JPWO2014084291A1 - Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法 - Google Patents

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Abstract

X線管の管電流値を抑制しているにも関わらず、画質の低下が少ないX線CT装置を提供するために、本発明のX線CT装置は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、X線源から照射され被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、X線源と前記X線検出器を搭載し被検者の周囲を回転する回転機構と、複数の逐次近似処理条件の内選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づきX線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流により撮影を行う、システム制御装置と、前記演算されたX線管の管電流値に基づいてX線源から被検者に照射され、被検者を透過してX線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とする。

Description

本発明は、X線CT装置あるいはそのX線断層画像撮影方法に関する。
X線CT(Computed Tomography)装置とは、被検者にX線を照射するX線源と被検者を透過したX線量を投影データとして検出するX線検出器とを被検者の周囲で回転させることにより得られる複数角度からの投影データを用いて被検者の断層画像を再構成し、再構成された断層画像を表示するものである。X線CT装置で表示される画像は、例えば被検者の臓器の形状を描写するものであり、画像診断に使用される。
一般的な傾向として、X線CT装置では被ばく線量と画質がトレードオフの関係にある。つまり、被ばく線量を低減するために撮影時の線量を少なくすると再構成画像上の画像ノイズは増大し、病変等の視認性は悪化する傾向が見られる。現在、X線CT分野では画質指標に基づいて被ばく線量を適正に制御する「X線自動露出機構」がある。画質指標としては画像ノイズの標準偏差(Standard Deviation、以下SD)やコントラストノイズ比(Contrast-to-Noise Ratio、以下CNR)が用いられている。以下の記載では、操作者が所望する画像ノイズ(以下、画像ノイズ目標値)に基づいたX線自動露出機構を利用するモードをSDモードと記し、操作者が所望するCNR(以下、CNR目標値)に基づいたX線自動露出機構を利用するモードをCNRモードと記す。
国際公開第2012/033028号 国際公開第2009/069489号
X線自動露出機構を備えたX線CT装置の一例として、特許文献1に開示されたX線CT装置を説明した。特許文献1に開示されたX線CT装置は、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値に基づいて管電流値が制御されているが、画像再構成における逐次近似処理による画質向上について、全く触れられていない。
上述したように一般的には、再構成された画像の画質を向上しようとすると被ばく線量が増大する傾向がある。X線CT装置の被ばく線量をできるだけ少なくすることが望ましい一方で、再構成された画像の画質の低下をできるだけ抑制できることが望まれている。
この観点において、例えば特許文献1の場合においても、さらに改善されることが望ましい。
本発明の目的は、X線CT装置の被ばく線量に関係するX線管の管電流値を抑制しているにも関わらず画質の低下が少ないX線CT装置を提供することである。
上記目的を達成するために、本発明のX線CT装置は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、複数の逐次近似処理条件の内選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、前記演算されたX線管の管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とする。
また上記目的を達成するために、本発明に係るX線CT装置の断層画像撮影方法は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、撮影を行うシステム制御装置と、前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えるX線CT装置において、複数の逐次近似処理条件の内から選択された逐次近似処理条件が、前記システム制御装置に入力される第1ステップと、さらに撮影条件および再構成条件が前記システム制御装置に入力される第2ステップと、前記選択された逐次近似処理条件と入力された前記撮影条件および、または前記再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を前記システム制御装置によって演算する第3ステップと、前記演算されたX線管の管電流値により前記システム制御装置が撮影を行う第4ステップと、前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記画像再構成装置が、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する第5ステップと、を備えることを特徴とする。
本発明によれば、X線管の管電流値を抑制しているにも関わらず画質の低下が少ないX線CT装置を提供することができる。
本発明の一実施例に係る全体構成を説明するための構成図 図1におけるシステム制御装置の機能を示す機能ブロック図 実施例1の処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS303の入力画面と、S306の数値表の表示例 実施例1の図3のS304の逐次近似処理タイプを選択する選択画面 実施例1の図3のS306の表示例 管電流値のクリッピングを説明するための図 逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合と管電流値低減割合を説明する説明図 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の視野サイズに応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の視野サイズに応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の逐次近似処理適用後の画像ノイズに応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の逐次近似処理適用後の画像ノイズに応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた画像ノイズ低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた適正な管電流値を、画像ノイズ低減割合を利用して算出する処理の流れを説明するための図 実施例2の処理の流れを説明するための図 実施例2の設定条件と推奨条件を比較するための数値比較表の表示例 実施例2の図18の(2)推奨条件を説明するための図 実施例2の図18の(3)推奨条件を説明するための図 実施例3の処理の流れを説明するための図 実施例3の制限レベルを予め設定するための設定画面の例 実施例4の処理の流れを説明するための図 実施例4の推奨レベルを予め設定するための設定画面の例 実施例5の処理の流れを説明するための図 実施例5の図25のS335の処理を説明するための管電流値グラフ、画像ノイズ予測値グラフ 実施例5の図25のS335の処理の流れを説明するための図 実施例6の処理の流れを説明するための図 実施例6の図28のS345の処理を説明するための管電流値グラフ、画像ノイズ予測値グラフ 実施例6の図28のS345の処理の流れを説明するための図
以下、図面を用いて本発明に係る一実施形態を説明する。
図1は一実施形態であるX線CT装置1の全体構成を示す図である。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、X線管101と、回転円盤102と、コリメータ103と、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者に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機構や、X線の線量分布を調整するX線補償フィルタを備えている。回転円盤102は、寝台105上に載置された被検者が入る開口部104を備えるとともに、X線管101とX線検出器106とデータ収集装置107を搭載し、被検者の周囲を回転するものである。回転円盤102は、X線管101やX線検出器106、データ収集装置107を被検者の周りを回転させるための回転機構として作用している。
X線検出器106は、X線管101と対向配置され被検者を透過したX線を検出することにより透過X線の空間的な分布を計測する装置であり、多数のX線検出素子を回転円盤102の回転方向に配列したもの、若しくは回転円盤102の回転方向(チャネル方向)と回転軸方向(スライス方向)との2次元に配列したもの、等がある。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の上下前後左右動を制御する装置である。X線制御装置110はX線管101に供給される電力を制御する装置であり、X線管101に供給する管電圧や管電流値をそれぞれ制御することができる。
操作卓120は、入力装置121と、画像再構成装置122と、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、被検者氏名、検査日時、撮影条件など、必要な情報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等を備えている。画像再構成装置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画像を再構成する装置である。
表示装置125は、画像再構成装置122で再構成されたCT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再構成装置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HDD(Hard Disk Drive)等である。システム制御装置124は、これらの装置及びガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110を制御する装置である。
入力装置121から入力された撮影条件、特にX線の管電圧やX線の管電流値などに基づきX線制御装置110がX線管101に入力される電力を制御することにより、X線管101は撮影条件に応じたX線を被検者に照射する。X線検出器106は、X線管101から照射され被検者を透過したX線を多数のX線検出素子で検出し、透過X線の分布を計測する。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、特に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、特にらせんピッチなどに基づいて動作する。
X線管101からのX線照射とX線検出器106による透過X線分布の計測が回転円盤102の回転とともに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再構成装置122に送信される。画像再構成装置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。
図2は、図1に記載のシステム制御装置124の機能を示す機能ブロック図である。図2に示す各部は、システム制御装置124の機能として実現される。
システム制御装置124は、スキャノグラム撮影制御部201と、3次元モデル生成部202と、条件設定部203と、管電流値算出部204と、管電流値表示制御部205と、撮影制御部206と、画像再構成制御部207と、画像表示制御部208とを有する。
スキャノグラム撮影制御部201は、位置決め画像(以下、スキャノグラム)の撮影を制御し、スキャノグラムの投影データまたは画像データを3次元モデル生成部202に送信する。3次元モデル生成部202は、スキャノグラム撮影制御部201から送られてきたスキャノグラムの投影データまたは画像データを解析して被検者の断面モデルまたは3次元モデルを生成し、管電流値算出部204に断面モデルまたは3次元モデルのデータを送信する。条件設定部203は、操作者が入力装置121を用いて必要に応じ入力した撮影に関わる設定条件、および、あるいは必要に応じ入力した画像再構成に関わる設定条件(以下、これら設定条件をパラメータと記す)を設定する。前記設定条件の内撮影に関わるパラメータは管電流値算出部204に送信され、画像再構成に関わるパラメータは画像再構成制御部207に送信される。
管電流値算出部204は、3次元モデル生成部202から送信された断面モデルまたは3次元モデルのデータと、条件設定部203から送信された撮影および、または画像再構成に関わるパラメータとに基づいて、逐次近似処理の効果を考慮して体軸方向および回転方向に沿って適正なX線管電流値を算出し、算出した管電流値を管電流値表示制御部205に送信する。管電流値表示制御部205は、前記管電流値算出部204から送信された管電流値を表示装置125に表示すると共に、撮影制御部206に送信する。
撮影制御部206は、前記管電流値算出部204で算出された管電流値に従って、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とを介して、体軸方向および回転方向に管電流値を制御しながら撮影を実行する。画像再構成制御部207は、条件設定部203から送信された画像再構成に関わるパラメータと、撮影された投影データに基づいて前記画像再構成装置122を制御して被検者断層画像の再構成を実行し、再構成された画像を記憶装置123に記憶すると共に画像表示制御部208に送信する。
画像表示制御部208は、再構成された画像を表示装置125に表示する。
図3は本発明の実施例1に関する動作を示したフローチャートである。ステップS301で被検者のスキャノグラム撮影を行う。ステップS302で、スキャノグラムの投影データまたは画像データを用いて被検者3次元モデルを算出する。なおステップS301で被検者の光学像撮影や身長・体重測定を行い、ステップS302で光学像や身長・体重を用いた被検者3次元モデル算出を行うようにしてもよい。ステップS303で、撮影に関わる設定条件や画像再構成に関わる設定条件を、操作者が入力装置121を介して表示装置125の表示画面に入力する。
撮影に関わる設定条件としては、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値、管電流値の上側閾値(以下、上限管電流値と記す)、管電流値の下側閾値(以下、下限管電流値と記す)、管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚などが挙げられる。CNR目標値の代わりに特許文献1に示してある「リファレンスSD」を設定しても良い。画像再構成に関わる設定条件としては、再構成関数、視野サイズ、スライス厚などが挙げられる。
図4はSDモードの場合に設定するパラメータを入力する入力画面と算出結果を表示する表示画面の例である。CNRモードの場合についてもSDモードの場合と同様の画面となる。CNRモードの場合もSDモードの場合も基本的な技術思想は同じであるので、CNRモードの場合の図示および具体的な説明を省略し、代表してSDモードの場合について説明する。図4(A)は、ステップS303およびステップS304にて操作者が設定条件を入力する際の画面300の入力例であり、図4(B)は操作者が入力した設定条件に基づいて算出された結果を表示する画面300である。
図4(A)の画面を用いて、操作者は入力エリア310に画像ノイズ目標値、上限管電流値、下限管電流値、後述の逐次近似処理レベルを入力する。例えば図4(A)にあるように、画像ノイズ目標値を10.0(HU)、上限管電流値を500(mA)、下限管電流値を100(mA)、後述の逐次近似処理レベルを5(L5)とし、ポインティングデバイス又はキーボードで入力する。プルダウンでリスト化された値から選択することで入力しても良い。
入力された数値を変更したい場合には、各欄の変更したい数値にカーソルを当て、Deleteキーなどで消去したり、プルダウンの値を選択し直すことで変更することができる。確定表示301は、表示して使用しなければならないものでは無いが、図4に示す如く画面に表示して利用することにより、操作性が向上する。
図1で入力装置121としてポインティングデバイスを使用できる。このポインティングデバイスとしては例えばマウスやタッチパネルなどがある。図1では、入力装置121と表示装置125とは別々の位置に図示されているが、これは一例示であり、例えばタッチパネルを入力装置121が有する場合に、前記タッチパネルは図示された入力装置121の位置ではなく、表示装置125の表示面上に配置されている。図4に示す表示に対応して表示面の所定の位置をタッチすることで入力位置が設定される。また入力装置121が有するキーボートから情報を入力するだけでなく、表示装置125の表示面上に手書き入力することで数値など必要な情報をタッチパネルを介して入力することができる。
ステップS304で、操作者が所定の逐次近似処理の条件、例えば逐次近似処理に関する複数のタイプやレベルから任意のタイプやレベルを選択的に入力する。まず逐次近似処理レベルについて述べる。
逐次近似処理のレベルは、例えばLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階用意されているものとし、撮影の目的に合わせて選択する。逐次近似処理レベルは逐次近似処理の強度を表わし、逐次近似処理レベルが高い、すなわちiが大きいほど、画像ノイズ低減効果が高いものとする。
最小レベルのレベル1(L1)では画像ノイズ低減効果が低く、対画像ノイズの観点で所望の画質を得るにはX線管101からのX線照射量の低減を抑えて逐次近似処理適用前の画像そのものの画像ノイズ増加を抑制することが必要となり、被ばく低減効果が低くなる傾向がある。しかしながら、逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が低いレベルの方が逐次近似処理適用前の画像と比べて空間分解能の劣化を抑えることができ、構造物のエッジを保存した画像を得ることができる。
一方、最大レベルのレベルN(LN)では逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が高くなり、その分X線管101からのX線照射量を少なくでき、被ばく低減効果が高くなる傾向がある。ただし、逐次近似処理レベルが高くなるほど逐次近似処理に要する時間が長くなる傾向にある。また逐次近似処理レベルが高くなるほど画像ノイズ低減効果が高くなるが、画像の空間分解能が低下しやすく、対象物のエッジがぼけやすい傾向がある。従って診断目的や撮影対象、などを考慮して逐次近似処理レベルを選択することが望ましい。
ステップS304の入力操作において、操作者は表示装置125に表示された図4(A)の画面を用いて、入力エリア310の逐次近似処理レベルの項目に任意のレベルを選択して入力する。
次に逐次近似処理タイプについて述べる。後述するようにX線管101の管電流値は、ステップS303およびステップS304で入力された設定条件に基づいて算出されるが、この管電流値算出方法には複数の方法がある。複数の逐次近似処理のタイプを利用可能としておき、操作者が診断目的や撮像対象に適した逐次近似処理のタイプを選択するようにしても良い。図5は逐次近似処理のタイプを選択する選択画面である。図5は、図4のタイプ変更の表示303をクリックすると、表示される画面である。
逐次近似処理のタイプによる管電流値算出方法の詳細は後述するが、例えば(1)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が管電圧と処理レベルに依存する場合、(2)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が視野サイズと処理レベルに依存する場合、(3)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が画像ノイズと処理レベルに依存する場合、などがある。図5の選択画面400には、上記(1)〜(3)のタイプが表示され、そのタイプの表示をクリックし、確定表示301をクリックすると、逐次近似処理のタイプの選択が確定する。選択されたタイプには例えば色を付したり、書体を変更したりして、他のタイプと区別される。
また、選択したタイプを変更したい場合には、図4のタイプ変更表示303をクリックし、図5の選択画面からタイプを選び直して変更する。逐次近似処理の各タイプに適した管電流値演算方法は、予めプログラムに組み込まれ、選択された逐次近似処理タイプに応じた管電流演算方法が自動的に選択される。なお図4のタイプ変更の表示303や図5の選択画面の代わりに、図4の入力エリア310に新たに逐次近似処理タイプを選択できる項目を設け、プルダウン形式などで逐次近似処理タイプを選択できるようにしても良い。管電流値の算出方法の詳細については後述する。
次にステップS305について説明する。ステップS303にて操作者が設定した画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)、上限管電流値および下限管電流値などの撮影に関わる設定条件とステップS304にて操作者が設定した逐次近似処理タイプやレベルに基づいて、予測される画像ノイズの体軸方向平均値である「平均画像ノイズ予測値」(CNRモードの場合は「平均CNR予測値」)、管電流値の最大値および最小値である「必要最大管電流値」および「必要最小管電流値」、クリッピングなどの影響を加味して実際に照射することが可能な管電流値の撮影範囲内の平均値である「平均管電流値」がステップS305で算出される。平均管電流値は固定管電流値で撮影を行う場合との比較に用いられ、管電流値の高低すなわち被検者の被ばく線量の増減を判断するのに役立つ。
更に、従来のX線自動露出機構の管電流値に対する平均管電流値の「管電流値低減割合」と被ばく線量の指標であるCTDI(Computed Tomography Dose Index)の予測値、設定条件や逐次近似処理の反復回数によって変動する「画像再構成時間」の予測値、撮影条件によって変動する被検者の「息止め時間」なども算出される。画像再構成時間は被検者一人あたりが入室から撮影・画質確認・退室までに要する検査時間の長短を推定する重要な要素であり、操作者が検査時間を推定することで次の被検者のためのスケジューリング等を円滑に行うことができる。
次にステップS306について説明する。ステップS305より算出された上記の平均画像ノイズ予測値、必要最大管電流値、必要最小管電流値、平均管電流値が算出され、図4(B)に示す様に、画面300の出力エリア320に表示される。更に、上記の管電流値低減割合とCTDI、画像再構成時間、息止め時間が、画面300の出力エリア320に、ステップS306によって表示される。
また、上記の数値だけではなく管電流値パターンを表示装置125に表示する。例えば図6(A)のようにスキャノグラム画像1と共に、スキャン範囲中の体軸方向の管電流値パターン2、逐次近似処理適用後に予測される画像ノイズ(以下、画像ノイズ予測値)の変化パターン3もしくは予測されるCNR(以下、CNR予測値)の変化パターン4を併置して表示する。SDモードの場合は図6(B)のように設定した画像ノイズ目標値と、画像ノイズ予測値パターン3を表示し、CNRモードの場合は図6(C)のようにCNR目標値とCNR予測値パターン4を表示する。
図6(B)及び図6(C)の上側は、管電流値(mA)のスケールが表示され、例えば、上限管電流値500(mA)、下限管電流値100(mA)であり、それぞれ点線で表わされる。図6(B)及び図6(C)の下側は、それぞれ画像ノイズ値と、CNR値のスケールが表示される。図6(B)には画像ノイズ目標値(例えば10HU)が点線で表示され、図6(C)にはCNR目標値が点線で表示される。
表示装置125はこれらを併置しても良いし、管電流値パターン2のみを表示するようにしても良い。また画像ノイズ予測値パターン3に代えて、画像ノイズ予測値を画像ノイズ目標値で除した値の変化パターンまたは画像ノイズ目標値に対する画像ノイズ予測値の誤差の変化パターンを表示しても良い。CNR予測値パターン4に代えて、CNR予測値をCNR目標値で除した値の変化パターンまたはCNR目標値に対するCNR予測値の誤差の変化パターンを表示しても良い。このように図6(B)のグラフや図6(C)のグラフを図6(A)のスキャノグラムの画像と対比して表示することで、被検者の各部位に対応付けながら管電流値Iが適正であるかどうか(例えば、後述のクリッピングの有無)を確認し易い効果がある。
ここで、ステップS305で算出された管電流値IがステップS303で操作者が設定した上限管電流値を上回った場合は、管電流値Iが上限管電流値に丸め込まれ、ステップS303で操作者が設定した下限管電流値を下回った場合は、管電流値Iが下限管電流値に丸め込まれる、といったクリッピングが生じる場合がある。図7はクリッピングを説明するための体軸方向の管電流値グラフである。
図7において、グラフの軸の1つは被検者の体軸であり、他の一つはX線管101の管電流値の演算結果である。管電流値パターン5は上限管電流値によるクリッピングが生じた場合の例、管電流値パターン6はクリッピングが生じていない場合の例、管電流値パターン7は下限管電流値によるクリッピングが生じた場合の例である。管電流値パターン5、6、7に示すグラフは、それぞれ図6(B)や図6(C)の管電流値パターン2の一例である。
体格の大きな被検者を撮影する場合や、肩や骨盤のようにX線の減弱が大きい部位を撮影する場合は、画質を維持するために高い管電流値を必要とするため、管電流値パターン5のように上限管電流値によるクリッピング(71、72)が生じやすい。上限管電流値によるクリッピング(71、72)が生じた場合は、必要な管電流値よりも低い管電流値でしか照射できないため、結果的に画像ノイズが画像ノイズ目標値よりも高くなる、もしくはCNRがCNR目標値よりも低くなり、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を達成することができない。
また管電流値パターン7のように下限管電流値によるクリッピング(73、74)が生じる場合は、照射するX線量が必要量よりも多くなってしまうため、被検者への被ばく線量が増大してしまう。
これら管電流値パターン5、6、7に示すようなグラフを図6(B)や図6(C)の管電流値パターン2に表示することで、操作者はクリッピングが生じているか否かを一目で視覚的に確認することができ、設定条件の見直しが必要か否かを容易に判断することができる。
図6に示したグラフと共に、前述の数値情報を記載した数値表(図4)を表示装置125に表示しても良い。図4(B)の数値表により、必要最大管電流値が上限管電流値を上回っている場合や必要最小管電流値が下限管電流値を下回っている場合はクリッピングが生じていることが数値的にも把握できる。以上より操作者は設定した条件を定量的に把握でき、設定条件の判断に活用できる。
次にステップS307について説明する。操作者は表示装置125に表示された情報から、管電流値と、画像ノイズ予測値もしくはCNR予測値と、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値のバランスが適正であるかどうか、例えば管電流値のクリッピングが生じていた場合にそれを許容するかどうかをステップS307において判断する。許容しないと判断した場合(NG)はステップS308へ進み、許容すると判断した場合(OK)はステップS309へ進む。許容すると判断した場合(OK)には図4の確定表示301をクリックして、入力を確定させる。現時点で選択されている逐次近似処理レベルを設定したこと、すなわち確定したこととなる。この確定した逐次近似処理レベルは後述するステップS310の演算処理に使用される。
次にステップS308について説明する。操作者は管電流値と、画像ノイズ予測値もしくはCNR予測値と、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値のバランスが適正となるようにステップS303又はステップS304へ戻り、設定した数値を変更して再設定する。逐次近似処理条件を変更したい場合(YES)はS304へ戻り、その他の設定条件を変更したい場合(NO)はS303へ戻る。例えば、上限管電流値によるクリッピングが生じる場合は、必要な管電流を下げるために、より高いレベルの逐次近似処理を選択したり、あるいはより高い画像ノイズ目標値もしくはより低いCNR目標値を設定したりすれば良い。上限管電流値をより高めに設定できる場合は高めに設定すれば良い。
ステップS303又はステップS304での数値の再設定は、例えば図4(B)に表示する入力エリア310の変更したい数値にカーソルを当て、Deleteキーなどで消去して数値を再入力することで変更できる。
ステップS309において、ステップS305で算出された管電流値Iに従って、体軸方向および回転方向にX線管電流値Iでの撮影を実施する。
ステップS310において、上述のステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件およびステップS304で設定した逐次近似処理条件に従って、画像再構成の処理を行う。画像再構成の方法には主に、逐次近似を応用した再構成法と称される再構成法(以下、逐次近似応用法)および逐次近似再構成法がある。いずれも画像再構成の過程において反復処理を施すことで、画像ノイズ低減効果が得られる。
逐次近似応用法は、投影空間で反復処理を行う逐次近似応用法、画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法、投影空間および画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法の3種に分類できる。例えば投影空間で反復処理を行う逐次近似応用法では、投影空間内で投影データのスムージング処理を反復的に施し、ノイズ低減された投影データを逆投影することで画像データを得る。画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法では、投影データを逆投影して得られた画像データに画像空間内で反復的にスムージング処理を施すことで画像ノイズを低減する。投影空間および画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法は、投影空間と画像空間の両方にスムージング処理を施し、ノイズを低減する。
3種の逐次近似応用法はいずれも逆投影を通常1回行うのに対して、逐次近似再構成法は初期画像作成後、画像データから投影データへの順投影および投影データから画像データへの逆投影を反復的に実施して画像ノイズを低減する。逐次近似再構成法は順投影と逆投影を繰り返すため、逐次近似応用法より多くの処理時間を要するが、精度の高い画像ノイズ低減効果が得られる。
本実施例では、ステップS304で設定された逐次近似処理のタイプは上記のいずれかの逐次近似応用法又は逐次近似再構成法と対応付けられている。すなわちステップS304で設定された逐次近似処理のタイプに従って、上記のいずれかの逐次近似応用法又は逐次近似再構成法を用いて画像再構成を行う。
以上より逐次近似処理を適用する場合に、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用して、従来のX線自動露出機構よりも被ばくを低減した上で、操作者が所望する画像ノイズもしくはCNR通りの画像を提供することができる。
ステップS305の詳細な動作について説明する。逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合は、様々な設定条件によってばらつきが生じる場合がある。ここでは予めファントム撮影により、様々な設定条件に対して、逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合Pが計測されているものとする。
図8は逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合Pと管電流値低減割合Rを説明するための図である。逐次近似処理を適用しない場合には、一般に、管電流値Iと画像ノイズNの間に以下の関係式が成り立つ。
Figure 2014084291
(数1)を図で表わすと、図8の90で示した曲線になる。逐次近似処理適用前の画像ノイズをNx、逐次近似処理適用後の画像ノイズをNyとすると、画像ノイズ低減(Nx-Ny)は、図8に示した矢印94となる。よって、画像ノイズ低減割合Pは(数2)のように算出できる。
Figure 2014084291
逐次近似処理を適用しない場合、画像ノイズNxを達成するのに管電流Ix、画像ノイズNyを達成するのに管電流Iy(Ixよりも高い管電流値)が必要である。しかし、逐次近似処理を適用した場合は、管電流値Iyではなく、それよりも低い管電流値Ixでの撮影により画像ノイズNyを達成することができる。すなわち、逐次近似処理を適用することにより、従来と同等の画像ノイズを達成するために従来よりも低い管電流値で撮影することができる。管電流値の低減(Iy-Ix)は、図8に示した矢印92となる。よって、管電流値低減割合Rは(数3)のように算出できる。
Figure 2014084291
この管電流値低減割合Rは(数1)、(数2)、(数3)により、画像ノイズ低減割合Pを用いて以下のように書くことができる。
Figure 2014084291
(数4)は従来と同一の画像ノイズ値を得るための管電流値低減割合Rであるが、従来と同一のCNRを得るための管電流値低減割合Rとしても成り立つ。ここで想定するCNRとは識別対象物とその周囲組織との平均的なCT値差(以下、コントラスト)を画像ノイズの値で除算した値である。コントラストは逐次近似処理の適用前後で変わらないため、画像ノイズが従来と同等の値を達成できれば、CNRも達成できる。
画像ノイズ低減割合に寄与する種々のパラメータとして、例えば管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚、視野サイズ、被検者サイズ、被検者位置、被検者の投影データ値、被検者の投影データの積算値などが挙げられる。
管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚は比較的少数の選択肢のいずれかの値(例えば管電圧では80kV，100kV，120kV，140kVの4種のいずれか)をとるのに対し、視野サイズ、被検者サイズ、被検者位置、被検者の投影データ値、被検者の投影データの積算値は数多くの連続的な値(例えば視野サイズでは30〜500mmのいずれか)をとる。前者の代表としてタイプ1では管電圧、後者の代表としてタイプ2では視野サイズに対して適正な管電流値を算出する方法の一例を説明する。また画像ノイズ低減割合が画像ノイズそのものに依存する場合の適正な管電流値算出方法の一例をタイプ3として説明する。
〔タイプ1 逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合〕
まず逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合を述べる。管電圧ごとに逐次近似処理レベルに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。例えば、管電流値低減割合Rを逐次近似処理レベルを数値化した値Lのn次関数として予め算出しておく(図9)。ここでLは必ずしも整数に限定されない。記憶装置123には管電圧(kV)ごとにn次関数のn次の係数ai，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図10はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示したフローチャートである。
ステップS401で、操作者がステップS303で設定した管電圧に応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数ai，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
次にステップS402で、操作者が図3のステップS304で選択した逐次近似処理レベルLに応じて、管電流値低減割合R(kV，L)を(数5)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(kV，L)＝0とする。
Figure 2014084291
ステップS403で、従来のX線自動露出機構と同様、逐次近似処理を考慮しない場合の、体軸方向(スライス位置：z)および回転方向(X線管位相角：θ)ごとにX線管電流値I0(z，θ)を算出する。
ステップS404で、管電流値I0(z，θ)および(数5)で算出した管電流値低減割合R(kV，L)を使用して、(数6)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure 2014084291
ここでは管電流値低減割合Rをn次の多項式として算出する例を示したが、関数は多項式に限るものではない。また管電流値低減割合を管電圧ごとに「逐次近似処理レベルの関数」として保持する例を示したが、逐次近似処理レベルごとに「管電圧の関数」として保持しても良いし、逐次近似処理レベルと管電圧のマトリックスとして「テーブル化」して保持しても良い。
以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が比較的少数の選択肢のいずれかの値をとるパラメータに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
〔タイプ2 逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が視野サイズに依存する場合〕
次に逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が視野サイズに依存する場合を述べる。逐次近似処理レベルごとに代表的な視野サイズに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。例えば、図11に示すように、管電流値低減割合Rを視野サイズfのn次関数として予め算出しておく。記憶装置123には逐次近似処理レベル(L)ごとにn次関数のn次の係数bi，L(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図12はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
ステップS501で、操作者がステップS304で設定した逐次近似処理レベルLに応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数bi，L(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
ステップS502で、操作者がステップS303で設定した視野サイズfに応じて、管電流値低減割合R(f，L)を(数7)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(f，L)＝0とする。
Figure 2014084291
ステップS403は図10のステップS403と動作内容が略同一であるため説明を省略する。
ステップS504で、管電流値I0(z，θ)および(数7)で算出した管電流値低減割合R(f，L)を使用して、(数8)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure 2014084291
以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が連続的な値をとるパラメータに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を精度良く行うことができる。
〔タイプ3 逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズそのものに依存する場合〕
次に逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズそのものに依存する場合を述べる。逐次近似処理レベルごとに代表的な画像ノイズに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。
ここで管電流値低減割合Rは、逐次近似処理適用前の画像ノイズNxではなく、逐次近似処理適用後の画像ノイズNyの関数としてシステムに保持しておくことが望ましい。逐次近似処理適用により画像ノイズNxが画像ノイズNyに低減した場合、「画像ノイズNyの画像を得るためには管電流値をRだけ低減できる」と捉えることができる。画像ノイズNyは逐次近似処理適用後に達成すべき画像ノイズであり、SDモードでは画像ノイズ目標値、CNRモードでは特許文献1に示してある「リファレンスSD」に相当する。さらに従来のX線自動露出機構で画像ノイズNyを達成するために必要な管電流値はI0であることが分かっているため、管電流値低減割合Rを逐次近似処理適用後の画像ノイズNyの関数として保持しておけば、逐次近似処理を利用した場合の適正な管電流値を容易に算出できる。
例えば、管電流値低減割合Rを逐次近似処理適用後の画像ノイズtのn次関数として予め算出しておく(図13)。記憶装置123には逐次近似処理レベル(L)ごとにn次関数のn次の係数ci，L(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図14はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
ステップS601で、操作者がステップS304で設定した逐次近似処理レベルLに応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数ci，L(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
ステップS602で、操作者がステップS303で設定した画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDに応じて、管電流値低減割合R(t，L)を(数9)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(t，L)＝0とする。
Figure 2014084291
ステップS403の動作は図10のステップS403と略同一であるため説明を省略する。
ステップS604で、管電流値I0(z，θ)および(数9)で算出した管電流値低減割合R(t，L)を使用して、(数10)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure 2014084291
逐次近似処理適用前の画像ノイズではなく、逐次近似処理適用後の画像ノイズの関数として管電流値低減割合Rを算出することで、X線自動露出機構使用時に設定された画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDの値を利用した適正な管電流値を容易に算出することが可能となる。以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
以上ではステップS305において逐次近似処理適用による管電流値低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法を示したが、逐次近似処理適用による画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出しても良い。例としてタイプ1において画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法を示す。
〔タイプ1の別方法 逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合に画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法〕
管電圧ごとに逐次近似処理レベルに対して画像ノイズ低減割合Pを計測する。画像ノイズ低減割合Pを逐次近似処理レベルを数値化した値Lのn次関数として予め算出しておく(図15)。記憶装置123には管電圧(kV)ごとにn次関数のn次の係数di，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図16はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
ステップS701で、操作者がステップS303で設定した管電圧に応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数di，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
ステップS702で、操作者がステップS304で選択した逐次近似処理レベルLに応じて、画像ノイズ低減割合P(kV，L)を次式のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はP(kV，L)＝0とする。
Figure 2014084291
ステップS703で、従来のX線自動露出機構と同様、逐次近似処理を考慮しない場合の、基準管電流値Iｒｅfにおける体軸方向の画像ノイズ予測値S0(z)を算出する。
ステップS704で、基準管電流値Iｒｅfにおいて逐次近似処理を適用した場合に予測される、体軸方向の画像ノイズ予測値S(z)を次式に従い、算出する。
Figure 2014084291
ステップS705で、操作者がS303で設定した画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDであるtに応じて、次式に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure 2014084291
ただし、α(z)、β、ｋは比例定数である。(数13)は特許文献2の(数5)に示されている式であり、画像ノイズ予測値S(z)からX線管電流値I(z，θ)を求めるときによく使われる式である。X線管電流値I(z，θ)を求める方法は上記の方法に限られず、(数11)で画像ノイズ低減割合P(kV，L)を算出した後、(数4)で管電流値低減割合Rを算出して、(数6)からX線管電流値I(z，θ)を求めてもよい。
以上説明したように、逐次近似処理適用による画像ノイズ低減割合を利用した処理でも、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
図17は本発明の実施例2に関わる動作を示した図である。図3と同一の符号を付した工程は略同一の動作である。図3に示す実施例1と異なる点は、ステップS311において操作者へ推奨条件を提示する点である。ここでは、例としてSDモードの推奨条件として、逐次近似処理レベルの設定と画像ノイズ目標値の設定に関する条件を説明する。CNRモードの場合についても同様に推奨条件の設定が可能である。以下ではステップS311について詳細に述べる。他のステップは図3と同一であるため説明を省略する。
図17のステップS307で、先のステップS306で表示されたX線管101の電流値などが許容できる値であるかどうかが入力指示などから判断される。例えば画像ノイズ予測値パターンが画像ノイズ目標値を超える場合は、ある程度の線量を確保するために上限管電流値を高めに設定したり、より高い画像ノイズ目標値を設定すれば良い。実施例2のステップS311で示すように、推奨条件を表示しても良く、このように推奨条件を提示することで操作者がより容易にまた適切に望ましい逐次近似処理レベルを設定できる。
ステップS311で、操作者が一通り設定した条件に対して設定条件を再設定する際に役立つ推奨条件が提示される。図18は操作者が設定している条件と推奨条件を比較して提示した数値比較表500の表示例である。数値比較表には逐次近似処理レベル、画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)、平均画像ノイズ予測値(CNRモードの場合は平均CNR予測値)、上限管電流値、下限管電流値、必要最大管電流値、必要最小管電流値、平均管電流値、画像再構成時間などの情報を比較して表示する。数値比較表500の＊印は、操作者が設定するパラメータを示している。
設定条件を再設定する際には、例えば図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「推奨条件」表示(図示せず)をつけて、その表示をクリックすると、数値比較表500が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)に数値比較表500が表示されていてもよい。再設定する際には、操作者は数値比較表500を見ながら、数値を入力してもよいし、「(1)推奨条件入力」「(2)推奨条件入力」などの表示をつけて(図示せず)、それらの表示をクリックすると、推奨条件の数値が自動的に入力されるようにしてもよい。
図18の(2)推奨条件と(3)推奨条件は(1)設定条件において上限管電流値によるクリッピングが生じている場合にそのクリッピングを回避するための条件である。(2)推奨条件は(1)設定条件と同じ画像ノイズ目標値10.0HU(CNRモードの場合はCNR目標値)を用いつつ、設定条件の逐次近似処理レベル3よりも高いレベル5の逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することで管電流値を下げるモードである。図18に示すように、(2)の推奨条件を適用すると、必要最大管電流値は、(1)の設定条件である670(mA)から480(mA)に下がり、約30％、減少している。必要最小管電流値においても、(1)の設定条件である350(mA)から250(mA)に下がり、約30％減少していることがわかる。ただし、高いレベルの逐次近似処理を利用することで反復処理の回数が増し、画像再構成時間が長くなる場合がある。本実施例では、図18に示すように、(1)設定条件においては画像再構成時間が30(s)であったが、(2)設定条件においては50(s)と長くなっている。
(3)の推奨条件は(1)設定条件と同じ逐次近似処理レベルを用いつつ、やや高めの画像ノイズ目標値(もしくはやや低めのCNR目標値)とすることで管電流値を下げるモードである。具体的には、図18に示すように、画像ノイズ目標値を(1)の設定条件では10.0HUとしていたところ、(3)の推奨条件では、やや高めの目標値11.8HUとしている。(3)の推奨条件では、逐次近似処理レベルは(1)の設定条件と同じレベル3のまま変更しないため、画像再構成時間は(1)の設定条件と同じ30(s)である。
次に(2)(3)の推奨条件を選択した場合の、管電流値パターン、画像ノイズ予測値パターン(SDモードの場合)を(1)の設定条件と比較しながら図19、図20を用いて述べる。まず図18の(2)推奨条件を選択した場合の管電流値パターンと、画像ノイズ予測値パターンについて図19を用いて述べる。
図18の(1)設定条件では図19(A)の管電流値パターン11のように図中181、182で示した部分で上限管電流値による管電流値のクリッピングが生じているものとする。すなわち、体軸方向に管電流値が必要管電流値に達していない箇所があり、そのまま撮影を行うと図19(B)の画像ノイズ予測値パターン13のように、管電流値のクリッピングが生じている部分181、182で画像ノイズが画像ノイズ目標値を上回るスライスが生じてしまう。そこで図18に示した(2)の推奨条件で、クリッピングの回避が可能な逐次近似処理レベル5を適用する。図18(1)の設定条件の逐次近似処理レベル3から(2)の逐次近似処理レベル5に変更することによって、より高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することができる。このようにして、図19(A)の管電流値パターン12のような低線量で、図19(B)の画像ノイズ予測値パターン14のような画像ノイズ目標値を達成することができる。(2)推奨条件では代表的に一例を表示したが、該当する逐次近似処理レベルが複数存在する場合は、複数個表示しても良い。
次に図18の(3)推奨条件を選択した場合の管電流値パターンと画像ノイズ予測値パターンについて図20を用いて述べる。まず、図19と同様に、図20(A)には、図18の(1)設定条件の管電流値パターン11が示されており、図20(B)には(1)設定条件の画像ノイズ予測値パターン13が示されている。
図18の(3)推奨条件では、逐次近似処理レベルを変更することなく、クリッピングの回避が可能な画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)を提供する。画像ノイズ目標値をやや高めに(CNRモードの場合はCNR目標値を低めに)設定することで、図20(A)に示すように、必要な管電流値は管電流値パターン22のように低く抑えることができる。管電流値パターン22で撮影を行うと、図20(B)に示すように、画像ノイズは画像ノイズ予測値パターン24のようになり、やや高めに設定した画像ノイズ目標値を満たす結果が得られる。体軸方向に一定の画像ノイズが得られるため、画像ノイズ予測値パターン13よりも画像ノイズの均一性が優れた画像を得ることができる。
さらに、図18(1)で設定していた従来の画像ノイズ目標値を得たければ、事後的に画像再構成に関わる設定条件を変更して再構成をやり直す機能(以下、ポストリコン)にて実現することが可能である。ポストリコン時に、撮影時のレベルよりも高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用すれば、図20(B)に示す画像ノイズ予測値パターン25のように(1)で設定した画像ノイズ目標値を得ることができる。図18の数値比較表にはポストリコン時に使用すべき推奨レベルとその時予測される画像ノイズを表示する。
また、特開2010-193940に示してあるように、らせんピッチを遅めに、回転速度を遅めに再設定するなどしてクリッピングを回避しても良いが、この場合被検者の息止め時間が長くなるというデメリットが発生する可能性が高い。上述したように逐次近似処理レベルや画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値の設定だけでクリッピングを回避することができれば、被検者の負担を増大させることなく、良質な画像を得ることができる。
以上のように適正な推奨条件を提示することで、操作者は設定条件の再設定に活用することができる。従来クリッピングが生じていた撮影条件でも、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することでクリッピングを回避した撮影が可能となる。
図21は本発明の実施例3に関わる動作を示した図である。図3に示す実施例1と同一符号を付した工程は略同一の動作を為す。実施例1、2と異なる点は、実施例1、2ではステップS304で任意の逐次近似処理レベルを選択するのに対し、本実施例ではステップS314において選択できる逐次近似処理レベルに制限が設けられている点である。実施例2では、管電流のクリッピングを回避するために推奨条件が表示され、それはX線管の管電流値が演算された後に表示されるものであるが、本実施例は、X線管の管電流値が演算される前の逐次近似処理レベルの選択の際に表示される。以下では、逐次近似処理レベルがLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階用意されているものとし、iが大きいほど逐次近似処理の画像ノイズ低減効果が高いものとする。
高いレベルの逐次近似処理を適用すると、対象物のエッジがぼけやすい傾向がある。識別対象の径が小さく、コントラストの低い対象物を診断する検査では、高いレベルの逐次近似処理を利用した過度な低線量撮影を実施することで、エッジぼけの影響により対象物の視認性が低下する可能性がある。このため、例えば検査目的に応じて選択できる逐次近似処理レベルに制限値(以下、制限レベル)を設けることが望ましい。
制限レベルは、予め検査目的に応じて撮影プロトコルに登録しておく。例えば図22は部位、管電圧、体重ごとに制限レベルを示した表600である。表600は逐次近似処理タイプごとに用意しても良い。前述のように、最小レベルのレベル1ではエッジぼけの少なさを優先し、高い空間分解能を維持した画像が得られるが、被ばく低減効果が低くなる。一方、最大レベルでは被ばく低減を優先し、低被ばくでの撮影が可能であるが、画像の空間分解能は低くなりやすい傾向がある。
図22の制限レベルの表600に示すように、例えば肺野かつ体重が40kg未満の被検者の撮影で被ばく低減を優先したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを7などと高めに設定しておくことで、レベル7以下の任意のレベルでの撮影が可能である。また、腹部かつ管電圧120kV以上かつ体重が80kg以上の被検者の撮影で、被ばく低減よりも画質の維持を優先し、低線量撮影によるエッジぼけや視認性低下を回避したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを3などと低めに設定しておくことで、レベル4以上の低線量撮影を予め選択肢から削除することができる。
制限レベルは部位、管電圧、体重に限らず、年齢やBMIや診断に必要な最小識別径といった指標を用いて設定できるようにしても良い。体重は、寝台などに体重測定機構が組み込まれている装置ならばその測定値を読み込んで場合分けに用いればよいし、CT検査時に被検者の体重を登録できる機能があれば、その機能を用いて体重を入力して場合分けに用いればよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしてもよい。以下ではステップS314について具体的に述べる。他のステップは図3に示す同一のステップと動作は略同じであるため説明を省略する。
ステップS314では制限レベル以下となる逐次近似処理レベルのみの中から任意の逐次近似処理レベルを選択できるようにする。具体的には、図4の入力エリア310では、予め表600で設定された条件に従って制限レベル以下の逐次近似処理レベルのみをプルダウン形式で操作者へ提供し、操作者がその中から逐次近似処理レベルを選択できるようにする。あるいは図4の入力エリア310への入力の際に、操作者が制限レベルを超えた逐次近似処理レベルをキーボード等で入力した場合、警告メッセージを出すなどして注意喚起し、制限レベルを超えた逐次近似処理レベルの設定を無効にする。操作者が検査目的に応じて制限レベルの表600を見ながら、制限レベル以下のレベルの数値を入力できるように、設定条件を設定する際に、図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「制限レベル」表示をつけて、その表示をクリックすると、制限レベルの表600が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)と共に制限レベルの表600が表示されていてもよい。
以上より、逐次近似処理のレベルを選択する際において、検査目的に応じて制限レベルが設けられているので、予め制限レベルを設定することで画像のエッジぼけを防止し、過度な低線量撮影を回避した撮影を行うことができる。また制限レベルを提示することにより、被検者の条件に合った撮影条件、特に管電流値を適切に設定でき、被検者の状態に応じた望ましい画質の画像を比較的容易に得ることが可能となる。
図23は本発明の実施例4に関わる動作を示した図である。図3と同一の工程は同一のステップ番号で示している。実施例1〜3と異なる点は、ステップS320において推奨される逐次近似処理レベル(以下、推奨レベル)を操作者に提示し、デフォルトで逐次近似処理レベルとして自動設定する点である。このとき、自動設定とせずに、操作者が提示された推奨レベルを見て、手動で設定するようにしてもよい。実施例3では、図22の表600において部位、管電圧、体重ごとに予め制限レベルが提示されており、操作者が制限レベル以下のレベルを選択する必要があった。本実施例では、図24の表700に表示されている推奨レベルが自動的に(又は手動で)設定されているため、操作者の操作負担をより軽減することができる。表700は逐次近似処理タイプごとに用意しても良い。
推奨レベルは、予め検査目的に応じて撮影プロトコルに登録しておく。例えば図24は部位、管電圧、体重ごとに予め推奨レベルを設定するための設定画面の例を示した図である。例えば部位が肺野かつ体重が40kg未満の被検者を撮影する場合の推奨レベルを5と設定する。図22に示した制限レベルは7であり、推奨レベルは7よりも低い値の5が設定されている。また、別の例として部位が腹部かつ管電圧120kV以上かつ体重が80kg以上の被検者を撮影する場合の推奨レベルを2と設定する。図22に示した制限レベルは3であり、この場合も推奨レベルは3よりも低い値の2が設定されている。その他の体重や部位に関しても同様に、制限レベルよりも推奨レベルは低い値を設定すれば良い。
また、推奨レベルは部位、管電圧、体重に限らず、年齢やBMIや診断に必要な最小識別径といった指標を用いて設定できるようにしても良い。体重は、寝台などに体重測定機構が組み込まれている装置ならばその測定値を読み込んで場合分けに用いればよいし、CT検査時に被検者の体重を登録できる機能があれば、その機能を用いて体重を入力して場合分けに用いればよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしてもよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしても良い。以下ではS320の推奨レベルの設定について述べる。他のステップは図3と同一であるため説明を省略する。
ステップS320では推奨レベルを操作者へ提供し、推奨レベルを参考にしてレベルを選択できるようにする。具体的には、図4の入力エリア310に、予め表700で設定した条件に従って推奨レベルが自動的に設定されるよう組み込んでおく。あるいはレベルを設定する際に、図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「推奨レベル」表示をつけて、その表示をクリックすると、推奨レベルの表700が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)と共に推奨レベルの表700が表示されて、操作者が検査目的に応じて表700を見ながら、レベルの数値を手動で入力してもよい。
ステップS308において逐次近似処理レベルの変更が必要と判断された場合は、実施例1に示した通り、ステップS304にて任意の逐次近似処理レベルを選択できるようにする。このとき、実施例3で説明したように、図22で示した制限レベルの表600を表示するようにしてもよいし、再度、図24で示した推奨レベルの表700を表示するようにしてもよい。
以上より、操作者が標準的な使用に適した逐次近似処理レベルを即座に用いることができ、逐次近似処理レベルを選択する手間を低減した操作が可能となる。
実施例2では上限管電流値によるクリッピングが生じた場合、逐次近似処理レベルを変更するか、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を変更することでクリッピングを回避する方法を示した。しかし、実施例2の方法は過度な低線量撮影を実施することにもなり兼ねない。実施例3でも述べたように過度な低線量撮影は対象物のエッジぼけを起こしやすく、推奨されない場合がある。このような背景から高いレベルの逐次近似処理を利用した過度な低線量撮影よりも、撮影時は弱〜中レベルの逐次近似処理を利用してある程度の線量(管電流値)を保ったまま撮影を実施する方が望ましい場合もある。しかしこの場合は、依然として上限管電流値によるクリッピングが生じて、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を達成できない可能性が高い。
そこで本実施例では、上限管電流値によるクリッピングが生じた場合でも、線量を変更せずに、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現する方法を示す。
図25は本発明の実施例5に関わる動作を示した図である。図3と同一符号のステップは略同じ動作であり、詳細説明を省略する。
実施例1〜4と同様にステップS303とS304において、操作者が撮影・再構成条件と逐次近似処理レベルを選択する。設定画面は、図4(A)の画面と同様の画面を利用できる。基本的には、選択された逐次近似処理レベルに基づいて画像再構成が行なわれるが、実施例1〜4と異なる点は、ステップS335において更にスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出し、ステップS340の画像再構成に適用する点である。実施例3〜4では、被検者の診断目的ごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルを設定し、画像再構成に適用していたが、例えば一度の撮影で肺野から腹部に至る長い撮影範囲の撮影を行う場合は、設定条件を肺野あるいは腹部のどちらか一つに絞らなければならないため、どちらかの部位にとっては最適条件でなくなる場合があるという問題があった。
またこれを回避するには肺野と腹部を別々に条件設定し、二度の撮影に分割しなければならないため、条件設定の操作が煩雑になったり、撮影に時間がかかりスループットが低下するという問題があった。本実施例ではスライスごとに画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現するための最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出する。実施例1〜4と異なり、スライスごとに最適な逐次近似処理レベルにて画像再構成を行うため、実施例1〜4の画像再構成よりも多少時間がかかる。
以下では例としてSDモードについて述べる。図26はステップS335の処理を説明するための管電流値グラフ(A)、画像ノイズ予測値グラフ(B)である。図26(A)に示すように、上限管電流値によるクリッピングが生じた管電流値パターン30での撮影を行った場合について述べる。この時、図26(B)に示す逐次近似処理適用前の画像ノイズは、画像ノイズ予測値パターン31に示すように管電流値が不足しているスライス、つまり管電流値のクリッピングが生じていた部分(251、252)のスライスで大きくなってしまい、一定値とはならない。このまま全スライスにステップS304で選択された逐次近似処理レベルを適用すると、管電流値が不足しているスライス(251、252)においては画像ノイズが画像ノイズ目標値よりも大きくなってしまう。そこでステップS335では管電流値が不足しているスライス(251、252)に対して画像ノイズ目標値を実現するために最適な逐次近似処理レベルを算出する。図27はステップS335の詳細な動作について示した図である。以下、図27の詳細な動作を説明する。
ステップS801について説明する。スライス位置zを構成するのに必要なX線管位相角をθ＝θ1，θ2，・・・，θMとする。ステップS304で選択された逐次近似処理レベルを考慮した場合の、再構成画像のスライスごとに必要な平均管電流値I(z)を次式に従い算出する。ただしスライス、位相角ごとの管電流値I(z，θ)は(数6)もしくは(数13)にて算出された理論的な演算値であり、クリッピングの影響を考慮していない段階の管電流値とする。
Figure 2014084291
ステップS802では、ステップS303で操作者が設定した上限管電流値をIUとし、平均管電流値I(z)との比較を行う。I(z)＞IUすなわち必要な管電流値が上限管電流値を上回るスライス(例えば図26(A)の251、252部分のスライス)についてはステップS803へ進み、I(z)≦IUすなわち必要な管電流値で撮影が可能なスライスについてはステップS807へ進む。
ステップS803で、必要な管電流値で撮影を行えないスライスについては、逐次近似処理を考慮しない場合のスライスごとの平均管電流値I0(z)を次式に従い算出する。
Figure 2014084291
ステップS804で、クリッピングが生じている部分251、252において、管電流値I(z)を上限管電流値IUに設定して撮影を行った場合に、逐次近似処理を考慮しない管電流値I0(z)に対する管電流値低減割合R(z)を次式に従い算出する。
Figure 2014084291
ステップS805で、画像ノイズ目標値を達成するためには、画像再構成においてより高いレベルの逐次近似処理を適用して管電流値低減割合R(z)分を補う必要がある。管電流値低減割合R(z)を補うのに必要な逐次近似処理の画像ノイズ低減割合P(z)を次式に従い算出する。
Figure 2014084291
ステップS806で、画像ノイズ低減割合P(z)を満たすことが可能な逐次近似処理レベルL(z)を算出する。レベルは、予め用意された所定の逐次近似処理レベルLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階の中からP(z)に最も近い画像ノイズ低減割合を示すレベルとして特定しても良いし、所定の段階に限定されることなく、画像ノイズ低減割合P(z)を示すような最適な逐次近似処理レベルを算出しても良い。P(z)が逐次近似処理レベルの最大画像ノイズ低減割合を超える値を示す場合は、P(z)に最も近い画像ノイズ低減割合を示すレベルとして、最も高いレベルの逐次近似処理レベルを割り当てれば良い。
ステップS807で、必要な管電流値で撮影を行えるスライスに対しては、スライスごとに最適な逐次近似処理レベルを算出する必要はなく、ステップS304で選択された逐次近似処理レベルを適用する。
以上のようにステップS335においてスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。操作者はステップS306で表示される画像ノイズ予測値パターン(例えば図26(B)の画像ノイズ予測値パターン32)が画像ノイズ目標値を満たすかどうかを確認しながら、ステップS307において設定条件が適正かどうかを判断する。
ステップS340において、ステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件とS335で設定したスライスごとに最適な逐次近似処理レベルL(z)にて画像再構成を行う。L(z)を用いた画像再構成を行えば、図26(B)の逐次近似処理適用後の画像ノイズ予測値パターン32のように画像ノイズ目標値を実現することが可能である。
以上より、本実施例では上限管電流値によるクリッピングが生じた管電流値で撮影を行った場合でも、クリッピングが生じた部分の再構成時の逐次近似処理レベルを最適に設定し直すことで、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現することができる。
図28は本発明の実施例6に関わる動作を示した図である。図3と同一の工程は同一のステップ番号で示している。実施例1〜5と異なる点は、操作者が逐次近似処理レベルを設定することなく、ステップS344において管電流値Iに操作者が設定した下限管電流値を設定し、ステップS345においてスライスごとに画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現するように最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出し、ステップS350の画像再構成に適用する点である。本実施例では、管電流値を下限管電流値に設定しているため、低線量での撮影が可能であり、例えば健康な被検者を診察する健康診断などに利用できる。
実施例1〜5と同様にステップS303において、操作者が撮影・再構成条件を図4(A)の設定画面で入力する。ただし、本実施例では逐次近似処理レベルを選択しないため、入力エリア310から逐次近似処理レベルの欄を外しておいてもよい。
以下では例としてSDモードについて述べる。図29はステップS344、ステップS345の処理を説明するための管電流値グラフ(A)、画像ノイズ予測値グラフ(B)である。図29(A)の下限管電流値による管電流値パターン40で撮影を行った場合について述べる。
ステップS344で、操作者がステップS303で設定した下限管電流値ILを管電流値Iに代入する。過度な低線量撮影を避けたい場合は、下限管電流値の設定値を調整すれば良い。
Figure 2014084291
ステップS345で、(数18)の固定管電流値による撮影を行った場合、逐次近似処理適用前の画像ノイズは、画像ノイズ予測値パターン42に示すように管電流値が不足しているスライスにおいて大きくなってしまい、一定値とはならない。そこで不足している管電流値に応じて、スライスごとに異なる逐次近似処理レベルを適用するために、最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。
図30はステップS345の詳細な動作について示した図である。図27と同一符号は略同一動作を為す。
ステップS904で、下限管電流値ILによる撮影を実施した場合に、逐次近似処理を考慮しない管電流値I0(z)(図29(A)の管電流値パターン41)に対する管電流値低減割合R(z)を次式に従い算出する。
Figure 2014084291
他のステップは図27と同一であるため説明を省略する。
以上のようにステップS345においてスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。操作者はステップS306で表示される画像ノイズ予測値パターン(例えば図29(B)の画像ノイズ予測値パターン43)が画像ノイズ目標値を満たすかどうかを確認しながら、ステップS307において設定条件が適正かどうかを判断する。例えば画像ノイズ予測値パターンが画像ノイズ目標値を超える場合は、ある程度の線量を確保するために下限管電流値を高めに設定したり、より高い画像ノイズ目標値を設定したりすれば良い。この時、実施例2のように推奨条件を表示しても良い。
実施例5と同様に、ステップS350で、ステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件とステップS345で設定したスライスごとに最適な逐次近似処理レベルL(z)にて画像再構成を行う。L(z)を用いた画像再構成を行えば、図29(B)の逐次近似処理適用後の画像ノイズ予測値パターン43のように画像ノイズ目標値を実現することが可能である。
以上より、可能な限り被ばくを低減した上で、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現することができる。操作者が画像ノイズ予測値パターンを確認しながら下限管電流値を設定できるため、線量を過度に下げすぎる心配もない。またスライス位置ごとに逐次近似処理のレベルが最適に制御されるため、操作者が逐次近似処理レベルを選択する手間を省くことができる。
以上の実施例1〜6より逐次近似処理を適用した場合でも、操作者が所望する画像ノイズもしくはCNRの画像を実現することができる。また、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用して、従来のX線自動露出機構よりも被検者の被ばくを低減することができる。
また、撮影・再構成条件を図4(A)の設定画面で入力する際に、図18、図22、図24などで、推奨条件や制限レベルを参照して、レベルの設定ができる(又は自動的に設定される)ため、使いやすく、操作性に優れている。
以上、本発明の実施例を述べたが、本発明はこれらに限定されるものではない。
1 X線CT装置、71〜74 管電流値のクリッピングが生じている部分、90 管電流値に対する画像ノイズを表す曲線、92 管電流値低減、94 画像ノイズ低減、100 スキャンガントリ部、101 X線管、102 回転円盤、103 コリメータ、104 開口部、105 寝台、106 X線検出器、107 データ収集装置、108 ガントリ制御装置、109 寝台制御装置、110 X線制御装置、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、181，182 管電流値のクリッピングが生じている部分、201 スキャノグラム撮影制御部、202 3次元モデル生成部、203 条件設定部、204 管電流値算出部、205 管電流値表示制御部、206 撮影制御部、207 画像再構成制御部、208 画像表示制御部、251，252 管電流値のクリッピングが生じている部分、300 表示画面、301 確定表示、303 タイプ変更表示、310 入力エリア、320 出力エリア、400 選択画面、500 数値比較表、600 制限レベルの表、700 推奨レベルの表
国際公開第2012/033028号 国際公開第2009/069489号 特開2010-193940号
X線自動露出機構を備えたX線CT装置の一例として、特許文献1に開示されたX線CT装置を説明する。特許文献1に開示されたX線CT装置は、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値に基づいて管電流値が制御されているが、画像再構成における逐次近似処理による画質向上について、全く触れられていない。
上記目的を達成するために、本発明のX線CT装置は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、複数の逐次近似処理条件の内、選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、前記演算されたX線管の管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とする。
スキャノグラム撮影制御部201は、位置決め画像(以下、スキャノグラム)の撮影を制御し、スキャノグラムの投影データまたは画像データを3次元モデル生成部202に送信する。3次元モデル生成部202は、スキャノグラム撮影制御部201から送られてきたスキャノグラムの投影データまたは画像データを解析して被検者の断面モデルまたは3次元モデルを生成し、管電流値算出部204に断面モデルまたは3次元モデルのデータを送信する。条件設定部203は、操作者が入力装置121を用いて必要に応じ入力した撮影に関わる設定条件、および、あるいは必要に応じ入力した画像再構成に関わる設定条件(以下、これら設定条件をパラメータと記す)を設定する。前記設定条件の内、撮影に関わるパラメータは管電流値算出部204に送信され、画像再構成に関わるパラメータは画像再構成制御部207に送信される。
また、選択したタイプを変更したい場合には、図4のタイプ変更表示303をクリックし、図5の選択画面からタイプを選び直して変更する。逐次近似処理の各タイプに適した管電流値演算方法は、予めプログラムに組み込まれ、選択された逐次近似処理タイプに応じた管電流値演算方法が自動的に選択される。なお図4のタイプ変更の表示303や図5の選択画面の代わりに、図4の入力エリア310に新たに逐次近似処理タイプを選択できる項目を設け、プルダウン形式などで逐次近似処理タイプを選択できるようにしても良い。管電流値の算出方法の詳細については後述する。
以上より逐次近似処理を適用する場合に、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用して、従来のX線自動露出機構よりも被ばく線量を低減した上で、操作者が所望する画像ノイズもしくはCNR通りの画像を提供することができる。
図18の(1)設定条件では図19(A)の管電流値パターン11のように図中181、182で示した部分で上限管電流値による管電流値のクリッピングが生じているものとする。すなわち、体軸方向に管電流値が必要管電流値に達していない箇所があり、そのまま撮影を行うと図19(B)の画像ノイズ予測値パターン13のように、管電流値のクリッピングが生じている部分181、182で画像ノイズが画像ノイズ目標値を上回るスライスが生じてしまう。
そこで図18に示した(2)の推奨条件で、クリッピングの回避が可能な逐次近似処理レベル5を適用する。図18の(1)の設定条件の逐次近似処理レベル3から(2)の逐次近似処理レベル5に変更することによって、より高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することができる。このようにして、図19(A)の管電流値パターン12のような低線量で、図19(B)の画像ノイズ予測値パターン14のような画像ノイズ目標値を達成することができる。(2)推奨条件では代表的に一例を表示したが、該当する逐次近似処理レベルが複数存在する場合は、複数個表示しても良い。
さらに、図18の(1)の設定条件で設定していた従来の画像ノイズ目標値を得たければ、事後的に画像再構成に関わる設定条件を変更して再構成をやり直す機能(以下、ポストリコン)にて実現することが可能である。ポストリコン時に、撮影時のレベルよりも高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用すれば、図20(B)に示す画像ノイズ予測値パターン25のように(1)で設定した画像ノイズ目標値を得ることができる。図18の数値比較表にはポストリコン時に使用すべき推奨レベルとその時予測される画像ノイズを表示する。
また、特許文献3に示してあるように、らせんピッチを遅めに、回転速度を遅めに再設定するなどしてクリッピングを回避しても良いが、この場合被検者の息止め時間が長くなるというデメリットが発生する可能性が高い。上述したように逐次近似処理レベルや画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値の設定だけでクリッピングを回避することができれば、被検者の負担を増大させることなく、良質な画像を得ることができる。
図22の制限レベルの表600に示すように、例えば肺野かつ体重が40kg未満の被検者の撮影で被ばく線量低減を優先したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを7などと高めに設定しておくことで、レベル7以下の任意のレベルでの撮影が可能である。また、腹部かつ管電圧120kV以上かつ体重が80kg以上の被検者の撮影で、被ばく線量低減よりも画質の維持を優先し、低線量撮影によるエッジぼけや視認性低下を回避したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを3などと低めに設定しておくことで、レベル4以上の低線量撮影を予め選択肢から削除することができる。

Claims (18)

  1. X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、
    複数の逐次近似処理条件の内選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、
    前記演算されたX線管の管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とするX線CT装置。
  2. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置は、前記被検者の断面モデルまたは3次元モデルを生成し、前記管電流値を演算するときに前記断面モデルまたは3次元モデルをさらに用いることを特徴とするX線CT装置。
  3. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置は、前記複数の逐次近似処理条件の内前記選択された逐次近似処理条件に基づき前記X線管の管電流値を演算して演算結果を表示部に表示し、前記選択された逐次近似処理条件とは異なる逐次近似処理条件が新たに選択されると、前記新たに選択された逐次近似処理条件により新たに前記X線管の管電流値を演算して前記表示部に表示し、前記逐次近似処理条件が確定すると、確定した前記逐次近似処理条件により前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、確定した前記逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  4. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記撮影条件の一部として前記X線管の管電流値の上限値および、または下限値が設定されており、
    前記システム制御装置は、一方の軸が前記X線管の管電流値、他の軸が被検者の体軸となる管電流値グラフを作成し、前記管電流値グラフに前記X線管の管電流値の前記上限値および、または前記X線管の管電流値の前記下限値を表示し、前記演算されたX線管の管電流値を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  5. 請求項4に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置により作られる前記管電流値グラフにおいて、前記演算されたX線管の管電流値が前記上限値および、または前記下限値に到達するクリッピング状態が生じる場合に、前記管電流値グラフに前記クリッピング状態を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  6. 請求項2に記載のX線CT装置において、
    前記撮影条件の一部として画像ノイズ値の目標値である画像ノイズ目標値あるいはコントラストノイズ比の目標値であるCNR目標値が設定されており、
    前記システム制御装置は、一方の軸が前記断層画像の画像ノイズ、他の軸が被検者の体軸となる画像ノイズグラフを作成し、前記画像ノイズグラフに前記画像ノイズ目標値を表示し、前記3次元モデルおよび前記選択された逐次近似処理条件および前記撮影条件および前記再構成条件により演算して求められた画像ノイズ値の予測値を表示する、あるいは、一方の軸が前記断層画像のCNR、他の軸が被検者の体軸となるCNRグラフを作成し、前記CNRグラフに前記CNR目標値を表示し、前記3次元モデルおよび前記選択された逐次近似処理条件および前記撮影条件および前記再構成条件により演算して求められたCNRの予測値を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  7. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置は、前記システム制御装置の演算により前記演算されたX線管の管電流値のクリッピング状態に基づき、前記クリッピング状態が減少する方向の前記逐次近似処理条件が新たに選択されると、前記新たに前記選択された逐次近似処理条件により新たに前記X線管の管電流値を演算して、前記新たに演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    前記画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、前記新たに選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  8. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および前記X線管に供給される管電圧に基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  9. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および視野サイズに基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  10. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および画像ノイズに基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  11. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記選択された逐次近似処理条件により前記演算されたX線管の管電流値に対して、前記システム制御装置は、逐次近似処理条件の推奨条件を表示し、
    さらに新たに逐次近似処理条件が選択されると、前記新たに選択された逐次近似処理条件に基づいて、前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  12. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記演算されたX線管の前記管電流値に対して、前記システム制御装置は、画像ノイズ目標値の推奨条件を表示し、新たに画像ノイズ目標値が入力されると前記新たに入力された画像ノイズ目標値に基づいて前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  13. 請求項1に記載のX線CT装置において、前記演算されたX線管の前記管電流値に対して、前記システム制御装置は、CNR目標値の推奨条件を表示し、新たにCNR目標値が入力されると前記新たに入力されたCNR目標値に基づいて前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  14. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置は、前記逐次近似処理条件の一部として、複数の逐次近似処理レベルの内から、被検者や診断目的に好ましいレベル範囲を特定し、前記好ましいレベル範囲内のレベルの表示を行う、あるいは、好ましいレベル範囲の最大値を表す制限レベルの表示を行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  15. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記システム制御装置は、前記逐次近似処理条件の一部として、複数の逐次近似処理レベルの内から、被検者や診断目的に好ましい推奨レベルを特定し、前記推奨レベルの表示を行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  16. 請求項1に記載のX線CT装置において、
    前記逐次近似処理条件および前記撮影条件の一部として前記X線管の管電流の上限値が設定されており、
    前記システム制御装置は、前記演算されたX線管の管電流値が前記上限値に到達するクリッピング状態が生じると予想される場合に、少なくとも前記クリッピング状態が生じると予想される被検者の部分において、体軸方向に沿うようにして複数の位置に分け、前記各位置に対応して再構成用の逐次近似処理条件を特定し、前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    前記画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、前記各位置に対応した前記再構成用の逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  17. X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、
    入力された撮影条件および、または再構成条件、および前記X線管の所定の管電流値に基づき、逐次近似処理の画像ノイズ低減割合から、被検者の体軸方向に沿うようにして分割された各位置に対する再構成用の逐次近似処理条件を演算し、前記所定のX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、
    前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、撮影位置毎に前記各位置に対応した前記再構成用の逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とするX線CT装置。
  18. X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過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者の周囲を回転する回転機構と、
    撮影を行うシステム制御装置と、
    前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えるX線CT装置において、
    複数の逐次近似処理条件の内から選択された逐次近似処理条件が、前記システム制御装置に入力される第1ステップと、
    さらに撮影条件および再構成条件が前記システム制御装置に入力される第2ステップと、
    前記選択された逐次近似処理条件と入力された前記撮影条件および、または前記再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を前記システム制御装置によって演算する第3ステップと、
    前記演算されたX線管の管電流値により前記システム制御装置が撮影を行う第4ステップと、
    前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記画像再構成装置が、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する第5ステップと、を備えることを特徴とするX線CT装置の断層画像撮影方法。
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