JP5455935B2 - Ｘ線ｃｔ装置及び方法 - Google Patents
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Description
本発明は、撮影中のX線管電流を制御して被検体の被ばく線量を抑制するX線CT装置に係り、特に補償フィルタと被検体のポジショニングに応じて、被検体位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定可能なX線CT装置に関する。
X線CT装置は、ファンビーム(扇形ビーム)あるいはコーンビーム(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線強度に関する情報である投影データを取得し、この投影データに基づいて被検体内部のX線吸収係数の分布情報を画像化する装置である。
X線CT装置のスキャン条件として、X線管電流が一定の場合、X線の照射角度や照射部位によっては線量過多や線量不足になることがある。これに対して、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、楕円断面の面積及び縦横比からX線管電流値を算出する管電流自動調整機能(CT-AEC(Automatic Exposure Control、以下同じ。))を装備したX線CT装置が従来技術として知られている(例えば、特許文献1参照)。本技術を使用することによって、予め設定した目標画質を達成するように線量を最適に制御できるようになり、照射部位によらず画質をほぼ一定に保つことができるようになる。
一方、被検体は体軸中心の厚さが厚く、周りが薄くなる形状となっているため、X線管から照射されたX線は、中央(X線管でX線を発生する焦点と、ガントリ中央を結ぶ線上の位置)の厚さが薄く周辺の厚さが厚い蝶ネクタイ型のフィルタ(一般にBow-tieフィルタ、もしくは補償フィルタを呼ばれる。以後、補償フィルタと称する。)を透過させられる。そのことにより、被検体透過後のX線強度が体幅方向にほぼ均一になるよう調整される。すなわち、ほぼ楕円形状の断面を持つ被検体の中央に、補償フィルタの最も薄い部分を透過したX線が照射されるようにして、被検体透過後のX線強度が体幅方向にほぼ均一になるよう調整している。
しかしながら、従来技術には、被検体がX線CT装置のガントリ中央に必ずしも配置されない場合があり、その場合にはX線管の焦点と補償フィルタの中央(あるいはX線源の回転中心)を結ぶ線上に被検体の中央が配置されなくなるという課題がある。すると、被検体中央に照射されるX線量が少なくなり、被検体中央部分の画質が低下するという問題が生じる。これは、上記CT-AECを用いる場合に予め設定した目標画質が達成できない場合が生じることを意味しており、実用上、好ましくない。
特許文献2には、補償フィルタを動かすことにより、被検体の位置ずれに対応する技術が開示されている。
しかしながら、スキャン速度が非常に高速である昨今のX線CT装置において、このような補償フィルタの高速移動手段を備えることは技術的に困難である。仮に可能だとしても、騒音やコスト高の問題が顕在化することは容易に予想される。
本発明の目的は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれがあっても、高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置を提供することにある。
上記の課題を解決するために、本発明は、
被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
前記断層像を表示する表示部と、
前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備えることを特徴とする。
被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
前記断層像を表示する表示部と、
前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備えることを特徴とする。
また、(1)X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
(2)前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
(3)画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
(4)断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
(5)前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償するステップを備えたことを特徴とする。
(2)前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
(3)画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
(4)断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
(5)前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償するステップを備えたことを特徴とする。
本発明は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれに応じて、寝台位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定することにより、より高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置を提供できることができる。
以下に、添付図面に従い本発明における望ましい実施の形態について説明する。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。
本発明を適用してなるX線CT装置について図を用いて説明する。
図1は本発明を適用したX線CT装置1の全体構成図である。X線CT装置1はスキャンガントリ部100と操作卓120とを備える。
スキャンガントリ部100は、被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源であるX線管101と、回転円盤102と、コリメータ103と、X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタ126と、前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、補償フィルタおよび被検体を透過したX線量を検出するX線検出器106と、データ収集装置107と、寝台105と、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110と、を備えている。X線管101は寝台105上に載置された被検体にX線を照射する装置である。コリメータ103はX線管101から照射されるX線の照射範囲を制限する装置である。X線検出器106は、X線管101と対向配置され被検体を透過したX線を検出する装置である。回転円盤102は、寝台105上に載置された被検体が入る開口部104を備えるとともに、X線管101とX線検出器106を搭載し、被検体の周囲を回転するものである。データ収集装置107は、X線検出器106で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。ガントリ制御装置108は回転円盤102の回転を制御する装置である。寝台制御装置109は、寝台105の上下前後動を制御する装置である。X線制御装置110はX線管101への出力を制御する装置である。
操作卓120は、入力装置121と、検出されたX線量に基づき被検体の断層像を再構成する画像再構成部等の役割を果たす画像演算装置122と、断層像やスキャノグラム画像を表示する表示装置125と、記憶装置123と、システム制御装置124とを備えている。入力装置121は、被検体氏名、検査日時、撮影条件などを入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイスである。画像演算装置122は、データ収集装置107から送出される計測データを演算処理してCT画像再構成を行う装置である。表示装置125は、画像演算装置122で作成されたCT画像やスキャノグラム画像を表示する装置であり、具体的にはCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶ディスプレイ等である。記憶装置123は、データ収集装置107で収集したデータ及び画像演算装置122で作成されたCT画像の画像データを記憶する装置であり、具体的にはHD(Hard Disk)等である。システム制御装置124(制御部)は、これらの構成要素すなわち、ガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110やX線源、補償フィルタ126、X線検出器106、画像演算装置122等を制御し、被検体の断層像やスキャノグラム投影データの計測を制御するものである。
X線管101はX線制御装置110によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件(X線管電圧やX線管電流など)に基づいたX線を照射する。X線検出器106はX線検出素子を多数、例えば約1000個、回転円盤102の円周方向に配列したもの、若しくは回転円盤102の円周方向と回転円盤102の回転軸方向とに2次元的に配列したもので、X線管101から照射され被検体を透過したX線をこれら多数の素子で検出する。回転円盤102はガントリ制御装置108により制御され、入力装置121から入力された撮影条件(回転速度など)に基づいて回転する。寝台105は寝台制御装置109によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件(らせんピッチなど)に基づいて動作する。
回転円盤102が回転しながら、X線管101からのX線照射とX線検出器106による透過X線の検出が繰り返されることにより、様々な角度からの投影データが取得される。取得された様々な角度からの投影データは画像演算装置122に送信される。画像演算装置122は送信された様々な角度からの投影データを逆投影処理することによりCT画像を再構成する。再構成して得られたCT画像は表示装置125に表示される。
X線CT装置1を用いて、診断に必要な断層画像を取得するための標準的な手順を説明する。
(1)本撮影に先立ちスキャノグラム画像と呼ばれる投影像が撮影される。スキャノグラム画像を撮影するには、回転円盤102が停止した状態で寝台105が回転円盤102の回転軸方向に移動させられながら、X線管101から被検体へX線が照射される。被検体を透過したX線は透過X線量としてX線検出器106により検出される。寝台の位置毎に検出された透過X線量に基づきスキャノグラム画像が取得される。
(2)取得されたスキャノグラム画像は表示装置125に表示される。操作者は、入力装置121を用いてスキャノグラム画像上に本撮影時の撮影位置と撮影範囲を設定する。
(3)スキャノグラム画像上に設定された撮影位置と撮影範囲に基づき、本撮影が実施される。
図2に、本発明の実施例1に係るスキャン(撮影)の一連の動作フロー図を示す。以下、図2の各ステップについてステップ順に説明する。
(ステップS1)
X線CT装置1はシステム制御装置124による制御の基に、被検体のスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム投影データを取得してスキャノグラム画像を作成する。X線管を回転させずに被検体に対して1方向(例えば、背面から正面)にX線を照射して検出器によってスキャノグラム投影データを取得する。X線CT装置1は、スキャノグラム投影データを画像演算装置122に送ってスキャノグラム画像を作成し、表示装置125に表示する。このスキャノグラム画像は、例えば背面から正面に透過するX線像を1方向から見たものである。
X線CT装置1はシステム制御装置124による制御の基に、被検体のスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム投影データを取得してスキャノグラム画像を作成する。X線管を回転させずに被検体に対して1方向(例えば、背面から正面)にX線を照射して検出器によってスキャノグラム投影データを取得する。X線CT装置1は、スキャノグラム投影データを画像演算装置122に送ってスキャノグラム画像を作成し、表示装置125に表示する。このスキャノグラム画像は、例えば背面から正面に透過するX線像を1方向から見たものである。
(ステップS2)
その後画像演算装置122内に内蔵された、スキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出する断面モデル算出部により、スキャノグラム投影データを解析し、被検体断面モデルが算出される。被検体断面モデルは、例えば各スライス位置に対応する被検体の断面を水と等価なX線吸収係数を有する楕円断面として近似したものである。
その後画像演算装置122内に内蔵された、スキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出する断面モデル算出部により、スキャノグラム投影データを解析し、被検体断面モデルが算出される。被検体断面モデルは、例えば各スライス位置に対応する被検体の断面を水と等価なX線吸収係数を有する楕円断面として近似したものである。
(ステップS3)
操作者はスキャノグラム画像に基づき、入力装置を用いてスキャン領域を設定する。スキャン領域は、スキャン時における被検体のスライス位置、スキャン開始位置、スキャン終了位置を示す。
操作者はスキャノグラム画像に基づき、入力装置を用いてスキャン領域を設定する。スキャン領域は、スキャン時における被検体のスライス位置、スキャン開始位置、スキャン終了位置を示す。
(ステップS4)
スキャン領域設定後、操作者はスキャン条件を設定する。スキャン条件とは、例えば、検査対象となる被検体の体格に応じて使用する補償フィルタの種類、寝台の移動ピッチ、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ等である。設定されたスキャン領域及びスキャン条件は記憶装置123に保存される。
スキャン領域設定後、操作者はスキャン条件を設定する。スキャン条件とは、例えば、検査対象となる被検体の体格に応じて使用する補償フィルタの種類、寝台の移動ピッチ、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ等である。設定されたスキャン領域及びスキャン条件は記憶装置123に保存される。
ここでさらに、操作者がCT-AECを使用したスキャンを行う場合は、ステップT1において目標画質が入力される。目標画質は、例えばCT画像におけるCT値の標準偏差(以下、画像SD(Standard Deviation))である。その後ステップT2において、操作者が入力した目標画質になるよう、被検体の撮影範囲内でスライス位置N毎に最適なスキャン管電流mA＿opt(N)を算出する (ここで、最適なスキャン管電流の算出方法については、例えば特許文献3参照) 。
ここで、スライス位置Nにおけるスキャン管電流の算出式および概形は、画像演算装置122内に内蔵された、被検体の断面モデルに基づいてX線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンを算出するX線管電流変調パターン算出部により、例えばそれぞれ数1および図3のようになる。図3(a)は、楕円断面モデルの縦横長とX線管回転位相の模式図、図3(b)は、X線管位相角とスキャン管電流との関係である。
mA(θ，N)：X線管位相角θ、スライス位置Nにおけるスキャン管電流
ｆ(kV，LH(N)，LV(N))：スキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
kV：スキャン管電圧
LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
LV(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
mA(θ，N)は、mA＿opt(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。
ｆ(kV，LH(N)，LV(N))：スキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
kV：スキャン管電圧
LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
LV(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
mA(θ，N)は、mA＿opt(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。
(ステップS5)
次に各スライス位置での被検体位置を解析する。より具体的には、画像演算装置122内に内蔵された、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出するずれ量算出部により、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出する。ずれ量算出部は、スライス位置毎について、鉛直方向もしくは水平方向の少なくともいずれかを含むずれ量を計算する。被検体位置の算出は、ステップS2で算出した被検体の断面モデルを利用する。断面モデルの中心位置を算出して、スライス位置毎に、被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量δを水平方向及び鉛直方向に解析する。ここで、水平方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLH、鉛直方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLV(N)とする。
次に各スライス位置での被検体位置を解析する。より具体的には、画像演算装置122内に内蔵された、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出するずれ量算出部により、X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量を算出する。ずれ量算出部は、スライス位置毎について、鉛直方向もしくは水平方向の少なくともいずれかを含むずれ量を計算する。被検体位置の算出は、ステップS2で算出した被検体の断面モデルを利用する。断面モデルの中心位置を算出して、スライス位置毎に、被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量δを水平方向及び鉛直方向に解析する。ここで、水平方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLH、鉛直方向への被検体中心とX線管の回転中心とのずれ量をδLV(N)とする。
具体的には、X線管の回転中心と寝台の水平方向と鉛直方向位置をシステム制御装置124の内部パラメータとして保持しておき、前記断面モデル中心との幾何学関係から上記ずれ量を算出する方法が望ましい。
図4(a)上側に、鉛直方向の被検体断面モデル中心とX線管回転中心とのずれ量を表す模式図を示す。201は、各スライス位置上で推定された鉛直方向の断面モデルであり、202の折れ線で示したように、スライス位置毎に断面モデル中心の寝台鉛直方向位置が変化していることを示している。
ここで、203は初期寝台高さY0でのX線管回転中心である。
図4(a)下側に示された図において204は、スライス位置毎のずれ量δLV(N)を算出したものである。各スライスによって、断面モデルの中心がX線管回転中心に対して上下に振れている例が示されている。
図4(a)下側に示された図において204は、スライス位置毎のずれ量δLV(N)を算出したものである。各スライスによって、断面モデルの中心がX線管回転中心に対して上下に振れている例が示されている。
図4(b)に、水平方向の被検体断面モデル(205)の中心(206)とX線管回転中心(207)とのずれ量(208)を表す模式図を示す。図4(b)によれば、被検体は水平方向にδLH(208)ずれていることがわかる。なお前記ずれ量は、X線管回転中心を基準とした正負の符号を有するものであることが望ましい。例えば鉛直方向で正のずれ量は、X線管回転中心より上方に被検体断面モデル中心が位置している場合のように定義できる。
(ステップS6)
ステップS6では、各種パラメータを取得する。取得するパラメータは、少なくともY0、LH(N)、LV(N)、δLH、δLV(N)を含み、その他、補償フィルタ形状の情報が含まれる。ここで、Y0は、寝台の初期高さ位置である。
ステップS6では、各種パラメータを取得する。取得するパラメータは、少なくともY0、LH(N)、LV(N)、δLH、δLV(N)を含み、その他、補償フィルタ形状の情報が含まれる。ここで、Y0は、寝台の初期高さ位置である。
(ステップS7)
ステップS6で取得した各種パラメータを用いて、ステップT1で算出したスキャン管電流に修正を施す。発明者らは独自の実験から、以下を見出している。
ステップS6で取得した各種パラメータを用いて、ステップT1で算出したスキャン管電流に修正を施す。発明者らは独自の実験から、以下を見出している。
図5(b)は、図5(a)で示した被検体の大きさが大きい場合(WS)、中間の場合(MS)、小さい場合(NS)のそれぞれについて用いられる補償フィルタ(WS、MS、NS)それぞれについて、断面モデルが所定の場合に、X線管回転中心の位置ずれ(δ)とともに、被検体断面モデル中心部分の相対画像SDがどのように変化するかを表したものである。図5(b)によれば、補償フィルタがWS、MS、NSいずれの場合にも、ずれ量絶対値の増加に伴い画像SDが増加して画質劣化していることが分かる。ただし、補償フィルタ形状が急峻に変化していない大被検体用のものほど、ずれ量の増加にともなう相対画像SDの変化割合は少ないことがわかる。
また図6(b)は、被検体の大きさが大きい場合(LP)、中間の場合(MP)、小さい場合(SP)で、ずれ量が変化するとともに、相対画像SDがどのように変化するかを示したものである。被検体が大きい場合(LP)、中間の場合(MP)、小さい場合(SP)、いずれの場合でもずれ量が大きくなるとともに相対画像SDは大きくなる。また被検体が大きいほど、相対画像SDの変化割合は小さいことがわかる。
ここで、ずれ量δは水平方向成分と鉛直方向成分が考えられるが、図5(b)、図6(b)の横軸は、例えば水平方向および鉛直方向の両成分より√(δLH 2＋δLV(N) 2)を計算してδとして表しても良い。
本ステップでは、どの補償フィルタを用い、どれくらいの大きさの被検体の時に、ずれ量δに対する相対画像SDの変化割合がどのくらいか予めテーブルあるいは関数で実験的に求められ記憶手段123に記憶されており、該テーブルあるいは関数に基づいて、mA＿opt(N)を数2のように補正する。
数2は、ずれ量にともなう相対画像SDの増加を管電流増加により低減させようとするものである。ここで、相対画像SDの増加は、補償フィルタの種類(filter)、被検体の大きさの程度(size)、ずれ量(δ)の関数となっており、その2乗をmA＿opt(N)に乗じることにより、スライス位置毎のmA＿modu(N)が算出されるようになっている。
ここではスライス位置毎の平均管電流値が離散的に変化する場合として明記されていて、数2をスキャン領域における全スライス位置にあてはめ、最適なスキャン管電流の算出に用いている。
ただし、ヘリカルスキャンのようにX線を被検体に対して連続的に照射するスキャン方式の場合は、管電流がスライス間で連続的に変化するように管電流変調曲線(数1)を修正すれば良い。
なお、図5のデータは、予め数点のずれ量の条件で補償フィルタを変えた場合の相対画像SDを取得しておき、関数近似、もしくは補間した相対画像SDを用いて管電流の修正を行う方式が実用上望ましい。また図6のデータについても同様に、予め数点のずれ量の条件で被検体サイズを水と等価な楕円に見立てたファントム数種類で実験し、相対画像SDを取得する。その後、取得したデータを関数近似もしくは補間することで相対画像SDを算出し、算出した相対画像SDを用いて管電流の修正を行う方式が実用上望ましい。スライス位置Nにおける修正後の最適なスキャン管電流は、数1においてmA＿opt(N)をmA＿modu(N)に置換したものとなる。
(ステップS8)
ステップS8では、ステップS7で算出した修正後のスキャン管電流を用いて、スキャンを実行する。
ステップS8では、ステップS7で算出した修正後のスキャン管電流を用いて、スキャンを実行する。
かかる処理により、被検体断面モデルとX線管回転中心が鉛直方向もしくは水平方向にずれていたとしても、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部(被検体中央部)を診断の対象とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本実施例に係るX線CT装置は、X線源の回転中心と断面モデルの所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、X線管電流変調パターンの変更により補償する補償部を備えている。
ここで、所望の位置は断面モデルの中心位置であり、画質劣化を補償する位置は、被検体断層像の中央部分である。また、本実施例ではX線管電流変調パターンの変更をスライス位置毎に行っており、該画質劣化が、断層像の中央部分の標準偏差の増加で表されている。更に、前記ずれ量と標準偏差の増加で表された画質劣化との関係が、予め実験的に求められて記憶部に記憶されており、X線管電流変調パターンは、該関係について求められた前記ずれ量に基づく標準偏差の増加割合を用いて、修正される。また、前記ずれ量は、鉛直方向成分と水平方向成分を含んでいる。
従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお、本実施例では後述の実施例で記述しているような被検体移動部を必要としない。本実施例では、最適な寝台位置がX線CT装置の寝台稼動範囲を超えてしまっていたり、寝台をスキャン開始前に移動させることで、スキャン中に被検体がX線CT装置に接触してしまったりといった事故を防ぐことが可能である。
次に実施例2について、図7の動作フロー図を用いて説明する。実施例2における動作フローは、基本的には実施例1と同様である。ただし、本実施例において利用するX線CT装置の寝台は、図8(a)において、従来のように被検体の体軸方向への水平方向移動(301)と鉛直方向移動(302)のみならず、図8(b)において、被検体の体幅方向の左右方向移動(303)も可能なものである。
(ステップS1)〜(ステップS6)
ステップS1〜ステップS6は、実施例1と同一の処理である。ただし、ステップS6において、新たにパラメータX0を取得する必要がある。X0は、寝台の初期左右位置である。
ステップS1〜ステップS6は、実施例1と同一の処理である。ただし、ステップS6において、新たにパラメータX0を取得する必要がある。X0は、寝台の初期左右位置である。
(ステップS9)
ステップS9では、ステップS6で取得したパラメータに基づき、最適な寝台位置を算出する。まず最適な寝台高さは(Y0-εV)で表される。ここでεVは数3で与えられ、スライス位置毎のずれ量の合計をスライス数で除したもの、すなわち全スライスにおけるずれ量の平均値を意味する。
ステップS9では、ステップS6で取得したパラメータに基づき、最適な寝台位置を算出する。まず最適な寝台高さは(Y0-εV)で表される。ここでεVは数3で与えられ、スライス位置毎のずれ量の合計をスライス数で除したもの、すなわち全スライスにおけるずれ量の平均値を意味する。
次に被検体の体幅方向(左右方向)への最適な寝台位置への移動量εHは、X線管回転中心と同一の位置として与えられる。すなわちεH＝δLHとする。
(ステップS10)
ステップS9で算出した最適な寝台位置を使用して、図9に示すように、寝台位置の修正を行う。より具体的に鉛直方向では、鉛直方向のずれ量(εV)と反対方向に前記被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(401)。402は、修正後の寝台高さでの回転中心である。また左右方向では、左右方向のずれの量(δLH)分、ずれと反対方向に被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(403)。寝台位置の修正は、寝台の鉛直方向・左右方向の移動機構を利用すれば容易に実現可能である。
ステップS9で算出した最適な寝台位置を使用して、図9に示すように、寝台位置の修正を行う。より具体的に鉛直方向では、鉛直方向のずれ量(εV)と反対方向に前記被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(401)。402は、修正後の寝台高さでの回転中心である。また左右方向では、左右方向のずれの量(δLH)分、ずれと反対方向に被検体を移動させる被検体移動部により寝台の位置を修正する(403)。寝台位置の修正は、寝台の鉛直方向・左右方向の移動機構を利用すれば容易に実現可能である。
(ステップS11)
本ステップは、実施例1におけるステップS7と同一の処理を行うものである。ただしスライス位置Nにおけるずれ量δは、ステップS10にて寝台位置の修正を施してあるため、被検体断面モデル中心と寝台高さ方向のX線管回転中心とのずれ量のみを考慮すれば良い。スライス位置毎のずれ量δ’LV(N)は、以下の数4で与えられる。
本ステップは、実施例1におけるステップS7と同一の処理を行うものである。ただしスライス位置Nにおけるずれ量δは、ステップS10にて寝台位置の修正を施してあるため、被検体断面モデル中心と寝台高さ方向のX線管回転中心とのずれ量のみを考慮すれば良い。スライス位置毎のずれ量δ’LV(N)は、以下の数4で与えられる。
このずれ量を図5および図6のように用意されたテーブルあるいは関数に当てはめ、管電流の修正を行う。具体的には、数2と同様に算出する。
(ステップS12)
ステップS11で算出されたスキャン管電流に基づき、スキャンを実行する。
かかる処理により、被検体断面モデルの回転中心の平均高さとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正する(被検体の位置を移動する)ことで各スライス位置でのずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお本実施形態では、ステップS9にてスキャン管電流の修正を行った。一方、スキャン管電流の修正を行わなくとも、全スライスにおいては平均ずれ量が最小になっているため、シーケンス中の画質低下は最小に抑えられる。従って、寝台位置の修正のみでスキャンを行う方式でも良い。また、実施例1と本実施例を組み合わせても良い。例えば、ずれ量に応じて寝台位置を修正することなくスキャン管電流を補正しようとした場合に、出力可能管電流を超えてしまう場合などは寝台位置を修正した上でスキャン管電流を補正すれば良い。
ステップS11で算出されたスキャン管電流に基づき、スキャンを実行する。
かかる処理により、被検体断面モデルの回転中心の平均高さとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正する(被検体の位置を移動する)ことで各スライス位置でのずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお本実施形態では、ステップS9にてスキャン管電流の修正を行った。一方、スキャン管電流の修正を行わなくとも、全スライスにおいては平均ずれ量が最小になっているため、シーケンス中の画質低下は最小に抑えられる。従って、寝台位置の修正のみでスキャンを行う方式でも良い。また、実施例1と本実施例を組み合わせても良い。例えば、ずれ量に応じて寝台位置を修正することなくスキャン管電流を補正しようとした場合に、出力可能管電流を超えてしまう場合などは寝台位置を修正した上でスキャン管電流を補正すれば良い。
次に実施例3について、図10の動作フロー図を用いて説明する。実施例3における動作フローは、1スライス毎に寝台(被検体移動部)を移動させてスキャンするノーマルスキャンに限定した際の動作について説明したものである。基本的には実施例1および実施例2と同様であり、各種パラメータ取得後の動作が異なる。
(ステップS1)〜(ステップS6)
ステップS1〜ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
ステップS1〜ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
(ステップS13)
ステップS13では、当該シーケンスにおける第1のスライス位置において、ステップS6で取得したずれ量が0になるよう、寝台位置を修正する。
ステップS13では、当該シーケンスにおける第1のスライス位置において、ステップS6で取得したずれ量が0になるよう、寝台位置を修正する。
(ステップS14)
ステップS14では、ステップS13で修正した寝台位置にて1スライスのスキャンを実行する。
ステップS14では、ステップS13で修正した寝台位置にて1スライスのスキャンを実行する。
(ステップS15)
ステップS15では、次のスライス位置に寝台を体軸方向に移動させる。この後、ステップS13へ移行し、ステップS14〜ステップS15の過程を当該シーケンスにおけるスライス数分だけ経ることになる。
ステップS15では、次のスライス位置に寝台を体軸方向に移動させる。この後、ステップS13へ移行し、ステップS14〜ステップS15の過程を当該シーケンスにおけるスライス数分だけ経ることになる。
(ステップS16)
すべてのスライス位置における撮影を終了する。
かかる処理により、被検体断面モデルとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置をスライス位置毎に修正することでずれ量を0にする処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値にてスキャンを行うことで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置は、スライス位置毎に、被検体の断面モデルの中心位置がX線源の回転中心になるように、被検体を移動させる被検体移動部を備え、それが、前記X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を補償する補償部となっている。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。
すべてのスライス位置における撮影を終了する。
かかる処理により、被検体断面モデルとX線管回転中心が鉛直方向もしくは左右方向にずれていたとしても、寝台位置をスライス位置毎に修正することでずれ量を0にする処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値にてスキャンを行うことで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置は、スライス位置毎に、被検体の断面モデルの中心位置がX線源の回転中心になるように、被検体を移動させる被検体移動部を備え、それが、前記X線源の回転中心と前記断面モデルの所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を補償する補償部となっている。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。
次に実施例4について、図11の動作フロー図を用いて説明する。実施例4における動作フローは、基本的には実施例2と同様である。
(ステップS1)〜(ステップS2)
ステップS1〜ステップS2は、実施例2と同一の処理である。
(ステップS1)〜(ステップS2)
ステップS1〜ステップS2は、実施例2と同一の処理である。
(ステップS17)
ステップS17は、局所的な領域に限定してスキャンを行う場合のスキャン領域設定を行う。例えば心臓をスキャンする場合には、図12のようにスキャノグラム上にROI(Region of interest)501を設定するスキャン領域設定が考えられる。
ステップS17は、局所的な領域に限定してスキャンを行う場合のスキャン領域設定を行う。例えば心臓をスキャンする場合には、図12のようにスキャノグラム上にROI(Region of interest)501を設定するスキャン領域設定が考えられる。
(ステップS4)〜(ステップS6)
ステップS4〜ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
ステップS4〜ステップS6は、実施例2と同一の処理である。
(ステップS18)〜(ステップS19)
ステップS18およびステップS19は、ステップS6で取得した各種パラメータ情報に基づき、最適な寝台位置の算出と移動を行う。具体的には、図13のように行う。
まず、寝台高さ方向の最適寝台位置を、実施例2と同様に算出する。すなわち、(Y0-εV)として与えられる。601は修正後の寝台高さでの回転中心である。
ステップS18およびステップS19は、ステップS6で取得した各種パラメータ情報に基づき、最適な寝台位置の算出と移動を行う。具体的には、図13のように行う。
まず、寝台高さ方向の最適寝台位置を、実施例2と同様に算出する。すなわち、(Y0-εV)として与えられる。601は修正後の寝台高さでの回転中心である。
次に寝台左右方向の最適位置は、X線管回転中心とROIスキャンのスキャン領域中心軸(602)が一致するように設定する。すなわち、左右方向の最適な寝台位置は(＋εH)で与えられる。
X0：寝台の初期左右方向位置
Y0：寝台の初期鉛直方向位置
εH：左右方向のX線管回転中心とROIスキャン領域中心軸とのずれ量
εV：全スライスでの寝台高さ方向の被検体断面モデル中心のずれ量の平均値。
である。
Y0：寝台の初期鉛直方向位置
εH：左右方向のX線管回転中心とROIスキャン領域中心軸とのずれ量
εV：全スライスでの寝台高さ方向の被検体断面モデル中心のずれ量の平均値。
である。
最適寝台位置でのX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量絶対値を、図14に示す。上下方向のずれ量δ’LV(N)は、数4と同様に図14(a)で与えられる。一方、左右方向のずれ量絶対値は、図14(b)のようにROIスキャンの回転中心を被検体断面モデルの画質目標とするため、ずれ量は0と考えて良い。
(ステップS20)
ステップS18で算出したずれ量を用いて、スキャン管電流の修正を施す。図15(b)に、ROIスキャン時のスキャン管電流変調曲線概略を示す。被検体断面モデル中心とX線管回転中心が一致している場合、スキャン管電流は数1で表せる通りである。一方、ROIスキャンを行うため左右方向にεHだけ寝台を移動させた場合、被検体断面モデルを透過するX線のパス長が図15(a)に示した楕円断面モデルの縦横長とX線管回転位相の模式図のように変化するため、スキャン管電流を数5のように変化させねばならない。
ステップS18で算出したずれ量を用いて、スキャン管電流の修正を施す。図15(b)に、ROIスキャン時のスキャン管電流変調曲線概略を示す。被検体断面モデル中心とX線管回転中心が一致している場合、スキャン管電流は数1で表せる通りである。一方、ROIスキャンを行うため左右方向にεHだけ寝台を移動させた場合、被検体断面モデルを透過するX線のパス長が図15(a)に示した楕円断面モデルの縦横長とX線管回転位相の模式図のように変化するため、スキャン管電流を数5のように変化させねばならない。
ここで、
mA’(θ，N)：ROIスキャン時におけるX線管位相角θ、スライス位置N
におけるスキャン管電流
ｆ(kV，LH(N)，LV’(N))：ROIスキャン時のスキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
kV：スキャン管電圧
LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
LV’(N)：左右方向にεHだけ移動させた時、スライス位置Nにおける
被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
mA’(θ，N)は、mA＿opt’(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。さらに、寝台高さ方向のX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量にともなう相対画像SDの増加の影響を補正するため、mA＿opt’(N)を修正する。修正後の値をmA＿modu’(N)とすると、数6で表せる。
mA’(θ，N)：ROIスキャン時におけるX線管位相角θ、スライス位置N
におけるスキャン管電流
ｆ(kV，LH(N)，LV’(N))：ROIスキャン時のスキャン管電流の振幅であり、以下のパラメータの関数として表すことができる
kV：スキャン管電圧
LH(N)：スライス位置Nにおける被検体断面モデルの水平方向の長さ
LV’(N)：左右方向にεHだけ移動させた時、スライス位置Nにおける
被検体断面モデルの鉛直方向の長さ
mA’(θ，N)は、mA＿opt’(N)を平均管電流値とするコサイン波形状の管電流変化を表すものである。さらに、寝台高さ方向のX線管回転中心と被検体断面モデル中心とのずれ量にともなう相対画像SDの増加の影響を補正するため、mA＿opt’(N)を修正する。修正後の値をmA＿modu’(N)とすると、数6で表せる。
数6は、寝台高さ方向のずれ量にともなう相対画像SDの増加を管電流増加により低減させようとするものである。ここで、相対画像SDの増加は、補償フィルタの種類(filter)、被検体の大きさの程度(size)、ずれ量(δ)の関数である。
(ステップS21)
算出した修正後のスキャン管電流によりスキャンを実行する。
かかる処理により、ROIスキャンの場合において被検体断面モデルとX線管回転中心が上下左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正することでずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置はスキャノグラム画像上にROIを設定するROI設定部と、前記ROIの中心が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えている。
算出した修正後のスキャン管電流によりスキャンを実行する。
かかる処理により、ROIスキャンの場合において被検体断面モデルとX線管回転中心が上下左右方向にずれていたとしても、寝台位置を修正することでずれ量を最小限に抑える処理を加える。その後、予め算出したスキャン管電流値を適切に修正することで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。すなわち、本発明に係るX線CT装置はスキャノグラム画像上にROIを設定するROI設定部と、前記ROIの中心が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えている。
従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。なお本実施形態では、ステップS20にてスキャン管電流の修正を行った。一方、数6で示されたスキャン管電流の修正を行わなくとも、当該シーケンスにおいては平均ずれ量が最小になっているため、シーケンス中の画質低下は最小に抑えられる。従って、数5に示したスキャン管電流の修正のみでスキャンを行う方式でも良い。その後、算出したスキャン管電流値にてスキャンを行うことで、例えば画像中心部を診断の基準とした場合に所望の画像SDが達成される。従って診断能が低下することなく、スキャンを実施することが可能となる。
以上、4つの実施例を基に本発明を説明してきたが、本発明の技術的範囲は、前述した実施の形態に限られるものではない。当業者であれば、各種の変更例または修正例が本願で開示した技術的思想の範疇に想到するかどうかは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
以上、4つの実施例を基に本発明を説明してきたが、本発明の技術的範囲は、前述した実施の形態に限られるものではない。当業者であれば、各種の変更例または修正例が本願で開示した技術的思想の範疇に想到するかどうかは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
本発明は、補償フィルタに対する被検体の位置ずれに応じて、寝台位置や撮影中の管電流の変化パターンを適切に設定することにより、より高画質なCT画像を取得可能なX線CT装置に利用することができる。
S1 スキャノグラム撮影、S2 被検体断面モデル算出、S3 スキャン領域設定、S4 スキャン条件設定、S5 被検体位置解折、S6 各種パラメータ取得、S7 スキャン管電流修正、S8 スキャン実行
Claims (15)
- 被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
前記断層像を表示する表示部と、
前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は／及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備え、
前記ずれ量と前記画質劣化のとの関係が、予め実験的に求められて記憶部に記憶されていることを特徴とするX線CT装置。 - 前記制御部による制御により得られたスキャノグラム投影データに基づいて前記被検体の断面モデルを算出する断面モデル算出部とを備え、
前記所望の位置は前記断面モデルの中心位置であり、前記画質劣化を補償する位置は、前記被検体の断層像の中央であることを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。 - 前記断面モデルに基づいてX線管電流変調パターンを算出するX線管電流算出部を備えたことを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。
- 前記X線管電流変調パターンの変更は、スライス位置毎に行うことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 前記画質劣化は、前記断層像の中央の標準偏差の増加で表されることを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。
- 前記関係が前記補償フィルタの種類と前記被検体の大きさの関数であることを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 前記X線管電流変調パターンは、前記関係について求められた前記ずれ量に基づく標準偏差の増加割合を用いて、修正されることを特徴とする請求項１記載のX線CT装置。
- 前記ずれ量は、鉛直方向成分と水平方向成分を含むことを特徴する請求項1記載のX線CT装置。
- 前記X線源の回転中心に前記被検体の所望の位置が合うように前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
前記断層像を表示する表示部と、
前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備え、
スライス位置毎に、水平方向成分を含むずれ量を計算するずれ量算出部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。 - スキャノグラム画像上にROIを設定するROI設定部と、前記ROIの中心が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 被検体の周囲を回転しながらX線を照射するX線源と、
前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され前記X線源とともに回転し、前記補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、
前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像演算部と、
前記断層像を表示する表示部と、
前記各構成要素を制御する制御部とを備えたX線CT装置において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償する補償部を備え、
スライス位置毎に、前記被検体の断面モデルの中心位置が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させる被検体移動部を備えたことを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。 - X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は／及び前記被検体の位置の移動により補償するステップと、
前記ずれ量と前記画質劣化のとの関係を、予め実験的に求めて記憶するステップを備えたことを特徴とするX線CT方法。 - X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償するステップと、
スライス位置毎に、水平方向成分を含むずれ量を計算するステップを備えたことを特徴とするX線CT方法。 - X線源を被検体の周囲に回転させながら、前記X線源によりX線を照射するステップと、
前記被検体を挟んで前記X線源と対向して配置され、前記X線源とともに回転するX線検出器により、前記X線源によって前記被検体へ照射される前記X線の出力分布とスペクトル分布の少なくとも一方を調整する補償フィルタおよび前記被検体を透過したX線量を検出するステップと、
画像演算部により前記検出されたX線量に基づき前記被検体の断層像を再構成するステップと、
断層像を表示するステップを備えたX線CT方法において、
前記X線源の回転中心と前記被検体の所望の位置とのずれ量に基づく画質劣化を、前記X線の照射の時系列的変化を表すX線管電流変調パターンの変更又は/及び前記被検体の位置の移動により補償するステップと、
スライス位置毎に、前記被検体の断面モデルの中心位置が前記X線源の回転中心になるように、前記被検体を移動させるステップを備えたことを特徴とするX線CT方法。
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