WO2014084291A1 - Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2014084291A1
WO2014084291A1 PCT/JP2013/081989 JP2013081989W WO2014084291A1 WO 2014084291 A1 WO2014084291 A1 WO 2014084291A1 JP 2013081989 W JP2013081989 W JP 2013081989W WO 2014084291 A1 WO2014084291 A1 WO 2014084291A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
current value
successive approximation
tube current
tube
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/081989
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
佳奈 田中
廣川　浩一
熊谷　幸夫
吉田　亮
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to US14/440,766 priority Critical patent/US9592023B2/en
Priority to JP2014549882A priority patent/JP6218334B2/ja
Priority to CN201380058300.9A priority patent/CN104768468B/zh
Publication of WO2014084291A1 publication Critical patent/WO2014084291A1/ja

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • 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
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A61B6/035—Mechanical aspects of 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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • 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
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/488—Diagnostic techniques involving pre-scan acquisition
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5294—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving using additional data, e.g. patient information, image labeling, acquisition parameters
    • 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
    • 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
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A61B6/544—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure dependent on patient size
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
    • G06T7/0012—Biomedical image inspection
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/34—Anode current, heater current or heater voltage of X-ray tube
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/46—Combined control of different quantities, e.g. exposure time as well as voltage or current
    • 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
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10141—Special mode during image acquisition
    • G06T2207/10144—Varying exposure
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus or an X-ray tomographic imaging method thereof.
  • An X-ray CT (Computed Tomography) device is an X-ray source that irradiates the subject with X-rays and an X-ray detector that detects the X-ray dose transmitted through the subject as projection data around the subject.
  • a tomographic image of a subject is reconstructed using projection data obtained from a plurality of angles obtained by rotation, and the reconstructed tomographic image is displayed.
  • the image displayed by the X-ray CT apparatus describes, for example, the shape of the organ of the subject and is used for image diagnosis.
  • the mode using the X-ray automatic exposure mechanism based on the image noise desired by the operator (hereinafter referred to as image noise target value) is referred to as SD mode, and the CNR desired by the operator (hereinafter referred to as CNR target value).
  • image noise target value the mode using the X-ray automatic exposure mechanism based on the image noise desired by the operator
  • CNR target value the CNR desired by the operator
  • the X-ray CT apparatus disclosed in Patent Document 1 has been described as an example of an X-ray CT apparatus provided with an X-ray automatic exposure mechanism.
  • the tube current value is controlled based on the image noise target value or the CNR target value.
  • the improvement in image quality by successive approximation processing in image reconstruction is completely touched on. Absent.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus with little deterioration in image quality despite suppressing the tube current value of the X-ray tube related to the exposure dose of the X-ray CT apparatus.
  • an X-ray CT apparatus of the present invention includes an X-ray tube, an X-ray source that irradiates a subject with X-rays, and an irradiation from the X-ray source that passes through the subject.
  • An X-ray detector that detects transmitted X-rays, a rotation mechanism that carries the X-ray source and the X-ray detector and rotates around the subject, and is selected from a plurality of successive approximation processing conditions
  • a system control device that calculates the tube current value of the X-ray tube based on the successive approximation processing condition and the input imaging condition and / or reconstruction condition, and performs imaging using the calculated tube current value of the X-ray tube
  • the subject is irradiated from the X-ray source, and the transmitted X-ray dose transmitted through the subject and detected by the X-ray detector Reconstructing the tomographic image of the subject based on the selected successive approximation processing condition and the reconstruction condition Characterized in that it comprises a and an image reconstruction device.
  • a tomographic imaging method of an X-ray CT apparatus comprises an X-ray tube, and an X-ray source for irradiating a subject with X-rays, and irradiation from the X-ray source
  • An X-ray detector that detects transmitted X-rays transmitted through the subject, a rotation mechanism that includes the X-ray source and the X-ray detector and rotates around the subject, and a system that performs imaging
  • an X-ray CT apparatus comprising a control device and an image reconstruction device that reconstructs a tomographic image of the subject from a transmitted X-ray dose detected by the X-ray detector, a plurality of successive approximation processing conditions
  • a first step in which a successive approximation processing condition selected from within is input to the system control device; a second step in which imaging conditions and reconstruction conditions are input to the system control device; and the selected sequential processing.
  • the approximate processing conditions and the input imaging conditions and / or the reconstruction A third step of calculating the tube current value of the X-ray tube by the system control device based on a condition; a fourth step of performing imaging by the system control device based on the calculated tube current value of the X-ray tube; Based on a tube current value, the image reconstructing device is selected from the transmitted X-ray dose irradiated to the subject from the X-ray source and transmitted through the subject and detected by the X-ray detector. And a fifth step of reconstructing the tomographic image of the subject based on the successive approximation processing condition and the reconstruction condition.
  • Example 1 The block diagram for demonstrating the whole structure which concerns on one Example of this invention Functional block diagram showing the functions of the system controller in FIG. The figure for demonstrating the flow of a process of Example 1.
  • Display example of S306 in FIG. 3 in Embodiment 1 Illustration for explaining tube current value clipping Explanatory drawing explaining the image noise reduction rate and tube current value reduction rate when the successive approximation process is applied Change curve of the tube current value reduction ratio according to the tube voltage in S305 of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining a flow of processing for calculating an appropriate tube current value according to image noise after application of the successive approximation processing in S305 of FIG. 3 in the first embodiment.
  • Example of setting screen for presetting recommended level of Example 4 Diagram for explaining the flow of processing of the embodiment 5 Tube current value graph, image noise predicted value graph for explaining the processing of S335 of FIG. 25 of Example 5
  • FIG. 25 is a diagram for explaining the processing flow of S335 in FIG. 25 according to the fifth embodiment.
  • Diagram for explaining the flow of processing of the embodiment 6 Tube current value graph and image noise predicted value graph for explaining the process of S345 of FIG. 28 in Example 6 The figure for demonstrating the flow of a process of S345 of FIG. 28 of Example 6.
  • FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an X-ray CT apparatus 1 according to an embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scan gantry unit 100 and a console 120.
  • the scan gantry unit 100 includes an X-ray tube 101, a rotating disk 102, a collimator 103, an X-ray detector 106, a data collection device 107, a bed 105, a gantry control device 108, a bed control device 109, An X-ray control device 110.
  • the X-ray tube 101 is a device that irradiates a subject placed on a bed 105 with X-rays.
  • the collimator 103 includes a mechanism for limiting the X-ray irradiation range irradiated from the X-ray tube 101 and an X-ray compensation filter for adjusting the X-ray dose distribution.
  • the rotating disk 102 is provided with an opening 104 through which a subject placed on a bed 105 enters, and an X-ray tube 101, an X-ray detector 106, and a data collection device 107 are mounted to surround the subject. It will rotate.
  • the rotating disk 102 functions as a rotating mechanism for rotating the X-ray tube 101, the X-ray detector 106, and the data collection device 107 around the subject.
  • the X-ray detector 106 is a device that measures the spatial distribution of transmitted X-rays by detecting X-rays that are disposed opposite to the X-ray tube 101 and transmitted through the subject. There are ones arranged in the rotation direction of the rotating disk 102, two-dimensional arrangement in the rotation direction (channel direction) and the rotation axis direction (slice direction) of the rotating disk 102, and the like.
  • the data collection device 107 is a device that collects the X-ray dose detected by the X-ray detector 106 as digital data.
  • the gantry control device 108 is a device that controls the rotation of the rotary disk 102.
  • the bed control device 109 is a device that controls the vertical and horizontal movements of the bed 105.
  • the X-ray control device 110 is a device that controls the power supplied to the X-ray tube 101, and can control the tube voltage and the tube current value supplied to the X-ray tube 101, respectively.
  • the console 120 includes an input device 121, an image reconstruction device 122, a display device 125, a storage device 123, and a system control device 124.
  • the input device 121 is a device for inputting necessary information such as a subject's name, examination date and time, imaging conditions, and specifically includes a keyboard and a pointing device.
  • the image reconstruction device 122 is a device that reconstructs a CT image by processing the measurement data sent from the data collection device 107.
  • the display device 125 is a device that displays the CT image reconstructed by the image reconstruction device 122, and is specifically a CRT (Cathode-Ray® Tube), a liquid crystal display, or the like.
  • the storage device 123 is a device that stores data collected by the data collection device 107 and image data of a CT image created by the image reconstruction device 122, and is specifically an HDD (Hard Disk Disk Drive) or the like.
  • the system control device 124 is a device that controls these devices, the gantry control device 108, the bed control device 109, and the X-ray control device 110.
  • the X-ray controller 110 controls the power input to the X-ray tube 101 based on the imaging conditions input from the input device 121, in particular, the X-ray tube voltage and the X-ray tube current value.
  • 101 irradiates the subject with X-rays according to imaging conditions.
  • the X-ray detector 106 detects X-rays irradiated from the X-ray tube 101 and transmitted through the subject with a number of X-ray detection elements, and measures the distribution of transmitted X-rays.
  • the rotating disk 102 is controlled by the gantry control device 108, and rotates based on the photographing conditions input from the input device 121, particularly the rotation speed.
  • the couch 105 is controlled by the couch controller 109 and operates based on the photographing conditions input from the input device 121, particularly the helical pitch.
  • X-ray irradiation from the X-ray tube 101 and transmission X-ray distribution measurement by the X-ray detector 106 are repeated with the rotation of the rotating disk 102, whereby projection data from various angles is acquired.
  • the obtained projection data from various angles is transmitted to the image reconstruction device 122.
  • the image reconstruction device 122 reconstructs the CT image by performing back projection processing on the transmitted projection data from various angles.
  • the CT image obtained by the reconstruction is displayed on the display device 125.
  • FIG. 2 is a functional block diagram showing functions of the system control device 124 shown in FIG. Each unit illustrated in FIG. 2 is realized as a function of the system control device 124.
  • the system controller 124 includes a scanogram imaging control unit 201, a three-dimensional model generation unit 202, a condition setting unit 203, a tube current value calculation unit 204, a tube current value display control unit 205, an imaging control unit 206, An image reconstruction control unit 207 and an image display control unit 208 are included.
  • the scanogram imaging control unit 201 controls imaging of a positioning image (hereinafter referred to as a scanogram), and transmits projection data or image data of the scanogram to the 3D model generation unit 202.
  • the three-dimensional model generation unit 202 analyzes the scanogram projection data or image data sent from the scanogram imaging control unit 201 to generate a cross-sectional model or a three-dimensional model of the subject, and sends it to the tube current value calculation unit 204. Send cross section or 3D model data.
  • the condition setting unit 203 is a setting condition related to photographing input by the operator using the input device 121 as necessary, or a setting condition related to image reconstruction input as necessary (hereinafter, these setting conditions are referred to as parameters. Set). Of the set conditions, parameters related to imaging are transmitted to the tube current value calculation unit 204, and parameters related to image reconstruction are transmitted to the image reconstruction control unit 207.
  • the tube current value calculation unit 204 is based on the cross-sectional model or 3D model data transmitted from the 3D model generation unit 202 and the parameters related to imaging and / or image reconstruction transmitted from the condition setting unit 203. In consideration of the effect of the successive approximation process, an appropriate X-ray tube current value is calculated along the body axis direction and the rotation direction, and the calculated tube current value is transmitted to the tube current value display control unit 205.
  • the tube current value display control unit 205 displays the tube current value transmitted from the tube current value calculation unit 204 on the display device 125 and transmits it to the imaging control unit 206.
  • the imaging control unit 206 performs the body axis direction and the rotation direction via the gantry control device 108, the bed control device 109, and the X-ray control device 110 according to the tube current value calculated by the tube current value calculation unit 204. Shooting while controlling the tube current value.
  • the image reconstruction control unit 207 controls the image reconstruction device 122 based on the parameters related to the image reconstruction transmitted from the condition setting unit 203 and the captured projection data to reconstruct the tomographic image of the subject. , And the reconstructed image is stored in the storage device 123 and transmitted to the image display control unit 208.
  • the image display control unit 208 displays the reconstructed image on the display device 125.
  • FIG. 3 is a flowchart showing an operation related to the first embodiment of the present invention.
  • a scanogram of the subject is taken.
  • the subject three-dimensional model is calculated using the scanogram projection data or image data.
  • an optical image of the subject and height / weight measurement may be performed, and in step S302, the subject's three-dimensional model may be calculated using the optical image, height / weight.
  • the operator inputs setting conditions related to shooting and setting conditions related to image reconstruction to the display screen of the display device 125 via the input device 121.
  • Setting conditions related to shooting include image noise target value or CNR target value, tube current value upper threshold (hereinafter referred to as upper limit tube current value), tube current value lower threshold (hereinafter referred to as lower limit tube current value). ), Tube voltage, X-ray collimation, helical pitch, rotation speed, focus size, X-ray compensation filter shape, presence / absence of X-ray hardening filter, reconstruction function, slice thickness, and the like.
  • CNR target value “reference SD” shown in Patent Document 1 may be set.
  • Examples of setting conditions related to image reconstruction include a reconstruction function, a field size, and a slice thickness.
  • Fig. 4 shows an example of an input screen for inputting parameters to be set in the SD mode and a display screen for displaying calculation results.
  • the screen in the CNR mode is the same as in the SD mode. Since the basic technical idea is the same in both the CNR mode and the SD mode, illustration and specific description in the CNR mode are omitted, and the case in the SD mode will be described as a representative.
  • 4A is an input example of the screen 300 when the operator inputs setting conditions in step S303 and step S304, and FIG. 4B is calculated based on the setting conditions input by the operator. It is the screen 300 which displays the result.
  • the operator uses the screen shown in FIG. 4A to input an image noise target value, an upper limit tube current value, a lower limit tube current value, and a successive approximation processing level described later in the input area 310.
  • the image noise target value is 10.0 (HU)
  • the upper limit tube current value is 500 (mA)
  • the lower limit tube current value is 100 (mA)
  • the successive approximation processing level described later is 5 ( L 5 ) and input with a pointing device or keyboard. You may input by selecting from the value listed by pull-down.
  • the confirmation display 301 does not have to be displayed and used, but operability is improved by displaying it on the screen and using it as shown in FIG.
  • a pointing device can be used as the input device 121.
  • the pointing device include a mouse and a touch panel.
  • the input device 121 and the display device 125 are illustrated at different positions, but this is an example.
  • the input device 121 includes a touch panel
  • the touch panel is illustrated in the illustrated input device 121. It is arranged on the display surface of the display device 125, not at the position.
  • the input position is set by touching a predetermined position on the display surface corresponding to the display shown in FIG.
  • necessary information such as numerical values can be input via the touch panel by handwriting input on the display surface of the display device 125.
  • step S304 the operator selectively inputs an arbitrary type or level from a plurality of types or levels related to a predetermined successive approximation process, for example, the successive approximation process.
  • a predetermined successive approximation process for example, the successive approximation process.
  • the successive approximation processing level represents the strength of successive approximation processing, and the higher the successive approximation processing level, that is, the greater i, the higher the image noise reduction effect.
  • the minimum level, Level 1 (L 1 ), has a low image noise reduction effect, and in order to obtain the desired image quality from the viewpoint of image noise, the reduction in the amount of X-ray irradiation from the X-ray tube 101 is suppressed and the successive approximation processing is not applied. It is necessary to suppress an increase in image noise of the image itself, and the exposure reduction effect tends to be low. However, when the image noise reduction effect by the successive approximation process is low, deterioration of the spatial resolution can be suppressed as compared with the image before the successive approximation process is applied, and an image in which the edge of the structure is stored can be obtained.
  • the image noise reduction effect by the successive approximation process is high, and accordingly, the X-ray irradiation amount from the X-ray tube 101 can be reduced, and the exposure reduction effect tends to be high.
  • the higher the successive approximation processing level the longer the time required for the successive approximation processing.
  • the higher the successive approximation processing level the higher the image noise reduction effect, but the spatial resolution of the image tends to decrease and the edges of the object tend to be blurred. Accordingly, it is desirable to select the successive approximation processing level in consideration of the diagnostic purpose and the imaging target.
  • step S304 the operator uses the screen of FIG. 4A displayed on the display device 125 to select and input an arbitrary level in the item of the successive approximation processing level in the input area 310.
  • the tube current value of the X-ray tube 101 is calculated based on the setting conditions input in steps S303 and S304.
  • a plurality of types of successive approximation processing may be used, and the operator may select a type of successive approximation processing suitable for the purpose of diagnosis or imaging target.
  • FIG. 5 is a selection screen for selecting the type of the successive approximation process.
  • FIG. 5 is a screen displayed when the type change display 303 in FIG. 4 is clicked.
  • the tube current value calculation method by the type of successive approximation processing Details of the tube current value calculation method by the type of successive approximation processing will be described later.For example, (1) When the tube current value reduction rate (image noise reduction rate) by the successive approximation processing depends on the tube voltage and the processing level, (2 ) If the tube current value reduction rate (image noise reduction rate) by successive approximation processing depends on the field size and processing level, (3) the tube current value reduction rate (image noise reduction rate) by successive approximation processing is processed as image noise. Depending on the level, etc.
  • the types (1) to (3) are displayed on the selection screen 400 in FIG. 5. When the type display is clicked and the confirmation display 301 is clicked, the selection of the type of the successive approximation process is confirmed. The selected type is distinguished from other types by, for example, adding a color or changing a typeface.
  • a tube current value calculation method suitable for each type of successive approximation processing is incorporated in the program in advance, and a tube current calculation method corresponding to the selected successive approximation processing type is automatically selected.
  • an item for selecting a new successive approximation processing type is provided in the input area 310 in FIG. 4, and the successive approximation processing type can be selected in a pull-down format or the like. You may do it. Details of the calculation method of the tube current value will be described later.
  • step S305 The image noise target value set by the operator in step S303 (CNR target value in the case of CNR mode), the upper limit tube current value, the lower limit tube current value, and other setting conditions related to shooting, and the operator set in step S304 Based on the successive approximation processing type and level, the “average image noise predicted value” (“average CNR predicted value” in CNR mode), which is the average value of the predicted image noise in the body axis direction, and the maximum tube current value “Minimum required tube current value” and “Minimum required tube current value”, which are the minimum values, and the average value within the imaging range of tube current values that can be actually irradiated in consideration of effects such as clipping.
  • the “average tube current value” is calculated in step S305.
  • the average tube current value is used for comparison with the case where imaging is performed with a fixed tube current value, and is useful for determining whether the tube current value is high or low, that is, whether the exposure dose of the subject is increased or decreased.
  • the predicted value of CTDI Cosmetic Tomography Dose Index
  • the ⁇ tube current value reduction rate '' of the average tube current value relative to the tube current value of the conventional automatic X-ray exposure mechanism The predicted value of the “image reconstruction time” that varies depending on the number of repetitions of the above, the “breath holding time” of the subject that varies depending on the imaging conditions, and the like are also calculated.
  • Image reconstruction time is an important factor for estimating the length of examination time required for each subject from entering the room to shooting, confirming image quality, and leaving the room. The operator estimates the examination time and the next subject is estimated. Scheduling and the like can be performed smoothly.
  • step S306 will be described.
  • the average image noise predicted value, required maximum tube current value, required minimum tube current value, and average tube current value calculated in step S305 are calculated. As shown in FIG. Is displayed. Further, the tube current value reduction ratio, CTDI, image reconstruction time, and breath holding time are displayed in the output area 320 of the screen 300 in step S306.
  • the tube current value pattern is displayed on the display device 125.
  • the change pattern 3 of the image noise (hereinafter referred to as the predicted image noise value) predicted after applying the successive approximation process
  • the change pattern 4 of the predicted CNR (hereinafter, CNR predicted value) is displayed side by side.
  • the image noise target value set as shown in Fig. 6 (B) and the image noise predicted value pattern 3 are displayed.
  • the CNR target value and CNR prediction are displayed as shown in Fig. 6 (C). Displays value pattern 4.
  • a scale of tube current value (mA) is displayed, for example, upper limit tube current value 500 (mA), lower limit tube current value 100 (mA), respectively. Represented by a dotted line.
  • the lower side of FIGS. 6B and 6C displays the image noise value and the scale of the CNR value, respectively.
  • the image noise target value for example, 10HU
  • the CNR target value is displayed with a dotted line.
  • the display device 125 may be arranged side by side, or may display only the tube current value pattern 2.
  • a change pattern of a value obtained by dividing the predicted image noise value by the target image noise value or a change pattern of an error of the predicted image noise value with respect to the target image noise value may be displayed.
  • the CNR predicted value pattern 4 a change pattern of a value obtained by dividing the CNR predicted value by the CNR target value or a change pattern of an error of the CNR predicted value with respect to the CNR target value may be displayed.
  • the tube current value is correlated with each part of the subject. There is an effect that it is easy to confirm whether I is appropriate (for example, the presence or absence of clipping described later).
  • FIG. 7 is a tube current value graph in the body axis direction for explaining clipping.
  • one of the graph axes is the body axis of the subject, and the other is the calculation result of the tube current value of the X-ray tube 101.
  • Tube current value pattern 5 is an example when clipping occurs due to the upper limit tube current value
  • tube current value pattern 6 is an example when clipping is not occurring
  • tube current value pattern 7 is when clipping occurs due to the lower limit tube current value It is an example.
  • the graphs shown in the tube current value patterns 5, 6, and 7 are examples of the tube current value pattern 2 shown in FIGS. 6B and 6C, respectively.
  • clipping (71, 72) is likely to occur due to the upper limit tube current value. If clipping (71, 72) due to the upper limit tube current value occurs, it can only be irradiated with a tube current value lower than the required tube current value, and as a result, the image noise becomes higher than the image noise target value, or The CNR becomes lower than the CNR target value, and the image noise target value or the CNR target value cannot be achieved.
  • the operator can determine whether or not clipping has occurred. It can be visually confirmed at a glance, and it can be easily determined whether the setting condition needs to be reviewed.
  • a numerical table (FIG. 4) describing the numerical information described above may be displayed on the display device 125.
  • the numerical table in Fig. 4 (B) if the required maximum tube current value is higher than the upper limit tube current value, or if the required minimum tube current value is lower than the lower limit tube current value, it is indicated that clipping has occurred. Can also be grasped. From the above, the operator can grasp the set condition quantitatively and can use it for judgment of the set condition.
  • step S307 From the information displayed on the display device 125, the operator determines whether the balance between the tube current value, the predicted image noise value or CNR predicted value, and the target image noise value or CNR target value is appropriate, for example, the tube current value.
  • step S307 it is determined whether or not to allow clipping if it has occurred. If it is determined not to be allowed (NG), the process proceeds to step S308. If it is determined to be allowed (OK), the process proceeds to step S309. If it is determined to be permitted (OK), the confirmation display 301 in FIG. 4 is clicked to confirm the input. It means that the successive approximation processing level selected at the present time is set, that is, is confirmed. This determined successive approximation processing level is used for the arithmetic processing in step S310 described later.
  • step S308 will be described.
  • the operator returns to step S303 or step S304 so that the balance between the tube current value, the predicted image noise value or CNR predicted value, and the target image noise value or CNR target value is appropriate, changes the set numerical value, and Set. If it is desired to change the successive approximation processing conditions (YES), the process returns to S304, and if other setting conditions are desired to be changed (NO), the process returns to S303. For example, if clipping occurs due to the upper tube current value, a higher level successive approximation process is selected or a higher image noise target value or a lower CNR target value is set to reduce the required tube current. You can do it. If the upper limit tube current value can be set higher, it may be set higher.
  • the resetting of the numerical value in step S303 or step S304 can be changed by, for example, placing the cursor on the numerical value to be changed in the input area 310 displayed in FIG. 4 (B), deleting it with the Delete key, etc., and re-entering the numerical value. .
  • step S309 imaging with the X-ray tube current value I is performed in the body axis direction and the rotation direction according to the tube current value I calculated in step S305.
  • step S310 image reconstruction processing is performed according to the setting conditions related to image reconstruction set in step S303 and the successive approximation processing conditions set in step S304.
  • the image reconstruction methods mainly include a reconstruction method called a reconstruction method applying successive approximation (hereinafter referred to as a successive approximation application method) and a successive approximation reconstruction method.
  • a successive approximation application method a reconstruction method applying successive approximation
  • an image noise reduction effect can be obtained by performing iterative processing in the process of image reconstruction.
  • the successive approximation application method can be classified into three types: a successive approximation application method that performs iterative processing in the projection space, a successive approximation application method that performs iterative processing in the image space, and a successive approximation application method that performs iterative processing in the projection space and the image space.
  • image data is obtained by repeatedly performing smoothing processing of the projection data in the projection space and backprojecting the noise-reduced projection data.
  • image noise is reduced by repeatedly performing smoothing processing in the image space on the image data obtained by back projecting the projection data.
  • the successive approximation application method that performs iterative processing in the projection space and the image space performs a smoothing process on both the projection space and the image space to reduce noise.
  • the successive approximation reconstruction method performs forward projection from image data to projection data and projection data to image data after initial image creation. Back projection is performed iteratively to reduce image noise. Since the successive approximation reconstruction method repeats forward projection and backprojection, it requires more processing time than the successive approximation application method, but a highly accurate image noise reduction effect can be obtained.
  • the type of the successive approximation process set in step S304 is associated with any one of the successive approximation application method or the successive approximation reconstruction method. That is, image reconstruction is performed using any one of the successive approximation application method or the successive approximation reconstruction method according to the type of successive approximation processing set in step S304.
  • the image noise reduction effect of the successive approximation process is used to reduce the exposure compared to the conventional automatic X-ray exposure mechanism, and the image noise or CNR as desired by the operator. Images can be provided.
  • step S305 The detailed operation of step S305 will be described.
  • the image noise reduction ratio when the successive approximation process is applied may vary depending on various setting conditions.
  • the image noise reduction rate P when the successive approximation process is applied to various setting conditions is measured in advance by phantom imaging.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the image noise reduction rate P and the tube current value reduction rate R when the successive approximation process is applied.
  • the following relational expression is generally established between the tube current value I and the image noise N.
  • the tube current Ix is required to achieve the image noise Nx
  • the tube current Iy (the tube current value higher than Ix) is required to achieve the image noise Ny.
  • the image noise Ny can be achieved not by the tube current value Iy but by photographing at a tube current value Ix lower than that. That is, by applying the successive approximation process, it is possible to take a picture with a tube current value lower than that in the past in order to achieve image noise equivalent to that in the past.
  • the reduction of the tube current value (Iy ⁇ Ix) is indicated by an arrow 92 shown in FIG. Therefore, the tube current value reduction ratio R can be calculated as (Equation 3).
  • This tube current value reduction ratio R can be written as follows using the image noise reduction ratio P from (Equation 1), (Equation 2), and (Equation 3).
  • Equation 4 is the tube current value reduction ratio R for obtaining the same image noise value as the conventional one, but it is also established as the tube current value reduction ratio R for obtaining the same CNR as the conventional one.
  • the CNR assumed here is a value obtained by dividing an average CT value difference (hereinafter referred to as contrast) between an identification object and its surrounding tissue by a value of image noise. Since the contrast does not change before and after the application of the successive approximation process, if the image noise can achieve the same value as before, CNR can also be achieved.
  • Various parameters that contribute to the image noise reduction rate include, for example, tube voltage, X-ray collimation, helical pitch, rotation speed, focus size, X-ray compensation filter shape, presence of X-ray hardening filter, reconstruction function, slice thickness, Field size, subject size, subject position, subject projection data value, subject projection data integrated value, and the like.
  • Tube voltage, X-ray collimation, helical pitch, rotation speed, focus size, X-ray compensation filter shape, presence of X-ray hardening filter, reconstruction function, slice thickness can be any of a relatively small number of options (e.g. tube The voltage is 80 kV, 100 kV, 120 kV, or 140 kV), while the visual field size, subject size, subject position, subject projection data value, subject projection data
  • the integrated value takes a number of continuous values (for example, one of 30 to 500 mm in the field of view size).
  • An example of a method for calculating an appropriate tube current value for the tube voltage in type 1 as the representative of the former and in a type 2 as the representative of the latter will be described.
  • An example of an appropriate tube current value calculation method when the image noise reduction ratio depends on the image noise itself will be described as type 3.
  • the tube current value reduction ratio R is calculated according to (Equation 4).
  • the tube current value reduction ratio R is calculated in advance as an n-order function of a value L obtained by quantifying the successive approximation processing level (FIG. 9).
  • L is not necessarily limited to an integer.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the detailed operation of step S305 under such conditions.
  • step S403 the X-ray tube current for each body axis direction (slice position: z) and rotation direction (X-ray tube phase angle: ⁇ ) when the successive approximation processing is not considered, as in the conventional automatic X-ray exposure mechanism.
  • the value I 0 (z, ⁇ ) is calculated.
  • step S404 using the tube current value I 0 (z, ⁇ ) and the tube current value reduction rate R (kV, L) calculated by (Equation 5), according to (Equation 6), the body axis direction and the rotation direction Each time, the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) is calculated in consideration of the successive approximation process.
  • the tube current value reduction ratio R is calculated as an n-th order polynomial, but the function is not limited to a polynomial.
  • the tube current value reduction ratio is held as a “function of successive approximation processing level” for each tube voltage, it may be held as a “function of tube voltage” for each successive approximation processing level.
  • the processing level and the tube voltage may be held in a “table” as a matrix.
  • an appropriate tube current value can be calculated when the successive approximation process is applied.
  • the image noise reduction rate is measured with respect to a representative visual field size, and the tube current value reduction rate R is calculated according to (Equation 4).
  • the tube current value reduction ratio R is calculated in advance as an n-order function of the visual field size f.
  • FIG. 12 shows the detailed operation of step S305 under such conditions.
  • step S502 the tube current value reduction ratio R (f, L) is calculated as in (Equation 7) according to the visual field size f set in step S303 by the operator.
  • R (f, L) 0 when the successive approximation process is not applied.
  • Step S403 is substantially the same as step S403 in FIG.
  • step S504 using the tube current value I 0 (z, ⁇ ) and the tube current value reduction ratio R (f, L) calculated by (Equation 7), according to (Equation 8), the body axis direction and the rotation direction Each time, the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) is calculated in consideration of the successive approximation process.
  • the tube current value reduction ratio R is desirably held in the system as a function of the image noise Ny after the successive approximation process is applied, not the image noise Nx before the successive approximation process is applied.
  • the image noise Nx is reduced to the image noise Ny by applying the successive approximation process, it can be understood that “the tube current value can be reduced by R in order to obtain an image of the image noise Ny”.
  • the image noise Ny is an image noise to be achieved after applying the successive approximation process, and corresponds to the image noise target value in the SD mode and “reference SD” shown in Patent Document 1 in the CNR mode.
  • the tube current value reduction ratio R is the image noise Ny after applying the successive approximation process. If it is held as a function of, an appropriate tube current value when the successive approximation process is used can be easily calculated.
  • the tube current value reduction ratio R is calculated in advance as an n-order function of the image noise t after the successive approximation process is applied (FIG. 13).
  • FIG. 14 is a diagram showing the detailed operation of step S305 under such conditions.
  • step S602 the tube current value reduction ratio R (t, L) is calculated as in (Equation 9) according to the image noise target value or reference SD set by the operator in step S303.
  • R (t, L) 0 when the successive approximation process is not applied.
  • step S403 is substantially the same as that in step S403 in FIG.
  • step S604 using the tube current value I 0 (z, ⁇ ) and the tube current value reduction ratio R (t, L) calculated by (Equation 9), according to (Equation 10), the body axis direction and the rotation direction Each time, the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) is calculated in consideration of the successive approximation process.
  • the image noise target value or reference set when using the X-ray automatic exposure mechanism It is possible to easily calculate an appropriate tube current value using the SD value. As described above, when the image noise reduction effect by the successive approximation process depends on the image noise, an appropriate tube current value can be calculated when the successive approximation process is applied.
  • an appropriate tube current value is obtained by using the image noise reduction ratio by applying the successive approximation process. It may be calculated.
  • a method for calculating an appropriate tube current value using the image noise reduction ratio in Type 1 will be described.
  • the image noise reduction ratio P is measured with respect to the successive approximation processing level for each tube voltage.
  • the image noise reduction ratio P is calculated in advance as an n-order function of a value L obtained by quantifying the successive approximation processing level (FIG. 15).
  • FIG. 16 shows the detailed operation of step S305 under such conditions.
  • step S703 similarly to the conventional X-ray automatic exposure mechanism, a predicted image noise value S 0 (z) in the body axis direction at the reference tube current value I ref when the successive approximation process is not considered is calculated.
  • step S704 the predicted image noise value S (z) in the body axis direction that is predicted when the successive approximation process is applied to the reference tube current value I ref is calculated according to the following equation.
  • step S705 according to the image noise target value or reference SD t set by the operator in step S303, the X-ray tube current value I () considering successive approximation processing for each body axis direction and rotation direction according to the following equation: z, ⁇ ) is calculated.
  • Equation 13 is an equation shown in (Equation 5) of Patent Document 2, which is often used when obtaining the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) from the predicted image noise value S (z). It is.
  • the method of obtaining the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) is not limited to the above method.
  • the tube current value After calculating the image noise reduction rate P (kV, L) by (Equation 11), the tube current value by (Equation 4).
  • the reduction ratio R may be calculated, and the X-ray tube current value I (z, ⁇ ) may be obtained from (Equation 6).
  • FIG. 17 is a diagram showing an operation related to the second embodiment of the present invention. Steps denoted by the same reference numerals as those in FIG. 3 are substantially the same operations. A difference from the first embodiment shown in FIG. 3 is that a recommended condition is presented to the operator in step S311.
  • a recommended condition is presented to the operator in step S311.
  • conditions relating to the setting of the successive approximation processing level and the setting of the image noise target value will be described as recommended conditions for the SD mode.
  • the recommended conditions can be set similarly.
  • step S311 will be described in detail. The other steps are the same as those in FIG.
  • step S307 in FIG. 17 whether or not the current value of the X-ray tube 101 displayed in the previous step S306 is an allowable value is determined from an input instruction or the like. For example, when the predicted image noise pattern exceeds the target image noise value, the upper limit tube current value may be set higher or a higher target image noise value may be set in order to ensure a certain amount of dose. As shown in step S311 of the second embodiment, the recommended conditions may be displayed. By presenting the recommended conditions in this way, the operator can set a desired successive approximation processing level more easily and appropriately.
  • FIG. 18 is a display example of a numerical comparison table 500 presented by comparing the conditions set by the operator with the recommended conditions.
  • the numerical comparison table shows the successive approximation processing level, image noise target value (CNR target value in CNR mode), average image noise predicted value (average CNR predicted value in CNR mode), upper limit tube current value, lower limit tube current Information such as value, required maximum tube current value, required minimum tube current value, average tube current value, and image reconstruction time are compared and displayed.
  • image noise target value CNR target value in CNR mode
  • average image noise predicted value average CNR predicted value in CNR mode
  • upper limit tube current value lower limit tube current Information
  • * In the numerical comparison table 500 indicates parameters set by the operator.
  • the “Recommended” display (not shown) is displayed together with the “Confirm” display 301 and the “Change type” display 303 on the screen of FIG. 4 (A), and the display is clicked. Then, the numerical comparison table 500 may be displayed, or the numerical comparison table 500 may be displayed by default in FIG. 4 (A).
  • the operator may enter a numerical value while looking at the numerical comparison table 500, or display a display such as ⁇ (1) Recommended condition input '' or ⁇ (2) Recommended condition input '' ( If the display is clicked, the recommended condition values may be automatically entered.
  • (2) Recommended conditions and (3) Recommended conditions in Fig. 18 are conditions to avoid clipping when clipping occurs due to the upper limit tube current value in (1) setting conditions.
  • the recommended condition is (1) The same image noise target value 10.0HU as the setting condition (CNR target value in the case of CNR mode). This mode reduces the tube current value by utilizing the image noise reduction effect.
  • the required maximum tube current value decreases from the setting condition (1) of 670 (mA) to 480 (mA), decreasing by about 30%.
  • the necessary minimum tube current value also decreases from 350 (mA), which is the setting condition of (1), to 250 (mA), and is reduced by about 30%.
  • the use of a high-level successive approximation process may increase the number of iterations and increase the image reconstruction time.
  • the image reconstruction time is 30 (s) under (1) setting conditions, but is as long as 50 (s) under (2) setting conditions.
  • the recommended condition of (3) is a mode that lowers the tube current value by using the same successive approximation processing level as the setting condition (1) and setting a slightly higher image noise target value (or a slightly lower CNR target value). .
  • the image noise target value is set to 10.0 HU in the setting condition of (1), but is set to a slightly higher target value of 11.8 HU in the recommended condition of (3).
  • the successive approximation processing level remains the same level 3 as the setting condition of (1) and is not changed, so the image reconstruction time is 30 (s), which is the same as the setting condition of (1).
  • the tube current value pattern and the predicted image noise pattern are compared with the setting conditions of (1), as shown in FIGS. Use to state.
  • a tube current value pattern and an image noise prediction value pattern when (2) recommended conditions in FIG. 18 are selected will be described with reference to FIG.
  • the image noise reduction effect of the higher level successive approximation processing can be used.
  • an image noise target value such as the predicted image noise value pattern 14 in FIG. 19B can be achieved with a low dose like the tube current value pattern 12 in FIG. 19A.
  • an example is typically displayed in the recommended conditions, when there are a plurality of corresponding successive approximation processing levels, a plurality of them may be displayed.
  • FIG. 20 (A) shows a tube current value pattern 11 of (1) setting conditions of FIG. 18, and FIG. 20 (B) is an image of (1) setting conditions. A predicted noise value pattern 13 is shown.
  • the recommended condition in Fig. 18 provides an image noise target value (CNR target value in CNR mode) that can avoid clipping without changing the successive approximation processing level.
  • CNR target value in CNR mode
  • the required tube current value is as shown in the tube current value pattern 22 as shown in Fig. 20 (A). It can be kept low.
  • the image noise becomes the image noise predicted value pattern 24, and the result satisfying the image noise target value set slightly higher is obtained. . Since constant image noise is obtained in the body axis direction, an image with better image noise uniformity than the image noise predicted value pattern 13 can be obtained.
  • the image noise target value that was set in Fig. 18 (1)
  • the numerical comparison table of FIG. 18 displays the recommended level to be used during post-recon and the image noise predicted at that time.
  • clipping may be avoided by resetting the helical pitch slower and the rotational speed slower. There is a high possibility that the disadvantage of longer time will occur. As described above, if clipping can be avoided only by setting the successive approximation processing level, the image noise target value, or the CNR target value, a high-quality image can be obtained without increasing the burden on the subject.
  • the operator can use it to reset the setting conditions. Even under shooting conditions in which clipping has occurred in the past, shooting that avoids clipping can be performed by using the image noise reduction effect of the successive approximation process.
  • FIG. 21 is a diagram showing operations related to Example 3 of the present invention. Steps denoted by the same reference numerals as those in the first embodiment shown in FIG. 3 perform substantially the same operations.
  • the difference from the first and second embodiments is that, in the first and second embodiments, an arbitrary successive approximation processing level is selected in step S304, but in this embodiment, the successive approximation processing level that can be selected in step S314 is limited. It is a point.
  • the recommended condition is displayed to avoid clipping of the tube current, which is displayed after the tube current value of the X-ray tube is calculated. Displayed when selecting the successive approximation processing level before the tube current value is calculated.
  • limit level a limit value for the successive approximation processing level that can be selected according to the inspection purpose.
  • FIG. 22 is a table 600 showing restriction levels for each part, tube voltage, and weight.
  • the table 600 may be prepared for each successive approximation processing type. As described above, at the minimum level 1, priority is given to less edge blur and an image maintaining high spatial resolution can be obtained, but the effect of reducing exposure is reduced. On the other hand, priority is given to exposure reduction at the maximum level, and photography with low exposure is possible, but the spatial resolution of the image tends to be low.
  • the restriction level table 600 of FIG. 22 for example, if the operator decides to prioritize the reduction of exposure when photographing subjects with a lung field and weight of less than 40 kg, increase the restriction level to 7 or higher. By setting it, you can shoot at any level below level 7.
  • the operator decides to prioritize maintenance of image quality over exposure reduction and avoid edge blurring and low visibility due to low-dose imaging. In such a case, by setting the restriction level as low as 3 or the like, low-dose imaging at level 4 or higher can be deleted from the options in advance.
  • the restriction level is not limited to the part, tube voltage, and weight, but may be set using an index such as age, BMI, or minimum identification diameter necessary for diagnosis. If the device has a weight measurement mechanism built in a bed or the like, the measured value can be read and used for each case, and if there is a function that can register the subject's weight during CT examination, that function can be used. Use it to input weight and use it in different cases. The cases may be classified according to the size of the subject three-dimensional model calculated in S302 instead of the weight.
  • step S314 will be specifically described. The other steps are substantially the same as the same steps shown in FIG.
  • an arbitrary successive approximation processing level can be selected from only successive approximation processing levels that are below the limit level.
  • the successive approximation processing level below the limit level is provided to the operator in a pull-down format according to the conditions set in advance in the table 600, and the operator performs the successive approximation processing from among them. Allow you to select a level.
  • a warning message is issued to alert the user and the limit level is exceeded. Disables the setting of the successive approximation processing level.
  • a restriction level is provided according to the inspection purpose. Therefore, by setting the restriction level in advance, the edge blur of the image is prevented and excessive low-dose imaging is performed. It is possible to perform shooting that is avoided.
  • the restriction level it is possible to appropriately set the imaging conditions suitable for the condition of the subject, particularly the tube current value, and to obtain an image with a desired image quality according to the condition of the subject relatively easily. It becomes possible.
  • FIG. 23 is a diagram showing operations related to Example 4 of the present invention.
  • the same steps as those in FIG. 3 are denoted by the same step numbers.
  • the difference from the first to third embodiments is that the successive approximation processing level recommended in step S320 (hereinafter, recommended level) is presented to the operator and automatically set as the successive approximation processing level by default.
  • the operator may set manually by looking at the recommended level presented.
  • the restriction level is presented in advance for each part, tube voltage, and weight in the table 600 of FIG. 22, and the operator needs to select a level that is equal to or lower than the restriction level.
  • the recommended level displayed in the table 700 of FIG. 24 is automatically (or manually) set, so that the operation burden on the operator can be further reduced.
  • the table 700 may be prepared for each successive approximation processing type.
  • FIG. 24 is a diagram showing an example of a setting screen for setting a recommended level in advance for each part, tube voltage, and weight.
  • the recommended level is set to 5 when imaging a subject whose region is lung field and whose weight is less than 40 kg.
  • the restriction level shown in FIG. 22 is 7, and the recommended level is set to 5, which is lower than 7.
  • the recommended level is set to 2 when imaging a subject whose region is the abdomen, the tube voltage is 120 kV or more, and the weight is 80 kg or more.
  • the restriction level shown in FIG. 22 is 3, and in this case, the recommended level is set to 2, which is lower than 3.
  • the recommended level may be set lower than the limit level.
  • the recommended level is not limited to the part, tube voltage, and weight, but may be set using an index such as age, BMI, or minimum identification diameter necessary for diagnosis. If the device has a weight measurement mechanism built in a bed or the like, the measured value can be read and used for each case, and if there is a function that can register the subject's weight during CT examination, that function can be used. Use it to input weight and use it in different cases.
  • the cases may be classified according to the size of the subject three-dimensional model calculated in S302 instead of the weight.
  • the cases may be classified according to the size of the subject three-dimensional model calculated in S302 instead of the weight.
  • the setting of the recommended level of S320 is described below. The other steps are the same as those in FIG.
  • the recommended level is provided to the operator so that the level can be selected with reference to the recommended level. Specifically, it is incorporated in the input area 310 of FIG. 4 so that the recommended level is automatically set according to the conditions set in advance in Table 700. Alternatively, when setting the level, when the “Recommended” display 301 and the “Change type” display 303 are displayed together with the “Recommended level” display on the screen of FIG.
  • the recommended level table 700 may be displayed together with FIG. 4A by default, and the operator may manually enter the level value while looking at the table 700 according to the inspection purpose. .
  • step S308 If it is determined in step S308 that it is necessary to change the successive approximation processing level, an arbitrary successive approximation processing level can be selected in step S304 as shown in the first embodiment.
  • the limit level table 600 shown in FIG. 22 may be displayed, or the recommended level table 700 shown in FIG. 24 is displayed again. Also good.
  • Example 2 shows a method of avoiding clipping by changing the successive approximation processing level or changing the image noise target value or CNR target value when clipping occurs due to the upper limit tube current value.
  • the method of Example 2 can also perform an excessively low dose imaging. As described in Example 3, excessively low-dose imaging tends to cause edge blurring of the object, and may not be recommended. From this background, rather than excessively low-dose imaging using high-level successive approximation processing, imaging is performed while maintaining a certain dose (tube current value) using weak-medium-level sequential approximation processing during imaging. It may be desirable to implement However, in this case, clipping due to the upper limit tube current value still occurs, and there is a high possibility that the image noise target value or the CNR target value cannot be achieved.
  • FIG. 25 is a diagram showing operations related to Example 5 of the present invention. Steps denoted by the same reference numerals as those in FIG.
  • steps S303 and S304 the operator selects shooting / reconstruction conditions and successive approximation processing levels.
  • the setting screen the same screen as that shown in FIG. 4A can be used. Basically, image reconstruction is performed based on the selected successive approximation processing level.
  • an optimum reconstruction successive approximation processing level for each slice is further set in step S335. This is a point that is calculated and applied to the image reconstruction in step S340.
  • the optimum sequential reconstruction processing level for reconstruction was set for each diagnosis purpose of the subject and applied to image reconstruction. For example, a long period from the lung field to the abdomen by one imaging When performing imaging within the imaging range, there is a problem that the setting condition must be narrowed down to one of the lung field and the abdomen, so that the optimal condition may not be achieved for either part.
  • an optimal reconstruction successive approximation processing level for realizing the image noise target value or the CNR target value is calculated for each slice. Unlike the first to fourth embodiments, since image reconstruction is performed at the optimum successive approximation processing level for each slice, it takes a little longer than the image reconstruction of the first to fourth embodiments.
  • FIG. 26 is a tube current value graph (A) and an image noise predicted value graph (B) for explaining the processing in step S335.
  • FIG. 26 (A) a case will be described in which imaging is performed with a tube current value pattern 30 in which clipping has occurred due to the upper limit tube current value.
  • the image noise before applying the successive approximation processing shown in FIG. 26 (B) was a slice in which the tube current value is insufficient as shown in the image noise predicted value pattern 31, that is, clipping of the tube current value occurred. It becomes large in the slice of the part (251, 252), and does not become a constant value.
  • step S304 If the successive approximation processing level selected in step S304 is applied to all the slices as they are, the image noise becomes larger than the image noise target value in the slices (251, 252) where the tube current value is insufficient. Therefore, in step S335, an optimum successive approximation processing level is calculated for realizing the image noise target value for the slices (251, 252) in which the tube current value is insufficient.
  • FIG. 27 is a diagram showing the detailed operation of step S335. The detailed operation of FIG. 27 will be described below.
  • Step S801 will be described.
  • the average tube current value I (z) necessary for each slice of the reconstructed image in consideration of the successive approximation processing level selected in step S304 is calculated according to the following equation.
  • the tube current value I (z, ⁇ ) for each slice and phase angle is the theoretical calculation value calculated in (Equation 6) or (Equation 13), and the tube current level is not considered in consideration of clipping.
  • the current value is the theoretical calculation value calculated in (Equation 6) or (Equation 13).
  • step S802 the upper limit tube current value set by the operator in step S303 is set to I U, and comparison with the average tube current value I (z) is performed. For slices where I (z)> I U, that is, the necessary tube current value exceeds the upper limit tube current value (for example, slices 251 and 252 in FIG. 26A), the process proceeds to step S803, and I (z) ⁇ I U That is, for a slice that can be imaged with a necessary tube current value, the process proceeds to step S807.
  • step S803 for a slice that cannot be imaged with a necessary tube current value, an average tube current value I 0 (z) for each slice when the successive approximation process is not considered is calculated according to the following equation.
  • step S804 when shooting is performed with the tube current value I (z) set to the upper limit tube current value I U in the portions 251 and 252 where clipping occurs, the tube current value I that does not consider the successive approximation process.
  • the tube current value reduction ratio R (z) with respect to 0 (z) is calculated according to the following equation.
  • step S805 it is necessary to compensate for the tube current value reduction rate R (z) by applying a higher level successive approximation process in image reconstruction.
  • the image noise reduction rate P (z) of the successive approximation process necessary to supplement the tube current value reduction rate R (z) is calculated according to the following equation.
  • a successive approximation processing level L (z) that can satisfy the image noise reduction rate P (z) is calculated.
  • the optimum successive approximation processing level indicating the image noise reduction ratio P (z) may be calculated without being limited to a predetermined stage. If P (z) indicates a value that exceeds the maximum image noise reduction rate of the successive approximation processing level, the highest successive approximation processing level can be assigned as the level that indicates the image noise reduction rate closest to P (z). It ’s fine.
  • step S807 it is not necessary to calculate the optimum successive approximation processing level for each slice for slices that can be imaged with a necessary tube current value, and the successive approximation processing level selected in step S304 is applied.
  • the optimum reconstruction processing level L (z) for reconstruction is calculated for each slice in step S335.
  • the operator confirms whether the predicted image noise pattern (for example, predicted image noise pattern 32 in FIG. 26B) displayed in step S306 satisfies the target image noise value, and the setting conditions are appropriate in step S307. Determine whether or not.
  • step S340 image reconstruction is performed at the optimum successive approximation processing level L (z) for each slice set in step S335 and the setting conditions related to the image reconstruction set in step S335. If image reconstruction using L (z) is performed, an image noise target value can be realized as in the image noise predicted value pattern 32 after applying the successive approximation process in FIG. 26 (B).
  • FIG. 28 is a diagram showing operations related to Example 6 of the present invention.
  • the same steps as those in FIG. 3 are denoted by the same step numbers.
  • the difference from the first to fifth embodiments is that the operator sets the lower limit tube current value set by the operator to the tube current value I in step S344 without setting the successive approximation processing level, and in step S345 for each slice.
  • the optimal reconstruction successive approximation processing level is calculated so as to realize the image noise target value or the CNR target value, and is applied to the image reconstruction in step S350.
  • the tube current value is set to the lower limit tube current value, imaging at a low dose is possible, and it can be used for, for example, a health examination for examining a healthy subject.
  • step S303 the operator inputs shooting / reconstruction conditions on the setting screen of FIG.
  • the successive approximation processing level column may be omitted from the input area 310.
  • FIG. 29 is a tube current value graph (A) and an image noise predicted value graph (B) for explaining the processing in steps S344 and S345.
  • a case will be described in which imaging is performed with a tube current value pattern 40 based on the lower limit tube current value of FIG. 29 (A).
  • step S344 the operator substitutes the lower tube current value I L that is set at step S303 to the tube current value I. To avoid excessive low-dose imaging, the lower limit tube current value should be adjusted.
  • step S345 when photographing is performed with the fixed tube current value of (Equation 18), the image noise before the successive approximation processing is applied in the slice where the tube current value is insufficient as shown in the image noise predicted value pattern 42. It becomes large and does not become a constant value. Therefore, in order to apply a different successive approximation processing level for each slice according to the insufficient tube current value, an optimum reconstruction successive approximation processing level L (z) is calculated.
  • FIG. 30 shows the detailed operation of step S345.
  • the same reference numerals as in FIG. 27 perform substantially the same operation.
  • step S904 when shooting is performed with the lower limit tube current value I L, the tube current value is reduced with respect to the tube current value I 0 (z) (the tube current value pattern 41 in FIG. 29A) without considering the successive approximation process.
  • the ratio R (z) is calculated according to the following formula.
  • the optimal reconstruction successive approximation processing level L (z) is calculated for each slice in step S345.
  • the operator confirms whether the predicted image noise pattern (for example, the predicted image noise pattern 43 in FIG. 29B) displayed in step S306 satisfies the target image noise value, and the setting conditions are appropriate in step S307. Determine whether or not. For example, when the image noise predicted value pattern exceeds the image noise target value, the lower limit tube current value may be set higher or a higher image noise target value may be set in order to secure a certain amount of dose. At this time, the recommended conditions may be displayed as in the second embodiment.
  • step S350 image reconstruction is performed at the optimum successive approximation processing level L (z) for each slice set in step S345 and the setting conditions related to the image reconstruction set in step S303. If image reconstruction using L (z) is performed, an image noise target value can be realized as in the image noise predicted value pattern 43 after applying the successive approximation process in FIG. 29 (B).
  • the image noise target value or the CNR target value can be realized while reducing the exposure as much as possible. Since the operator can set the lower limit tube current value while confirming the image noise predicted value pattern, there is no fear of excessively reducing the dose. Further, since the level of the successive approximation process is optimally controlled for each slice position, it is possible to save the operator from selecting the successive approximation process level.
  • an image noise or CNR image desired by the operator can be realized. Further, the exposure of the subject can be reduced more than the conventional X-ray automatic exposure mechanism by using the image noise reduction effect of the successive approximation process.
  • the level can be set by referring to the recommended conditions and the restriction levels in FIG. 18, FIG. 22, FIG. 24, etc. (or It is easy to use and has excellent operability.
  • X-ray CT device 71-74 tube current value clipping, 90 tube current value curve representing image noise, 92 tube current value reduction, 94 image noise reduction, 100 scan gantry, 101 X-ray Tube, 102 rotating disk, 103 collimator, 104 opening, 105 bed, 106 X-ray detector, 107 data collection device, 108 gantry control device, 109 bed control device, 110 X-ray control device, 120 console, 121 input device , 122 image reconstruction device, 123 storage device, 124 system control device, 125 display device, 181, 182 portions where clipping of the tube current value occurs, 201 scanogram imaging control unit, 202 3D model generation unit, 203 condition setting , 204 Tube current value calculation unit, 205 Tube current value display control unit, 206 Shooting control unit, 207 Image reconstruction control unit, 208 Image display control unit, 251, 252 Clipping of tube current value And that portion, 300 display screen 301 determined display, 303 type change display, 310 input area, 320 output area, 400 selection screen

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Quality & Reliability (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

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

Description

Ｘ線ＣＴ装置及びその断層画像撮影方法
　本発明は、X線CT装置あるいはそのX線断層画像撮影方法に関する。
　X線CT(Computed Tomography)装置とは、被検者にX線を照射するX線源と被検者を透過したX線量を投影データとして検出するX線検出器とを被検者の周囲で回転させることにより得られる複数角度からの投影データを用いて被検者の断層画像を再構成し、再構成された断層画像を表示するものである。X線CT装置で表示される画像は、例えば被検者の臓器の形状を描写するものであり、画像診断に使用される。
　一般的な傾向として、X線CT装置では被ばく線量と画質がトレードオフの関係にある。つまり、被ばく線量を低減するために撮影時の線量を少なくすると再構成画像上の画像ノイズは増大し、病変等の視認性は悪化する傾向が見られる。現在、X線CT分野では画質指標に基づいて被ばく線量を適正に制御する「X線自動露出機構」がある。画質指標としては画像ノイズの標準偏差(Standard Deviation、以下SD)やコントラストノイズ比(Contrast-to-Noise Ratio、以下CNR)が用いられている。以下の記載では、操作者が所望する画像ノイズ(以下、画像ノイズ目標値)に基づいたX線自動露出機構を利用するモードをSDモードと記し、操作者が所望するCNR(以下、CNR目標値)に基づいたX線自動露出機構を利用するモードをCNRモードと記す。
国際公開第2012/033028号 国際公開第2009/069489号
　X線自動露出機構を備えたX線CT装置の一例として、特許文献1に開示されたX線CT装置を説明した。特許文献1に開示されたX線CT装置は、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値に基づいて管電流値が制御されているが、画像再構成における逐次近似処理による画質向上について、全く触れられていない。
　上述したように一般的には、再構成された画像の画質を向上しようとすると被ばく線量が増大する傾向がある。X線CT装置の被ばく線量をできるだけ少なくすることが望ましい一方で、再構成された画像の画質の低下をできるだけ抑制できることが望まれている。
この観点において、例えば特許文献1の場合においても、さらに改善されることが望ましい。
　本発明の目的は、X線CT装置の被ばく線量に関係するX線管の管電流値を抑制しているにも関わらず画質の低下が少ないX線CT装置を提供することである。
　上記目的を達成するために、本発明のX線CT装置は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検者の周囲を回転する回転機構と、複数の逐次近似処理条件の内選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、前記演算されたX線管の管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とする。
　また上記目的を達成するために、本発明に係るX線CT装置の断層画像撮影方法は、X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検者の周囲を回転する回転機構と、撮影を行うシステム制御装置と、前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えるX線CT装置において、複数の逐次近似処理条件の内から選択された逐次近似処理条件が、前記システム制御装置に入力される第1ステップと、さらに撮影条件および再構成条件が前記システム制御装置に入力される第2ステップと、前記選択された逐次近似処理条件と入力された前記撮影条件および、または前記再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を前記システム制御装置によって演算する第3ステップと、前記演算されたX線管の管電流値により前記システム制御装置が撮影を行う第4ステップと、前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記画像再構成装置が、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する第5ステップと、を備えることを特徴とする。
　本発明によれば、X線管の管電流値を抑制しているにも関わらず画質の低下が少ないX線CT装置を提供することができる。
本発明の一実施例に係る全体構成を説明するための構成図 図1におけるシステム制御装置の機能を示す機能ブロック図 実施例1の処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS303の入力画面と、S306の数値表の表示例 実施例1の図3のS304の逐次近似処理タイプを選択する選択画面 実施例1の図3のS306の表示例 管電流値のクリッピングを説明するための図 逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合と管電流値低減割合を説明する説明図 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の視野サイズに応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の視野サイズに応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の逐次近似処理適用後の画像ノイズに応じた管電流値低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の逐次近似処理適用後の画像ノイズに応じた適正な管電流値を算出する処理の流れを説明するための図 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた画像ノイズ低減割合の変化曲線 実施例1の図3のS305内の管電圧に応じた適正な管電流値を、画像ノイズ低減割合を利用して算出する処理の流れを説明するための図 実施例2の処理の流れを説明するための図 実施例2の設定条件と推奨条件を比較するための数値比較表の表示例 実施例2の図18の(2)推奨条件を説明するための図 実施例2の図18の(3)推奨条件を説明するための図 実施例3の処理の流れを説明するための図 実施例3の制限レベルを予め設定するための設定画面の例 実施例4の処理の流れを説明するための図 実施例4の推奨レベルを予め設定するための設定画面の例 実施例5の処理の流れを説明するための図 実施例5の図25のS335の処理を説明するための管電流値グラフ、画像ノイズ予測値グラフ 実施例5の図25のS335の処理の流れを説明するための図 実施例6の処理の流れを説明するための図 実施例6の図28のS345の処理を説明するための管電流値グラフ、画像ノイズ予測値グラフ 実施例6の図28のS345の処理の流れを説明するための図
　以下、図面を用いて本発明に係る一実施形態を説明する。
　図1は一実施形態であるX線CT装置1の全体構成を示す図である。X線CT装置1はスキャンガントリ部100と操作卓120とを備える。
　スキャンガントリ部100は、X線管101と、回転円盤102と、コリメータ103と、X線検出器106と、データ収集装置107と、寝台105と、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110と、を備えている。X線管101は寝台105上に載置された被検者にX線を照射する装置である。コリメータ103はX線管101から照射されるX線の照射範囲を制限する機構や、X線の線量分布を調整するX線補償フィルタを備えている。回転円盤102は、寝台105上に載置された被検者が入る開口部104を備えるとともに、X線管101とX線検出器106とデータ収集装置107を搭載し、被検者の周囲を回転するものである。回転円盤102は、X線管101やX線検出器106、データ収集装置107を被検者の周りを回転させるための回転機構として作用している。
　X線検出器106は、X線管101と対向配置され被検者を透過したX線を検出することにより透過X線の空間的な分布を計測する装置であり、多数のX線検出素子を回転円盤102の回転方向に配列したもの、若しくは回転円盤102の回転方向(チャネル方向)と回転軸方向(スライス方向)との2次元に配列したもの、等がある。データ収集装置107は、X線検出器106で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。
　ガントリ制御装置108は回転円盤102の回転を制御する装置である。寝台制御装置109は、寝台105の上下前後左右動を制御する装置である。X線制御装置110はX線管101に供給される電力を制御する装置であり、X線管101に供給する管電圧や管電流値をそれぞれ制御することができる。
　操作卓120は、入力装置121と、画像再構成装置122と、表示装置125と、記憶装置123と、システム制御装置124とを備えている。入力装置121は、被検者氏名、検査日時、撮影条件など、必要な情報を入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイス等を備えている。画像再構成装置122は、データ収集装置107から送出される計測データを演算処理してCT画像を再構成する装置である。
　表示装置125は、画像再構成装置122で再構成されたCT画像を表示する装置であり、具体的にはCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶ディスプレイ等である。記憶装置123は、データ収集装置107で収集したデータ及び画像再構成装置122で作成されたCT画像の画像データを記憶する装置であり、具体的にはHDD(Hard Disk Drive)等である。システム制御装置124は、これらの装置及びガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110を制御する装置である。
　入力装置121から入力された撮影条件、特にX線の管電圧やX線の管電流値などに基づきX線制御装置110がX線管101に入力される電力を制御することにより、X線管101は撮影条件に応じたX線を被検者に照射する。X線検出器106は、X線管101から照射され被検者を透過したX線を多数のX線検出素子で検出し、透過X線の分布を計測する。回転円盤102はガントリ制御装置108により制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特に回転速度などに基づいて回転する。寝台105は寝台制御装置109によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特にらせんピッチなどに基づいて動作する。
　X線管101からのX線照射とX線検出器106による透過X線分布の計測が回転円盤102の回転とともに繰り返されることにより、様々な角度からの投影データが取得される。取得された様々な角度からの投影データは画像再構成装置122に送信される。画像再構成装置122は送信された様々な角度からの投影データを逆投影処理することによりCT画像を再構成する。再構成して得られたCT画像は表示装置125に表示される。
　図2は、図1に記載のシステム制御装置124の機能を示す機能ブロック図である。図2に示す各部は、システム制御装置124の機能として実現される。
　システム制御装置124は、スキャノグラム撮影制御部201と、3次元モデル生成部202と、条件設定部203と、管電流値算出部204と、管電流値表示制御部205と、撮影制御部206と、画像再構成制御部207と、画像表示制御部208とを有する。
　スキャノグラム撮影制御部201は、位置決め画像(以下、スキャノグラム)の撮影を制御し、スキャノグラムの投影データまたは画像データを3次元モデル生成部202に送信する。3次元モデル生成部202は、スキャノグラム撮影制御部201から送られてきたスキャノグラムの投影データまたは画像データを解析して被検者の断面モデルまたは3次元モデルを生成し、管電流値算出部204に断面モデルまたは3次元モデルのデータを送信する。条件設定部203は、操作者が入力装置121を用いて必要に応じ入力した撮影に関わる設定条件、および、あるいは必要に応じ入力した画像再構成に関わる設定条件(以下、これら設定条件をパラメータと記す)を設定する。前記設定条件の内撮影に関わるパラメータは管電流値算出部204に送信され、画像再構成に関わるパラメータは画像再構成制御部207に送信される。
　管電流値算出部204は、3次元モデル生成部202から送信された断面モデルまたは3次元モデルのデータと、条件設定部203から送信された撮影および、または画像再構成に関わるパラメータとに基づいて、逐次近似処理の効果を考慮して体軸方向および回転方向に沿って適正なX線管電流値を算出し、算出した管電流値を管電流値表示制御部205に送信する。管電流値表示制御部205は、前記管電流値算出部204から送信された管電流値を表示装置125に表示すると共に、撮影制御部206に送信する。
　撮影制御部206は、前記管電流値算出部204で算出された管電流値に従って、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110とを介して、体軸方向および回転方向に管電流値を制御しながら撮影を実行する。画像再構成制御部207は、条件設定部203から送信された画像再構成に関わるパラメータと、撮影された投影データに基づいて前記画像再構成装置122を制御して被検者断層画像の再構成を実行し、再構成された画像を記憶装置123に記憶すると共に画像表示制御部208に送信する。
　画像表示制御部208は、再構成された画像を表示装置125に表示する。
　図3は本発明の実施例1に関する動作を示したフローチャートである。ステップS301で被検者のスキャノグラム撮影を行う。ステップS302で、スキャノグラムの投影データまたは画像データを用いて被検者3次元モデルを算出する。なおステップS301で被検者の光学像撮影や身長・体重測定を行い、ステップS302で光学像や身長・体重を用いた被検者3次元モデル算出を行うようにしてもよい。ステップS303で、撮影に関わる設定条件や画像再構成に関わる設定条件を、操作者が入力装置121を介して表示装置125の表示画面に入力する。
　撮影に関わる設定条件としては、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値、管電流値の上側閾値(以下、上限管電流値と記す)、管電流値の下側閾値(以下、下限管電流値と記す)、管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚などが挙げられる。CNR目標値の代わりに特許文献1に示してある「リファレンスSD」を設定しても良い。画像再構成に関わる設定条件としては、再構成関数、視野サイズ、スライス厚などが挙げられる。
　図4はSDモードの場合に設定するパラメータを入力する入力画面と算出結果を表示する表示画面の例である。CNRモードの場合についてもSDモードの場合と同様の画面となる。CNRモードの場合もSDモードの場合も基本的な技術思想は同じであるので、CNRモードの場合の図示および具体的な説明を省略し、代表してSDモードの場合について説明する。図4(A)は、ステップS303およびステップS304にて操作者が設定条件を入力する際の画面300の入力例であり、図4(B)は操作者が入力した設定条件に基づいて算出された結果を表示する画面300である。
　図4(A)の画面を用いて、操作者は入力エリア310に画像ノイズ目標値、上限管電流値、下限管電流値、後述の逐次近似処理レベルを入力する。例えば図4(A)にあるように、画像ノイズ目標値を10.0(HU)、上限管電流値を500(mA)、下限管電流値を100(mA)、後述の逐次近似処理レベルを5(L5)とし、ポインティングデバイス又はキーボードで入力する。プルダウンでリスト化された値から選択することで入力しても良い。
　入力された数値を変更したい場合には、各欄の変更したい数値にカーソルを当て、Deleteキーなどで消去したり、プルダウンの値を選択し直すことで変更することができる。確定表示301は、表示して使用しなければならないものでは無いが、図4に示す如く画面に表示して利用することにより、操作性が向上する。
　図1で入力装置121としてポインティングデバイスを使用できる。このポインティングデバイスとしては例えばマウスやタッチパネルなどがある。図1では、入力装置121と表示装置125とは別々の位置に図示されているが、これは一例示であり、例えばタッチパネルを入力装置121が有する場合に、前記タッチパネルは図示された入力装置121の位置ではなく、表示装置125の表示面上に配置されている。図4に示す表示に対応して表示面の所定の位置をタッチすることで入力位置が設定される。また入力装置121が有するキーボートから情報を入力するだけでなく、表示装置125の表示面上に手書き入力することで数値など必要な情報をタッチパネルを介して入力することができる。
　ステップS304で、操作者が所定の逐次近似処理の条件、例えば逐次近似処理に関する複数のタイプやレベルから任意のタイプやレベルを選択的に入力する。まず逐次近似処理レベルについて述べる。
　逐次近似処理のレベルは、例えばLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階用意されているものとし、撮影の目的に合わせて選択する。逐次近似処理レベルは逐次近似処理の強度を表わし、逐次近似処理レベルが高い、すなわちiが大きいほど、画像ノイズ低減効果が高いものとする。
　最小レベルのレベル1(L1)では画像ノイズ低減効果が低く、対画像ノイズの観点で所望の画質を得るにはX線管101からのX線照射量の低減を抑えて逐次近似処理適用前の画像そのものの画像ノイズ増加を抑制することが必要となり、被ばく低減効果が低くなる傾向がある。しかしながら、逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が低いレベルの方が逐次近似処理適用前の画像と比べて空間分解能の劣化を抑えることができ、構造物のエッジを保存した画像を得ることができる。
　一方、最大レベルのレベルN(LN)では逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が高くなり、その分X線管101からのX線照射量を少なくでき、被ばく低減効果が高くなる傾向がある。ただし、逐次近似処理レベルが高くなるほど逐次近似処理に要する時間が長くなる傾向にある。また逐次近似処理レベルが高くなるほど画像ノイズ低減効果が高くなるが、画像の空間分解能が低下しやすく、対象物のエッジがぼけやすい傾向がある。従って診断目的や撮影対象、などを考慮して逐次近似処理レベルを選択することが望ましい。
　ステップS304の入力操作において、操作者は表示装置125に表示された図4(A)の画面を用いて、入力エリア310の逐次近似処理レベルの項目に任意のレベルを選択して入力する。
　次に逐次近似処理タイプについて述べる。後述するようにX線管101の管電流値は、ステップS303およびステップS304で入力された設定条件に基づいて算出されるが、この管電流値算出方法には複数の方法がある。複数の逐次近似処理のタイプを利用可能としておき、操作者が診断目的や撮像対象に適した逐次近似処理のタイプを選択するようにしても良い。図5は逐次近似処理のタイプを選択する選択画面である。図5は、図4のタイプ変更の表示303をクリックすると、表示される画面である。
　逐次近似処理のタイプによる管電流値算出方法の詳細は後述するが、例えば(1)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が管電圧と処理レベルに依存する場合、(2)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が視野サイズと処理レベルに依存する場合、(3)逐次近似処理による管電流値低減割合(画像ノイズ低減割合)が画像ノイズと処理レベルに依存する場合、などがある。図5の選択画面400には、上記(1)～(3)のタイプが表示され、そのタイプの表示をクリックし、確定表示301をクリックすると、逐次近似処理のタイプの選択が確定する。選択されたタイプには例えば色を付したり、書体を変更したりして、他のタイプと区別される。
　また、選択したタイプを変更したい場合には、図4のタイプ変更表示303をクリックし、図5の選択画面からタイプを選び直して変更する。逐次近似処理の各タイプに適した管電流値演算方法は、予めプログラムに組み込まれ、選択された逐次近似処理タイプに応じた管電流演算方法が自動的に選択される。なお図4のタイプ変更の表示303や図5の選択画面の代わりに、図4の入力エリア310に新たに逐次近似処理タイプを選択できる項目を設け、プルダウン形式などで逐次近似処理タイプを選択できるようにしても良い。管電流値の算出方法の詳細については後述する。
　次にステップS305について説明する。ステップS303にて操作者が設定した画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)、上限管電流値および下限管電流値などの撮影に関わる設定条件とステップS304にて操作者が設定した逐次近似処理タイプやレベルに基づいて、予測される画像ノイズの体軸方向平均値である「平均画像ノイズ予測値」(CNRモードの場合は「平均CNR予測値」)、管電流値の最大値および最小値である「必要最大管電流値」および「必要最小管電流値」、クリッピングなどの影響を加味して実際に照射することが可能な管電流値の撮影範囲内の平均値である「平均管電流値」がステップS305で算出される。平均管電流値は固定管電流値で撮影を行う場合との比較に用いられ、管電流値の高低すなわち被検者の被ばく線量の増減を判断するのに役立つ。
　更に、従来のX線自動露出機構の管電流値に対する平均管電流値の「管電流値低減割合」と被ばく線量の指標であるCTDI(Computed Tomography Dose Index)の予測値、設定条件や逐次近似処理の反復回数によって変動する「画像再構成時間」の予測値、撮影条件によって変動する被検者の「息止め時間」なども算出される。画像再構成時間は被検者一人あたりが入室から撮影・画質確認・退室までに要する検査時間の長短を推定する重要な要素であり、操作者が検査時間を推定することで次の被検者のためのスケジューリング等を円滑に行うことができる。
　次にステップS306について説明する。ステップS305より算出された上記の平均画像ノイズ予測値、必要最大管電流値、必要最小管電流値、平均管電流値が算出され、図4(B)に示す様に、画面300の出力エリア320に表示される。更に、上記の管電流値低減割合とCTDI、画像再構成時間、息止め時間が、画面300の出力エリア320に、ステップS306によって表示される。
　また、上記の数値だけではなく管電流値パターンを表示装置125に表示する。例えば図6(A)のようにスキャノグラム画像1と共に、スキャン範囲中の体軸方向の管電流値パターン2、逐次近似処理適用後に予測される画像ノイズ(以下、画像ノイズ予測値)の変化パターン3もしくは予測されるCNR(以下、CNR予測値)の変化パターン4を併置して表示する。SDモードの場合は図6(B)のように設定した画像ノイズ目標値と、画像ノイズ予測値パターン3を表示し、CNRモードの場合は図6(C)のようにCNR目標値とCNR予測値パターン4を表示する。
　図6(B)及び図6(C)の上側は、管電流値(mA)のスケールが表示され、例えば、上限管電流値500(mA)、下限管電流値100(mA)であり、それぞれ点線で表わされる。図6(B)及び図6(C)の下側は、それぞれ画像ノイズ値と、CNR値のスケールが表示される。図6(B)には画像ノイズ目標値(例えば10HU)が点線で表示され、図6(C)にはCNR目標値が点線で表示される。
　表示装置125はこれらを併置しても良いし、管電流値パターン2のみを表示するようにしても良い。また画像ノイズ予測値パターン3に代えて、画像ノイズ予測値を画像ノイズ目標値で除した値の変化パターンまたは画像ノイズ目標値に対する画像ノイズ予測値の誤差の変化パターンを表示しても良い。CNR予測値パターン4に代えて、CNR予測値をCNR目標値で除した値の変化パターンまたはCNR目標値に対するCNR予測値の誤差の変化パターンを表示しても良い。このように図6(B)のグラフや図6(C)のグラフを図6(A)のスキャノグラムの画像と対比して表示することで、被検者の各部位に対応付けながら管電流値Iが適正であるかどうか(例えば、後述のクリッピングの有無)を確認し易い効果がある。
　ここで、ステップS305で算出された管電流値IがステップS303で操作者が設定した上限管電流値を上回った場合は、管電流値Iが上限管電流値に丸め込まれ、ステップS303で操作者が設定した下限管電流値を下回った場合は、管電流値Iが下限管電流値に丸め込まれる、といったクリッピングが生じる場合がある。図7はクリッピングを説明するための体軸方向の管電流値グラフである。
　図7において、グラフの軸の1つは被検者の体軸であり、他の一つはX線管101の管電流値の演算結果である。管電流値パターン5は上限管電流値によるクリッピングが生じた場合の例、管電流値パターン6はクリッピングが生じていない場合の例、管電流値パターン7は下限管電流値によるクリッピングが生じた場合の例である。管電流値パターン5、6、7に示すグラフは、それぞれ図6(B)や図6(C)の管電流値パターン2の一例である。
　体格の大きな被検者を撮影する場合や、肩や骨盤のようにX線の減弱が大きい部位を撮影する場合は、画質を維持するために高い管電流値を必要とするため、管電流値パターン5のように上限管電流値によるクリッピング(71、72)が生じやすい。上限管電流値によるクリッピング(71、72)が生じた場合は、必要な管電流値よりも低い管電流値でしか照射できないため、結果的に画像ノイズが画像ノイズ目標値よりも高くなる、もしくはCNRがCNR目標値よりも低くなり、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を達成することができない。
　また管電流値パターン7のように下限管電流値によるクリッピング(73、74)が生じる場合は、照射するX線量が必要量よりも多くなってしまうため、被検者への被ばく線量が増大してしまう。
　これら管電流値パターン5、6、7に示すようなグラフを図6(B)や図6(C)の管電流値パターン2に表示することで、操作者はクリッピングが生じているか否かを一目で視覚的に確認することができ、設定条件の見直しが必要か否かを容易に判断することができる。
　図6に示したグラフと共に、前述の数値情報を記載した数値表(図4)を表示装置125に表示しても良い。図4(B)の数値表により、必要最大管電流値が上限管電流値を上回っている場合や必要最小管電流値が下限管電流値を下回っている場合はクリッピングが生じていることが数値的にも把握できる。以上より操作者は設定した条件を定量的に把握でき、設定条件の判断に活用できる。
　次にステップS307について説明する。操作者は表示装置125に表示された情報から、管電流値と、画像ノイズ予測値もしくはCNR予測値と、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値のバランスが適正であるかどうか、例えば管電流値のクリッピングが生じていた場合にそれを許容するかどうかをステップS307において判断する。許容しないと判断した場合(NG)はステップS308へ進み、許容すると判断した場合(OK)はステップS309へ進む。許容すると判断した場合(OK)には図4の確定表示301をクリックして、入力を確定させる。現時点で選択されている逐次近似処理レベルを設定したこと、すなわち確定したこととなる。この確定した逐次近似処理レベルは後述するステップS310の演算処理に使用される。
　次にステップS308について説明する。操作者は管電流値と、画像ノイズ予測値もしくはCNR予測値と、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値のバランスが適正となるようにステップS303又はステップS304へ戻り、設定した数値を変更して再設定する。逐次近似処理条件を変更したい場合(YES)はS304へ戻り、その他の設定条件を変更したい場合(NO)はS303へ戻る。例えば、上限管電流値によるクリッピングが生じる場合は、必要な管電流を下げるために、より高いレベルの逐次近似処理を選択したり、あるいはより高い画像ノイズ目標値もしくはより低いCNR目標値を設定したりすれば良い。上限管電流値をより高めに設定できる場合は高めに設定すれば良い。
　ステップS303又はステップS304での数値の再設定は、例えば図4(B)に表示する入力エリア310の変更したい数値にカーソルを当て、Deleteキーなどで消去して数値を再入力することで変更できる。
　ステップS309において、ステップS305で算出された管電流値Iに従って、体軸方向および回転方向にX線管電流値Iでの撮影を実施する。
　ステップS310において、上述のステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件およびステップS304で設定した逐次近似処理条件に従って、画像再構成の処理を行う。画像再構成の方法には主に、逐次近似を応用した再構成法と称される再構成法(以下、逐次近似応用法)および逐次近似再構成法がある。いずれも画像再構成の過程において反復処理を施すことで、画像ノイズ低減効果が得られる。
　逐次近似応用法は、投影空間で反復処理を行う逐次近似応用法、画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法、投影空間および画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法の3種に分類できる。例えば投影空間で反復処理を行う逐次近似応用法では、投影空間内で投影データのスムージング処理を反復的に施し、ノイズ低減された投影データを逆投影することで画像データを得る。画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法では、投影データを逆投影して得られた画像データに画像空間内で反復的にスムージング処理を施すことで画像ノイズを低減する。投影空間および画像空間で反復処理を行う逐次近似応用法は、投影空間と画像空間の両方にスムージング処理を施し、ノイズを低減する。
　3種の逐次近似応用法はいずれも逆投影を通常1回行うのに対して、逐次近似再構成法は初期画像作成後、画像データから投影データへの順投影および投影データから画像データへの逆投影を反復的に実施して画像ノイズを低減する。逐次近似再構成法は順投影と逆投影を繰り返すため、逐次近似応用法より多くの処理時間を要するが、精度の高い画像ノイズ低減効果が得られる。
　本実施例では、ステップS304で設定された逐次近似処理のタイプは上記のいずれかの逐次近似応用法又は逐次近似再構成法と対応付けられている。すなわちステップS304で設定された逐次近似処理のタイプに従って、上記のいずれかの逐次近似応用法又は逐次近似再構成法を用いて画像再構成を行う。
　以上より逐次近似処理を適用する場合に、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用して、従来のX線自動露出機構よりも被ばくを低減した上で、操作者が所望する画像ノイズもしくはCNR通りの画像を提供することができる。
　ステップS305の詳細な動作について説明する。逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合は、様々な設定条件によってばらつきが生じる場合がある。ここでは予めファントム撮影により、様々な設定条件に対して、逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合Pが計測されているものとする。
　図8は逐次近似処理を適用した場合の画像ノイズ低減割合Pと管電流値低減割合Rを説明するための図である。逐次近似処理を適用しない場合には、一般に、管電流値Iと画像ノイズNの間に以下の関係式が成り立つ。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
(数1)を図で表わすと、図8の90で示した曲線になる。逐次近似処理適用前の画像ノイズをNx、逐次近似処理適用後の画像ノイズをNyとすると、画像ノイズ低減(Nx-Ny)は、図8に示した矢印94となる。よって、画像ノイズ低減割合Pは(数2)のように算出できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　逐次近似処理を適用しない場合、画像ノイズNxを達成するのに管電流Ix、画像ノイズNyを達成するのに管電流Iy(Ixよりも高い管電流値)が必要である。しかし、逐次近似処理を適用した場合は、管電流値Iyではなく、それよりも低い管電流値Ixでの撮影により画像ノイズNyを達成することができる。すなわち、逐次近似処理を適用することにより、従来と同等の画像ノイズを達成するために従来よりも低い管電流値で撮影することができる。管電流値の低減(Iy-Ix)は、図8に示した矢印92となる。よって、管電流値低減割合Rは(数3)のように算出できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　この管電流値低減割合Rは(数1)、(数2)、(数3)により、画像ノイズ低減割合Pを用いて以下のように書くことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　(数4)は従来と同一の画像ノイズ値を得るための管電流値低減割合Rであるが、従来と同一のCNRを得るための管電流値低減割合Rとしても成り立つ。ここで想定するCNRとは識別対象物とその周囲組織との平均的なCT値差(以下、コントラスト)を画像ノイズの値で除算した値である。コントラストは逐次近似処理の適用前後で変わらないため、画像ノイズが従来と同等の値を達成できれば、CNRも達成できる。
　画像ノイズ低減割合に寄与する種々のパラメータとして、例えば管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚、視野サイズ、被検者サイズ、被検者位置、被検者の投影データ値、被検者の投影データの積算値などが挙げられる。
　管電圧、X線コリメーション、らせんピッチ、回転速度、焦点サイズ、X線補償フィルタの形状、X線硬化フィルタの有無、再構成関数、スライス厚は比較的少数の選択肢のいずれかの値(例えば管電圧では80kV，100kV，120kV，140kVの4種のいずれか)をとるのに対し、視野サイズ、被検者サイズ、被検者位置、被検者の投影データ値、被検者の投影データの積算値は数多くの連続的な値(例えば視野サイズでは30～500mmのいずれか)をとる。前者の代表としてタイプ1では管電圧、後者の代表としてタイプ2では視野サイズに対して適正な管電流値を算出する方法の一例を説明する。また画像ノイズ低減割合が画像ノイズそのものに依存する場合の適正な管電流値算出方法の一例をタイプ3として説明する。
　〔タイプ1　逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合〕
　まず逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合を述べる。管電圧ごとに逐次近似処理レベルに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。例えば、管電流値低減割合Rを逐次近似処理レベルを数値化した値Lのn次関数として予め算出しておく(図9)。ここでLは必ずしも整数に限定されない。記憶装置123には管電圧(kV)ごとにn次関数のn次の係数ai，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図10はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示したフローチャートである。
　ステップS401で、操作者がステップS303で設定した管電圧に応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数ai，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
　次にステップS402で、操作者が図3のステップS304で選択した逐次近似処理レベルLに応じて、管電流値低減割合R(kV，L)を(数5)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(kV，L)＝0とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ステップS403で、従来のX線自動露出機構と同様、逐次近似処理を考慮しない場合の、体軸方向(スライス位置：z)および回転方向(X線管位相角：θ)ごとにX線管電流値I0(z，θ)を算出する。
　ステップS404で、管電流値I0(z，θ)および(数5)で算出した管電流値低減割合R(kV，L)を使用して、(数6)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここでは管電流値低減割合Rをn次の多項式として算出する例を示したが、関数は多項式に限るものではない。また管電流値低減割合を管電圧ごとに「逐次近似処理レベルの関数」として保持する例を示したが、逐次近似処理レベルごとに「管電圧の関数」として保持しても良いし、逐次近似処理レベルと管電圧のマトリックスとして「テーブル化」して保持しても良い。
　以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が比較的少数の選択肢のいずれかの値をとるパラメータに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
　〔タイプ2　逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が視野サイズに依存する場合〕
　次に逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が視野サイズに依存する場合を述べる。逐次近似処理レベルごとに代表的な視野サイズに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。例えば、図11に示すように、管電流値低減割合Rを視野サイズfのn次関数として予め算出しておく。記憶装置123には逐次近似処理レベル(L)ごとにn次関数のn次の係数bi，L(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図12はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
　ステップS501で、操作者がステップS304で設定した逐次近似処理レベルLに応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数bi，L(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
　ステップS502で、操作者がステップS303で設定した視野サイズfに応じて、管電流値低減割合R(f，L)を(数7)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(f，L)＝0とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　ステップS403は図10のステップS403と動作内容が略同一であるため説明を省略する。
　ステップS504で、管電流値I0(z，θ)および(数7)で算出した管電流値低減割合R(f，L)を使用して、(数8)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が連続的な値をとるパラメータに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を精度良く行うことができる。
　〔タイプ3　逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズそのものに依存する場合〕
　次に逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズそのものに依存する場合を述べる。逐次近似処理レベルごとに代表的な画像ノイズに対して画像ノイズ低減割合を計測し、(数4)に従い管電流値低減割合Rを算出する。
　ここで管電流値低減割合Rは、逐次近似処理適用前の画像ノイズNxではなく、逐次近似処理適用後の画像ノイズNyの関数としてシステムに保持しておくことが望ましい。逐次近似処理適用により画像ノイズNxが画像ノイズNyに低減した場合、「画像ノイズNyの画像を得るためには管電流値をRだけ低減できる」と捉えることができる。画像ノイズNyは逐次近似処理適用後に達成すべき画像ノイズであり、SDモードでは画像ノイズ目標値、CNRモードでは特許文献1に示してある「リファレンスSD」に相当する。さらに従来のX線自動露出機構で画像ノイズNyを達成するために必要な管電流値はI0であることが分かっているため、管電流値低減割合Rを逐次近似処理適用後の画像ノイズNyの関数として保持しておけば、逐次近似処理を利用した場合の適正な管電流値を容易に算出できる。
　例えば、管電流値低減割合Rを逐次近似処理適用後の画像ノイズtのn次関数として予め算出しておく(図13)。記憶装置123には逐次近似処理レベル(L)ごとにn次関数のn次の係数ci，L(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図14はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
　ステップS601で、操作者がステップS304で設定した逐次近似処理レベルLに応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数ci，L(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
　ステップS602で、操作者がステップS303で設定した画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDに応じて、管電流値低減割合R(t，L)を(数9)のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はR(t，L)＝0とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　ステップS403の動作は図10のステップS403と略同一であるため説明を省略する。
　ステップS604で、管電流値I0(z，θ)および(数9)で算出した管電流値低減割合R(t，L)を使用して、(数10)に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　逐次近似処理適用前の画像ノイズではなく、逐次近似処理適用後の画像ノイズの関数として管電流値低減割合Rを算出することで、X線自動露出機構使用時に設定された画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDの値を利用した適正な管電流値を容易に算出することが可能となる。以上より逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が画像ノイズに依存する場合に、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
　以上ではステップS305において逐次近似処理適用による管電流値低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法を示したが、逐次近似処理適用による画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出しても良い。例としてタイプ1において画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法を示す。
　〔タイプ1の別方法　逐次近似処理による画像ノイズ低減効果が管電圧に依存する場合に画像ノイズ低減割合を用いて適正な管電流値を算出する方法〕
　管電圧ごとに逐次近似処理レベルに対して画像ノイズ低減割合Pを計測する。画像ノイズ低減割合Pを逐次近似処理レベルを数値化した値Lのn次関数として予め算出しておく(図15)。記憶装置123には管電圧(kV)ごとにn次関数のn次の係数di，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を予め記憶しておく。図16はこのような条件下におけるステップS305の詳細な動作について示した図である。
　ステップS701で、操作者がステップS303で設定した管電圧に応じて、システム制御装置124が記憶装置123からn次関数の係数di，kV(i＝0，1，2，・・・，n)を読み出す。
　ステップS702で、操作者がステップS304で選択した逐次近似処理レベルLに応じて、画像ノイズ低減割合P(kV，L)を次式のように算出する。逐次近似処理を適用しない場合はP(kV，L)＝0とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ステップS703で、従来のX線自動露出機構と同様、逐次近似処理を考慮しない場合の、基準管電流値Iｒｅfにおける体軸方向の画像ノイズ予測値S0(z)を算出する。
　ステップS704で、基準管電流値Iｒｅfにおいて逐次近似処理を適用した場合に予測される、体軸方向の画像ノイズ予測値S(z)を次式に従い、算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　ステップS705で、操作者がS303で設定した画像ノイズ目標値もしくはリファレンスSDであるtに応じて、次式に従い、体軸方向および回転方向ごとに逐次近似処理を考慮したX線管電流値I(z，θ)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　ただし、α(z)、β、ｋは比例定数である。(数13)は特許文献2の(数5)に示されている式であり、画像ノイズ予測値S(z)からX線管電流値I(z，θ)を求めるときによく使われる式である。X線管電流値I(z，θ)を求める方法は上記の方法に限られず、(数11)で画像ノイズ低減割合P(kV，L)を算出した後、(数4)で管電流値低減割合Rを算出して、(数6)からX線管電流値I(z，θ)を求めてもよい。
　以上説明したように、逐次近似処理適用による画像ノイズ低減割合を利用した処理でも、逐次近似処理適用時の適正な管電流値算出を行うことができる。
　図17は本発明の実施例2に関わる動作を示した図である。図3と同一の符号を付した工程は略同一の動作である。図3に示す実施例1と異なる点は、ステップS311において操作者へ推奨条件を提示する点である。ここでは、例としてSDモードの推奨条件として、逐次近似処理レベルの設定と画像ノイズ目標値の設定に関する条件を説明する。CNRモードの場合についても同様に推奨条件の設定が可能である。以下ではステップS311について詳細に述べる。他のステップは図3と同一であるため説明を省略する。
　図17のステップS307で、先のステップS306で表示されたX線管101の電流値などが許容できる値であるかどうかが入力指示などから判断される。例えば画像ノイズ予測値パターンが画像ノイズ目標値を超える場合は、ある程度の線量を確保するために上限管電流値を高めに設定したり、より高い画像ノイズ目標値を設定すれば良い。実施例2のステップS311で示すように、推奨条件を表示しても良く、このように推奨条件を提示することで操作者がより容易にまた適切に望ましい逐次近似処理レベルを設定できる。
　ステップS311で、操作者が一通り設定した条件に対して設定条件を再設定する際に役立つ推奨条件が提示される。図18は操作者が設定している条件と推奨条件を比較して提示した数値比較表500の表示例である。数値比較表には逐次近似処理レベル、画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)、平均画像ノイズ予測値(CNRモードの場合は平均CNR予測値)、上限管電流値、下限管電流値、必要最大管電流値、必要最小管電流値、平均管電流値、画像再構成時間などの情報を比較して表示する。数値比較表500の＊印は、操作者が設定するパラメータを示している。
　設定条件を再設定する際には、例えば図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「推奨条件」表示(図示せず)をつけて、その表示をクリックすると、数値比較表500が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)に数値比較表500が表示されていてもよい。再設定する際には、操作者は数値比較表500を見ながら、数値を入力してもよいし、「(1)推奨条件入力」「(2)推奨条件入力」などの表示をつけて(図示せず)、それらの表示をクリックすると、推奨条件の数値が自動的に入力されるようにしてもよい。
　図18の(2)推奨条件と(3)推奨条件は(1)設定条件において上限管電流値によるクリッピングが生じている場合にそのクリッピングを回避するための条件である。(2)推奨条件は(1)設定条件と同じ画像ノイズ目標値10.0HU(CNRモードの場合はCNR目標値)を用いつつ、設定条件の逐次近似処理レベル3よりも高いレベル5の逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することで管電流値を下げるモードである。図18に示すように、(2)の推奨条件を適用すると、必要最大管電流値は、(1)の設定条件である670(mA)から480(mA)に下がり、約30％、減少している。必要最小管電流値においても、(1)の設定条件である350(mA)から250(mA)に下がり、約30％減少していることがわかる。ただし、高いレベルの逐次近似処理を利用することで反復処理の回数が増し、画像再構成時間が長くなる場合がある。本実施例では、図18に示すように、(1)設定条件においては画像再構成時間が30(s)であったが、(2)設定条件においては50(s)と長くなっている。
　(3)の推奨条件は(1)設定条件と同じ逐次近似処理レベルを用いつつ、やや高めの画像ノイズ目標値(もしくはやや低めのCNR目標値)とすることで管電流値を下げるモードである。具体的には、図18に示すように、画像ノイズ目標値を(1)の設定条件では10.0HUとしていたところ、(3)の推奨条件では、やや高めの目標値11.8HUとしている。(3)の推奨条件では、逐次近似処理レベルは(1)の設定条件と同じレベル3のまま変更しないため、画像再構成時間は(1)の設定条件と同じ30(s)である。
　次に(2)(3)の推奨条件を選択した場合の、管電流値パターン、画像ノイズ予測値パターン(SDモードの場合)を(1)の設定条件と比較しながら図19、図20を用いて述べる。まず図18の(2)推奨条件を選択した場合の管電流値パターンと、画像ノイズ予測値パターンについて図19を用いて述べる。
　図18の(1)設定条件では図19(A)の管電流値パターン11のように図中181、182で示した部分で上限管電流値による管電流値のクリッピングが生じているものとする。すなわち、体軸方向に管電流値が必要管電流値に達していない箇所があり、そのまま撮影を行うと図19(B)の画像ノイズ予測値パターン13のように、管電流値のクリッピングが生じている部分181、182で画像ノイズが画像ノイズ目標値を上回るスライスが生じてしまう。そこで図18に示した(2)の推奨条件で、クリッピングの回避が可能な逐次近似処理レベル5を適用する。図18(1)の設定条件の逐次近似処理レベル3から(2)の逐次近似処理レベル5に変更することによって、より高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することができる。このようにして、図19(A)の管電流値パターン12のような低線量で、図19(B)の画像ノイズ予測値パターン14のような画像ノイズ目標値を達成することができる。(2)推奨条件では代表的に一例を表示したが、該当する逐次近似処理レベルが複数存在する場合は、複数個表示しても良い。
　次に図18の(3)推奨条件を選択した場合の管電流値パターンと画像ノイズ予測値パターンについて図20を用いて述べる。まず、図19と同様に、図20(A)には、図18の(1)設定条件の管電流値パターン11が示されており、図20(B)には(1)設定条件の画像ノイズ予測値パターン13が示されている。
　図18の(3)推奨条件では、逐次近似処理レベルを変更することなく、クリッピングの回避が可能な画像ノイズ目標値(CNRモードの場合はCNR目標値)を提供する。画像ノイズ目標値をやや高めに(CNRモードの場合はCNR目標値を低めに)設定することで、図20(A)に示すように、必要な管電流値は管電流値パターン22のように低く抑えることができる。管電流値パターン22で撮影を行うと、図20(B)に示すように、画像ノイズは画像ノイズ予測値パターン24のようになり、やや高めに設定した画像ノイズ目標値を満たす結果が得られる。体軸方向に一定の画像ノイズが得られるため、画像ノイズ予測値パターン13よりも画像ノイズの均一性が優れた画像を得ることができる。
　さらに、図18(1)で設定していた従来の画像ノイズ目標値を得たければ、事後的に画像再構成に関わる設定条件を変更して再構成をやり直す機能(以下、ポストリコン)にて実現することが可能である。ポストリコン時に、撮影時のレベルよりも高いレベルの逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用すれば、図20(B)に示す画像ノイズ予測値パターン25のように(1)で設定した画像ノイズ目標値を得ることができる。図18の数値比較表にはポストリコン時に使用すべき推奨レベルとその時予測される画像ノイズを表示する。
　また、特開2010-193940に示してあるように、らせんピッチを遅めに、回転速度を遅めに再設定するなどしてクリッピングを回避しても良いが、この場合被検者の息止め時間が長くなるというデメリットが発生する可能性が高い。上述したように逐次近似処理レベルや画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値の設定だけでクリッピングを回避することができれば、被検者の負担を増大させることなく、良質な画像を得ることができる。
　以上のように適正な推奨条件を提示することで、操作者は設定条件の再設定に活用することができる。従来クリッピングが生じていた撮影条件でも、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用することでクリッピングを回避した撮影が可能となる。
　図21は本発明の実施例3に関わる動作を示した図である。図3に示す実施例1と同一符号を付した工程は略同一の動作を為す。実施例1、2と異なる点は、実施例1、2ではステップS304で任意の逐次近似処理レベルを選択するのに対し、本実施例ではステップS314において選択できる逐次近似処理レベルに制限が設けられている点である。実施例2では、管電流のクリッピングを回避するために推奨条件が表示され、それはX線管の管電流値が演算された後に表示されるものであるが、本実施例は、X線管の管電流値が演算される前の逐次近似処理レベルの選択の際に表示される。以下では、逐次近似処理レベルがLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階用意されているものとし、iが大きいほど逐次近似処理の画像ノイズ低減効果が高いものとする。
　高いレベルの逐次近似処理を適用すると、対象物のエッジがぼけやすい傾向がある。識別対象の径が小さく、コントラストの低い対象物を診断する検査では、高いレベルの逐次近似処理を利用した過度な低線量撮影を実施することで、エッジぼけの影響により対象物の視認性が低下する可能性がある。このため、例えば検査目的に応じて選択できる逐次近似処理レベルに制限値(以下、制限レベル)を設けることが望ましい。
　制限レベルは、予め検査目的に応じて撮影プロトコルに登録しておく。例えば図22は部位、管電圧、体重ごとに制限レベルを示した表600である。表600は逐次近似処理タイプごとに用意しても良い。前述のように、最小レベルのレベル1ではエッジぼけの少なさを優先し、高い空間分解能を維持した画像が得られるが、被ばく低減効果が低くなる。一方、最大レベルでは被ばく低減を優先し、低被ばくでの撮影が可能であるが、画像の空間分解能は低くなりやすい傾向がある。
　図22の制限レベルの表600に示すように、例えば肺野かつ体重が40kg未満の被検者の撮影で被ばく低減を優先したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを7などと高めに設定しておくことで、レベル7以下の任意のレベルでの撮影が可能である。また、腹部かつ管電圧120kV以上かつ体重が80kg以上の被検者の撮影で、被ばく低減よりも画質の維持を優先し、低線量撮影によるエッジぼけや視認性低下を回避したいと操作者が判断した場合は、制限レベルを3などと低めに設定しておくことで、レベル4以上の低線量撮影を予め選択肢から削除することができる。
　制限レベルは部位、管電圧、体重に限らず、年齢やBMIや診断に必要な最小識別径といった指標を用いて設定できるようにしても良い。体重は、寝台などに体重測定機構が組み込まれている装置ならばその測定値を読み込んで場合分けに用いればよいし、CT検査時に被検者の体重を登録できる機能があれば、その機能を用いて体重を入力して場合分けに用いればよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしてもよい。以下ではステップS314について具体的に述べる。他のステップは図3に示す同一のステップと動作は略同じであるため説明を省略する。
　ステップS314では制限レベル以下となる逐次近似処理レベルのみの中から任意の逐次近似処理レベルを選択できるようにする。具体的には、図4の入力エリア310では、予め表600で設定された条件に従って制限レベル以下の逐次近似処理レベルのみをプルダウン形式で操作者へ提供し、操作者がその中から逐次近似処理レベルを選択できるようにする。あるいは図4の入力エリア310への入力の際に、操作者が制限レベルを超えた逐次近似処理レベルをキーボード等で入力した場合、警告メッセージを出すなどして注意喚起し、制限レベルを超えた逐次近似処理レベルの設定を無効にする。操作者が検査目的に応じて制限レベルの表600を見ながら、制限レベル以下のレベルの数値を入力できるように、設定条件を設定する際に、図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「制限レベル」表示をつけて、その表示をクリックすると、制限レベルの表600が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)と共に制限レベルの表600が表示されていてもよい。
　以上より、逐次近似処理のレベルを選択する際において、検査目的に応じて制限レベルが設けられているので、予め制限レベルを設定することで画像のエッジぼけを防止し、過度な低線量撮影を回避した撮影を行うことができる。また制限レベルを提示することにより、被検者の条件に合った撮影条件、特に管電流値を適切に設定でき、被検者の状態に応じた望ましい画質の画像を比較的容易に得ることが可能となる。
　図23は本発明の実施例4に関わる動作を示した図である。図3と同一の工程は同一のステップ番号で示している。実施例1～3と異なる点は、ステップS320において推奨される逐次近似処理レベル(以下、推奨レベル)を操作者に提示し、デフォルトで逐次近似処理レベルとして自動設定する点である。このとき、自動設定とせずに、操作者が提示された推奨レベルを見て、手動で設定するようにしてもよい。実施例3では、図22の表600において部位、管電圧、体重ごとに予め制限レベルが提示されており、操作者が制限レベル以下のレベルを選択する必要があった。本実施例では、図24の表700に表示されている推奨レベルが自動的に(又は手動で)設定されているため、操作者の操作負担をより軽減することができる。表700は逐次近似処理タイプごとに用意しても良い。
　推奨レベルは、予め検査目的に応じて撮影プロトコルに登録しておく。例えば図24は部位、管電圧、体重ごとに予め推奨レベルを設定するための設定画面の例を示した図である。例えば部位が肺野かつ体重が40kg未満の被検者を撮影する場合の推奨レベルを5と設定する。図22に示した制限レベルは7であり、推奨レベルは7よりも低い値の5が設定されている。また、別の例として部位が腹部かつ管電圧120kV以上かつ体重が80kg以上の被検者を撮影する場合の推奨レベルを2と設定する。図22に示した制限レベルは3であり、この場合も推奨レベルは3よりも低い値の2が設定されている。その他の体重や部位に関しても同様に、制限レベルよりも推奨レベルは低い値を設定すれば良い。
　また、推奨レベルは部位、管電圧、体重に限らず、年齢やBMIや診断に必要な最小識別径といった指標を用いて設定できるようにしても良い。体重は、寝台などに体重測定機構が組み込まれている装置ならばその測定値を読み込んで場合分けに用いればよいし、CT検査時に被検者の体重を登録できる機能があれば、その機能を用いて体重を入力して場合分けに用いればよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしてもよい。体重に代えてS302で算出された被検者3次元モデルのサイズによって場合分けしても良い。以下ではS320の推奨レベルの設定について述べる。他のステップは図3と同一であるため説明を省略する。
　ステップS320では推奨レベルを操作者へ提供し、推奨レベルを参考にしてレベルを選択できるようにする。具体的には、図4の入力エリア310に、予め表700で設定した条件に従って推奨レベルが自動的に設定されるよう組み込んでおく。あるいはレベルを設定する際に、図4(A)の画面に「確定」表示301、「タイプ変更」表示303と共に「推奨レベル」表示をつけて、その表示をクリックすると、推奨レベルの表700が表示されてもよいし、デフォルトで図4(A)と共に推奨レベルの表700が表示されて、操作者が検査目的に応じて表700を見ながら、レベルの数値を手動で入力してもよい。
　ステップS308において逐次近似処理レベルの変更が必要と判断された場合は、実施例1に示した通り、ステップS304にて任意の逐次近似処理レベルを選択できるようにする。このとき、実施例3で説明したように、図22で示した制限レベルの表600を表示するようにしてもよいし、再度、図24で示した推奨レベルの表700を表示するようにしてもよい。
　以上より、操作者が標準的な使用に適した逐次近似処理レベルを即座に用いることができ、逐次近似処理レベルを選択する手間を低減した操作が可能となる。
　実施例2では上限管電流値によるクリッピングが生じた場合、逐次近似処理レベルを変更するか、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を変更することでクリッピングを回避する方法を示した。しかし、実施例2の方法は過度な低線量撮影を実施することにもなり兼ねない。実施例3でも述べたように過度な低線量撮影は対象物のエッジぼけを起こしやすく、推奨されない場合がある。このような背景から高いレベルの逐次近似処理を利用した過度な低線量撮影よりも、撮影時は弱～中レベルの逐次近似処理を利用してある程度の線量(管電流値)を保ったまま撮影を実施する方が望ましい場合もある。しかしこの場合は、依然として上限管電流値によるクリッピングが生じて、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を達成できない可能性が高い。
　そこで本実施例では、上限管電流値によるクリッピングが生じた場合でも、線量を変更せずに、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現する方法を示す。
　図25は本発明の実施例5に関わる動作を示した図である。図3と同一符号のステップは略同じ動作であり、詳細説明を省略する。
　実施例1～4と同様にステップS303とS304において、操作者が撮影・再構成条件と逐次近似処理レベルを選択する。設定画面は、図4(A)の画面と同様の画面を利用できる。基本的には、選択された逐次近似処理レベルに基づいて画像再構成が行なわれるが、実施例1～4と異なる点は、ステップS335において更にスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出し、ステップS340の画像再構成に適用する点である。実施例3～4では、被検者の診断目的ごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルを設定し、画像再構成に適用していたが、例えば一度の撮影で肺野から腹部に至る長い撮影範囲の撮影を行う場合は、設定条件を肺野あるいは腹部のどちらか一つに絞らなければならないため、どちらかの部位にとっては最適条件でなくなる場合があるという問題があった。
　またこれを回避するには肺野と腹部を別々に条件設定し、二度の撮影に分割しなければならないため、条件設定の操作が煩雑になったり、撮影に時間がかかりスループットが低下するという問題があった。本実施例ではスライスごとに画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現するための最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出する。実施例1～4と異なり、スライスごとに最適な逐次近似処理レベルにて画像再構成を行うため、実施例1～4の画像再構成よりも多少時間がかかる。
　以下では例としてSDモードについて述べる。図26はステップS335の処理を説明するための管電流値グラフ(A)、画像ノイズ予測値グラフ(B)である。図26(A)に示すように、上限管電流値によるクリッピングが生じた管電流値パターン30での撮影を行った場合について述べる。この時、図26(B)に示す逐次近似処理適用前の画像ノイズは、画像ノイズ予測値パターン31に示すように管電流値が不足しているスライス、つまり管電流値のクリッピングが生じていた部分(251、252)のスライスで大きくなってしまい、一定値とはならない。このまま全スライスにステップS304で選択された逐次近似処理レベルを適用すると、管電流値が不足しているスライス(251、252)においては画像ノイズが画像ノイズ目標値よりも大きくなってしまう。そこでステップS335では管電流値が不足しているスライス(251、252)に対して画像ノイズ目標値を実現するために最適な逐次近似処理レベルを算出する。図27はステップS335の詳細な動作について示した図である。以下、図27の詳細な動作を説明する。
　ステップS801について説明する。スライス位置zを構成するのに必要なX線管位相角をθ＝θ1，θ2，・・・，θMとする。ステップS304で選択された逐次近似処理レベルを考慮した場合の、再構成画像のスライスごとに必要な平均管電流値I(z)を次式に従い算出する。ただしスライス、位相角ごとの管電流値I(z，θ)は(数6)もしくは(数13)にて算出された理論的な演算値であり、クリッピングの影響を考慮していない段階の管電流値とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　ステップS802では、ステップS303で操作者が設定した上限管電流値をIUとし、平均管電流値I(z)との比較を行う。I(z)＞IUすなわち必要な管電流値が上限管電流値を上回るスライス(例えば図26(A)の251、252部分のスライス)についてはステップS803へ進み、I(z)≦IUすなわち必要な管電流値で撮影が可能なスライスについてはステップS807へ進む。
　ステップS803で、必要な管電流値で撮影を行えないスライスについては、逐次近似処理を考慮しない場合のスライスごとの平均管電流値I0(z)を次式に従い算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　ステップS804で、クリッピングが生じている部分251、252において、管電流値I(z)を上限管電流値IUに設定して撮影を行った場合に、逐次近似処理を考慮しない管電流値I0(z)に対する管電流値低減割合R(z)を次式に従い算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　ステップS805で、画像ノイズ目標値を達成するためには、画像再構成においてより高いレベルの逐次近似処理を適用して管電流値低減割合R(z)分を補う必要がある。管電流値低減割合R(z)を補うのに必要な逐次近似処理の画像ノイズ低減割合P(z)を次式に従い算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　ステップS806で、画像ノイズ低減割合P(z)を満たすことが可能な逐次近似処理レベルL(z)を算出する。レベルは、予め用意された所定の逐次近似処理レベルLi(i＝1，2，・・・，N)のN段階の中からP(z)に最も近い画像ノイズ低減割合を示すレベルとして特定しても良いし、所定の段階に限定されることなく、画像ノイズ低減割合P(z)を示すような最適な逐次近似処理レベルを算出しても良い。P(z)が逐次近似処理レベルの最大画像ノイズ低減割合を超える値を示す場合は、P(z)に最も近い画像ノイズ低減割合を示すレベルとして、最も高いレベルの逐次近似処理レベルを割り当てれば良い。
　ステップS807で、必要な管電流値で撮影を行えるスライスに対しては、スライスごとに最適な逐次近似処理レベルを算出する必要はなく、ステップS304で選択された逐次近似処理レベルを適用する。
　以上のようにステップS335においてスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。操作者はステップS306で表示される画像ノイズ予測値パターン(例えば図26(B)の画像ノイズ予測値パターン32)が画像ノイズ目標値を満たすかどうかを確認しながら、ステップS307において設定条件が適正かどうかを判断する。
　ステップS340において、ステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件とS335で設定したスライスごとに最適な逐次近似処理レベルL(z)にて画像再構成を行う。L(z)を用いた画像再構成を行えば、図26(B)の逐次近似処理適用後の画像ノイズ予測値パターン32のように画像ノイズ目標値を実現することが可能である。
　以上より、本実施例では上限管電流値によるクリッピングが生じた管電流値で撮影を行った場合でも、クリッピングが生じた部分の再構成時の逐次近似処理レベルを最適に設定し直すことで、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現することができる。
　図28は本発明の実施例6に関わる動作を示した図である。図3と同一の工程は同一のステップ番号で示している。実施例1～5と異なる点は、操作者が逐次近似処理レベルを設定することなく、ステップS344において管電流値Iに操作者が設定した下限管電流値を設定し、ステップS345においてスライスごとに画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現するように最適な再構成用逐次近似処理レベルを算出し、ステップS350の画像再構成に適用する点である。本実施例では、管電流値を下限管電流値に設定しているため、低線量での撮影が可能であり、例えば健康な被検者を診察する健康診断などに利用できる。
　実施例1～5と同様にステップS303において、操作者が撮影・再構成条件を図4(A)の設定画面で入力する。ただし、本実施例では逐次近似処理レベルを選択しないため、入力エリア310から逐次近似処理レベルの欄を外しておいてもよい。
　以下では例としてSDモードについて述べる。図29はステップS344、ステップS345の処理を説明するための管電流値グラフ(A)、画像ノイズ予測値グラフ(B)である。図29(A)の下限管電流値による管電流値パターン40で撮影を行った場合について述べる。
　ステップS344で、操作者がステップS303で設定した下限管電流値ILを管電流値Iに代入する。過度な低線量撮影を避けたい場合は、下限管電流値の設定値を調整すれば良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　ステップS345で、(数18)の固定管電流値による撮影を行った場合、逐次近似処理適用前の画像ノイズは、画像ノイズ予測値パターン42に示すように管電流値が不足しているスライスにおいて大きくなってしまい、一定値とはならない。そこで不足している管電流値に応じて、スライスごとに異なる逐次近似処理レベルを適用するために、最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。
　図30はステップS345の詳細な動作について示した図である。図27と同一符号は略同一動作を為す。
　ステップS904で、下限管電流値ILによる撮影を実施した場合に、逐次近似処理を考慮しない管電流値I0(z)(図29(A)の管電流値パターン41)に対する管電流値低減割合R(z)を次式に従い算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　他のステップは図27と同一であるため説明を省略する。
　以上のようにステップS345においてスライスごとに最適な再構成用逐次近似処理レベルL(z)を算出する。操作者はステップS306で表示される画像ノイズ予測値パターン(例えば図29(B)の画像ノイズ予測値パターン43)が画像ノイズ目標値を満たすかどうかを確認しながら、ステップS307において設定条件が適正かどうかを判断する。例えば画像ノイズ予測値パターンが画像ノイズ目標値を超える場合は、ある程度の線量を確保するために下限管電流値を高めに設定したり、より高い画像ノイズ目標値を設定したりすれば良い。この時、実施例2のように推奨条件を表示しても良い。
　実施例5と同様に、ステップS350で、ステップS303で設定した画像再構成に関わる設定条件とステップS345で設定したスライスごとに最適な逐次近似処理レベルL(z)にて画像再構成を行う。L(z)を用いた画像再構成を行えば、図29(B)の逐次近似処理適用後の画像ノイズ予測値パターン43のように画像ノイズ目標値を実現することが可能である。
　以上より、可能な限り被ばくを低減した上で、画像ノイズ目標値もしくはCNR目標値を実現することができる。操作者が画像ノイズ予測値パターンを確認しながら下限管電流値を設定できるため、線量を過度に下げすぎる心配もない。またスライス位置ごとに逐次近似処理のレベルが最適に制御されるため、操作者が逐次近似処理レベルを選択する手間を省くことができる。
　以上の実施例1～6より逐次近似処理を適用した場合でも、操作者が所望する画像ノイズもしくはCNRの画像を実現することができる。また、逐次近似処理の画像ノイズ低減効果を利用して、従来のX線自動露出機構よりも被検者の被ばくを低減することができる。
　また、撮影・再構成条件を図4(A)の設定画面で入力する際に、図18、図22、図24などで、推奨条件や制限レベルを参照して、レベルの設定ができる(又は自動的に設定される)ため、使いやすく、操作性に優れている。
　以上、本発明の実施例を述べたが、本発明はこれらに限定されるものではない。
　1　X線CT装置、71～74　管電流値のクリッピングが生じている部分、90　管電流値に対する画像ノイズを表す曲線、92　管電流値低減、94　画像ノイズ低減、100　スキャンガントリ部、101　X線管、102　回転円盤、103　コリメータ、104　開口部、105　寝台、106　X線検出器、107　データ収集装置、108　ガントリ制御装置、109　寝台制御装置、110　X線制御装置、120　操作卓、121　入力装置、122　画像再構成装置、123　記憶装置、124　システム制御装置、125　表示装置、181，182　管電流値のクリッピングが生じている部分、201　スキャノグラム撮影制御部、202　3次元モデル生成部、203　条件設定部、204　管電流値算出部、205　管電流値表示制御部、206　撮影制御部、207　画像再構成制御部、208　画像表示制御部、251，252　管電流値のクリッピングが生じている部分、300　表示画面、301　確定表示、303　タイプ変更表示、310　入力エリア、320　出力エリア、400　選択画面、500　数値比較表、600　制限レベルの表、700　推奨レベルの表

Claims (18)

  1. 　X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    　前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、
    　前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検者の周囲を回転する回転機構と、
    複数の逐次近似処理条件の内選択された逐次近似処理条件および入力された撮影条件および、または再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を演算し、また前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、
    　前記演算されたX線管の管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とするX線CT装置。
  2. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置は、前記被検者の断面モデルまたは3次元モデルを生成し、前記管電流値を演算するときに前記断面モデルまたは3次元モデルをさらに用いることを特徴とするX線CT装置。
  3. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置は、前記複数の逐次近似処理条件の内前記選択された逐次近似処理条件に基づき前記X線管の管電流値を演算して演算結果を表示部に表示し、前記選択された逐次近似処理条件とは異なる逐次近似処理条件が新たに選択されると、前記新たに選択された逐次近似処理条件により新たに前記X線管の管電流値を演算して前記表示部に表示し、前記逐次近似処理条件が確定すると、確定した前記逐次近似処理条件により前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    　画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、確定した前記逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  4. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記撮影条件の一部として前記X線管の管電流値の上限値および、または下限値が設定されており、
    　前記システム制御装置は、一方の軸が前記X線管の管電流値、他の軸が被検者の体軸となる管電流値グラフを作成し、前記管電流値グラフに前記X線管の管電流値の前記上限値および、または前記X線管の管電流値の前記下限値を表示し、前記演算されたX線管の管電流値を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  5. 　請求項4に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置により作られる前記管電流値グラフにおいて、前記演算されたX線管の管電流値が前記上限値および、または前記下限値に到達するクリッピング状態が生じる場合に、前記管電流値グラフに前記クリッピング状態を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  6. 　請求項2に記載のX線CT装置において、
    　前記撮影条件の一部として画像ノイズ値の目標値である画像ノイズ目標値あるいはコントラストノイズ比の目標値であるCNR目標値が設定されており、
    　前記システム制御装置は、一方の軸が前記断層画像の画像ノイズ、他の軸が被検者の体軸となる画像ノイズグラフを作成し、前記画像ノイズグラフに前記画像ノイズ目標値を表示し、前記3次元モデルおよび前記選択された逐次近似処理条件および前記撮影条件および前記再構成条件により演算して求められた画像ノイズ値の予測値を表示する、あるいは、一方の軸が前記断層画像のCNR、他の軸が被検者の体軸となるCNRグラフを作成し、前記CNRグラフに前記CNR目標値を表示し、前記3次元モデルおよび前記選択された逐次近似処理条件および前記撮影条件および前記再構成条件により演算して求められたCNRの予測値を表示する、ことを特徴とするX線CT装置。
  7. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置は、前記システム制御装置の演算により前記演算されたX線管の管電流値のクリッピング状態に基づき、前記クリッピング状態が減少する方向の前記逐次近似処理条件が新たに選択されると、前記新たに前記選択された逐次近似処理条件により新たに前記X線管の管電流値を演算して、前記新たに演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    　前記画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、前記新たに選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  8. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および前記X線管に供給される管電圧に基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  9. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および視野サイズに基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  10. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記X線管の管電流値の演算を前記選択された逐次近似処理条件および画像ノイズに基づいて行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  11. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記選択された逐次近似処理条件により前記演算されたX線管の管電流値に対して、前記システム制御装置は、逐次近似処理条件の推奨条件を表示し、
    　さらに新たに逐次近似処理条件が選択されると、前記新たに選択された逐次近似処理条件に基づいて、前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  12. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記演算されたX線管の前記管電流値に対して、前記システム制御装置は、画像ノイズ目標値の推奨条件を表示し、新たに画像ノイズ目標値が入力されると前記新たに入力された画像ノイズ目標値に基づいて前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  13. 　請求項1に記載のX線CT装置において、前記演算されたX線管の前記管電流値に対して、前記システム制御装置は、CNR目標値の推奨条件を表示し、新たにCNR目標値が入力されると前記新たに入力されたCNR目標値に基づいて前記X線管の管電流値を演算する、ことを特徴とするX線CT装置。
  14. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置は、前記逐次近似処理条件の一部として、複数の逐次近似処理レベルの内から、被検者や診断目的に好ましいレベル範囲を特定し、前記好ましいレベル範囲内のレベルの表示を行う、あるいは、好ましいレベル範囲の最大値を表す制限レベルの表示を行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  15. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記システム制御装置は、前記逐次近似処理条件の一部として、複数の逐次近似処理レベルの内から、被検者や診断目的に好ましい推奨レベルを特定し、前記推奨レベルの表示を行う、ことを特徴とするX線CT装置。
  16. 　請求項1に記載のX線CT装置において、
    　前記逐次近似処理条件および前記撮影条件の一部として前記X線管の管電流の上限値が設定されており、
    　前記システム制御装置は、前記演算されたX線管の管電流値が前記上限値に到達するクリッピング状態が生じると予想される場合に、少なくとも前記クリッピング状態が生じると予想される被検者の部分において、体軸方向に沿うようにして複数の位置に分け、前記各位置に対応して再構成用の逐次近似処理条件を特定し、前記演算されたX線管の管電流値により撮影を行い、
    　前記画像再構成装置は、前記撮影により前記X線検出器によって検出された透過X線量から、前記各位置に対応した前記再構成用の逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する、ことを特徴とするX線CT装置。
  17. 　X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    　前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、
    　前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検者の周囲を回転する回転機構と、
    　入力された撮影条件および、または再構成条件、および前記X線管の所定の管電流値に基づき、逐次近似処理の画像ノイズ低減割合から、被検者の体軸方向に沿うようにして分割された各位置に対する再構成用の逐次近似処理条件を演算し、前記所定のX線管の管電流値により撮影を行う、システム制御装置と、
    　前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、撮影位置毎に前記各位置に対応した前記再構成用の逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えることを特徴とするX線CT装置。
  18. 　X線管を備え、被検者にX線を照射するX線源と、
    　前記X線源から照射され前記被検者を透過した透過X線を検出するX線検出器と、
    　前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検者の周囲を回転する回転機構と、
    　撮影を行うシステム制御装置と、
    　前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記被検者の断層画像を再構成する画像再構成装置と、を備えるX線CT装置において、
    　複数の逐次近似処理条件の内から選択された逐次近似処理条件が、前記システム制御装置に入力される第1ステップと、
    　さらに撮影条件および再構成条件が前記システム制御装置に入力される第2ステップと、
    　前記選択された逐次近似処理条件と入力された前記撮影条件および、または前記再構成条件に基づき前記X線管の管電流値を前記システム制御装置によって演算する第3ステップと、
    　前記演算されたX線管の管電流値により前記システム制御装置が撮影を行う第4ステップと、
    　前記管電流値に基づいて前記X線源から前記被検者に照射され、前記被検者を透過して前記X線検出器により検出された透過X線量から、前記画像再構成装置が、前記選択された逐次近似処理条件および前記再構成条件に基づき、前記被検者の断層画像を再構成する第5ステップと、を備えることを特徴とするX線CT装置の断層画像撮影方法。
PCT/JP2013/081989 2012-11-30 2013-11-28 Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法 WO2014084291A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/440,766 US9592023B2 (en) 2012-11-30 2013-11-28 X-ray CT apparatus and tomography method
JP2014549882A JP6218334B2 (ja) 2012-11-30 2013-11-28 Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法
CN201380058300.9A CN104768468B (zh) 2012-11-30 2013-11-28 X射线ct装置以及其断层图像拍摄方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012262580 2012-11-30
JP2012-262580 2012-11-30

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014084291A1 true WO2014084291A1 (ja) 2014-06-05

Family

ID=50827923

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/081989 WO2014084291A1 (ja) 2012-11-30 2013-11-28 Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9592023B2 (ja)
JP (1) JP6218334B2 (ja)
CN (1) CN104768468B (ja)
WO (1) WO2014084291A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016120022A (ja) * 2014-12-24 2016-07-07 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法およびプログラム
WO2017006764A1 (ja) * 2015-07-08 2017-01-12 株式会社日立製作所 画像演算装置、画像演算方法、および、断層画像撮影装置
JP2017127627A (ja) * 2016-01-14 2017-07-27 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置
JP2019180834A (ja) * 2018-04-10 2019-10-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014192831A1 (ja) * 2013-05-28 2014-12-04 株式会社東芝 医用画像診断装置及び制御方法
WO2014203936A1 (ja) * 2013-06-18 2014-12-24 キヤノン株式会社 トモシンセシス撮影の制御装置、撮影装置、撮影システム、制御方法および当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラム
CN104302081B (zh) * 2014-09-24 2017-06-16 沈阳东软医疗系统有限公司 一种ct球管中灯丝电流的控制方法和设备
JP2017051395A (ja) * 2015-09-09 2017-03-16 富士フイルム株式会社 放射線画像処理装置、方法およびプログラム
US20180353773A1 (en) * 2015-11-17 2018-12-13 Hitachi, Ltd. Treatment planning apparatus
US10085698B2 (en) * 2016-01-26 2018-10-02 Genereal Electric Company Methods and systems for automated tube current modulation
US20180064403A1 (en) * 2016-09-06 2018-03-08 Toshiba Medical Systems Corporation Medical image diagnostic apparatus
US10779792B2 (en) * 2017-10-27 2020-09-22 J. Morita Manufacturing Corporation Medical x-ray CT imaging apparatus, medical x-ray ray CT imaging condition setting method, and non-transitory computer readable medium
CN108065952B (zh) * 2018-01-03 2021-08-13 东软医疗系统股份有限公司 一种剂量调制方法及装置
CN109091155B (zh) * 2018-06-06 2022-03-04 东软医疗系统股份有限公司 曝光电流调制方法、装置、电子设备和存储介质
US11357467B2 (en) * 2018-11-30 2022-06-14 Accuray, Inc. Multi-pass computed tomography scans for improved workflow and performance
EP3886714A1 (en) 2018-11-30 2021-10-06 Accuray, Inc. Asymmetric scatter fitting for optimal panel readout in cone-beam computed tomography
JP6841894B1 (ja) * 2019-12-24 2021-03-10 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 医用装置およびプログラム
JP7532800B2 (ja) * 2020-02-19 2024-08-14 コニカミノルタ株式会社 撮影制御装置および放射線撮影システム
US11647975B2 (en) 2021-06-04 2023-05-16 Accuray, Inc. Radiotherapy apparatus and methods for treatment and imaging using hybrid MeV-keV, multi-energy data acquisition for enhanced imaging
US11605186B2 (en) 2021-06-30 2023-03-14 Accuray, Inc. Anchored kernel scatter estimate
US11794039B2 (en) 2021-07-13 2023-10-24 Accuray, Inc. Multimodal radiation apparatus and methods
US11854123B2 (en) 2021-07-23 2023-12-26 Accuray, Inc. Sparse background measurement and correction for improving imaging

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010142477A (ja) * 2008-12-19 2010-07-01 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2010193940A (ja) * 2009-02-23 2010-09-09 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
WO2011122613A1 (ja) * 2010-03-30 2011-10-06 株式会社 日立メディコ 再構成演算装置、再構成演算方法、及びｘ線cｔ装置
WO2012033028A1 (ja) * 2010-09-07 2012-03-15 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置および管電流決定方法

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011008296A1 (en) * 2009-07-17 2011-01-20 Rohler David P Extended low contrast detectability for radiographic imaging systems
US9113799B2 (en) * 2009-07-30 2015-08-25 Telesystems Co., Ltd. Radiation imaging apparatus and imaging method using radiation
EP2335593A1 (en) * 2009-12-15 2011-06-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Computed tomography apparatus
DE102010006774A1 (de) * 2010-02-04 2011-08-04 Siemens Aktiengesellschaft, 80333 CT-Messung mit Mehrfachröntgenquellen
JP5665875B2 (ja) * 2010-10-08 2015-02-04 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
CN103153192B (zh) * 2010-10-14 2015-09-23 株式会社日立医疗器械 X射线ct装置以及图像再构成方法
CN103260520B (zh) * 2010-12-10 2015-06-17 株式会社日立医疗器械 X射线ct装置以及图像重构方法
US8989469B2 (en) * 2010-12-20 2015-03-24 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Systems and methods for simultaneous acquisition of scatter and image projection data in computed tomography
CN103501702B (zh) * 2011-04-28 2015-09-02 株式会社日立医疗器械 医用图像处理装置、医用图像处理方法
US9173617B2 (en) * 2011-10-19 2015-11-03 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for controlling radiation dose and intravenous contrast dose in computed tomography imaging
DE102011087127B4 (de) * 2011-11-25 2015-11-19 Siemens Aktiengesellschaft Bestimmung von Aufnahmeparametern bei einer Dual-Energy Tomosynthese
WO2013089154A1 (ja) * 2011-12-12 2013-06-20 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
US20130202079A1 (en) * 2012-02-07 2013-08-08 Lifeng Yu System and Method for Controlling Radiation Dose for Radiological Applications
US9259191B2 (en) * 2012-06-22 2016-02-16 University Of Utah Research Foundation Dynamic collimation for computed tomography
US9332946B2 (en) * 2012-06-22 2016-05-10 University Of Utah Research Foundation Adaptive control of sampling frequency for computed tomography
US9198626B2 (en) * 2012-06-22 2015-12-01 University Of Utah Research Foundation Dynamic power control of computed tomography radiation source
US9125572B2 (en) * 2012-06-22 2015-09-08 University Of Utah Research Foundation Grated collimation system for computed tomography
WO2014041889A1 (ja) * 2012-09-13 2014-03-20 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ画像の処理方法
JP6139087B2 (ja) * 2012-10-02 2017-05-31 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線撮像装置、及びウェッジフィルタ制御方法
US9042512B2 (en) * 2012-11-13 2015-05-26 General Electric Company Multi-sector computed tomography image acquisition
US9042626B1 (en) * 2012-12-20 2015-05-26 University Of Central Florida Research Foundation, Inc. System and method for hybrid local tomography image reconstruction
US9008274B2 (en) * 2012-12-24 2015-04-14 General Electric Company Systems and methods for selecting image display parameters
US9364191B2 (en) * 2013-02-11 2016-06-14 University Of Rochester Method and apparatus of spectral differential phase-contrast cone-beam CT and hybrid cone-beam CT

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010142477A (ja) * 2008-12-19 2010-07-01 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2010193940A (ja) * 2009-02-23 2010-09-09 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
WO2011122613A1 (ja) * 2010-03-30 2011-10-06 株式会社 日立メディコ 再構成演算装置、再構成演算方法、及びｘ線cｔ装置
US20130028500A1 (en) * 2010-03-30 2013-01-31 Hitachi Medical Corporation, Reconstruction computing device, reconstruction computing method, and x-ray ct apparatus
WO2012033028A1 (ja) * 2010-09-07 2012-03-15 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置および管電流決定方法
CN103118597A (zh) * 2010-09-07 2013-05-22 株式会社日立医疗器械 X射线ct装置及管电流决定方法
US20130156151A1 (en) * 2010-09-07 2013-06-20 Yoshiaki Sugaya X-ray ct apparatus and tube current determination method

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016120022A (ja) * 2014-12-24 2016-07-07 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法およびプログラム
WO2017006764A1 (ja) * 2015-07-08 2017-01-12 株式会社日立製作所 画像演算装置、画像演算方法、および、断層画像撮影装置
CN107530043A (zh) * 2015-07-08 2018-01-02 株式会社日立制作所 图像运算装置、图像运算方法及断层图像拍摄装置
US10410343B2 (en) 2015-07-08 2019-09-10 Hitachi, Ltd. Image computing device, image computing method, and tomograph
JP2017127627A (ja) * 2016-01-14 2017-07-27 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置
JP2019180834A (ja) * 2018-04-10 2019-10-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
JP7039372B2 (ja) 2018-04-10 2022-03-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2014084291A1 (ja) 2017-01-05
CN104768468A (zh) 2015-07-08
US20150297165A1 (en) 2015-10-22
CN104768468B (zh) 2018-01-05
JP6218334B2 (ja) 2017-10-25
US9592023B2 (en) 2017-03-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6218334B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法
US11452491B2 (en) Automatic exposure control setup
EP2490593B1 (en) Acquisition protocol assessment apparatus
JP5192372B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US9014450B2 (en) Method and apparatus for filtering projection images
JP4414420B2 (ja) Ｘ線断層撮影装置およびアーチファクトの低減方法
JP5028528B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
WO2014041889A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ画像の処理方法
JP2007181623A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2013094272A (ja) Ｘ線ｃｔ装置および被曝線量計算方法並びにプログラム
JPWO2015137011A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置、及び処理装置
KR20180074153A (ko) 의료 영상 장치 및 의료 영상 처리 방법
JP4316335B2 (ja) Ｘ線散乱線成分の補正方法及びそのプログラム並びにｘ線ｃｔ装置
WO2017130657A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置、撮影条件設定方法及び撮影条件設定プログラム
JP2010022692A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP6665119B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び画像処理装置
JP5220580B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4884649B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13857855

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014549882

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14440766

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13857855

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1