WO2018235393A1 - Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線照射条件設定方法 - Google Patents

Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線照射条件設定方法 Download PDF

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WO2018235393A1
WO2018235393A1 PCT/JP2018/014923 JP2018014923W WO2018235393A1 WO 2018235393 A1 WO2018235393 A1 WO 2018235393A1 JP 2018014923 W JP2018014923 W JP 2018014923W WO 2018235393 A1 WO2018235393 A1 WO 2018235393A1
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WO
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ray
positioning image
metal
image
imaging
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/014923
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English (en)
French (fr)
Inventor
後藤　大雅
高橋　悠
Original Assignee
株式会社日立製作所
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Publication date
Application filed by 株式会社日立製作所 filed Critical 株式会社日立製作所
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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
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus and an X-ray irradiation condition setting method, and in particular, an X-ray CT apparatus and X-ray apparatus for setting and controlling an X-ray irradiation condition when there is an X-ray height attenuation object in a subject
  • the present invention relates to an irradiation condition setting method.
  • the X-ray tube While rotating the X-ray tube around the body axis of the subject, the X-ray tube emits X-rays in a fan beam or cone beam shape, and the X-ray transmitted through the subject is detected by the detector, and the obtained projection is obtained.
  • an X-ray CT apparatus which acquires a reconstructed image of the inside of a subject by back-projecting data. In such an X-ray CT apparatus, it is desirable to reduce the X-ray exposure dose to the subject as much as possible while acquiring a tomogram securing the image quality necessary for diagnosis.
  • Positioning imaging is performed at a low dose to acquire a positioning image. Acquisition of a positioning image is performed as follows. The imaging angle is fixed and positioning imaging is performed while moving the X-ray tube and the detector parallel to the body axis direction with respect to the subject to acquire raw scano data, the row positions are different, and the imaging positions are substantially the same. A final positioning image (scanogram) is acquired by combining the scano raw data.
  • the positioning image is also referred to as a scanogram, scout view, fluoroscopic image, tomogram, topogram, and the like.
  • the above-described automatic exposure control is generally performed using a scanogram in consideration of an attenuation rate (ratio of irradiation X-rays to transmission X-rays) at the time of transmission of X-rays to a subject.
  • an elliptical cross-section model of the subject is calculated from a scanogram in one direction or two directions, and a suitable tube current is obtained from the projected area of the elliptical cross section, the aspect ratio of the elliptical cross section, the desired image quality index inputted by the operator, etc.
  • the value is calculated and imaging is performed while modulating the irradiation dose, that is, the tube current during imaging.
  • the attenuation rate of X-rays at the time of transmission through the object is determined by the product of the linear attenuation coefficient of the object and the transmission distance, and the attenuation ratio becomes higher as the transmission distance is longer. Therefore, in general, as the subject size transmission distance increases, the number of photons (information amount) after passing through the subject decreases and the photon noise increases. Therefore, in the automatic exposure control function, if the conditions such as the tube voltage and the image quality index value are the same, the X-ray irradiation amount (tube current) at the time of imaging increases as the size of the subject increases.
  • the attenuation rate of X-rays at the time of transmission through the subject is determined by the product of the linear attenuation coefficient of the subject and the transmission distance, and the higher the attenuation rate, the higher the amount of X-ray irradiation.
  • the automatic exposure control function is performed when there is an X-ray high attenuation body, that is, for example, a metal such as an implant or a pacemaker (a material having high X-ray attenuation characteristics extremely different from water or bone) in a subject.
  • the region in the subject where the X-ray height attenuation exists is estimated larger than the actual subject size.
  • the X-ray irradiation amount at the time of imaging becomes high in the region where the X-ray height attenuation body exists in the subject, and the imaging is performed by irradiating an excessive dose to a specific site.
  • the present invention has been made in view of the above situation, and even when the automatic exposure control function is applied when there is an X-ray height attenuation body in the subject, imaging is performed with an appropriate X-ray irradiation amount. Intended to do.
  • One embodiment of the present invention is a scanner that detects a dose of X-rays emitted from an X-ray source that circulates around a subject on a bed and transmitted through the subject, and outputs data based on the dose of X-rays;
  • An image generation unit that generates various images including a positioning image based on data output by the scanner, an input unit that receives an input of imaging conditions based on the positioning image, and a metal region that determines a metal region in the positioning image
  • the X-ray irradiation condition at the time of main imaging is determined based on the determination unit, the positioning image and the imaging condition, and the metal region determination unit determines that there is a metal region in the positioning image.
  • An X-ray CT apparatus comprising: an X-ray irradiation condition determination unit configured to correct an X-ray irradiation condition so as to reduce an X-ray irradiation amount for a metal region.
  • imaging can be performed with an appropriate X-ray irradiation amount.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing an X-ray CT apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is explanatory drawing which shows the flow of general automatic exposure control.
  • A shows an example of a positioning image in the case where the subject does not contain metal
  • (b) shows an example of an X-ray irradiation dose curve (tube current modulation curve) generated based on the positioning image of
  • FIG. It is a reference drawing showing an example of a positioning picture in which a metal field is included.
  • (A) is an example of a positioning image when there is a metal region
  • (b) is an example in which a positioning image without a metal region is tentatively corrected and then a positioning image is corrected
  • (c) is a correction of (b)
  • It is explanatory drawing which shows the example of the X-ray irradiation dose curve produced
  • (a) is an example of a positioning image
  • (b) is a result of having performed profiling with respect to (a)
  • c) is an explanatory view showing a result obtained by performing linear interpolation on (b).
  • An X-ray CT apparatus detects a dose of X-rays emitted from an X-ray source circulating around a subject on a bed and transmitted through the subject, and data based on the X-ray dose
  • a scanner that outputs, an image generation unit that generates various images including a positioning image based on data output by the scanner, an input unit that receives an input of imaging conditions, and a metal area determination unit that determines a metal region in the positioning image
  • the X-ray irradiation for the metal region is determined when the X-ray irradiation condition at the time of main imaging is determined based on the positioning image and the imaging condition, and the metal region determination unit determines that there is a metal region in the positioning image.
  • an X-ray irradiation condition determination unit that corrects the X-ray irradiation condition so as to reduce the amount.
  • the X-ray CT apparatus 1 can be applied to, for example, a multi-slice CT apparatus, and as a scan method, for example, a rotate-rotate method (third generation) can be adopted.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scanner 10, an operation unit 20, and a bed 40.
  • the scanner 10 scans the subject placed on the bed 40 in accordance with an instruction from the operation unit 20.
  • the scanner 10 includes an X-ray generator 5 as an X-ray source, a high voltage generator 6, an X-ray controller 7, a collimator 8, a collimator controller 9, a detector 11, a central controller 12, a scanner controller 13, a bed
  • the control device 14, the bed movement measurement device 15, the drive device 16, the preamplifier 17, and the A / D converter 18 are provided.
  • the X-ray generator 5 generates X-rays by the high voltage applied to the high voltage generator 6 while circulating around the subject placed on the bed by the drive device 16 described later, Irradiate.
  • the high voltage generator 6 supplies a high voltage to the X-ray generator 5 in accordance with a control signal from the X-ray controller 7.
  • the collimator 8 is controlled by the collimator control unit 9 and controls the irradiation area of the X-rays irradiated by the X-ray generator according to the control signal from the collimator control unit 9.
  • the detector 11 is disposed to face the X-ray generator 5, detects X-rays emitted from the X-ray generator 5 and transmitted through the subject, and outputs the detection result as a current value to the preamplifier 17. Note that either a single-row detector or a multi-row detector can be applied as the detector 11.
  • the multi-row detector has an advantage that a plurality of single-row detectors are arranged in the circumferential direction, and as a whole, a wider range can be captured at one time than a single detector.
  • the preamplifier 17 amplifies the detection result received from the detector 11 and outputs the result to the A / D converter 18.
  • the A / D converter 18 converts the analog current value amplified by the preamplifier 17 into digital data, further performs LOG conversion, performs calibration, and outputs the data as projection data to an arithmetic unit 22 described later.
  • the X-ray generator 5, the collimator 8, the detector 11, the preamplifier 17 and the like are arranged on a disk (not shown), and the drive device 16 drives the disk to drive the X-ray generator 5 around the subject. It is supposed to go around.
  • the scanner control device 13 controls a driving device 16 and a collimator control device 9 for circumferentially driving a disk on which an X-ray generator 5 as an X-ray source is mounted, in accordance with a control signal from a central control device 12 described later.
  • the bed control device 14 controls the moving speed and the like of the bed 40 in accordance with a control signal from the central control device 12.
  • the bed movement measurement device 15 measures the moving speed and the distance of the bed 40.
  • the central control unit 12 controls the X-ray control unit 7, the scanner control unit 13 and the bed control unit 14 described above based on an instruction input from the operation unit 20.
  • the operation unit 20 performs operations by the user, generates a reconstructed image, displays an image, and the like, and includes an input / output device 21 and an arithmetic device 22.
  • the input / output unit 21 causes the display control unit 23 to display a reconstructed image or the like generated by the arithmetic unit 22 on the display unit 31, an input unit 24 for inputting imaging conditions and reconstruction conditions, and displays input conditions and
  • a storage unit 25 for storing an image is included.
  • the display control unit 23 is connected to a display device 31 that displays various images in accordance with an instruction from the display control unit 23.
  • a display device such as a liquid crystal display can be applied, and as the input unit 24, one or more of a mouse, a keyboard, a touch panel, etc. can be applied.
  • the storage unit 25 drive devices such as a hard disk and various storage media can be applied.
  • imaging conditions input from the input unit 24 by the user include a bed moving speed, a tube current, a tube voltage, and a slice position.
  • imaging methods such as axial scan and spiral scan, imaging start angle, imaging range in body axis direction, beam pitch, tube current, tube voltage etc.
  • AEC X-ray exposure control
  • reconstruction conditions input from the input unit 24 by the user for example, reconstruction method, image slice thickness, reconstruction interval (slice interval), position and size of region of interest, reconstructed image matrix size, reconstruction A filter function etc. are mentioned.
  • reconstruction method image slice thickness, reconstruction interval (slice interval), position and size of region of interest, reconstructed image matrix size, reconstruction A filter function etc.
  • reconstruction A filter function etc.
  • the arithmetic unit 22 is an image generation unit 30 that generates various images such as a reconstructed image in projection data collected by a scanner, and a metal region that determines a metal region indicating the metal when the metal is included in the reconstructed image It includes a determination unit 28 and an X-ray irradiation condition determination unit 29 that determines an X-ray irradiation amount at the time of main imaging.
  • the image generation unit 30 includes a reconstruction calculation unit 26 that generates a reconstruction image including a positioning image, and an image processing unit 27 that performs necessary image processing on the reconstruction image. Then, each unit included in the arithmetic unit 22 acquires a positioning image of the subject and performs automatic exposure control to determine an X-ray irradiation amount based on the positioning image.
  • the functions of the units included in the arithmetic unit 22 can be realized as software by a CPU (not shown) of the arithmetic unit 22 reading and executing a program stored in advance in a memory such as a ROM.
  • a CPU not shown
  • a program stored in advance in a memory
  • part or all of the operations performed by each unit included in the arithmetic device 22 can be realized by hardware such as an application specific integrated circuit (ASIC) or a field-programmable gate array (FPGA).
  • ASIC application specific integrated circuit
  • FPGA field-programmable gate array
  • the reconstruction operation unit 26 can reconstruct the acquired projection data by various methods.
  • the reconstruction operation unit 26 can be reconstructed by a known method such as so-called fan beam reconstruction or so-called parallel beam reconstruction.
  • the back projection phase range used for reconstruction is for each reconstruction pixel. It may be different or may be in the same range.
  • the reconstruction image includes not only the image obtained by the main imaging but also the positioning image obtained prior to the main imaging.
  • the image processing unit 27 performs necessary image processing on the reconstructed image reconstructed by the reconstruction calculating unit 26 so as to be in an optimal form for displaying on the display device 31.
  • the metal region determination unit 28 determines and specifies a region indicating a metal in the reconstructed image reconstructed by the reconstruction calculation unit 26 when the object contains a metal. Specifically, the metal area determination unit 28 specifies a metal area by determining an area showing a pixel value higher than a predetermined threshold value as a metal area in the reconstructed image.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 performs automatic exposure control. That is, the X-ray irradiation condition determination unit 29 determines the X-ray irradiation condition at the time of main imaging based on the positioning image acquired from the image generation unit 30 and the imaging condition input by the input unit 24. In particular, if it is determined by the metal area determination unit 28 that there is a metal area in the positioning image, correction is made to reduce the X-ray irradiation amount for the metal area so that the irradiation dose is also appropriate for the metal area. And determine the X-ray irradiation condition at the time of final main imaging. The determination process of the X-ray irradiation condition by the X-ray irradiation condition determination unit 29 will be described later.
  • the imaging process and the reconstruction process in the X-ray CT apparatus configured as described above are performed as follows.
  • an imaging start signal is generated and input from the operation unit 20 to the central control unit 12.
  • the central control unit 12 sends control signals necessary for imaging to the X-ray control unit 7, the scanner control unit 13 and the bed control unit 14 to start imaging.
  • a control signal is sent to the high voltage generator 6 by the X-ray controller 7, a high voltage is applied to the X-ray generator 5, and the X-ray from the X-ray generator 5 irradiates the object Be done.
  • a control signal is transmitted from the scanner control device 13 to the drive device 16 and the X-ray generator 5, the detector 11, the preamplifier 17 and the like are circulated around the subject 4 by rotating the disk.
  • the bed 40 on which the subject is placed performs rest (during normal scan) or parallel movement (during helical scan) in the body axis direction of the subject.
  • the X-ray irradiated by the X-ray generator is limited in the irradiation area by the collimator 6, absorbed (attenuated) in each tissue in the subject, transmitted through the subject, and detected by the detector 11.
  • the X-ray detected by the detector 11 is converted to a current, amplified by the preamplifier 19, converted to digital data by the A / D converter 20, LOG converted, calibrated, and calculated as projection data. Is input to
  • the reconstruction calculation unit 26 performs reconstruction processing based on the projection data input to the arithmetic unit 32, and generates a reconstructed image.
  • the generated reconstructed image is stored in the storage unit 25 and displayed by the display device 31 as a CT image.
  • the display device 31 displays the image as a CT image.
  • FIG. 3 shows an explanatory view of photographing using general automatic exposure control.
  • scanogram imaging is performed as positioning imaging on the periphery of the part to be imaged, Get an image.
  • the user designates an imaging range in the scanogram image, and inputs imaging conditions including a collimation thickness, a helical pitch, a scan speed, an image slice thickness, a tube voltage, a tube current, and a reconstruction filter through the input unit 24.
  • imaging conditions including a collimation thickness, a helical pitch, a scan speed, an image slice thickness, a tube voltage, a tube current, and a reconstruction filter through the input unit 24.
  • the user inputs a target value of a desired image quality index to be obtained by imaging.
  • a human body approximation model (elliptic approximation model, modified elliptic approximation model, etc.) is generated from the projection value distribution (for example, projection value maximum height, projection value area) at each axial position of the scanogram image, and this is generated Based on tube voltage, reconstruction filter, image slice thickness, etc., an X-ray irradiation dose curve (tube current modulation curve) is created to achieve the target image quality index.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 An X-ray irradiation dose curve (tube current modulation curve) shown in (b) is generated. Then, main imaging is performed based on the obtained tube current modulation curve.
  • a tube current modulation curve can use the well-known method including the method described in the above-mentioned patent document 1 or patent document 2, detailed description here is abbreviate
  • a tube current modulation curve (X-ray irradiation dose curve) is calculated so as to achieve a preset image quality index.
  • the image quality index includes an image SD, a contrast-noise ratio (CNR), a detectability index, and the like.
  • the image SD is described as an example of the image quality index.
  • FIG. 5 is a reference view showing a metal (X-ray height attenuation) region in the positioning image.
  • FIG. 5 shows an imaging range and metals present in the imaging range.
  • FIG. 6 is a reference diagram showing a method of identifying a metal (high attenuation) region in a positioning image acquired in the X-ray CT apparatus according to the present embodiment.
  • the metal within the imaging range is extracted by metal extraction processing, and a metal extraction image (metal component image) indicating a metal region is generated.
  • region it is not necessary to necessarily produce
  • metal extraction processing refers to region extraction processing such as region growing method, snake method, level set method, etc. for a processed image processed by threshold processing based on a threshold set in advance by an input unit, or filter processing. It means applying and extracting a metal area
  • the metal (high attenuation) region can be specified.
  • a metal component image can be generated by performing material discrimination processing from a positioning image (low energy image) having low energy information and a positioning image (high energy image) having high energy information.
  • the metal region is specified in the positioning image (FIG. 8A)
  • the metal is X-ray height attenuating material, and therefore, it is detected in comparison with the region without metal in the subject.
  • X dose is small. Therefore, in order to obtain an image of the target image quality without considering the metal region at all, the X-ray irradiation condition determination unit 29 determines the X-ray irradiation dose curve (tube current with high X-ray irradiation amount to the metal region). Modulation curve) will be generated (FIG. 8 (b)).
  • the X-ray irradiation dose curve (tube current modulation curve) obtained by applying the automatic exposure control to the positioning image in which the metal region is specified corresponds to the metal region.
  • the radiation dose is high. Therefore, the X-ray irradiation condition determination unit 29 corrects the irradiation dose in the metal region to be low in consideration of the determination result by the metal region determination unit 28, and the final X-ray irradiation dose curve (tube current modulation curve) Are generated (FIG. 8 (c)).
  • step S11 according to the imaging start instruction of the positioning image input from the input unit 24, it is necessary for imaging the positioning image from the central control unit 12 to the X-ray control unit 7, the scanner control unit 13 and the bed control unit 14. Control signal is sent to perform positioning photography.
  • step S12 the X-ray irradiation condition determination unit 29 calculates and determines an irradiation dose curve based on the positioning image acquired in step S11 and the imaging condition input by the input unit 24.
  • the metal area determination unit 28 determines whether or not there is a metal area in the imaging range specified in the positioning image, and in some cases, specifies the position of the metal area.
  • the specification of the metal region is performed by, for example, setting a region where the pixel value is higher than a predetermined threshold value in the positioning image as the metal region (step S13).
  • step S13 If it is determined that there is no metal region as a result of the determination in step S13, the process proceeds to step S15.
  • step S13 when there is a metal region and its position is specified, the process proceeds to step S14, and the X-ray irradiation condition determination unit 29 corrects the X-ray irradiation dose curve.
  • the correction of the X-ray irradiation dose curve by the X-ray irradiation condition determination unit 29 can be performed as follows.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 determines the metal component with respect to the area of the positioning image from the integral value of the pixel value of the positioning image and the integral value of the pixel value of the metal component in the positioning image at each axial direction position of the positioning image.
  • the ratio of the area of the positioning image excluding the area of the pixel is calculated, and the X-ray dose curve is corrected by multiplying the X-ray dose curve by this ratio.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 extracts a human body approximation model (elliptic approximation model, modified ellipse approximation model, etc.) from the projection value distribution (for example, projection value maximum height, projection value area) at each axial position.
  • a modified X is generated by applying a polynomial that reduces the X-ray irradiation dose curve of the metal part based on the size of the human body approximate model, the size of the metal part, the imaging angle, etc.
  • a line dose curve can be generated.
  • step S15 main imaging is performed according to the generated final X-ray irradiation dose curve, and the image generation unit 30 performs image reconstruction and predetermined image processing based on the projection data obtained by the main imaging. To obtain a reconstructed image (step S16). In addition, when there is a metal area in the positioning image, metal artifact reduction processing is performed.
  • a well-known method can be used as a metal artifact reduction process.
  • metal artifact reduction processing it is possible to reduce metal-derived streak artifacts and noise, beam hardening artifacts, and the like.
  • the amount of noise of the image obtained by the process images a subject that does not contain metal. It can be reduced to the same extent.
  • the X-ray irradiation condition to the metal region is reduced in consideration of the metal region with respect to the X-ray irradiation condition defined based on the positioning image, that is, the X-ray irradiation dose curve.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 generates an X-ray irradiation dose curve based on the positioning image including the metal area, and then, considering the metal area The case where the X-ray irradiation dose curve is corrected to finally obtain the X-ray irradiation dose curve used for the main imaging has been described.
  • the positioning image is corrected to virtually remove the metal or to obtain the positioning image in which the influence of the metal is reduced.
  • An X-ray exposure dose curve is generated based on the later positioning image.
  • the X-ray CT apparatus according to the present embodiment has the same configuration as the X-ray CT apparatus in the first embodiment described above, and only the processing performed by each unit included in the arithmetic device 20 is different. Therefore, the components constituting the X-ray CT apparatus according to the present embodiment are denoted by the same reference numerals as the components of the X-ray CT apparatus in the first embodiment, and detailed descriptions thereof will be omitted.
  • step S21 according to the imaging start instruction of the positioning image input from the input unit 24, it is necessary for imaging the positioning image from the central control unit 12 to the X-ray control unit 7, the scanner control unit 13 and the bed control unit 14. Control signal is sent to perform positioning photography.
  • the metal area determination unit 28 determines whether or not there is a metal area in the imaging range specified in the positioning image, and in the case where it is, specifies the position of the metal area.
  • the identification of the metal area is performed by, for example, setting an area where the pixel value is higher than a predetermined threshold value in the positioning image as the metal area.
  • FIG. 11A shows an example of a positioning image when there is a metal region.
  • step S24 If it is determined that there is no metal region as a result of the determination in step S22, the process proceeds to step S24.
  • the image processing unit 27 corrects the positioning image. That is, the image processing unit 27 substitutes the metal region specified in step S22 with the interpolation value of the peripheral pixel value not including the metal by making the positioning image having virtually no metal region as the corrected positioning image. It generates (FIG. 11 (b)).
  • a corrected positioning image is generated by applying a polynomial that reduces the pixel value to the pixel value of the metal area and replacing it with the pixel value included in the metal area. Can.
  • the corrected positioning image can also be acquired by the metal artifact reduction process. That is, by correcting the positioning image based on the noise and artifact amount reduced by the metal artifact reduction processing, it is possible to generate an X-ray irradiation dose curve according to the noise and artifact reduction performance in the metal artifact reduction processing. It is possible to obtain an image quality close to that of the
  • the corrected positioning image (FIG. 11 (b)) is displayed, and when there is no metal region, the positioning image before correction is displayed. , X-ray radiation dose curve to create a positioning image.
  • step S24 the X-ray irradiation condition determination unit 29 generates an X-ray irradiation dose curve.
  • the X-ray irradiation condition determination unit 29 When there is a metal region in the imaging range specified in the positioning image, the X-ray irradiation condition determination unit 29 generates an X-ray irradiation dose curve according to the corrected positioning image (FIG. 11B). Therefore, the X-ray irradiation condition determination unit 29 generates an X-ray irradiation dose curve as shown in FIG. 11C in which the X-ray irradiation amount is reduced with respect to the metal region.
  • step S25 main imaging is performed in accordance with the final X-ray irradiation dose curve generated, and the image generation unit 30 performs image reconstruction based on the projection data obtained by the main imaging and predetermined image processing To obtain a reconstructed image (step S26).
  • step S26 metal artifact reduction processing is performed.
  • interpolation processing in the channel direction can also be performed as follows. For example, a profile is performed on the positioning image shown in FIG. 12 (a) to obtain a graph as shown in FIG. 12 (b). Then, the metal region in the positioning image is subjected to interpolation processing with the peripheral pixel value of the metal that does not contain the metal, whereby pixels of the positioning image in which the metal does not virtually exist as shown in FIG. Determine the value.
  • FIG. 12 shows interpolation processing in the channel direction
  • interpolation processing in a direction different from the channel such as the body axis direction may be used, or interpolation processing in multiple directions may be combined.
  • non-linear interpolation such as high order interpolation may be used.
  • the presence or absence of a metal region at each position by acquiring a positioning image by dual energy imaging and generating a metal image by performing material decomposition processing.
  • the positioning image having a plurality of different energy information is subjected to difference processing, a portion having a large difference value is extracted as a metal region, and the presence or absence of metal at each position can be determined by generating a metal image. .
  • positioning imaging which changed the X-ray filter in the front and rear half row, positioning imaging while kV-Switching, positioning imaging using CT using a two-layer detector It is possible to use, for example, positioning imaging performed multiple times with different tube voltages.
  • a metal component image can be generated from the positioning image obtained by such a photographing method by using the material discrimination function by dual energy, and the metal region can be determined from this.
  • the positioning image is acquired by dual energy imaging and these are subjected to material discrimination processing to generate a metal component image, and a metal region in the positioning image is specified based on the metal generation image, and the metal region in the positioning image is A corrected positioning image can be generated such that the pixel values are small.
  • the value of the metal component image is weighted subtracted from the pixel value of the metal part.
  • the irradiation dose at the time of main imaging is determined based on the corrected positioning image.
  • the present modification is different in that the metal component image is used to generate a positioning image corrected so that the value of the metal region in the positioning image becomes smaller.
  • the metal component image generated by the material discrimination process is weighted subtracted with respect to the metal region in the positioning image.
  • the weight is set to 1 and simple subtraction is performed, the influence of the increase in the irradiation dose due to the metal can be most reduced, and the irradiation dose can be reduced the most.
  • the dose increases due to the metal, and when the weight is 0, the irradiation dose does not consider the influence of the metal.
  • the present invention is not limited to this, and is applicable to a tomography apparatus using neutron rays, positrons, gamma rays, or light.
  • the scanning method is not limited to any one of the first generation, second generation, third generation, fourth generation, and multi-tube CT, cathode scan CT, and electrons equipped with a plurality of X-ray sources. It can also be used for beam CT and C-arm CT.
  • the detector shape is also a detector disposed on a cylindrical surface centered on the X-ray source, a flat surface detector, a detector disposed on a spherical surface centered on the X-ray source, a cylindrical surface centered on the orbiting axis
  • the present invention can be applied to any detector such as a detector disposed in the [1] or a two-layer detector.
  • a 3D volume image obtained from low-dose spiral scan imaging data or a 2D image obtained by performing RaySum or MIP processing may be used as the positioning image.

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Abstract

被検体内にＸ線高減弱体が存在する場合に自動露光制御機能を適用した場合であっても、適正なＸ線照射量で撮影を行う。　寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被検体を透過したＸ線の線量を検出し、Ｘ線の線量に基づくデータを出力するスキャナ１０と、前記スキャナにより出力されたデータに基づいて位置決め画像を含む各種画像を生成する画像生成部３０と、本撮影を行うための撮影条件の入力を受け付ける入力部２４と、前記位置決め画像において金属領域を判定する金属領域判定部２８と、前記位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて本撮影時のＸ線照射条件を決定すると共に、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域についてＸ線照射量を低減させるようにＸ線照射条件を修正するＸ線照射条件決定部２９と、を備えるＸ線ＣＴ装置を提供する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線照射条件設定方法
　本願発明は、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線照射条件設定方法に係り、特に、被検体内にＸ線高減弱体がある場合におけるＸ線の照射条件を設定・制御するＸ線ＣＴ装置及びＸ線照射条件設定方法に関する。
　Ｘ線管を被検体の体軸回りに回転させながら、Ｘ線管からファンビーム又はコーンビーム状にＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線を検出器により検出し、得られた投影データを逆投影することにより被検体内部の再構成画像を取得するＸ線ＣＴ装置が知られている。
　このようなＸ線ＣＴ装置では、診断に必要な画質を担保した断層像を取得しつつも、被検体に対するＸ線被曝線量を極力低減させることが望まれている。
　このような背景から、断層像に要求される画質、例えば、画像ＳＤ(Standard Deviation)やコントラスト－ノイズ比などを画質指標とし、この画質指標を達成するようにＸ線照射線量を制御する自動露光制御機能が種々提案されている（例えば、特許文献１、特許文献２及び特許文献３）。自動露光制御は、照射線量最適化、自動露光制御、照射線量制御、ＡＥＣ(Automatic Exposure Control)とも呼ばれる。
　ところで、Ｘ線ＣＴ装置における撮影では、本撮影時の撮影範囲の位置決めや本撮影時の撮影条件（管電圧、管電流、スキャン速度、らせんピッチ等）などを設定する目的で、本撮影に先立って低線量にて位置決め撮影を行って、位置決め画像を取得することが行われている。位置決め画像の取得は次のように行われる。撮影角度を固定し、Ｘ線管及び検出器を被検体に対して体軸方向に平行に移動させながら位置決め撮影を行ってスキャノ生データを取得し、列位置が異なり撮影位置が略同一であるスキャノ生データを組み合わせることにより、最終的な位置決め画像（スキャノグラム）を取得する。位置決め画像は、スキャノグラム、スカウトビュー、透視画像、トモグラム、トポグラムなどとも呼ばれる。
　上述した自動露光制御は、一般的に、スキャノグラムを利用し、Ｘ線の被検体透過時の減弱率（透過Ｘ線に対する照射Ｘ線の比）に鑑みて行われる。具体的には、1方向もしくは２方向のスキャノグラムから被検体の楕円断面モデルを算出し、楕円断面の投影面積や楕円断面の縦横比や操作者が入力した所望の画質指標などから適切な管電流値を算出し撮影中に照射線量、すなわち管電流を変調しながら撮影を行う。
　ここで、被検体透過時のＸ線の減弱率は被検体の線減弱係数と透過距離の積により決定され、透過距離が長いほど減弱率は高くなる。そのため、一般的には、被検体サイズ透過距離が大きいほど、被検体透過後のフォトン数（情報量）が減り、フォトンノイズが多くなる。したがって、自動露光制御機能において、管電圧や画質指標値などの条件が同じであれば、被検体のサイズが大きいほど撮影時のＸ線照射量（管電流）は高くなる。
特開２００４－０７３８６５号公報 国際公開２００７／１３８９７９号 特開２００３－０３３３４６号公報
　上述のように、被検体透過時のＸ線の減弱率は被検体の線減弱係数と透過距離の積により決定され、減弱率が高い程Ｘ線照射量が高くなる。このため、被検体内にＸ線高減弱体、すなわち、例えば、インプラントやペースメーカーなどの金属（水や骨とは極端に異なる高いＸ線減弱特性を有する物質）が存在する場合に自動露光制御機能を適用すると、位置決め画像において、被検体内のＸ線高減弱体が存在する領域について実際の被検体サイズよりも大きく見積もられる。この結果、被検体内のＸ線高減弱体が存在する領域については撮影時のＸ線照射量が高くなってしまい、特定の部位について過大線量を照射して撮影を行ってしまうこととなる。
　本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、被検体内にＸ線高減弱体が存在する場合に自動露光制御機能を適用した場合であっても、適正なＸ線照射量で撮影を行うことを目的とする。
　上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の一態様は、寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被検体を透過したＸ線の線量を検出し、Ｘ線の線量に基づくデータを出力するスキャナと、前記スキャナにより出力されたデータに基づいて位置決め画像を含む各種画像を生成する画像生成部と、前記位置決め画像に基づく撮影条件の入力を受け付ける入力部と、前記位置決め画像において金属領域を判定する金属領域判定部と、前記位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて本撮影時のＸ線照射条件を決定すると共に、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域についてＸ線照射量を低減させるようにＸ線照射条件を修正するＸ線照射条件決定部と、を備えるＸ線ＣＴ装置を提供する。
　本発明によれば、被検体内にＸ線高減弱体が存在する場合に自動露光制御機能を適用した場合であっても、適正なＸ線照射量で撮影を行うことができる。
本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略を示す外観構成図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略を示すブロック図である。 一般的な自動露光制御の流れを示す説明図である。 （ａ）は、被検体に金属が含まれない場合の位置決め画像の例、（ｂ）は（ａ）の位置決め画像に基づいて生成されたＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）の例を示す説明図である。 金属領域が含まれる位置決め画像の例を示す参考図である。 金属領域が含まれる位置決め画像から金属領域を抽出した金属抽出画像の例である。 位置決め画像が複数のエネルギー情報を有する画像である場合に、物質弁別処理を行うことで、金属成分画像を生成する例に係る説明図である。 （ａ）～（ｃ）は本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置において、位置決め画像における金属領域を考慮してＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）を生成する場合の説明図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるＸ線照射条件決定部によるＸ線照射線条件の決定処理にかかるフローチャートである。 本発明の第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるＸ線照射条件決定部によるＸ線照射線条件の決定処理にかかるフローチャートである。 （ａ）は金属領域がある場合の位置決め画像の例であり、（ｂ）は仮装的に金属領域がない位置決め画像を修正後位置決め画像とした例であり、（ｃ）は（ｂ）の修正後位置決め画像に基づいて生成したＸ線照射線量曲線の例を示す説明図である。 位置決め画像に金属領域がある場合にチャネル方向への補間処理を行う場合の説明図であり、(ａ)は位置決め画像の例、（ｂ）は（ａ）に対してプロファイルを行った結果、（ｃ）は（ｂ）に対して線形補間を行って得られた結果を示す説明図である。
　本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源から照射され被検体を透過したＸ線の線量を検出し、Ｘ線の線量に基づくデータを出力するスキャナと、スキャナにより出力されたデータに基づいて位置決め画像を含む各種画像を生成する画像生成部と、撮影条件の入力を受け付ける入力部と、位置決め画像において金属領域を判定する金属領域判定部と、位置決め画像及び撮影条件に基づいて本撮影時のＸ線照射条件を決定すると共に、金属領域判定部により位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域についてＸ線照射量を低減させるようにＸ線照射条件を修正するＸ線照射条件決定部と、を備えている。
　以下、より詳細に本発明の実施形態について、図面を参照してより詳細に説明する。
（第１の実施形態）
　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、例えば、マルチスライスＣＴ装置に適用することができ、スキャン方式として、例えば、ローテート－ローテート方式（第３世代）を採用することができる。
　Ｘ線ＣＴ装置１は、図１及び図２に示すように、スキャナ１０と、操作ユニット２０と、寝台４０とを備えている。Ｘ線ＣＴ装置では、スキャナ１０が操作ユニット２０による指示に従って、寝台４０に戴置される被検体のスキャン処理を行う。
　スキャナ１０は、Ｘ線源としてのＸ線発生装置５、高電圧発生装置６、Ｘ線制御装置７、コリメータ８、コリメータ制御装置９、検出器１１、中央制御装置１２、スキャナ制御装置１３、寝台制御装置１４、寝台移動計測装置１５、駆動装置１６、プリアンプ１７、及びＡ／Ｄコンバータ１８を備えている。
　Ｘ線発生装置５は、後述する駆動装置１６によって寝台に載置された被検体の周囲を周回しながら、高電圧発生装置６に印加された高電圧によってＸ線を生じさせ、これを被検体へ照射する。高電圧発生装置６は、Ｘ線制御装置７からの制御信号に従って、Ｘ線発生装置５へ高電圧を供給する。
　コリメータ８は、コリメータ制御装置９によって制御され、コリメータ制御装置９からの制御信号に従って、Ｘ線発生装置によって照射されるＸ線の照射領域を制御する。
　検出器１１は、Ｘ線発生装置５に対向して配置され、Ｘ線発生装置５から照射され被検体を透過したＸ線を検出し、検出結果を電流値としてプリアンプ１７へ出力する。なお、検出器１１としては、単一列検出器又は多列検出器のいずれを適用することもできる。多列検出器は、単列検出器が周回軸方向に複数配列され、全体として、単一検出器よりも広い範囲を一度に撮影することができるという利点がある。
　プリアンプ１７は、検出器１１から受信した検出結果を増幅させ、Ａ／Ｄコンバータ１８に出力する。Ａ／Ｄコンバータ１８では、プリアンプ１７で増幅されたアナログの電流値をデジタルデータに変換し、さらにＬＯＧ変換し、キャリブレーションを行って投影データとして後述する演算装置２２に出力する。
　なお、Ｘ線発生装置５、コリメータ８、検出器１１及びプリアンプ１７等は円盤（図示せず）に配置され、駆動装置１６によって円盤を駆動させることによりＸ線発生装置５が被検体の周囲を周回するようになっている。
　スキャナ制御装置１３は、後述する中央制御装置１２からの制御信号に従って、Ｘ線源としてのＸ線発生装置５を搭載した円盤を周回駆動させる駆動装置１６及びコリメータ制御装置９を制御する。
　寝台制御装置１４は、中央制御装置１２からの制御信号に従って、寝台４０の移動速度等を制御する。寝台４０は、寝台移動計測装置１５によって、その移動速度や距離が計測される。
　中央制御装置１２は、操作ユニット２０から入力される指示に基づいて、上述したＸ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４を制御する。
　操作ユニット２０は、ユーザによる操作、再構成画像の生成、画像の表示等を行うものであり、入出力装置２１と演算装置２２とを備えている。
　入出力装置２１は、演算装置２２によって生成された再構成画像等を表示装置３１に表示させる表示制御部２３、撮影条件や再構成条件の入力を行う入力部２４、入力された条件や表示する画像を記憶する記憶部２５を含む。
　なお、表示制御部２３には、表示制御部２３からの指示に従って各種画像を表示する表示装置３１が接続されている。表示装置３１としては、液晶ディスプレイ等のディスプレイ装置を適用することができ、入力部２４としては、マウス、キーボード、タッチパネル等を１又は複数適用することができる。また、記憶部２５としては、ハードディスクや各種の記憶媒体等のドライブ装置を適用することができる。
　ユーザによって入力部２４から入力される撮影条件としては、例えば、寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置などが挙げられる。この他、アキシャルスキャンや螺旋スキャン等の撮影方式、撮影開始角度、体軸方向の撮影範囲、ビームピッチや管電流、管電圧などがあり、Ｘ線曝射制御（ＡＥＣ）などの設定も行われる。
　また、ユーザによって入力部２４から入力される再構成条件としては、例えば、再構成法、画像スライス厚、再構成間隔（スライス間隔）、関心領域の位置およびサイズ、再構成画像マトリクスサイズ、再構成フィルタ関数などが挙げられる。
　なお、撮影条件や再構成条件の入力に際して、部位毎に撮影条件や再構成条件を推奨設定した撮影プロトコルを使用することもできる。
　演算装置２２は、スキャナにより収集された投影データに再構成像等の各種画像を生成する画像生成部３０、再構成画像中に金属が含まれる場合に当該金属を示す金属領域を判定する金属領域判定部２８、及び本撮影時のＸ線照射量を決定するＸ線照射条件決定部２９を含む。なお、画像生成部３０は、位置決め画像を含む再構成画像を生成する再構成演算部２６、及び再構成画像に対して必要な画像処理を行う画像処理部２７を含んでいる。そして、演算装置２２に含まれる各部によって、被検体の位置決め画像を取得し、位置決め画像に基づいてＸ線照射量を決定する自動露光制御を行う。
　なお、演算装置２２に含まれる各部の機能は、演算装置２２が有する図示しないＣＰＵが予めＲＯＭ等のメモリに格納されたプログラムを読み込んで実行することによりソフトウエアとして実現することができる。また、演算装置２２に含まれる各部が実行する動作の一部又は全部を、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field-programmable gate array）等のハードウェアにより実現することもできる。
　再構成演算部２６は、取得した投影データを種々の方法で再構成することができる。再構成演算部２６は、例えば、所謂ファンビーム再構成や、所謂パラレルビーム再構成等公知の方法によって再構成することができ、この際、再構成に用いる逆投影位相範囲は再構成画素毎に異なっていてもよく、同一範囲でもよい。ここで、再構成画像は、本撮影によって得られた画像の他、本撮影に先立って得られた位置決め画像も含む。
　画像処理部２７は、再構成演算部２６により再構成された再構成画像に対して、表示装置３１に表示するために最適な形態となるように、必要な画像処理を行う。
　金属領域判定部２８は、被検体に金属が含まれる場合に、再構成演算部２６により再構成された再構成画像中の金属を示す領域を判定して特定する。具体的には、金属領域判定部２８は、再構成画像において、予め定めた閾値よりも高い画素値を示す領域を金属領域と判定することにより金属領域を特定する。
　Ｘ線照射条件決定部２９は、自動露光制御を行う。つまり、Ｘ線照射条件決定部２９は、画像生成部３０から取得した位置決め画像と入力部２４により入力された撮影条件に基づいて、本撮影時のＸ線照射条件を決定する。特に、金属領域判定部２８によって位置決め画像中に金属領域があると判定された場合には、金属領域についても適正な照射線量となるように、金属領域についてＸ線照射量を低減させるように修正し、最終的な本撮影時のＸ線照射線条件を決定する。Ｘ線照射条件決定部２９によるＸ線照射線条件の決定処理については後述する。
　続いて、このように構成されたＸ線ＣＴ装置における撮影処理及び再構成処理は、以下のように行われる。
　ユーザにより入力部２４に撮影開始の指示が入力されると、撮影開始信号が生成されて操作ユニット２０から中央制御装置１２に入力される。中央制御装置１２は、入力された撮影開始信号を受けて、Ｘ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４に対して撮影に必要な制御信号を送り撮影を開始する。
　撮影が開始されると、Ｘ線制御装置７によって高電圧発生装置６に制御信号が送信され、Ｘ線発生装置５に高電圧が印加され、Ｘ線発生装置５からＸ線が被検体に照射される。同時に、スキャナ制御装置１３から駆動装置１６に制御信号が送信され、円盤を周回させることによりＸ線発生装置５、検出器１１、プリアンプ１７等を被検体４の周りに周回させる。
　併せて、寝台制御装置１６からの制御信号に従って、被検体が載置された寝台４０が、静止（ノーマルスキャン時）、又は被検体の体軸方向に平行移動（螺旋スキャン時）を行う。Ｘ線発生装置によって照射されたＸ線は、コリメータ６により照射領域が制限され、被検体内の各組織において吸収（減衰）され、被検体を透過して、検出器１１によって検出される。
　検出器１１によって検出されたＸ線は、電流に変換され、プリアンプ１９によって増幅され、Ａ／Ｄコンバータ２０によってデジタルデータに変換され、ＬＯＧ変換され、キャリブレーションが行われて投影データとして演算装置２２に入力される。
　再構成演算部２６では、演算装置３２に入力された投影データに基づいて再構成処理を行い、再構成画像を生成する。生成された再構成画像は、記憶部２５に保存され、表示装置３１によってＣＴ画像として表示される。あるいは、画像処理部２７によって画像処理がなされた後、表示装置３１によってＣＴ画像として表示される。
　続いて、Ｘ線照射条件決定部２９における、自動露光制御について説明する。
　図３に、一般的な自動露光制御を用いた撮影の説明図を示す。図３に示すように、自動露光制御技術を用いた撮影では、はじめに、被検体の撮影範囲や撮影条件を決定するために、撮影したい部位周辺に対して、位置決め撮影としてスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム像を取得する。
　ユーザは、スキャノグラム像において撮影範囲を指定し、コリメーション厚、らせんピッチ、スキャン速度、画像スライス厚、管電圧、管電流、再構成フィルタを初めとする撮影条件を入力部２４により入力する。ユーザは、同時に、撮影により得たい所望の画質指標の目標値を入力する。
　続いて、スキャノグラム像の各体軸方向位置における投影値分布（例えば、投影値最大高さ、投影値面積）から人体近似モデル（楕円近似モデル、修正楕円近似モデル、など）を生成し、これを基に管電圧、再構成フィルタ、画像スライス厚などを考慮して目標とする画質指標を達成するようにＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）を作成する。
　つまり、図４に示すように、被検体に金属がない場合、すなわち、位置決め画像中に金属領域が存在しない場合（図４（ａ））には、Ｘ線照射条件決定部２９は、図４（ｂ）に示すＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）を生成する。
　そして、得られた管電流変調曲線に基づき本撮影を行う。なお、管電流変調曲線は上述の特許文献１又は特許文献２に記載された方法を含む公知の方法を用いることができるため、ここでの詳細な説明は省略する。
　このような一般的な自動露光制御では、事前設定した画質指標を達成するように管電流変調曲線（Ｘ線照射線量曲線）を算出する。このとき、画質指標としては、画像ＳＤやコントラスト－ノイズ比（ＣＮＲ）やＤｅｔｅｃｔａｂｉｌｉｔｙ　Ｉｎｄｅｘなどがある。以下の説明においては、画質指標として画像ＳＤを例に挙げて説明する。
　被検体に金属がある場合、すなわち、位置決め画像中に金属領域が存在する場合には、一般的な自動露光制御を行うとＸ線照射量が過大となってしまうこととなる。そこで、位置決め画像中に金属領域が存在する場合には、以下のように自動露光制御を行う。
　図５は、位置決め画像における金属（Ｘ線高減弱体）領域を示す参考図である。図５には、撮影範囲と、撮影範囲内に存在する金属が示されている。
　図６は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置において取得した位置決め画像における金属（高減弱体）領域特定方法を示す参考図である。図６では、撮影範囲内の金属を金属抽出処理により抽出し、金属領域を示す金属抽出画像（金属成分画像）を生成している。なお、金属領域を特定する際に、必ずしも金属抽出画像を生成する必要はない。
　ここで、金属抽出処理とは、予め入力部により設定された閾値に基づく閾値処理や、フィルタ処理などにより加工した加工画像に対してリージョングローイング法やスネークス法、レベルセット法などの領域抽出処理を適用して金属領域を抽出することをいい、このような金属抽出処理を行うことにより金属成分画像を生成することができる。このとき、位置決め画像における金属領域に対して金属を含まない周辺画素値から得られる補間値で差分することで金属部に重なる非金属組織を除去し、金属成分の画素値を生成することができる。
　また、位置決め画像が複数のエネルギー情報を有する画像である場合にも、金属（高減弱体）領域を特定することができる。図７に示すように、低エネルギー情報を有する位置決め画像（低エネルギー画像）と高エネルギー情報を有する位置決め画像（高エネルギー画像）から物質弁別処理を行うことで、金属成分画像を生成することができる。
　このように、位置決め画像中に金属領域が特定された場合（図８（ａ））には、金属がＸ線高減弱体であることから、被検体において金属のない領域に比して検出されるＸ線量が少ない。このため、金属領域について何ら考慮せずに、目標とする画質の画像を取得するためには、Ｘ線照射条件決定部２９は金属領域に対するＸ線照射量が高いＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）を生成することとなる（図８（ｂ））。
　つまり、図８（ｂ）に示すように、金属領域が特定された位置決め画像に対して、自動露光制御を適用することで得られるＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）は、金属領域に対して照射線量が高くなっている。そこで、Ｘ線照射条件決定部２９は、金属領域判定部２８による判定結果を考慮し、金属領域における照射線量が低くなるように修正し、最終的なＸ線照射線量曲線（管電流変調曲線）を生成する（図８（ｃ））。
　以下、Ｘ線照射条件決定部２９によるＸ線照射線条件の決定処理について、図９のフローチャートにより詳細に説明する。
　ステップＳ１１において、入力部２４から入力された位置決め画像の撮影開始指示に従って、中央制御装置１２から、Ｘ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４に対して位置決め画像の撮影に必要な制御信号を送り、位置決め撮影を行う。ステップＳ１２では、ステップＳ１１で取得した位置決め画像及び入力部２４により入力された撮影条件基づいてＸ線照射条件決定部２９が照射線量曲線を算出し、決定する。
　次に、金属領域判定部２８が、位置決め画像において特定した撮影範囲に金属領域があるか否か、また、ある場合には金属領域の位置を特定する。ここで、金属領域の特定は、例えば、位置決め画像において画素値が予め設定した閾値より高い領域を金属領域とすることで判定を行う（ステップＳ１３）。
　ステップＳ１３における判定の結果、金属領域がないと判定された場合は、ステップＳ１５に進む。ステップＳ１３における判定の結果、金属領域があり、その位置が特定された場合には、ステップＳ１４に進み、Ｘ線照射条件決定部２９によりＸ線照射線量曲線を修正する。ここで、Ｘ線照射条件決定部２９によるＸ線照射線量曲線の修正は、以下のように行うことができる。
　すなわち、Ｘ線照射条件決定部２９は、位置決め画像の各体軸方向位置において、位置決め画像の画素値の積分値と位置決め画像における金属成分の画素値の積分値から、位置決め画像の面積に対する金属成分画素の面積を除いた位置決め画像の面積の比を算出し、Ｘ線照射線量曲線にこの比を掛け合わせることによりＸ線照射線量曲線を修正する。
　また、Ｘ線照射条件決定部２９は、各体軸方向位置における投影値分布（例えば、投影値最大高さ、投影値面積）から人体近似モデル（楕円近似モデル、修正楕円近似モデル、など）を生成し、人体近似モデルの大きさと金属部の大きさ、撮影角度などを基に金属部のＸ線照射線量曲線が小さくなるような多項式を適用し照射線量曲線を修正することで修正後のＸ線照射線量曲線を生成することができる。
　次のステップＳ１５では、生成された最終的なＸ線照射線量曲線に従って本撮影を行い、画像生成部３０が、本撮影によって得られた投影データに基づいて画像再構成を行うと共に所定の画像処理を行って再構成画像を取得する（ステップＳ１６）。また、併せて、位置決め画像に金属領域があった場合には、金属アーチファクト低減処理を行う。
　なお、金属アーチファクト低減処理としては、公知の手法を用いることができる。金属アーチファクト低減処理を行うことにより、金属由来のストリークアーチファクトやノイズ、ビームハードニングアーチファクトなどを低減することができる。特に、投影データ上の金属部をフォトンノイズが含まれないデータで置換する金属アーチファクト低減処理を適用する場合には、同処理によって得られる画像のノイズ量は金属を含まない被検体を撮影したのと同程度に低減することができる。
　このように、本実施形態によれば、位置決め画像に基づいて定めたＸ線照射条件、すなわち、Ｘ線照射線量曲線に対して、金属領域を考慮し、金属領域に対するＸ線照射量を低減させるように修正することで、適正なＸ線照射量で撮影を行うことができる。つまり、被検体内に金属などのＸ線高減弱体が存在する場合に自動露光制御機能を適用した場合であっても、適正なＸ線照射量で撮影を行うことができる。
（第２の実施形態）
　上述した第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線照射条件決定部２９により金属領域を含む位置決め画像に基づいてＸ線照射線量曲線を生成し、その後、金属領域を考慮してＸ線照射線量曲線を修正して、最終的に本撮影に用いるＸ線照射線量曲線を得る場合について説明した。本実施形態においては、位置決め画像によって特定した撮影範囲に金属領域が含まれる場合に、位置決め画像を補正することにより仮想的に金属を除去もしくは金属の影響を低減した位置決め画像を取得し、この補正後の位置決め画像に基づいてＸ線照射線量曲線を生成する。
　本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置と同一の構成を有し、演算装置２０に含まれる各部が行う処理が異なるのみである。従って、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を構成する各部について、第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置の各構成と同一の符号を付し、夫々詳細な説明は省略する。
　以下、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるＸ線照射条件決定部２９によるＸ線照射線条件の決定処理について、図１０のフローチャートに従って説明する。
　ステップＳ２１において、入力部２４から入力された位置決め画像の撮影開始指示に従って、中央制御装置１２から、Ｘ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４に対して位置決め画像の撮影に必要な制御信号を送り、位置決め撮影を行う。
　ステップＳ２２では、金属領域判定部２８が、位置決め画像において特定した撮影範囲に金属領域があるか否か、また、ある場合には金属領域の位置を特定する。ここで、金属領域の特定は、例えば、位置決め画像において画素値が予め設定した閾値より高い領域を金属領域とすることで判定を行う。図１１（ａ）に金属領域がある場合の位置決め画像の例を示す。
　ステップＳ２２における判定の結果、金属領域がないと判定された場合は、ステップＳ２４に進む。ステップＳ２２における判定の結果、金属領域があり、その位置が特定された場合には、ステップＳ２３に進み、画像処理部２７により位置決め画像を補正する。
　すなわち、画像処理部２７は、ステップＳ２２において特定された金属領域に対して金属を含まない周辺画素値の補間値で置換することで仮想的に金属領域がない位置決め画像を、修正後位置決め画像として生成する（図１１（ｂ））。位置決め画像を修正する他の方法としては、金属領域の画素値に対して当該画素値が小さくなるような多項式を適用し金属領域に含まれる画素値に置き換えることで、修正位置決め画像を生成することができる。
　なお、修正位置決め画像は金属アーチファクト低減処理によっても取得することができる。すなわち、位置決め画像を金属アーチファクト低減処理により低減するノイズやアーチファクト量に基づき修正することで、金属アーチファクト低減処理におけるノイズやアーチファクト低減性能に応じたＸ線照射線量曲線を生成することができ、目標とする画質指標に近い画質を得ることができる。
　画像処理部２７では、位置決め画像において特定された撮影範囲に金属領域がある場合にはこの修正後の位置決め画像（図１１（ｂ））を、金属領域がない場合には修正前の位置決め画像を、Ｘ線照射線量曲線を作成するための位置決め画像とする。
　ステップＳ２４では、Ｘ線照射条件決定部２９によりＸ線照射線量曲線を生成する。Ｘ線照射条件決定部２９は、位置決め画像において特定された撮影範囲に金属領域がある場合にはこの修正後の位置決め画像（図１１（ｂ））に従ってＸ線照射線量曲線を生成する。従って、Ｘ線照射条件決定部２９は、金属領域に対してＸ線照射量を低減した、図１１（ｃ）に示すようなＸ線照射線量曲線を生成する。
　次のステップＳ２５では、生成された最終的なＸ線照射線量曲線に従って本撮影を行い、画像生成部３０が、本撮影によって得られた投影データに基づいて画像再構成を行うと共に所定の画像処理を行って再構成画像を取得する（ステップＳ２６）。また、併せて、位置決め画像に金属領域があった場合には、金属アーチファクト低減処理を行う。
　なお、位置決め画像に金属領域がある場合、以下のようにチャネル方向への補間処理を行うこともできる。例えば、図１２（ａ）に示す位置決め画像に対してプロファイルを行って図１２（ｂ）に示すようなグラフを取得する。そして、位置決め画像における金属領域に対して、金属を含まない金属の周辺画素値で金属領域を補間処理することで、図１２（ｃ）に示すような仮想的に金属を含まない位置決め画像の画素値を求める。図１２ではチャネル方向への補間処理を示したが、体軸方向等のチャネルとは異なる方向の補間処理を用いてもよく、多方向の補間処理を組み合わせてもよい。また、図１２では線形補間の例を示したが高次補間などの非線形な補間を使用してもよい。
（変形例１）
　上述した第１の実施形態及び第２の実施形態においては、位置決め画像における画素値が予め設定した閾値より高い領域を金属領域として判定する例について説明したが、フォトンカウンティングＣＴやデュアルエネルギーＣＴにより得られた位置決め画像から、位置決め画像上の金属領域を判定することもできる。
　例えば、デュアルエネルギー撮影により位置決め画像を取得し、物質弁別処理して金属画像を生成することで各位置における金属領域の有無を判定することができる。
　また、複数の異なるエネルギー情報を有する位置決め画像を差分処理し、差分値の大きさが大きい部分を金属領域として抽出し、金属画像を生成することで各位置における金属の有無を判定することができる。
　なお、デュアルエネルギーＣＴを用いて金属を判定するために、前後半の列でＸ線フィルタを変えた位置決め撮影、ｋＶ－Ｓｗｉｔｃｈｉｎｇしながらの位置決め撮影、二層検出器を用いたＣＴでの位置決め撮影、異なる管電圧で複数回行う位置決め撮影などを使用することができる。このような撮影方法により得られる位置決め画像に対して、デュアルエネルギーによる物質弁別機能を利用することで金属成分画像を生成し、これより金属領域を判定することができる。
（変形例２）
　さらに、位置決め画像をデュアルエネルギー撮影により取得し、これらを物質弁別処理することで金属成分画像を生成すると共に、金属生成画像をもとに位置決め画像における金属領域を特定し、位置決め画像における金属領域の画素値が小さくなるように修正位置決め画像を生成することができる。
　例えば、金属部の画素値から金属成分画像の値を重み付き減算する。修正位置決め画像に基づいて本撮影時の照射線量を決定する。
　本変形例では金属成分画像を用いて位置決め画像における金属領域の値が小さくなるように修正した位置決め画像を生成する点で異なる。修正する際、たとえば位置決め画像における金属領域に対して物質弁別処理によって生成した金属成分画像を重み付き減算する。このとき、重みを１にして単純な減算とすれば金属に起因した照射線量増加の影響を最も低減することができ、最も照射線量を低減することができる。重みを小さくすることで金属による線量増加を伴い、重みが０とすると金属の影響を考慮しない照射線量となる。
　上述した各実施形態及び変形例では、Ｘ線ＣＴ装置について説明したが、これに限定されず、中性子線や陽電子やガンマ線や光を用いた断層撮影装置にも適用可能である。また、スキャン方式も第１世代、第２世代、第３世代、第４世代といずれの方式かに限定されるものではなく、Ｘ線源を複数搭載した多管球ＣＴやカソードスキャンＣＴや電子ビームＣＴやＣアーム型ＣＴに対しても使用することができる。また、検出器形状もＸ線源を中心とした円筒表面に配置された検出器、平面検出器、Ｘ線源を中心とした球面上に配置された検出器、周回軸を中心とした円筒表面に配置された検出器、二層検出器などいずれの検出器にも適用することができる。
　また上述の説明においては、スキャノグラムを位置決め画像としたが、低線量らせんスキャン撮影データから得られる３Ｄボリューム画像やこれをＲａｙＳｕｍやＭＩＰ処理して得られる２Ｄ画像を位置決め画像として用いてもよい。
１・・・Ｘ線ＣＴ装置、５・・・Ｘ線発生装置、６・・・高電圧発生装置、７・・・Ｘ線制御装置、８・・・コリメータ、９・・・コリメータ制御装置、１０・・・スキャナ、１１・・・検出器、１２・・・中央制御装置、１３・・・スキャナ制御装置、１４・・・寝台制御装置、１５・・・寝台移動計測装置、１６・・・駆動装置、１７・・・プリアンプ、１８・・・Ａ／Ｄコンバータ、２０・・・操作ユニット、２１・・・入出力装置、２２・・・演算装置、２３・・・表示制御部、２４・・・入力部、２５・・・記憶部、２６・・・再構成演算部、２７・・・画像処理部、２８・・・金属領域判定部、２９・・・Ｘ線照射条件決定部、３０・・・画像生成部、３１・・・表示装置、４０・・・寝台

Claims (11)

  1. 　寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被検体を透過したＸ線の線量を検出し、Ｘ線の線量に基づくデータを出力するスキャナと、
    　前記スキャナにより出力されたデータに基づいて位置決め画像を含む各種画像を生成する画像生成部と、
    　本撮影を行うための撮影条件の入力を受け付ける入力部と、
    　前記位置決め画像において金属領域を判定する金属領域判定部と、
    　前記位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて本撮影時のＸ線照射条件を決定すると共に、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域についてＸ線照射量を低減させるようにＸ線照射条件を修正するＸ線照射条件決定部と、を備えるＸ線ＣＴ装置。
  2. 　前記Ｘ線照射条件決定部が、前記位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線照射条件を示すＸ線照射線量曲線を生成し、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域について前記Ｘ線照射線量曲線が小さくなるように修正する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  3. 　前記画像生成部が、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、前記位置決め画像における金属領域について、当該金属領域の画素値を低減させるように修正した修正位置決め画像を取得し、
    　前記Ｘ線照射条件決定部が、前記位置決め画像に代えて、前記修正位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて、修正された前記Ｘ線照射線量曲線を生成する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  4. 　前記画像生成部が、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、前記位置決め画像における金属領域について、ノイズ又はアーチファクト量に基づいて当該金属領域の画素値を低減させるよう修正した修正位置決め画像を取得する請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
  5. 　前記画像生成部が、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、前記位置決め画像における金属領域について、金属を含まない周辺画素の画素値を用いて補間することにより当該金属領域の画素値を低減させるように修正した修正位置決め画像を取得する請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
  6. 　前記画像生成部が、前記金属領域判定部により前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、金属領域を抽出した金属成分画像を生成し、前記位置決め画像における金属領域について、前記金属成分画像を用いて当該金属領域の画素値を低減させるように修正した修正位置決め画像を取得する請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
  7. 　前記位置決め画像をデュアルエネルギー撮影により取得する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  8. 　前記位置決め画像をフォトンカウンティング撮影により取得する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  9. 　前記金属領域判定部が、前記位置決め画像における物質弁別画像に基づいて、前記位置決め画像中の金属領域を判定する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  10. 　前記金属領域判定部が、前記位置決め画像における画素値が所定の閾値を超えた領域について金属領域として判定する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
  11. 　寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源から照射され前記被検体を透過したＸ線の線量を検出し、Ｘ線の線量に基づくデータを出力するステップと、
    　前記データに基づいて位置決め画像を含む各種画像を生成するステップと、
    　前記位置決め画像に基づく撮影条件の入力を受け付けるステップと、
    　前記位置決め画像において金属領域を判定するステップと、
    　前記位置決め画像及び前記撮影条件に基づいて本撮影時のＸ線照射条件を決定すると共に、前記位置決め画像中に金属領域があると判定された場合に、当該金属領域についてＸ線照射量を低減させるようにＸ線照射条件を修正するステップと、を備えるＸ線照射条件設定方法。
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