であり、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The X-ray compensation filter correction unit 6-2-3 acquires the X-ray compensation filter position information from the system control unit 9, and uses the calculation result of the X-ray diaphragm blade correction unit 6-2-2 as an X-ray compensation filter. It is a processing unit that performs correction based on this, and calculates I0 (x, y, z, kV) × F3 (x, y, z, kV) × F4 (x, y, z, kV) × F6 (kV).

寝台補正部６−２−４は、システム制御部９から寝台位置情報を取得し、Ｘ線補償フィルタ補正部６−２−３の計算結果に対して寝台天板１２やマットなどに基づく補正を行う処理部であり、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The bed correction unit 6-2-4 acquires the bed position information from the system control unit 9, and corrects the calculation result of the X-ray compensation filter correction unit 6-2-3 based on the bed top plate 12 or the mat. A processing unit to be performed, I0 (x, y, z, kV) × F3 (x, y, z, kV) × F4 (x, y, z, kV) × F5 (x, y, z, kV) × F6 (kV) is calculated.

管電圧・体組織補正部６−２−５は、システム制御部９から管電圧を取得するとともにＣＴボクセルデータ入力部６−１からＣＴボクセルデータを取得し、寝台補正部６−２−４の計算結果に対して管電圧および患者Ｐの体組織に基づく補正を行う処理部であり、Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The tube voltage / tissue correction unit 6-2-5 acquires the tube voltage from the system control unit 9, and also acquires CT voxel data from the CT voxel data input unit 6-1, and the bed correction unit 6-2-4 A processing unit that corrects the calculation result based on the tube voltage and the body tissue of the patient P. I0 (x, y, z, kV) × F1 (x, y, z, kV) × F3 (x, y , Z, kV) × F4 (x, y, z, kV) × F5 (x, y, z, kV) × F6 (kV).

ｍＡＳ・ＳＩＤ補正部６−２−６は、システム制御部９からｍＡＳおよび保持装置位置情報を取得し、管電圧・体組織補正部６−２−５の計算結果に対してｍＡＳおよびＳＩＤに基づく補正を行う処理部であり、Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｉ０（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ１（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ２（ｍＡＳ，ＳＩＤ）×Ｆ３（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ４（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ５（ｘ，ｙ，ｚ、ｋＶ）×Ｆ６（ｋＶ）を計算する。 The mAS / SID correction unit 6-2-6 obtains mAS and holding device position information from the system control unit 9, and based on the calculation result of the tube voltage / tissue correction unit 6-2-5 based on the mAS and SID. A processing unit that performs correction, I1 (x, y, z) = I0 (x, y, z, kV) × F1 (x, y, z, kV) × F2 (mAS, SID) × F3 (x, y, z, kV) × F4 (x, y, z, kV) × F5 (x, y, z, kV) × F6 (kV) are calculated.

Ｘ線検出器補正部６−２−７は、ｍＡＳ・ＳＩＤ補正部６−２−６の計算結果に対してＸ線検出器３に基づく補正を行う処理部であり、Ｉ２（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｉ１（ｘ，ｙ，ｚ）×Ｆ７（ｘ，ｙ，ｚ）を計算する。 The X-ray detector correction unit 6-2-7 is a processing unit that performs correction based on the X-ray detector 3 with respect to the calculation result of the mAS / SID correction unit 6-2-6, and I2 (x, y, z) = I1 (x, y, z) × F7 (x, y, z) is calculated.

このように、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が、Ｘ線強度分布基準データを基にして、管電圧、患者Ｐの体組織、ＳＩＤ、ｍＡＳ、Ｘ線絞り羽根、Ｘ線補償フィルタ、寝台天板１２、Ｘ線検出器３、カンタムノイズなどに基づく補正を行うことによって、Ｘ線検出器３が生成する検出データを模擬する模擬画像データを生成することができる。 In this manner, the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 performs tube voltage, patient P body tissue, SID, mAS, X-ray diaphragm blade, X-ray compensation based on the X-ray intensity distribution reference data. By performing correction based on the filter, the couch top 12, the X-ray detector 3, the quantum noise, and the like, it is possible to generate simulated image data that simulates the detection data generated by the X-ray detector 3.

次に、寝台天板１２や保持装置１３などの機構部のポジショニング時に本実施例に係るＸ線装置１００が行う処理の処理手順について説明する。図６は、寝台天板１２や保持装置１３などの機構部のポジショニング時に本実施例に係るＸ線装置１００が行う処理の処理手順を示すフローチャートである。なお、ここでは、Ｘ線ＣＴ装置２００によって患者Ｐの撮影およびＣＴボクセルデータの生成が行われ、Ｘ線ＣＴ装置２００がＣＴボクセルデータを保持しているものとする。 Next, a processing procedure of processing performed by the X-ray apparatus 100 according to the present embodiment at the time of positioning the mechanism units such as the bed top 12 and the holding device 13 will be described. FIG. 6 is a flowchart illustrating a processing procedure of processing performed by the X-ray apparatus 100 according to the present embodiment at the time of positioning the mechanical units such as the bed top 12 and the holding device 13. Here, it is assumed that the X-ray CT apparatus 200 captures the patient P and generates CT voxel data, and the X-ray CT apparatus 200 holds the CT voxel data.

同図に示すように、Ｘ線装置１００は、ＣＴボクセルデータ入力部６−１がＸ線ＣＴ装置２００よりＣＴボクセルデータを入力する（ステップＳ１０１）。ここで、ＣＴボクセルデータとしては骨や造影血管を含む全組織のデータを用いる。 As shown in the figure, in the X-ray apparatus 100, the CT voxel data input unit 6-1 inputs CT voxel data from the X-ray CT apparatus 200 (step S101). Here, as CT voxel data, data of all tissues including bones and contrast blood vessels are used.

そして、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が、ＣＴボクセルデータ入力部６−１からＣＴボクセルデータを取得するとともに、システム制御部９からＸ線条件（ｋＶ、ｍＡＳ）およびポジショニング（位置）情報を入力する（ステップＳ１０２〜ステップＳ１０３）。ここで、ポジショニング情報としては、保持装置１３の位置（ＣＲＡ／ＣＡＵ、ＬＡＯ／ＲＡＯ、ＳＩＤ）、寝台位置（寝台天板１２の上下、左右位置）、絞り位置（絞り羽根位置、Ｘ線補償フィルタ位置）の情報を入力する。 The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 acquires the CT voxel data from the CT voxel data input unit 6-1, and the X-ray condition (kV, mAS) and positioning (position) from the system control unit 9. ) Input information (steps S102 to S103). Here, as positioning information, the position of the holding device 13 (CRA / CAU, LAO / RAO, SID), the bed position (up and down, left and right positions of the bed top plate 12), the aperture position (aperture blade position, X-ray compensation filter) Enter the location information.

そして、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、患者Ｐのアイソセンタ位置が一致するようにＣＴボクセルデータとＸ線装置１００の位置合わせを行い（ステップＳ１０４）、模擬画像データを作成する（ステップＳ１０５）。 The simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 aligns the CT voxel data and the X-ray apparatus 100 so that the isocenter positions of the patient P coincide with each other (step S104), and creates simulated image data. (Step S105).

そして、画像データ出力部６−３が、模擬画像データを画像処理装置５に出力し（ステップＳ１０６）、画像処理装置５の画像処理部５−２が模擬画像データに対して画像処理を行い（ステップＳ１０７）、画像出力部５−４がモニタ４に模擬Ｘ線画像を表示する（ステップＳ１０８）。 Then, the image data output unit 6-3 outputs the simulated image data to the image processing device 5 (step S106), and the image processing unit 5-2 of the image processing device 5 performs image processing on the simulated image data ( In step S107, the image output unit 5-4 displays a simulated X-ray image on the monitor 4 (step S108).

そして、システム制御部９が、Ｘ線装置１００のポジションに変更があるか否かを判定し（ステップＳ１０９）、ポジションに変更があった場合には、ステップＳ１０３に戻り、ポジションに変更がない場合には、システム制御部９は、表示終了が指示されたか否かを判定する（ステップＳ１１０）。そして、表示終了が指示されない場合には、ステップＳ１０９に戻り、表示終了が指示された場合には、処理を終了する。 Then, the system control unit 9 determines whether or not there is a change in the position of the X-ray apparatus 100 (step S109). If there is a change in the position, the process returns to step S103, and there is no change in the position. In step S110, the system control unit 9 determines whether display termination has been instructed. If the end of display is not instructed, the process returns to step S109. If the end of display is instructed, the process ends.

このように、Ｘ線装置１００は、機構部のポジションに対応する模擬Ｘ線画像を表示することによって、患者ＰにＸ線を照射することなく機構部のポジショニングを行うことができる。 As described above, the X-ray apparatus 100 can position the mechanism without irradiating the patient P with X-rays by displaying the simulated X-ray image corresponding to the position of the mechanism.

次に、適切な画像を得るためのＸ線条件の決定の際に本実施例に係るＸ線装置１００が行う処理の処理手順について説明する。図７は、適切な画像を得るためのＸ線条件の決定の際に本実施例に係るＸ線装置１００が行う処理の処理手順を示すフローチャートである。なお、ここでは、Ｘ線装置１００は、操作者によって指定された複数のＸ線条件のそれぞれに対応する模擬Ｘ線画像を生成して表示し、操作者によって選択された模擬Ｘ線画像に対応するＸ線条件を実際にＸ線を照射する際のＸ線条件とするものとする。 Next, a processing procedure of processing performed by the X-ray apparatus 100 according to the present embodiment when determining an X-ray condition for obtaining an appropriate image will be described. FIG. 7 is a flowchart illustrating a processing procedure of processing performed by the X-ray apparatus 100 according to the present embodiment when determining an X-ray condition for obtaining an appropriate image. Here, the X-ray apparatus 100 generates and displays a simulated X-ray image corresponding to each of a plurality of X-ray conditions specified by the operator, and corresponds to the simulated X-ray image selected by the operator. The X-ray condition to be used is the X-ray condition when actually irradiating X-rays.

図７に示すように、Ｘ線装置１００は、ＣＴボクセルデータ入力部６−１が、Ｘ線ＣＴ装置２００よりＣＴボクセルデータを入力し（ステップＳ２０１）、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が、ＣＴボクセルデータ入力部６−１からＣＴボクセルデータを取得するとともに、システム制御部９からポジショニング情報を入力する（ステップＳ２０２）。 As shown in FIG. 7, in the X-ray apparatus 100, the CT voxel data input unit 6-1 receives CT voxel data from the X-ray CT apparatus 200 (step S201), and the simulated X-ray image data creation / correction unit 6 -2 acquires CT voxel data from the CT voxel data input unit 6-1 and inputs positioning information from the system control unit 9 (step S202).

そして、模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２は、患者Ｐのアイソセンタ位置が一致するようにＣＴボクセルデータとＸ線装置１００の位置合わせを行い（ステップＳ２０３）、システム制御部９からＸ線条件を入力して（ステップＳ２０４）、模擬画像データを作成する（ステップＳ２０５）。 Then, the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 aligns the CT voxel data and the X-ray apparatus 100 so that the isocenter position of the patient P coincides (step S203). A line condition is input (step S204), and simulated image data is created (step S205).

そして、画像データ出力部６−３が、模擬画像データを画像処理装置５に出力し（ステップＳ２０６）、画像処理装置５の画像処理部５−２が模擬画像データに対して画像処理を行って模擬Ｘ線画像を生成し（ステップＳ２０７）、生成した模擬Ｘ線画像を画像記憶部５−３に格納する（ステップＳ２０８）。 Then, the image data output unit 6-3 outputs the simulated image data to the image processing device 5 (step S206), and the image processing unit 5-2 of the image processing device 5 performs image processing on the simulated image data. A simulated X-ray image is generated (step S207), and the generated simulated X-ray image is stored in the image storage unit 5-3 (step S208).

そして、システム制御部９が、指定されたＸ線条件の画像生成を終了したか否かを判定し（ステップＳ２０９）、終了していない場合には、次のＸ線条件に変更して（ステップＳ２１０）、ステップＳ２０４に戻り、終了した場合には、画像出力部５−４が画像記憶部５−３に記憶された複数の模擬Ｘ線画像をモニタ４に表示する（ステップＳ２１１）。 Then, the system control unit 9 determines whether or not the image generation under the designated X-ray condition has been completed (step S209), and if not completed, the system control unit 9 changes to the next X-ray condition (step S209). S210), the process returns to step S204, and when finished, the image output unit 5-4 displays a plurality of simulated X-ray images stored in the image storage unit 5-3 on the monitor 4 (step S211).

そして、システム制御部９は、操作者がコントラスト、輝度、ノイズが適切であるとして選択した画像の指定を受け付け（ステップＳ２１２）、受け付けた画像が得られるＸ線条件を実際にＸ線を照射する条件として決定する（ステップＳ２１３）。 Then, the system control unit 9 accepts designation of an image selected by the operator as appropriate for contrast, brightness, and noise (step S212), and actually irradiates the X-ray condition for obtaining the accepted image with X-rays. The condition is determined (step S213).

このように、Ｘ線装置１００は、複数の模擬Ｘ線画像を表示して操作者に適切な画像を選択させることによって、実際にＸ線を照射する際の適切なＸ線条件を決定することができる。 As described above, the X-ray apparatus 100 displays a plurality of simulated X-ray images and allows the operator to select an appropriate image, thereby determining an appropriate X-ray condition when actually irradiating X-rays. Can do.

なお、ここでは、複数の模擬Ｘ線画像を表示して操作者に適切な画像を選択させることとしたが、模擬Ｘ線画像のコントラストなどに基づいて適切なＸ線条件をＸ線装置１００が自動的に決定するようにすることもできる。 Here, a plurality of simulated X-ray images are displayed and the operator is allowed to select an appropriate image. However, the X-ray apparatus 100 sets appropriate X-ray conditions based on the contrast of the simulated X-ray image. It can also be determined automatically.

上述してきたように、本実施例では、Ｘ線強度分布基準データ格納部７が、Ｘ線強度分布基準データを記憶し、Ｘ線検出器補正パラメータ格納部８が、Ｘ線検出器３に関する補正パラメータを記憶し、模擬画像データ生成部６の模擬Ｘ線画像データ作成・補正部６−２が、Ｘ線ＣＴ装置２００からＣＴボクセルデータ入力部６−１を介してＣＴボクセルデータを取得し、システム制御部９から保持装置１３、寝台、Ｘ線絞り羽根、Ｘ線補償フィルタの位置情報を取得し、取得したＣＴボクセルデータおよび位置情報、Ｘ線強度分布基準データならびにＸ線検出器３に関する補正パラメータを用いて模擬画像データを生成し、画像処理装置５が模擬画像データを用いて模擬Ｘ線画像を生成することとしたので、患者ＰにＸ線を照射することなくＸ線画像を確認することができ、Ｘ線の被曝量を低減することができる。また、患者ＰにＸ線を照射する必要がないので、操作者は、透視／撮影スイッチを踏むことなく事前確認を行うことができる。 As described above, in this embodiment, the X-ray intensity distribution reference data storage unit 7 stores X-ray intensity distribution reference data, and the X-ray detector correction parameter storage unit 8 corrects the X-ray detector 3. The parameters are stored, and the simulated X-ray image data creation / correction unit 6-2 of the simulated image data generation unit 6 acquires CT voxel data from the X-ray CT apparatus 200 via the CT voxel data input unit 6-1, The position information of the holding device 13, the bed, the X-ray diaphragm blade, and the X-ray compensation filter is acquired from the system control unit 9, and the acquired CT voxel data and position information, X-ray intensity distribution reference data, and correction related to the X-ray detector 3 are acquired. Since the simulated image data is generated using the parameters and the image processing apparatus 5 generates the simulated X-ray image using the simulated image data, the patient P is not irradiated with X-rays. Can see the line image, it is possible to reduce the radiation exposure of X-rays. In addition, since there is no need to irradiate the patient P with X-rays, the operator can perform prior confirmation without stepping on the fluoroscopy / imaging switch.

また、本実施例では、模擬画像データ生成部６が複数のＸ線条件に対応する模擬画像データを生成し、画像処理装置５が複数のＸ線条件に対応する模擬Ｘ線画像をモニタ４に表示することとしたので、操作者は模擬Ｘ線画像で確認することによって適切なＸ線条件を選択することができる。したがって、無駄な撮影をなくすことができ、Ｘ線の被曝量を低減するとともに、検査時間を短縮することができる。また、適切なコントラスト画像を得ることができる。 In this embodiment, the simulated image data generation unit 6 generates simulated image data corresponding to a plurality of X-ray conditions, and the image processing device 5 stores simulated X-ray images corresponding to the plurality of X-ray conditions on the monitor 4. Since the display is made, the operator can select an appropriate X-ray condition by confirming with the simulated X-ray image. Therefore, useless imaging can be eliminated, the amount of X-ray exposure can be reduced, and the inspection time can be shortened. In addition, an appropriate contrast image can be obtained.

また、本実施例では、Ｘ線補償フィルタ補正部６−２−３がＸ線補償フィルタに関する補正を行うこととしたので、ハレーション防止のためのＸ線補償フィルタの操作を模擬Ｘ線画像を用いて行うことができる。また、ハレーションの有無を事前に確認することができるので、画質の低下を未然に防止することができる。 In this embodiment, since the X-ray compensation filter correction unit 6-2-3 performs correction related to the X-ray compensation filter, the operation of the X-ray compensation filter for preventing halation is performed using a simulated X-ray image. Can be done. In addition, since the presence or absence of halation can be confirmed in advance, it is possible to prevent deterioration in image quality.

また、本実施例では、Ｘ線絞り羽根補正部６−２−２がＸ線絞り羽根に関する補正を行うこととしたので、Ｘ線照射野を絞るための絞り操作を模擬Ｘ線画像を用いて行うことができる。 In this embodiment, since the X-ray diaphragm blade correction unit 6-2-2 performs correction related to the X-ray diaphragm blade, a diaphragm operation for narrowing the X-ray irradiation field is performed using a simulated X-ray image. It can be carried out.

以上のように、本発明に係るＸ線装置およびＸ線画像作成方法は、Ｘ線医療装置に有用であり、特に、患者の被曝量をできるだけ減らす必要がある場合に適している。 As described above, the X-ray apparatus and the X-ray image creation method according to the present invention are useful for an X-ray medical apparatus, and are particularly suitable when it is necessary to reduce the exposure dose of a patient as much as possible.

本実施例に係るＸ線装置の斜視図である。It is a perspective view of the X-ray apparatus which concerns on a present Example. 本実施例に係るＸ線装置の構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the structure of the X-ray apparatus which concerns on a present Example. 模擬Ｘ線画像データ作成・補正部が模擬画像データの生成に用いる座標系を示す図である。It is a figure which shows the coordinate system which a simulation X-ray image data preparation and correction part uses for the production | generation of simulation image data. 吸収係数−管電圧−体組織の関係を示す図である。It is a figure which shows the relationship of an absorption coefficient-tube voltage-body tissue. 模擬Ｘ線画像データ作成・補正部の構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the structure of a simulation X-ray image data preparation and correction | amendment part. 寝台天板や保持装置などの機構部のポジショニング時に本実施例に係るＸ線装置が行う処理の処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of the process which the X-ray apparatus which concerns on a present Example at the time of positioning of mechanism parts, such as a bed top plate and a holding device. 適切な画像を得るためのＸ線条件の決定の際に本実施例に係るＸ線装置が行う処理の処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of the process which the X-ray apparatus which concerns on a present Example in determining the X-ray conditions for obtaining a suitable image.

Explanation of symbols

１Ｘ線高電圧発生装置
１−１Ｘ線制御部
１−２高電圧発生装置
２Ｘ線源装置
２−１Ｘ線管装置
２−２Ｘ線絞り
３Ｘ線検出器
４モニタ
５画像処理装置
５−１画像入力部
５−２画像処理部
５−３画像記憶部
５−４画像出力部
６模擬画像データ生成部
６−１ＣＴボクセルデータ入力部
６−２模擬Ｘ線画像データ作成・補正部
６−２−１カンタムノイズ計算部
６−２−２Ｘ線絞り羽根補正部
６−２−３Ｘ線補償フィルタ補正部
６−２−４寝台補正部
６−２−５管電圧・体組織補正部
６−２−６ｍＡＳ・ＳＩＤ補正部
６−２−７Ｘ線検出器補正部
６−３画像データ出力部
７Ｘ線強度分布基準データ格納部
８Ｘ線検出器補正パラメータ格納部
９システム制御部
１０操作部
１１機構制御部
１１−１Ｘ線補償フィルタ移動制御部
１１−２Ｘ線絞り羽根移動制御部
１１−３寝台天板移動制御部
１１−４アーム回転・移動制御部
１２寝台天板
１３保持装置
１００Ｘ線装置
２００Ｘ線ＣＴ装置
２０１ＣＴボクセルデータ出力部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray high voltage generator 1-1 X-ray control part 1-2 High voltage generator 2 X-ray source apparatus 2-1 X-ray tube apparatus 2-2 X-ray aperture 3 X-ray detector 4 Monitor 5 Image processing apparatus 5-1 Image Input Unit 5-2 Image Processing Unit 5-3 Image Storage Unit 5-4 Image Output Unit 6 Simulated Image Data Generation Unit 6-1 CT Voxel Data Input Unit 6-2 Simulated X-ray Image Data Creation / Correction Unit 6-2-1 Quantum noise calculation section 6-2-2 X-ray diaphragm blade correction section 6-2-3 X-ray compensation filter correction section 6-2-4 Couch correction section 6-2-5 Tube voltage / tissue correction 6-2-6 mAS / SID correction unit 6-2-7 X-ray detector correction unit 6-3 Image data output unit 7 X-ray intensity distribution reference data storage unit 8 X-ray detector correction parameter storage unit 9 System control Part 10 Operation part 11 Mechanism control part 11-1 X-ray compensation fill Movement control unit 11-2 X-ray diaphragm blade movement control unit 11-3 Couch top plate movement control unit 11-4 Arm rotation / movement control unit 12 Couch top plate 13 Holding device 100 X-ray device 200 X-ray CT device 201 CT voxel Data output section

Claims

CT voxel data input means for inputting CT voxel data generated by the X-ray CT apparatus with respect to the subject;
X-ray intensity distribution reference data and CT voxel data indicating the distribution of intensity for each X-ray irradiation direction irradiated from the X-ray tube apparatus at a fixed distance from the focal point of the X-ray tube apparatus used for X-ray image capturing Simulation for generating and displaying a simulated X-ray image simulating an X-ray image generated in a state where the X-ray tube device and the X-ray detector are actually located based on CT voxel data input by the input means An X-ray apparatus comprising: X-ray image generation means.

The simulated X-ray image generation means corrects the simulated X-ray image by correcting the X-ray intensity distribution reference data based on the CT voxel data of the subject and the X-ray absorption coefficient corresponding to the X-ray tube voltage. The X-ray apparatus according to claim 1.

The simulated X-ray image generating means associates the CT voxel data of the subject with the type of the subject tissue, and obtains X-ray intensity distribution reference data based on the X-ray absorption coefficient corresponding to the type of the subject tissue and the X-ray tube voltage. The X-ray apparatus according to claim 2, wherein the X-ray apparatus corrects the simulated X-ray image.

4. The X-ray apparatus according to claim 2, wherein the simulated X-ray image generation unit further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on mAS and SID. 5.

5. The simulated X-ray image generation unit further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on an X-ray absorption coefficient corresponding to an X-ray compensation filter. The X-ray apparatus described.

5. The simulated X-ray image generation unit further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on an X-ray absorption coefficient corresponding to an X-ray diaphragm blade. 5. The X-ray apparatus according to 5.

6. The simulated X-ray image generating means further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on an X-ray absorption coefficient corresponding to a couch top. Or the X-ray apparatus of 6.

8. The X-ray apparatus according to claim 5, 6 or 7, wherein the simulated X-ray image generation means further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on a quantum noise. .

9. The simulated X-ray image generating means further corrects the simulated X-ray image by correcting X-ray intensity distribution reference data based on a correction coefficient by an X-ray detector. X-ray apparatus as described in one.

The simulated X-ray image generation means generates a plurality of simulated X-ray images for different combinations of X-ray tube voltage and mAS,
10. The X-ray apparatus according to claim 9, further comprising X-ray condition determining means for determining an X-ray tube voltage and mAS for X-ray imaging from a plurality of images generated by the simulated X-ray image generating means. .

CT voxel data input step for inputting CT voxel data generated by the X-ray CT apparatus with respect to the subject;
X-ray intensity distribution reference data and CT voxel data indicating the distribution of intensity for each X-ray irradiation direction irradiated from the X-ray tube apparatus at a fixed distance from the focal point of the X-ray tube apparatus used for X-ray image capturing Simulation for generating and displaying a simulated X-ray image simulating an X-ray image generated in a state where the X-ray tube apparatus and the X-ray detector are actually located based on the CT voxel data input in the input step An X-ray image generation method comprising: an X-ray image generation step.