WO2007138979A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2007138979A1
WO2007138979A1 PCT/JP2007/060621 JP2007060621W WO2007138979A1 WO 2007138979 A1 WO2007138979 A1 WO 2007138979A1 JP 2007060621 W JP2007060621 W JP 2007060621W WO 2007138979 A1 WO2007138979 A1 WO 2007138979A1
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WO
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ray
current time
time product
tube
tube current
Prior art date
Application number
PCT/JP2007/060621
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English (en)
French (fr)
Inventor
Koichi Hirokawa
Taiga Goto
Yoshiaki Sugaya
Osamu Miyazaki
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corporation filed Critical Hitachi Medical Corporation
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Priority to EP07744055A priority patent/EP2022402A1/en
Priority to CN200780019232XA priority patent/CN101453952B/zh
Priority to US12/301,713 priority patent/US7813471B2/en
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/545—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving automatic set-up of acquisition parameters

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus, and more particularly to an X-ray CT apparatus having a function of predetermining an X-ray condition for obtaining an appropriate contrast / noise ratio for identifying a diagnosis object before starting scanning. .
  • X-ray CT devices include single-slice X-ray CT devices that can obtain a single tomographic image with a single X-ray exposure, and multi-slice X-ray CT devices that can simultaneously obtain multiple tomographic images. that there is a force s.
  • the single-slice X-ray CT apparatus uses an X-ray detector in which a large number of X-ray detection elements are arranged in a single row, that is, in a one-dimensional direction (channel direction), and a fan beam is applied to a subject.
  • a fan-shaped X-ray beam is irradiated from an X-ray tube, and X-rays after passing through the subject are measured to obtain projection data of the subject.
  • the multi-slice X-ray CT apparatus irradiates a subject with a cone beam, that is, a cone-shaped or pyramid-shaped X-ray beam from an X-ray tube to detect a large number of X-rays.
  • X-rays after passing through the subject are measured by an X-ray detector in which elements are arranged in a two-dimensional direction (channel direction and column direction) to obtain projection data of the subject.
  • any X-ray CT apparatus the opposing X-ray tube and X-ray detector are rotated around the subject to collect projection data from multiple directions, and the collected projection data is compensated for blur.
  • the tomographic image of the subject is reconstructed by performing back-projection after performing reconstruction filter processing for the positive.
  • the projection data is collected at discrete X-ray tube positions (hereinafter referred to as “views”), and the collected projection data is referred to as “projection data in the corresponding view”.
  • views discrete X-ray tube positions
  • projection data is referred to as “projection data in the corresponding view”.
  • the number of views per rotation of the X-ray tube and the X-ray detector that rotate around the subject is typically several hundreds of power, several thousand, and is necessary to reconstruct a CT image
  • the operation of collecting projection data with a large number of views is called “scanning”.
  • projection data for one view consists of the data power for the number of channels of the X-ray detector and the number of columns (in the case of a single slice X-ray CT apparatus, the number of columns is 1 as described above).
  • the absolute value of the CT value difference between the diagnostic object and its surroundings is calculated as an image noise standard deviation value (hereinafter referred to as “The value divided by “Image SD (Standard Deviation) value”, that is, the contrast noise ratio (hereinafter referred to as “CNR”) is an important image quality index.
  • image SD Standard Deviation
  • the CNR is improved by increasing the exposure dose, and the force S becomes a good image as a diagnostic image, while the patient exposure dose is increased. It is desirable to keep the amount as small as possible!
  • Patent Document 1 discloses an X-ray CT apparatus that reduces the exposure dose by using a tube voltage that is lower than that of the prior art while preventing the CNR from being reduced or reducing the CNR in the reconstructed image.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-073865
  • the X-ray CT apparatus disclosed in Patent Document 1 actually performs X-ray condition optimization focusing on the image SD value, and contrast (here, the CT value difference) (Absolute value) or the relationship between CNR and X-ray conditions has been fully studied! /
  • the contrast between organs does not necessarily depend greatly on the tube voltage, so even if a tube voltage lower than the conventional one is used while preventing the image SD value from increasing, it is not necessarily effective in improving the CNR.
  • the CNR that should be achieved depends on the size of the diagnosis target, and should be set accordingly
  • the present invention provides an X-ray condition that can achieve an appropriate CNR for identifying a diagnosis target.
  • An object is to provide an X-ray CT apparatus having a function of determining.
  • the X-ray CT apparatus of the present invention is configured as follows.
  • an X-ray tube that generates X-rays that irradiate the subject
  • an X-ray detector that sandwiches the subject and that is disposed opposite to the X-ray tube and detects X-rays that have passed through the subject
  • the X-ray tube
  • a scanner rotator that rotates around the subject with an X-ray detector, operating means for inputting and setting information necessary for scanogram imaging and scanning imaging, and the X-ray detector.
  • An imaging condition determining unit that determines an imaging condition at the time of scanning based on the scanogram projection data of the detected object, and a scanning unit that scans under the imaging condition determined by the imaging condition determining unit.
  • the imaging condition determining means is configured to determine a standard imaging condition.
  • a storage means for storing, a subject 3D model generating means for analyzing the scanogram projection data to generate a 3D model of the subject, and a diagnosis for setting a diagnosis target size of the subject by the operation means
  • An object size setting means for calculating an X-ray condition for obtaining a contrast noise ratio for identifying a diagnosis object from the set diagnosis object size, the subject 3D model, and the standard imaging conditions; Is provided.
  • the X-ray CT apparatus of the present invention further includes an X-ray condition finally calculated by the X-ray condition calculating means.
  • the expected value of the evaluation index is at least one of tube voltage, tube current, exposure dose, assumed contrast value for diagnosis, contrast noise ratio, image noise standard deviation value, identifiable size for diagnosis, and consumed X-ray tube power. Including one.
  • X-ray condition selection means for selecting an X-ray condition corresponding to an expected value of the evaluation index displayed on the display means is provided.
  • the X-ray condition calculation means can take various modes exemplified below. [0015]
  • the X-ray condition calculation means is realized at each slice position within the imaging range set by the operation means when the standard tube voltage and the standard tube current time product which are the standard imaging conditions are used.
  • a first image noise standard deviation predicted value calculating means for calculating a first predicted value of the image noise standard deviation value, and a specific slice position range set by the first image noise standard deviation predicted value within the imaging range; Means for calculating a reference slice position having a maximum value in the image, a contrast noise ratio calculating means for calculating a contrast noise ratio for identifying the diagnosis object from the set size of the diagnosis object, and the contrast noise Means for calculating a first image noise standard deviation reference value at the standard tube voltage using the contrast noise ratio calculated by the ratio calculating means; and When the first tube current time product is used to calculate the first tube current time product for realizing the standard deviation standard value, and the first tube current time product is used at the reference slice position.
  • Image noise standard deviation is realized by means for calculating a first tube voltage at which a predicted value of the standard deviation is less than or equal to a predetermined upper limit value, and at the reference slice position by the first tube voltage and the first tube current time product. Means for calculating a second image noise standard deviation reference value; and a second image noise standard deviation realized by the first tube voltage and the first tube current time product at each slice position within the imaging range. Means for calculating a predicted value, and at each slice position within the imaging range from the first tube voltage, the second image noise standard deviation predicted value, and the second image noise standard deviation reference value. Second image noise standard A second tube current time product calculating means for calculating a second tube current time product for realizing the difference reference value, wherein the first tube voltage and the second tube current time product are defined as an X-ray condition. To do.
  • the contrast noise ratio calculating means is a means for calculating the contrast noise ratio from a function of a relationship between the size of the diagnostic object and the distinguishable contrast noise ratio.
  • the first image SD reference value calculation means calculates the assumed contrast value in the standard tube voltage of the diagnosis target stored in the storage device, the first image noise standard deviation reference value. This is a means for calculating by dividing by the contrast noise calculated by the contrast noise ratio calculating means.
  • the X-ray condition calculation means includes a true positive rate and a false positive rate setting means for setting a true positive rate and a false positive rate in the diagnosis target of the subject set by the diagnosis target size setting means.
  • a contrast noise ratio calculating means for calculating a contrast noise ratio for identifying the diagnostic object from the set size of the diagnostic object, and a maximum image noise standard deviation value under the same imaging conditions in the subject three-dimensional model.
  • Image noise for calculating the image noise standard deviation value at the reference slice position from the slice position calculating means for calculating the reference slice position to be calculated from the assumed contrast value and the contrast noise ratio calculated by the contrast noise ratio calculating means.
  • the image noise standard deviation value calculated by the standard deviation value calculating means and the image noise standard deviation value calculating means is realized.
  • a tube current time product calculating means for calculating a first tube current time product for the first tube current time, and a tube current time for making the contrast noise ratio substantially constant regardless of the tube voltage in the first tube current time product.
  • Tube current time product correction coefficient calculating means for calculating a product correction coefficient, tube current time product correction means for correcting the first tube current time product by the tube current time product correction coefficient, and consumption by the X-ray tube.
  • Tube voltage calculation means for calculating a tube voltage that minimizes the exposure dose under the condition that the power to be emitted is equal to or less than the reference value of the X-ray tube power that is the standard imaging condition, and the tube voltage calculation means calculates The tube voltage and the tube current time product corrected by the tube current time product correction means are taken as the X-ray condition.
  • the contrast noise ratio calculating means is configured to determine the contrast noise ratio as a relationship between the diagnostic object size and a distinguishable contrast noise ratio and a relationship between the true positive rate and the false positive rate. This is a means for calculating from the relationship between the distinguishable contrast noise ratio and the false positive rate.
  • the assumed contrast value is an imaging effect according to an average adult subject size at a standard tube voltage under the standard imaging conditions and a diagnosis target size of the subject normalized by the average value. Find from the relationship.
  • the tube current time product calculating means is a means for obtaining the first tube current time product from a relationship between an image noise standard deviation value and a tube current time product in the subject size.
  • the tube current time product correction coefficient calculating means is a means for obtaining the correction coefficient from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio at a predetermined size of the subject.
  • the X-ray condition calculating means includes a slice position calculating means for calculating a reference slice position at which an image noise standard deviation value under the same imaging condition in the subject three-dimensional model is maximized, and the operating means. From the target image noise standard deviation value setting means for inputting and setting the target image noise standard deviation value from the reference slice position, the assumed contrast value at the reference slice position, and the target image noise standard deviation value, the target image noise standard deviation value is set.
  • a diagnostic object size calculating means for calculating a diagnostic object size by calculating an identifiable contrast noise ratio, and a diagnostic object size determining input means for receiving a determination as to whether the calculated diagnostic object size is appropriate as an actual diagnostic object size And when the calculated diagnosis object size is determined to be appropriate, the diagnosis object support at the reference slice position is determined.
  • the tube current time product calculating means for calculating the first tube current time product satisfying the image noise standard deviation value of the target, and the diagnosis object when it is determined that the calculated diagnosis object size is not appropriate.
  • the image noise standard deviation value adjusting means that adjusts the target image noise standard deviation value so that the size is appropriate, and the contrast noise ratio in the first tube current time product is approximately constant regardless of the tube voltage.
  • a tube current time product correction coefficient calculating means for calculating the tube current time product correction coefficient for adjusting the tube current time product correction coefficient, and a tube current time product correction means for correcting the first tube current time product by the tube current time product correction coefficient.
  • a tube voltage calculating means for calculating a tube voltage that minimizes an exposure dose under a condition that power consumed by the X-ray tube is equal to or less than a reference value of the X-ray tube power that is the standard imaging condition, Calculated by the tube voltage calculation means X-ray conditions are the tube voltage and the tube current time product corrected by the tube current time product correction means.
  • the assumed contrast value is calculated based on the diagnostic object size calculated by the diagnostic object size calculation means and the reference slice position.
  • the tube current time product calculating means is a means for obtaining the reference slice position and a relationship between an image noise standard deviation value and a tube current time product at a predetermined size of the diagnosis target. It is.
  • the tube current time product correction coefficient calculating means is a means for obtaining the correction coefficient from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio at a predetermined size of the subject.
  • the X-ray condition calculation means includes a desired slice position designation means for designating a desired slice position by the operation means, and a false positive rate in the diagnosis target of the subject set by the diagnosis target size setting means.
  • a desired slice position image noise standard deviation value prediction that calculates an image standard deviation prediction value at the desired slice position from the false positive rate setting means for setting the assumed contrast value and the three-dimensional model of the subject at the desired slice position
  • Contrast noise ratio calculating means for calculating a contrast noise ratio for identifying a diagnosis target at the designated desired slice position from the image noise standard deviation predicted value at the desired slice position and the assumed contrast value;
  • Image noise standard for determining whether the predicted image noise standard deviation value at the desired slice position is realizable Deviation prediction value feasibility determination means and the pseudo-positive rate so that the image noise standard deviation prediction value can be realized when it is determined that the image noise standard deviation prediction value at the desired slice position cannot be realized.
  • the contrast noise ratio calculated by the contrast noise ratio calculating means is all
  • a contrast noise ratio determining means for determining whether the image can be applied to a slice position.
  • an image noise standard deviation prediction value of the desired slice position is realized.
  • a tube current time product calculating means for calculating a first tube current time product for the first tube current time product, and a tube current time product in the first tube current time product.
  • a tube current time product correction coefficient calculating means for calculating a tube current time product correction coefficient to approximate the contrast-noise ratio regardless of pressure, and the first tube current time product correction to the tube current time product correction.
  • Tube voltage calculation means for performing the calculation, and the tube voltage calculated by the tube voltage calculation means and the tube current time product corrected by the tube current time product correction means are defined as X-ray conditions.
  • the tube current time product calculating means calculates the first tube current time product as an image noise standard deviation value and a tube current time product at the desired slice position and a predetermined size of the subject. It is a means to obtain from the relationship.
  • the tube current time product correction coefficient calculating means is a means for obtaining the correction coefficient from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio at a predetermined size of the subject.
  • the display means highlights the record and slice positions where the contrast noise ratio calculated by the contrast noise ratio calculation means cannot be realized.
  • the contrast noise ratio determining unit determines that the contrast noise ratio calculated by the contrast noise ratio calculating unit is not applicable to all slice positions, the image noise standard deviation prediction value at the specified slice position is determined. Is applied to all slice positions, and when it is determined that this means is applicable to all slice positions, the image noise standard deviation at the desired slice position regardless of the slice position. Compare the second tube current time product calculation method for calculating the second tube current time product that satisfies the predicted value, and the size of the subject for each slice position and the subject size at the specified desired slice position. A tube size time product correction coefficient calculation unit and the tube current time product correction unit.
  • the subject size force at the specified desired slice position is equal to or less than the subject size at the S-scan position, it depends on the tube voltage in the second tube current time product.
  • the tube current time product correction coefficient for making the contrast noise ratio substantially constant is calculated, the second tube current time product is corrected by the correction coefficient, and the tube voltage calculated by the tube voltage calculation means and the tube
  • the tube current time product corrected by the current time product correction means is the X-ray condition.
  • the second tube current time product calculating means calculates the second tube current time product, the image slice standard deviation value at the desired slice position and the predetermined size of the diagnosis object, and the tube. It is a means to obtain
  • the tube current time product correction coefficient calculation means is a means for obtaining the correction coefficient from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio at a predetermined size of the diagnosis target.
  • the tube voltage calculated by the tube voltage calculation means is calculated.
  • the tube current time product correction means calculate a tube current time product correction coefficient for making the contrast noise ratio substantially constant regardless of the tube voltage in the third tube current time product.
  • the tube current time product is corrected by the correction coefficient, and the tube voltage calculated by the tube voltage calculation means and the tube current time product corrected by the tube current time product correction means are used as the X-ray condition. .
  • the third tube current time product calculating means calculates the third tube current time product as an image noise standard deviation value and a tube current time product at the desired slice position and the size of the subject. It is a means to obtain from the relationship.
  • the tube current time product correction coefficient calculating means is a means for obtaining from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio in the size of the subject.
  • a fourth tube current time product that satisfies the image noise standard deviation value at the specified slice position is calculated.
  • Fourth tube current time product calculating means and calculating dose and X-ray tube power at the specified slice position using the fourth tube current time product
  • a second tube for calculating a second tube voltage that minimizes the exposure dose under the condition that the X-ray tube power calculated by this means is not more than the reference value of the X-ray tube power that is the standard imaging condition.
  • Voltage calculating means, wherein the second tube voltage and the fourth tube current time product are X-ray conditions.
  • the X-ray condition calculating unit sets a scan region with the operation unit, and sets a plurality of regions of interest within the region, and sets the region of interest with the plurality of region of interest setting unit.
  • a plurality of false positive rate setting means for setting a diagnostic target size by the diagnostic target size setting means for each of a plurality of regions of interest, and setting a false positive rate of a disease existing within the plurality of diagnostic target sizes; and the setting
  • a contrast noise ratio calculating means for calculating a contrast noise ratio for identifying the diagnosis target from the diagnosis target size of the plurality of regions of interest, and an image noise standard deviation for each of the set regions of interest in the subject three-dimensional model
  • a slice position calculation means for calculating the slice position where the value is maximum, and a contrast noise value calculated by the assumed contrast value and the contrast noise ratio calculation means.
  • the image noise standard deviation value calculating means for calculating the image noise standard deviation value at the slice position calculated by the slice position calculating means from the noise ratio, and the image noise standard deviation value calculated by the image noise standard deviation value calculating means
  • Tube current time integration means for calculating the tube current time product for realizing the above, and the contrast noise ratio to be approximately constant regardless of the tube voltage in the tube current time product calculated by the tube current time product calculation means.
  • Tube current time product correction coefficient calculating means for calculating the tube current time product correction coefficient of the tube current time product correction coefficient for correcting the tube current time product calculated by the tube current time product calculation means by the tube current time product correction coefficient.
  • a tube voltage calculation means for calculating a tube voltage that minimizes the exposure dose under the condition that the power consumed by the X-ray tube is not more than the standard value of the X-ray tube power that is the standard imaging condition.
  • the tube voltage calculated by the tube voltage calculation means and the tube current time product corrected by the tube current time product correction means are defined as X-ray conditions.
  • the tube current time product calculating means is a means for obtaining the relationship between the image noise standard deviation value and the tube current time product at the subject size.
  • the tube current time product correction coefficient calculating means is a means for obtaining from a relationship between a tube voltage and a normalized contrast noise ratio in the subject size.
  • the X-ray condition calculation means sets a true positive rate and a false positive rate for setting a true positive rate and a false positive rate in the diagnosis target of the subject set by the diagnosis target size setting means.
  • Rate setting means contrast noise ratio calculating means for calculating a contrast noise ratio for identifying the diagnosis object from the set size of the diagnosis object, and contrast noise calculated by the assumed contrast value and the contrast noise ratio calculation means
  • Image noise standard deviation value calculating means for calculating the image noise standard deviation value for each slice plane within the specific slice position range and the tube voltage set as the standard imaging condition for each slice plane.
  • Tube current time product calculating means for calculating a tube current time product satisfying the image noise standard deviation value at the size of the diagnostic object of the tube, and the tube current calculated by the set tube voltage and the tube current time product calculating means.
  • the current-time product be the X-ray condition.
  • the 3D model of the subject is generated by analyzing the scanogram projection data of the subject, and the size of the subject to be diagnosed and the 3D model of the subject are preset.
  • the X-ray condition for obtaining the contrast-noise ratio that identifies the diagnostic object is calculated from the standard imaging conditions, and scanning is performed under this calculated X-ray condition, so an appropriate CNR is required to identify the diagnostic object.
  • X-ray conditions that can be achieved can be determined. As a result, it is possible to provide an X-ray CT apparatus that obtains tomographic images with sufficient image quality necessary for diagnosis.
  • an X-ray condition for obtaining an appropriate contrast-to-noise ratio for identifying a diagnostic object is determined in advance before scanning, and scanning is performed under the determined X-ray condition.
  • slice type single slice, multi-slice
  • FIG. 2 is an overall overview diagram of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied, and FIG. 1 is an overall configuration diagram thereof.
  • the X-ray CT apparatus shown in FIG. 2 irradiates a subject with X-rays, collects transmitted X-ray data of the subject, and reconstructs the collected X-ray data to obtain a tomographic image.
  • a scanner gantry 1 that irradiates the subject with X-rays and collects X-ray data transmitted through the subject, and the subject
  • Consists of a console 3 provided.
  • the scanner gantry 1 has an X-ray tube 8 that generates X-rays controlled by an X-ray controller 7, and the X-rays emitted from the X-ray tube 8 are
  • the collimator 10 controlled by the collimator controller 9 irradiates, for example, a pyramidal X-ray beam, that is, a cone beam X-ray, onto the subject 17 and the X-ray transmitted through the subject 17 enters the X-ray detector 11. To do.
  • the X-ray detector 11 includes a plurality of X-ray detection elements 18 that are two-dimensionally arranged in the channel direction and the column direction as shown in FIG.
  • the X-ray detection element 18 is configured by, for example, a combination of a scintillator and a photodiode, and as a whole, forms an X-ray incident surface that is curved in a cylindrical shape or a polygonal shape with respect to the channel direction.
  • i is about 1 to 1000
  • column number j is about 1 to 1 000.
  • Cone beam in X-ray detector 11 coincides with channel arrangement direction X-ray spread angle in the channel direction, that is, fan angle is ⁇ , and cone beam X in X-ray detector 11 coincides with row arrangement direction
  • the line spread direction angle, that is, the cone angle is ⁇ .
  • a data collection device 12 is connected to the X-ray detector 11, and the data collection device 12 collects detection data of individual X-ray detection elements 18 of the X-ray detector 11.
  • the components from the X-ray control device 7 to the data acquisition device 12 are mounted on the rotating plate 13 of the scanner gantry 1, and the rotating plate 13 is controlled by the rotating plate driving device 15 controlled by the rotation control device 14.
  • the driving force is transmitted by the driving force transmission system 16 and rotates around the subject 17.
  • a bed 2 having a movable top plate 4 on which the subject 17 shown in FIG. 1 is placed is a bed control device.
  • the bed up / down moving device 21 is controlled by 20 to an appropriate bed height
  • the table moving device 22 is controlled by the bed control device 20 to move the table 4 back and forth, thereby moving the subject 17 to the scanner gantry. It is configured to be carried into and out of the X-ray irradiation space (opening) 26 of 1.
  • the scanner gantry 1 configured as described above, as shown in FIG.
  • the collimator When the subject 17 is irradiated with cone beam X-rays with a cone angle ⁇ ⁇ ⁇ adjusted by an aperture width of 10, the X-ray image of the subject 17 irradiated with cone beam X-rays is projected onto the X-ray detector 11 and X-rays are detected. X-rays that have passed through the subject 17 are detected by the detector 11.
  • the console 3 shown in FIG. 1 includes a system controller 19 that controls the entire system of the X-ray CT apparatus according to the present invention, and a scanner gantry 1 and a bed 2 are connected to the system controller 19. ing.
  • the system control device 19 controls the X-ray control device 7 in the scanner gantry 1, the collimator control device 9, the data collection device 12, the rotation control device 14, and the bed control device 20 in the bed 2.
  • the data collected by the data collection device 12 is input to the image reconstruction device 23 under the control of the system control device 19.
  • This image reconstruction device 23 creates a scanogram image using scanogram projection data (subject fluoroscopy data) collected by the data acquisition device 12 at the time of scanogram imaging, and projects multiple views collected by the data acquisition device 12 at the time of scanning. Perform CT image reconstruction using the data.
  • scanogram projection data subject fluoroscopy data
  • the storage device 24 also stores standard shooting conditions.
  • the standard imaging conditions mean imaging conditions recommended for the size of the subject 17 and the imaging site. Scan planning device 2 described later
  • the display device 5 and the operation device 6 are connected to the system control device 19, respectively.
  • the display device 5 receives the reconstructed image output from the image reconstruction device 23 and various information handled by the system control device 19. indicate.
  • the operating device 6 includes an input unit that is operated by an operator and inputs various instructions, information, and the like to the system control device 19.
  • the operator interactively operates the X-ray CT apparatus according to the present invention using the display device 5 and the operation device 6.
  • the system control device 19 is connected with a scan planning device 25, which is a main part of the present invention.
  • the scan planning device 25 is input by the operator using the operation device 6. Using the instruction and the scanogram image read from the storage device 24, the photographing conditions are determined in advance before the start of scanning.
  • the scanogram image read from the storage device 24 is displayed on the display device 5, and the operator uses the operation device 6 on the displayed subject scanogram image to perform a CT image reconstruction position (hereinafter referred to as a slice position). ),
  • the slice position can be set.
  • the information on the slice position set here is stored in the storage device 24 and used for setting the X-ray dose control condition and the like.
  • the X-ray CT apparatus performs various preparatory operations in order to determine imaging conditions before scanning for acquiring a CT image of a subject.
  • This preparation operation includes scanning a scanogram image for setting the imaging position of the subject, analysis of scanogram data obtained by this scan, and determination of the optimal irradiation X-ray condition as a shooting condition based on it These are performed under the control of the system controller 19.
  • the main components involved in this preparatory operation are the system control device 19, the scan planning device 25, the operation device 6, the display device 5, the X-ray tube 8, and the X-ray in FIG. Analysis of the scanogram data and determination of the optimum irradiation X-ray conditions as imaging conditions based on the data of the detector 11 etc. are important functions of the scan planning device 25 connected to the system controller 19 ( Photographing condition determining means).
  • the operation device 6 mainly uses an X-ray tube voltage (of the X-ray tube 8).
  • X-ray conditions such as a voltage applied between the anode and the cathode
  • an X-ray tube current current flowing between the anode and the cathode of the X-ray tube 8) are input to the system controller 19.
  • the top plate 4 on which the subject 17 is placed without rotating the rotating plate 13 and the rotating plate 13 are relatively moved along the body axis of the subject 17, and a scanogram image is taken.
  • Gram projection data and scanogram image data are stored in the storage device 24.
  • the scanogram image data is created by performing a two-dimensional filter process in the channel direction and the view direction on the scanogram projection data using a part of the functions of the image reconstruction device 23.
  • the scan planning device 25 analyzes the scanogram projection data, and models the estimated cross section at an arbitrary position along the body axis of the subject as an elliptical cross section having an X-ray absorption coefficient equivalent to water, for example. To do.
  • This model is a three-dimensional model in which the major axis length and minor axis length of the elliptical cross section change depending on the position along the body axis of the subject (hereinafter referred to as the z position) (hereinafter referred to as the subject).
  • Specimen 3D model is a three-dimensional model in which the major axis length and minor axis length of the elliptical cross section change depending on the position along the body axis of the subject (hereinafter referred to as the z position) (hereinafter referred to as the subject).
  • the data of the subject 3D model is stored in the storage device 24.
  • the scan planning device 25 receives the diagnosis object size, tube voltage and tube current set values, X-ray collimation conditions, time per scanner rotation (hereinafter referred to as scan time) input from the operation device 6. ) And the three-dimensional model data of the object created by the scan planning device 25, and changes over time according to the recommended tube voltage and changes in the cross-sectional shape of the object during scanning with the tube voltage. A series of tube current values, that is, a change pattern of tube current is calculated.
  • the scan planning device 25 having the above functions is an important component of the present invention, and determines the optimum X-ray condition at the time of scanning by these (X-ray condition calculation means).
  • Fig. 5 is a series of operation flow diagrams of the preparatory operations performed before scanning for determining the optimum X-ray conditions.
  • the process of determining the X-ray conditions using the operation flow diagrams will be described in detail. Explained.
  • a scanogram image of subject 17 is taken.
  • the procedure for taking a scanogram image of subject 17 and the procedure for taking a CT image in the scan are basically the same.
  • the scanogram projection data is obtained by irradiating the subject 17 with X-rays from a certain direction, for example, the back side of the subject 17 without rotating the rotating plate 13 of the scanner gantry 1, and By detecting X-rays that have passed through specimen 17 and capturing this detection data, Can be obtained.
  • the scanogram obtained by detecting the detection data detected by the X-ray detector 11 by the data acquisition device 12 is sent from the data acquisition device 12 to the image reconstruction device 23 via the system control device 19.
  • a scanogram image is created by the reconstruction device 23 and displayed on the display device 5.
  • the scanogram image obtained at this time is an X-ray image transmitted from the back side to the front side in a certain direction, for example, from the front side, and this scanogram image is the slice position of the object 17 during scanning (CT image reconstruction) Used for position) setting.
  • Scanogram projection data is used not only to create a scanogram image but also to determine the optimal X-ray exposure conditions for scanning, which is a feature of the present invention.
  • the operator inputs the top board movement pitch, the scan start position zs, and the scan end position ze as shooting conditions from the operation device 6 with reference to the scanogram image displayed on the display device 5.
  • zs ⁇ ze is assumed, and generality is not lost.
  • the scan planning device 25 uses these input data, determines the CT image capturing range and slice position z of the subject 17 and the phase angle of the X-ray tube 8 (phase angle of the rotating plate 13) / 3.
  • the scan start position zs and the scan end position ze mean the z position of the first CT image and the z position of the last CT image obtained in a series of scans!
  • the operator inputs standard tube voltage, standard tube current, scan time, X-ray collimation condition, reconstruction filter function type, field size, slice thickness, window condition, etc. as imaging conditions from the operation device 6.
  • the operator inputs the start position zss and end position zse of the imaging range of particular interest and the size d_0 of the diagnosis target (eg, contrasted hepatocellular carcinoma) from the operation device 6.
  • the diagnosis target eg, contrasted hepatocellular carcinoma
  • d_0 of the diagnosis target For example, enter the diameter (equivalent diameter) of a circle with the same area as the diagnosis target.
  • the scan planner 25 analyzes the scanogram projection data and generates a three-dimensional model of the subject 17.
  • any slice position location within a range from the scan start position zs of the scan end position ze Calculate the predicted value SD_ref ( Z , xv.ref, i_ref) of the image SD value of the CT image obtained at z (first image SD predicted value calculation means).
  • SD_rei (z, xv.ref, i_ref) predicted in step S180 in the specific slice position range (zss ⁇ z ⁇ zse) MAX_SD_ref and the slice position where the image SD value is MAX_SD_ref (reference slice position) z_MAXSD (Slice position calculation means for maximum image SD prediction value).
  • a CNR that can identify the diagnosis target is obtained from the diagnosis target size d_o input in step S150 (contrast noise ratio calculation means).
  • a and b are real numbers, a> 0, b> 0.
  • Expression 2 can also be expressed by a polynomial expression.
  • the relationship between the diagnosis target size d_o and the identifiable CNR may be held in the storage device as a data table as shown in Table 1.
  • This data table can be disclosed to the operator and the operator can make any desired changes. In this case, it is desirable to automatically create an optimal approximate curve by spline interpolation of discrete data based on the changed data.
  • the identifiable CNR calculated in step S200 is corrected based on the slice thickness and window condition information set in step S140. Specifically, correction processing is performed according to the procedure shown in FIG.
  • the effective diameter of diagnosis object d_ef3 ⁇ 4 is calculated from the slice thickness and the diagnosis object size d.
  • the apparent size of the sphere appears to be small as the slice thickness increases, so the effective size is obtained here. Typically It is expressed by the following formula. If the slice thickness is Sthick,
  • the effect of changes in the effective diameter due to the slice thickness on the identifiable CNR is corrected.
  • Fig. 8 (a) in the graph showing the relationship between the identifiable CNR and the size (diameter) of the diagnosis target, the size of the diagnosis target changes from d_o to d_eff, and the identifiable CNR also changes.
  • the identifiable CNR after correction is CNR_d_modul.
  • Figure 8 (b) shows a schematic diagram of the relationship with the apparent CNR change rate (CNR_app) that can identify the diagnosis target corresponding to changes in the window conditions (window width, window level: W_Cond). Show.
  • Equation 2 and Equation 2 ′ it is expressed by an equation in which CNR_det_fonc is replaced with CNR_app and x is replaced with W_Cond. Therefore, when considering the window condition, if the identifiable CNR after correction is CNR_d_modu2,
  • the identifiable CNR (CNR_d_modu2) after correction in consideration of the effect of the slice thickness and the window condition can be obtained by following the steps S201 to S203.
  • the identifiable contrast noise ratio CNR_det includes the identifiable contrast noise ratio after correction described above.
  • Obtaining reference slice position z_MAXSD standard tube voltage XV is an image SD value under the _ref S D_xv_re3 ⁇ 4 tube current for realizing time product i_ta in the (z_MAXSD) by the following equation (first tube current time product calculating means) .
  • i_ta (z_MAXSD) i— ref X (MAX— SD— ref / SD— xv— ref) 2 (Equation 4)
  • the tube voltage xv_a is calculated using the image SD value prediction function, V based on the experimental data, etc., and the slice position z_MAXSD and tube current time product i_ta (z_MAXSD) shown in Fig. 9 obtained.
  • z_MAXSD slice position z_MAXSD and tube current time product i_ta
  • the image SD value predicted at the slice position z_MAXSD is defined as SD_xv_a.
  • the relationship between tube voltage and image SD is typically expressed as follows. SD— fbnc (x) ⁇ c X x— g (Equation 6)
  • c and g are real numbers, and c> 0 and g> 0.
  • Image SD prediction function CT image image SD value, SD_rei (z, xv_a, i_ta (z_MAXSD)) obtained using tube voltage xv_a and tube current time product i_ta (z —MAXSD) at each slice position z (Second image SD predicted value calculation means).
  • i_r (z) i_ta (z_MAXSD) X (SD—rei (z, xv—a, i—ta (z—MAXSD) / SD—xv—a) 2
  • the tube current time product i_r (z) and the tube voltage xv_a force S thus obtained are the recommended conditions for the tube current time product and the tube voltage calculated by the scan planning device 25.
  • CTDI exposure dose
  • image SD value image SD value
  • identifiable size of the diagnosis target when images are taken under the above recommended conditions and other conditions, and display them as options for the operator.
  • CCD 1 tube voltage
  • average tube current tube current time product divided by scan time
  • exposure dose CTD 1
  • Display predicted values such as the image SD value and the identifiable size of the diagnostic target (predicted value display means for evaluation index), and clearly indicate that option 1> is the recommended condition.
  • the size that can be diagnosed can be calculated using the inverse function of the function CNR_det_fonc described in (Equation 1).
  • ⁇ 1> is a field where both tube voltage and tube current are optimized.
  • ⁇ 2> optimizes tube current only, and tube voltage uses standard values,
  • ⁇ 3> uses standard shooting conditions without optimizing tube voltage and tube current. It is.
  • the X-ray condition for achieving an appropriate CNR for identifying the diagnostic object that is the object of the present invention is obtained, and when scanning under this X-ray condition, 1) is the best reading.
  • other than 1> may be selected. Even in such a case, it is helpful to indicate the predicted value for the image quality obtained as a result.
  • the operator selects the most appropriate condition from the options shown in step S260.
  • the conditions shown in FIG. 10 are displayed on the display device 5, and the conditions to be used are selected from the displayed conditions by clicking with the input device of the operating device 6, for example, the mouse (X-ray).
  • Condition selection means for example, the mouse (X-ray).
  • the force S is used to determine the imaging conditions that can achieve an appropriate CNR for identifying the diagnosis target.
  • ⁇ 3> may not achieve an appropriate CNR, if the displayed identifiable size is larger than the entered diagnostic target size, you can select ⁇ 1> or ⁇ 2> again. .
  • the actual imaging conditions may be determined based on the experience of the interpreting physician, etc., so that the imaging conditions can be selected according to the purpose of use as described above. Therefore, a flexible system can be realized.
  • the imaging conditions determined as described above are stored in the storage device 24 and sequentially read out by the system control device 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning. Control the imaging conditions (tube voltage, tube current) during scanning.
  • the system control device 19, the scan planning device 25, the operation device 6 and the like that execute the above functions and processes are a processor, a computer, a memory, a storage device, a register, a timing control, an interrupt, a communication interface, It can be realized by a configuration that operates in accordance with a computer program by a combination of an input / output signal interface and the like.
  • the X-ray CT apparatus of the present invention uses the scan planning apparatus 25 to perform scananodrum analysis for generating a three-dimensional model of the subject 17 from the scanogram projection data of the subject 17, and the subject three-dimensional.
  • Optimal imaging condition setting that calculates CNR necessary for diagnosis from the model generation function and the size of the identification target, and calculates and sets appropriate imaging conditions according to the imaging region of the subject from the 3D model of the subject 17 Because it has a function, it is possible to easily provide an X-ray CT examination to obtain a subject image with appropriate image quality.
  • FIG. 5 is referred to as the first embodiment, and the other five preferred embodiments are described in the order of explanation.
  • the second embodiment, the third embodiment, the fourth embodiment, the fifth embodiment, and the sixth embodiment are used.
  • FIG. 11 is a series of operation flow charts of the preparatory operations performed before the scan for determining the optimum X-ray condition in the second embodiment.
  • the X-ray conditions are determined using this operation flow chart. The process will be described in detail.
  • the true positive rate and the false positive rate are used, and (b) the image SD obtained in advance!
  • the tube current time product mAs can be identified by using the relationship between the current and the tube current time product mAs.
  • the point power to be corrected is mainly different from the first embodiment.
  • a scanogram image of subject 17 is taken. Since the scanning of the scanogram image is the same as that of the first embodiment, its details are omitted.
  • This process is the same as steps S110, S120, S130, and S140 of the first embodiment, and the operator refers to the scanogram image and includes an imaging region (scan start position zs, scan) including the diagnosis target from the operation device 6. Set the end position (ze).
  • the scan planner 25 analyzes the scanogram projection data to generate a subject three-dimensional model of the subject 17.
  • Input device force of the operating device 6 The size of the object to be diagnosed (for example, contrasted hepatocellular carcinoma) d_o is input and set.
  • the true positive rate (probability to judge that the disease existing in the diagnosis target is correct: True Positive Fraction, hereinafter referred to as “TPF”) and false positive
  • TPF True Positive Fraction
  • FPF False Positive Fraction
  • the size of the diagnosis object is, for example, the diameter r (circle equivalent diameter) of a circle having the same area as the diagnosis object.
  • step S304 CNR_det that can identify the diagnosis target is obtained from the size d_o of the diagnosis target input by the operator (contrast noise ratio calculation means).
  • the identifiable CNR_det is the relationship between the diagnostic target size d_o and the identifiable CNR shown in Fig. 12 (the relationship between the diagnostic target size and the identifiable contrast-to-noise ratio), and the F PF shown in Fig. 13 (a). (The relationship between true positive rate and false positive rate) and the relationship between identifiable CNR and FPF shown in Fig. 13 (b) (relationship between identifiable contrast noise ratio and false positive rate) Calculate using.
  • CNR The FPF curve is created in various sizes to be diagnosed when the operator inputs TPF, and is stored in the storage device 24.
  • the operator inputs the diagnosis object size d_o corresponding to the corresponding examination, and calculates the identifiable CNR_det corresponding to the diagnosis object size d_o with the force S.
  • the data set for ROC analysis is You can store it in the storage device 24! /, And you can use the one prepared by the operator.
  • the interpreting doctor is determined in advance, the data set stored in the storage device 24 is called before step S304, and the ROC analysis result of the interpreting doctor and (Equation 2) are used.
  • the identifiable CNR derived from the diagnostic object size set by the interpreting physician is obtained.
  • the calculated curve of (Equation 2) and the interpretation ability of the interpreting physician completely match, making it possible to set a more optimal discriminable CNR.
  • the identifiable CNR calculated in step S305 is considered in consideration of the slice thickness and window conditions input in step S301, as in steps S201 to S204 (FIG. 7) of the first embodiment. You can correct it.
  • the reference slice position z_MAXSD2 at which the image SD under the same imaging condition within the scan range and the three-dimensional model force of the subject 17 created in step S303 is maximized is calculated (slice position calculation means).
  • This z_MAXSD2 is obtained by analyzing the projection height of the scanogram (corresponding to the X-ray attenuation for each slice, meaning that if the projection height is large, the X-ray attenuation is large and the image SD becomes large). Calculated.
  • the assumed contrast value C_d means the absolute value of the CT value difference between the hepatocellular carcinoma as a diagnosis target and the liver parenchyma, assuming, for example, the contrast of the liver region.
  • the assumed contrast value in the liver increases in proportion to the contrast agent concentration administered to the patient. Also, the larger the subject size, the smaller the assumed contrast value.
  • Figure 14 is an average subject size and adults Pat_ave in a standard tube voltage xv_ref, is a schematic diagram showing an assumed contrast value corresponding to the subject size normalized by the P at_a Ve.
  • the subject size force Sp at _R at z_MAXSD2 can be calculated based on the scanogram analysis data, it means the normalized assumed contrast value force (R).
  • HLUnit represents the contrast agent concentration used to calculate the normalized contrast effect
  • HLLdia represents the contrast agent concentration actually used in clinical practice.
  • the assumed contrast value is stored in the storage device 24 in advance according to the region to be diagnosed, the region to be imaged, the physique of the subject, and the like.
  • the data required to create the relationship diagram is, for example, data obtained by photographing with various sizes of water phantoms using the X-ray CT device used, or Use data created based on simulation data!
  • the CNR tends to decrease as the tube voltage decreases, as shown by the solid line in Fig. 16.
  • the normalized CNR is assumed to be c (b), mAs correction coefficient e (b) and a mAs value after correction MAs_ Corr (b) Is calculated by (Equation 9) below (tube current time product correction means).
  • X-ray CT equipment to be used or basic data of X-ray tube power calculated from various conditions in the simulation is stored in the storage device 24 in advance, after correction for each tube voltage calculated in step S309 Calculate the exposure dose (eg, CTDIw) and X-ray tube power at the slice position of z_MAXSD2 using the tube current time product mAs_corr.
  • the relationship between tube voltage, exposure dose, and X-ray tube power at this time is as shown in Fig. 17.
  • the optimum value of the tube voltage, kV_opt is the X-ray tube power kW is kW ⁇ kW_max (rated X-ray tube power ) Is the optimum tube voltage that minimizes the exposure dose (tube voltage calculation means).
  • Figure 17 above is based on the X-ray CT system used, or the phantom size calculated by simulation, and the exposure dose for each tube voltage (the unit is mGy / mAs, so if mAs is calculated)
  • the exposure dose can be determined), and the compensation calculated according to the imaging conditions for each tube voltage.
  • the tube current MAs_ Corr after positive create relationship of tube voltage and the exposure dose by multiplying the mAs value, X-rays tube power can be calculated by the tube voltage X tube current for each tube voltage. By using these, the relationship between tube voltage and X-ray tube power can be created.
  • the above X-ray tube power is calculated in order to check whether the calculated X-ray condition is within the use range of the X-ray CT apparatus, and how long the imaging waiting time will be under that imaging condition. It is necessary to know.
  • the exposure dose (eg, CTDIw) is measured according to the international standard of the CTDIw measurement method recommended by the IEC. “The average of mAs values that fluctuate within the scan range is absorbed by radiation per unit mass. "Converted to CTDIw”.
  • mAs (z) which is the mAs value satisfying CNR_det on the other slice plane z, is obtained as the tube voltage-normalized C shown in Fig. 16 for each subject size L (z).
  • the estimated contrast value, contrast noise ratio, image SD, identifiable size d_o, exposure dose (CTDIw), optimum tube voltage, average tube current (mAs value, scan time) The value obtained by dividing by ()) Imaging information such as X-ray tube power (kW) is displayed on display device 5.
  • imaging conditions that can achieve an appropriate CNR for identifying a diagnosis target.
  • the imaging conditions determined in this way are stored in the storage device 24, and mAs calculated corresponding to each slice position while being sequentially called by the system controller 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning. According to the value, the X-ray controller 7 Therefore, scanning is performed using the tube current obtained by dividing the mAs value by the scan time.
  • FIG. 19 is a series of operation flowcharts of the preparatory operations performed before the scan for determining the optimum X-ray condition in the third embodiment.
  • the X-ray conditions are determined using this operation flowchart. The process will be described in detail.
  • CNR is obtained from the relationship between the size to be diagnosed and CNR
  • the target SD that is the target for the operator is set instead of obtaining SD at the reference slice position from CNR.
  • an identifiable diagnostic object size is calculated from the relationship between the diagnostic object size and the CNR.
  • slice position z_MAXSD3 at which the image SD under the same imaging condition within the scan range is maximized (slice position calculation means) of the subject 17 created in step S403.
  • This z_MAXSD3 is obtained by analyzing the projection height of the scanogram (corresponding to the X-ray attenuation amount for each slice, meaning that if the projection height is large, the X-ray attenuation is large and the image SD becomes large). Calculated. This is the same as in the second embodiment.
  • SD_dem target image SD
  • target image noise standard deviation value setting means target image noise standard deviation value setting means
  • an identifiable CNR is calculated from the assumed contrast value considering the imaging region and the size of the subject and the SD_dem input in step S405, and represents the relationship between the identifiable CNR and the size of the diagnosis target (
  • the size d of the object identifiable by diagnosis from the concept of Equation 2) is calculated backward (diagnosis object size calculation means) and displayed on the display device 5.
  • the assumed contrast value is the same as that described in step S307 of the second embodiment, and is stored in advance in the storage device 24 according to the diagnosis target region, the imaging region, the physique of the subject, etc.! / RU
  • the size d of the displayed object may be considered based on, for example, the slice position z_MAXSD3 at which the image SD is maximized under the same shooting conditions. From the definition of CNR and (Equation 2), assuming that the assumed contrast value at z_MAXSD3 is C_z_MAXSD3, the following (Equation 10) holds (assumed contrast value calculation means).
  • FIG. 20 schematically shows the above (Formula 10).
  • SD_ent is the image SD value input by the operator, and SD_dem indicates the value actually input.
  • the operator can also visually input SD_dem on the graph of FIG. 20 displayed on the display device 5 using a mouse or the like.
  • the assumed contrast value and SD_dem are stored in advance in the storage device 24 for each imaging region or diagnosis target! /, Which may be used as a default! /, And the operator himself can use the input means of the operation device 6. You may enter from. This input assumed contrast value is reflected in (Equation 10).
  • the operator can identify the identifiable size d (diagnostic) displayed in step S406. Equal to target! /, And determine whether the diameter of the circle with area r) is appropriate based on the diagnosis site and the degree of disease (diagnosis target size determination means).
  • step S408 If it is determined to be appropriate, the process proceeds to step S408. If it is determined not to be appropriate, the operator adjusts the image SD (image noise standard deviation value adjusting means) and proceeds to steps S405 and S406. .
  • the procedure after step S408 is the same as that in the second embodiment, except that the standard SD is the target SD value SD_dem.
  • mAs (SD_dem) which is the tube current time product satisfying SD_dem on the image SD tube current time product mAs curve shown in Fig. 15, of the subject size L at slice position z_MAXSD3 (tube current time product calculation means) ).
  • Tube voltage condition in this case is the standard tube voltage xv _r e re.
  • Step S409 Calculation of mAs correction coefficient and correction of mAs to keep CNR constant regardless of tube voltage from the relationship between tube voltage and CNR for subject size L and mAs (SD_dem) (Step S409) Size the subject and use the normalized tube voltage CNR curve shown in Fig. 16 for mAs (SD_dem).
  • the corrected mAs is calculated by correcting mAs (SD_dem) with the mAs correction coefficient (tube current time product correcting means).
  • step S409 Using the corrected mAs for each tube voltage calculated in step S409, the amount of exposed spring (eg, CTDIw) and the X-ray tube power at the slice position of z_MAXSD3 are calculated.
  • the calculation method is the same as step S310 in the second embodiment.
  • the optimum tube voltage value kV_opt is the tube voltage that minimizes the exposure dose under the condition of X-ray tube power kW power 3 ⁇ 4W ⁇ kW_max (tube voltage calculation means).
  • (9) Calculation of mAs value satisfying SD_dem on other slice plane z and display of image SD, recommended tube voltage, exposure dose, etc. (Step S411)
  • mAs (z) which is the mAs value satisfying SD — dem on the other slice plane z, is the tube voltage normal for each subject size L (z) shown in Fig. 16.
  • Imaging condition information such as estimated contrast value, contrast noise ratio, image SD, identifiable size d, exposure dose (CTDIw), and X-ray tube power (kW) obtained from the above Is displayed on the display device 5.
  • the recommended shooting conditions optimized by this embodiment and the conventional shooting conditions not optimized are displayed side by side. By presenting them to the operator, it is possible to clearly present the difference from the X-ray recommended conditions optimized by this embodiment.
  • the third embodiment it is possible to determine imaging conditions that can achieve an appropriate CNR for identifying a diagnosis target.
  • the imaging conditions determined in this way are stored in the storage device 24, and mAs values calculated corresponding to each slice position while being sequentially called by the system controller 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning.
  • the X-ray controller 7 scans the average tube current obtained by dividing the mAs value by the scan time.
  • FIG. 21 is a series of operation flow diagrams of the preparatory operations performed before the scan for determining the optimum X-ray condition in the fourth embodiment.
  • the X-ray conditions are determined using this operation flow diagram. The process will be described in detail.
  • the tube voltage and tube current are set to the slice position (reference slice position) where the SD value is maximum in the specific slice range.
  • the slice position where the SD value is the maximum is not used as a reference. This is different from the above embodiment in that the operator designates a desired slice position. For this reason, in the present embodiment, the processing differs depending on whether or not the calculated CNR is applicable to all slices.
  • the operator designates a desired slice position z_dei3 ⁇ 4 (desired slice position designation means), and inputs and sets FPF and diagnosis target size d_o (false positive rate setting means, diagnosis target size setting means).
  • the slice position may be specified by a cross section or by volume.
  • This SD uses, for example, data obtained by taking images of water phantoms of various sizes with the X-ray CT device used and analyzing the image SD, or created based on simulation data . These data are stored in the storage device 24, a three-dimensional model of the subject is constructed at the slice position z_def, and this data is compared with the data stored in the storage device 24 to obtain an image. Predict SD.
  • the image SD (z_def) on the 3D model of the subject calculated in step S506 is used to determine whether it is feasible with the X-ray CT device (image noise standard deviation prediction) Value feasibility judgment means)
  • the relationship between the image SD and the tube current time product mAs as shown in FIG. 15 under the calculated three-dimensional model condition of the subject may be used.
  • the software refers to the X-ray CT device's confider file to determine whether it is within the limit performance range of the X-ray CT device.
  • the Confider file is a parameter setting file that describes the combination of various imaging conditions, the operating conditions of the CT system, etc.
  • step S508 if it is feasible with the X-ray CT apparatus, the process proceeds to step S508. If not feasible, the operator repeats the steps S505 and S507 while changing the parameters (false positive). Rate and diagnostic object size adjustment means).
  • the CNR_d calculated in step S506 is determined to be applicable to the entire scan area set in step S501 (contrast noise ratio determination means).
  • the mAs value for achieving CNR_d is expected to exceed the limit performance range of the X-ray CT system. Then, scan as close to the CNR d as possible and scan at the limit value within the allowable performance range of the equipment.
  • the slice position where CNR_d cannot be achieved may be highlighted on the display device 5 and clearly shown to the operator.
  • a radio button for indicating a position corresponding to the slice position is provided, and the slice position for apparatus limit output shooting can be checked.
  • a method of clicking the slice position with the mouse is used. The realization method is just as shown here! /.
  • the operator can confirm the position where CNR_d is not secured in advance from the displayed image, and does not require the device limit performance by the slice position. In this way, unnecessary exposure can be suppressed and further exposure reduction can be achieved.
  • step S508 if it is determined in step S508 that CNR_d calculated in step S506 is not applicable to the entire scan area, whether or not SD (z_def) is satisfied at all slice positions is further checked. Judgment is made according to the diagnosis area (all slice position application determination means).
  • step S510 if the SD (z_ re f) determining to satisfaction in all slice positions (all slice positions Related determination means), the process proceeds to step S511, can apply the SD (z_ re f) in all slice positions If it is determined that there is not, the process proceeds to step S514.
  • the imaging conditions are controlled so that the image SD_dei3 ⁇ 4 is satisfied regardless of the slice position, and mAs (z) that becomes SD_def is calculated using the image SD prediction function for each subject size L (z) using Fig. 15. (Second tube current time product calculation means).
  • Fig. 15 is an image SD-tube current time product mAs curve of the subject size L at z_MAXSD2, the curve force mAs (z) for each subject size L (z) according to the slice position Z can be calculated. .
  • MPR multi pla nar reconstruction, multi-section reconstruction method
  • the diagnosis target size L (z) of the subject is compared with the subject size L (z_def) at the designated slice position z_def (subject size comparison means) and the following processing is performed.
  • step S509 First, if L (z) ⁇ L (z_def), the same processing as step S509 is performed (third tube current time product calculation means, tube current time product correction coefficient calculation means, tube current time product correction). Means, tube voltage calculation means).
  • mAs (z) is calculated by calculating the mAs value satisfying SD_dei3 ⁇ 4 from the image SD-tube current time product mAs curve shown in FIG. 15 at the optimum tube voltage xv_opt. Similarly to the case of (z) ⁇ L (z_def), a coefficient for correcting the calculated mAs value is calculated to correct the mAs value.
  • the optimum value of the tube voltage at this time is the optimum tube voltage at which the exposure dose is minimized under the condition that the X-ray tube power kW is kW ⁇ kW_ref (reference value of the X-ray tube power) (tube voltage calculation means) .
  • the slice position that cannot be achieved by SD_dei3 ⁇ 4 may be highlighted on the display device 5 and clearly shown to the operator.
  • a radio button for indicating a position corresponding to the slice position is provided, and a method of clicking the slice position with the mouse instead of a configuration in which the slice position for apparatus limit output imaging can be checked.
  • the realization method is just as shown here! /.
  • Tube voltage and tube current determined in step S512 (average tube current obtained by dividing mAs by scan time)
  • Image SD diagnostic target identifiable size, exposure dose, X-ray tube power, and other information are displayed on display device 5. Then start shooting.
  • step S514 If it is determined in step S514 that SD (z_def) is not applied to all slices, imaging at all slice positions is performed with tube current time product mAs (z_def) that satisfies CNR_d at slice position z_def.
  • mAs (Z _def) is calculated by using the image SD predictive function in a subject size L (z_def) (the fourth tube current time product calculating means).
  • This method has the merit that the tube current control becomes very simple because the same mAs can be used at all slice positions.
  • mA S ( z _dei) is calculated for all available tube voltages for exposure dose and X-ray tube power at each slice position (Step S515)
  • Step tube current calculated in S514 time product mA S (Z _dei) is calculated in all put that exposure dose (e.g. CTDIw) and possible tube voltage using an X-ray tube power the slice position z_def using (designated slice position Radiation dose and X-ray tube power calculation means).
  • exposure dose e.g. CTDIw
  • possible tube voltage using an X-ray tube power the slice position z_def using (designated slice position Radiation dose and X-ray tube power calculation means).
  • the optimum value kV_opt of the tube voltage in this case is the tube voltage that minimizes the exposure dose under the condition that the X-ray tube power kW is kW ⁇ kW_max (tube voltage calculation means).
  • Tube voltage and tube current determined in step S515 (average tube current obtained by dividing mAs by scan time)
  • Image SD information such as the size that can be diagnosed, exposure dose, and X-ray tube power are displayed. Shooting starts after the image is displayed in position 5.
  • step S511 and step S514 it is determined whether SD (z_def) is satisfied at all slice positions according to the examination content and the diagnostic area.
  • steps S511 and S514 and subsequent steps and displaying information such as the image SD determined in steps S513 and S516, the identifiable size of the object to be diagnosed, the exposure dose, and the X-ray tube power, the operator performs the appropriate inspection. Even if you choose the shooting conditions that you think are most appropriate for your needs,
  • the fourth embodiment it is possible to determine an imaging condition that can achieve an appropriate CNR in order to identify a diagnosis target by designating a desired diagnosis region by an operator.
  • the exposure reduction can be reduced to approximately the same level as in the third embodiment.
  • the imaging conditions determined in this way are stored in the storage device 24, and are sequentially called by the system control device 19 according to the imaging region of the subject 17 during scanning, corresponding to each slice position.
  • the X-ray controller 7 controls and scans the average tube current obtained by dividing the mAs value by the scan time.
  • FIG. 23 is a series of operational flow charts of the preparatory operations performed before the scan for determining the optimum X-ray condition in the fifth embodiment.
  • the X-ray conditions are determined using this operational flow chart. The process will be described in detail.
  • a plurality of regions of interest can be set, and the recommended imaging conditions are calculated for each region of interest. Other than that, it is almost the same as the second embodiment.
  • the operator sets a plurality of regions of interest to be photographed under different conditions (multiple regions of interest setting means).
  • the set area numbers are n.
  • FPF (n) used as a guideline for diagnosis by the operator and the size of the object to be diagnosed (for example, contrasted hepatocellular carcinoma) for each area where d_0 is set (diagnostic object size setting means, multiple False positive rate setting means).
  • the diagnosis object size d_0 is, for example, a diameter r (circle equivalent diameter) of a circle having the same area as the diagnosis object.
  • Figure 24 is a schematic diagram when there are two regions of interest.
  • region of interest l (Region of Interest 1
  • R d (n) is calculated (fourth contrast noise ratio calculating means).
  • the identifiable CNR is corrected based on the slice thickness and the window condition as in the first embodiment.
  • Step every Seki heart region set at step S604 from the subject three-dimensional model (ROI) that was created in step S603 is the image SD under the same imaging conditions for calculating a slice position z _ref (n) that maximizes (slice position calculating means).
  • the assumed contrast value considering the size and the like of the imaging region and a subject from CNR_d calculated in step S606 (n), the image SD (z_ re f at the slice position z_rei obtained in step S607 (n) ( n )) is calculated (image noise standard deviation value calculation means).
  • the tube voltage condition of the image SD tube current time product mAs curve is, for example, 120 kV (hereinafter, standard tube voltage xv_ref).
  • the method for calculating the mAs correction coefficient is the same as in the second embodiment.
  • the calculated mAs (z_rei (n)) is corrected for mAs by (Equation 9) (tube current time product correction means).
  • this corrected mAs is referred to as mAs_COrr (n).
  • the exposure dose (e.g. CTDIw) at the slice position z_ re f (n), calculates the X-ray tube power.
  • the exposure dose data is stored in the storage device 24 in advance, and kV_opt (n), which is the optimum value of the tube voltage, is the exposure dose under the condition that the X-ray tube power kW is kW ⁇ kW_max (n). This is the tube voltage to be minimized (tube voltage calculation means).
  • the mAs value satisfying SD (z_rei (n)) on the other slice plane is calculated from the image SD prediction function.
  • Tube voltage per slice surface at the calculated mAs value Normalized CNR curve (Fig. 16) Force, et al. MAs_corr (z (n) is calculated and the exposure dose under the imaging conditions selected in step S611 (eg CTDIw), Calculate X-ray tube power.
  • the mAs value calculated in this way is used for tube current control in the X-ray controller 7.
  • the image SD differs in each imaging area. For this reason, there are slice planes in which the image SD changes suddenly when 3D reconstruction is performed. Therefore, it is desirable to have a method that controls the imaging dose so as to smooth the change in the image SD on the slice plane before and after the image SD changes rapidly!
  • imaging conditions capable of achieving an appropriate CNR for identifying a diagnosis target can be determined. Since it is expected that the lesions to be diagnosed differ from region to region, it is possible to set appropriate imaging conditions for each region. This makes it possible to reduce unnecessary exposure, and the determined imaging conditions are stored in the storage device 24, and are sequentially called by the system control device 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning. Is controlled.
  • the above-described other preferable second to fifth embodiments are also a method for selecting an arbitrary shooting condition from the recommended shooting conditions and other shooting conditions.
  • a stage X-ray condition selection means
  • the interpretation doctor can select the imaging conditions according to the purpose of use, so that a flexible system can be obtained.
  • the imaging conditions determined as described above are stored in the storage device 24, and are sequentially read out by the system control device 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning. Control the imaging conditions (tube voltage, tube current) during scanning.
  • the force S shown when both the tube current and the tube voltage are optimized, and in this embodiment, the tube voltage is set so that the desired CNR is obtained regardless of the slice position. Only the tube current is optimized without changing from the user setting.
  • (1) When the tube voltage is changed to an optimum tube voltage different from the user setting value, the X-ray spectrum changes and the CT value of each tissue changes. In clinical practice, diagnosis may be made according to the CT value of the tissue, so this is prevented.
  • FIG. 25 is a series of operation flow charts of the preparatory operations performed before the scan for determining the optimum X-ray condition in the sixth embodiment.
  • the X-ray conditions are determined using this operation flow chart. The process will be described in detail.
  • a scanogram image of subject 17 is taken.
  • the scanning of the scanogram image is the same as that in step S100 of the first embodiment, and the details thereof are omitted.
  • This process is the same as steps S110, S120, S130, and S140 of the first embodiment, and the operator refers to the scanogram image and includes an imaging region (scan start position zs, scan) including the diagnosis target from the operation device 6. Set the end position (ze).
  • the scan plan apparatus 25 analyzes the scanodalam projection data and generates a subject three-dimensional model of the subject 17.
  • Input device force of the operating device 6 The size of the object to be diagnosed (for example, contrasted hepatocellular carcinoma) d_o is input and set.
  • TPF and FPF which are used as an indication for diagnosis by the operator, are input from the input device of the operating device 6 and set from the input device of the operating device 6 (true positive rate and false positive rate setting means).
  • the size of the diagnosis object is, for example, the diameter r (circle equivalent diameter) of a circle having the same area as the diagnosis object.
  • step S704 CNR_det that can identify the diagnosis target is obtained from the size d_o of the diagnosis target input by the operator (second contrast noise ratio calculation means).
  • the identifiable CNR_det is calculated in the same manner as in the second embodiment, using the relationship of FIG. 12 and FIG. 13 shown in the second embodiment. Further, an identifiable CNR_det corrected based on the slice thickness and the window condition is obtained by the same procedure as the procedure of FIG. 7 shown in the first embodiment.
  • the image SD (Z) that should satisfy the assumed contrast value and CNR_det is calculated for each slice plane (step S706).
  • SD (Z) which is the image SD at each slice position, is obtained from the assumed contrast value C_d taking into account the imaging region and subject size, etc., and the identifiable CNR_det calculated in step S6 (Equation 7) Is calculated in the same manner as in the second embodiment (image noise standard deviation value calculation means).
  • the assumed contrast value C_d means the absolute value of the CT value difference between the hepatocellular carcinoma as a diagnostic target and the liver parenchyma, assuming, for example, the contrast of the liver region.
  • the assumed contrast value in the liver increases in proportion to the contrast agent concentration administered to the patient. Also, the larger the subject size, the smaller the assumed contrast value.
  • the assumed contrast value can be calculated using (Equation 8) shown in the second embodiment.
  • the assumed contrast value is stored in the storage device 24 in advance according to the region to be diagnosed, the region to be imaged, the physique of the subject, and the like.
  • Step S707 Under the user-set tube voltage (kV_usrset) condition, mAs (Z) satisfying SD (Z) at the subject size L (Z) for each slice plane is calculated, and the image SD, diagnostic object identifiable size, exposure Dose, X-ray tube power, etc. are displayed (Step S707).
  • the calculation of mAs (Z) can be obtained from the relationship between the image SD and the tube current time product mAs at the object size L shown in FIG.
  • CNR d is modified to approach the limit value within the allowable range of the system. To do.
  • the slice position where identifiable CNR_d cannot be achieved as shown in FIG. 22 may be highlighted on the display device 5 and shown to the operator. It is also possible not to request the equipment limit performance except for the priority slice position specified by the operator.
  • the operator can confirm the position where CNR_d is not secured in advance from the displayed image, and does not require the device limit performance depending on the slice position! In this way, unnecessary exposure can be suppressed and further exposure reduction can be achieved.
  • the imaging information such as the divided value
  • X-ray tube power (kW) is displayed on the display device 5.
  • the relationship between the exposure dose and the X-ray tube power at this time is as shown in FIG. 26. As the subject size becomes smaller, both the exposure dose and the X-ray tube power become smaller.
  • imaging conditions that can achieve an appropriate CNR for identifying a diagnosis target can be set by a tube voltage condition set by the user.
  • the imaging conditions determined in this manner are stored in the storage device 24, and the mA calculated corresponding to each slice position while being sequentially called by the system controller 19 according to the imaging region of the subject 17 at the time of scanning.
  • X-ray controller 7 scans the tube using the tube current divided by the scan time.
  • the other five preferred second to sixth embodiments are also the system control device 19, the scan planning device 25, the operation device 6 and the like that execute the above functions and processes.
  • These devices include processors, computers, memories, storage devices, registers, and timing controls. It can be realized by a configuration that operates according to a computer program by a combination of control, interrupt, communication interface, input / output signal interface, and the like.
  • the present invention is not limited to the above-described five preferred second to sixth embodiments and can be variously modified without departing from the gist of the present invention.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a general overview of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 3 is a schematic diagram illustrating the configuration of an X-ray detector of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied and the relationship with X-ray irradiation.
  • FIG. 4 is a diagram showing the relationship between a scanner gantry, a patient table, and a subject of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied from the side.
  • FIG. 5 is an operational flowchart of a preparatory operation prior to a scan of the X-ray CT apparatus to which the first embodiment of the present invention is applied.
  • FIG. 6 is a diagram showing a function of a diagnosis target size and an identifiable CNR.
  • FIG. 7 Details of step S200 in the operation flow of FIG.
  • FIG. 9 is a diagram showing the relationship between tube voltage and image SD.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of information display regarding X-ray condition options.
  • FIG. 11 is an operation flow diagram of a preparation operation prior to scanning by the X-fountain CT apparatus to which the second embodiment of the present invention is applied.
  • FIG. 12 Relationship between the size of the diagnostic object and the identifiable CNR.
  • FIG. 13 is a diagram showing the relationship between the true positive rate and the false positive rate and the relationship between the identifiable CNR and the false positive rate.
  • FIG. 14 is a schematic diagram showing the relationship between the average adult subject size and the contrast effect normalized by this size at standard tube voltage.
  • FIG. 20 is a diagram showing a relationship between an input image SD value and a diagnosis target size.
  • FIG. 23 is an operational flowchart of a preparation operation prior to scanning of an X-ray CT apparatus to which the fifth embodiment of the present invention is applied.
  • FIG. 26 is a diagram showing the relationship between the imaging conditions set in the sixth embodiment and the subject size.
  • Scanner gantry 2 bed, 3 console, 4 top panel, 5 display device, 6 operation device, 7 X-ray control device, 8 X-ray tube, 9 collimator control device, 10 collimator, 11 X-ray detector, 12 data Data collector, 13 rotating plate, 14 rotating control device, 15 rotating plate drive device, 16 driving force transmission system, 17 subject, 18 X-ray detection element, 19 system control device, 20 bed control device, 2 1 bed up and down Moving device, 22 Top plate moving device, 23 Image reconstruction device, 24 Storage device, 25 Scan planning device, 26 Scanner gantry opening, TPF true positive rate, FPF false positive rate, ROI1, ROI2 Region of interest

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Abstract

　診断対象を識別するために適切なコントラストノイズ比を達成し得るＸ線撮影条件をスキャン開始前に決定する機能を有するＸ線ＣＴ装置を提供する。 　本スキャンに先立ち被検体のスキャノグラム投影データから被検体３次元モデルを推定し、操作者がスキャン系各自に操作装置で設定した診断対象のサイズと３次元モデルと記憶装置に記憶してある標準撮像条件とから診断対象を識別可能とするコントラストノイズ比を算出する。この識別可能なコントラストノイズ比を達成するための最適な照射Ｘ線条件（管電流、管電圧）を算出する。算出したＸ線条件を、その条件や他の条件で撮影した場合の画像ノイズ標準偏差値、被曝線量などとともに表示する。

Description

明 細 書
X線 CT装置
技術分野
[0001] 本発明は、 X線 CT装置に係り、特に診断対象を識別するために適切なコントラスト ノイズ比を得るための X線条件をスキャン開始前に予め決定する機能を有する X線 C T装置に関する。
背景技術
[0002] X線 CT装置には、 1回の X線曝射で、一つの断層画像が得られるシングルスライス 型 X線 CT装置と、同時に複数の断層画像が得られるマルチスライス型 X線 CT装置と 力 sある。
[0003] 前記シングルスライス型 X線 CT装置は、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線検出器を用い、被検体にファンビーム、すなわ ち扇形の X線ビームを X線管から照射し、前記被検体透過後の X線を計測して被検 体の投影データを得る。
[0004] これに対して、前記マルチスライス型 X線 CT装置は、被検体にコーンビーム、すな わち円錐形もしくは角錐形の X線ビームを X線管から照射し、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線検出器によって前記被検体透過 後の X線を計測して被検体の投影データを得る。
[0005] いずれの X線 CT装置においても、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、この収集した投影データにぼけ補 正のための再構成フィルタ処理を行った上で逆投影して被検体の断層像を再構成 する。
[0006] 前記投影データは、離散的な X線管の位置 (以下、「ビュー」と呼ぶ)におレ、て収集さ れ、この収集された投影データを「該当ビューにおける投影データ」と呼び、前記被 検体の周囲を回転する X線管と X線検出器の 1回転あたりのビュー数は、通常、数百 力、ら数千にまでおよび、 夂の 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。 また、 1ビュー分の投影データは、前記 X線検出器のチャネル数 X列数分のデータ 力、ら成る (シングルスライス型 X線 CT装置は前記のとおり列数 = 1の場合である)。
[0007] このような X線 CT装置において、得られた断層像内の診断対象を識別するために 、診断対象とその周囲との CT値差の絶対値を画像ノイズ標準偏差値 (以下、「画像 S D(Standard Deviation)値」と記載)で除した値、すなわちコントラストノイズ比 (Contrast Noise Ratio,以下「CNR」と記載)が重要な画質指標である。
[0008] 前記 X線 CT装置の画質指標において、一般的には被曝線量を増大させることによ り CNRが向上し、診断用画像として良質な画像となる力 S、その一方で患者の被曝線 量は極力少なく抑えることが望まし!/、。
そこで、被曝線量 ·画像 SD値を増大させな!/、ようにしつつ従来より低!/、管電圧 (X線 管の陽極と陰極間に印加する電圧)を使用することで再構成画像における CNRを向 上させる、あるいは再構成画像における CNRを減少させないようにしつつ従来より低 V、管電圧を使用することで被曝線量を低減する X線 CT装置が特許文献 1に開示さ れている。
特許文献 1 :特開 2004— 073865号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0009] しかしながら、上記特許文献 1に開示されている X線 CT装置は、実際には画像 SD 値に着目した X線条件最適化を行っているものであり、コントラスト (ここでは CT値差 の絶対値)もしくは CNRと X線条件との関係は十分に検討されて!/、なレ、。
例えば、臓器間のコントラストは必ずしも管電圧に大きく依存しないので、画像 SD値 が増大しないようにしつつ従来より低い管電圧を使用しても、 CNRの向上には必ずし も有効ではない。
[0010] また実際に CNRを保ちながら被曝線量を低減可能なプロセスがどのようなものにな るかが明確ではない。
さらに診断対象のサイズによって実現すべき CNRが異なり、したがって設定すべき
X線条件も異なるが、その点につ!/、ても検討されてはレ、な!/、。
[0011] そこで本発明は、診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る X線条件を 決定する機能を有する X線 CT装置を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0012] 上記の目的を達成するため、本発明の X線 CT装置は以下のように構成される。
すなわち、被検体に照射する X線を発生する X線管と、前記被検体を挟み前記 X線 管と対向配置され被検体を透過した X線を検出する X線検出器と、前記 X線管と X線 検出器を搭載して前記被検体の周りを回転するスキャナ回転体と、スキヤノグラム撮 影及びスキャン撮影に必要な情報を入力及び設定して操作する操作手段と、前記 X 線検出器によって検出された被検体のスキヤノグラム投影データに基づいてスキャン 時の撮影条件を決定する撮影条件決定手段と、この撮影条件決定手段によって決 定された撮影条件でスキャンするスキャン手段とを備え、このスキャン手段によってス キャンされ前記 X線検出器で検出した透過 X線量に基づいて前記被検体の断層像 を再構成する X線 CT装置において、前記撮影条件決定手段は、標準撮影条件を記 憶する記憶手段と、前記スキヤノグラム投影データを解析して前記被検体の 3次元モ デルを生成する被検体 3次元モデル生成手段と、前記操作手段で前記被検体の診 断対象サイズを設定する診断対象サイズ設定手段と、前記設定した診断対象サイズ と前記被検体 3次元モデルと前記標準撮影条件とから診断対象を識別するコントラス トノイズ比を得るための X線条件を算出する X線条件算出手段とを備える。
[0013] 本発明の X線 CT装置は、さらに、 X線条件算出手段が最終的に算出した X線条件
(例えば管電圧及び管電流時間積）とこの X線条件とは異なる X線条件での撮影時 における評価指標の予想値を表示する手段と、この表示手段に表示された評価指標 の予想値に対応する X線条件を選択する X線条件選択手段とを備える。前記評価指 標の予想値は、管電圧、管電流、被曝線量、診断対象の想定コントラスト値、コントラ ストノイズ比、画像ノイズ標準偏差値、診断対象の識別可能サイズ、消費 X線管電力 のうち少なくとも一つを含む。
[0014] さらにまた、前記表示手段に表示された評価指標の予想値に対応する X線条件を 選択する X線条件選択手段を備える。
本発明の X線 CT装置において、前記 X線条件算出手段は、以下、例示する種々 の態様を採りえる。 [0015] 前記 X線条件算出手段は、前記標準撮影条件である標準管電圧および標準管電 流時間積を用いた場合に、前記操作手段で設定した撮影範囲内の各スライス位置 において実現される画像ノイズ標準偏差値の第 1の予測値を算出する第 1の画像ノィ ズ標準偏差予測値算出手段と、前記第 1の画像ノイズ標準偏差予測値が前記撮影 範囲内に設定した特定スライス位置範囲内において最大値となる参照スライス位置 を算出する手段と、前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するた めのコントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、前記コントラストノ ィズ比算出手段が算出したコントラストノイズ比を用いて前記標準管電圧における第 1の画像ノイズ標準偏差基準値を算出する手段と、前記第 1の画像ノイズ標準偏差基 準値を実現するための第 1の管電流時間積を算出する第 1の管電流時間積算出手 段と、前記参照スライス位置において前記第 1の管電流時間積を用いた場合の画像 ノイズ標準偏差予測値が所定の上限値以下となる第 1の管電圧を算出する手段と、 前記参照スライス位置において前記第 1の管電圧および前記第 1の管電流時間積に より実現される第 2の画像ノイズ標準偏差基準値を算出する手段と、前記撮影範囲内 の各スライス位置で前記第 1の管電圧および前記第 1の管電流時間積により実現さ れる第 2の画像ノイズ標準偏差値予測値を算出する手段と、前記第 1の管電圧およ び前記第 2の画像ノイズ標準偏差予測値と前記第 2の画像ノイズ標準偏差基準値か ら前記撮影範囲内の各スライス位置において前記第 2の画像ノイズ標準偏差基準値 を実現するための第 2の管電流時間積を算出する第 2の管電流時間積算出手段とを 備え、前記第 1の管電圧および第 2の管電流時間積を X線条件とする。
[0016] 前記コントラストノイズ比算出手段、第 1の画像 SD基準値算出手段の具体的手段の 一例は以下のとおりである。
(1)前記コントラストノイズ比算出手段は、前記コントラストノイズ比を、前記診断対象 のサイズと識別可能なコントラストノイズ比との関係の関数より算出する手段である。
[0017] (2)前記第 1の画像 SD基準値算出手段は、前記第 1の画像ノイズ標準偏差基準値を 、前記記憶装置に記憶してある診断対象の標準管電圧における想定コントラスト値を 前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズで除算することにより算 出する手段である。 [0018] また、前記 X線条件算出手段は、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被 検体の診断対象における真陽性率と偽陽性率とを設定する真陽性率および偽陽性 率設定手段と、前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するための コントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、前記被検体 3次元モ デルにおける同一撮影条件での画像ノイズ標準偏差値が最大になる参照スライス位 置を算出するスライス位置算出手段と、想定コントラスト値と前記コントラストノイズ比 算出手段で算出したコントラストノイズ比とから前記参照スライス位置における画像ノ ィズ標準偏差値を算出する画像ノイズ標準偏差値算出手段と、該画像ノイズ標準偏 差値算出手段で算出した画像ノイズ標準偏差値を実現するための第 1の管電流時 間積を算出する管電流時間積算出手段と、前記第 1の管電流時間積における、管電 圧に依らずコントラストノイズ比を概一定にするための管電流時間積補正係数を算出 する管電流時間積補正係数算出手段と、前記第 1の管電流時間積を前記管電流時 間積補正係数により補正する管電流時間積補正手段と、前記 X線管で消費する電 力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下となる条件下で被曝線量を 最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、前記管電圧算出手段が算 出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補正した管電流時間積を X線条 件とする。
[0019] 前記コントラストノイズ比算出手段、前記想定コントラスト値、前記管電流時間積算 出手段および前記管電流時間積補正係数算出手段の一例は以下のとおりである。
[0020] (3)前記コントラストノイズ比算出手段は、前記コントラストノイズ比を、前記診断対象 サイズと識別可能なコントライスノイズ比との関係と、前記真陽性率と偽陽性率との関 係と、前記識別可能なコントラストノイズ比と偽陽性率との関係とから算出する手段で ある。
[0021] (4)前記想定コントラスト値は、前記標準撮影条件の標準管電圧における成人の平 均被検体サイズとこの平均値で正規化した前記被検体の診断対象サイズに応じた造 影効果との関係より求める。
[0022] (5)前記管電流時間積算出手段は、前記第 1の管電流時間積を、前記被検体サイ ズにおける画像ノイズ標準偏差値と管電流時間積の関係より求める手段である。 [0023] (6)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記補正係数を、前記被検体の所定 のサイズにおける管電圧と正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段である。
[0024] また、前記 X線条件算出手段は、前記被検体 3次元モデルにおける同一撮影条件 での画像ノイズ標準偏差値が最大になる参照スライス位置を算出するスライス位置算 出手段と、前記操作手段から目標の画像ノイズ標準偏差値を入力して設定する目標 画像ノイズ標準偏差値設定手段と、前記参照スライス位置における想定コントラスト 値と前記目標の画像ノイズ標準偏差値とから前記被検体の診断対象の識別可能な コントラストノイズ比を算出して診断対象サイズを算出する診断対象サイズ算出手段と 、前記算出した診断対象サイズが現実の診断対象サイズとして適切か否かの判断を 受け付ける診断対象サイズ判断入力手段と、前記算出した診断対象サイズが適切で あると判断された場合に、前記参照スライス位置での前記診断対象サイズで前記目 標の画像ノイズ標準偏差値を満たす第 1の管電流時間積を算出する管電流時間積 算出手段と、前記算出した診断対象サイズが適切でないと判断された場合に、前記 診断対象サイズが妥当になるように目標の画像ノイズ標準偏差値を調整する画像ノ ィズ標準偏差値調整手段と、前記第 1の管電流時間積における、管電圧に依らずコ ントラストノイズ比を概一定にするための前記管電流時間積補正係数を算出する管 電流時間積補正係数算出手段と、前記第 1の管電流時間積を前記管電流時間積補 正係数により補正する管電流時間積補正手段と、前記 X線管で消費する電力が前記 標準撮影条件である X線管電力の基準値以下となる条件下で被曝線量を最小とす る管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、前記管電圧算出手段が算出した管 電圧および前記管電流時間積補正手段で補正した管電流時間積を X線条件とする
[0025] 前記想定コントラスト値、前記管電流時間積算出手段および前記管電流時間積補 正係数算出手段の一例は以下のとおりである。
[0026] (7)前記想定コントラスト値は、前記診断対象サイズ算出手段で算出した診断対象 サイズと前記参照スライス位置とに基づいて算出する。
[0027] (8)前記管電流時間積算出手段は、前記参照スライス位置および前記診断対象の 所定のサイズにおける画像ノイズ標準偏差値と管電流時間積の関係より求める手段 である。
[0028] (9)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記補正係数を、前記被検体の所定 のサイズにおける管電圧と正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段である。
[0029] また、前記 X線条件算出手段は、前記操作手段で所望のスライス位置を指定する 所望スライス位置指定手段と、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被検体 の診断対象における偽陽性率を設定する偽陽性率設定手段と、想定コントラスト値と 前記所望スライス位置における前記被検体 3次元モデルとから前記所望スライス位 置の画像標準偏差予測値を算出する所望スライス位置画像ノイズ標準偏差値予測 手段と、前記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値と前記想定コントラスト 値とから前記指定した所望のスライス位置における診断対象を識別するためのコント ラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、前記所望スライス位置の画 像ノイズ標準偏差予測値が実現可能かを判断する画像ノイズ標準偏差予測値実現 性判断手段と、前記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値が実現不可能で あると判断した場合に、前記画像ノイズ標準偏差予測値が実現できるように前記偽陽 性率と前記診断対象サイズを調整する偽陽性率および診断対象サイズ調整手段と、 前記画像ノイズ標準偏差予測値が実現可能であると判断した場合に、前記コントラス トノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ比が全スライス位置に適用可能かを 判断するコントラストノイズ比判断手段とを備え、前記コントラストノイズ比が全スライス 位置に適用可能であると判断した場合は、前記所望スライス位置の画像ノイズ標準 偏差予測値を実現するための第 1の管電流時間積を算出する管電流時間積算出手 段と、前記第 1の管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概ー 定にするための管電流時間積補正係数を算出する管電流時間積補正係数算出手 段と、前記第 1の管電流時間積を前記管電流時間積補正係数により補正する管電流 時間積補正手段と、前記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管 電力の基準値以下となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧 算出手段とを備え、前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間 積補正手段で補正した管電流時間積を X線条件とする。
[0030] 前記管電流時間積算出手段および前記管電流時間積補正係数算出手段の一例 は以下のとおりである。
[0031] (10)前記管電流時間積算出手段は、前記第 1の管電流時間積を、前記所望のスラ イス位置および前記被検体の所定のサイズにおける画像ノイズ標準偏差値と管電流 時間積の関係より求める手段である。
[0032] (11)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記補正係数を、前記被検体の所 定のサイズにおける管電圧と正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段である
[0033] さらに、前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ比を実現でき なレ、スライス位置を前記表示手段に強調表示する。
[0034] 前記コントラストノイズ比判断手段において前記コントラストノイズ比算出手段で算 出したコントラストノイズ比が全スライス位置に適用不可能と判断した場合に、前記指 定したスライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値が全スライス位置に適用可能かの 判断をする全スライス位置適用判断手段と、この手段で全スライス位置に適用可能と 判断した場合に、スライス位置に依らず前記所望スライス位置における画像ノイズ標 準偏差予測値を満たす第 2の管電流時間積を算出する第 2の管電流時間積算出手 段と、前記被検体のスライス位置毎のサイズと前記指定した所望スライス位置におけ る被検体サイズとを比較する被検体サイズ比較手段とを備え、前記管電流時間積補 正係数算出手段および前記管電流時間積補正手段は、前記被検体サイズ比較手 段において、指定した所望スライス位置における被検体サイズ力 Sスキャン位置におけ る被検体サイズと同等以下と判断された場合は、前記第 2の管電流時間積における 、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定にするための管電流時間積補正係数 を算出し、前記第 2の管電流時間積を前記補正係数により補正し、前記管電圧算出 手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補正した管電流時間 積を X線条件とする。
[0035] 前記第 2の管電流時間積算出手段および前記管電流時間積補正係数算出手段 の一例は以下のとおりである。
[0036] (12)前記第 2の管電流時間積算出手段は、第 2の管電流時間積を、前記所望のス ライス位置および前記診断対象の所定のサイズにおける画像ノイズ標準偏差値と管 電流時間積の関係より求める手段である。
[0037] (13)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記補正係数を、前記診断対象の 所定のサイズにおける管電圧と正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段であ
[0038] 前記被検体サイズ比較手段において、当該スライス位置における被検体サイズが 前記指定したスライス位置における被検体サイズより大きレ、と判断された場合に、前 記管電圧算出手段が算出した管電圧の条件下でスライス位置毎に前記所望スライス 位置における画像ノイズ標準偏差予測値を満たす第 3の管電流時間積を算出する 第 3の管電流時間積算出手段と、前記管電流時間積補正係数算出手段および前記 管電流時間積補正手段は、前記第 3の管電流時間積における、管電圧に依らずコン トラストノイズ比を概一定にするための管電流時間積補正係数を算出し、前記第 3の 管電流時間積を前記補正係数により補正し、前記管電圧算出手段が算出した管電 圧および前記管電流時間積補正手段で補正した管電流時間積を X線条件とする。
[0039] 前記第 3の管電流時間積算出手段および前記管電流時間積補正係数算出手段 の一例は以下のとおりである。
[0040] (14)前記第 3の管電流時間積算出手段は、前記第 3の管電流時間積を、前記所望 のスライス位置および前記被検体のサイズにおける画像ノイズ標準偏差値と管電流 時間積の関係より求める手段である。
[0041] (15)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記被検体のサイズにおける管電 圧と正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段である。
[0042] 前記指定したスライス位置の画像標準偏差予測値が全スライス位置に適用できな V、場合に、前記指定したスライス位置における画像ノイズ標準偏差値を満たす第 4の 管電流時間積を算出する第 4の管電流時間積算出手段と、該第 4の管電流時間積 を用いて前記指定したスライス位置における被曝線量と X線管電力を算出する指定 スライス位置の被曝線量および X線管電力算出手段と、この手段で算出した X線管 電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下となる条件下で被曝線量 を最小とする第 2の管電圧を算出する第 2の管電圧算出手段とを備え、前記第 2の管 電圧および前記第 4の管電流時間積を X線条件とする。 [0043] また、前記 X線条件算出手段は、前記操作手段でスキャン領域を設定し、この領域 内で複数の関心領域を設定する複数関心領域設定手段と、前記複数関心領域設定 手段で設定した複数の関心領域毎に前記診断対象サイズ設定手段で診断対象サイ ズを設定し、かつ前記複数の診断対象サイズ内に存在する疾病の偽陽性率を設定 する複数偽陽性率設定手段と、前記設定した複数の関心領域の診断対象サイズカゝ ら当該診断対象を識別するためのコントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比 算出手段と、前記被検体 3次元モデルで前記設定した関心領域毎に画像ノイズ標準 偏差値が最大になるスライス位置を算出するスライス位置算出手段と、想定コントラス ト値と前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ比とから前記スラ イス位置算出手段で算出したスライス位置における画像ノイズ標準偏差値を算出す る画像ノイズ標準偏差値算出手段と、該画像ノイズ標準偏差値算出手段で算出した 画像ノイズ標準偏差値を実現するための管電流時間積を算出する管電流時間積算 出手段と、該管電流時間積算出手段で算出した管電流時間積における管電圧に依 らずコントラストノイズ比を概一定にするための管電流時間積補正係数を算出する管 電流時間積補正係数算出手段と、前記管電流時間積算出手段で算出した管電流 時間積を前記管電流時間積補正係数により補正する管電流時間積補正手段と、前 記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下とな る条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、前記 管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補正した 管電流時間積を X線条件とする。
[0044] 前記管電流時間積算出手段および前記管電流時間積補正係数算出手段の一例 は以下のとおりである。
[0045] (16)前記管電流時間積算出手段は、前記被検体サイズにおける画像ノイズ標準偏 差値と管電流時間積の関係より求める手段である。
[0046] (17)前記管電流時間積補正係数算出手段は、前記被検体サイズにおける管電圧と 正規化コントラストノイズ比の関係より求める手段である。
[0047] また、前記 X線条件算出手段は、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被 検体の診断対象における真陽性率と偽陽性率とを設定する真陽性率および偽陽性 率設定手段と、前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するための コントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、想定コントラスト値と前 記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ比とを満たす画像ノイズ 標準偏差値を、特定スライス位置範囲内にあるスライス面毎に算出する画像ノイズ標 準偏差値算出手段と、前記標準撮影条件として設定された管電圧において、スライ ス面毎の診断対象サイズで前記画像ノイズ標準偏差値を満たす管電流時間積を算 出する管電流時間積算出手段とを備え、前記設定された管電圧および前記管電流 時間積算出手段で算出された管電流時間積を X線条件とする。
発明の効果
[0048] 本発明によれば、被検体のスキヤノグラム投影データを解析して被検体の 3次元モ デルを生成し、被検体の診断対象のサイズと被検体 3次元モデルと予め設定してあ る標準撮影条件とから診断対象を識別するコントラストノイズ比を得るための X線条件 を算出し、この算出した X線条件でスキャンする構成としたので、診断対象を識別す るために適切な CNRを達成し得る X線条件を決定できる。その結果、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。
発明を実施するための最良の形態
[0049] 以下、添付図面に従って本発明の X泉 CT装置の好ましい実施の形態について詳 細に説明する。
なお、本発明は、診断対象を識別するために適切なコントラストノイズ比を得るため の X線条件をスキャン開始前に予め決定し、この決定した X線条件でスキャンするも のであり、スキャン方式 (アキシャルスキャン、螺旋スキャン)及びスライス型 (シングルス ライス、マルチスライス)のいずれにも適用可能である力 ここでは、マルチスライス型 螺旋スキャン方式の X線 CT装置に適用した場合を例として説明する。
[0050] 図 2に本発明が適用される X線 CT装置の全体概観図、図 1にその全体構成図を示 す。
図 2に示す X線 CT装置は、被検体に X線を照射して前記被検体の透過 X線データ を収集し、この収集した X線データを再構成演算して断層像を得るもので、被検体に X線を照射して被検体を透過した X線データを収集するスキャナガントリ 1と、被検体 を載置する移動可能な天板 4を備えた寝台 2と、各種動作設定を行うと共に収集した X線データに基づいて X線断層像を再構成し表示する操作装置 6と表示装置 5等を 備えた操作卓 3とにより構成される。
[0051] スキャナガントリ 1は、図 1に示すように、 X線制御装置 7によって制御される X線を発 生する X線管 8を有し、該 X線管 8から放射された X線はコリメータ制御装置 9によって 制御されるコリメータ 10により、例えば角錐形の X線ビーム、すなわちコーンビーム X 線が被検体 17に照射されて該被検体 17を透過した X線は X線検出器 11に入射する。
[0052] X線検出器 11は、図 3に示すようにチャネル方向と列方向に二次元的に配列された 複数の X線検出素子 18を有する。
この X線検出素子 18は、例えばシンチレータとフォトダイオードとの組み合わせによ つて構成され、全体として円筒面状若しくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲し た X線入射面を構成しており、例えばチャネル番号 iは 1〜1000程度、列番号 jは 1〜1 000程度である。
X線検出器 11におけるチャネルの配列方向に一致するコーンビーム X線のチヤネ ル方向の広がり角度、すなわちファン角度は αであり、また X線検出器 11における列 の配列方向に一致するコーンビーム X線の列方向広がりの角度、すなわちコーン角 度は γである。
X線検出器 11にはデータ収集装置 12が接続され、このデータ収集装置 12は X線検 出器 11の個々の X線検出素子 18の検出データを収集する。
[0053] 上記の X線制御装置 7からデータ収集装置 12までの構成要素はスキャナガントリ 1の 回転板 13に搭載され、この回転板 13は回転制御装置 14によって制御される回転板 駆動装置 15からの駆動力が駆動力伝達系 16により伝達されて被検体 17の周囲を回 転する。
[0054] 図 1に示す被検体 17を載置する移動可能な天板 4を備えた寝台 2は、寝台制御装置
20によって寝台上下移動装置 21を制御して適切な寝台高さにすると共に、前記寝台 制御装置 20によって天板移動装置 22を制御して天板 4を前後に移動させ、被検体 17 をスキャナガントリ 1の X線照射空間 (開口部) 26に搬入および搬出するように構成され ている。 [0055] このように構成されたスキャナガントリ 1において、図 4に示すように、寝台 2の天板 4 に載置された被検体 17がスキャナガントリ 1の開口部 26に搬入された後、コリメータ 10 の開口幅によりコーン角度 Ίを調整したコーンビーム X線を被検体 17に照射すると、 コーンビーム X線を照射された被検体 17の X線像は X線検出器 11に投影され、 X線 検出器 11によって被検体 17を透過した X線が検出される。
[0056] 図 1に示す前記操作卓 3は、本発明による X線 CT装置のシステム全体を制御する システム制御装置 19を備え、このシステム制御装置 19には、スキャナガントリ 1と寝台 2 が接続されている。
すなわち、このシステム制御装置 19により、スキャナガントリ 1内の X線制御装置 7、コ リメータ制御装置 9、データ収集装置 12、回転制御装置 14及び寝台 2内の寝台制御 装置 20が制御される。
[0057] データ収集装置 12で収集されたデータは、システム制御装置 19の制御によって画 像再構成装置 23に入力される。
この画像再構成装置 23は、スキヤノグラム撮影時にはデータ収集装置 12が収集し たスキヤノグラム投影データ (被検体透視データ)を用いてスキヤノグラム画像を作成し 、スキャン時にはデータ収集装置 12が収集した複数ビューの投影データを用いて CT 画像再構成を行う。
[0058] 画像再構成装置 23で作成されたスキヤノグラム画像及び再構成された CT画像や、 各種データ、及び X線 CT装置の機能を実現するためのプログラム等は、システム制 御装置 19に接続されて!/、る記憶装置 24に格納されて!/、る。
記憶装置 24には、標準撮影条件も記憶される。標準撮影条件とは、被検体 17の体 格や撮影部位で推奨される撮影条件を意味する。さらに後述するスキャン計画装置 2
5の計算に必要なデータ等も保存される。
また、システム制御装置 19には、表示装置 5と操作装置 6がそれぞれ接続され、表 示装置 5は、画像再構成装置 23から出力される再構成画像やシステム制御装置 19が 取り扱う種々の情報を表示する。
[0059] 前記操作装置 6は、操作者によって操作され、各種の指示や情報等をシステム制 御装置 19に入力する入力手段を備えている。 そして、操作者は、前記表示装置 5および操作装置 6を使用して対話的に本発明に よる X線 CT装置を操作する。
[0060] さらに、システム制御装置 19には、本発明の要部であるスキャン計画装置 25が接続 されており、このスキャン計画装置 25は、操作者が前記操作装置 6を使用して入力し た指示と前記記憶装置 24から読み出したスキヤノグラム画像を用いて撮影条件をス キャン開始前に予め決定するものである。
すなわち、記憶装置 24から読み出されたスキヤノグラム画像が表示装置 5に表示さ れ、操作者は表示された被検体スキヤノグラム画像上で操作装置 6を用いて CT画像 再構成位置 (以下、スライス位置という)の座標を指定することにより、スライス位置を設 定することができ、ここで設定したスライス位置の情報は記憶装置 24に保存されると 共に X線量制御条件等を設定するために用いられる。
[0061] 本発明による X線 CT装置は、被検体の CT画像を取得するスキャンの前に、撮影条 件を決定するために種々の準備操作を行う。
この準備操作は、被検体の撮影位置を設定するためのスキヤノグラム画像の撮影と 、この撮影で得られたスキヤノグラムデータの解析と、それに基づく撮影条件としての 最適な照射 X線条件の決定などで、これらはシステム制御装置 19の制御の下で行わ れる。
[0062] この準備操作に関与する主な構成要素としては、図 1中のシステム制御装置 19と、 スキャン計画装置 25と、操作装置 6と、表示装置 5と、 X線管 8と、 X線検出器 11等で、 特に、スキヤノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な照射 X線 条件の決定は、システム制御装置 19に接続されたスキャン計画装置 25の重要な機能 である (撮影条件決定手段)。
[0063] この準備操作において、先ずスキヤノグラム画像 (スキャン範囲の計画を立てるため に一方向から透視して得られる画像)を得るために操作装置 6は、主として X線管電圧 (X線管 8の陽極と陰極間に印加する電圧)、 X線管電流 (X線管 8の陽極と陰極間に流 れる電流)の設定値等の X線条件をシステム制御装置 19に入力する。
そして、回転板 13を回転させずに被検体 17を載置した天板 4と回転板 13を前記被 検体 17の体軸に沿って相対移動させて、スキヤノグラム画像の撮影を行い、スキヤノ グラム投影データ及びスキヤノグラム画像データを記憶装置 24に保存する。
スキヤノグラム画像データは、画像再構成装置 23の機能の一部を使用して、スキヤ ノグラム投影データにチャネル方向およびビュー方向の 2次元フィルタ処理を行って 作成する。
[0064] スキャン計画装置 25は、スキヤノグラム投影データを解析し、被検体の体軸に沿つ た任意の位置における推定断面を、例えば水に等価な X線吸収係数を持つ楕円断 面としてモデル化する。
このモデルは、被検体の体軸に沿った位置 (以下、 z位置と記載)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 (以下、被検体 3次元モデル と記載)。
この被検体 3次元モデルのデータは記憶装置 24に保存される。
[0065] そして、スキャン計画装置 25は、操作装置 6から入力された診断対象サイズ、管電 圧及び管電流設定値、 X線コリメーシヨン条件、スキャナ 1回転あたりの時間 (以下、ス キャン時間と記載)、及びスキャン計画装置 25が作成した被検体 3次元モデルのデー タを基にして、推奨する管電圧及び該管電圧でのスキャン中に被検体断面形状の変 化に応じて経時的に変化する一連の管電流値、すなわち管電流の変化パターンを 算出する。
上記機能を持つスキャン計画装置 25は、本発明の重要な構成要素で、これらにより スキャン時の最適な X線条件を決定するものである (X線条件算出手段)。
[0066] 図 5は上記最適な X線条件を決定するためのスキャン前に行なう準備操作の一連の 動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X線条件を決定する工程につい て詳細に説明する。
[0067] (1)スキヤノグラム撮影 (ステップ S 100)
被検体 17のスキヤノグラム画像を撮影する。被検体 17のスキヤノグラム画像を撮影 する手順とスキャンにおいて CT画像を撮影する手順とは基本的には同じである。 このスキヤノグラム投影データは、スキャナガントリ 1の回転板 13を回転させずに被検 体 17に対して一定方向、例えば被検体 17の背面方向から X線を照射して、 X線検出 器 11によって被検体 17を透過した X線を検出し、この検出データを取り込むことによ つて得られる。
[0068] X線検出器 11で検出した検出データをデータ収集装置 12で収集したスキヤノグラム 投影データは、このデータ収集装置 12からシステム制御装置 19を介して画像再構成 装置 23に送られ、該画像再構成装置 23でスキヤノグラム画像が作成され、表示装置 5 に表示される。
このとき得られるスキヤノグラム画像は一定方向、例えば背面から正面へ透過する X 線による像を正面方向から見たもので、このスキヤノグラム画像は、スキャン時の被検 体 17のスライス位置 (CT画像再構成位置)設定のために利用される。
スキヤノグラム投影データは、スキヤノグラム画像作成に用いられるだけでなぐ本発 明の特徴であるスキャンにおける最適な X線照射撮影条件決定のために利用される
〇
[0069] (2)撮影条件の入力 (ステップ S110、 S120、 S I 30)
操作者が表示装置 5に表示されたスキヤノグラム画像を参照して操作装置 6から撮 影条件としての天板移動ピッチ、スキャン開始位置 zs、スキャン終了位置 zeを入力す る。ここで zs≤zeと仮定して一般性を失わないので、以下において zs ^ zeとする。 これらの入力データを用いてスキャン計画装置 25により、被検体 17の CT画像撮影 範囲とスライス位置 zと X線管 8の位相角 (回転板 13の位相角） /3が決定される。
ここで、スキャン開始位置 zs、スキャン終了位置 zeは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位置を各々意味して!/、る。
[0070] (3)その他の撮影条件の入力 (ステップ S140)
操作者が操作装置 6から撮影条件としての標準管電圧、標準管電流、スキャン時間 、 X線コリメーシヨン条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ、スライス厚、ウィン ドウ条件等を入力する。
[0071] (4)特定スライス位置範囲、診断対象サイズの入力 (ステップ S150)
操作者が操作装置 6から、特に着目する撮影範囲の開始位置 zssおよび終了位置 z se、診断対象 (例えば、造影した肝細胞がん)のサイズ d_0を入力する。
ここで、 zs≤zss≤zse≤zeである。 zssの入力を省略した場合は zss = zs、 zseの入力 を省略した場合は zse = zeが自動設定される。また、診断対象のサイズ d_0としては、 例えば診断対象と等しい面積を持つ円の直径 (等価直径)を入力する。
[0072] (5)スキヤノグラムデータの解析及び被検体 3次元モデルの生成 (ステップ S160、 S17 0)
スキャン計画装置 25でスキヤノグラム投影データを解析して被検体 17の被検体 3次 元モデルを生成する。
この被検体 3次元モデルは、 z位置に対応する被検体 17の各断面を水に等価な X 線吸収係数を持つ楕円断面として近似したもので、その近似方法については特許文 献 1ゃ特開 2001-276040号公報に開示されているので、ここではその説明を省略する
〇
[0073] (6)標準管電圧、標準管電流における画像 SD予測値の算出 (ステップ S180)
標準管電圧 xv_ref、標準管電流時間積 (管電流値とスキャン時間との積) i_ref*用い た場合に、スキャン開始位置 zsからスキャン終了位置 zeの範囲内の任意のスライス位 置 zにおいて得られる CT画像の画像 SD値の予測値 SD_ref(Z, xv.ref, i_ref)を算出する (第 1の画像 SD予測値算出手段)。
この予測算出方法についても、特許文献 1ゃ特開 2001-276040号公報に開示され ている方法を各スライス位置 zにおける断面モデル、標準管電圧 xv_ref、標準管電流 時間積 i_refに対して用いればよ!/ヽので、ここでは説明を省略する。
[0074] (7)特定スライス位置範囲における画像 SD予測値の最大値及び当該スライス位置の 算出 (ステップ S190)
前記ステップ S180で予測した SD_rei(z, xv.ref, i_ref)の特定スライス位置範囲 (zss≤ z ≤ zse)における最大値 MAX_SD_refと、画像 SD値が MAX_SD_refとなるスライス位置（参 照スライス位置） z_MAXSDを求める (画像 SD予測値の最大値におけるスライス位置算 出手段)。
[0075] (8)診断対象識別可能な CNRの算出 (ステップ S200)
ステップ S150で入力した診断対象サイズ d_oから診断対象を識別可能な CNRを求め る (コントラストノイズ比算出手段)。
これは図 6に示す診断対象サイズ dと識別可能 CNRとの関係の関数 CNR_det_fonCを 予め実験により求めておき、次式により目的とする識別可能コントラストノイズ比 CNR_ detを求めることによって成される。
CNR.det = CNR_det_ilinc(d_o) (式 1)
ここで、関数 CNR_det_foncは典型的には次式のように表される
CNR— det— fonc(x)≡a X x- b (式 2)
ただし、 a、 bは実数であり、 a〉0、 b〉0である。
[0076] なお、式 2は多項式による表現も可能とする。
この場合、
CNR_det_func=a+b*x+c*x2+ - - - +η*χη (¾2， )
のように表される。
ただし、 a, b， c, nは実数である。
[0077] また診断対象サイズ d_oと識別可能な CNRの関係は、表 1のようにデータテーブルと して記憶装置に保持していても良いものとする。このデータテーブルを操作者に開示 し、操作者が所望の変更を加えることも可能である。この場合、変更されたデータに 基づき、離散的なデータをスプライン補間する等によって、最適な近似曲線が自動 的に作成されるようにするのが望ましい。
[0078] [表 1]
診断対象サイズと識別可能な C Rのデータテーブル
Figure imgf000020_0001
[0079] (9)識別可能な CNRをスライス厚およびウィンドウ条件に基づいて補正 (ステップ S201 〜S204)
ここでは、ステップ S200で算出した識別可能 CNRを、ステップ S140で設定したスライ ス厚およびウィンドウ条件の情報を基に補正する。具体的には、図 7に示す手順によ り補正処理を行う。
[0080] (9-1)ステップ S201
スライス厚と診断対象サイズ dとから診断対象実効径 d_ef¾算出する。
これは診断対象を球とした場合にスライス厚が厚くなることにより、球の見かけ上の サイズが小さく見えるため、ここではその実効的なサイズを求める。典型的には以下 の式により表される。スライス厚を Sthickとすると、
國
, ^ Sthick-jd o2 Sthick2 + d o2 sin-1 (Sthick I d o)
d—eff ~ = = ^-^
Sthick≤d_oの時 ― 2 - Sthick
. rr π · a o
d eff = =—
Sthick > d— oの時 ― 4
[0081] (9-2)ステップ S202
診断対象の実効径 d_effに基づき、スライス厚による実効径の変化が識別可能 CNR に及ぼす影響を補正する。図 8 (a)に示すように、識別可能 CNRと診断対象のサイズ (径）との関係を示すグラフにおいて、診断対象のサイズが d_oから d_effに変わる、識 別可能 CNRも変わり、この時点での補正後の識別可能 CNRは、 CNR_d_modulとなる。
[0082] (9-3)ステップ S203
スライス厚、ウィンドウ条件（ウィンドウ幅、ウィンドウレベル）が診断対象のコントラスト に及ぼす影響を補正する。
これはスライス厚およびウィンドウ条件が変化した場合、診断対象の見かけ上のコン トラストが変化し、識別可能 CNRを適切に補正する必要があるためである。
[0083] ウィンドウ条件（ウィンドウ幅、ウィンドウレベル: W_Cond )の変化に対応する診断対 象を識別可能な見かけ上の CNRの変化割合（CNR_app)との関係の概略図を、図 8 (b )に示す。
典型的には式 2および式 2 'において、 CNR_det_foncを CNR_appに、 xを W_Condに 置き換えた式により表される。よって、ウィンドウ条件を考慮した場合、補正後の識別 可能 CNRを CNR_d_modu2とすると、
CNR— d— domu2=CNR— d— modul*CNR— app
となる。
[0084] (9-4)ステップ S204
以上、ステップ S201〜S203の手順を踏むことにより、スライス厚やウィンドウ条件の 影響を考慮した補正後の識別可能 CNR (CNR_d_modu2)を得ることができる。
なお、上記ステップ S201〜S204による識別可能 CNRの補正は、本実施の形態にお いて必須ではないが、スライス厚およびウィンドウ条件を考慮した補正を行なうことに より、より精度の高い X線条件設定を行なうことができる。以下、参照する識別可能コ ントラストノイズ比 CNR_detは、上述した補正後の識別可能コントラストノイズ比を含む
[0085] (10)標準管電圧で実現すべき画像 SD基準値の算出 (ステップ S210)
予め記憶装置 24に格納してある診断対象の標準管電圧 XV_refにおける想定コントラ スト値 C_oとステップ S200で求めた CNR_detとから、標準管電圧で実現すべき画像 SD 値の基準値である SD— XV— ref¾次式により求める (第 1の画像 SD基準値算出手段)。
SD_xv_ref = C_o/CNR_det (式 3)
[0086] (l l)SD_xv_rei¾実現する管電流時間積 i_ta(z_MAXSD)の算出 (ステップ S220)
参照スライス位置 z_MAXSDにおける標準管電圧 XV_refのもとでの画像 SD値である S D_xv_re¾実現するための管電流時間積 i_ta(z_MAXSD)を次式によって求める (第 1の 管電流時間積算出手段)。
i_ta(z_MAXSD) = i— ref X (MAX— SD— ref/SD— xv— ref)2 (式 4)
[0087] (12)画像 SD≤上限値 SD_ULIMとなる管電圧 xv_a及びスライス位置 z_MAXSDにおけ る予測画像 SD値 SD_xv_aの算出 (ステップ S230)
識別対象以外の部分の画質を考慮し、（式 4)で算出した管電流時間積 i_ta(z_MAXS D)での画像 SDが上限値 SD_ULM以下となるような管電圧 xv_aを求める。画像 SDの上 限値 SD_ULIMは、適切な値を予め操作装置から入力しておく。或いは推奨される値 をデフォルトで記憶装置 24に設定してお!/、てもよレ、。
ここで、管電流一定のもとでは管電圧によらず造影対象の CNRが略一定に保たれ ることがわかっているため、管電圧の変更は造影対象の診断に悪影響を与えない。 そこで、管電圧 xv_aの算出は、画像 SD値の予測機能を用い、実験データ他に基づ V、て求めた図 9に示すスライス位置 z_MAXSD、管電流時間積 i_ta(z_MAXSD)のもとで の管電圧と画像 SDとの関係を用いて、次式を満たす最低の管電圧 xv_aを求める。（第 1の管電圧を算出する手段)。
SD_ULIM≥SD_func(xv_a) (式 5)
この時、スライス位置 z_MAXSDにおいて予測される画像 SD値を SD_xv_aとする。なお 管電圧と画像 SDとの関係は典型的には次式のように表される。 SD— fbnc(x)≡c X x— g (式 6)
ただし、 c、 gは実数であり、 c〉0、 g〉0である。
[0088] (13)管電圧 xv— a、管電流時間積 i— ta(z— MAXSD)時の画像 SD予測値の算出 (ステップ S240)
画像 SD予測機能により、各スライス位置 zにおいて管電圧 xv_a、管電流時間積 i_ta(z —MAXSD)を用いた場合に得られる CT画像の画像 SD値、 SD_rei(z，xv_a，i_ta(z_MAXSD) )を予測する (第 2の画像 SD予測値算出手段)。
[0089] (14)スライス位置 zにおける画像 SD値 SD_xv_aを実現するための管電流時間積 i_r(z) の算出 (ステップ S250)
各スライス位置 zにおける管電圧 xv_aのもとでスライス位置 Z_MAXSDにおいて予測さ れる画像 SD値 SD_xv_aとするための管電流時間積 i_r(z)を次式によって求める (第 2の 管電流時間積算出手段)。
i_r(z) = i_ta(z_MAXSD) X (SD— rei(z，xv— a，i— ta(z— MAXSD》/SD— xv— a)2
こうして求めた管電流時間積 i_r(z)および管電圧 xv_a力 S、スキャン計画装置 25で算出 された管電流時間積および管電圧の推奨条件となる。
[0090] (15)管電圧、管電流と被曝線量、画像 SD予測値との関係の表示 (ステップ S260)
上記推奨条件およびそれ以外の条件で撮影した場合の、被曝線量 (CTDI)、画像 S D値、診断対象の識別可能サイズ等の予想値を計算し、それを操作者に対する選択 肢として表示する。例えば、以下の選択肢く 1〉〜く 3〉の各々にっき、図 10に示すよう に、管電圧、平均管電流 (管電流時間積をスキャン時間で除した値)、被曝線量 (CTD 1)、画像 SD値、診断対象の識別可能サイズ等の予想値を表示し (評価指標の予想値 表示手段)、この中で選択肢く 1〉が推奨条件であることを明示する。
なお診断対象の識別可能サイズにつ!/、ては、（式 1)に記載した関数 CNR_det_foncの 逆関数を用いて算出することができる。
く 1〉管電圧 xv_a、管電流時間積 L z)を使用する場合 (推奨条件）
く 2〉標準管電圧 xv_ref、管電流時間積 i_r(z)を使用する場合 (管電流のみ最適化） く 3〉標準管電圧 xv_ref、標準管電流時間積 Lrei*使用する場合 (最適化なし）
[0091] 上記く 1〉、く 2〉、く 3〉の選択肢において、く 1〉は管電圧、管電流ともに最適化した場 合、く 2〉は管電流のみ最適化し、管電圧は標準的な値を使用する場合、く 3〉は管電 圧及び管電流も最適化せずに、標準的な撮影条件を使用する場合である。
[0092] 上記のように表示することによって、各々のメリットとデメリットが良く分かるようになり 、操作者は前記メリットとデメリットを考慮して撮影条件を選択することができる。
通常は、本発明の目的である診断対象を識別するために適切な CNRを達成するた めの X線条件を求めて、この X線条件でスキャンする場合はく 1〉が最適である力 読 影医等の判断でく 1〉以外を選ぶこともあり、そのような場合でも、その結果得られる画 質等について予測値を示しておく方が判断の一助となる。
[0093] (16)撮影条件の選択 (ステップ S270)
操作者が前記ステップ S260で示された選択肢から最も適切な条件を選択する。 前記条件の選択は、例えば図 10に示す条件を表示装置 5に表示し、この表示され た条件の中から使用する条件を操作装置 6の入力装置、例えばマウスでクリックして 選択する (X線条件選択手段)。
[0094] 以上のようにして、診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る撮影条件を 決定すること力 Sでさる。
なお、診断対象を最小限の被曝線量で識別可能とするにはく 1〉が最適であるが、 若干被曝線量が増大してもく 1〉より画像 SD値が小さい画像にしたい場合はく 2〉を選 択し、あるいは経験的に慣れている標準条件でスキャンするのが最も適切と考える場 合はく 3〉を選択することになる。
ただし、く 3〉は適切な CNRを達成できない場合が考えられるので、表示された識別 可能サイズが入力した診断対象サイズより大きくなつてしまう場合は、改めてく 1〉やく 2 〉を選択すれば良い。
[0095] このように、実際に撮影条件を決定するには読影医の経験等に基づいて決定する 場合もあるので、これを考慮して上記のように使用目的に応じて撮影条件を選択でき るように配慮することにより柔軟なシステムにすることができる。
[0096] 以上のようにして決定された撮影条件は記憶装置 24に保存され、スキャン時に被検 体 17の撮影部位に応じてシステム制御装置 19によって順次読み出されて、 X線制御 装置 7を介してスキャン中の撮影条件 (管電圧、管電流)を制御する。 [0097] 上記機能及び処理を実行するシステム制御装置 19、スキャン計画装置 25、操作装 置 6等の装置は、プロセッサ、コンピュータ、メモリ、記憶装置、レジスタ、タイミング制 御、割り込み、通信インタフェイス、及び入力/出力信号インタフェイス等の組み合わ せによりコンピュータ 'プログラムに応じて動作する構成とすることにより具現化可能で ある。
[0098] 以上、実施形態例を参照して本発明について説明したが、本発明は上記実施形態 に限定されるものではなぐ本発明の主旨を逸脱しない範囲で種々変更可能である ことは言うまでもない。
[0099] 上記に説明した如ぐ本発明の X線 CT装置は、スキャン計画装置 25により、被検体 17のスキヤノグラム投影データから被検体 17の 3次元モデルを生成するスキヤノダラ ム解析及び被検体 3次元モデル生成機能や、識別対象のサイズから診断に必要な C NRを算出し、被検体 17の 3次元モデルから被検体の撮影部位に応じた適切な撮影 条件を算出して設定する最適撮影条件設定機能を備えているので、適切な画質の 被検体画像を得るための X線 CT検査を容易に提供することが可能となる。
[0100] 次に、別の好ましい 5つの実施形態について図 11以降の図面を用いて説明する。
なお、前記別の好ましい 5つの実施形態と図 5の動作フローにより説明した実施形態 とを区別するために、上記図 5を第 1の実施形態とし、別の好ましい 5つの実施形態を 説明順にそれぞれ第 2の実施形態、第 3の実施形態、第 4の実施形態、第 5の実施 形態、第 6の実施形態とする。
[0101] 《第 2の実施形態》
図 11は、第 2の実施形態における上記最適な X線条件を決定するためのスキャン 前に行なう準備操作の一連の動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X 線条件を決定する工程について詳細に説明する。
本実施形態は、（a)識別可能 CNRの算出に際し、診断対象のサイズに加えて、真陽 性率および偽陽性率を用いる点、および (b)予め求めてお!/、た画像 SDと管電流時間 積 mAsの関係を用いて識別可能 CNRを実現する管電流時間積 mAsを求める点、およ び (c)求めた管電流時間積 mAsを管電圧に依らず CNRを概一定にするように補正す る点力 主として第 1の実施形態と異なっている。（a)を採用することにより、読影医の 読影能力を考慮した識別可能 CNRに基づき推奨撮影条件を算出することができる。
[0102] (1)スキヤノグラム撮影 (ステップ S300)
被検体 17のスキヤノグラム画像を撮影する。このスキヤノグラム画像の撮影は第 1の 実施形態と同様であるので、その詳細については省略する。
[0103] (2)スキャン領域設定、撮影条件の入力 (ステップ S301)
この処理は、第 1の実施形態のステップ S110、 S120、 S130および S140と同じで、操 作者がスキヤノグラム画像を参照して操作装置 6から診断対象を含んだ撮影領域 (ス キャン開始位置 zs、スキャン終了位置 ze)を設定する。
ここで、スライス位置の撮影条件として、スライス厚、天板移動ピッチ、スキャン時間 、標準管電圧、標準管電流、 X線コリメーシヨン条件、再構成フィルタ関数の種類、視 野サイズ、ウィンドウ条件等を入力する。
[0104] (3)スキヤノグラムデータ解析 (ステップ S302)および被検体 3次元モデル生成 (ステツ プ S303)
第 1の実施形態の S160、 S170と同様に、スキャン計画装置 25でスキヤノグラム投影 データを解析して被検体 17の被検体 3次元モデルを生成する。
[0105] (4)診断対象サイズ d_oおよび TPF、 FPFの入力 (ステップ S304)
操作装置 6の入力装置力 診断対象となるもののサイズ (例えば造影された肝細胞 ガン) d_oを入力して設定する。
さらに、操作装置 6の入力装置力 操作者が診断の際の目安となる真陽性率 (診断 対象に存在する疾病が正しいと判断する確率： True Positive Fraction,以下「TPF」と 記す)と偽陽性率 (診断対象に疾病が存在しないにもかかわらず誤って存在すると判 断する確率： False Positive Fraction,以下「FPF」と記す)とを操作装置 6の入力装置 から入力して設定する (真陽性率および偽陽性率設定手段)。
診断対象のサイズは、例えば診断対象と等しい面積を持った円の直径 r (円等価直 径)とする。
[0106] (5)診断対象の識別が可能な CNR_detの算出 (ステップ S305)
ステップ S304で操作者が入力した診断対象のサイズ d_oから診断対象を識別可能 な CNR_detを求める（コントラストノイズ比算出手段)。 識別可能な CNR_detは、図 12に示す診断対象サイズ d_oと識別可能な CNRとの関 係図 (診断対象サイズと識別可能なコントラストノイズ比との関係)と、図 13(a)に示す F PFと TPFとの関係隨真陽性率と偽陽性率との関係)および図 13(b)に示す識別可能 な CNRと FPFとの関係図 (識別可能なコントラストノイズ比と偽陽性率との関係)を用い て算出する。
[0107] 先ず、図 12に示す診断対象サイズ d_oと識別可能な CNRとの関係を得るためには、 例えば操作者が TPF、 FPF、 d_oなどを入力することによって、後述の図 13(a)に示す F PFと TPFとの関係および図 13(b)に示す識別可能な CNRと FPFとの関係図を求める必 要がある。
[0108] 図 13(a)に示す FPFと TPFとの関係を表す ROC曲線 (receiver operating characterist ic curve)は、診断対象サイズ毎に CNRを変化させた場合について、 CNRが既知の画 像を用いて予め ROC解析を行って算出し、この結果を記憶装置 24に格納しておく。 そして、図 13(a)の ROC曲線上で操作者がステップ S304で入力した TPFの値力 で ある場合、例えば、 d_o=r、 CNR = aの ROC曲線上から TPF=Tに対応する FPF=Fをス キャン計画装置 25で算出する。同様にして異なる CNR毎の ROC曲線で、 TPF = Tに 対する FPFを求め、図 13(b)に示す CNR-FPF曲線を作成する。
その後、 CNR— FPF曲泉において、例えば FPF=F1における CNR_detが診断対象 サイズ rにおける識別可能な CNRとして算出される (図 12に参照）。
[0109] CNR— FPF曲線は、操作者が TPFを入力した時点で様々な診断対象サイズで作成 されて記憶装置 24に格納される。
ここで、さらに FPFの値を定めることによって、図 12に示す様な診断対象サイズ d_oと 識別可能 CNRとの関係図が作成される。
この図 12の関係図を基に、操作者は該当する検査に対応する診断対象サイズ d_o を入力することで、該診断対象サイズ d_oに対応する識別可能な CNR_detを算出する こと力 Sでさる。
[0110] なお、記憶装置 24に格納してある CNR毎の ROC曲線は、読影者に応じて改変する ことも可能である。
このように、読影者に応じて改変する場合は、 ROC解析を行うためのデータセットを 記憶装置 24に格納してお!/、ても良レ、し、操作者が用意したものを使用しても良レ、。
[0111] またステップ S304において、 TPFや FPFの入力は省略し、デフォルト値として、例え ば TPF = 0.95、 FPF = 0.05のような値を予め記憶装置 24に格納しておいても良い。 さらにまた、診断対象サイズ d_oの入力も省略可能である。この場合は、診断対象部 位や撮影部位に応じて、例えば肝臓領域であれば d_o= 10mmと!/、う値を予め記憶装 置 24に格納しておき、読影者に応じて改変することも可能である。
なお、診断対象サイズ d_oと識別可能 CNRの関係は、典型的には上記 (式 2)と同様 である。
[0112] ここで、読影医が予め決まっている場合には、記憶装置 24に格納してあるデータセ ットをステップ S304以前に呼び出しておき、読影医の ROC解析結果と (式 2)を用いて、 読影医が設定した診断対象サイズから導き出された識別可能な CNRを求める。 この結果、算出した (式 2)の曲線と読影医の読影能力が完全に一致することで、より 最適な識別可能な CNRの設定が可能になる。
この方法による識別可能な CNRの設定は、以下の実施形態 (第 3の実施形態、第 4 の実施形態および第 5の実施形態)でも同様に適用可能である。
また上述のようにステップ S305で算出した識別可能な CNRは、第 1の実施形態のス テツプ S201〜S204 (図 7)と同様に、ステップ S301で入力されたスライス厚やウィンドウ 条件を考慮して補正してもよレ、。
[0113] (6)作成した 3次元モデルにおける同一撮影条件での画像 SDが最大になるスライス 位置 z_MAXSD2の算出 (ステップ S306)
ステップ S303で作成した被検体 17の 3次元モデル力、らスキャン範囲内における同一 撮影条件での画像 SDが最大になる参照スライス位置 z_MAXSD2を算出する (スライス 位置算出手段)。
この z_MAXSD2は、スキヤノグラムの投影高さ (スライス毎の X線減衰量に対応し、投 影高さが大きいと X線減衰が大きいことを意味し、画像 SDは大きくなる)を解析するこ とによって算出される。
[0114] (7)想定コントラスト値と CNR_detより、参照スライス位置 z_MAXSD2での画像 SD(z_MA XSD¾の算出 (ステップ S307) この工程では、撮影部位および被検体のサイズ等を考慮した想定コントラスト値 C_d と、ステップ S305で算出した CNR_detより、参照スライス位置 z_MAXSD2での画像 SDで ある SD(z_MAXSD2)を以下の (式 7)により算出する (画像ノイズ標準偏差値算出手段)。
SD(z_MAXSD2) = C_d/CNR_det (式 7)
[0115] 上記想定コントラスト値 C_dは、例えば肝臓領域の造影を想定すると、診断対象とし ての肝細胞ガンと肝実質との CT値差の絶対値を意味する。ここで、肝臓における想 定コントラスト値は、患者に投与する造影剤濃度に比例して大きくなる。また、被検体 サイズが大きいほど想定コントラスト値は小さくなる。
図 14は、標準管電圧 xv_refにおいて成人の平均被検体サイズを Pat_aveとし、この P at_aVeで正規化した被検体サイズに応じた想定コントラスト値を示す模式図である。ス キヤノグラム解析データを基に z_MAXSD2における被検体サイズ力 Spat_Rと算出できる 時、正規化想定コントラスト値力 (R)であることを意味する。
実際の想定コントラスト値 Δ HLLrefの算出は、例えば (式 8)のようになる。
Δ HU_ref= (HU_dia/HU_init) X c(R) (式 8)
ただし、 HLUnitは正規化造影効果を算出する際に使用した造影剤濃度、 HLLdiaは 実際に臨床で使用される造影剤濃度を表す。
この A HU_ref^、上記式 7の想定造影効果 C_dに用いる。
[0116] 上記想定コントラスト値は診断対象部位や撮影部位、被検者の体格等に応じて予 め記憶装置 24に格納しておく。
[0117] (8)参照スライス位置 z_MAXSD2の被検体サイズ Lで SD(z_MAXSD2)を満たす mAs(z_ MAXSD2)の算出 (ステップ S308)
図 15に示す被検体サイズ Lにおける画像 SDと管電流時間積 mAsの関係より、画像 S D = SD(z_MAXSD2)に対応する管電流時間積 mAs(z_MAXSD2)を算出する (管電流時 間積算出手段)。ここで、画像 SD-管電流時間積 mAs曲線の管電圧条件は、例えば 1 20kV (以降、標準管電圧 xV_ref)とする。
[0118] 図 15の画像 SDと管電流時間積 mAsの関係図は、被検体サイズ毎に予め記憶装置
24に格納してあるものを用いる。関係図の作成に必要なデータは、例えば使用する X 線 CT装置を用いて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、若しくは シミュレーションデータに基づ!/、て作成したデータを用いる。
[0119] (9)mAs(z_MAXSD2)の条件での被写体サイズ Lにおける管電圧と正規化 CNRとの関 係を基にして、管電圧に依らず CNRを概一定にするための mAs補正係数の算出と m Asの補正 (ステップ S309)。
ステップ S308で算出した管電流時間積 mAs(z_MAXSD2)の条件において、図 16に 示す被写体サイズ Uこおける管電圧と正規化 CNRとの関係図を基にして、管電圧に 依らず CNRを概一定にするための mAs補正係数 λを算出する (管電流時間積補正係 数を算出手段)。
これは、図 16に実線のグラフで示すように、 CNRは管電圧が小さくなるにつれてが 減少傾向にあることを考慮するためである。例えば、管電圧が b (く標準管電圧 XV_ref) の時、正規化 CNRが c(b)であるとすると、 mAs補正係数え（b)および補正後の mAs値で ある mAs_COrr(b)は以下の (式 9)で算出される (管電流時間積補正手段)。
mAs— corr(b) = λ (b) X mAs(z_MAXSD2) (式 9)
ただし、 b)= Vc(b)2
[0120] 上記図 16の管電圧と正規化 CNRとの関係図の作成に使用するデータは、使用す る X線 CT装置を用いて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が望ま LV、がシミュレーションデータに基づ!/、て作成したデータを用いても良!/、。
[0121] (10)補正後 mAsでの最適管電圧、被曝線量、 X線管電力の算出 (ステップ S310)
使用する X線 CT装置もしくはシミュレーションにおいて様々な条件から算出された 被曝線量および X線管電力の基礎データは、予め記憶装置 24に記憶されており、ス テツプ S309で算出した管電圧毎の補正後管電流時間積 mAs_corrで、 z_MAXSD2のス ライス位置における被曝線量 (例えば CTDIw)、 X線管電力を算出する。
この時の管電圧、被曝線量、 X線管電力の関係は、図 17に示すようになり、管電圧 の最適値である kV_optは、 X線管電力 kWが kW≤kW_max (定格 X線管電力)となる条 件下で被曝線量が最小となる最適管電圧である (管電圧算出手段)。
[0122] 上記図 17は、使用する X線 CT装置、もしくはシミュレーションによって算出したファ ントムサイズ、管電圧毎の被曝線量を基にし (単位は mGy/mAsであるので、 mAsが算 出されていれば被曝線量は求まる)、管電圧毎に当該撮影条件に応じて算出した補 正後の管電流 mAs_COrrを前記 mAs値に乗算することにより管電圧と被曝線量の関係 が作成でき、 X線管電力は管電圧毎に管電圧 X管電流により算出できる。これらを用 いることにより管電圧と X線管電力の関係を作成することができる。
[0123] 上記 X線管電力を算出するのは、算出した X線条件が X線 CT装置の使用範囲内 であるかをチェックするためと、当該撮影条件において撮影待ち時間がどれくらいに なるかを知るために必要である。
また、被曝線量 (例えば CTDIw)は、 IECから勧告されている測定法 CTDIwの国際基 準に準じて測定し、 "スキャン範囲内で変動する mAs値の平均を単位質量あたりに放 射線によって吸収されるエネルギーとし CTDIwに換算"して求める。
[0124] (11)他のスライス面 zにおける CNR_detを満たす mAs値の算出および画像 SD、推奨 管電圧、被曝線量等の撮影情報表示 (ステップ S311)
ステップ S310で求めた最適管電圧 kV_optの条件下で、他のスライス面 zで CNR_det を満たす mAs値である mAs(z)を被写体サイズ L(z)毎の図 16に示す管電圧-正規化 C NR曲線から (式 9)によりに算出し、 xv_opt、 mAs(z)における被曝線量 (例えば CTDIw)、 X線管電力を算出する。
[0125] そして、以上により求めた診断対象の想定コントラスト値、コントラストノイズ比、画像 SD、診断対象の識別可能サイズ d_o、被曝線量 (CTDIw)、最適管電圧、平均管電流（ mAs値をスキャン時間で除算した値) X線管電力 (kW)等の撮影情報を表示装置 5に表 示する。
これらの表示の一例を図 18に示す。この例でも、上記ステップにより最適化した推 奨撮影条件と、最適化しない場合の撮影条件を表示して操作者に示している。
[0126] このように、最適化した推奨撮影条件と最適化しない従来の撮影条件を踏襲した場 合を並べて表示してことにより、本実施形態によって最適化した X線推奨条件との差 を明確に提示することができる。
[0127] 以上の様にして、診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る撮影条件を 決定することができる。この様にして決定された撮影条件は、記憶装置 24に格納され 、スキャン時に被検体 17の撮影部位に応じてシステム制御装置 19によって順次呼び 出されながら各スライス位置に対応して算出された mAs値に従い、 X線制御装置 7に よって mAs値をスキャン時間で除した管電流を用いてスキャンする。
[0128] 《第 3の実施形態》
図 19は、第 3の実施形態における上記最適な X線条件を決定するためのスキャン 前に行なう準備操作の一連の動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X 線条件を決定する工程について詳細に説明する。
本実施形態は、第 2の実施形態のように、診断対象サイズと CNRとの関係から CNR を求めて、 CNRから参照スライス位置における SDを求めるのではなぐ操作者が目標 とする目標 SDを設定し、診断対象サイズと CNRとの関係から識別可能な診断対象サ ィズを算出する点が異なる。本実施形態は、従来から用いてきた画像 SDを入力して 撮影条件を設定する方式と同様の入力により CNRに基く撮影条件を設定できるという 利点がある。
[0129] (1)スキヤノグラム撮影 (S400)、スキャン領域設定、撮影条件入力 (S401)、スキヤノグ ラムデータ解析 (S402)および被検体の 3次元モデル生成 (S403)までの処理は、上記 第 2の実施形態のステップ S300〜ステップ S303の処理と同様であるので、各工程の 説明は省略する。
[0130] (2)3次元モデルにおける同一撮影条件での画像 SDが最大になるスライス位置 z_M AXSD3の算出 (ステップ S404)
ステップ S403で作成した被検体 17の 3次元モデル力、らスキャン範囲内における同一 撮影条件での画像 SDが最大になるスライス位置 z_MAXSD3を算出する (スライス位置 算出手段)。
この z_MAXSD3は、スキヤノグラムの投影高さ (スライス毎の X線減衰量に対応し、投 影高さが大きいと X線減衰が大きいことを意味し、画像 SDは大きくなる)を解析するこ とによって算出される。これは第 2の実施形態と同じである。
[0131] (3)目標の画像ノイズ標準偏差値 SD_demの入力 (ステップ S405)
操作者が要求する画像 SDである SD_dem(目標画像 SD)を操作装置 6の入力手段か ら入力して設定する (目標画像ノイズ標準偏差値設定手段)。
本スキャン時には前記 SD_demに基づ!/、て、全スライス位置で SD_demが実現できる ように X線制御装置 7によって X線量が制御される。 [0132] (4)z_MAXSD3における想定コントラスト値から識別可能な診断対象サイズ dの算出（ ステップ S406)
この工程では、撮影部位および被検体のサイズ等を考慮した想定コントラスト値と 前記ステップ S405で入力された SD_demから識別可能な CNRが算出され、識別可能 な CNRと診断対象サイズとの関係を表す（式 2)の概念から診断で識別可能な対象物 のサイズ dが逆算されて (診断対象サイズ算出手段)表示装置 5に表示される。想定コ ントラスト値は、第 2の実施形態のステップ S307で説明したものと同じであり、診断対 象部位や撮影部位、被検者の体格等に応じて予め記憶装置 24に格納されて!/、る。
[0133] 表示される対象物のサイズ dは、例えば同一撮影条件で画像 SDが最大になるスライ ス位置 z_MAXSD3を基準に考えれば良い。 CNRの定義、および (式 2)から z_MAXSD3 における想定コントラスト値を C_z_MAXSD3とすると、以下の (式 10)が成り立つ (想定コ ントラスト値算出手段)。
[数 2]
C MAXSD3
* SD den" (式 10)
SD dem C z MAXSD3
[0134] 上記 (式 10)を模式的に表したものを図 20に示す。この図 20において、 SD_entは操 作者が入力する画像 SD値で、 SD_demは実際に入力した値を示す。
操作者は、表示装置 5に表示された図 20のグラフ上で、マウス等を用いて視覚的に SD_demを入力することもできる。
[0135] この場合、診断対象サイズと画像 SDとの関係が明確になるので、より簡便に SD_dem を設定することが可能となる。
また、想定コントラスト値や SD_demは撮影部位もしくは診断対象毎に予め記憶装置 24に格納されて!/、るものをデフォルトとして用いても良!/、し、操作者自らが操作装置 6 の入力手段から入力しても良い。この入力した想定コントラスト値は (式 10)に反映され
[0136] (5)算出した識別可能な診断対象サイズ dの妥当性の判断 (ステップ S407)
この工程では、操作者が前記ステップ S406で表示された識別可能なサイズ d (診断 対象と等し!/、面積を持つ円の直径 r)が診断部位や疾病の程度などから適切かどうか を判断する (診断対象サイズ判断手段)。
適切であると判断された場合、ステップ S408へ進み、適切でないと判断された場合 は操作者が画像 SDを調整しながら (画像ノイズ標準偏差値調整手段)ステップ S405お よびステップ S406の工程を踏む。ステップ S408以降の手順は、基準とする SDが目標 S D値である SD_demであることを除き、第 2の実施の形態と同様である。
[0137] (6)z_MAXSD3の被写体サイズ Lで SD_demを満たす mAs(SD_dem)の算出 (ステップ S4 08)
この工程では、スライス位置 z_MAXSD3における被検体サイズ Lの図 15に示す画像 SD 管電流時間積 mAs曲線上で SD_demを満たす管電流時間積である mAs(SD_dem )を算出する (管電流時間積算出手段)。
この場合の管電圧条件は、標準管電圧 xv_rereある。
[0138] (7)被検体サイズ L、 mAs(SD_dem)における管電圧と CNRとの関係から管電圧に依ら ずに CNRを一定にするための mAs補正係数の算出と mAsの補正 (ステップ S409) 被写体サイズし、 mAs(SD_dem)において図 16に示す管電圧一正規化 CNR曲線から
、管電圧に依らず CNRを一定にするための mAs補正係数を算出する (管電流時間積 補正係数算出手段)。
より具体的には、前記ステップ S408で算出した mAs(SD_dem)の条件において、被写 体サイズ Lの管電圧-正規化 CNR曲線を基に、管電圧に依らずに CNRを概一定にす るための mAs補正係数 λを (式 9)により算出する。
[0139] そして、 mAs補正係数により mAs(SD_dem)を補正して補正後の mAsを算出する (管電 流時間積補正手段)。
[0140] (8)補正後 mAsでの最適管電圧、被曝線量、 X線管電力の算出 (ステップ S410)
ステップ S409で算出した管電圧毎の補正後 mAsで、 z_MAXSD3のスライス位置にお ける被曝泉量 (例えば CTDIw)、 X線管電力を算出する。算出方法は第 2の実施形態 のステップ S310と同じである。
また、管電圧の最適値 kV_optは、 X線管電力 kW力 ¾W≤kW_maxとなる条件下で被 曝線量を最小とする管電圧である (管電圧算出手段)。 [0141] (9)他のスライス面 zにおける SD_demを満たす mAs値の算出と画像 SD、推奨管電圧、 被曝線量等の表示 (ステップ S411)
ステップ S410で求めた最適管電圧 kV_optの条件下で、他のスライス面 zにおける SD — demを満たす mAs値である mAs(z)を図 16に示す被写体サイズ L(z)毎の管電圧 正 規化 CNR曲線から (式 9)によりに算出し、 kV_opt、 mAs(z)における被曝線量 (例えば C TDIw)、 X線管電力を算出する。
[0142] そして、以上により求めた診断対象の想定コントラスト値、コントラストノイズ比、画像 SD、診断対象の識別可能サイズ d、被曝線量 (CTDIw)、 X線管電力 (kW)等の撮影条 件情報を表示装置 5に表示する。
この表示においても第 2の実施形態の表示例（図 18)と同様に、本実施形態によつ て最適化した推奨撮影条件と最適化しない従来の撮影条件を踏襲した場合を並べ て表示して操作者に示すことにより、本実施形態によって最適化した X線推奨条件と の差を明確に提示することができる。
[0143] このように、第 3の実施形態によれば、診断対象を識別するために適切な CNRを達 成し得る撮影条件を決定することができる。また従来から用いてきた自動露出機構の ような画像 SDを入力する方式に慣れた操作者によっては、本実施形態を適用するに 当たりほとんど抵抗なく簡便に撮影条件を決定することが可能になる。このようにして 決定された撮影条件は、記憶装置 24に格納され、スキャン時に被検体 17の撮影部位 に応じてシステム制御装置 19によって順次呼び出されながら各スライス位置に対応し て算出された mAs値に従い、 X線制御装置 7によって mAs値をスキャン時間で除した 平均管電流を制御してスキャンする。
[0144] 《第 4の実施形態》
図 21は、第 4の実施形態における上記最適な X線条件を決定するためのスキャン 前に行なう準備操作の一連の動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X 線条件を決定する工程について詳細に説明する。
第 1〜第 3の実施形態では、最初に特定スライス範囲のうち SD値が最大となるスライ ス位置 (参照スライス位置）にお!/、て管電圧および管電流 (もしくは管電流時間積）を 算出したが、本実施形態では、 SD値が最大となるスライス位置を基準とするのではな ぐ操作者が所望のスライス位置を指定する点が上記実施形態と異なる。このため本 実施形態では、算出された CNRが全スライスに適用可能か否かに応じて処理を異な らせる。
[0145] (1)スキヤノグラム撮影 (S500)、スキャン領域設定、撮影条件入力 (S501)、スキヤノグ ラムデータ解析 (S502)および被検体の 3次元モデル生成 (S503)までの処理は、上記 第 2の実施形態のステップ S300〜ステップ S303の処理および第 3の実施形態のステ ップ S400〜ステップ S403の処理と同様であるので、各工程の説明は省略する。
[0146] (2)スライス位置 z_defの指定 (ステップ S504)、 FPF、診断対象サイズ d_oの入力 (ステツ プ S505)
これらの工程では、操作者が所望のスライス位置 z_dei¾指定し (所望スライス位置指 定手段)、 FPF、診断対象サイズ d_oを入力して設定する (偽陽性率設定手段、診断対 象サイズ設定手段)。スライス位置は断面指定でも良いし、あるいはボリュームで指定 しても良い。
[0147] (3)想定コントラスト値と所望スライス位置 z_defにおける画像 SD(z_def)とから診断対象 を識別可能な CNR_dの算出 (ステップ S506)
撮影部位および被検体のサイズ等を考慮した想定コントラスト値と前記ステップ S50 4で指定した所望スライス位置 z_defにお!/、て、ステップ S503で算出された被検体の 3 次元モデルから画像 SD予測機能を用いて、所望スライス位置 z_defにおける画像ノィ ズ標準偏差値 SD(z_def)を求める (所望スライス位置画像ノイズ標準偏差値予測手段）
[0148] この SD(z_def)は、例えば様々なサイズの水ファントムを、使用する X線 CT装置で撮 影して画像 SDを解析したデータ、もしくはシミュレーションデータに基づいて作成され たものを使用する。これらのデータを記憶装置 24に格納しておき、スライス位置 z_def におレ、て被検体の 3次元モデルを構築して、このデータと記憶装置 24に格納された データとを比較することによって画像 SDを予測する。
[0149] このようにして予測した画像 SD(z_dei)と指定したスライス位置 z_defにおける診断対 象領域で識別可能なコントラストノイズ比 CNR dを下式の (式 11)により算出することが できる (第 3のコントラストノイズ比算出手段)。 CNR_d =想定コントラスト値/ SD(z_def) (式 11)
[0150] (4)所望スライス位置 z_defeの画像 SD(z_def)は装置の限界性能範囲内かの判断 (ス テツプ S507)
この工程では、ステップ S506で算出した被検体の 3次元モデル上での画像 SD(z_def )が、使用してレ、る X線 CT装置で実現可能力、どうかを判断する (画像ノイズ標準偏差 予測値実現性判断手段)。
これには算出した被検体の 3次元モデル条件下における図 15のような画像 SDと管 電流時間積 mAsの関係を用いれば良い。 SD(z_dei)を満たす mAsについて、ソフトゥェ ァが X線 CT装置のコンフイダファイルを参照することによって、 X線 CT装置の限界性 能範囲内にあるかどうかを判断する。なお、コンフイダファイルとは、各種撮影条件の 組合せ、 CTシステムとしての動作条件等が記載されたパラメータ設定ファイルである
[0151] この判断において、 X線 CT装置で実現可能である場合は、ステップ S508 移行し 、実現不可能である場合は、操作者はパラメータを変更しながらステップ S505 S507 の手順を繰り返す (偽陽性率および診断対象サイズ調整手段)。
[0152] (5)CNR_dを全スライス位置に適用可能かの判断 (ステップ S508)
さらに、ステップ S506で算出した CNR_dをステップ S501で設定したスキャン領域全域 に適用可能力、を判断する (コントラストノイズ比判断手段)。
全スライス位置に適用可能な場合は S509 移行し、適用できない場合は S510 移 行する。
[0153] (6)mAs補正係数算出、最適管電圧 kV_opt、補正後の mAsの算出と撮影条件の表 示 (ステップ S509)
この工程は、第 2の実施形態におけるステップ S308 S311と同様である。ただし、第 2の実施形態における表記 z_MAXSD2 SD(z_MAXSD2)はそれぞれ z_def SD(z_dei) に置き換える (管電流時間積算出手段、管電流時間積補正係数算出手段、管電流 時間積補正手段、管電圧算出手段)。
[0154] ここで、スライス位置に応じた被検体サイズ (径 r)によっては、 CNR_dを達成するた めの mAs値が X線 CT装置の限界性能範囲を超えることが予想される力 この場合は 、可能な限り CNR dに近付くように修正して装置許容性能範囲内の限界値でスキャン する。
この場合、操作者に対しては、図 22に「〇」で示すように CNR_dを達成できないスラ イス位置を表示装置 5に強調表示して明示するようにしても良い。
また、操作者が指定した重点スライス位置以外においては、図 22に「装置限界出 力する」と示したように、装置限界性能を要求しないようにすることも可能である。
[0155] 本実施形態においては、当該スライス位置に対応した位置を示すためのラジオボタ ンを設け、装置限界出力撮影をするスライス位置をチェックできる構成としたが、マウ スでスライス位置をクリックする方法など、その実現方法はここで示した限りでな!/、。
[0156] 上記の方法を用いることにより、操作者は表示された画像から予め CNR_dが確保さ れない位置を確認できるようになると共にスライス位置によって装置限界性能を要求 しな!/、設定とすることで不要な被曝が抑えられ、さらなる被曝低減が可能となる。
[0157] (7)SD(z_def)を全スライス位置に適用可能かの判断 (ステップ S510)
この工程は、ステップ S508において、ステップ S506で算出した CNR_dがスキャン領 域全域に適用可能ではないと判断された場合に、さらに、 SD(z_def)が全スライス位置 で満足するかどうかを当該検査内容および診断領域に応じて判断する (全スライス位 置適用判断手段)。
このステップ S510 (全スライス位置適用判断手段）で SD(z_ref)を全スライス位置で満 足すると判断した場合はステップ S511へ移行し、 SD(z_ref)を全スライス位置に適用で きないと判断した場合はステップ S514へ移行する。
[0158] (8)SD_de¾満たす mAs(z)の算出 (ステップ S511)
スライス位置に依らず画像 SD_dei¾満たすような撮影条件の制御を行い、被検体サ ィズ L(z)毎に画像 SD予測機能を用いて SD_defになる mAs(z)を図 15を用いて算出す る (第 2の管電流時間積算出手段)。
図 15は、 z_MAXSD2における被検体サイズ Lの画像 SD-管電流時間積 mAs曲線な ので、スライス位置 Zに応じた被検体サイズ L(z)毎の曲線力 mAs(z)を算出することが できる。
この方法は、画像 SDが指定したスライス位置と同等に保たれるので、 MPR(multi pla nar reconstruction,多断面再構成法)による画像作成などで有効な手段となる。
[0159] (9)最適管電圧 xv_optでスライス位置毎に SD_dei¾満たす mAs(z)の条件における被 曝線量、 X線管電力の算出 (ステップ S512)
この工程では、被検体の診断対象サイズ L(z)と前記指定したスライス位置 z_defにお ける被検体サイズ L(z_def)とを比較して (被検体サイズ比較手段)以下の処理を行う。
[0160] 先ず、 L(z)≤L(z_def)の場合、ステップ S509と同様の処理を行う (第 3の管電流時間 積算出手段、管電流時間積補正係数算出手段、管電流時間積補正手段、管電圧 算出手段)。
[0161] 一方、 L(z)〉L(z_def)の時は、 L(z)≤L(z_def)で算出した最適管電圧 kV_optを用いて 、スライス位置 z毎に mAs(z)の条件における被曝線量 (例えば CTDIw)、 X線管電力を 算出する。
前記 L(z)〉L(z_dei)の場合の mAs(z)は、前記最適管電圧 xv_optにおける図 15に示 す画像 SD-管電流時間積 mAs曲線から、 SD_dei¾満たす mAs値を算出し、 L(z)≤L(z_ def)の場合と同様に前記算出した mAs値を補正するための係数を算出して前記 mAs 値を補正する。
この時の管電圧の最適値は、 X線管電力 kWが kW≤kW_ref(X線管電力の基準値） となる条件下で被曝線量が最小となる最適管電圧である (管電圧算出手段)。
[0162] また、被検体の診断対象サイズ L(z)によっては、画像 SD_dei¾満たす mAs値が X線 CT装置の限界性能を超えるスライス位置が生じることが予想される。
この場合は、可能な限り SD_defに近付くよう撮影パラメータを調整して X線 CT装置 の限界性能でスキャンする。
そして、操作者に対しては、図 22に示す様に SD_dei¾達成できないスライス位置を 表示装置 5に強調表示して操作者に明示するようにしても良い。
また、操作者が指定した重点スライス位置以外においては、 X線 CT装置の限界性 能を要求しないようにすることも可能である。
[0163] 本実施形態においても、当該スライス位置に対応した位置を示すためのラジオボタ ンを設け、装置限界出力撮影をするスライス位置をチェックできる構成の代わりに、マ ウスでスライス位置をクリックする方法など、その実現方法はここで示した限りでな!/、。 [0164] 以上の方法を用いることにより、操作者は表示された画像から予め SD_dei¾S確保さ れない位置を確認できると共にスライス位置によって X線 CT装置の限界性能を要求 しな!/、設定とすることで不要な被曝が抑えられ、さらなる被曝低減が可能となる。
[0165] (10)画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報表示 (ス テツプ S513)
前記ステップ S512で決定した管電圧、管電流 (mAsをスキャン時間で除算した平均 管電流)画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報を表 示装置 5に表示した後に撮影を開始する。
[0166] (1 l)z_derCSD(z_def)を満たす mAs(z_def)を画像 SD予測機能を用いて算出 (ステップ S5 14)
ステップ S514で、 SD(z_def)を全スライスに適用しないと判断された場合は、スライス 位置 z_defにおいて CNR_dを満たすような管電流時間積 mAs(z_def)で全スライス位置 の撮影を行う。
mAs(Z_def)は、被検体サイズ L(z_def)における画像 SD予測機能を用いて算出する（ 第 4の管電流時間積算出手段)。
この方法は、全スライス位置で同一 mAsを用いることができるので、管電流制御が非 常に簡便になるというメリットがある。
[0167] (12)mAS(z_dei)でスライス位置毎の被曝線量、 X線管電力を使用可能な管電圧の全 てにおいて算出 (ステップ S515)
ステップ S514で算出した管電流時間積 mAS(Z_dei)を用いてスライス位置 z_defにおけ る被曝線量 (例えば CTDIw)と X線管電力を使用可能な管電圧の全てにおいて算出 する (指定スライス位置の被曝線量および X線管電力算出手段)。
この場合の管電圧の最適値 kV_optは、 X線管電力 kWが kW≤kW_maxとなる条件下 で被曝線量を最小とする管電圧である (管電圧算出手段)。
[0168] (13)画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報表示 (ス テツプ S516)
ステップ S515で決定した管電圧、管電流 (mAsをスキャン時間で除算した平均管電 流)画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報を表示装 置 5に表示した後に撮影を開始する。
[0169] 上記では、ステップ S511およびステップ S514への移行の際、 SD(z_def)が全スライス 位置で満足するかどうかを当該検査内容および診断領域に応じて判断するとしたが 、ステップ S510を経ることなぐステップ S511以降および S514以降を実施し、ステップ S 513およびステップ S516で決定した画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量 、X線管電力等の情報を表示した後に操作者が該当する検査に最も適切と考える撮 影条件を選択するようにしても良レ、。
[0170] このように第 4の実施形態によれば、操作者が所望の診断領域を指定することで、 診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る撮影条件を決定することができ 、上記第 3の実施形態とほぼ同程度の被曝低減が可能となる。
[0171] このようにして決定された撮影条件は、記憶装置 24に格納され、スキャン時に被検 体 17の撮影部位に応じてシステム制御装置 19によって順次呼び出されながら各スラ イス位置に対応して算出された mAs値に従い、 X線制御装置 7によって mAs値をスキ ヤン時間で除した平均管電流を制御してスキャンする。
[0172] 《第 5の実施形態》
図 23は、第 5の実施形態における上記最適な X線条件を決定するためのスキャン 前に行なう準備操作の一連の動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X 線条件を決定する工程について詳細に説明する。本実施形態は、関心領域を複数 設定可能し、各関心領域毎に推奨撮影条件を算定する。それ以外は、第 2の実施形 態とほぼ同様である。
[0173] (1)スキヤノグラム撮影 (S600)、本スキャン領域設定、撮影条件入力 (S601)、スキヤノ グラムデータ解析 (S602)および被検体の 3次元モデル生成 (603)までの処理は、第 2 の実施形態のステップ S300〜ステップ S303の処理、第 3の実施形態のステップ S400 〜ステップ S403の処理および第 4の実施形態のステップ S500〜ステップ S503の処理 と同様であるので、各工程の説明は省略する。
[0174] (2)関心領域の複数設定 (ステップ S604)
前記ステップ S601で設定した本スキャン領域内で、操作者が条件を変えて撮影した い関心領域を複数設定する (複数関心領域設定手段)。 以降の説明では、設定した複数の領域番号を nとする。
[0175] (3)FPF(n)、診断対象サイズ d_0を領域毎に入力 (ステップ S605)
操作者が診断の際の目安となる FPF(n)、および診断対象となるもののサイズ (例え ば造影された肝細胞ガン) d_0を設定した領域毎に入力する (診断対象サイズ設定手 段、複数偽陽性率設定手段)。
前記診断対象サイズ d_0は、例えば診断対象と等しい面積を持った円の直径 r (円等 価直径)とする。
[0176] 図 24は関心領域が 2つの場合の模式図で、例えば関心領域 l(Region of Interest 1
： ROI 1)として肺野領域を、関心領域 2(Region of Interest 2 : ROI 2)として肝臓領域を 設定し、それぞれの領域における診断対象サイズを d_0(l)、 d_0(2)とした場合である。
[0177] (4)設定した関心領域毎に診断対象識別可能な CNR d(n)を算出 (Sステップ 606)
前記ステップ S605で操作者が入力した診断対象のサイズに基づき、達成すべき CN
R d(n)を算出する (第 4のコントラストノイズ比算出手段)。
達成すべき CNRの算出には、第 2の実施形態と同様に、図 12および図 13に示す 識別可能 CNRと診断対象サイズとの関係、 FPFと TPFとの関係図および識別可能 CN
Rと FPFとの関係図を用いる。識別可能な CNRは、第 1の実施形態と同様にスライス厚 およびウィンドウ条件をもとに補正される。
[0178] (5)被検体 3次元モデルで設定した関心領域毎に画像 SDが最大になるスライス位置 z_rei(n)の算出 (ステップ S607)
ステップ S603で作成した被検体 3次元モデルから前記ステップ S604で設定した関 心領域 (ROI)毎に同一撮影条件での画像 SDが最大になるスライス位置 z_ref(n)を算出 する (スライス位置算出手段)。
[0179] (6)想定コントラスト値と CNR_d(n)より、スライス位置 z_rei(n)での画像 SD(z_rei(n》の算 出 (ステップ S608)
この工程では、撮影部位および被検体のサイズ等を考慮した想定コントラスト値と、 ステップ S606で算出した CNR_d(n)より、ステップ S607で求めたスライス位置 z_rei(n)で の画像 SD(z_ref(n))を算出する (画像ノイズ標準偏差値算出手段)。
[0180] (7)スライス位置 z_rei(n)における被検体サイズ L(z_rei(n))の SD(z_rei(n》を満たす mAs( z_rei(n》を算出 (ステップ S609)
この工程では、 z_rei(n)における被検体サイズ L(z_rei(n》の SD(z_rei(n》を満たす mAs( z_ref(n))を図 15に示す画像 SD-管電流時間積 mAs曲線上で算出する (管電流時間積 算出手段)。
画像 SD 管電流時間積 mAs曲線の管電圧条件は、例えば 120kV (以降、標準管電 圧 xv_ref)とする。
[0181] (8)被検体サイズ L(z_rei(n》および mAs(z_rei(n》の条件で管電圧に依らずに CNRを 概一定にするための mAs補正係数の算出と mAsの補正 (ステップ S610)
前記ステップ S609で算出した mAs(z_rei(n》の条件において、被検体サイズ L(z_rei(n) )の図 16に示す管電圧-正規化 CNR曲線を基に、管電圧に依らず CNRを概一定にす るための mAs補正係数を算出する (管電流時間積補正係数算出手段)。
この mAs補正係数の算出方法は、第 2の実施形態と同様である。
[0182] mAs補正係数を用いて前記算出した mAs(z_rei(n))を (式 9)により mAsを補正する (管 電流時間積補正手段)。以下、この補正後 mAsを mAs_COrr(n)と記す。
[0183] (9)補正後 mAs_COrr(n)で z_ref(n)のスライス位置における被曝線量、 X線管電力の算 出 (ステップ S611)
ステップ S610で算出した管電圧ごとの補正後管電流時間積 mAs_COrr(n)で、スライス 位置 z_ref(n)における被曝線量 (例えば CTDIw)、 X線管電力を算出する。前記被曝線 量のデータは予め記憶装置 24に格納されており、管電圧の最適値である kV_opt(n) は、 X線管電力 kWが kW≤kW_max(n)となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧 である (管電圧算出手段)。
[0184] (10)最適管電圧 kV_opt(n)を用いて他のスライス面で SD(z_rei(n》を満たす mAsの算 出と画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報表示 (ス テツプ S612)
ステップ S611で選択した最適管電圧 xv_opt(n)の条件で、他のスライス面で SD(z_rei( n))を満たす mAs値を画像 SD予測機能より算出する。算出された mAs値におけるスラ イス面毎の管電圧 正規化 CNR曲線（図 16)力、ら mAs_corr(z(n》を算出し、ステップ S 611で選択した撮影条件における被曝線量 (例えば CTDIw)、X線管電力を算出する。 このようにして算出された mAs値は、 X線制御装置 7における管電流制御に用いら れる。
[0185] その後、診断対象の想定コントラスト値、コントラストノイズ比、最適管電圧、平均管 電流、画像 SD、診断対象の識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電力等の情報を表 示装置に表示する。これらの表示例は、例えば図 18と同様になる。
[0186] 上記第 5の実施形態にお!/、て、診断領域を複数設定した場合には、それぞれの撮 影領域において画像 SDが異なる。このため、三次元再構築した場合などは画像 SD が急激に変化するスライス面が存在することになる。そこで画像 SDが急激に変化する 前後のスライス面においては、画像 SDの変化を滑らかにするような撮影線量の制御 を行うようにする方式が望まし!/、。
[0187] 以上の様にして、診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る撮影条件を 決定することができる。領域ごとに診断の対象となる病変は当然異なることが予想さ れるため、それぞれの撮影領域で適切な撮影条件を設定することが可能となる。 これにより、無用な被曝を低減することが可能となり、決定された撮影条件は、記憶 装置 24に格納され、スキャン時に被検体 17の撮影部位に応じてシステム制御装置 19 によって順次呼び出されながら X線量の制御が行われる。
[0188] なお、上記別の好ましい第 2〜第 5の 4つの実施形態についても第 1の実施形態と 同様に、推奨する撮影条件と他の撮影条件の中から任意の撮影条件を選択する手 段 (X線条件選択手段)を備えておき、この選択手段により読影医が使用目的に応じ て撮影条件を選択できる構成とすることにより柔軟なシステムにすることができる。
[0189] 以上のようにして決定された撮影条件は記憶装置 24に保存され、スキャン時に被検 体 17の撮影部位に応じてシステム制御装置 19によって順次読み出されて、 X線制御 装置 7を介してスキャン中の撮影条件 (管電圧、管電流)を制御する。
[0190] 《第 6の実施形態》
上記第 2〜5の実施形態では、管電流および管電圧をともに最適化した場合につ いて示した力 S、本実施形態では、スライス位置に依らず所望の CNRになるよう、管電 圧はユーザ設定値から変化させず、管電流のみ最適化する。本実施形態の利点とし ては、 (1)管電圧をユーザ設定値と異なる最適管電圧へと変化させると、 X線スペクトルが 変化し各組織の CT値が変化する。臨床では、組織の CT値に応じて診断を下す場合 があるため、これを防止する。
(2)同一患者で過去画像との比較を行う場合には、同一管電圧で撮影を行うことで画 像の印象を変化させな!/、方が好まし!/、場合がある。
が挙げられる。
図 25は、第 6の実施形態における上記最適な X線条件を決定するためのスキャン 前に行なう準備操作の一連の動作フロー図で、以下、この動作フロー図を用いて X 線条件を決定する工程について詳細に説明する。
[0191] スキヤノグラム撮影 (ステップ S700)
被検体 17のスキヤノグラム画像を撮影する。このスキヤノグラム画像の撮影は第 1の 実施形態のステップ S100と同様であるので、その詳細については省略する。
[0192] スキャン領域設定、撮影条件の入力 (ステップ S701)
この処理は、第 1の実施形態のステップ S110、 S120、 S130および S140と同じで、操 作者がスキヤノグラム画像を参照して操作装置 6から診断対象を含んだ撮影領域 (ス キャン開始位置 zs、スキャン終了位置 ze)を設定する。
ここで、スライス位置の撮影条件として、スライス厚、天板移動ピッチ、スキャン時間 、標準管電圧、標準管電流、 X線コリメーシヨン条件、再構成フィルタ関数の種類、視 野サイズ、ウィンドウ条件等を入力する。
[0193] スキヤノグラムデータ解析 (ステップ S702)および被検体 3次元モデル生成 (ステップ S 703)
第 1の実施形態のステップ S160、 S170と同様に、スキャン計画装置 25でスキヤノダラ ム投影データを解析して被検体 17の被検体 3次元モデルを生成する。
[0194] 診断対象サイズ d_oおよび TPF、 FPFの入力 (ステップ S704)
操作装置 6の入力装置力 診断対象となるもののサイズ (例えば造影された肝細胞 ガン) d_oを入力して設定する。
さらに、操作装置 6の入力装置から操作者が診断の際の目安となる TPF、 FPFとを操 作装置 6の入力装置から入力して設定する (真陽性率および偽陽性率設定手段)。 診断対象のサイズは、例えば診断対象と等しい面積を持った円の直径 r (円等価直 径)とする。
[0195] 診断対象の識別が可能な CNR_detの算出 (ステップ S705)
ステップ S704で操作者が入力した診断対象のサイズ d_oから診断対象を識別可能 な CNR_detを求める (第 2のコントラストノイズ比算出手段)。
識別可能 CNR_detは、第 2の実施形態で示した図 12および図 13の関係を用いて 第 2の実施形態と同様に算出する。また第 1の実施形態で示した図 7の手順と同じ手 順により、スライス厚およびウィンドウ条件をもとに補正された識別可能な CNR_detを 得る。
[0196] 作成した 3次元モデルにおいて、想定コントラスト値と CNR_detを満たすべき画像 SD (Z)を、スライス面毎に算出 (ステップ S706)
この工程では、撮影部位および被検体のサイズ等を考慮した想定コントラスト値 C_d と、ステップ S6で算出した識別可能 CNR_detより、各スライス位置での画像 SDである S D(Z)を、（式 7)を用いて第 2の実施形態と同様にして算出する (画像ノイズ標準偏差値 算出手段)。
[0197] 上記想定コントラスト値 C_dは、例えば肝臓領域の造影を想定すると、診断対象とし ての肝細胞ガンと肝実質との CT値差の絶対値を意味する。ここで、肝臓における想 定コントラスト値は、患者に投与する造影剤濃度に比例して大きくなる。また、被検体 サイズが大きいほど想定コントラスト値は小さくなる。想定コントラスト値の算出は、第 2 の実施形態で示した (式 8)を用いて算出できる。
[0198] 上記想定コントラスト値は診断対象部位や撮影部位、被検者の体格等に応じて予 め記憶装置 24に格納しておく。
[0199] ユーザ設定管電圧 (kV_usrset)条件にて、スライス面毎の被検体サイズ L(Z)で SD(Z) を満たす mAs(Z)を算出し、画像 SD、診断対象識別可能サイズ、被曝線量、 X線管電 力等表示 (ステップ S707)。
mAs(Z)の算出は、図 15に示す被検体サイズ Lにおける画像 SDと管電流時間積 mAs の関係より、求めること力 Sできる。
ここで、スライス位置に応じた被検体サイズによっては、 CNR_dを達成するための mA s値が X線 CT装置の限界性能範囲を超えることが予想される力 S、この場合は、可能な 限り識別可能 CNR dに近付くように修正して装置許容性能範囲内の限界値でスキヤ ンする。
この場合、操作者に対しては、図 22に示したように識別可能 CNR_dを達成できない スライス位置を表示装置 5に強調表示して明示するようにしても良い。また、操作者が 指定した重点スライス位置以外においては、装置限界性能を要求しないようにするこ とも可能である。
[0200] 上記の方法を用いることにより、操作者は表示された画像から予め CNR_dが確保さ れない位置を確認できるようになると共にスライス位置によって装置限界性能を要求 しな!/、設定とすることで不要な被曝が抑えられ、さらなる被曝低減が可能となる。
[0201] そして、以上により求めた診断対象の想定コントラスト値、コントラストノイズ比、画像 SD、診断対象の識別可能サイズ d_o、被曝線量 (CTDIw)、管電圧、平均管電流 (mAs 値をスキャン時間で除算した値)、 X線管電力 (kW)等の撮影情報を表示装置 5に表示 する。
この時の被曝線量、 X線管電力の関係は、図 26に示すようになり、被検体サイズが 小さくなるスライス位置ほど被曝線量、 X線管電力ともに小さくなる。
[0202] このように、本実施形態によって最適化した推奨撮影条件と最適化しない従来の撮 影条件を踏襲した場合を並べて表示して操作者に示すことにより、本実施形態によ つて最適化した X線推奨条件との差を明確に提示することができる。
[0203] 本実施形態では、診断対象を識別するために適切な CNRを達成し得る撮影条件を ユーザ設定の管電圧条件で設定することができる。このようにして決定された撮影条 件は、記憶装置 24に格納され、スキャン時に被検体 17の撮影部位に応じてシステム 制御装置 19によって順次呼び出されながら各スライス位置に対応して算出された mA s値に従!/、、 X線制御装置 7によって mAs値をスキャン時間で除した管電流を用いてス
[0204] 上記別の好ましい第 2〜第 6の 5つの実施形態についても第 1の実施形態と同様に 、上記機能及び処理を実行するシステム制御装置 19、スキャン計画装置 25、操作装 置 6等の装置は、プロセッサ、コンピュータ、メモリ、記憶装置、レジスタ、タイミング制 御、割り込み、通信インタフェイス、及び入力/出力信号インタフェイス等の組み合わ せによりコンピュータ 'プログラムに応じて動作する構成とすることにより具現化可能で ある。
また、本発明は、上記別の好ましい第 2〜第 6の 5つの実施形態に限定されるもの ではなぐ本発明の主旨を逸脱しない範囲で種々変更可能であることは言うまでもな い。
図面の簡単な説明
[図 1]本発明が適用される X線 CT装置の全体構成図。
[図 2]本発明が適用される X線 CT装置の全体概観図。
[図 3]本発明が適用される X線 CT装置の X線検出器の構成および X線照射との関係 を説明する模式図。
[図 4]本発明が適用される X線 CT装置のスキャナガントリ、患者テーブル、被検体の 関係を側面方向から示す図。
[図 5]本発明の第 1の実施形態が適用される X線 CT装置のスキャンに先立つ準備操 作の動作フロー図。
[図 6]診断対象サイズと識別可能 CNRとの関数を示す図。
[図 7]図 5の動作フローのステップ S200の詳細を示す図
[図 8]CNRの補正を説明する図
[図 9]管電圧と画像 SDとの関係を示す図。
[図 10]X線条件の選択肢に関する情報表示の例を示す図。
[図 11]本発明の第 2の実施形態が適用される X泉 CT装置のスキャンに先立つ準備 操作の動作フロー図。
[図 12]診断対象サイズと識別可能な CNRとの関係図。
[図 13]真陽性率と偽陽性率との関係および識別可能な CNRと偽陽性率との関係を示 す図。
[図 14]標準管電圧において成人の平均被検体サイズとこのサイズで正規化した造影 効果との関係の模式図。
[図 15]ある被検体サイズにおける標準管電圧条件下での画像 SDと管電流時間積 mA sとの関係を示す図。
園 16]ある被写体サイズにおける管電圧と正規化 CNRおよび補正後管電流時間積（ 補正後 mAs)との関係を示す図。
園 17]管電圧と被曝線量および X線管消費電力との関係を示す図。
園 18]X線条件に関する情報表示の例を示す図。
園 19]本発明の第 3の実施形態が適用される X線 CT装置のスキャンに先立つ準備 操作の動作フロー図。
[図 20]入力する画像 SD値と診断対象サイズとの関係を示す図。
園 21]本発明の第 4の実施形態が適用される X線 CT装置のスキャンに先立つ準備 操作の動作フロー図。
園 22]指定したスライス位置における診断対象領域で識別可能なコントラストノイズ比 を達成できな!/、スライス位置の強調表示例。
園 23]本発明の第 5の実施形態が適用される X線 CT装置のスキャンに先立つ準備 操作の動作フロー図。
[図 24]関心領域が 2つの場合の模式図。
園 25]本発明の第 6の実施形態が適用される X線 CT装置のスキャンに先立つ準備 操作の動作フロー図。
[図 26]第 6の実施の形態で設定される撮像条件と被検体サイズとの関係を示す図 符号の説明
1
スキャナガントリ、 2 寝台、 3 操作卓、 4 天板、 5 表示装置、 6 操作装置、 7 X線制 御装置、 8 X線管、 9 コリメータ制御装置、 10 コリメータ、 11 X線検出器、 12 デー タ収集装置、 13 回転板、 14 回転制御装置、 15 回転板駆動装置、 16 駆動力伝 達系、 17 被検体、 18 X線検出素子、 19 システム制御装置、 20 寝台制御装置、 2 1寝台上下移動装置、 22 天板移動装置、 23 画像再構成装置、 24 記憶装置、 25 スキャン計画装置、 26 スキャナガントリの開口部、 TPF 真陽性率、 FPF 偽陽性率、 ROI1 , ROI2 関心領域

Claims

請求の範囲
[1] 被検体に照射する X線を発生する X線管と、
前記被検体を挟み前記 X線管と対向配置され被検体を透過した X線を検出する X 線検出器と、
前記 X線管と X線検出器を搭載して前記被検体の周りを回転するスキャナ回転体と スキヤノグラム撮影及びスキャン撮影に必要な情報を入力及び設定して操作する操 作手段と、
前記 X線検出器によって検出された被検体のスキヤノグラム投影データに基づいて スキャン時の撮影条件を決定する撮影条件決定手段と、
この撮影条件決定手段によって決定された撮影条件でスキャンするスキャン手段と を備え、
このスキャン手段によってスキャンされ前記 X線検出器で検出した透過 X線量に基 づレ、て前記被検体の断層像を再構成する X線 CT装置にお!/、て、
前記撮影条件決定手段は、標準撮影条件を記憶する記憶手段と、
前記スキヤノグラム投影データを解析して前記被検体の 3次元モデルを生成する被 検体 3次元モデル生成手段と、
前記操作手段で前記被検体の診断対象サイズを設定する診断対象サイズ設定手 段と、
前記設定した診断対象サイズと前記被検体 3次元モデルと前記標準撮影条件とか ら診断対象を識別するコントラストノイズ比を得るための X線条件を算出する X線条件 算出手段と、
を備えたことを特徴とする X泉 CT装置。
[2] 請求項 1に記載の X線 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記記憶手段に格納された前記被検体の診断対象サ ィズと、診断対象を識別するコントラストノイズ比との関係を表す関数をもとに、診断対 象を識別するコントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段を備え、 前記コントラストノイズ比算出手段が算出したコントラストノイズ比を用いて X線条件 を算出することを特徴とする X泉 CT装置。
[3] 請求項 2に記載の X線 CT装置であって、
前記コントラストノイズ比算出手段は、前記関数をもとに算出したコントラストノイズ比 を、前記操作手段を介して入力されたスライス厚およびウィンドウ条件を用いて補正 するコントラストノイズ比補正手段を備えたことを特徴とする X泉 CT装置。
[4] 請求項 2に記載の X泉 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被検体 の診断対象における真陽性率と偽陽性率とを設定する真陽性率および偽陽性率設 定手段を備え、
前記コントラストノイズ比算出手段は、設定された真陽性率、偽陽性率および診断 対象サイズをもとに、前記被検体の診断対象サイズと、診断対象を識別するコントラ ストノイズ比との関係を表す関数を作成することを特徴とする X線 CT装置。
[5] 請求項 1に記載の X線 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、
前記標準撮影条件である標準管電圧および標準管電流時間積を用いた場合に、 前記操作手段で設定した撮影範囲内の各スライス位置において実現される画像ノィ ズ標準偏差値の第 1の予測値を算出する第 1の画像ノイズ標準偏差予測値算出手 段と、
前記第 1の画像ノイズ標準偏差予測値が前記撮影範囲内に設定した特定スライス 位置範囲内において最大値となる参照スライス位置を算出する手段と、
前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するためのコントラストノ ィズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、
前記コントラストノイズ比算出手段が算出したコントラストノイズ比を用いて前記標準 管電圧における第 1の画像ノイズ標準偏差基準値を算出する手段と、
前記第 1の画像ノイズ標準偏差基準値を実現するための第 1の管電流時間積を算 出する第 1の管電流時間積算出手段と、
前記参照スライス位置にお!/、て前記第 1の管電流時間積を用いた場合の画像ノィ ズ標準偏差予測値が所定の上限値以下となる第 1の管電圧を算出する手段と、 前記参照スライス位置において前記第 1の管電圧および前記第 1の管電流時間積 により実現される第 2の画像ノイズ標準偏差基準値を算出する手段と、
前記撮影範囲内の各スライス位置で前記第 1の管電圧および前記第 1の管電流時 間積により実現される第 2の画像ノイズ標準偏差値予測値を算出する手段と、 前記第 1の管電圧および前記第 2の画像ノイズ標準偏差予測値と前記第 2の画像ノ ィズ標準偏差基準値から前記撮影範囲内の各スライス位置において前記第 2の画像 ノイズ標準偏差基準値を実現するための第 2の管電流時間積を算出する第 2の管電 流時間積算出手段とを備え、
前記第 1の管電圧および第 2の管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする請 求項 1に記載の X線 CT装置。
[6] 請求項 5に記載の X泉 CT装置であって、
前記コントラストノイズ比算出手段は、前記診断対象のサイズと識別可能なコントラ ストノイズ比との関係の関数より算出する手段を備えたことを特徴とする X線 CT装置。
[7] 請求項 5に記載の X泉 CT装置であって、
前記第 1の画像ノイズ標準偏差基準値算出手段は、前記記憶装置に記憶してある 診断対象の標準管電圧における想定コントラスト値を前記コントラストノイズ比算出手 段で算出したコントラストノイズ比で除算することにより算出する手段を備えたことを特 徴とする X線 CT装置。
[8] 請求項 1ないし 7の何れ力、 1項に記載の X線 CT装置
さらに、前記第 1の管電圧及び第 2の管電流時間積による X線条件とこの X線条件 とは異なる X線条件での撮影時における評価指標の予想値を表示する手段と、この 表示手段に表示された評価指標の予想値に対応する X線条件を選択する X線条件 選択手段とを備えたことを特徴とする X線 CT装置。
[9] 請求項 8に記載の X線 CT装置であって、
前記評価指標の予想値は、管電圧、管電流、被曝線量、診断対象の想定コントラ スト値、コントラストノイズ比、画像ノイズ標準偏差値、診断対象の識別可能サイズ、消 費 X線管電力のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする X線 CT装置。
[10] 請求項 1に記載の X泉 CT装置であって、 前記 X線条件算出手段は、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被検体 の診断対象における真陽性率と偽陽性率とを設定する真陽性率および偽陽性率設 定手段と、
前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するためのコントラストノ ィズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、
前記被検体 3次元モデルにおける同一撮影条件での画像ノイズ標準偏差値が最 大になる参照スライス位置を算出するスライス位置算出手段と、
想定コントラスト値と前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ 比とから前記参照スライス位置における画像ノイズ標準偏差値を算出する画像ノイズ 標準偏差値算出手段と、
該画像ノイズ標準偏差値算出手段で算出した画像ノイズ標準偏差値を実現するた めの第 1の管電流時間積を算出する管電流時間積算出手段と、
前記第 1の管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定に するための管電流時間積補正係数を算出する管電流時間積補正係数算出手段と、 前記第 1の管電流時間積を前記管電流時間積補正係数により補正する管電流時 間積補正手段と、
前記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下 となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、 前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
[11] 請求項 1に記載の X泉 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記被検体 3次元モデルにおける同一撮影条件での 画像ノイズ標準偏差値が最大になる参照スライス位置を算出するスライス位置算出 手段と、
前記操作手段から目標の画像ノイズ標準偏差値を入力して設定する目標画像ノィ ズ標準偏差値設定手段と、
前記参照スライス位置における想定コントラスト値と前記目標の画像ノイズ標準偏差 値とから前記被検体の診断対象の識別可能なコントラストノイズ比を算出して診断対 象サイズを算出する診断対象サイズ算出手段と、
前記算出した診断対象サイズが現実の診断対象サイズとして適切か否かの判断を 受け付ける診断対象サイズ判断入力手段と、
前記算出した診断対象サイズが適切であると判断された場合に、前記参照スライス 位置での前記診断対象サイズで前記目標の画像ノイズ標準偏差値を満たす第 1の 管電流時間積を算出する管電流時間積算出手段と、
前記算出した診断対象サイズが適切でないと判断された場合に、前記診断対象サ ィズが妥当になるように目標の画像ノイズ標準偏差値を調整する画像ノイズ標準偏 差値調整手段と、
前記第 1の管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定に するための前記管電流時間積補正係数を算出する管電流時間積補正係数算出手 段と、
前記第 1の管電流時間積を前記管電流時間積補正係数により補正する管電流時 間積補正手段と、
前記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下 となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、 前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装 請求項 1に記載の X泉 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記操作手段で所望のスライス位置を指定する所望ス ライス位置指定手段と、
前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被検体の診断対象における偽陽性 率を設定する偽陽性率設定手段と、
想定コントラスト値と前記所望スライス位置における前記被検体 3次元モデルとから 前記所望スライス位置の画像標準偏差予測値を算出する所望スライス位置画像ノィ ズ標準偏差値予測手段と、
前記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値と前記想定コントラスト値とから 前記指定した所望のスライス位置における診断対象を識別するためのコントラストノィ ズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、
前記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値が実現可能かを判断する画像 ノイズ標準偏差予測値実現性判断手段と、
前記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値が実現不可能であると判断し た場合に、前記画像ノイズ標準偏差予測値が実現できるように前記偽陽性率と前記 診断対象サイズを調整する偽陽性率および診断対象サイズ調整手段と、
前記画像ノイズ標準偏差予測値が実現可能であると判断した場合に、前記コントラ ストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ比が全スライス位置に適用可能か を判断するコントラストノイズ比判断手段とを備え、
前記コントラストノイズ比が全スライス位置に適用可能であると判断した場合は、前 記所望スライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値を実現するための第 1の管電流時 間積を算出する管電流時間積算出手段と、
前記第 1の管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定に するための管電流時間積補正係数を算出する管電流時間積補正係数算出手段と、 前記第 1の管電流時間積を前記管電流時間積補正係数により補正する管電流時 間積補正手段と、
前記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下 となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、 前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
請求項 12に記載の X線 CT装置であって、
前記コントラストノイズ比判断手段で前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコ ントラストノイズ比が全スライス位置に適用不可能と判断した場合に、前記指定したス ライス位置の画像ノイズ標準偏差予測値が全スライス位置に適用可能かの判断をす る全スライス位置適用判断手段と、
この手段で全スライス位置に適用可能と判断した場合に、スライス位置に依らず前 記所望スライス位置における画像ノイズ標準偏差予測値を満たす第 2の管電流時間 積を算出する第 2の管電流時間積算出手段と、
前記被検体のスライス位置毎のサイズと前記指定した所望スライス位置における被 検体サイズとを比較する被検体サイズ比較手段とを備え、
前記管電流時間積補正係数算出手段および前記管電流時間積補正手段は、前 記被検体サイズ比較手段にぉレ、て、指定した所望スライス位置における被検体サイ ズカ Sスキャン位置における被検体サイズと同等以下と判断された場合は、前記第 2の 管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定にするための 管電流時間積補正係数を算出し、前記第 2の管電流時間積を前記補正係数により 補正し、
前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
[14] 請求項 13に記載の X泉 CT装置であって、
前記被検体サイズ比較手段にぉレ、て、当該スライス位置における被検体サイズが 前記指定したスライス位置における被検体サイズより大きレ、と判断された場合に、前 記管電圧算出手段が算出した管電圧の条件下でスライス位置毎に前記所望スライス 位置における画像ノイズ標準偏差予測値を満たす第 3の管電流時間積を算出する 第 3の管電流時間積算出手段と、
前記管電流時間積補正係数算出手段および前記管電流時間積補正手段は、前 記第 3の管電流時間積における、管電圧に依らずコントラストノイズ比を概一定にす るための管電流時間積補正係数を算出し、前記第 3の管電流時間積を前記補正係 数により補正し、
前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
[15] 請求項 13に記載の X泉 CT装置であって、
前記指定したスライス位置の画像標準偏差予測値が全スライス位置に適用できな V、場合に、前記指定したスライス位置における画像ノイズ標準偏差値を満たす第 4の 管電流時間積を算出する第 4の管電流時間積算出手段と、
該第 4の管電流時間積を用いて前記指定したスライス位置における被曝線量と X線 管電力を算出する指定スライス位置の被曝線量および X線管電力算出手段と、 この手段で算出した X線管電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値 以下となる条件下で被曝線量を最小とする第 2の管電圧を算出する第 2の管電圧算 出手段とを備え、
前記第 2の管電圧および前記第 4の管電流時間積を X線条件とすることを特徴とす る X線 CT装置。
[16] 請求項 1に記載の X泉 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記操作手段でスキャン領域を設定し、この領域内で 複数の関心領域を設定する複数関心領域設定手段と、
前記複数関心領域設定手段で設定した複数の関心領域毎に前記診断対象サイズ 設定手段で診断対象サイズを設定し、かつ前記複数の診断対象サイズ内に存在す る疾病の偽陽性率を設定する複数偽陽性率設定手段と、
前記設定した複数の関心領域の診断対象サイズから当該診断対象を識別するた めのコントラストノイズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、
前記被検体 3次元モデルで前記設定した関心領域毎に画像ノイズ標準偏差値が 最大になるスライス位置を算出するスライス位置算出手段と、
想定コントラスト値と前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ 比とから前記スライス位置算出手段で算出したスライス位置における画像ノイズ標準 偏差値を算出する画像ノイズ標準偏差値算出手段と、
該画像ノイズ標準偏差値算出手段で算出した画像ノイズ標準偏差値を実現するた めの管電流時間積を算出する管電流時間積算出手段と、
該管電流時間積算出手段で算出した管電流時間積における管電圧に依らずコント ラストノイズ比を概一定にするための管電流時間積補正係数を算出する管電流時間 積補正係数算出手段と、
前記管電流時間積算出手段で算出した管電流時間積を前記管電流時間積補正 係数により補正する管電流時間積補正手段と、
前記 X線管で消費する電力が前記標準撮影条件である X線管電力の基準値以下 となる条件下で被曝線量を最小とする管電圧を算出する管電圧算出手段とを備え、 前記管電圧算出手段が算出した管電圧および前記管電流時間積補正手段で補 正した管電流時間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
[17] 請求項 1または 2に記載の X泉 CT装置であって、
前記 X線条件算出手段は、前記診断対象サイズ設定手段で設定した前記被検体 の診断対象における真陽性率と偽陽性率とを設定する真陽性率および偽陽性率設 定手段と、
前記設定した診断対象のサイズから当該診断対象を識別するためのコントラストノ ィズ比を算出するコントラストノイズ比算出手段と、
想定コントラスト値と前記コントラストノイズ比算出手段で算出したコントラストノイズ 比とを満たす画像ノイズ標準偏差値を、特定スライス位置範囲内にあるスライス面毎 に算出する画像ノイズ標準偏差値算出手段と、
前記標準撮影条件として設定された管電圧において、スライス面毎の診断対象サ ィズで前記画像ノイズ標準偏差値を満たす管電流時間積を算出する管電流時間積 算出手段とを備え、
前記設定された管電圧および前記管電流時間積算出手段で算出された管電流時 間積を X線条件とすることを特徴とする X線 CT装置。
[18] 請求項 10ないし 17の何れ力、 1項に記載の X線 CT装置であって、
さらに、前記 X線条件算出手段で算出した管電圧および管電流時間積をスキャン 時間で除算して得た平均管電流による X線条件とこれらの X線条件とは異なる X線条 件での撮影時における評価指標の予想値を表示する手段を備えたことを特徴とする X線 CT装置。
[19] 請求項 18に記載の X線 CT装置であって、
前記評価指標の予想値は、前記管電圧である推奨管電圧、平均管電流、偽陽性 率、診断対象の識別可能サイズ、画像ノイズ標準偏差値、被曝線量、消費 X線管電 力のうち少なくも一つを含むことを特徴とする X泉 CT装置。
[20] 請求項 18に記載の X線 CT装置であって、
さらに、前記表示手段に表示された評価指標の予想値に対応する X線条件を選択 する X線条件選択手段を備えたことを特徴とする X線 CT装置。
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