WO2007074772A1

WO2007074772A1 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: WO2007074772A1
Application number: PCT/JP2006/325777
Authority: WO
Inventors: Taiga Goto; Koichi Hirokawa; Osamu Miyazaki
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2005-12-28
Filing date: 2006-12-25
Publication date: 2007-07-05
Also published as: JPWO2007074772A1; US7715522B2; CN101346102B; US20090245459A1; CN101346102A; JP4937927B2

Abstract

　Ｘ線発生手段と、前記Ｘ線発生手段に対向して配置されるＸ線検出器と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記Ｘ線発生手段によりＸ線を照射して前記被検体における透過Ｘ線量を前記Ｘ線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過Ｘ線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備える。

Description

X線 CT装置

技術分野

[0001] 本発明は、 X線 CT装置に係り、特に、被検体のある臓器中の病変部、例えば、癌の存在診断をする際、撮影に先立つ撮影計画段階で、多くの設定すべきパラメータの設定を支援する機能を有する X線 CT装置の改良に関する。

背景技術

[0002] X線 CT装置の表示装置上に表示される撮影の対象組織である病変部の背景組織に対するコントラスト、ノイズ量および識別能は、設定される撮影条件 (管電圧、管電流、周回速度、らせんピッチ、スライス厚等）、再構成条件 (再構成フィルタ等）、および対象組織のサイズ等と複雑に関連しあって変化するため、撮影に先立つ撮影計画段階で、生成される対象組織の画像の画質を推定し、設定すべきパラメータを最適に決定することは困難であった。そのため、高い識別能の画像が得られるかは、その

X線 CT装置のユーザである医師あるいは検査技師の熟練に依存する部分が多かつた。

特開 2004-97778号公報は、このような点を解消するための条件最適化機能と共にグラフィカルユーザインタフェース (GUI)を有するスキャン計画画面の構築機能を有する計画補助システムを備えた X線コンピュータ断層撮影装置を開示してヽる。ここでは、 GUIを有するスキャン計画画面に CTDI (CT Dose Index)で表わされる線量を入力すると、それに対応して再構成画像上で 50%の検出率 (識別率)を示すターゲット径を表わす指標 DEI (Dose Efficiency Index)およびそのファントムサンプルィメージがスキャン計画画面上に表示され、また所望の検出率、ターゲット径あるいはターゲット径で規定される対象組織とその背景組織との密度差を入力するとそれに対応したターゲット径、検出率、 DEIがスキャン計画画面上に表示されて、撮影計画を補助するよう構成されている。

しかし、照射 X線のエネルギー（管電圧）が変わると、撮影の対象組織の CT値およびその周囲の背景組織の CT値が変わり、その CT値差即ちコントラストも変わることになる。 DEIはコントラストに応じて変化する特性を示すものなので、このようなコントラストの影響を考慮する場合には、コントラスト毎の多くの DEI特性を備えたデータべースを準備する必要がある。この DEI特性を備えたデータベースは装置ごとにファントムを使って個別に準備されねばならず、そのために多くの人と時間を必要とすると共にデータベース中の DEI特性にはターゲット径を評価する者の特性が強く反映するため、その後の装置ユーザの経験によってその装置の使い勝手の善し悪しに差異が生じる。

本発明の目的は、撮影に先立つ撮影計画段階で、限られた数の簡単な設定パラメータを設定するだけで、他の設定パラメータの設定が支援される汎用性のある機能を有する X線 CT装置を提供することである。

発明の開示

より具体的には、本発明では、

X線発生手段と、前記 X線発生手段に対向して配置される X線検出器と、前記 X線発生手段と前記 X線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記 X線発生手段により X線を照射して前記被検体における透過 X線量を前記 X線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過 X線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えた X線 CT装置にぉ、て、

前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備えたことを特徴とする X線 CT装置が提供される。

また、 X線 CT装置における撮像条件決定方法にぉ、て、

(1) X線 CT装置において得られる断層像において識別すべき対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する工程と、

(2)前記対象組織に関する情報、前記指標及び前記 X線 CT装置の装置特性を基に、前記指標により前記対象組織を識別するための撮影条件を決定する工程を備えたことを特徴とする X線 CT装置における撮像条件決定方法が提供される。本発明によれば、撮影に先立つ撮影計画段階で、限られた数の簡単な設定パラメータを設定するだけで、他の設定パラメータの設定が支援される汎用性のある機能を有する X線 CT装置を提供することができる。

本発明によれば、経験の浅い X線 CT装置のユーザでも、撮影に先立つ撮影計画段階で、その入力装置を介して簡単な入力項目を入力するだけで、そのユーザが希望する視認性 (認識能)を有する画質の画像を容易に得ることが出来る。

図面の簡単な説明

[図 1]図 1は、本発明が適用される X線 CT装置の外観図。

[図 2]図 2は、図 1に示した X線 CT装置の全体構成図。

[図 3]図 3 (a)、 3 (b)は、本発明で適用される原理を説明する図。

[図 4]図 4 (a)、 4 (b)、 4 (c)も、同様に本発明で適用される原理を説明する図。

[図 5]図 5は、本発明に従って、被検体検査部位の実撮影に先立つ撮影計画段階で、図 2中の記憶装置に格納されたデータを利用して、演算装置で順次実行される撮影条件他の演算の手順を説明するフロー図。

[図 6]図 6は、本発明に従って、同様に被検体検査部位の実撮影に先立つ撮影計画段階で、図 2中の入力装置を介して入力されたに検査部位の対象組織に関する入力内容と、その入力内容に従って演算装置で実行された演算の結果である対象組織を含む検査部位の推定再構成画像の表示装置上への表示例。

[図 7]図 7は、本発明に従って、図 2中の記憶装置に格納されている、造影検査時における造影剤注入力ゝらの経過時間をパラメータとした標準人体のそれぞれの検査部位の対象組織毎の造影剤濃度を表わす標準時間濃度曲線の一例。

[図 8]図 8は、図 2中の X線発生装置力発生され対向する検出器で検出されるまでの X線の減弱を説明する図。

[図 9]図 9は、図 5のフローにおける、 X線発生装置の管電圧毎の照射 X線実効スぺクトルに対応する X線実効エネルギー、それに対応する造影処理された対象組織および背景組織のそれぞれの X線減弱係数、それぞれの管電圧に対応する X線減弱係数の組に対応する対象組織と背景組織間のコントラストおよびそれぞれのコントラストに基づく管電圧の設定を説明する図。

[図 10]図 10は、実撮影に先立つ撮影計画段階の最初に、被検体の断層像撮影位置を特定し、特定した撮影位置における被検体の断面サイズに近似する楕円体を求めるための被検体のスキヤノグラム撮影と、その後、求めた近似楕円体と図 5のステツプ S6で求めたノイズ量に基づいて演算される X線発生装置の照射線量を規定する管電流時間積 mAsを説明する図。

[図 11]図 11は、本発明に従った、記憶装置中のデータベースに格納されている検査部位毎の標準投影データ力の標準画像データの生成、標準投影データへの対象組織擬似投影データの重畳、対象組織擬似投影データの重畳された標準投影データへの図 5のステップ S6で求められたノイズ量の付加、ノイズを付加された対象組織擬似投影データの重畳された標準投影データの再構成による推定再構成画像の生成を説明する図。

発明を実施するための最良の形態

以下に、添付の図を用いて、本発明 X線 CT装置の望ましい実施の形態について詳細に述べる。

図 1は、本発明が適用される X線 CT装置 1の外観を示す概略図であり、撮影用に用いるスキャナ 10、及び被検体 40 (図 2参照）を載せて移動するための寝台 20、及びマウスやキーボードなどで構成され寝台移動速度情報や再構成位置などの計測、再構成パラメータを入力するための入力装置 311、検出器 12 (図 2参照)から得られるデータを処理 (再構成を含む)する演算装置 32、及び再構成画像を表示する表示装置 312を含む操作ユニット 30から構成されている。

図 2は、図 1に示した X線 CT装置 1の全体構成図である。スキャン方式はローテート一口一テート方式 (第 3世代)であり、大きくは先に説明したようにスキャナ 10と、寝台 20と、操作ユニット 30とで構成される。

スキャナ 10は、 X線発生装置 11、高圧スイッチングユニット 18a、高電圧発生装置 1 8b、 X線制御装置 18c、 X線検出器 12、プリアンプ 17、コリメータ 13、コリメータ制御装置 13a、 X線発生装置 11及び X線検出器 12を回転駆動する駆動装置 14、駆動装置 14及びコリメータ制御装置 13aを制御するスキャナ制御装置 15、寝台 20の昇降及び体軸方向への移動制御を行う寝台制御装置 21、寝台 20の移動量を計測する寝台移動計測装置 22、スキャナ 10及び操作ユニット 30の制御を行う中央制御装置 16などで構成されている。

操作ユニット 30は、入出力装置 31と演算装置 32とを備える。入出力装置 31は、マウスやキーボードからなる入力装置 311、再構成画像等を表示するモニタ力もなる表示装置 312、表示装置 312に表示する再構成画像などの表示データを格納したり、再構成プログラムを格納したりするための表示メモリ、主メモリ、ハードディスク力ゝらなる記憶装置 313を備える。演算装置 32は、スキャナ 10から送られた投影データに基づいて前処理、フィルタ処理、後処理などの画像処理を行う画像処理手段 321と、上述の投影データを再構成する再構成演算装置 322とを備える。

操作ユニット 30における入力装置 311からは、装置条件 (X線管のターゲット角度、ターゲット材質、ターゲット密度、 X線管の固有 X線ろ過アルミ当量、シンチレータ材質、シンチレータ密度、シンチレータ厚、ボウタイフィルタ形状、その材質、銅フィルタ形状等)、撮影対象検査部位情報 (検査部位の対象組織、そのサイズ、その認識率）

、撮影条件 (管電流、管電圧、周回速度、らせんピッチ等)、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)、参照情報 (標準撮影条件における検査部位毎の対象組織と背景組織の CT値、またはその CT値差、または対象組織と背景組織の密度 (濃度)および各対象組織と背景組織の X線減弱特性等）が入力され、その指示に基づいて、撮影に必要な制御信号が中央制御装置 16から、 X線制御装置 18c、寝台移動装置 21、スキャナ制御装置 15に送られ、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。なお、装置条件、参照情報等は入力装置 311を介して事前に入力され記憶装置 313に格納されている。撮影が開始されると X線制御装置 18cにより高電圧発生装置 18bに制御信号が送られ、高圧スイッチングュ-ット 18aを介して高電圧が X線発生装置 11に印加され、 X線発生装置 11から X線が被検体 40へ照射される。同時に、スキャナ制御装置 15から駆動装置 14に制御信号が送られ、 X線発生装置 11、 X線検出器 12、プリアンプ 17が被検体 40の周りを回転する一方、寝台制御装置 21により、被検体 40を載せた寝台 20は静止（円スキャン時)、又は X線発生装置 11等の周回軸方向に平行移動（らせんスキャン時)される。照射された X線は、コリメータ 13により照射領域を制限され、被検体 40内の各組織で吸収（減衰、減弱）され、被検体 40を通過し、 X線検出器 12で検出される。 X線検出器 12 で検出された X線は、電流に変換され、プリアンプ 17で増幅され、投影データ信号として演算装置 32に入力される。演算装置 32に入力された投影データ信号は、演算装置 32内の再構成演算装置 322で画像再構成処理される。再構成画像は、入出力装置 31内の記憶装置 313に保存され、表示装置 312で CT画像として表示される。もしくは、画像処理手段 321にて加工された後、表示装置 312で CT画像として表示される。

X線 CT装置の表示装置上に表示される検査部位の対象組織、例えば、造影処理された肝臓の癌、およびその周囲の背景組織の画素値 (CT f)の分布をプロットすると図 3 ( 、図 3 (b)に示すように正規分布を示す。ここで、対象組織 Aの正規分布曲線 Fおよび背景組織 Bの正規分布曲線 Fのそれぞれのピーク値 PV 、 PVはそれ

A B A B

ぞれ対象組織 Aおよび背景組織 Bの平均 CT値に相当しており、従って PV 、 PVの

A B

差は、即ち CT値差は、対象組織 Aと背景組織 Bのコントラストに相当しており、また対象組織 Aの正規分布曲線 Fおよび背景組織 Bの正規分布曲線 Fそれぞれの標準

A B

偏差 σ σ はそれぞれ対象組織 Αおよび背景組織 Βのノイズ量に相当しており、ま

Α、 Β

たそれぞれを積分して得られる画素数に換算した面積 S 、 Sはそれぞれ対象組織

A B

Aおよび背景組織 Bのサイズに相当しており、また対象組織 Aの正規分布曲線 Fに

A

おける背景組織 Bの正規分布曲線 Fとの重なり部分を除く部分 (つまり、対象組織 A

B

の正規分布における背景組織 Bの正規分布と重ならなヽ部分)の対象組織 A全体の正規分布に対する割合 (面積比）は識別能、即ち認識率 Dに相当する。なお、図 3 (a )は対象組織 Aと背景組織 Bのサイズがほぼ等しい場合を、図 3 (b)は対象組織 Aのサイズが背景組織 Bに対して比較的小さい場合を図示しているが、本発明では背景組織 Bのサイズは対象組織 Aのサイズとほぼ等しくなるよう選ばれる。

図 3 ( 、 3 (b)から判るように対象組織 Aの認識率 Dは、対象組織 Aおよび背景組織 Bのサイズ S 、 S、対象組織 Aおよび背景組織 Bの間のコントラスト C、および対象

A B

組織 Aおよび背景組織 Bのノイズ量に相当する標準偏差の σ σ を変更すれば変化する、即ち概念的には次のような関数で表わせる。

D = f (S 、 S 、 C、 σ σ )

A Β Α、 Β

これを模式的に図示すると、図 4 (a)、 4 (b)、 4 ((このようになる。

図 4(a)はコントラストに対する識別能特性である。コントラストが低い付近は、ノイズの影響で認識率が低いが、コントラストがある程度高くなると認識率が急激に向上し、さらにコントラストが高くなると認識率は一定（100%)になる。

図 4(b)はノイズに対する識別能特性である。ノイズがコントラストに対して顕著に低い場合は、多少ノイズが増カロしても認識率は高いが、ノイズがある程度多くなると識別能は急激に低下し、さらにノイズが多くなると認識率は一定 (0%)になる。

図 4(c)はサイズに対する識別能特性である。サイズが小さい場合は、ノイズの影響で認識率が低いが、サイズがある程度大きくなると認識率が急激に向上し、さらにサィズが大きくなると認識率は一定（100%) になる。コントラストが大きくなると、サイズが小さくても認識率が高ぐノイズが大きくなると、サイズが小さいと認識率が低くなる。本発明は、このような対象組織 Αの認識率 Dと、対象組織 Aおよび背景組織 Bのサィズ S 、 S、対象組織 Aおよび背景組織 Bの間のコントラスト Cおよび対象組織 Aお

A B

よび背景組織 Bのノイズ量 σ σ

Α、 Βとの関係を利用して、撮影に先立つ撮影計画段階でユーザが設定すべきパラメータの設定を支援する機能を X線 CT装置に構築したものである。

以下、本実施例では、被検体 40の肝臓を撮影対象検査部位として、その対象組織はそこに存在するカゝも知れない 2cm以上の癌の造影剤を使った存在診断のための撮影に先立つ撮影計画の手順を例に取って、図 5に沿って、図 3— 4、図 6— 11を参照して説明する。

ステップ S1で、ユーザが、まず、入力装置 311から撮影対象検査部位の対象組織 Aとして肝臓にできて、る力もしれな、2cm以上のガンを入力し、更に所望する画質を示す指標値である識別率、例えば、 80%を入力する。これらが入力されると対応する背景組織 Bおよび入力された対象組織 Aのサイズに対応した背景組織 Bのサイズが記憶装置 313のデータベース力読み出される。

図 6はその時表示装置 312の画面 120上に表示された表示例で、右側の認識率フィールド 121、撮影対象組織名およびサイズのフィールド 122には入力されたそれぞれの情報が表示されており、左側の断層像 123はこれら入力に基づいて以下で説明する演算が実行された後に表示されるユーザの評価のための入力された認識率 80 %を有する対象組織 Aおよび背景組織 Bを含む検査部位の推定再構成画像の表示例である。

記憶装置 313中のデータベースには、検査部位毎の対象組織サイズに対応する背景組織のサイズ、両組織の X線減弱特性、および密度、標準撮影条件下における検査部位毎の対象組織および背景組織の CT値が格納されている。

記憶装置 313中のデータベースには、さらに図 7に示すような、造影剤（ヨウ素）を使った対象組織の造影検査時における被検体への造影剤注入からの経過時間をパラメータとした標準人体のそれぞれの検査部位の対象組織毎の造影剤濃度を表わす標準時間濃度曲線およびそれぞれの濃度における X線減弱特性が格納されている。それぞれの標準時間濃度曲線は、ユーザの必要に応じて、対象組織の造影検查時表示装置 312上に表示され、ユーザが造影条件 (注入速度、注入量等)および被検体の体型等に応じて造影撮影のタイミング、即ち、造影早期、ピーク、造影後期等の造影時相を決める際に利用される。

ステップ S2では、ステップ S1で設定された対象組織 A及び背景組織 Bに X線発生装置 11カゝら照射され、検出器 12で検出される管電圧毎の照射 X線実効スペクトル及び X線実効エネルギーを算出する。

なお、管電圧毎の照射 X線実効スペクトルおよびそれぞれの X線実効エネルギーの算出は事前に行!、、前もってその結果を記憶装置 313中にデータベースとして格納しておいてもよい。

図 8は、 X線発生装置 11から発生され対向する検出器 12で検出される X線の実効スペクトル、実効エネルギーおよびその減弱を説明する図である。ステップ S2では、前記装置条件、撮影条件を基に、式 1から制動 X線のスペクトル、式 2から特性 X線のスペクトルを推定し、これらを組み合わせて照射 X線のスペクトルを推定する。

I =N /A j ^T°(l+T/(m c²)Q(dT/dl)— xp (- μ (E)l cot a )dT · · · (1)

Ε Ε 0 t

I c (_T /Ί ) ^L63 · · · (2) ただし、 Iはフオトンエネルギー E ( = h v )を持つ制動放射 X線のエネルギー強度、 I

E

は特性 X線のエネルギー強度、 Nはァボガドロ数、、 Aはそれぞれターゲットの密 ch

度および原子量、 mは電子の質量、 cは光速、 Tは入射電子のエネルギー、 Qは 1つ

0 0

の電子から放射される X線のエネルギー強度で、フオトンエネルギー Eと電子エネルギー Tの比 E/Tで近似的に決まる値、 dT/dlは Bethe等による阻止能に関する理論式、 1は電子の入射距離、 T は K、 L電子軌道力電子を除去するのに必要なェネル t K，L

ギーである。なお、 X線スペクトルの算出には、既知である他の方法を使用しても構わない。

図 8に示すように、陰極 (フィラメント） 1 laからターゲット角度 aをもつ陽極 (ターゲット） l ibに対して熱電子が照射され、ターゲット l ibで生成されたフオトン力熱電子の入射角度に対してほぼ垂直な角度で発生する。フオトンは、 X線管の固有ろ過アルミ当量 l lc、補償フィルタ（ボウタイフィルタ） 11 d、銅フィルタ l ieを透過し、被検体の対象組織および背景組織を含む検査部位に照射される X線の実効スペクトルはこのような X線の照射経路を考慮して算出され、撮影計画段階の初めに撮られたスキヤノグラム力擬似被検体として生成された水換算の楕円体 41などの、 X線吸収体を透過し、シンチレータ 12aに入射し、光に変換される。その光はフォトダイオード 12bによって検出される。

算出された照射 X線実効スペクトル力全スペクトルに対するエネルギー毎の比率を寄与率として算出し、算出した寄与率に基づいて実効エネルギーを算出する。図 9は、ステップ S3における、管電圧の設定を説明する図で、ここではまず、ステツプ S2で求めた各管電圧における実効エネルギーと記憶装置 313中のデータベースに格納されている該当する検査部位のある造影剤濃度での造影撮影時の対象組織の X線減弱特性とその背景組織の X線減弱特性カゝらそれぞれ X線減弱係数を求め、これらを比較して、対象組織の X線減弱係数と背景組織の X線減弱係数の差が最大となる管電圧が選定される。

図 9のグラフ 150は、管電圧 100kv、 120kv、 140kvの時に得られる照射 X線実効スペクトルの分布をそれぞれ、点線、実線、一点鎖線で表したグラフである。各管電圧の照射 X線実効スペクトルの分布を用いてステップ S2の処理を行うことにより、管電圧毎の実効エネノレギ一力 S 151、 152、 153 (それぞれ 100kv、 120kv、 140kvにネ目当）と算出される。

図 9のグラフ 155、 156は、それぞれ縦軸がある濃度の造影剤 (ヨウ素)で造影された対象組織の X線減弱係数（ μ Α)及び背景組織である肝臓の X線減弱係数（ μ Β) 、横軸がフオトンエネルギーとして定義された X線減弱特性を示すグラフである。ダラフ 155の X線減弱特性と各実効エネルギー 151、 152、 153との交点と、グラフ 156 の X線減弱特性と各実効エネルギー 151、 152、 153との交点を求め、各実効エネルギ一のグラフ 155及び 156の差、すなわち X線減弱係数の差が最も大きい実効ェネルギ一に対応する管電圧を選定する。図 9では、 120kvが X線減弱係数の差が最も大きい管電圧に相当する。

なお、グラフ 155の X線減弱特性/ z Aと各実効エネルギー 151、 152、 153と、ダラフ 156の X線減弱特性/ z Bと各実効エネルギー 151、 152、 153とを、表示装置 312 に表示させ、ユーザが所望する実効エネルギーをマウスでクリックすることによりそれに対応する管電圧を選定できるように構成してもよい。これにより、ユーザが X線減弱係数差を確認した上で、識別能よりも低被曝を優先させるなど、ユーザが所望する条件で実効エネルギーを選ぶことができる。

ステップ S4は、記憶装置 313中のデータベースに検査部位の対象組織 Aおよび背景組織 Bの密度 D 、Dが格納されていない場合、例えば、本例のように造影剤を使

A B

つて対象組織を造影して撮影するような場合に実行されるステップである。検査部位の対象組織 Aおよび背景組織 Bの密度 D 、Dが記憶装置 313中のデータベースに

A B

格納されて、る場合は、このステップ S4は省略される。

ステップ S4では、記憶装置 313中のデータベースに格納されている標準撮影条件 (例えば、管電圧 120kv)下における造影対象組織 Aとそれに対応する背景組織 Bの CT値 PV、PV その減弱係数、 μ および同一条件下における水の減弱係数

A B、 A B

μ を使って、以下の式 3— 1、 3— 2に従って造影対象組織 Αおよびそれに対応する

W

背景組織 Bの密度 D 、 D を算出する。

A B、

PV = (D μ ~ μ ) · 1000/ ,α · ' · (3— 1)

A A A w w

PV = (D μ ~ μ ) · 1000/ ,α · ' · (3— 2) ステップ S5では、ステップ S4で算出された造影対象組織 Aと背景組織 Bの密度 D

A

、 D とステップ S3で選定した管電圧に対応する減弱係数、 μ および同一条件

B、 A B

下における水の減弱係数を使って、以下の式 4に従って検査部位の造影対象組

W

織 Αおよびその背景組織 Β間のコントラスト C (CT値差)を算出する。

C = (D μ -Ό μ ) - 1000/ ^ · · · (4)

A A B B w

ステップ S6では、ステップ S Iで設定された対象組織 Aのサイズ、その認識率、対象組織 Aのサイズに基づいて記憶装置 313中のデータベース力も読み出された背景組織 Bのサイズ、ステップ S3で選定された管電圧に対応してステップ S5で算出された対象組織 Aとその背景組織 B間のコントラスト Cを使って記憶装置 313中のデータべースに格納されて、る、対象組織 Aの認識率 Dと対象組織 Aおよびと背景組織 Bの画素数に換算されたサイズ S 、 S、対象組織 Aとその背景組織 B間のコントラスト C

A B

および対象組織 Aとその背景組織 Bのノイズ量 σ σ を関連付ける関係式あるいは

Α、 Β

図 4 (a)、 4 (b)、 4 (c)に例示したこれらの関係を規定する近似曲線に従って、対象組織 Aおよびその背景組織 Bのそれぞれのノイズ量 σ σ が算出される。

Α、 Β

ステップ S7では、ステップ S6で算出されたノイズ量に基づいて、 X線発生装置 1 1 から照射される X線の照射線量を規定する管電流時間積 mAsが算出される。この m Asの算出手順について以下図 10を参照して説明する。

スキヤノグラム撮影 100により、スキヤノグラム画像 101を得る。このスキヤノグラム画像 101の体軸に直交する 1ライン 101a、 101b毎に、投影値 102の最大値 b、投影値の積分値 RSを求め、長軸を A、短軸を Bとする人体近似楕円モデル 103 (人体の減弱係数に近い均質な物質の楕円体)を推定する。人体近似楕円モデルの減弱係数 μ は選定された管電圧に対応する実効スペクトルを考慮して決定される。照射線量

Ρ

mAs (管電流 X周回速度）は人体近似楕円モデル 103の長軸と短軸の長さ (A、 B) 、らせんピッチ、再構成ビュー重み、再構成フィルタおよびステップ S 7で算出されたノィズ量を基に決定される。具体的には、まず、周回位相 Θから照射される人体近似楕円モデル 103の中心を通る X線ビームの透過距離 1 ( Θ )を、式 5に基づいて算出す

P

る。

1 ( Θ )=A X B/sqrt(A²cos² Θ +B²sin² θ ) · · · (5) 次に算出された透過距離 1 ( Θ )を基に式 6によって規定されステップ 6で算出したノ

P

ィズ量に対応するノイズ (分散値 _σ ²)が一定になるように周回方向に mAs( Θ )を変調する関数を図 10中の等式を変形して生成する（104)。 105はスキヤノグラム上のライン 101aから 101bの方向に向かってらせんスキャンが行なわれた時の管電流のレべル変化を模式的に示したものである。

σ ²= σ ² X C X C X C X C X C · · · (6)

base ST mAs L RW RF

ここで、 C 、 C 、 C、 C 、 C はスライス厚、照射線量 (管電流 X周回速度）、透

ST mAs し RW RF

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、式 7により求められる。

C =ST /ST

5 base

C =∑{mAs /mAs( Θ )} · · · (7)

C

C =∑{W( 0 )²}/{∑W( 0 )}²

RW

C = σ ²/ σ ²

RF RF RF base

なお、 1 、mAs 、ST は管電圧毎に予め測定しておいた基準となる人体近似円 base base base

モデルの直径、照射線量 (管電流 X周回速度）、スライス厚であり、 W( Θ )は再構成ビユー重み、 0はビュー位相（周回位相）、 σ ²は、 1 、mAs 、 ST の条件で撮影 oase base base base

した投影データにビュー重み付けを行わず 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)、 σ σ ²はそれぞれ再構成フィルタのノイズ、および基準

RF RF base

の再構成フィルタのノイズである。また、 C

RW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 C が大きくなる。また、 C

RW R

は一般的に使用されて、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

F

には 1、高周波が強調されたフィルタの場合にはり大きくなる。

らせんスキャンにて複数部位を一度に撮影する場合にぉ、て、部位に応じてノイズを変え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位置)を複数 (部位毎に)設定し、設定したラインにおいて σ \ を変化させることで目標の認識率を維持しながら所定の照射線量 (管電流 X周回速度)を達成できる。

なお、ノイズ量を基にした照射線量の制御に関しては、上記方法に限定されず、従来技術など如何なる方法を用いてもょ、。

ステップ S8では、記憶装置 313中のデータベースに格納されている標準撮影条件下で撮影された人体のそれぞれの検査部位毎の複数の標準投影データから、先に被検体にっ、て撮影されたスキヤノグラムの投影値に近、体型の標準投影データを選択し、スキヤノグラムの投影値の積分値に基づいて、選択した標準投影データのサィズ補正を行ヽ、サイズ補正された標準投影データにステップ 1で入力されたサイズを有する対象組織の擬似投影データを重畳し、擬似投影データの重畳された標準投影データに、先にステップ 6で算出されたそれぞれのノイズ量が投影データに変換されて付加され、投影データに変換されたノイズが付加された擬似投影データの重畳された標準投影データは、操作者の評価に供するため、表示装置 312上に、対象組織の認識率 80%の推定再構成画像として表示される（ここで、ステップ 6で算出されたノイズ量を投影データにおけるものに変換する際には、事前にいろ、ろなサイズの水ファントム等を撮影して得られた投影データの値と、そのときの画像ノイズの値との関係を関数として作成して、その関数を基に投影データにどの程度のノイズを付加すれば良!、かを決定すれば良、)。

以上説明した点を図 11を参照して具体的に説明する。 111は、サイズ補正された標準投影データを示している。 110は、このサイズ補正された標準投影データを再構成した時の標準画像である。 112は、ユーザが、マウス等の入力装置を介して輪郭が強調された 110の再構成標準画像の検査部位の任意の位置に付加した対象組織であり、この対象組織のサイズはステップ S1で入力されたサイズに対応している。 113 は、付加された対象組織 112に基づいて生成された対象組織の擬似投影データ。 1 14は、サイズ補正された標準投影データ 111に対象組織擬似投影データ 113を重畳し、ステップ 6で算出されたそれぞれのノイズ量が投影データに変換されて付加された投影データ。 115は、投影データ 114が先に設定された再構成条件に従って再構成された、認識率 80%の対象組織および背景組織を含む検査部位の推定再構成画像で、この推定再構成画像は図 6の再推定再構成画像 123に対応している。ユーザは画面 120に表示された推定再構成画像 123を評価して、満足の場合は、実行ボタンを押して、設定条件に従った実撮影に移行する。不満足の場合には、先に入力、設定した認識率、対象組織サイズ、再構成条件、造影条件等を変更してステツプ SI— S8を繰り返す。

このように、設定撮影条件から推定した推定画像から対象組織の視認性を、操作者が撮影前に確認できるため、撮影条件設定の誤りを減らすことが可能となり、撮影のやり直しによる被曝を回避でき、また、診断精度を向上することができる。

また、単純に再構成画像にノイズを付加する方法と異なり、投影データのデータ値に応じたノイズを付加するため、より実際に近い画質 (ノイズ、アーチファクトなど)を得ることがでさる。

なお、ここでは、標準データとして実際に人体を撮影したデータを使用したが、計算機シミュレーションにて生成した仮想人体モデルや、画質や空間分解能評価用のフアントムデータを使用しても構わな、。

本発明の別の用途としては、形状や材質の異なる補償フィルタや銅フィルタの効果を推定画像あるいは認識率で評価し、最適なスキャナの構成を決定するために使用することができる。この場合には、スキャナには複数の補償フィルタ、銅フィルタ、鉛フィルタを準備し、設定に応じて切り替えることで実現できる。さらには、設定パラメータにより、再構成フィルタの形状を変化させ、再構成フィルタの効果を推定画像あるいは認識率で評価するなど、最適な再構成条件を決定するためにも使用できる。このように、本発明は、撮影条件、装置条件、造影条件、再構成条件を最適化するためのシミュレータとしても使用でさる。

また、本発明は上記実施例に限定されるものではなぐ本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、上記実施例では、対象組織をどの程度正確に識別するかの指標として、識別能を定義し、それは対象組織の正規分布における背景領域の正規分布と重ならない部分の割合であつたが、本発明はこれに限られない。例えば、図 4で示すヒストグラム上で対象組織と背景組織の画素分布を表す正規分布が互いにどのような関係にあつたとき時に、 ROC解析における TPF (True P ositive Fraction)力等となるかを予めデータとして求めて記憶しておいて、そのデータをもとに、 TPFが 0.8となるためのノイズ量 (標準偏差量)を求めても良いことは言うまでもない。また、画素分布を表す関数としては正規分布でなくても良ぐポヮソン分布であっても良!、ことは言うまでもな!/、。

Claims

請求の範囲

[1] X線発生手段と、前記 X線発生手段に対向して配置される X線検出器と、前記 X線発生手段と前記 X線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記 X線発生手段により X線を照射して前記被検体における透過 X線量を前記 X線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過 X線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えた X線 CT装置にお、て、

前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備えたことを特徴とする X線 CT装置。

[2] 前記 X線 CT装置の装置特性を記憶する装置情報記憶手段を備え、前記撮影条件決定手段は、前記指標、前記対象組織に関する情報、前記装置特性を用い、前記撮影条件を決定することを特徴とする請求項 1記載の X線 CT装置。

[3] 前記入力手段により入力される前記対象組織に関する情報には、前記対象組織のサイズ、種類が含まれ、前記対象組織及びその周囲に配置されている背景組織の X 線減弱係数を記憶する X線減弱係数記憶手段が備えられていることを特徴とする請求項 1記載の X線 CT装置。

[4] 前記装置情報記憶手段には、前記 X線発生手段により照射される X線のエネルギ一スペクトルに関する情報が各管電圧設定値毎に記憶され、前記撮影条件決定手段は、前記各 X線のエネルギースペクトル、前記対象組織と背景組織の X線減弱係数を用い、最適な管電圧を決定する管電圧決定手段を備えていることを特徴とする請求項 3記載の X線 CT装置。

[5] 前記管電圧の決定は、前記対象領域と前記背景領域の X線減弱係数の差が大きくなるように決定されることを特徴とする請求項 4記載の X線 CT装置。

[6] 前記対象組織と背景組織の密度情報を記憶する密度情報記憶手段と、前記密度情報と前記 X線減弱係数を基に、前記管電圧決定手段で決定された管電圧で前記断層像を撮影した場合の前記対象組織及び背景組織のコントラストを決定するコントラスト決定手段を備えたことを特徴とする請求項 4記載の X線 CT装置。

[7] 前記指標と、前記コントラストと、前記断層像上での前記対象組織ある!ヽは背景組織のノイズ量と、前記対象領域の前記断層像上でのサイズとの関係を表す指標関連変数関数群を記憶する指標関連変数関数群記憶手段を備え、前記撮影条件決定手段は、前記指標関連変数関数群に基づいて、前記コントラスト、前記サイズを持つ対象領域を前記指標で前記背景領域から識別するためのノイズ量を算出するノイズ量算出手段を備えていることを特徴とする請求項 6記載の X線 CT装置。

[8] 前記ノイズ量と撮影における X線の照射線量との関係を表すノイズ照射線量関数を記憶するノイズ照射線量関数記憶手段を備え、

前記撮影条件決定手段は、前記ノイズ照射線量関数に基づいて、前記ノイズ量算出手段で算出したノイズ量が前記断層上で得られる X線の照射線量を算出する照射線量算出手段を備えていることを特徴とする請求項 7記載の X線 CT装置。

[9] 前記照射線量算出手段は、前記照射線量の算出において、前記 X線が被検体を透過する透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いを考慮することを特徴とする請求項 8記載の X線 CT装置。

[10] 前記照射線量算出手段により算出された照射線量を基に管電流を決定する管電流決定手段を備えたことを特徴とする請求項 8記載の X線 CT装置。

[11] 標準撮影条件下で取得された標準人体投影データを記憶する標準人体投影データ記憶手段と、前記撮影条件決定手段により決定された撮影条件によって撮影した場合にどのような画像が得られるかを、前記標準人体投影データを用い推定する推定画像作成手段と、前記推定画像作成手段により推定された画像を表示する表示手段を備えたことを特徴とする請求項 7記載の X線 CT装置。

[12] 前記推定画像作成手段は、前記標準人体投影データに対象組織を表す擬似投影データを重畳する重畳手段と、前記ノイズ量算出手段により算出されたノイズ量を投影データにおける場合に換算して付加するノイズ付加手段と、前記ノイズ付加手段により得られたデータを再構成演算をして推定画像を作成する手段を備えたことを特徴とする請求項 11記載の X線 CT装置。

[13] 前記被検体の側面力もの投影像を撮影するスキヤノグラム撮影手段を備え、前記推定画像作成手段は、スキヤノグラム撮影手段により得られたスキヤノグラム像を基に、実際に撮影する被検体の大きさを算出する被検体サイズ算出手段を備え、該大きさを考慮に入れて推定画像を作成することを特徴とする請求項 12記載の X線 CT装置。

[14] 前記推定画像作成手段は、前記大きさを基に、前記標準人体投影データの大きさの補正を行! \補正後のデータを用いて推定画像を作成することを特徴とする請求項 13記載の X線 CT装置。

[15] 前記指標は、前記対象組織及び背景組織の画素分布をヒストグラムで表示した場合に、前記対象組織の画素分布における、互いの画素分布が重なり合つていない部分の割合である識別能として表されることを特徴とする請求項 1記載の X線 CT装置。

[16] 前記画素分布は、正規分布あるいはポヮソン分布によって近似されることを特徴とする請求項 15記載の X線 CT装置。

[17] 前記被検体へ造影剤を注入した各時相における前記対象組織及び背景領域の X 線減弱係数を記憶する造影剤注入時 X線減弱係数記憶手段を備え、

前記管電圧の決定では、前記被検体へ造影剤を注入した場合の各時相における最適な値が、前記各時相における前記対象組織及び背景領域の X線減弱係数を用いて決定されることを特徴とする請求項 4記載の X線 CT装置。

[18] 前記撮影条件決定手段により決定された設定パラメータのいずれか少なくとも一つ以上を変更すると、それに応じて前記推定画像作成手段により推定される画像が更新され、前記表示手段には更新された画像が表示されることを特徴とする請求項 11 記載の X線 CT装置。

[19] 前記指標は、 ROC解析において定められる真陽性率であり、前記ノイズ量算出手段には、定められたコントラストにおいて所定の真陽性率を得るためにどの程度のノィズ量であれば良いかを表す真陽性率ノイズ量関数を予め記憶する真陽性率ノイズ量関数記憶手段を備え、前記ノイズ量算出手段は、前記真陽性率ノイズ量関数を用 V、てノイズ量を算出することを特徴とする請求項 7記載の X線 CT装置。

[20] X線 CT装置における撮像条件決定方法にぉヽて、 (1) X線 CT装置において得られる断層像において識別すべき対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する工程と、

(2)前記対象組織に関する情報、前記指標及び前記 X線 CT装置の装置特性を基に、前記指標により前記対象組織を識別するための撮影条件を決定する工程を備えたことを特徴とする X線 CT装置における撮像条件決定方法。