JPWO2012033028A1

JPWO2012033028A1 - Ｘ線ｃｔ装置および管電流決定方法

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Publication number: JPWO2012033028A1
Application number: JP2012532964A
Authority: JP
Inventors: 嘉晃菅谷; 後藤　大雅; 大雅後藤; 廣川　浩一; 浩一廣川
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2010-09-07
Filing date: 2011-09-04
Publication date: 2014-01-20
Anticipated expiration: 2031-09-04
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Abstract

目標画像SDを設定し、それを満たす撮影条件(管電流)を決定することにより線量制御を行い、被検体の被曝線量を抑えるX線CT装置において、操作性を悪化させることなく、高い診断能を有する画像を得る技術を提供するために、操作者が所望する画質レベルの基準とする1つの画質レベルを入力するだけで、被検体のサイズに応じて、コントラストも考慮した線量制御を行うX線CT装置を提供する。入力する画質レベルは、標準サイズの被検体を標準管電圧でスキャンする場合の、目標画像SDとする。

Description

本発明は、X線CT撮影技術に関する。特に、管電流などの撮影条件決定技術に関する。

X線CT装置は、X線管から被検体にX線を照射し、X線管に対向する位置に配置されたX線検出器で検出した被検体を透過したX線を投影データとして収集する。このとき、対向するX線管とX線検出器とを被検体の周囲に回転させて多方向からの投影データを収集し、被検体の断層像を再構成する。

投影データは、離散的なX線管の位置(以下、「ビュー」と呼ぶ。)において収集される。収集された投影データを、当該ビューにおける投影データと呼ぶ。被検体の周囲を回転するX線管の1回転あたりのビュー数は、通常、数百から数千にまでおよぶ。また、1枚のCT画像を再構成するために必要なビュー数の投影データを収集する動作をスキャンと呼ぶ。

被検体の被曝線量を抑えつつ、再構成された断層像(再構成画像)の画質を向上させる技術として、画像ノイズ標準偏差値(画像SD(Standard Deviation))を画質指標に用いて管電流値を決定するものがある(例えば、特許文献1、特許文献2、特許文献3参照。)。画像SDは、再構成画像におけるCT値の標準偏差で、管電流や被検体のサイズ(X線透過長)等の影響を受ける。これらの文献には、目標とする画像SD(目標画像SD)を設定し、それを実現する管電流を決定することにより、線量制御を行う技術が開示されている。

これらの文献に開示の技術を用いることにより、目標とする画像SDをほぼ満たす画像を得ることができる。しかし、得られた断層像内の診断対象(病変)の視認性(診断能)は、画像のコントラストに大きく依存する。例えば、X線CT装置における造影検査では、造影剤による組織(例えば、血管や消化管など)のコントラスト強調効果が精度の高い画像診断を可能にしている。

コントラストとは、例えば病変と周囲組織とのCT値差の絶対値を意味するものであり、画像SDとは異なる概念である。画像SDを所望の範囲に調整したとしても、コントラストの大小によって必ずしも所望の診断能が得られるとは限らない。そこで、画像SDに加え、コントラストも考慮して撮影条件を決定する技術がある(例えば、特許文献4参照。)。特許文献4には、診断対象とその周囲とコントラストを画像SDで除したコントラストノイズ比(Contrast-to-Noise Ratio、以下「CNR」と記載)を画質指標に用いる技術が開示されている。特許文献4では、操作者が入力した診断対象物の大きさと想定されるコントラストとに基づき、診断対象を識別するために適切なCNRを達成する管電流を決定する。

特開2001-043993号公報特開2006-055635号公報特開2006-116137号公報国際公開第2007/138979号

上述のように、特許文献1〜3に開示の技術においてコントラスト変化を考慮するためには、コントラスト変化を操作者が自ら把握し、適切に目標画像SDに反映する必要がある。しかしながら、装置のコントラスト変化特性を予め把握することは非常に手間のかかる作業である。また、コントラストは、被検体のサイズ、スキャン時の管電圧の影響を受けるため、スキャン時の管電圧が変更される毎に、また、被検体の変更毎に、さらには、同じ被検体でも、体軸方向に被検体のサイズが変化するため、操作者がこれらを考慮して目標画像SDを設定することは極めて難しい。また、特許文献4に開示の技術では、診断対象物の大きさと想定されるコントラストとを操作者が入力する必要がある。しかしながら、それらのパラメータを撮影前に入力することは煩雑であり、操作性が悪い。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、目標画像SDを設定し、それを満たす撮影条件(管電流)を決定することにより線量制御を行い、被検体の被曝線量を抑えるX線CT装置において、操作性を悪化させることなく、高い診断能を有する画像を得る技術を提供することを目的とする。

本発明は、操作者が所望する画質レベルの基準とする1つの画質レベルを入力するだけで、被検体のサイズに応じて、コントラストも考慮した線量制御を行うX線CT装置を提供する。入力する画質レベルは、標準サイズの被検体を特定の管電圧でスキャンする場合の、目標画像SDとする。

具体的には、被検体の周囲を回転しながらX線を曝射するX線管と、被検体を挟んで前記X線管と対向して配置され、被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、前記X線検出器が検出したX線量に基づいて被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、前記断層像を表示する表示手段とを備えるX線CT装置であって、予め定めたサイズの標準被検体を特定管電圧で撮影する場合の特定撮影条件で満たすべき画像ノイズ標準偏差を標準画質レベルとして受け付ける受付手段と、前記標準画質レベルを用いて目標とする画像ノイズ標準偏差である目標画質レベルを算出し、当該目標画質レベルを達成するスキャン管電流を算出し、当該スキャン管電流を用いて本撮影時の撮影条件を設定するスキャン計画手段と、前記設定した撮影条件に従って、前記X線管、前記X線検出器および前記画像再構成手段の動作を制御する制御手段と、を備えることを特徴とするX線CT装置を提供する。

また、X線CT装置で撮影に用いるスキャン管電流を決定する管電流決定方法であって、予め定めたサイズの標準被検体を特定管電圧で撮影する場合の特定撮影条件で満たすべき画像ノイズ標準偏差を標準画質レベルとして受け付ける画質レベル受付ステップと、前記標準画質レベルを用いて目標とする画像ノイズ標準偏差である目標画質レベルを算出する目標画質レベル算出ステップと、前記算出した目標画質レベルを達成するスキャン管電流を算出し、算出されたスキャン管電流から、本撮影で用いる管電流を決定する管電流決定ステップと、を備えることを特徴とする管電流決定方法を提供する。

本発明によれば、目標画像SDを設定し、それを満たす撮影条件(管電流)を決定することにより線量制御を行い、被検体の被曝線量を抑えるX線CT装置において、操作性を悪化させることなく、高い診断能を有する画像を得ることができる。

第一の実施形態のX線CT装置の全体構成図第一の実施形態のコントラスト変化曲線のグラフ第一の実施形態の撮影準備処理のフローチャート第二の実施形態のスキャン計画部の機能ブロック図第二の実施形態の評価指標表示の表示例を説明するための説明図第二の実施形態の評価指標一括表示の表示例を説明するための説明図第二の実施形態の評価指標一括表示の他の表示例を説明するための説明図第二の実施形態の撮影準備処理のフローチャート第三の実施形態のスキャン計画部の機能ブロック図第三の実施形態の標準リファレンスSD設定ラインの設定手法を説明するための説明図第三の実施形態の撮影準備処理のフローチャート

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本実施形態のX線CT装置を説明する。X線CT装置は、被検体にX線を照射するX線管と、被検体を透過したX線を検出するX線検出器とを備える。検出したX線は投影データとして出力される。対向するX線管とX線検出器とを被検体の周囲に回転させて多方向からの投影データを収集し、逆投影することにより被検体の断層像を再構成する装置である。

このX線CT装置には、1回のX線曝射で1つの断層像を得るシングルスライス型X線CT装置と、1回のX線曝射により複数の断層像を得るマルチスライス型X線CT装置とがある。シングルスライス型X線CT装置では、X線管からはファンビーム(扇形ビーム)が照射され、多数のX線検出素子を1列、すなわち一次元方向(チャネル方向)に配列したX線検出器で被検体透過後のX線を計測して被検体の投影データを得る。マルチスライス型X線CT装置では、X線管からはコーンビーム(円錐形または角錐形ビーム)が照射され、多数のX線検出素子を二次元方向(チャネル方向と列方向)に配列したX線検出器で被検体透過後のX線を計測して被検体の投影データを得る。1ビュー分の投影データは、X線検出器のチャネル数×列数分のデータから成る(シングルスライス型X線CT装置は、列数＝1である)。

スキャンの方式には、アキシャルスキャン、らせんスキャンなどが知られている。また、X線源の数が1つである単線源型、複数である多線源型などがある。

本実施形態のX線CT装置は、操作者が指定した画質レベルに従って、画像SDだけでなく被検体のコントラスト変化も考慮した撮影条件をスキャン開始前に決定し、決定した撮影条件でスキャンする。本実施形態は、スキャン方式(アキシャルスキャン、らせんスキャン)、スライス型(シングルスライス、マルチスライス)、および線源数(単線源型、多線源型)のいずれにも適用可能であるが、ここでは、単線源型マルチスライスらせんスキャン方式のX線CT装置に適用した場合を例として説明する。

図1に本実施形態のX線CT装置の全体構成図を示す。本図に示すように、本実施形態のX線CT装置100はスキャンガントリ110とコンピュータ装置210とを備える。
スキャンガントリ110は、被検体190にX線を照射し、被検体190を透過したX線の投影データを収集する。コンピュータ装置210は、X線CT装置100全体の動作の制御を行い、各種スキャンを実行するとともに、スキャンガントリ110で収集された投影データを用いてCT画像の再構成処理を行う等、各種のデータ処理を行う。

スキャンガントリ110は、X線管装置120と、X線検出部130と、データ収集部140と、高電圧発生部150と、X線管回転制御部160と、寝台170と、寝台移動制御部180と、を備える。

X線管装置120は、X線管121と、X線フィルタ122と、補償フィルタ123とを備える。X線管121は、X線源であり、高電圧発生部150から供給される電力を用いて、被検体190に対してX線を照射する。X線フィルタ122および補償フィルタ123は、被検体190への被曝量を低減し、被検体透過後のX線の強度を一定にするために設けられる。

X線検出部130は、X線管装置120に対向配置され、被検体190を透過したX線を検出する。X線検出部130は、複数のX線検出素子を備え、これらのX線検出素子で入射するX線を検出し、検出したX線の強度に応じた電気信号を出力する。X線検出素子は、例えば、X線管121の周回方向に約1000チャネル、被検体190の体軸方向に1〜500チャネル、配列される。

データ収集部140は、X線検出部130が出力する電気信号を収集し、投影データとしてコンピュータ装置210に伝送する。

高電圧発生部150は、X線管121に供給する電力を調整することにより、照射するX線量の調整などの制御を行う。なお、高電圧発生部150は、高電圧変圧器、フィラメント電流発生器および整流器を備え、さらに、管電圧およびフィラメント電流を任意に、または段階的に調整するための管電圧切換器およびフィラメント電流切換器を備える。

なお、X線管装置120と、X線検出部130およびデータ収集部140とは、図1には示さない円環状の回転架台(回転円盤)に対向する形で搭載される。回転架台は、X線管回転制御部160により駆動され回転する。これにより、X線管装置120と、X線検出部130およびデータ収集部140とは、被検体190の周りを回転する。

寝台170は、被検体190を載置する。寝台170は、寝台移動制御部180により駆動され、X線の照射に同期して、被検体190をスキャンガントリ110の撮影口に挿入する。

コンピュータ装置210は、スキャン制御部230と、画像再構成部240と、記憶装置250と、表示装置260と、入力装置270と、スキャン計画部280と、を備える。コンピュータ装置210内で、これら各部は、バス220を介して互いに接続される。
コンピュータ装置210は、CPUとメモリと記憶装置とを備え、コンピュータ装置210の各機能は、記憶装置に予め記憶されるプログラムを、CPUがメモリにロードして実行することにより実現される。

スキャン制御部230は、スキャン計画部280が設定した撮影条件に従ってスキャンガントリ110の各部を制御し、スキャンを実行する。例えば、撮影条件として設定されたスキャン管電流に従って、高電圧発生部150を制御しX線の出力を調整しながらスキャンを実行する。

画像再構成部240は、スキャンガントリ110から送信されるデータ(投影データ)を受信して処理し、被検体の断層画像を再構成する。これにより、X線検出部130により検出された透過X線量に基づいた被検体190の断層画像が得られる。画像再構成部240によって再構成された断層画像は、バス220を介して表示装置260に送られ、後述する表示装置260が有するモニタに表示される。なお、本実施形態では、スキャンを行い、断層像(CT画像)を再構成するまでの動作を撮影と呼ぶ。

入力装置270は、例えば、マウス、キーボードを備え、X線CT装置100の操作者による各種入力を受け付ける。本実施形態では、例えば、画質レベル、撮影条件などの各種の設定値の入力、各種の処理の開始の指示等を受け付ける。

記憶装置250は、入力装置270を介して操作者から受け付けた各種設定値、スキャン計画部280が算出した撮影条件、画像再構成部240が再構成した断層画像等を記憶する。また、各部の処理の途中で得られたデータを一時的に記憶する。

表示装置260は、例えば、モニタを備え、画像再構成部240が再構成した断層像、スキャン計画部280が算定した撮影条件などを操作者に表示する。その他、各部の処理で得られたデータを必要に応じて表示し、操作者に提示する。

スキャン計画部280は、入力装置270を介して操作者が入力したパラメータから、診断に用いるCT画像を取得する撮影(以下、本撮影と呼ぶ。)の実行に必要なパラメータを算出し、撮影条件を設定する撮影準備処理を行う。本実施形態の撮影準備処理では、例えば、本撮影のシーケンスで用いる管電圧(スキャン管電圧)、本撮影を行う範囲(スキャン範囲)、本撮影時のスライス厚、基準とする画質レベル、後述の標準的なサイズの被検体を特定する情報、等の入力を受け、本撮影時の管電流(スキャン管電流)を算出する。

本実施形態では、基準とする画質レベルとして、予め定めた標準管電圧で、標準的なサイズの被検体(標準被検体)を撮影する場合に満たすべき画像SD(以後、標準リファレンスSDと呼ぶ。)を用いる。なお、標準管電圧で標準被検体を撮影する撮影条件を、標準条件と呼ぶ。この標準管電圧は、予め、プロトコル設定時に設定され、記憶装置250に記憶される。また、標準被検体を特定する情報(標準被検体モデル)も予め入力され、記憶装置250に記憶される。本実施形態では、標準被検体モデルとして、水等価楕円の長軸長および短軸長が登録される。

本実施形態のスキャン計画部280は、撮影準備処理を実行するため、スキャノグラム撮影部410と、3次元モデル作成部420と、予測画像SD算出部430と、コントラスト比算出部440と、目標画像SD算出部450と、管電流算出部460とを備える。

スキャノグラム撮影部410は、被検体190のスキャノグラム撮影を実行し、スキャノグラムデータおよびスキャノグラム画像を取得する。スキャノグラム画像取得手順は、本撮影においてCT画像を取得する手順と基本的に同様であり、スキャノグラム撮影部410が、予め定められた撮影シーケンスに従って、スキャンガントリ110の各部に指示を出して動作させ、データ収集部140に投影データを収集させる。このとき収集した投影データがスキャノグラムデータである。ただし、スキャノグラム撮影では、X線管121を回転させずに被検体190に対して一定方向、例えば、背面方向からX線を照射して、スキャノグラムデータを収集する。

収集したスキャノグラムデータは、データ収集部140から画像再構成部240に送られ、スキャノグラム画像作成に用いられる。生成されたスキャノグラム画像は、例えば、スキャン時のスキャン範囲、スライス位置(CT画像再構成位置)設定等に利用される。
また、本実施形態では、収集したスキャノグラムデータは、後述の被検体3次元モデルの作成にも用いられる。

3次元モデル作成部420は、スキャノグラムデータを解析し、被検体の3次元モデル(被検体3次元モデル)を作成する。スキャノグラムデータを解析して被検体3次元モデルを作成する範囲は、操作者から受け付けたスキャン範囲とする。被検体3次元モデルは、被検体190の体軸方向に沿った任意の位置(Z位置)に対応する被検体190の各断面を、例えば、水に等価なX線吸収係数を持つ楕円断面(水等価楕円)で近似したものである。このモデルは被検体190のZ位置に依存して楕円断面の長軸長・短軸長が変化する3次元的なモデルとなる。作成した被検体3次元モデルのデータは、記憶装置250に保存される。なお、被検体の各スライス位置のサイズのデータを保有している場合は、本機能はなくてもよい。

予測画像SD算出部430は、各スライス位置に対応するZ位置の画像SDの予測値(予測画像SD；SD(Z)_pred)を算出する。算出した予測画像SD(SD(Z)_pred)は、後述のスキャン管電流の算出に用いられる。予測画像SD(SD(Z)_pred)は、特許文献3等に開示の手法を用いて算出する。具体的には、各スライス位置に対応するZ位置の被検体のX線透過長を求め、X線透過長に応じた、画像SDと管電流との相関関係(画像SDは管電流の平方根の逆数に比例する)を用いて算出する。この画像SDと管電流との相関関係は、例えば、使用するX線CT装置100を用いて、標準管電流で様々なサイズの水ファントムで撮影して得られたデータから決定する。または、シミュレーションデータに基づいて作成する。

なお、各スライス位置に対応するZ位置(スライス位置Z)のX線透過長WTは、被検体3次元モデルから算出する。すなわち、各スライス位置Zにおける被検体3次元モデルの楕円断面の、回転架台の基準位置からの回転角に応じた直径がX線透過長WTとして算出される。従って、算出されるX線透過長WTは、各スライス位置Zの被検体3次元モデルの楕円断面の長軸長(WDia_X(Z))および短軸長(WDia_Y(Z))を用い、例えば、スライス位置Zと回転架台の基準位置からの回転角θとの関数で表される(WT(Z、θ))。

コントラスト比算出部440は、スライス位置Z毎の、コントラスト比を算出する。コントラスト比は、スキャン管電圧でスライス位置Zに対応するサイズの被検体を撮影する際のコントラストを、標準条件による撮影で得られるコントラストで規格化したものである。

ここでは、スライス位置Zに対応する被検体サイズとして、各スライス位置Zの被検体3次元モデルの楕円断面の長軸長(WDia_X(Z))および短軸長(WDia_Y(Z))を用い、以下の式(1)に従って算出する水等価直径(WDia(Z))を用いる。

スライス位置毎のコントラストは、管電圧毎のコントラスト変化曲線を用い、決定される。管電圧毎のコントラスト変化曲線310の一例を図2に示す。コントラスト変化曲線310は、所定の管電圧における被検体サイズ(WDia(Z))とコントラストとの関係を示すグラフである。このコントラスト変化曲線310は、X線CT装置100で設定可能な管電圧毎に、予めファントムなどを用いて実測し、記憶装置250に記憶される。
実測は、例えば、円筒形の水ファントム内に造影剤溶液を封入した水ロッドなどを挿入したものを用いて行う。管電圧毎に、造影剤溶液を封入した水ロッドの半径は一定にし、水ファントムの半径を変更し、そのコントラスト変化を測定する。

図2に示すように、被検体サイズはビームハードニング効果の大小に関連し、被検体サイズが小さいほど、ビームハードニング効果が小さくなり、コントラストは向上する。また、一般的にX線エネルギーが小さいほどX線吸収能は大きくなることから、管電圧が小さいほどコントラストは向上する。

なお、X線フィルタの有無によってコントラストに及ぼす影響が異なるため、望ましくは、さらにX線フィルタの種類に応じて被検体サイズとコントラストとの関係を測定し、記憶しておいてもよい。また、現在、X線CT装置100で用いられる造影剤の主成分はヨードである。このため、図2はヨード造影剤におけるコントラスト変化を想定したものである。ヨード以外の主成分を持つ造影剤の場合はコントラスト変化特性が変化することも考えられる。従って、用いる造影剤の主成分の種類に応じて被検体サイズとコントラストとの関係を実測し、記憶しておくよう構成してもよい。その場合は、本撮影時に使用する造影剤主成分を入力する手段を設け、登録した主成分に応じたコントラスト変化曲線310を読み出して用いる。

コントラスト比算出部440は、図2に示すコントラスト変化曲線310を用い、スキャン管電圧のグラフ上で、スライス位置Z毎に、当該位置の被検体サイズ(WDia(Z))に対応するコントラスト(Cnt(Z)_kV)を得る。

コントラスト比算出部440は、標準条件で得られるコントラスト(Cnt(std)_kVptcl)も、同様に得る。すなわち、予め登録される標準被検体モデルの長軸長および短軸長を用い、上記式(1)を用いて標準被検体の水等価直径を標準被検体サイズ(WDia(std))として算出する。そして、標準管電圧のグラフ上で標準被検体サイズ(WDia(std))に対応するコントラスト(Cnt(std)_kVptcl)を得る。

これらを用い、コントラスト比算出部440は、以下の式(2)に従って、コントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)を算出する。

目標画像SD算出部450は、スキャン管電圧における、スライス位置Z毎の、目標画像SD(tgt_SD(Z))を算出する。目標画像SDは、スライス位置Z毎のコントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)に標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)を乗算し、得る。ここでは、以下の式(3)に従って算出する。

ここで、標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)は、標準条件で撮影する際に目標とする画像SDであり、基準とする画質レベルとして予め操作者から入力装置270を介して入力される。また、k(Cnt_Ratio(Z)_kV)はコントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)に依存する比例定数である。

また、比例定数k(Cnt_Ratio(Z)_kV)は、識別対象とするオブジェクトのコントラスト変化に応じて変化する人間の視覚特性変化を考慮して決定される。具体的には、コントラストの異なる複数のオブジェクトを事前に読影実験し、識別能の変化を事前に把握し、算出する。比例定数k(Cnt_Ratio(Z)_kV)は、例えば、以下の式(4)に従って算出する。

ただし、ｃ、dは実数定数である。なお、式(4)は線形方程式である。決定された比例定数k(Cnt_Ratio(Z)_kV)は、予め記憶装置250に記憶される。また、比例定数k(Cnt_Ratio(Z)_kV)の算出はこれに限定されない。

管電流算出部460は、スライス位置Z毎の、予測画像SD(SD(Z)_pred)と目標画像SD(tgt_SD(Z))とを用い、目標画像SD(tgt_SD(Z))を満たすスキャン管電流を算出する。具体的には、特許文献3に開示の手法と同様の手法で算出可能である。

次に、以上の各部を用いた、本実施形態のスキャン計画部280による撮影準備処理の流れを説明する。図3は、本実施形態の撮影準備処理の処理フローである。スキャン計画部280は、操作者より撮影準備処理開始の指示を受け付け、撮影準備処理を開始する。
なお、標準管電圧、標準被検体モデルは、予め記憶装置250に記憶される。

まず、スキャノグラム撮影部410は、スキャノグラム撮影を実行し、スキャノグラムデータおよびスキャノグラム画像を得る(ステップS1001)。

次に、スキャン計画部280は、入力装置270を介して、各種パラメータの設定を受け付ける(ステップS1002)。ここでは、スキャン範囲(すなわち、スキャン開始位置、スキャン終了位置)、スキャン管電圧、スキャン時間、X線コリメーション条件、画像スライス厚、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ、および画質レベル(標準リファレンスSD)等の入力が受け付けられる。スキャン範囲は、表示装置260に表示されるスキャノグラム画像上で受け付けられる。なお、スキャン開始位置およびスキャン終了位置は、それぞれ、一連のスキャンで得られる最初のCT画像のZ位置、最後のCT画像のZ位置を意味する。

次に、3次元モデル作成部420は、被検体3次元モデルを作成する(ステップS1003)。ここでは、例えば、ステップS1002で入力されたスキャン範囲と画像スライス厚とから、各スライス位置に該当するZ位置(スライス位置Z)を決定する。そして、スキャン範囲内のスキャノグラムデータが解析され、各スライス位置Zの水等価楕円が決定される。

次に、予測画像SD算出部430は、スライス位置Z毎の予測画像SD(SD(Z)_pred)を算出する(ステップS1004)。なお、本処理は、スライス位置Z決定後、後述のスキャン管電流算出までの間であれば、そのタイミングは限定されない。

次に、コントラスト比算出部440は、スキャン管電圧における、スライス位置Z毎のコントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)を算出する(ステップS1005)。コントラスト比は、上述のように、管電圧毎のコントラスト変化曲線310を用いて算出する各スライス位置Zのコントラスト(Cnt(Z)_kV)と、標準条件におけるコントラストとから算出される。

そして、目標画像SD算出部450は、コントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)と、標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)とを用い、目標画像SD(tgt_SD(Z))を算出する(ステップS1006)。

そして、管電流算出部460が、予測画像SD(SD(Z)_pred)と目標画像SD(tgt_SD(Z))とを用い、スライス位置Z毎のスキャン管電流i(Z)を算出する(ステップS1007)。

スキャン計画部280は、以上の手順で算出されたスキャン管電流およびステップS1002で受け付けたスキャンパラメータを、撮影条件として設定し(ステップS1008)、撮影準備処理を終了する。

以上説明したように、本実施形態によれば、X線CT装置100において本撮影を行う前に、目標とする画質レベルとして、標準条件での目標画像SDである標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)の入力を受け付ける。そして、この標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)を用いて、スライス位置Z毎の目標画像SD(tgt_SD(Z))を算出し、スキャン管電流を決定する。

目標画像SD(tgt_SD(Z))の算出にはコントラスト比を用いる。このため、算出されるスライス位置Z毎の目標画像SD(tgt_SD(Z))は、コントラストを考慮したものとなる。従って、決定されたスキャン管電流により得られるCT画像は、高い診断能を有することとなる。

また、操作者が入力するのは、標準条件での目標画像SDとなる。従って、本実施形態のX線CT装置における線量制御の操作性は、従来の、目標画像SDを設定し、管電流を決定することにより線量制御を行うX線CT装置とほぼ同等であるため、操作性を損なうことなく使用可能である。

さらに、コントラストを考慮した目標画像SDには、被検体のサイズも考慮される。図2に示すように、被検体のサイズが小さくなればなるほど、コントラストは大きくなる。
本実施形態によれば、被検体のサイズが、被検体標準サイズより小さい場合、式(3)より目標画像SDは、入力する標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)より大きく設定される。従って、より被曝線量を抑えて同等の画質を確保できる。従って、本実施形態によれば、CT画像のコントラストを考慮して、被検体のサイズに応じて被曝線量の最適化を図ることができる。

また、コントラストを考慮した目標画像SDには、管電圧も考慮される。図2に示すように、同じ被検体のサイズであれば、管電圧が低くなればなるほどコントラストは大きくなる。従って、被検体のサイズが同一の場合、標準管電圧より低い管電圧を使用することで、目標画像SDをRef.SD_kVptclより大きく設定できる。従って、被曝線量を抑えつつ、同等の画質を確保したスキャンが可能となる。

以上説明したように、本実施形態によれば、目標画像SDを設定しスキャン管電流を決定することにより線量制御を行い、被検体の被曝線量を抑えるX線CT装置において、操作性を悪化させることなく、高い診断能を有する画像を得ることができる。

なお、上記実施形態では、標準被検体を特定する情報として、予め水等価楕円断面の長軸長および短軸長が登録されているが、これに限られない。例えば、被検体の標準体重(Wgt_std)や被検体の標準断面積等から水等価直径(WDia)を求めてもよい。
標準体重(Wgt_std)から水等価直径(WDia)は、以下の式(5)を用いて算出する。

ここで、a、bは実数定数である。a、bとして、スキャン範囲内の部位毎に異なる値を保持していても良い。標準体重(Wgt_std)は、予め保持していてもよいし、また、例えば、記憶装置250に記憶する被検体情報(出身国、年齢、性別、身長、体重)から算出するよう構成してもよい。

なお、標準体重(Wgt_std)から水等価直径(WDia)への変換式は、式(5)のような線形変換に限定されない。標準体重から水等価直径への変換誤差が小さくなるのでれば、どのような変換式であっても良い。また、標準体重は、予め記憶装置250に保持する。このとき、「成人被検体」、「小児被検体」のように値が大きく隔たるような条件毎に保持することが望ましい。さらに「成人被検体」でも、性別や国別に標準体重をテーブル化して保持してもよい。

また、本実施形態では、操作者が入力して指定する画質レベルとして、標準条件での目標画像SDである標準レファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)を用いる。しかし、操作者が指定する画質レベルはこれに限られない。例えば、標準被検体をスキャン管電圧で撮影する際に満たすべき画像SD(リファレンスSD；Ref.SD_kV)としてもよい。

この場合、目標画像SD算出部430は、スライス位置Z毎の目標画像SD(tgt_SD(Z))は、以下の式(6)で算出する。

このとき、コントラスト比算出部440は、コントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)を以下の式(7)に従って算出する。

すなわち、スキャン管電圧におけるスライス位置Z毎のコントラスト(Cnt(Z)_kV)を、スキャン管電圧で標準被検体を撮影する際のコントラストCnt(std)_kV)で規格化する。なお、比例定数k(Cnt_Ratio(Z))は、上記式(4)と同様に算出する。

操作者が指定する画質レベルを、リファレンスSD(Ref.SD_kV)とする場合の撮影準備処理の流れは、基本的に図3に示す処理フローと同様である。ただし、操作者がステップS1002で入力する画質レベルは、リファレンスSD(Ref.SD_kV)となる。また、上記式(5)、(6)で示されるように、ステップS1005におけるコントラスト比の算出は、図2において、スキャン管電圧におけるコントラスト変化曲線310に基づいて行う。

このように構成すると、操作者が画質レベルとして入力するパラメータが、標準被検体をスキャン管電圧で撮影する際に満たすべき目標画像SDとなる。従って、得られる断層像の画像SDと入力値との乖離が少なくなり、操作者が画質を予め把握し易くなる。

以上説明したように、本実施形態によれば、目標画像SDを設定して線量制御を行うX線CT装置において、コントラスト変化を適切に考慮して撮影線量を決定できる。すなわち、本実施形態によれば、画像SDのみならず被検体のコントラスト変化を考慮した撮影条件を算出し、この算出した撮影条件でスキャンする構成であるため、過剰なX線被曝を防止しつつ、診断に必要十分な画質の断層画像を得るX線CT装置を提供することができる。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態のX線CT装置は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。また、本実施形態においても、第一の実施形態同様の手順で、操作者から入力された画質レベルに基づいて管電流を算出し、撮影条件を決定する。ただし、本実施形態では、第一の実施形態の手順で算出した管電流に対する操作者からの修正を受け付ける。従って、本実施形態のコンピュータ装置210は、第一の実施形態のスキャン計画部280に代わり、スキャン計画部281を備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

本実施形態のスキャン計画部281の機能ブロックを図4に示す。本図に示すように、本実施形態のスキャン計画部281は、第一の実施形態同様、撮影準備処理を実行する。
従って、スキャノグラム撮影部410と、3次元モデル生成部420と、予測画像SD算出部430と、コントラスト比算出部440と、目標画像SD算出部450と、管電流算出部460とを備える。

また、本実施形態のスキャン計画部281は、目標画像SD算出部450および管電流算出部460が算出した結果に対し、操作者からの承認および／または変更の指示を受け付ける。これを実現するため、本実施形態のスキャン計画部281は、さらに、算出結果表示部470とスキャン指標算出部480とを備える。

スキャン指標算出部480は、管電流算出部460がスキャン管電流を算出すると、スキャン管電圧(kV)におけるリファレンスSD(Ref.SD_kV)、平均管電流(Ave.mA)、および、被曝線量(CTDIvol)を、スキャン条件評価指標として算出する。なお、平均管電流は、スキャン範囲内で変調されているスキャン管電流の平均値である。また、スキャン指標算出部480は、操作者からの指示に従って、X線CT装置100で設定可能な各管電圧について、それぞれ上記スキャン条件評価指標を算出する。

各管電圧(kV)におけるリファレンスSD(Ref.SD_kV)は、スキャン管電圧(kV)で標準被検体を撮影した場合に満たすべき目標画像SDであるため、第一の実施形態の式(3)より、以下の式(8)のように算出される。

ここで、Cnt_Ratio(std)_kVは、各管電圧における標準被検体のコントラストを、標準管電圧における標準被検体のコントラストCnt(std)_kVptcl)で規格化したコントラスト比であり、以下の式(9)により求められる。

また、k(Cnt_Ratio(std)_kV)はコントラスト比(Cnt_Ratio(std)_kV)に依存する比例定数である。この比例定数k(Cnt_Ratio(std)_kV)は、識別対象とするオブジェクトのコントラスト変化に応じて変化する人間の視覚特性変化を考慮して決定され、例えば、以下の式(10)に従って算出する。

ただし、ｃ、dは実数定数である。

また、スキャン管電圧以外の管電圧における管電流は、算出されたリファレンスSD(Ref.SD_kV)を用い、第一の実施形態の手法で算出する。そして、算出された管電流から、平均管電流(Ave.mA)および被曝線量(CTDIvol)を算出する。

また、本実施形態のスキャン指標算出部480は、操作者からリファレンスSD(Ref.SD_kV)の値の変更を受け付けた場合、変更後のリファレンスSD(Ref.SD_kV)の値を標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)、変更を受け付けたリファレンスSDに対応する管電圧を標準管電圧として、他の管電圧のリファレンスSDを算出する。

算出結果表示部470は、スキャン指標算出部480の算出結果を表示装置260に表示する。

スキャン指標算出部480が、スキャン管電圧(kV)におけるスキャン条件評価指標を算出した場合、算出結果表示部470は、算出されたスキャン条件評価指標を用い、評価指標表示510を生成し、表示装置260に表示する。評価指標表示510の表示例を図5に示す。本図に示すように、評価指標表示510は、スキャン条件評価指標511と、承認ボタン512と、一括表示ボタン513とを備える。

承認ボタン512は、表示されているスキャン条件評価指標を本撮影の撮影条件とする指示を受け付ける。一方、一括表示ボタン513は、他の撮影条件を参照し、撮影条件を変更する指示を受け付ける。一括表示ボタン513の押下の指示を受け付けた場合、スキャン指標算出部480は、X線CT装置100で設定可能な各管電圧について、それぞれ上記スキャン条件評価指標を算出する。

また、スキャン指標算出部480が、各管電圧におけるスキャン条件評価指標を算出した場合、算出結果表示部470は、評価指標一括表示520を生成し、表示装置260に表示する。評価指標一括表示520の表示例を図6に示す。本図に示すように、評価指標一括表示520は、管電圧毎のスキャン条件評価指標521と、選択受付欄522と、決定ボタン523とを備える。ここでは、一例として、X線CT装置100では、80、100、120、140の4種の管電圧を設定可能な場合を示す。

評価指標一括表示520では、スキャン条件評価指標521に、スキャン指標算出部480が算出したスキャン条件評価指標に加え、スキャン速度(Rot.Sp)、ビームピッチ(B.Pitch)、画像スライス厚(Thick)、画像再構成フィルタ(Kernel)を表示するよう構成してもよい。これらのパラメータは、撮影条件として、または、環境設定、プロトコル設定時などに、操作者により予め入力される。

選択受付欄(Set)522は、いずれの管電圧を用いてスキャンを実行するか、操作者の選択を受け付ける領域である。図6では、120kVがスキャン管電圧として選択され、強調表示されている場合を例示する。決定ボタン523は、選択された管電圧とそれに対応づけられるスキャン条件評価指標を撮影条件とする決定の指示を受け付ける。

また、ここで、リファレンスSD(Ref.SD_kV)、スキャン速度(Rot.Sp)、ビームピッチ(B.Pitch)、画像スライス厚(Thick)、画像再構成フィルタ(Kernel)の各値は、操作者が変更可能とする。評価指標一括表示520では、各欄に直接入力された値を受け付ける。すなわち、スキャン指標算出部480は、いずれかの欄に値が入力されると、当該値を受け付け、平均管電流(Ave.mA)および被曝線量(CTDIvol)が算出される。このとき、リファレンスSD(Ref.SD_kV)欄に値が入力されると、スキャン指標算出部480は、他の管電圧のリファレンスSDを算出後、新たな入力パラメータに基づいて、平均管電流(Ave.mA)および被曝線量(CTDIvol)が算出される。

変更後の評価指標一括表示520の表示例を図7に示す。図7には、スキャン管電圧100kVの、リファレンスSD(Ref.SD_kV)およびビームピッチ(B.Pitch)を、それぞれ13.9から13.0、1.09から0.84に変更した例を示す。
これは、操作者がより高画質を望み、変更した例である。

リファレンスSD(Ref.SD_kV)の値の変更の指示を受け付けると、スキャン指標算出部480は、他のスキャン管電圧条件でのレファレンスSD(Ref.SD_kV)それぞれについて、13.0を基に自動的に再算出する。算出は、上記式(8)において、Ref.SD_kVptclを13.0に読み替え、kVptclを100kVと読み替えることにより行う。

以下、本実施形態における、スキャン計画部281による撮影準備処理の流れを説明する。図8は、本実施形態の撮影準備処理の処理フローである。本実施形態においても、スキャン計画部281は、操作者より撮影準備処理開始の指示を受け付け、撮影準備処理を開始する。なお、本実施形態においても、標準管電圧、標準管電流、標準被検体モデルは、予め記憶装置250に記憶される。

撮影準備処理開始の指示を受け付けると、本実施形態のスキャン計画部281は、第一の実施形態の撮影準備処理におけるステップS1001〜S1007を実行し、スキャン管電圧におけるスキャン管電流を算出する(スキャン管電流算出処理；ステップS2001)。

次に、スキャン指標算出部480は、スキャン管電圧のスキャン条件評価指標を算出する(ステップS2002)。算出結果表示部470は、評価指標表示510を作成して表示装置260に表示し(ステップS2003)、操作者からの指示を待つ。

スキャン計画部281は、操作者から承認の指示を受け付けると(ステップS2004)、表示されているスキャン管電圧およびスキャン条件評価指標を撮影条件として設定し(ステップS2009)、処理を終了する。

一方、操作者から一括表示の指示を受け付けると(ステップS2004)、スキャン指標算出部480は、X線CT装置100で設定可能な各管電圧について、それぞれ上記スキャン条件評価指標を算出する(ステップS2005)。算出結果表示部470は、評価指標一括表示520を作成して表示装置260に表示し(ステップS2006)、操作者からの指示を待つ。

特定の管電圧が選択され、値の変更無しに決定の指示を受け付けると(ステップS2007)、スキャン計画部281は、選択されている管電圧および当該管電圧に対応付けられたスキャン条件評価指標とを撮影条件として設定し(ステップS2009)、処理を終了する。

一方、操作者からスキャン条件評価指標の値の変更の指示を受け付けると(ステップS2007)、スキャン指標算出部480は、変更後の値を基準にスキャン条件評価指標を再算出する(ステップS2008)。そして、ステップS2006へ戻り、処理を繰り返す。

以上説明したように、本実施形態によれば、入力した撮影条件および算出した管電流、リファレンスSDを、撮影条件評価指標として表示し、操作者にその可否を選択させる。
さらに、操作者の指示に応じて、他の管電圧をスキャン管電圧にする場合の撮影条件評価指標を一括表示する。

従って、操作者は、表示を見て、他の撮影条件と比較したり、他の撮影条件に変更したりすることができる。本実施形態はこのような構成を有するため、第一の実施形態で得られる効果に加え、異なる撮影条件の場合のコントラスト変化を適切に考慮しつつ、被曝線量および画質の最適化を図ることができる。

また、操作者が画質レベルとして入力するパラメータを所望のものに変更することができる。変更後の画質レベルは、標準被検体をスキャン管電圧で撮影する際に満たすべき目標画像SDである。従って、得られる画像の画像SDと入力値との乖離が少ないだけでなく、より所望の画質に近い画質の画像を得ることができる。

なお、上記実施形態では、リファレンスSDの値を変更するにあたり、入力値に制限は設けていない。しかし、例えば、第一の実施形態の手法で算出されたレファレンスSDの±10％以内の値のみ入力を受け付けるといったように、制限を設けてもよい。これにより、コントラストの考慮を犠牲にせずに、より所望の画質に近づけることができる。他の変更を許可するパラメータも同様で、予め定めた装置の制約の範囲内での変更のみ受け付けるよう構成してもよい。

なお、本実施形態では、選択したスキャン管電圧を強調表示するよう構成しているが、これに限られない。例えば、選択可能なスキャン管電圧全ての条件における被曝線量を比較し、被曝線量が最小となるスキャン管電圧条件を強調表示するよう構成してもよい。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態は、基本的に上記各実施形態と同様の構成であるが、標準被検体サイズの特定手法が異なる。すなわち、上記実施形態では、標準被検体サイズを、標準被検体モデルとして予め登録される水等価楕円の長軸長および短軸長から、または、予め登録される標準体重等から算出する。しかし、本実施形態では、スキャノグラム画像上で所定のスライス位置(レファレンスSD設定ライン)を設定することにより、被検体標準サイズを決定する。従って、本実施形態のコンピュータ装置210は、第一の実施形態のスキャン計画部280に代わり、スキャン計画部282を備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

本実施形態のスキャン計画部282の機能ブロック図を図9に示す。本図に示すように、本実施形態のスキャン計画部282は、基本的に第一の実施形態のスキャン計画部280と同様の構成を有し、スキャノグラム撮影部410と、3次元モデル生成部420と、予測画像SD算出部430と、コントラスト比算出部440と、目標画像SD算出部450と、管電流算出部460とを備える。さらに、本実施形態のスキャン計画部282は、標準被検体サイズ算出部490を備える。

標準被検体サイズ算出部490は、スキャノグラム画像上で、標準リファレンスSD設定ラインの入力を受け付ける。標準レファレンスSD設定ライン620は、図10に示すように、スキャノグラム画像600上でスキャン範囲610間に設定される。操作者は、表示装置260に表示されるスキャノグラム画像600上で、まず、スキャン範囲610を設定し、設定したスキャン範囲610内に、標準レファレンスSD設定ライン620を設定する。標準被検体サイズ算出部490は、操作者の入力を受け付け、記憶装置250に記憶する。ここで標準レファレンスSD設定ライン620は、一般的にはスキャン範囲610間に設定されるが、スキャン範囲610以外に設定することも可能である。

また、標準被検体サイズ算出部490は、3次元モデル作成部420が被検体3次元モデルを作成すると、標準レファレンスSD設定ライン620に対応するZ位置の被検体3次元モデルの楕円断面を、標準被検体モデルとする。そして、当該楕円断面の長軸長(WDia_X(std))および短軸長(WDia_Y(std))から、標準被検体サイズ(WDia(std))を、第一の実施形態の式(1)を用い、算出する。

以下、本実施形態のスキャン計画部282による撮影準備処理の流れを説明する。図11は、本実施形態の撮影準備処理の処理フローである。本実施形態においても、スキャン計画部282は、操作者より撮影準備処理開始の指示を受け付け、撮影準備処理を開始する。なお、標準管電圧、標準管電流、標準被検体を表す楕円データは、予め記憶装置250に記憶される。

まず、スキャノグラム撮影部410は、スキャノグラム撮影を実行し、スキャノグラムデータおよびスキャノグラム画像を得る(ステップS3001)。

次に、スキャン計画部280は、入力装置270を介して、各種パラメータの設定を受け付ける(ステップS3002)。ここでは、スキャン範囲(すなわち、スキャン開始位置、スキャン終了位置)、スキャン管電圧、スキャン時間、X線凝りメーション条件、画像スライス厚、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ、および画質レベル(標準リファレンスSD)等に加え、標準リファレンスSD設定ライン620の入力を受け付ける。スキャン範囲610および標準リファレンスSD設定ライン620は、表示装置260に表示されるスキャノグラム画像600上で受け付ける。

次に、3次元モデル作成部420は、第一の実施形態同様の手法で被検体3次元モデルを作成する(ステップS3003)。

次に、標準被検体サイズ算出部470は、標準被検体サイズを算出する(ステップS3004)。ここでは、ステップS3002で入力された標準リファレンスSD設定ライン620に対応するZ位置の、被検体3次元モデルの水等価楕円を特定し、当該水等価楕円の長軸長および短軸長を用いて算出する。

次に、予測画像SD算出部430は、スライス位置Z毎の予測画像SD(SD(Z)_pred)を算出する(ステップS3005)。

次に、コントラスト比算出部440は、スキャン管電圧における、スライス位置Z毎のコントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)を算出する(ステップS3006)。このとき、標準被検体サイズとして、ステップS3004で算出したサイズを用いる。

そして、目標画像SD算出部430は、コントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)と、標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)とを用い、目標画像SD(tgt_SD(Z))を算出する(ステップS3007)。

そして、管電流算出部440が、予測画像SD(SD(Z)_pred)と目標画像SD(tgt_SD(Z))とを用い、スライス位置Z毎のスキャン管電流i(Z)を算出する(ステップS3008)。

スキャン計画部280は、以上の手順で算出されたスキャン管電流およびステップS3002で受け付けたスキャンパラメータを、撮影条件として設定し(ステップS3009)、撮影準備処理を終了する。

以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、本実施形態では、スキャノグラム画像上で被検体標準サイズを操作者が直接設定するため、本撮影のシーケンスにおいて基準とする画質レベルを把握しやすい。

なお、ここでは、本実施形態を第一の実施形態を基礎に説明しているが、本実施形態は、第二の実施形態にも同様に適用可能である。

以上、3つの実施形態をあげて本発明を説明した。本発明の技術的範囲は、これらの実施形態に限られるものではない。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。

100 X線CT装置、110 スキャンガントリ、120 X線管装置、121 X線管、122 X線フィルタ、123 補償フィルタ、130 X線検出部、140 データ収集部、150 高電圧発生部、160 X線管回転制御部、170 寝台、180 寝台移動制御部、190 被検体、210 コンピュータ装置、220 バス、230 スキャン制御部、240 画像再構成部、250 記憶装置、260 表示装置、270 入力装置、280 スキャン計画部、281 スキャン計画部、282 スキャン計画部、310 コントラスト変化曲線、410 スキャノグラム撮影部、420 3次元モデル作成部、430 予測画像SD算出部、440 コントラスト比算出部、450 目標画像SD算出部、460 管電流算出部、470 算出結果表示部、480 スキャン指標算出部、490 標準被検体サイズ算出部、510 評価指標表示、511 スキャン条件評価指標、512 承認ボタン、513 一括表示ボタン、520 評価指標一括表示、521 スキャン条件評価指標、522 選択受付欄、523 決定ボタン、600 スキャノグラム画像、610 スキャン範囲、620 標準レファレンスSD設定ライン

この場合、目標画像SD算出部450は、スライス位置Z毎の目標画像SD(tgt_SD(Z))は、以下の式(6)で算出する。

次に、標準被検体サイズ算出部440は、標準被検体サイズを算出する(ステップS3004)。ここでは、ステップS3002で入力された標準リファレンスSD設定ライン620に対応するZ位置の、被検体3次元モデルの水等価楕円を特定し、当該水等価楕円の長軸長および短軸長を用いて算出する。

そして、目標画像SD算出部450は、コントラスト比(Cnt_Ratio(Z)_kV)と、標準リファレンスSD(Ref.SD_kVptcl)とを用い、目標画像SD(tgt_SD(Z))を算出する(ステップS3007)。

Claims

被検体の周囲を回転しながらX線を曝射するX線管と、被検体を挟んで前記X線管と対向して配置され、被検体を透過したX線量を検出するX線検出器と、前記X線検出器が検出したX線量に基づいて被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、前記断層像を表示する表示手段とを備えるX線CT装置であって、
予め定めたサイズの標準被検体を特定管電圧で撮影する場合の特定撮影条件で満たすべき画像ノイズ標準偏差を標準画質レベルとして受け付ける受付手段と、
前記標準画質レベルを用いて目標とする画像ノイズ標準偏差である目標画質レベルを算出し、当該目標画質レベルを達成するスキャン管電流を算出し、当該スキャン管電流を用いて本撮影時の撮影条件を設定するスキャン計画手段と、
前記設定した撮影条件に従って、前記X線管、前記X線検出器および前記画像再構成手段の動作を制御する制御手段と、を備えること
を特徴とするX線CT装置。
請求項1記載のX線CT装置であって、
前記スキャン計画手段は、
本撮影時の管電圧における前記被検体のスライス位置毎のコントラストを決定するコントラスト決定手段と、
前記特定撮影条件におけるコントラストを基準とした前記本撮影時の管電圧におけるスライス位置毎のコントラストを、コントラスト比として算出するコントラスト比算出手段と、
スライス位置毎のコントラスト比と前記標準画質レベルとを用いて、スライス位置毎の前記目標画質レベルを算出する目標画質レベル算出手段と、を備え、
前記コントラストは、病変と周囲組織とのCT値の差であること
を特徴とするX線CT装置。
請求項2記載のX線CT装置であって、
前記スキャン計画手段は、
スキャノグラム撮影を実行し、得られたスキャノグラムデータからスキャノグラム画像を生成するスキャノグラム撮影手段と、
前記スキャノグラムデータから、被検体のスライス位置毎の水等価楕円をモデル化した被検体断面モデルを生成する断面モデル生成手段と、をさらに備え、
前記コントラスト決定手段は、前記被検体断面モデルから前記被検体のスライス位置毎の水等価直径を算出し、予め定めた管電圧毎の水等価直径とコントラストとの関係を規定するコントラスト変化特性に基づき、前記被検体のスライス位置毎のコントラストを決定すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項3記載のX線CT装置であって、
前記コントラスト変化特性は、造影剤主成分毎に作成され、
前記コントラスト決定手段は、本撮影時に用いる造影剤の主成分に応じて前記コントラスト決定時に基づくコントラスト特性を選択すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項1記載のX線CT装置であって、
前記特定管電圧は、当該X線CT装置で予め定められた標準管電圧であること
を特徴とするX線CT装置。
請求項5記載のX線CT装置であって、
前記スキャン計画手段は、前記スキャン管電流の算出後、当該スキャン管電流の平均値と、前記特定管電圧を本撮影時に用いる管電圧とした場合の前記標準画質レベルと、を算出する条件評価指標算出手段をさらに備え、
前記表示手段は、前記条件評価指標算出手段が算出した平均値と標準画質レベルとを条件評価指標として表示し、
前記受付手段は、表示された前記条件評価指標の認否を受け付け、
前記スキャン計画手段は、前記受付手段を介して承認された場合、前記算出したスキャン管電流を用いて本撮影時の撮影条件を設定すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項6記載のX線CT装置であって、
前記条件評価指標算出手段は、前記受付手段で前記撮影条件評価指標の否認の指示を受け付けた場合、当該X線CT装置で設定可能な他の管電圧各々について、前記標準画質レベルとスキャン管電流の平均値とを、各管電圧の条件評価指標として算出し、
前記表示手段は、前記条件評価指標算出手段で各管電圧の条件評価指標が算出される毎に、当該算出された各条件評価指標を管電圧に対応づけて一括表示し、
前記受付手段は、一括表示された管電圧の中から本撮影に使用する管電圧の選択を受け付け、
前記スキャン計画手段は、前記選択された管電圧と当該管電圧に対応付けられた条件評価指標とを用いて本撮影時の撮影条件を設定すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項7記載のX線CT装置であって、
前記受付手段は、一括表示された前記条件評価指標の標準画質レベルの変更を受け付け、
前記条件評価指標算出手段は、前記受付手段で前記変更を受け付けた場合、変更後の値に基づいて、前記管電圧各々の前記標準画質レベルを算出すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項1記載のX線CT装置であって、
前記標準被検体のサイズを特定する情報は、前記受付手段を介して操作者から入力されること
を特徴とするX線CT装置。
請求項9記載のX線CT装置であって、
前記スキャン計画手段は、
スキャノグラム撮影を実行し、得られたスキャノグラムデータからスキャノグラム画像を生成するスキャノグラム撮影手段と、
前記スキャノグラムデータから、被検体のスライス位置毎の水等価楕円をモデル化した被検体断面モデルを生成する断面モデル生成手段と、
標準被検体のサイズを算出する標準被検体サイズ算出手段と、をさらに備え、
前記表示手段は、前記スキャノグラム画像を表示し、
前記受付手段は、前記スキャノグラム画像上で標準被検体のサイズを特定するラインの入力を受け付け、
前記標準被検体サイズ算出手段は、前記受け付けたラインの位置に対応する前記被検体断面モデルの水等価楕円から前記標準被検体サイズを算出すること
を特徴とするX線CT装置。
請求項1記載のX線CT装置であって、
前記特定管電圧は、本撮影の撮影条件として設定される管電圧であること
を特徴とするX線CT装置。
X線CT装置で撮影に用いるスキャン管電流を決定する管電流決定方法であって、
予め定めたサイズの標準被検体を特定管電圧で撮影する場合の特定撮影条件で満たすべき画像ノイズ標準偏差を標準画質レベルとして受け付ける画質レベル受付ステップと、
前記標準画質レベルを用いて目標とする画像ノイズ標準偏差である目標画質レベルを算出する目標画質レベル算出ステップと、
前記算出した目標画質レベルを達成するスキャン管電流を算出し、算出されたスキャン管電流から、本撮影で用いる管電流を決定する管電流決定ステップと、を備えること
を特徴とする管電流決定方法。
請求項12記載の管電流決定方法であって、
前記管電流決定ステップは、
本撮影時の管電圧における前記被検体のスライス位置毎のコントラストを決定するコントラスト決定ステップと、
前記特定撮影条件におけるコントラストを基準とした前記本撮影時の管電圧におけるスライス位置毎のコントラストを、コントラスト比として算出するコントラスト比算出ステップと、
スライス位置毎のコントラスト比と前記標準画質レベルとを用いて、スライス位置毎の前記目標画質レベルを算出する目標画質レベル算出ステップと、を備え、
前記コントラストは、病変と周囲組織とのCT値の差であること
を特徴とする管電流決定方法。
請求項12記載の管電流決定方法であって、
前記管電流決定ステップは、
スキャン管電流が算出されると、算出されたスキャン管電流の平均値および本撮影時の管電圧における前記標準画質レベルを条件評価指標として算出して表示し、算出結果の認否を受け付ける認否受付ステップと、
前記認否受付ステップで承認の指示を受け付けない場合、当該X線CT装置で設定可能な他の管電圧各々について、前記標準画質レベルと前記スキャン管電流の平均値とを、各管電圧の条件評価指標として算出する条件評価指標算出ステップと、
前記条件評価指標算出ステップにおいて前記条件評価指標が算出される毎に、当該条件評価指標を一括表示して選択を受け付ける選択受付ステップと、を備え、
前記認否受付ステップで承認された場合、前記算出したスキャン管電流を本撮影時の管電流と決定し、前記選択受付ステップで選択された場合、選択された条件評価指標を算出したスキャン管電流を本撮影時の管電流と決定し、
前記条件評価指標算出ステップは、前記一括表示上で標準画質レベルの値が変更された場合、変更後の値に基づいて前記管電圧各々の前記条件評価指標を再算出すること
を特徴とする管電流決定方法。