JP6509198B2

JP6509198B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP6509198B2
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Inventors: 佳奈田中; 廣川　浩一; 浩一廣川; 熊谷　幸夫; 幸夫熊谷
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Description

本発明は、X線CT装置及び撮影方法に係り、詳細には、マルチスライスCT装置におけるX線量の最適化に関する。

X線CT(Computed Tomography)装置は、X線源とX線検出器とを対向配置させた状態で被検体の周囲を周回させ、複数の回転角度方向(ビュー)からX線を照射してビュー毎に被検体を透過したX線(投影データ)を検出し、検出した投影データに基づいて被検体の断層像を生成する装置である。特許文献1には、マルチスライスCT装置(多列のX線検出器を備えたX線CT装置)でヘリカルスキャンを実行する場合の撮影開始近傍及び撮影終了近傍において、コリメータユニットを動的に制御し、実質的に画像再構成に使用される検査対象物の範囲だけにX線を照射することで被ばく量を低減する技術が開示されている。

特開2001-145621号公報

しかしながら、上述の特許文献1では、撮影中に動的に変化するX線照射領域に対して照射する適正なX線量に関して配慮がなされていなかった。また、撮影時に設定した条件とは異なる画像再構成条件で画像を再構成する、いわゆるポストリコンに関して配慮がなされておらず、X線照射領域をどのように算出するのか不明瞭であった。更に、算出されたX線照射領域に対して確実にX線を照射するためのコリメータの制御方法についても不明瞭であった。

本発明は、前述した問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、X線が体軸方向に広がり角度をもって照射される場合に、動的に変化するX線照射領域に対して最適なX線量を求め、確実に照射することが可能なX線CT装置等を提供することである。

前述した目的を達成するために本発明は、被検体にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、を備えることを特徴とするX線CT装置である。

また、X線CT装置の制御装置が、検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出する第1ステップと、前記第1ステップにおいて算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出する第2ステップと、前記第1ステップにおいて算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記第2ステップにおいて算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する第3ステップと、を含む処理を実行することを特徴とする撮影方法である。

本発明により、X線が体軸方向に広がり角度をもって照射される場合に、動的に変化するX線照射領域に対して最適なX線量を求め、確実に照射することが可能なX線CT装置等を提供できる。

X線CT装置1の全体構成図 X線CT装置1の機能構成図第1の実施の形態のX線CT装置1が実行する撮影・画像再構成処理の全体の流れを示すフローチャートマルチスライスCTにおけるX線照射領域201の状態遷移図 X線照射領域(照射列数n(t))の時間変化を示すグラフ FOVによるX線照射領域201の違いについて説明する図スライス厚によるX線照射領域201の違いについて説明する図最適管電流I(t)_iを算出するために設定する解析ライン300の状態遷移図第1の最適管電流算出処理の手順を示すフローチャート第2の最適管電流算出処理の手順を示すフローチャート本発明の効果について説明する図コリメータ厚みに応じたコリメータ位置の算出例を説明する図 X線分布の膨らみに応じたコリメータ位置の算出例について説明する図半影半値幅に相当する列数n_dose(t)を説明するための図半影半値幅に相当する列数n_dose(t)の時間変化を示すグラフ第1の実施の形態における被ばく線量低減効果を説明するための図ユーザインターフェース部50(表示画面)の一例第2の実施の形態における解析ライン320の設定例 X線照射領域の時間変化を比較して示す図。(A)回転数が多い場合、(B)回転数が少ない場合。撮影終了近傍におけるX線照射領域201、解析ライン300の状態遷移図回転数が少ない場合のX線照射領域201、X線遮蔽領域202、及びコリメータの位置の状態遷移図

以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を詳細に説明する。

［第1の実施の形態］
まず、図1を参照して本発明に係るX線CT装置1の全体構成について説明する。

図1に示すように、X線CT装置1は、スキャンガントリ部100、寝台105、及び操作卓120を備える。スキャンガントリ部100は、被検体に対してX線を照射するとともに被検体を透過したX線を検出する装置である。操作卓120は、スキャンガントリ部100の各部を制御するとともにスキャンガントリ部100で計測した透過X線データを取得し、画像の生成を行う装置である。寝台105は、被検体を寝載し、スキャンガントリ部100のX線照射範囲に被検体を搬入・搬出する装置である。

スキャンガントリ部100は、X線源101、回転盤102、コリメータユニット103、X線検出器106、データ収集装置107、ガントリ制御装置108、寝台制御装置109、X線制御装置110、及びコリメータ制御装置111を備える。

操作卓120は、入力装置121、画像再構成装置122、記憶装置123、システム制御装置124、及び表示装置125を備える。

スキャンガントリ部100の回転盤102には開口部104が設けられ、開口部104を介してX線源101とX線検出器106とが対向配置される。開口部104に寝台105に載置された被検体が挿入される。回転盤102は、回転盤駆動装置から駆動伝達系を通じて伝達される駆動力によって被検体の周囲を回転する。回転盤駆動装置はガントリ制御装置108によって制御される。

X線源101は、X線制御装置110に制御されて所定の強度のX線を連続的または断続的に照射する。X線制御装置110は、操作卓120のシステム制御装置124により決定されたX線源電圧及びX線源電流に従って、X線源101に印加または供給するX線源電圧及びX線源電流を制御する。

X線源101のX線照射口にはコリメータユニット103が設けられる。コリメータユニット103は、X線源101から照射されるX線の照射範囲を制限する機構であるコリメータやX線の線量分布を調整するX線補償フィルタを備える。コリメータの動作はコリメータ制御装置111により制御される。

コリメータ制御装置111は、コリメータ10の動作を制御し、X線源101から照射されるX線の照射範囲を制御する装置である。

X線源101から照射され、コリメータユニット103を通過し、被検体を透過したX線はX線検出器106に入射する。

X線検出器106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線検出素子群を回転方向(チャネル方向)に例えば1000個程度、回転軸方向(スライス方向)に例えば1〜320個程度配列したものである。X線検出器106は、被検体を介してX線源101に対向するように配置される。X線検出器106はX線源101から照射されて被検体を透過したX線量を検出し、データ収集装置107に出力する。

データ収集装置107は、X線検出器106の個々のX線検出素子により検出されるX線量を収集し、デジタルデータに変換し、透過X線データとして操作卓120の画像再構成装置122に順次出力する。

画像再構成装置122は、データ収集装置107から入力された透過X線データを取得し、対数変換、感度補正等の前処理を行って再構成に必要な投影データを作成する。また画像再構成装置122は、投影データを用いてスキャノグラム像や断層像等の画像を再構成する。また、画像再構成装置122は再構成された各スライスの断層像を積み上げてなるボリュームデータを生成する。システム制御装置124は、画像再構成装置122によって生成した投影データ、スキャノグラム像、断層像、及びボリュームデータ等を表示装置125に表示するとともに、記憶装置123に記憶する。

システム制御装置124は、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)等を備えたコンピュータである。システム制御装置124は、操作卓120及びスキャンガントリ部100の各部を制御する装置である。

またシステム制御装置124は、図3に示す処理手順に従って撮影・画像再構成処理を行う。撮影・画像再構成処理の詳細については後述する。

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再構成装置122で作成された画像データ等を記憶する装置であり、具体的にはハードディスクドライブ等のデータ記録装置である。記憶装置123には、上述の透過X線データや画像データの他、X線CT装置1の機能を実現するためのプログラムやデータ等が予め記憶される。

表示装置125は、液晶パネル、CRTモニタ等のディスプレイ装置と、ディスプレイ装置と連携して表示処理を実行するための論理回路で構成され、システム制御装置124に接続される。表示装置125は画像再構成装置122から出力される被検体画像、並びにシステム制御装置124が取り扱う種々の情報を表示する。

入力装置121は、被検体氏名、検査日時、検査条件等を入力するための装置であり、具体的にはキーボードやマウス等のポインティングデバイス、及び各種スイッチボタン等により構成される。入力装置121は、操作者によって入力される各種の指示や情報をシステム制御装置124に出力する。操作者は、表示装置125及び入力装置121を使用して対話的にX線CT装置1を操作する。入力装置121は表示装置125の表示画面と一体的に構成されるタッチパネル式の入力装置としてもよい。

次に、図2を参照して、X線CT装置1の機能構成を説明する。

図2に示すように、本発明のX線CT装置1のシステム制御装置124は、
X線照射領域算出部130と、X線量算出部131と、コリメータ制御量算出部132と、制御部133とを有する。

X線照射領域算出部130は、検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出する。検査条件は撮影条件及び再構成条件を含み、操作者により入力装置121を介して各種パラメータを直接入力するものとしてもよいし、システム制御装置124により決定したものでもよい。撮影条件は、ビーム幅、らせんピッチ、管電圧、目標画像ノイズ等のパラメータを含む。また、再構成条件は、再構成フィルタ、スライス厚、FOV(Field Of View)等のパラメータを含む。なお、再構成条件には「撮影時の再構成条件」及びポストリコン条件を含むものとする。ポストリコン条件とは取得した投影データを保存しておき、後で再構成処理を行う場合に用いる再構成条件である。体軸方向のX線照射領域とは、多列のX線検出器106においてX線が照射される列数(体軸方向の列数)である。以下、体軸方向のX線照射領域をX線照射列数n(t)と呼ぶこともある。体軸方向のX線照射領域は、ビュー角度毎、すなわち撮影開始からの経過時間毎に算出される。これは例えば、ヘリカルスキャンにおいてX線照射列数n(t)を体軸方向位置及びビュー角度(撮影開始からの経過時間)に応じて動的に変化させることを想定している。以下の説明では、好適な一例としてヘリカルスキャンについて説明するが、アキシャルスキャンについても本発明を適用可能である。

X線照射領域算出部130により算出されたビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域(X線照射列数)は、X線量算出部131及びコリメータ制御量算出部132に通知される。

X線量算出部131は、X線照射領域算出部130により算出された体軸方向のX線照射領域に応じてビュー角度毎の照射X線量を算出する。以下の説明では、照射X線量として管電流値を求めることとする。X線量算出部131によるX線量の算出処理の詳細については後述する。X線量算出部131により算出されたX線量(管電流値)は、X線制御装置110に通知される。

コリメータ制御量算出部132は、X線照射領域算出部130により算出されたX線照射領域に対してX線を照射するためのコリメータ10の制御量を算出する。具体的には、X線照射領域からX線遮蔽領域を求め、X線遮蔽領域に対応するコリメータ10の制御量(位置)を算出する。コリメータ制御量算出処理については後述する。算出されたコリメータ10の制御量(位置)はコリメータ制御装置111に通知される。コリメータ制御装置111は、コリメータ制御量に基づいてコリメータ10の位置を調整する。

制御部133は、X線照射領域算出部130により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれX線量算出部131により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する。すなわち、X線量算出部131により算出されたX線量(管電流)と、コリメータ制御量算出部132により算出されたコリメータ制御量に従って、ビュー角度毎に照射X線量やコリメータ10の位置を変化させる。

システム制御装置124は、X線量算出部131により算出されたX線量(管電流)をX線制御装置110へ指示し、コリメータ制御量算出部132により算出されたコリメータ制御量をコリメータ制御装置111へ指示することで、制御部133による撮影を制御する。

次に、図3のフローチャートを参照して、X線CT装置1における撮影・画像再構成処理の流れを説明する。

X線CT装置1のシステム制御装置124は、図3のフローチャートに示す手順で撮影・画像再構成処理を実行する。システム制御装置124は、記憶装置123から撮影・画像再構成処理に関するプログラム及びデータを読み出し、このプログラム及びデータに基づいて処理を実行する。

以下の説明では、マルチスライスCTにおけるヘリカルスキャンについて説明する。

(ステップS101)
操作者は位置決め撮影であるスキャノグラム撮影を行う。スキャノグラム撮影ではX線源101をあるビュー角度で固定しながら細いビーム幅のX線を照射し、寝台105に対して垂直な断面の投影データを体軸方向に収集するのが一般的である。X線源101のビュー角度は限定されないが、代表的にX線源101を0度方向または180度方向に固定して透視するPAスキャノグラム、90度方向または270度方向に固定して透視するLATスキャノグラムがある。

(ステップS102)
操作者は入力装置121を介して検査条件を設定する。検査条件には、画像再構成範囲、ビーム幅、らせんピッチ、スライス厚、FOV(Field Of View)、管電圧、目標画像ノイズ等(撮影条件及び再構成条件を含む)が含まれる。

(ステップS103)
操作者が設定した撮影条件に応じて、システム制御装置124は、撮影開始時刻からt回転後に画像再構成に必要なX線照射列数n(t)を算出する。ステップS103の処理の詳細は後述する。

(ステップS104)
ステップS103において算出されたX線照射列数n(t)に応じて、システム制御装置124は、撮影開始時刻からt回転後のX線源101の体軸方向の位置Z(t)における最適管電流I(t)を算出する。ステップS104の処理の詳細は後述する。

(ステップS105)
ステップS103において算出されたX線照射列数n(t)に応じて、撮影開始近傍、撮影終了近傍のコリメータ位置L(t)(コリメータ制御量)を算出する。ステップS105の処理の詳細は後述する。

(ステップS106)
システム制御装置124は、ステップS103〜ステップS105の処理により求められるX線照射列数及び最適管電流及びコリメータ制御量に基づいて被ばく線量を算出する。ステップS106の処理の詳細は後述する。

(ステップS107)
システム制御装置124は、ユーザインターフェースとして、X線照射領域の時間変化、照射X線量の時間変化、及び被ばく線量等のうちいずれか一つ以上を表示装置125に表示することが望ましい。

具体的には、ステップS104で算出した最適管電流I(t)やステップS106で算出した被ばく線量等を表示する。具体的には、最適管電流I(t)の時間変化グラフ(図11(B))、本影のX線照射列数の時間変化グラフ(図5等)、後述する半影半値幅に相当する列数の時間変化グラフ(図15)、被ばく線量の体軸方向の時間変化グラフ(図16)、被ばく範囲の時間変化グラフ、管電流の体軸方向平均値、被ばく線量の積算値、X線照射領域201の状態遷移図(図8等)等のうちいずれか1つ以上を表示することが望ましい。

X線源101のスライス位置は時間に応じて一意に決まるため、上述の各グラフの横軸は時間ではなく、X線源101のスライス位置で表現してもよい。またスライス位置と各パラメータの値との対比をわかりやすくするため、図11(A)に示すようにスキャノグラム画像とグラフとを重ねて表示してもよい。

また本発明による線量最適化の効果を視覚的に確認するため、図11(B)に示すように従来の最適管電流(207)と本発明の最適管電流(208)とを比較するように表示してもよい。またコリメータ制御による被ばく線量低減効果を視覚的に確認するため、図15に示すようにコリメータ固定の場合の半影半値幅とコリメータ制御する場合の半影半値幅とを比較するように表示してもよいし、図16に示すように被ばく線量を比較するように表示してもよい。

また、システム制御装置124は、ユーザインターフェースとして図17に示すように、撮影に関する各種のグラフを表示するグラフ表示領域53と、グラフ表示領域53に表示された内容での撮影を許可または非許可とする指示を入力する入力部(「OK」ボタン51、及び「条件再設定」ボタン52)を備えた表示画面50を表示することが望ましい。

(ステップS108)
操作者はステップS107で表示されるX線量や被ばく線量等の表示内容を参照して、設定した検査条件でスキャンを行うか否かを判断する。スキャンに適切な条件と判断した場合は入力装置121を介して「OK」指示を入力し(ステップS108；OK)、ステップS109へ進む。スキャンに不適切な検査条件と判断した場合は入力装置121を介して「NG」指示を入力し(ステップS108；NG)、ステップS102へ戻り、検査条件を設定し直す。

上述の「OK」及び「NG」の入力は、例えば、図17に示すユーザインターフェースの表示画面50上で行われるようにしてもよい。システム制御装置124は、「OK」ボタン51が押下され撮影を許可する指示が入力されると(ステップS108；OK)、設定されている検査条件で撮影を開始する。一方、「条件再設定」ボタン52が押下され撮影を非許可とする指示が入力されると(ステップS108；NG)、ステップS102の検査条件の再設定に移行する。

(ステップS109)
システム制御装置124は、ステップS105において算出されたコリメータ位置L(t)に従ってコリメータ10を制御しながら、ステップS104において算出された最適管電流I(t)に基づくX線照射を行い、ヘリカルスキャンを行う。

(ステップS110)
画像再構成装置122は、ステップS109のスキャンにより得た投影データと「撮影時の再構成条件」を用いて画像再構成処理を行う。システム制御装置124は、再構成した画像を記憶装置123に記憶するとともに、表示装置125に表示する。

(ステップS111)
システム制御装置124は、操作者の指示に従ってポストリコンを行う。ポストリコンとは、記憶装置123に記憶されている投影データを呼び出し、ポストリコン条件に基づいて画像を再構成する処理である。ポストリコン条件はステップS110の画像再構成時に使用した「撮影時の再構成条件」と異なるものを利用できる。

次に、図3のステップS103のX線照射列数n(t)の算出処理について、図4〜図7を用いて説明する。システム制御装置124(X線照射領域算出部130)は、撮影開始時刻からt回転後に画像再構成に必要なX線照射列数n(t)をビーム幅、らせんピッチ等の検査条件によって決定する。

図4は撮影開始近傍において、ステップS102において操作者が設定した画像再構成領域200の先頭画像位置204における先頭画像を作成するためにX線照射が必要なX線照射領域201、X線照射が不必要なX線遮蔽領域202を時間経過と共に示した図である。図4に示すように、X線源101及びX線検出器106の体軸方向の位置が固定され、寝台105が寝台速度Vで図4の左側へ移動する場合、X線検出器106の右側の列(先頭側の列とする)から徐々にX線照射列数を増やし、X線照射領域201を広げていく必要がある。

画像再構成領域200の有効視野をFOVとする。例えば、FOVの辺縁まで画像を作成するためには、図4の状態1(t＝t1)では先頭画像位置204上のX線源101から最も遠い位置40にX線が照射される必要がある。また、図4の状態3(t＝t3)では先頭画像位置204上のX線源101から最も近い位置41にX線が照射される必要がある。注目する位置が位置40と位置41とで切り替わる時の回転数をt＝t2とする。

X線照射列数n(t)がビーム幅に相当するX線検出器106の全列数Nに一致する時の回転数をt＝t4とする。また、撮影開始時刻をt＝t0＝0とする。以下、t0＜t2＜t4の場合を考える。撮影開始時刻t＝t0に必要なX線照射列数をn(t0)とする。X線源101から回転中心203までの距離をSOD(Sorce Object Distance)、らせんピッチをHP(Helical Pitch)とすると、撮影開始からt回転後にX線照射が必要なX線照射列数n(t)は、以下の2段階の式(1)、式(2)で表すことができる。

ただし、t2、n(t0)は再構成方法、特に逆投影位相幅やスライス厚に依存して決まる。

図4では簡単のため、t＝t2の時、ビーム幅に相当するX線検出器106の全列数Nのちょうど半分の列にX線が照射される場合(n(t2)＝N/2)を示しているが、一般にn(t2)＝N/2とは限らない。単位回転数あたりに増加させるX線照射列数をΔnとすると、ΔnはΔn＝n(t＋1)−n(t)と上述の式(1)、式(2)とを用いて、以下の式(3)、式(4)と表すことができる。

図5に撮影開始t＝t0＝0から撮影終了t＝TまでのX線照射列数n(t)の時間変化グラフ(n(t)グラフ)の例を示す。なお、図5のn(t)グラフをステップS107の表示処理において表示してもよい。図5のようなn(t)グラフを表示することで、操作者はステップS108における検査条件の判断において、設定されている検査条件が適正かどうかを判断しやすくなる。

ここで、FOVとスライス厚に注目する。

図6はFOVによるX線照射列数n(t)の違いを示した図である。図6に示すように、(A)FOVが小さい場合よりも(B)FOVが大きい場合ほど、t回転後に必要なX線照射列数n(t)は多くなる。

図7はスライス厚によるX線照射列数n(t)の違いを示した図である。図7に示すように、画像再構成領域200内の先頭画像位置204が同一であっても、(A)スライス厚が薄い場合よりも(B)スライス厚が厚い場合ほど、t回転後に必要なX線照射列数n(t)は多くなる。このようにn(t)はFOVとスライス厚に依存するため、n(t、FOV、S)と表すこととする。

一般に、操作者はステップS109のスキャン終了後にFOVやスライス厚を含む検査条件を変えて、別条件で画像を再作成(ステップS111のポストリコン)する場合がある。ポストリコンはスキャンし直すことなく、スキャンで取得した投影データを基に、診断に必要と判断される再構成条件で画像を再作成する機能である。例えば、観察したい病変を拡大して再作成したり、回転中心から離れた病変を観察するために画像の中心座標を動かして再作成したり、パーシャルボリューム効果を小さくするため薄いスライス厚で再作成したり、画像ノイズを低減するために厚いスライス厚で再作成する場合がある。

操作者が「撮影時の再構成条件」としてスキャン時に設定したFOV、スライス厚をそれぞれスキャンFOV(FOV_scan)、スキャンスライス厚(S_scan)と呼び、ポストリコン条件としてポストリコン時に設定したFOV、スライス厚をリコンFOV(FOV_recon)、リコンスライス厚(S_recon)と呼ぶこととする。仮にスキャンFOV、スキャンスライス厚の画像を得るのに最適なX線照射列数n(t，FOV_scan，S_scan)でスキャンを行ったとする。この時、操作者はスキャンFOV、スキャンスライス厚の画像を最小限の被ばく線量で取得することができる。

しかし、ポストリコンにおいて、FOV_recon＞FOV_scan、S_recon＞S_scanの画像を再作成しようとした場合、画像再構成にはスキャン時に取得したn(t，FOV_scan，S_scan)列の投影データよりも多いn(t，FOV_recon，S_recon)列の投影データが必要となる。スキャン時にn(t，FOV_recon，S_recon)列分の投影データを取得していないため、リコンFOV、リコンスライス厚の画像を得るのに必要な列の投影データが不足し、先頭画像近傍や末尾画像近傍ではポストリコン条件の画像が得られないことになる。先頭画像近傍や末尾画像近傍においてFOV_recon＞FOV_scan、S_recon＞S_scanの画像を得るには、被検体を再スキャンしなければならず、被検体への被ばく線量が増加してしまう。

したがって、X線照射列数n(t)はポストリコン条件を鑑みて決定されるべきである。例えばステップS102の検査条件設定において、操作者がスキャンFOV、スキャンスライス厚とは別に、ポストリコンにて設定する可能性のあるリコンFOV、リコンスライス厚を予め設定するようにしてもよい。この場合、システム制御装置124は、スキャンFOVとリコンFOVのうち大きい方のFOVを使用し、また、システム制御装置124は、スキャンスライス厚とリコンスライス厚のうち厚い方のスライス厚を使用してX線照射列数n(t)を算出する。

或いは、システム制御装置124は、最大FOV(FOV_max)、最も厚いスライス厚(S_max)を用いてX線照射列数n(t，FOV_max，S_max)を算出するようにしてもよい。この場合、操作者がリコンFOV、リコンスライス厚を設定する手間を省くことができ、ポストリコンではあらゆる再構成条件の画像を作成することが可能である。

また、コリメータユニット103内にチャネル方向のX線分布を調整するX線補償フィルタが数種類用意されている場合は、FOV_maxを検査条件の1つであるX線補償フィルタの選択に応じて変化させてもよい。

以上のように、リコンFOV及びリコンスライス厚を考慮してX線照射列数n(t)を算出し、後述のステップS105に示すようにコリメータ10を制御すれば、撮影開始近傍・終了近傍において、X線照射列数n(t)を変動させない従来のスキャンと比べてX線量を低減しつつ、従来と同様に操作者が所望する任意の条件でポストリコンを行うことができ、ポストリコンにおいて先頭画像近傍や末尾画像近傍の画像が作成できなくなる事態を回避することができる。

なお、上述の説明では、代表的にFOV、スライス厚について説明したが、FOV中心座標、再構成関数、Z方向のフィルタ処理など、「撮影時の再構成条件」とポストリコン条件とで画像再構成に寄与する列の範囲が異なるパラメータがあれば、FOVやスライス厚の例と同様に考えることは言うまでもない。

なお、ステップS103では上述のようにステップS102の検査条件に応じてn(t)を計算してもよいし、予め検査条件ごとにn(t)を算出してシステム制御装置124に保存しておき、ステップS102の検査条件に応じてシステム制御装置124からn(t)を読み出すようにしてもよい。特に、t0、t2、t4、n(t0)、n(t2)、Δn等のポイントとなる値を予め算出してシステム制御装置124に保存しておけば、任意の回転数tに対してn(t)を簡便に算出することができ、計算時間を短縮できる。

次にステップS104の最適管電流I(t)の算出処理について、図8〜図10を用いて説明する。操作者が所望する画質を維持するように被検体へのX線照射量を適正に制御する技術(Auto Exposure Control；AEC)が知られている。トレードオフの関係にある線量と画質を、バランス良く最適化する技術であり、画質指標としては、画像ノイズやCNR(Contrast-to-Noise Ratio)が用いられている。

撮影開始時刻からt回転後のX線源101の体軸方向の位置をZ(t)とする。従来のAECでは、X線源101がZ(t)に位置する場合の最適管電流I(t)は、スライス位置Z(t)、或いは、スライス位置Z(t)を中心とした領域の、スキャノグラムの投影データ或いは画素値等を利用して算出されていた。しかし、画像再構成に使用されるX線照射領域201が撮影中に動的に変化する場合、スライス位置Z(t)における最適管電流は必ずしもX線照射領域201に対して最適な管電流とは言えない。そこで最適管電流を算出するためのスライス位置をX線照射領域201の中から選択し、X線照射領域201における最適管電流I(t)を算出する。

X線源101がZ(t)に位置する時、X線検出器106にはn(t)列分にX線が照射されている。この時、X線照射される各検出器列の回転中心でのスライス位置を順番にZ(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))とする。

図8に撮影開始近傍におけるX線照射領域201、X線遮蔽領域202、スライス位置Z(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))の時間経過を示す。Z(t)_1側を先頭側の列、Z(t)_n(t)側を末尾側の列とする。

第1の実施の形態のX線CT装置1では、管電流算出のためにスライス位置Z(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))に解析ライン300を設定する。図8に示すように、解析ライン300は寝台105(体軸)に対して垂直に設けるものとする。ステップS101のスキャノグラム撮影処理では、解析ライン300に沿うようにスキャノグラムデータが取得されるものとする。

図9に、第1の最適管電流I(t)の算出処理の手順を示す。

第1の最適管電流I(t)の算出処理において、システム制御装置124は、まずスライス位置Z(t)_iにおける最適管電流I(t)_iを算出する(ステップS201)。例えば、システム制御装置124は、スライス位置Z(t)_iにおける解析ライン300上のスキャノグラム投影データを用いて、位置Z(t)_iにおける被写体の垂直断面モデルを作成し、画像ノイズを予測し、各スライス位置Z(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))における最適管電流I(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))をそれぞれ算出する。

システム制御装置124は、ステップS201で算出したI(t)_iを用いてX線照射領域201における最適管電流I(t)を算出する。例えば、以下の式(5)に示すように、各列のI(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))の平均値を最適管電流I(t)とする(ステップS202)。

また、平均値ではなく、各列のI(t)_iの最大値或いは最小値を最適管電流I(t)としてもよい。I(t)_iの最大値を最適管電流I(t)とする場合は、X線照射領域201に対してX線量が十分に確保され、操作者が求める画質に対して線量不足になる事態を回避することができる。一方、I(t)_iの最小値を最適管電流I(t)とする場合は、最低限の画質を維持しながら、X線照射領域201に対する被ばく低減を優先することができる。上述のように平均値を最適管電流I(t)とする場合は、平均的なX線量でスキャンを行うため、被ばく低減と画質維持の両方をバランスよく行える。

平均値、最大値、最小値のいずれを選択するかは、デフォルトで設定してもよいし、操作者が選択できるようにしてもよい。また、検査目的や検査対象に合わせて推奨の選択肢を表示・選択するようにしてもよい。

図10に、第2の最適管電流I(t)の算出処理の手順を示す。

第2の最適管電流I(t)の算出処理において、システム制御装置124は、スライス位置Z(t)_iの中から代表的なスライス位置Z(t)_onを算出する(ステップS301)。例えば、以下の式(6)に示すように、Z(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))の平均値を代表スライス位置Z(t)_onとする。

また、平均値ではなく、各列のZ(t)_iの最大値或いは最小値、すなわちX線照射領域201内の先頭スライス位置Z(t)_1或いは末尾スライス位置Z(t)_n(t)を代表スライス位置Z(t)_onとしてもよい。或いは、操作者が指定した任意のスライス位置Z(t)_iを代表スライス位置Z(t)_onとしてもよい。或いは、Z(t)_i(i＝1、2、3、・・・、n(t))の平均値に対してある一定の距離だけ先頭側の列方向または末尾側の列方向へオフセットしたスライス位置を代表スライス位置Z(t)_onとしてもよい。

次にシステム制御装置124は、代表スライス位置Z(t)_onにおける最適管電流I(t)を算出する(ステップS302)。例えば、位置Z(t)_onにおける解析ライン300上のスキャノグラム投影データを用いて、位置Z(t)_onにおける被写体の垂直断面モデルを作成し、画像ノイズを予測し、スライス位置Z(t)_onにおける最適管電流I(t)を算出する。

図10に示した第2の最適管電流算出処理は、図9に示した第1の最適管電流算出処理と比べて、スライス位置Z(t)_iから最適管電流I(t)を算出する処理が1回で済むため、計算時間を短縮できる。

以上のように、本発明のX線CT装置1は、X線照射領域201を撮影中にビュー角度毎に動的に変化させるとともに、各X線照射領域201に対して最適な照射X線量を求める。これにより、例えばマルチスライスCTでのヘリカルスキャン等の撮影開始近傍または終了近傍において、X線照射領域がX線源のスライス位置と体軸方向にずれた位置にある場合に、そのX線照射領域に対して適正な照射X線量を求めることができる。特に、本発明は、X線照射領域201に応じて最適管電流算出に用いる解析ライン300の位置を撮影中に変化させることが特徴である。これにより、例えば多列のX線検出器でビーム幅が広く、画像再構成領域200の先頭画像位置204や末尾画像位置205が体軸方向に急峻な部位に位置し、解析ライン300の位置における最適管電流が、X線源位置(スライス位置Z(t))における従来の最適管電流と大きく異なる場合に、本発明による線量最適化の効果が高くなる。より列数が多い検出器で、より広いビーム幅の撮影を行うほど、解析ライン300の位置とスライス位置Z(t)の位置の差が大きくなりやすいため、本発明による線量最適化の効果が高くなる。

本発明の効果を図11を用いて説明する。図11では撮影開始近傍に、画像再構成領域200の先頭画像位置204が被検体206の肩に位置し、肩の画像を作成するために首から肩にかけて撮影を開始する場合を示している。

図11(A)は撮影開始近傍における、X線源101、画像再構成領域200、先頭画像位置204の位置関係、X線照射領域201、X線遮蔽領域202を示している。図11(B)は撮影開始から撮影終了までのスライス位置Z(t)における最適管電流I(t)の時間変化グラフを示している。図11(B)のグラフにおいて、横軸は撮影開始時刻からの回転数tとしているが、X線源101のスライス位置は時間に応じて一意に決まるため、横軸は回転数ではなく、時間やX線源101のスライス位置であってもよい。

図11(B)の破線の曲線207は従来のAECを使用した場合の最適管電流を示し、図11(B)の実線の曲線208は本発明の最適管電流算出処理(図3のステップS103、ステップS104)を用いた場合の最適管電流である。ただし、「撮影開始近傍60及び撮影終了近傍61」以外では曲線207と曲線208は重なっている。

従来のAECでは、常にX線源101のスライス位置における解析ライン300を用いて最適管電流を算出していた。図11(A)においてX線源101のスライス位置はX線照射領域201から完全に外れた位置であり、X線照射領域201と最適管電流を算出する位置とにズレがあった。更に、首と肩とではX線の減弱量に大きな違いがあり、X線源101の位置にある首付近において算出された最適管電流を、X線照射領域201内の肩付近に照射すると、肩に対しては線量不足となり、先頭画像位置204近傍の画像の画質が劣化する恐れがあった。そこで、本発明の最適管電流算出処理を用いれば、X線源101に対して体軸方向にずれた位置にあるX線照射領域201に対しても最適な管電流をX線照射領域201へ照射することができる。したがって、撮影開始近傍60や撮影終了近傍61において、線量不足や線量過剰となることがなく、先頭画像位置204近傍の画像や末尾画像位置205近傍の画像の画質が適正に維持される。

なお、図11(B)の管電流グラフを図3のステップS107において表示してもよい。図11(B)のような管電流グラフを表示することで、操作者はステップS108において撮影条件が適正かどうか判断しやすくなる。

次に、図3のステップS105におけるコリメータ位置算出処理について、図8、図12、図13を参照して説明する。ステップS105におけるコリメータ位置算出処理は、図3のステップS103のX線照射列数算出処理において算出されたX線照射列数n(t)に確実にX線を照射するためのコリメータ位置を算出する処理である。

例えば、コリメータユニット103内のコリメータ10は、平板形状の左側コリメータ10L及び右側コリメータ10Rを有し、コリメータ制御装置111が左側コリメータ10Lと右側コリメータ10Rとを撮影中に体軸方向に独立に制御可能な構造であるとする。コリメータ10は鉛などのX線吸収係数の高い遮蔽板で形成されているものとする。なお、以下説明する処理は、上述したように左側コリメータ10L及び右側コリメータ10Rをそれぞれ独立に制御する場合に限定されず、より簡易な機構とするため一体的に制御する構造の物にも適用できる。また、左側コリメータ10L及び右側コリメータ10Rは体軸方向に動かしてもよいし、垂直方向やチャネル方向に動かしてもよい。コリメータ10の形は平板形状に限らず、円弧状でも球状でも良い。コリメータ10の枚数も2枚とは限定しない。

図8に撮影開始近傍におけるコリメータ10の動作を時間経過と共に示す。寝台105が図8の左側へ進行する場合に、X線照射領域201にX線が確実に照射されるよう、左側のコリメータ10Lを左側へ開いていく必要がある。

まず、X線源101から放射されるX線源の焦点20の体軸方向の広がり幅について考える。一般にX線源101の焦点20はチャネル方向と体軸方向に広がり幅を持っており、体軸方向の広がり幅をL_Focalとする。焦点20が体軸方向に広がっているため、X線検出器106に入射するX線は本影と半影を持つ。再構成に必要なX線照射列数n(t)にはX線の本影を確実に入射させることが望ましい。なぜならX線の半影は本影に比べてX線量が少なく、画像を作成する上でX線量が不足し、画像ノイズの低下など画質劣化につながるからである。検査条件の1つとして焦点サイズを選択可能な場合は、焦点サイズの選択に応じてL_Focalの値を変化させてもよい。

図12にX線照射列数n(t)にX線の本影を照射するための、X線源の焦点20、コリメータ10の位置関係、本影が当たる領域210、半影が当たる領域211を示す。

以下、撮影開始近傍において、X線照射開始からt回転後に、X線照射列数n(t)にX線の本影を照射するためのコリメータ10の位置の算出方法を説明する。特にここでは、図12に示す左側コリメータ10Lの右側側面10L−PlaneRに注目し、焦点20の中心軸212に対する10L−PlaneRの体軸方向の距離をL(t)とする。

まず、コリメータ10の垂直方向の厚さによるX線照射範囲(本影)への影響を考える。例えば、図12(A)の配置では左側コリメータ10Lの右側側面10L−PlaneRの上端の位置でX線の本影の照射範囲210が決定する。また図12(B)の配置は、左側コリメータ10Lの右側側面10L−PlaneRの下端の位置でX線の本影の照射範囲210が決まる。上端と下端が切り替わる時の回転数をt＝t_change、X線検出器106の1素子の回転中心での体軸方向長さをDとすると、t_changeは以下の式(7)を満たす回転数である。

焦点20からコリメータ10の上面までの垂直方向の距離をLc_upper、焦点20からコリメータ10の下面までの垂直方向の距離をLc_lowerとすると、システム制御装置124は、以下の式(8)、式(9)を満たすように、左側コリメータ10Lの位置を制御すればよい。

単位回転数あたりのL(t)の移動距離をΔLとすると、ΔLは、ΔL＝L(t＋1)−L(t)、及び、Δn＝n(t＋1)−n(t)を用いて以下の式(10)、式(11)で表せる。

t0、t2、t4と式(7)で示した回転数t_changeの前後関係は、L_Focalの長さや逆投影位相幅等に依存するが、仮にt0＜t_change＜t2となる場合は、式(10)及び式(11)に式(3)及び式(4)のΔnを代入して、コリメータ速度Vc(t)を求めることができる。

ただし上述の式(12)〜式(14)において、寝台速度V＝HP×Dを用いた。

式(8)、式(9)で表される位置L(t)を満たすようにコリメータ10Lを制御すれば、X線照射列数n(t)に確実にX線の本影を入射させることができる。

焦点20の広がり幅を正しく考慮せず、仮に焦点20を点状と仮定してコリメータ10を制御しようとすると、X線照射領域201の端の列付近では、本影210が当たらず画像再構成に必要なデータが欠如してしまう恐れがある。焦点20の広がり幅を考慮してコリメータ10を制御することは重要である。

また、コリメータ10の上下の端点を正しく考慮せずコリメータ10を制御すると、必要なX線がコリメータ10Lの一部を透過してしまうので、画像再構成に必要なデータが欠如してしまう恐れがある。特にコリメータ10の材質として、安価な鉄や銅の合金を使用する場合、X線遮蔽領域202への遮蔽効果を上げるためコリメータ10の厚みを増す必要があるため、コリメータ10の厚みを考慮してコリメータ10を制御することは重要である。

以上説明したように、焦点の体軸方向の広がり幅とコリメータ10の垂直方向の厚さを厳密に考慮してコリメータ位置L(t)を算出することにより、X線照射領域201に確実にX線の本影を照射することができる。

更に、チャネル方向に平板形状のコリメータ10を使用し、かつ、X線検出器106の検出器面が焦点20から見て凹状に湾曲した形状の場合は、X線分布を考慮することが望ましい。

図13はX線分布を説明するための図である。図13(A)は寝台105から回転盤102を見た図である。図13(B)は焦点20からX線検出器106を見た図である。

図13(A)のような配置で焦点20、平板形状のコリメータ10、凹状に湾曲した形状のX線検出器106が設けられる場合、X線検出器100の検出器面に入射するX線分布は図13(B)のようになる。図13(B)に示すように、焦点20から見てチャネル方向の両端部よりも中央部が膨れた形状のX線分布になることが知られている。

上述した式(8)〜式(14)では、焦点20からコリメータ下面までの垂直方向の距離Lc_lowerを用いて、チャネル方向中央部に対してX線の本影が照射されるようにコリメータ位置を算出した。この時、チャネル方向の中央部に対しては図13(B)に示すように、必要列数n(t)を満たすようにZ(t)_n(t)まで本影を照射できているが、焦点20からコリメータ下面までの距離が長いチャネル方向両端部に対しては、Z(t)_n(t)まで本影が照射されておらず、画像再構成に必要なデータが欠如する。

そこで、焦点20から見てチャネル方向の両端部よりも中央部が膨れた形状のX線分布となる場合は、システム制御装置124は、上述の式(8)〜式(14)におけるLc_lowerをLc_lower/cosθと置き換えて計算すればよい。ただし、θはチャネル方向の検出器の最大開き角の半分である。

このようにX線分布の膨らみを考慮することで、平板形状のコリメータ10かつ凹状に湾曲したX線検出器106を使用する場合でも、チャネル方向のあらゆる検出器素子にX線照射列数n(t)を満たすようにX線の本影を入射させることができる。

なお、平板形状のコリメータ10かつ平面状のX線検出器106を使用する場合や、X線検出器106の凹状と相似の湾曲形状をしたコリメータ10を使用する場合等のように、X線源101から見てX線分布が膨れた形状にならない場合は、上述した考慮は不要である。

なお、ステップS105では上述のように検査条件ごとにX線照射列数n(t)とシステムのパラメータ(焦点サイズL_Focal、コリメータ10の厚み、チャネル方向開き角θ、X線検出器の1素子の体軸方向長さD等)に応じてL(t)を計算してもよいし、予め検査条件ごとにL(t)を算出してシステム制御装置124に保存しておき、ステップS102の検査条件に応じてシステム制御装置124からL(t)を読み出すようにしてもよい。特に、t0、t_change、t2、t4、L(t0)、L(t_change)、L(t2)、ΔL等のポイントとなる値を予め算出してシステム制御装置124に保存しておけば、任意の回転数tに対してL(t)を簡便に算出することができ、計算時間を短縮できる。

次に、図3のステップS106の被ばく線量の算出処理について、図14〜図16を参照して説明する。ステップS106では被ばく線量R(t)のみならず、被ばくに関する情報として、撮影範囲全体にわたる被ばく線量の積算値Rや被ばく範囲W(t)を算出してもよい。

被写体へのX線照射量は、本影のみならず半影のX線分布も考慮する必要がある。図14にt回転後の体軸方向のX線量分布を示す。図14の実線220のように、X線量が体軸方向に対して台形に分布すると仮定する。t回転後のX線量は台形分布220の面積(体軸方向積算値)に比例する。仮に、半影のX線量が本影のX線量の半値となる列数(以下、半影半値幅という)をn_dose(t)とすると、台形分布220の面積はn_dose(t)を用いた長方形分布221の面積と等しい。n_dose(t)は、焦点の広がり幅L_Focal＝0と仮定して計算したt回転後のX線照射列数に等しい。

上述したように、コリメータ10の垂直方向の厚さを加味すると、左側コリメータ10Lの右側側面10L−PlaneRの上端でX線の半影半値幅が決まる場合と、左側コリメータ10Lの右側側面10L−PlaneRの下端でX線の半影半値幅が決まる場合がある。上端と下端が切り替わる時の回転数をt＝t_change_doseとすると、t_change_doseは、以下の式(15)を満たす回転数である。

また本影が全列数Nに照射されている時の半影半値幅をN_doseとすると、N_doseは以下の式(16)を満たす。

一般にn_dose(t)は、式(17)、式(18)で表される。

単位回転数あたりに増加する半影半値幅に相当する列数をΔn_doseとすると、Δn_doseは、Δn_dose＝n_dose(t＋1)−n_dose(t)、及び、ΔL＝L(t＋1)−L(t)を用いて、以下の式(19)、式(20)で表せる。

ここで、L_Focal≧0の場合、t_change_dose≦t_changeである。

t0と式(15)で示した回転数t_change_doseの前後関係は、逆投影位相幅等に依存するが、仮にt0＜t_change_dose≦t_change＜t2＜t4となる場合、式(19)及び式(20)に式(10)及び式(11)のΔL、式(3)及び式(4)のΔnを代入して、以下の式(21)〜(24)で表すことができる。

図15に撮影開始近傍60のn_dose(t)の時間変化グラフの例を示す。図15の破線230は、撮影中にコリメータ10が固定されている従来の撮影における半影半値幅であり、tによらずn_dose(t)＝N_doseである。一方、図15の実線231は、撮影中にコリメータ10が動的に制御されている本発明における半影半値幅である。

なお、ステップS106では上述のように検査条件ごとにコリメータ10の位置L(t)に応じてn_dose(t)を計算してもよいし、予め検査条件ごとにn_dose(t)を算出してシステム制御装置124に保存しておき、ステップS102の検査条件に応じてシステム制御装置124からn_dose(t)を読み出すようにしてもよい。特に、t0、t_change_dose、t_change、t2、t4、n_dose(t0)、n_dose(t_change_dose)、n_dose(t_change)、n_dose(t2)、Δn_dose等のポイントとなる値を予め算出してシステム制御装置124に保存しておけば、任意の回転数tに対してn_dose(t)を簡便に算出することができ、計算時間を短縮できる。

t回転後の被ばく線量は半影半値幅n_dose(t)と最適管電流I(t)の積に比例する。比例係数をkとすると、t回転後の被ばく線量R(t)は、以下の式(25)で表すことができる。

図16に被ばく線量R(t)の時間変化グラフの例を示す。

図16の破線240は、従来の撮影における被ばく線量R_past(t)であり、図11(B)の破線の曲線207に示した従来の最適管電流I_past(t)を用いて、以下の式(26)により計算された結果である。

一方、図16の実線241は、本発明の最適管電流算出処理(図3のステップS104)により算出された最適管電流I(t)を用いて、上述の式(25)を用いて計算された結果である。ただし、「撮影開始近傍60及び撮影終了近傍61」以外では曲線240と曲線241は重なっている。撮影開始近傍60、撮影終了近傍61では、n_dose(t)≦N_doseであるため、被ばくを低減しつつも、X線照射領域に対して最適管電流I(t)を照射することにより画質は適正に維持されている。

撮影範囲全体にわたる被ばく線量の積算値Rは、撮影開始時刻t＝t0から撮影終了時刻t＝TまでのR(t)の積分値として、以下の式(27)で表せる。

なお、図15に示す半影半値幅n_dose(t)グラフや、図16に示す被ばく線量R(t)グラフや、被ばく線量の積算値Rを図3のステップS107の表示処理において表示してもよい。これらを表示することで、操作者は図3のステップS108の撮影条件確認処理において撮影条件が適正かどうか判断しやすくなる。また、図17に示すように、図15に示す半影半値幅n_dose(t)グラフと図16に示す被ばく線量R(t)グラフを併置して表示してもよい。横軸の回転数をスライス位置としてもよい。

また、以下の式(28)より、回転中心における半影の全幅の長さ、すなわち被検体が被ばくする体軸方向の範囲W(t)を算出することができる。

図3のステップS107には、被ばく範囲W(t)の時間変化またはスライス位置変化を表示してもよい。ステップS101によって得られたスキャノグラム画像と被ばく範囲W(t)とを併置して表示してもよい。水晶体などの放射線感受性が高い部位への被ばくを避けて検査条件を決定したい場合、被ばく範囲W(t)を表示することはステップS108の検査条件が適正かどうかを判断するために重要である。

以上説明したように、第1の実施の形態のX線CT装置1(マルチスライスCT)において、システム制御装置124はヘリカルスキャンを実行する。システム制御装置124は、ビュー角度毎に検査条件を満たすX線照射領域を算出し、算出されたX線照射領域に対してビュー角度毎に最適な管電流量を算出するための解析ライン300の位置を動的に変化させて設定し、解析ライン300における解析結果に基づいて各ビュー角度において照射するX線量を適正に制御する。これにより、特に撮影開始近傍60、撮影終了近傍61において、画像再構成に寄与しない無効被ばくを低減し、先頭画像近傍・末尾画像近傍の画像の画質を適正に維持することができる。

また、算出されたX線照射領域に対し、確実にX線を照射するようコリメータ10を動的に制御するため、算出されたX線照射領域に対して照射するX線量を適正に制御することが可能となる。

更に、ポストリコン条件を考慮してX線照射領域を算出することにより、ポストリコン時にスキャン時の再構成条件より例えばFOVが大きい場合やスライス厚が大きい場合であっても、X線量が不足することがなく、画像の画質を適正に維持することができる。

なお、上述の説明では、撮影開始近傍60において寝台105が図4、図8の左側へ移動する場合を中心に示したが、撮影終了近傍61や寝台105の移動方向が反転した場合も同様に考えればよい。特に、撮影終了近傍61については、第3実施形態において後述する。

また上述の説明では、X線照射列数n(t)や最適管電流I(t)やコリメータ10の位置L(t)を回転数tの関数として表現したが、これらは回転角度(ビュー)の関数、或いは寝台105の体軸方向の位置の関数等で表現してもよい。

［第2の実施の形態］
次に、図18を参照して本発明の第2の実施の形態について説明する。

第1の実施の形態と異なる点は、最適管電流I(t)の算出処理(図3のステップS104)である。以下、異なる箇所のみ説明し、同じ箇所の説明は省略する。

最適管電流I(t)を算出する際の断面モデル作成において、第1の実施の形態では、体軸に対して垂直な断面(図8の解析ライン300)を用いることとした。これはスキャノグラムのデータが各スライス位置の垂直断面上の減弱量を表しているため、簡便で妥当な方法である。しかし、垂直断面と実際にX線が透過するコーン角がついたパスとの間にコーン角分の誤差が生じている。特に、ビーム幅が広い場合や体軸方向に変化が大きい被写体を撮影する場合には、垂直断面の減弱量と実際のX線の減弱量の差が大きくなり、X線量の過不足が生じる可能性がある。そこで、第2の実施の形態では、X線のコーン角を考慮して最適管電流I(t)を算出する。

LATスキャノグラムでは垂直方向にX線検出器106のチャネルが配置されているため、垂直方向には検出器チャネル数分の領域及び検出器チャネル間の間隔で投影データがサンプリングされている。第2の実施の形態のシステム制御装置124(X線量算出部131)は、あるスライス位置Z(t)_iにおいて、焦点から検出器へ入射する角度のついた解析ライン320を設定する。システム制御装置124(X線量算出部131)は解析ライン320上に相当するスライス位置及び検出器チャネルのデータを集めて、スライス位置Z(t)_iにおける投影データを作成する。

第1の実施の形態は、スライス位置Z(t)_iにおける投影データはスライス位置Z(t)_iにおけるスキャノグラム投影データそのものであったのに対して、本第2の実施の形態では、スライス位置Z(t)_i以外のスライス位置のスキャノグラム投影データを部分的に使用して、スライス位置Z(t)_iの投影データを作成することが特徴である。これにより、体軸方向に対して角度のついた解析ライン320上の断面モデルを作成することができ、この断面モデルを用いてX線の入射方向を考慮した最適管電流I(t)を算出できる。

本第2の実施の形態の最適管電流の算出方法は、特にX線照射領域201がコーン角の大きい列を含む場合に有効であり、コーン角が大きくなる多列のX線検出器でビーム幅が広い場合ほど有効である。

［第3の実施の形態］
次に、図19〜図22を参照して本発明の第3の実施の形態について説明する。

第1及び第2の実施形態と異なる点は、X線照射列数n(t)の算出処理(図3のステップS103)、最適管電流I(t)の算出処理(図3のステップS104)、及びコリメータ位置の算出処理(図3のステップS105)において回転数が少ない場合、すなわち画像再構成領域200の範囲(画像再構成範囲)が短く設定された場合を考慮する点である。以下、第1及び第2の実施形態と異なる箇所のみ説明し、同じ箇所の説明は省略する。

第1及び第2の実施形態では、撮影開始近傍60のコリメータ制御は回転数が十分多く、図8に示すt＝t4の「状態4」の全開状態を経てから、撮影終了近傍61のコリメータ制御に移行する場合を説明した。一方、回転数が少ない場合は、撮影開始と撮影終了の両方を考慮したX線照射領域に対して最適管電流を算出し、撮影開始のコリメータ制御と撮影終了のコリメータ制御を同時に考慮することで、適正な管電流と被ばく線量での撮影を行うことができる。以下、回転数が少なく、画像再構成領域が短い場合でも、X線照射領域に対して最適管電流を算出し、撮影開始近傍・終了近傍の無効被ばくを低減しながら、画像を作成するためのコリメータ制御方法について説明する。

まずX線照射列数の算出処理(図3のステップS103)について説明する。図19はX線照射列数n(t)の時間変化を表したグラフであり、(A)は回転数が十分多い場合、図19(B)は回転数が少ない場合について示している。

回転数が十分多い場合は、図19(A)に示すように、撮影開始近傍60におけるX線照射列数が全列数Nまで増加する時刻t＝t4を経てから、撮影開始近傍60と対称に撮影終了近傍61のX線照射列数を算出すればよく、撮影終了近傍61のX線照射列数は時間と共に減少する。図8に回転数が十分多い場合の撮影開始近傍60におけるX線照射領域201、X線遮蔽領域202の時間経過を示した。図20に回転数が十分多い場合の撮影終了近傍61におけるX線照射領域201、X線遮蔽領域202の時間経過を示す。一方、全回転数Tが少ない場合は、図19(B)のように、T―t4＜t4となり、撮影開始近傍60と撮影終了近傍61とが重なる区間が発生する。

t4は画像再構成領域200の先頭画像を再構成するために末尾側の列が必要な時刻を意味しており、T−t4は画像再構成領域200の末尾画像を再構成するために先頭側の列が不必要となる時刻を意味している。そのため、t＝T−t4以降は、撮影開始側にも撮影終了側にも不必要となった先頭側の列の遮蔽を開始できる。T−t4≦t＜t4の間は、撮影開始側の照射列数増加速度と撮影終了側の照射列数減少速度が一致してキャンセルするため、X線照射列数n(t)の値は一定となる。図19(B)ではこの一定値をn(T/2)と表した。

図21は回転数が少ない場合に、X線照射領域201、X線遮蔽領域202を示した図である。状態2〜状態4(T−t4≦t＜t4)の間は、ビーム幅に相当するX線検出器106の全列数Nのうち両側の列が遮蔽されている状態である。

先頭画像側の画像再構成を考慮してt回転後にX線照射が必要なX線照射列数をn_start(t)、末尾画像側の画像再構成を考慮してt回転後にX線照射が必要なX線照射列数をn_end(t)とすると、n_start(t)は式(1)、式(2)で表したn(t)と表せる。n_end(t)は式(29)、式(30)で表すことができる。

※式（３１）変更有りT0→t0
T−t4≦t≦t4におけるX線照射列数は、先頭画像側で必要なX線照射列数n_start(t)から末尾画像側で不要となった列数N−n_end(t)を差し引いた列数で表せるから、回転数が少ない場合のX線照射列数n(t)は以下の式(31)、式(32)、式(33)で表すことができる。

次に、最適管電流I(t)の算出処理(図3のステップS104)について説明する。
回転数が十分多い場合は、図8、図20に示すスライス位置Z(t)_i(i＝1，2，3，…n(t))における解析ライン300に基づいてステップS104に示した通り、最適管電流を算出する。回転数が十分多い場合は、撮影開始近傍60のt0≦t≦t4において、末尾スライス位置Z(t)_n(t)がX線源101の位置Z(t)に対して変化するが、先頭スライス位置Z(t)_1はZ(t)に対して固定である。また、回転数が十分多い場合は、撮影終了近傍61のT−t4≦t≦Tにおいて、先頭スライス位置Z(t)_1がZ(t)に対して変化するが、末尾スライス位置Z(t)_n(t)はZ(t)に対して固定である。

一方、回転数が少ない場合は、図21に示すスライス位置Z(t)_i(i＝1，2，3，…n(t))における解析ライン300に基づいて、ステップS104に示した通り、最適管電流を算出する。回転数が少ない場合は、T−t4≦t≦t4において、先頭スライス位置Z(t)_1と末尾スライス位置Z(t)_n(t)の両方が、Z(t)に対して共に変化することが特徴である。

次に、コリメータ位置の算出処理(図3のステップS105)について説明する。まず、第1の実施の形態と同様に、左側コリメータ10L、右側コリメータ10Rを撮影中に体軸方向に独立に制御可能なコリメータ10を考える。図21に左側コリメータ10L、右側コリメータ10Rの位置を示す。t＝t4までは左側コリメータ10Lを図8に示した回転数が十分多い場合の撮影開始近傍60の左側コリメータ10Lと同様に動作させ、t＝T−t4以降は右側コリメータ10Rを図20に示した回転数が十分多い場合の撮影終了近傍61の右側コリメータ10Rと同様に動作させる。

回転数が少ない場合は必ずしも撮影開始近傍の左側コリメータ10Lの動きが停止するまで、撮影終了近傍の右側コリメータ10Rの動きを停止したままにする必要はない。T−t4≦t＜t4の間は、左側コリメータ10Lと右側コリメータ10Rとを同時に適切に動かすことにより、回転数が少ない場合でも最小限の被ばくで、かつ、画像再構成に必要な全ての列への照射が可能である。

また、コリメータ10の機構によってコリメータ位置の算出方法は異なる。

上述したコリメータ10のように、左側コリメータ10Lと右側コリメータ10Rとが独立に制御可能なものではなく、左側コリメータと右側コリメータとが一体的に制御可能な機構のコリメータを備える場合について説明する。

撮影中に体軸方向に一体的に制御可能なコリメータは、左側コリメータと右側コリメータとの間の開口幅は一定である。コリメータ以外に別途プリコリメータを配置する。プリコリメータはビーム幅より外側のX線を遮蔽するために使用される。

左右コリメータを一体的に制御可能なコリメータの場合は、少なくとも図21に示したX線照射領域201へのX線照射を満たすように、左側コリメータと右側コリメータのうち、どちらか一方のコリメータ片を用いてX線遮蔽を行う。

例えば、コリメータにおいて、最も被ばくを最小限に抑えられるのは、t＝T/2までは左側コリメータを図8に示した撮影開始近部60の左側コリメータ10Lと同一のコリメータ位置になるように動作させ、t＝T/2において瞬時にX線遮蔽に使用するコリメータ片を左側コリメータから右側コリメータに切り替え、t＝T/2以降は右側コリメータを図20に示した撮影終了近傍61の右側コリメータ10Rと同一のコリメータ位置になるように動作させる制御である。

一体的に制御可能なコリメータは、左右のコリメータを別々に制御する必要がなく、簡易な構造、簡易な制御で、回転数が少ない場合でも被ばく線量を低減できる。

以上説明したように、回転数が少ない場合に、撮影開始近傍と撮影終了近傍を共に考慮して最適管電流の算出とコリメータを制御することで、独立に制御可能なコリメータであっても一体的に制御可能なコリメータであっても被ばくを最小限に抑えながら、最適なX線量で画像再構成領域200内の必要な画像を作成することができる。コリメータやコリメータを撮影中動かさずに固定してスキャンする場合やコリメータの片方のコリメータ片の動作が終了してからもう片方のコリメータ片の動作を開始する場合に比べて、十分高い被ばく低減効果が得られる。

本第3の実施の形態は、例えば小児の撮影など画像再構成領域200が短い場合に有効である。またヘリカルスキャンにおいて画像1枚に偶発的なアーチファクトや不具合が発生した場合に、前後の画像と全く同一の条件で画像を撮り直したい場合に有効である。また、フォローアップや術後の経過観察等で、注目する部位の範囲が狭く、かつ、過去の画像と比較するために過去の画像と同一の条件で画像を撮りたい場合に有効である。また、ビーム幅が広い撮影条件は、短い撮影時間で広範囲の撮影を行えることから、被検者の息止め時間が少なくて済み、臨床的に好ましい条件とされている。ビーム幅が広い撮影条件ほど、少ない回転数で一定の撮影範囲を満たすことができるため、回転数が少ない場合の適正な処理が必要となる。本実施例により回転数が少ない場合でも適正な最適管電流と被ばく線量での撮影が可能となる。

以上、本発明に係るX線CT装置の好適な実施形態について説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。その他、当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、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。

1 X線CT装置、100 スキャンガントリ部、101 X線源、102 回転盤、103 コリメータユニット、106 X線検出器、111 コリメータ制御装置、120 操作卓、121 入力装置、122 画像再構成装置、123 記憶装置、124 システム制御装置、125 表示装置、130 X線照射領域算出部、131 X線量算出部、132 コリメータ制御量算出部、133 制御部、10、10L、10R コリメータ、20 焦点、60 撮影開始近傍、61 撮影終了近傍、200 画像再構成領域、201 X線照射領域、202 X線遮蔽領域、300、320・・・解析ライン

Claims

被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、を備え、
前記X線照射領域は前記X線源の位置から体軸方向にずれた位置を含み、
前記X線量算出部は、前記X線照射領域内に前記照射X線量を決定するための解析ラインを設定し、設定した解析ラインにおける解析結果に基づいて前記照射X線量を算出することを特徴とするX線CT装置。
前記解析ラインは、前記体軸方向に対して垂直に設定されることを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記解析ラインは、前記X線照射領域の各位置におけるX線の入射角度に応じて設定されることを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記X線量算出部は、ビュー角度毎に前記X線照射領域内に複数の解析ラインを設定し、
解析ライン毎に照射X線量の候補を算出し、算出した照射X線量の候補の平均値、最大値、及び最小値のうちいずれかを前記ビュー角度における照射X線量とすることを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記X線量算出部は、ビュー角度毎に前記X線照射領域内の代表的なスライス位置に前記解析ラインを設定し、設定した解析ラインにおける照射X線量を算出し、前記ビュー角度における照射X線量とすることを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
前記X線照射領域算出部及び前記X線量算出部は、ヘリカルスキャンの撮影開始近傍または撮影終了近傍のいずれか一方または両方において、前記X線照射領域の算出及び前記照射X線量の算出を行うことを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、を備え、
前記X線照射領域算出部は、前記検査条件における画像再構成条件に基づいて前記X線照射領域を算出することを特徴とするX線CT装置。
被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、を備え、
前記検査条件として、撮影時に行う画像再構成の再構成条件とは別のポストリコン条件を設定する検査条件設定部を備え、
前記X線照射領域算出部は、前記撮影時の再構成条件及び前記ポストリコン条件に基づいて前記X線照射領域を算出することを特徴とするX線CT装置。
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域のビュー角度毎の変化に従って、前記X線照射領域にX線の本影が照射されるように前記コリメータを制御するコリメータ制御部を更に備えることを特徴とする請求項７に記載のX線CT装置。
被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域のビュー角度毎の変化に従って、前記X線照射領域にX線の本影が照射されるように前記コリメータを制御するコリメータ制御部を備え、
前記コリメータ制御部は、更に、前記X線源の焦点サイズ、前記コリメータの厚み、及び前記X線検出器に入射するX線のチャネル方向開き角のうちいずれか1つ以上を含むパラメータに基づいて前記コリメータを制御することを特徴とするX線CT装置。
被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、を備え、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域及び前記X線量算出部により算出された照射X線量に基づき被ばく線量を算出する被ばく線量算出部と、
前記X線照射領域の時間変化、前記X線照射領域のスライス位置変化、前記照射X線量の時間変化、前記照射X線量のスライス位置変化、前記被ばく線量の時間変化、及び前記被ばく線量のスライス位置変化のうちいずれか一つ以上を前記表示装置に表示するユーザインターフェース部と、を備えることを特徴とするX線CT装置。
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に基づき被ばく範囲を算出する被ばく範囲算出部を更に備え、
前記ユーザインターフェース部は、前記被ばく範囲の時間変化、または前記被ばく範囲のスライス位置変化を表示することを特徴とする請求項１１に記載のX線CT装置。
前記ユーザインターフェース部は、前記X線量算出部において算出される照射X線量の時間変化またはスライス位置変化と、前記X線源のスライス位置において算出される照射X線量の時間変化またはスライス位置変化と、を比較するように表示することを特徴とする請求項１１に記載のX線CT装置。
前記ユーザインターフェース部における表示内容での撮影を許可または非許可とするための指示を入力する入力部を更に備え、
前記制御部は、前記入力部により撮影を許可する指示が入力されると撮影を開始し、前記入力部により撮影を非許可とする指示が入力されると前記検査条件の再設定に移行することを特徴とする請求項１１に記載のX線CT装置。
前記検査条件における回転数または画像再構成範囲の設定に基づいて、ヘリカルスキャンの撮影開始近傍と撮影終了近傍の両方を考慮して、前記X線照射領域算出部は前記X線照射領域を算出し、前記X線量算出部は照射X線量を算出することを特徴とする請求項７に記載のX線CT装置。
前記コリメータが複数のコリメータ片を有する場合において、
前記コリメータ制御部は、更に、前記検査条件における回転数または画像再構成範囲の設定に基づいて前記複数のコリメータ片を同時に制御することを特徴とする請求項９に記載のX線CT装置。
被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源から照射されたX線の照射範囲を制限するコリメータと、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源及び前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転盤と、
前記被検体をX線照射領域に搬入及び搬出する寝台と、
前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置により再構成された画像を表示する表示装置と、
検査条件に基づいてビュー角度毎の体軸方向のX線照射領域を算出するX線照射領域算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域に応じて前記ビュー角度毎の照射X線量を算出するX線量算出部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたビュー角度毎のX線照射領域に対してそれぞれ前記X線量算出部により算出された照射X線量を照射するよう撮影を制御する制御部と、
前記X線照射領域算出部により算出されたX線照射領域のビュー角度毎の変化に従って、前記X線照射領域にX線の本影が照射されるように前記コリメータを制御するコリメータ制御部を備え、
前記コリメータ制御部により算出されたコリメータ位置及び前記X線量算出部により算出された照射X線量に基づき被ばく線量を算出する被ばく線量算出部と、
前記X線照射領域の時間変化、前記X線照射領域のスライス位置変化、前記照射X線量の時間変化、前記照射X線量のスライス位置変化、前記被ばく線量の時間変化、及び前記被ばく線量のスライス位置変化のうちいずれか一つ以上を前記表示装置に表示するユーザインターフェース部と、
を更に備えること特徴とするX線CT装置。