JPWO2008099877A1

JPWO2008099877A1 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JPWO2008099877A1
Application number: JP2008558117A
Authority: JP
Inventors: 後藤　大雅; 大雅後藤; 廣川　浩一; 浩一廣川; 敏之入江
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2007-02-14
Filing date: 2008-02-14
Publication date: 2010-05-27
Anticipated expiration: 2028-02-14
Also published as: WO2008099877A1; US20100014630A1; US7945013B2; JP5039064B2

Abstract

被検体をスキャノグラム撮影し、得られた撮影部位の投影値プロファイルの特徴量からその撮影部位の断層面に近似する水と等価なＸ線減弱係数を有する人体近似楕円モデルを作成し、この作成した人体近似楕円モデルがその撮影部位のモデルとして適切か否かを前記撮影部位の投影値プロファイルの別の特徴量から判断し、不適切と判断された場合は前記撮影部位の投影値プロファイルの更に別の特徴量に基づいて修正人体近似楕円モデルを作成し、適切と判断された場合は前記水と等価なＸ線減弱係数を有する人体近似楕円モデルを使って、不適切と判断された場合は前記修正人体近似楕円モデルを使って、被検体を透過したＸ線に基づいて再構成される断層像に関してその撮影部位にいづれの周回位置においても所定の目標画像ＳＤ値が維持されるようにＸ線源の管電流が変調制御されるＸ線ＣＴ装置。

Description

本発明は、被検体の画像データに関して、目標の画像内標準偏差（ＳｔａｎｄａｒｄＤｅｖｉａｔｉｏｎ：ＳＤ）を達成するため、被検体である人体に近似した楕円モデルを使って、被検体に照射するＸ線量を変調制御するＸ線ＣＴ装置の改良に関する。

Ｘ線ＣＴ装置のノイズ（フォトンノイズ）を評価する手法として、画像内ＳＤが使用されている。この画像ＳＤは画素値の平均値からのばらつきの度合を示しており、ノイズが多いほどＳＤ値は高くなる。特にＣＴ値の差が小さい、即ちＣＴ値が比較的均一な被検体の部位を観察（診断）する場合には、ノイズを減らす必要があり、換言すると画像ＳＤ値を低く抑える必要がある。

ノイズを減らす一つの方法として、フォトン数（情報量）を増やすことが行われる。単位時間当りに照射されるフォトン数は、管電流に比例して増加し、また、管電圧の２乗にほぼ比例して増加することが知られている。そこで、ノイズを減らすために管電流を大きくすることが行われるが、管電流を不必要に大きく設定すると、フォトン数が増加するため被検体への被ばくが多くなる。そのため、必要を超えた被検体への被ばくを阻止し、診断に必要な最低限の撮影条件で撮影することが重要である。

また、被検体透過時のＸ線の減弱率（透過Ｘ線に対する照射Ｘ線の比）は被検体のＸ線減弱係数と透過距離の積により決定され、被検体のＸ線減弱係数が大きいほどまた被検体のサイズに起因する透過距離が長いほど減弱率は高くなり、被検体透過後のフォトン数が減り、ノイズが多くなる。

被検体の断面形状は楕円に近いので、周回位置（ビュー角度）によらず管電流一定としてＸ線ＣＴ装置で被検体を撮影した場合、被検体を透過した後のフォトン数はビュー角度毎に異なり、その結果ノイズもビュー角度毎に異なる。様々なビュー角度の投影データが再構成されることによりＣＴ画像は得られるため、ＣＴ画像の画質は最もノイズの多いビュー角度の投影データの影響を強く受ける。つまり、あるビュー角度の投影データのノイズが少ないとしても別のビュー角度の投影データのノイズが多ければ、ノイズの多い、すなわち画像ＳＤ値の大きいＣＴ画像となる。そのため、近年撮影周回中に管電流を変調することで、周回位置毎のノイズを一定にする技術が用いられるようになってきている。

特開２００１−２７６０４０号公報には、スキヤノグラム撮影により得られた投影値プロファイルに基づき被検体の断面形状を楕円と仮定した楕円モデルを生成し、生成した楕円モデルを用いて被検体に照射するＸ線量をビュー角度毎に制御するＸ線ＣＴ装置が開示されている。このＸ線ＣＴ装置によれば、生成した楕円モデルが適切であれば、被検体を透過した後のフォトン数をビュー角度によらず一定にできるので、無用な被曝を抑えながら目標の画像ＳＤ値を有するＣＴ画像を得ることができる。

しかしながら、特開２００１−２７６０４０号公報に開示されているＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線減弱係数が比較的一様な撮影部位、例えば腹部等を撮影した場合には、目標の画像ＳＤと実測の画像ＳＤ値はよく一致するものの、Ｘ線減弱係数が一様でない撮影部位、例えば胸部等を撮影した場合には、目標の画像ＳＤと実測の画像ＳＤ値の間に大きな誤差が生じることがある。

本発明の目的は、上記の問題点を解消し、被検体の撮影部位及びその部位における周回位置に係わらず、被検体への必要を越えた被ばくを阻止しつつ、目標とする画像ＳＤ値を達成出来る、楕円モデルを使ってＸ線照射量を変調制御する機能を有するＸ線ＣＴ装置を提供することである。

上記の目的を達成する本発明Ｘ線ＣＴ装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線源と、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線源と前記Ｘ線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記Ｘ線検出器で検出された複数方向の透過Ｘ線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像再構成装置と、前記断層像を表示する画像表示装置を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記被検体をスキャノグラム撮影して得られたその撮影部位の投影値プロファイルの最大高さと面積とに基づいて、前記被検体の撮影部位の断層面に近似した水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する円を含む楕円モデルを作成する楕円モデル作成機能、前記楕円モデルが撮影部位のモデルとして適切か否か判断する楕円モデル適否判断機能、前記楕円モデル適否判断機能で、前記楕円モデルが撮影部位のモデルとして不適切と判断された場合、前記投影値プロファイルの特徴量に基づいて修正楕円モデルを作成する修正楕円モデル機能、および前記楕円モデルあるいは前記修正楕円モデルに基づいて、前記Ｘ線源から照射されるＸ線の量を制御する線量制御機能を更に備えている。

本発明によると、被検体の撮影部位がＸ線減弱係数が一様な部位および一様でない部位にかかわらずそれぞれ適切な楕円モデルを使って、スキャナの周回位置ごとに、スキャナに搭載されたＸ線管の管電流が変調制御されるので、被検体を透過したＸ線に基づいて再構成される断層像の画像ＳＤ値は常に設定した目標の画像ＳＤ値に維持されかつ被検体への被ばくはその目標の画像ＳＤ値達成のための最低レベルに保持される。

本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の外観図。図１に示したＸ線ＣＴ装置のブロック構成図。図２に示したＸ線ＣＴ装置で実行される本発明の機能を説明するフローチャート。図３のフローチャート中でのそれぞれの処理を模式的に説明する図。図３のＳ７で実行される修正楕円モデル作成の１手順を説明する図。図３のＳ７で実行される修正楕円モデル作成のもう１つの手順を説明する図。図３のＳ７で実行される修正楕円モデル作成の更にもう１つの手順を説明する図。Ｘ線減弱係数の一様性が低い撮影部位に、水と等価のＸ線減弱係数を有する楕円モデル適用して周回位置ごとに管電流変調を行って取得した再構成断層像についての予測の目標画像ＳＤ値と実測画像ＳＤ値の関係および実測の目標画像ＳＤ値と実測画像ＳＤ値の関係のずれを説明する図。

以下、本発明を実施するための最良の形態を添付図面に基づいて説明する。

図１、図２を用いて、本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の構成について説明する。

図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１０は、主として、被検体を移動させるための寝台１２と、被検体を撮影するためのスキャナ２０と、スキャナ２０内に設けられたＸ線検出部から得られたデータを処理し断層像を再構成する演算装置４１と、再構成して得られた画像等を表示する表示装置４６と、マウス、キーボード等で構成され、寝台移動速度情報や再構成位置等の計測・再構成パラメータを入力するための入力装置４７とで構成される。

図２に、図１でその外観を示したＸ線ＣＴ装置１０のブロック構成図を示す。このＸ線ＣＴ装置１０は、ファン状にＸ線を照射するＸ線源２１とこれに対向する多数の（約１０００個）のＸ線検出素子を有するＸ線検出部２３とを被検体の中心を回転中心とする回転円板上に設置し、円板を回転させて被検体に照射されたＸ線の減弱データを収集するローテートーローテート方式（第３世代）の、被検体１４の撮影を行うスキャナ２０と、主に被検体１４を乗せて移動させる寝台１２と、撮影条件の入力や断層像の再構成、表示等を行う操作ユニット４０とで構成される。

スキャナ２０は、主に、Ｘ線を照射するＸ線源２１と、Ｘ線源２１からのＸ線の照射角等を調整するコリメータ２２と、回転円板上のＸ線源２１、Ｘ線検出器２３等を回転させる駆動装置２４と、スキャナ２０内の各部を制御する中央制御装置２６と、Ｘ線の発生を制御するＸ線制御装置２７と、Ｘ線源２１に電圧を印加する高電圧発生装置２８と、高電圧発生装置２８で発生された高電圧を制御する高圧スイッチニングユニット２９と、寝台１２の動作を制御する寝台制御装置３０と、寝台１２の移動距離等を計測する寝台移動計測装置３１と、スキャナの動作を制御するスキャナ制御装置３２と、コリメータ２２を制御するコリメータ制御装置３３とで構成される。

操作ユニット４０は、大別して、演算装置４１と入出力装置４５とで構成される。演算装置４１は、主に、Ｘ線検出部２３で検出されたＸ線減弱データが入力され、その減弱データ（投影データ）を処理して断層像を再構成する再構成演算装置４２と、再構成された断層像を処理する画像処理装置４３とで構成される。入出力装置４５は、再構成された断層像を表示させる表示装置４６と、撮影条件等の入力を行う入力装置４７と、再構成された断層像を記憶させる記憶装置４８とで構成される。

上記のように構成されたＸ線ＣＴ装置１０は、以下のように動作する。

撮影者が入力装置４７を介して撮影条件（管電流、管電圧、回転円板の周回速度、らせんピッチ）、再構成条件（画像ＦＯＶ、再構成フィルタ、画像スライス厚、再構成スライス位置等）を入力すると、その指示に基づいて、中央制御装置２６から、Ｘ線制御装置２７と、寝台制御装置３０と、スキャナ制御装置３２とに撮影に必要な制御信号が送られ、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。撮影が開始されると、Ｘ線制御装置２７から高電圧発生装置２８に制御信号が送られ、高電圧発生装置２８から高圧スイッチニングユニット２９を介してＸ線源２１に高電圧が印加され、Ｘ線源２１から被検体１４へＸ線が照射される。一方、スキャナ制御装置３２からは駆動装置２４に制御信号が送られ、Ｘ線源２１と、コリメータ２２と、Ｘ線検出部２３と、プリアンプ２５とが被検体１４を中心に回転される。また、寝台制御装置３０と寝台移動計測装置３１とにより、被検体１４を乗せた寝台１２が静止（円スキャン時）又はＸ線源２１等の回転軸方向に平行移動（らせんスキャン時）される。照射されたＸ線は、コリメータ制御装置３３によって制御されるコリメータ２２により照射角度を含む照射領域を制限され、被検体１４内の各組織で吸収（減衰）され、被検体１４を通過したＸ線は、Ｘ線検出部２３で検出される。

Ｘ線検出部２３で検出されたＸ線は、電気信号に変換され、投影データとして演算装置４１に入力される。演算装置４１に入力された投影データは、演算装置４１内の再構成演算装置４２で画像再構成処理される。再構成画像は、入出力装置４５内の記憶装置４８に保存され、表示装置４６でＣＴ画像として表示される。もしくは、画像処理装置４３にて加工された後、表示装置４６でＣＴ画像として表示される。

本発明のＸ線ＣＴ装置１０においては、被ばく量低減のために、Ｘ線源２１、Ｘ線検出部２３等の周回中に、周回位置（ビュー角度）ごとの照射線量の制御のためにＸ線源２１に流される管電流（管電圧でも可）の変調を行っている。これは、撮影周回中に管電流を変調することで照射線量を制御し、Ｘ線パス方向に係わらずフォトン数を一定にすることで、ビュー毎のノイズを一定にするためである。なお、照射線量の制御は、設定された線量変調曲線（本発明では、周回角度と管電流との関係を示した線量変調関数）に基づいて行われる。そのためには、被検体１４の撮影部位として、Ｘ線減弱係数の一様性の高い部位の撮影を行う場合と、Ｘ線減弱係数の一様性の低い部位の撮影を行う場合とでは、その撮影部位に応じてその部位に適合した楕円モデルを用いる必要がある。

撮影部位に適合しない楕円モデルを用いて照射線量を制御しながら撮影して得られた画像の画像ＳＤの実測値の例を図８(ａ)、図８(ｂ)に示す。
図８(ａ)の直線８０は、撮影部位が気管分岐部肺動脈の時の、水と等価なＸ線減弱係数を有する楕円モデルについて予測される目標画像ＳＤ値と実測の画像ＳＤ値の関係Ｙ＝Ｘを示し、直線８２は、実測の両者の関係がＹ＝０．７２７６Ｘであったことを示している。
図８(ｂ)の直線８４は、撮影部位が気管分岐部大動脈の時の、水と等価なＸ線減弱係数を有する楕円モデルについて予測される目標画像ＳＤ値と実測の画像ＳＤ値の関係Ｙ＝Ｘを示し、直線８６は、実測の両者の関係がＹ＝０．９０３８Ｘであったこと示している。水と等価なＸ線減弱係数を有する楕円モデルを用いてＸ線減弱係数の一様性の低い部位を撮影した場合には、実測の画像ＳＤ値が目標の画像ＳＤに比べて低い値、即ちノイズが目標を超えて低減する傾向を示す。

以下、本発明による被検体１４の撮影部位に応じた楕円モデルの生成およびその修正、および生成あるいは修正された楕円モデルを使った線量（管電流）変調関数の生成について説明する。

図３は、Ｘ線ＣＴ装置１０で実行される本発明で導入された機能を説明するフローチャートである。図４は図３のフローチャート中のそれぞれの段階で行われる処理の内容を模式的に説明する図である。なお、フローチャートの形で説明されるこれらの機能は、例えば、プログラムの形で記憶装置４８に格納されまたそのための種々のパラメータはその都度入力装置４７から入力される。

まず、図３のステップＳ１では、図４(ａ)に示したように、Ｘ線源２１を被検体１４の上方、例えば、ビュー角度０°の周回位置に維持して、そこからＸ線を照射しながら、スキャナ２０又は寝台１２を被検体１４の体軸方向に移動して被検体の撮影部位を含む周辺のスキヤノグラム撮影を行い、図４(b）に示したようなスキャノグラムを得る。このスキヤノグラムを利用してまづ被検体１４の撮影部位が決定される。

ステップＳ２では、決定した撮影部位について、本撮影により得たい目標の画像ＳＤ値が入力装置４７から入力される。

次に、ステップＳ３では、先に取得したスキャノグラムの投影データから、図４(ｃ)に示すような決定した撮影部位、例えば、腹部の投影値プロファイル、即ち、横軸にＸ線検出部２３のチャンネルの拡がり、縦軸に投影値(減弱データ)を取った場合の投影値の分布が作成される。

次に、ステップＳ４では、先に作成した腹部の投影値プロファイルから、腹部の断面形状を楕円と仮定し、水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する楕円モデルを次の手順で作成する。まづ、楕円モデルの面積として、投影値プロファイルの面積Ｓ１を、またその楕円モデルの縦軸の長さＡ１として投影値最大高さｈ１を使用し、その楕円モデルの横軸の長さＢ１は、前二者の値を楕円の面積の公式に当てはめて求めることにより、撮影部位を楕円と仮定した場合の楕円モデルが作成される。

なお、図４(ｄ)の楕円モデルにおいては、横軸Ｂ１が長軸となり、縦軸Ａ１が短軸となっているが、被検体１４の側方から撮影した場合の撮影条件により、横軸Ｂ１が短軸となり、縦軸Ａ１が長軸となる場合もあるし、横軸Ｂ１と縦軸Ａ１とが等しくなる場合もある。

次に、ステップＳ５では、先に作成した水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する人体近似楕円モデルが、その該当の撮影部位の楕円モデルとして適切か否かの判断を次の２つ中のいづれか１つの方法で行う。

〈第１の適否判断方法〉
まず、図４(ａ)に示されているスキャノグラム撮影時に実際に得られた投影値プロファイルの面積が算出される。次にステップＳ４で作成された楕円モデルに実際のスキヤノグラム撮影時と同じ周回位置から仮想的にＸ線を照射した時に得られる投影値プロファイルの面積が算出される。そして、２つの投影値プロファイルの面積の差が算出され、所定の値と比較される。差分面積が所定の値、例えば実際に得られた投影値プロファイルの面積の５割、より大きい場合、ステップＳ４で作成された楕円モデルは不適切と判断される。逆の場合、ステップＳ４で作成された楕円モデルは、その被検体１４の該当する撮影部位の楕円モデルとして適切であると判断する。

なお、本例では、所定の差分面積として実際に得られた投影値のプロファイルから算出された投影値面積の５割を所定の値として設定したが、所定の値の設定はこれに限定されるものではない。

〈第２の適否判断方法〉
腹部等のＣＴ値が比較的一様な部位ではスキャノグラム撮影した時の投影値のプロファイルは１つの大きな山形になるのに対して、胸部等のＣＴ値が一様でない部位ではスキャノグラム撮影した時の投影値のプロファイルはチャンネル方向に複数の山を持つ形状となる傾向を示す。

本例は、投影値のプロファイルの形状に着目して、ステップＳ４で作成した水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する楕円モデルが被検体１４の該当する撮影部位のモデルとして適切か否かの判断を行うものである。

即ち、被検体１４をスキャノグラム撮影した時のその該当撮影部位における投影値のプロファイルが２個以上の大きなピークを持つ場合には、その楕円モデルは被検体１４のその該当撮影部位における楕円モデルとして適切ではないと判断され、投影値のプロファイルのピークが１個の場合には、その楕円モデルは被検体１４のその該当の撮影部位における楕円モデルとして適切であると判断される。

ステップＳ５において、ステップＳ４で作成された楕円モデルが適切であると判断された場合(Ｓ５でＹＥＳ)には、その楕円モデルを用いて管電流変調関数が作成される(ステップＳ６)。管電流変調関数の作成方法については後で詳細に説明する。

ステップＳ５において、ステップＳ４で作成された楕円モデルが不適切であると判断された場合(Ｓ５でＮＯ)には、ステップＳ７で修正楕円モデルが作成される(ステップＳ７)。修正楕円モデルの作成方法の例として、３つの方法について次に説明する。

〈第１の修正楕円モデル作成方法〉
この方法は図５に示すように、ステップＳ４で作成され楕円モデルの形状は変更せずにその水と実効的に等価なＸ線減弱係数μを図５(ａ)に示す投影値プロファイルの特徴を利用して別のＸ線減弱係数をμ′に修正するものである。
即ち図５(ａ)の投影値プロファイルから、骨等の肺野領域とは異なる体表部分に相当する成分Ｗb１,Ｗb２を抽出し、これらに基づいてＸ線減弱係数補正量Ｆ1(Ｗb１＋Ｗb２)を以下のようにして求める。
Ｆ1(Ｗb１＋Ｗb２)＝Ｃ1×(Ｗb１＋Ｗb２)…（１）
ここでＣ1は任意の定数である。
このＸ線減弱係数補正量Ｆ1(Ｗb１＋Ｗb２)を用いて修正Ｘ線減弱係数μ′を以下のようにして求める。
μ′＝μ−Ｆ1(Ｗb1＋Ｗb2) ＝μ−Ｃ1×(Ｗb1＋Ｗb2)…（２）μ′
このようにして減弱係数修正楕円モデルが作成される。
なお、Ｃ１の値は図８に示されるような実測の結果に基づいて決定される。

〈第２の修正楕円モデル作成方法〉
この方法は、図６に示すように、ステップＳ４で作成された楕円モデルについては被検体の厚さ方向の軸の長さは変更せずに被検体の幅方向の軸長Ｂ２を、図６(ａ)に示す投影値プロファイルの特徴を利用して幅方向軸長さＢ２′に修正するものである。
即ち、図６(ａ)の投影値プロファイルから骨等の肺野領域とは異なる体表部分に相当する成分Ｗb１、Ｗb２を抽出し、これらに基づいて幅方向軸長補正量Ｆ２(Ｗb１+Ｗb２)を以下のようにして求める。
Ｆ２(Ｗb１+Ｗb２)＝Ｃ２×(Ｗb１+Ｗb２)…（３）
ここで、Ｃ２は任意の定数である。
この幅方向軸補正量Ｆ２(Ｗb１+Ｗb２)を用いて修正幅方向軸長Ｂ２'を以下のようにして求める。
Ｂ２′＝Ｂ２−Ｆ２(Ｗb１+Ｗb２)＝Ｂ２−Ｃ２×(Ｗb１+Ｗb２)…（４）
このようにして形状修正楕円モデルが作成される。
なお、Ｃ２の値は図８に示されるような実測の結果に基づいて決定される。

〈第３の修正楕円モデル作成方法〉
この方法は、図７に示すように、まづステップＳ３で作成されたプロファイルに基づいて水と実効的に等価なＸ線減弱係数μを有する第１の楕円の作成後に、その第１の楕円の内部に空気と実効的に等価なＸ線減弱係数μaを有する第２の楕円を挿入することにより、修正楕円モデルを作成するものである。

まず、水と実効的に等価なＸ線減弱係数μを有する第１の楕円を作成する手順について説明する。
図７に示す実際の投影値のプロファイルから投影値最大高さｈ２とチャンネル方向の幅ｗとを求め、投影値最大高さｈ２を第１の楕円の被検体の厚さ方向の軸の長さＡ１とし、また、第１の楕円の被検体の幅方向の軸の長さＢ５は、被検体のチャンネル方向の幅ｗとして第１の楕円が作成される。

次に、第１の楕円の内部に挿入する、空気と実効的に等価なＸ線減弱係数 μaを有する第２の楕円を作成する手順について説明する。
第１の楕円を擬似的にスキャノグラム撮影することで、投影値の擬似プロファイルが生成される。第１の楕円の投影値の擬似プロファイルの内側と実際の撮影値のプロファイルの外側とで囲まれた２つの領域毎に、第１の楕円の投影値の擬似プロファイルと実際の撮影値のプロファイルとの差分(差分プロファイル)の投影値面積（図７(ｂ)斜線部）を算出される。この算出した差分プロファイルの投影値面積Ｓ３、Ｓ４がそれそれぞれの第２の楕円の面積となる。

第１の楕円の投影値の擬似プロファイルと実際の投影値のプロファイルとで囲まれた領域毎に、その領域の数と同じ数の第２の楕円が作成される。図７(ｃ)に示すように、それぞれの差分プロファイルの投影値最大高さｈ３，ｈ４と投影値面積Ｓ３、Ｓ４とが求められ、その結果に基づいて第２の楕円が作成される。ここで、第２の楕円の被検体の厚さ方向の軸の長さは差分プロファイルの投影値最大高さｈ３，ｈ４から、第２の楕円の被検体の幅方向の軸の長さは、差分プロファイルの投影値差最大高さｈ３，ｈ４と差分プロファイルの投影値面積Ｓ３、Ｓ４を楕円の面積の形式に当てはめて算出される。
そして、得られた第２の楕円を第１の楕円の内部に挿入することにより、修正楕円モデルが作成される。第２の楕円が挿入される被検体の幅方向の位置は、差分プロファイルの領域（図７(ｂ)斜線部）の重心位置より設定される。即ち、第１の楕円に挿入される第２の楕円の重心位置と、第２の楕円が作成された差分プロファイルの領域の重心位置とが同じとなる位置（図７(ｂ)、(ｄ)参照）である。また、第２の楕円が挿入される被検体の厚さ方向の位置は、第１の楕円に挿入された第２の楕円の重心位置と第１の楕円の重心位置とが同じレベルとなる位置、即ち第１の楕円の被検体の厚さの方向の中央(Ａ１／２)である。
このようにして水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する第１の楕円の内部に空気と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する２つの第２の楕円を有する修正楕円モデルが作成される。

次にステップＳ８では、ステップＳ７で作成された修正楕円モデルを用いて管電流変調関数が作成される。管電流変調関数の作成方法については後で詳細に説明する。

以下ステップＳ６およびＳ８で実行される楕円モデルあるいは修正楕円モデルを用いた管電流変調関数の作成について詳細に説明する。

図４(ｄ)、(ｅ)に示すように、周回位置θから照射され、楕円モデルあるいは修正楕円モデルの中心を通るＸ線ビームの透過距離Ｌｐ(θ)は、下式に基づいて算出される。
Ｌｐ(θ)＝Ａ×Ｂ／（Ａ^２×ｃｏｓ^２θ＋Ｂ^２×ｓｉｎ^２）^０.５…（５）
ここで、ＡとＢは楕円モデル又は修正楕円モデルの縦軸と横軸の長さである。
得られた透過距離Ｌｐ（θ）を基に、数式6によって表わされる目標の画像ＳＤ値に対応するノイズ（分散値σ^２）が一定になるように周回位置ごとの照射線量ｍＡｓ（θ）が変調制御される。

σ^２＝σｂａｓｅ^２×ＣＳＴ×ＣｍＡｓ×ＣＬ×ＣＲＷ×ＣＲＦ…（６）
ここで、ＣＳＴ、ＣｍＡｓ、ＣＬ、ＣＲＷ、ＣＲＦは、それぞれスライス厚、照射線量(管電流×周回速度)、透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いによる影響を考慮するための項であり、以下のように求められる。

ＣＳＴ＝ＳＴｂａｓｅ／ＳＴ
ＣｍＡｓ＝Σ{ｍＡｓｂａｓｅ／ｍＡｓ（θ）}
ＣＬ＝Σｅｘｐ（μｐ(Ｌｐ(θ)−Ｌｂａｓｅ)） …（７）
ＣＲＷ＝Σ{Ｗ（θ）^２}／{ΣＷ（θ）}^２
ＣＲＦ＝σＲＦ^２／σＲＦ＿ｂａｓｅ^２
なお、Ｌｂａｓｅ、ｍＡｓｂａｓｅ、ＳＴｂａｓｅは、管電圧毎に予め測定しておいた基準となる被検体の断面を円形状に見立てた円モデルの直径、照射線量（管電流×周回速度）、スライス厚であり、Ｗ（θ）は再構成ビュー重み、θはビュー角度（周回位置）、σｂａｓｅ^２は、Ｌｂａｓｅ、ｍＡｓｂａｓｅ、ＳＴｂａｓｅの条件で撮影した投影データにビュー重み付けを行わずに３６０度再構成して得られた画像から得られるノイズ（分散値）である。またＣＲＷは、再構成ビュー重み付けを行わない場合には１であり、再構成ビュー重みを付けることで大きくなる。また、ここでは具体的な説明はしないが、再構成ビュー重みはらせんピッチにも関連し、らせんピッチが大きい場合には再構成で使用可能なデータ量が減少するためＣＲＦが大きくなる。また、ＣＲＦは一般的に使用されている腹部用の再構成フィルタを基準とし、同フィルタの場合には１、高周波が強調されたフィルタの場合には１より大きくなる。

なお、らせんスキャンにて複数部位を一度に撮影する場合において、部位に応じてノイズレベルを変更する必要がある場合には、ノイズを規定するライン（対象組織が存在する部位）を複数（部位毎に）設定し、設定したラインにおいて、σｂａｓｅ^２、Ｌｂａｓｅを変更することで目的とする照射線量（管電流×周回速度）ｍＡｓ（θ）を達成できる。

なお、ノイズ量を基にした照射線量の制御方法に関しては、上記方法に限定されるものではなく公知の如何なる方法を用いてもよい。

このようにして設定された線量変調関数に基づいて照射線量（管電流×周回速度）の制御を行い（図４（ｆ）参照）、スキャン撮影をすることにより、どのような被検体１４の撮影部位であっても、Ｘ線パス方向に係わらず被検体を透過したＸ線のフォトン数を一定にすることができ、それによりビュー毎のノイズを一定にすることができる。

以上説明した本発明の実施の形態によれば、スキャノグラム像における投影値分布（プロファイル）に基づき、Ｘ線減弱係数の一様性の高い部位か低い部位か判断し、撮影部位に応じて楕円モデルを修正して管電流を変調することができる。その結果、Ｘ線の周回位置にかかわらず、被検体を透過するＸ線量を一定にすることができ、よって、撮影部位によらず、常に良好な画像ＳＤ値の再構成画像を得ることができる。また、過剰な線量照射を抑制することにより、被検体への被ばく量の低減が可能である。

また、以上説明した本発明の実施の形態によれば、撮影される部位がＸ線減弱係数の一様性の高い部位であるか、又はＸ線減弱係数の一様性の低い部位であるかを自動的に容易に判断することができる。そのため、撮影される部位に応じて適切な楕円モデル、即ち、Ｘ線減弱係数の一様性の高い部位に適用する楕円モデルと、Ｘ線減弱係数の一様性の低い部位に適用される修正楕円モデルを、実情に合わせて作成することができる。よって、撮影された被検体の周回位置によらず、被検体を透過するＸ線量を一定にすることができる。

また、以上説明した本発明の実施の形態では、Ｘ線源とＸ線検出器のセットを１組有する一般的なＸ線ＣＴ装置を説明したが、本発明はＸ線源とＸ線検出器のセットを複数組有する多管球Ｘ線ＣＴ装置にも適用可能である。

また、以上説明した本発明の実施の形態では、被検体の上方からスキャノグラム撮影を行ったが、被検体の側面からスキャノグラム撮影を行ってもよい。この場合、第３番目の修正楕円モデルにおける第２の楕円の数は１個になる。

Claims

被検体にＸ線を照射するＸ線源と、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線源と前記Ｘ線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記Ｘ線検出器で検出された前記被検体の撮影部位における複数方向からの透過Ｘ線量に基づいて前記被検体の撮影部位における断層像を再構成する画像再構成装置と、前記再構成された断層像を表示する画像表示装置を備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記被検体をスキャノグラム撮影して得られたその撮影部位の投影値プロファイルの最大高さと面積に基づいて、前記被検体の撮影部位の断層面に近似した水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する円を含む楕円モデルを作成する楕円モデル作成機能、
前記楕円モデルが撮影部位のモデルとして適切か否かを判断する楕円モデル適否判断機能、
前記楕円モデル適否判断機能で、前記楕円モデルが撮影部位のモデルとして不適切と判断された場合、前記投影値プロファイルの特徴量に基づいて修正楕円モデルを作成する修正楕円モデル機能、および
前記楕円モデルあるいは前記修正楕円モデルに基づいて、前記Ｘ線源から照射されるＸ線の量を制御する線量制御機能を更に備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記楕円モデル適否判断機能は、前記被検体スキャノグラム撮影時と同じ周回位置から前記楕円モデルを仮想的にスキャノグラム撮影して得られる投影値プロファイルの面積と前記撮影部位の投影値プロファイルの面積との差に基づいて、前記楕円モデルあるいは前記修正楕円モデルに基づいて、前記楕円モデルが適切か否かを判断することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記楕円モデル適否判断機能は、前記撮影部位の投影値プロファイルのピークの数に基づいて、前記楕円モデルが適切か否かを判断することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記修正楕円モデル作成機能はその撮影部位の投影値プロファイルの特徴量に基づいて、前記楕円モデルのＸ線減弱係数を修正することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記修正楕円モデル作成機能はその撮影部位の投影値プロファイルの特徴量に基づいて、前記楕円モデルの被検体幅方向長さに相当する軸長を修正することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記修正楕円モデル作成機能はその撮影部位の投影値プロファイルの特徴量に基づいて、水と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する第１の楕円モデルを作成し、前記被検体のスキャノグラム撮影時と同じ周回位置から前記第１の楕円モデルを仮想的にスキャノグラム撮影して得られる投影値プロファイルと前記撮影部位の投影値プロファイルとの差分に基づいて作成される投影値プロファイルの特徴量から空気と実効的に等価なＸ線減弱係数を有する少なくとも１つの第２の楕円モデルを作成し、前記第２の楕円モデルを前記第１の楕円モデル中に埋め込み修正人体近似楕円モデルを作成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。