WO2010001845A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2010001845A1
WO2010001845A1 PCT/JP2009/061824 JP2009061824W WO2010001845A1 WO 2010001845 A1 WO2010001845 A1 WO 2010001845A1 JP 2009061824 W JP2009061824 W JP 2009061824W WO 2010001845 A1 WO2010001845 A1 WO 2010001845A1
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ray
scanogram
scan
image
input
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PCT/JP2009/061824
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浩一 廣川
嘉晃 菅谷
大雅 後藤
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株式会社 日立メディコ
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Publication date
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5217—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus. Specifically, the present invention relates to an X-ray CT apparatus that controls the irradiation X-ray dose during scanning in consideration of image quality and exposure dose.
  • the X-ray CT system irradiates a subject with fan beam (fan beam) or cone beam (cone or pyramid beam) X-rays, and acquires projection data that is information about the intensity of the X-rays transmitted through the subject.
  • This is an apparatus for imaging the distribution information of the X-ray absorption coefficient inside the subject based on the projection data.
  • the X-ray CT apparatus acquires projection data at discrete X-ray tube positions (views).
  • the number of views per X-ray tube revolution typically ranges from hundreds to thousands.
  • the X-ray CT system scans by irradiating X-rays while rotating the X-ray tube around the subject, and the number of views required to reconstruct one tomographic image (CT image) Get projection data.
  • CT image tomographic image
  • an X-ray CT apparatus has been proposed that calculates an elliptical section model of a subject from scanogram projection data and calculates an X-ray tube current value from the area and aspect ratio of the elliptical section (see, for example, [Patent Document 2]). ).
  • irradiation X-ray dose the technique for optimizing the X-ray tube current (hereinafter referred to as irradiation X-ray dose) disclosed in Patent Document 1 or Patent Document 2, it is assumed that the organ to be scanned is displaced due to respiration of the subject. Not. Therefore, when the organ to be scanned is displaced, the irradiation X-ray dose assumed in advance does not match the irradiation X-ray dose to be actually applied.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and is capable of controlling the irradiation X-ray dose in accordance with the displacement of the organ due to respiration of the subject while achieving both improvement in image quality and suppression of the exposure dose.
  • the object is to provide a device.
  • the present invention irradiates X-rays from around the subject, detects the X-ray dose transmitted through the subject, and based on the detected X-ray dose, the tomographic image of the subject
  • the X-ray CT apparatus reconstructs and outputs the cross-sectional model generating means for generating a cross-sectional model of the subject using the scanogram projection data of the subject, a desired image quality index value, the position of the target region, and An input unit that inputs an estimated displacement amount of the region of interest in the body axis direction, and the cross-sectional model generated by the cross-section model generation unit, the image quality index value input by the input unit, the position of the region of interest, and Scan planning means for setting an irradiation X-ray dose modulation pattern corresponding to the estimated displacement amount, and modulating the X-ray dose to be irradiated based on the irradiation X-ray dose modulation pattern set by the scan planning means Comprising an X-
  • the image processing apparatus further includes display means for displaying a scanogram image generated using the scanogram projection data, and the input means displays an arbitrary position on the scanogram image displayed by the display means as a region of interest or its attention. It is assumed that the operator inputs an instruction as the position after the estimated displacement of the part, and the display unit displays the target part or the position after the assumed displacement of the target part input by the input unit on the scanogram image. Make it explicit.
  • the scan planning means corrects a scan range according to the estimated displacement input by the input means, and the input means for the cross-section model generated by the cross-section model generation means in the corrected scan range.
  • the irradiation X-ray dose modulation pattern is set according to the image quality index value, the position of the region of interest, and the estimated displacement amount input by.
  • the scan planning unit first adds the estimated displacement amount as the irradiation X-ray dose modulation pattern according to the image quality index value, the position of the target region, and the estimated displacement amount input by the input unit.
  • a linear attenuation index is calculated, and an irradiation X-ray dose modulation pattern is set based on the calculated X-ray attenuation index.
  • the scan planning unit may be an X-ray before estimating a displacement amount as an irradiation X-ray dose modulation pattern corresponding to the image quality index value, the position of the target region, and the estimated displacement amount input by the input unit.
  • An attenuation index is calculated in advance, and an irradiation X-ray dose modulation pattern taking into account the estimated displacement amount is calculated and set based on the calculated X-ray attenuation index.
  • display means for displaying a scanogram image generated using the scanogram projection data is further provided, and the display means causes the scan range corrected by the scan planning means to be clearly indicated on the scanogram image.
  • Display means for displaying a scanogram image generated using the scanogram projection data is further provided.
  • the display means uses the scan planning means to calculate the X-ray attenuation index before the displacement amount is estimated and the estimated displacement amount.
  • a corresponding graph is displayed side by side with the scanogram image.
  • an X-ray CT apparatus capable of controlling the irradiation X-ray dose in accordance with the displacement of the organ due to the breathing of the subject while simultaneously improving the image quality and suppressing the exposure dose.
  • FIG. 1 is an external view showing the overall configuration of the X-ray CT apparatus 1
  • FIG. 2 is a block diagram of the X-ray CT apparatus 1.
  • the X-ray CT system uses a rotation-rotation method in which the X-ray tube and X-ray detector rotate together while irradiating a wide fan beam that covers the entire subject, and an electron beam.
  • an electron beam scanning method Scanning Electron Beam method
  • the target electrode is applied while being electrically deflected, and other methods, but the present invention can be applied to any type of X-ray CT apparatus.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scanner 2, a subject table 3, an operation console 4, a top 5 provided on the subject table 3, a display device 7, and an operation device 8.
  • the X-ray CT apparatus 1 carries the X-ray absorption coefficient distribution information inside the subject 6 by scanning the subject 6 fixed on the top plate 5 on the subject table 3 into the opening of the scanner 2 and scanning it. get.
  • the scanner 2 includes an X-ray tube 201, an X-ray tube control device 202, a collimator 203, a collimator control device 204, an X-ray detector 205, a data collection device 206, a rotating plate 207, and a rotating plate driving device 208. , A rotation control device 209, and a drive transmission system 210.
  • the X-ray tube 201 is an X-ray source, and is controlled by the X-ray tube control device 202 to irradiate the subject 6 with X-rays continuously or intermittently.
  • the X-ray tube control device 202 controls the X-ray tube voltage and the X-ray tube current applied and supplied to the X-ray tube 201.
  • the collimator 203 irradiates the subject 6 with X-rays radiated from the X-ray tube 201 as X-rays such as a cone beam (conical or pyramidal beam), for example, and is controlled by the collimator control device 204. .
  • X-rays transmitted through the subject 6 enter the X-ray detector 205.
  • the X-ray detector 205 is disposed so as to face the X-ray tube 201 through the subject 6.
  • the X-ray detector 205 detects X-rays emitted from the X-ray tube 201 and transmitted through the subject 6, and outputs the detected transmitted X-ray data to the data collection device 206.
  • the configuration of the X-ray detector 205 will be described later.
  • the data collection device 206 is connected to the X-ray detector 205 and collects transmission X-ray data detected by individual X-ray detection elements 211 (see FIG. 3; described later) of the X-ray detector 205.
  • the rotating plate 207 is equipped with an X-ray tube 201, a collimator 203, an X-ray detector 205, and a data collection device 206.
  • the rotating plate 207 is rotated by the driving force transmitted through the drive transmission system 210 from the rotating plate driving device 208 controlled by the rotation control device 209.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the X-ray detector 205 and X-ray irradiation
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the scanner 2 and scanning.
  • the X-ray detector 205 described above is configured by arranging a plurality of X-ray detection elements 211 in two dimensions in the channel direction and the column direction, as shown in FIG.
  • the X-ray detection elements 211 are composed of, for example, a combination of a scintillator and a photodiode, and are arranged, for example, about 1 to 1000 in the channel direction and about 1 to 1000 in the column direction, for example.
  • the plurality of X-ray detection elements 211 as a whole form a cylindrical surface or an X-ray incident surface curved in a broken line shape in the channel direction.
  • Each X-ray detection element 211 detects the X-ray dose transmitted through the subject 6 and outputs the detected transmitted X-ray data to the data collection device 206.
  • the angle indicated by [ ⁇ ] is called a fan angle.
  • the fan angle [ ⁇ ] represents the spread angle of the cone beam X-ray in the channel direction.
  • the angle indicated by [ ⁇ ] is called the cone angle.
  • the cone angle [ ⁇ ] represents the spread angle of cone beam X-rays in the column direction.
  • the subject 6 placed on the top 5 of the subject table 3 is carried into the scanner opening 212,
  • the opening width of the collimator 203 is adjusted to a desired cone angle [ ⁇ ], and the subject 6 is irradiated with cone beam X-rays.
  • the subject table 3 shown in FIG. 2 includes a top plate 5, a table control device 301, a table vertical movement device 302, and a top plate drive device 303.
  • the table control device 301 controls the table vertical movement device 302 to make the height of the subject table 3 appropriate, and controls the top plate driving device 303 to move the top plate 5 back and forth. As a result, the subject 6 is carried into and out of the X-ray irradiation space of the scanner 2.
  • the console 4 includes a display device 7, an operation device 8, a system control device 401, an image reconstruction device 402, and a storage device 404.
  • the console 4 is connected to the scanner 2 and the subject table 3.
  • the display device 7 includes a display device such as a liquid crystal panel and a CRT monitor, and a logic circuit for executing display processing in cooperation with the display device, and is connected to the system control device 401.
  • the display device 7 displays a reconstructed image and a scanogram image output from the image reconstructing device 402, and various information handled by the system control device 401.
  • the operation device 8 includes, for example, an input device such as a keyboard, a mouse, and a numeric keypad, and various switch buttons, and outputs various instructions and information input by the operator to the system control device 401.
  • the operator operates the X-ray CT apparatus 1 interactively using the display device 7 and the operation device 8.
  • the operation device 8 is likely to be displaced in the body axis direction due to an input operation of a desired image quality index value, which will be described later, or the influence of the respiration of the subject 6.
  • An input operation of a position of a possible part hereinafter referred to as “target part” and an assumed displacement amount of the target part is accepted.
  • an input operation of various setting values such as a scan range and scan conditions is accepted.
  • the system controller 401 includes a CPU (Central Processing Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory), and the like.
  • the X-ray tube controller 202 and the collimator controller 204 in the scanner 2 The control unit controls the data collection device 206 and the X-ray detector 205, and also controls the table control device 301 in the subject table 3.
  • the system control apparatus 401 includes a preparation process execution unit 405 for executing a preparation process that is performed before the scanning operation of the X-ray CT apparatus 1 is started.
  • the preparation process execution unit 405 will be described later.
  • the image reconstruction device 402 acquires the X-ray projection data collected by the data collection device 206 in the scanner 2 under the control of the system control device 401.
  • a scanogram image is created using the scanogram projection data collected by the data collection device 206.
  • a tomographic image is reconstructed using X-ray projection data of a plurality of views collected by the data collection device 206.
  • the storage device 404 is constituted by a hard disk or the like, and is connected to the system control device 401.
  • the storage device 404 stores scanogram projection data 404a collected by the data collection device 206 and a scanogram image 404b generated from the scanogram projection data 404a. Further, the scan range 404c, scan condition 404d, target value 404e of the desired image quality index value, z position 404f of the region of interest, and assumed displacement amount 404g, which are input from the operation device 8, are generated in the preparation process before the start of scanning.
  • a three-dimensional section model 404h and the like are stored.
  • a tomographic image generated by the image reconstruction device 402 a program for realizing the functions of the X-ray CT apparatus 1, and the like are stored.
  • the preparation processing execution unit 405 creates a scan advance plan based on an instruction input from the operation device 8 by an operator's operation, scanogram projection data 404a read from the storage device 404, and the like.
  • a series of processes for creating a scan advance plan is referred to as a preparation process.
  • the preparation process is executed based on a preparation process program stored in the storage device 404.
  • FIG. 5 is a functional block diagram of the preparation process execution unit 405.
  • the preparation process execution unit 405 includes a scanogram image acquisition unit 405a, an input unit 405b, a cross-section model generation unit 405c, a scan planning unit 405d, and an X-ray control unit 405e.
  • the main components involved in the preparation process are the operation device 8, the display device 7, the X-ray tube control device 202, the X-ray detector 205, etc., in addition to the system control device 401 shown in FIG.
  • the scanogram image acquisition unit 405a performs scanogram imaging in order to acquire a scanogram image of the subject 6. Alternatively, a process of reading scanogram projection data that has already been captured and stored in the storage device 404 is executed. The acquired scanogram projection data or scanogram image is used when setting the slice position (scan range) of the subject 6 or inputting scan conditions described later.
  • the scanogram image is, for example, an X-ray image transmitted from the back to the front as seen from one direction.
  • the X-ray CT apparatus 1 moves the subject table 3 and the rotating plate 207 relative to each other along the body axis of the subject 6 without rotating the X-ray tube 201. 6 is irradiated with X-rays from one direction (for example, from the back to the front), and scanogram projection data is acquired by the X-ray detector 205.
  • the X-ray CT apparatus 1 sends the acquired scanogram projection data to the image reconstruction apparatus 402 via the system control apparatus 401.
  • the image reconstruction device 402 creates a scanogram image based on the scanogram projection data, stores it in the storage device 404 and displays it on the display device 7.
  • the input unit 405b executes a process for receiving an input of scan conditions.
  • Scan conditions include scan start position, scan end position, tube voltage setting value, tube current setting value, time per scanner rotation (hereinafter referred to as scan time), X-ray collimation condition, type of reconstruction filter function, field of view
  • various setting values such as size, a desired value as a target value of the image quality index value, a position in the body axis direction of the region of interest (hereinafter referred to as the z position), and an assumed displacement amount of the region of interest (hereinafter, Called an assumed displacement).
  • the input unit 405b displays the above-described various setting value input screens on the display device 7 to prompt the operator to input various setting values interactively. Further, when inputting the target region and the assumed displacement amount of the target region, the scanogram image acquired by the scanogram image acquisition unit 405a is displayed on the display device 7, and the operator can perform the cursor operation by the operation device 8 or the like. An instruction is input, or a numerical value input frame is displayed on the display device 7 to input a numerical value. An identification line or the like is displayed at the position of the input region of interest or the position after the assumed displacement of the region of interest (see FIGS. 7 and 8; see below).
  • the cross-sectional model generation unit 405c generates a three-dimensional cross-sectional model of the subject 6 using the acquired scanogram projection data. Specifically, the cross-section model generation unit 405c analyzes the scanogram projection data, and models the estimated cross section at an arbitrary position along the body axis of the subject 6 as an elliptic cross section having an X-ray absorption coefficient equivalent to water, for example. Turn into.
  • This model is a three-dimensional model in which the major axis length and minor axis length of the elliptical cross section change depending on the position along the body axis of the subject 6.
  • this three-dimensional model is referred to as a three-dimensional section model.
  • the section model generation unit 405c stores the generated three-dimensional section model in the storage device 404.
  • the scan planning unit 405d calculates an optimal irradiation X-ray dose modulation pattern based on the three-dimensional cross-sectional model generated by the cross-sectional model generation unit 405c, the scan condition input by the input unit 405b, and the like.
  • the irradiation X-ray dose modulation pattern is a pattern showing a series of changes over time of the X-ray dose irradiated to the subject 6 during scanning.
  • a tube current modulation pattern is used as the irradiation X-ray dose modulation pattern. Note that the irradiation X-ray dose modulation pattern is proportional to the tube current modulation pattern.
  • the scan planning unit 405d includes an irradiation X-ray dose modulation pattern (tube current modulation pattern) according to the image quality index value, the target region, and the assumed displacement amount input by the input unit 405b. ) Is corrected. Details of the calculation and correction of the irradiation X-ray dose modulation pattern (tube current modulation pattern) will be described later.
  • the scan planning unit 405d graphs and displays a curve representing each irradiation X-dose modulation pattern (tube current modulation pattern) when scanning with and without correcting the irradiation X-ray dose. The image is displayed on the display device 7 side by side with the existing scanogram image. Further, the scan planning unit 405d may display the X-ray attenuation index calculated in the process of calculating the irradiation X-ray dose modulation pattern on the display device 7 in a graph and aligned with the scanogram image.
  • the X-ray control unit 405e controls the X-ray tube control device 202 based on the irradiation X-ray dose modulation pattern calculated by the scan planning unit 405d and optimizes the X-ray dose to be irradiated.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the operation in the preparation process of the X-ray CT apparatus 1, and FIGS.
  • FIG. 9 to 11 are diagrams for explaining correction of the X-ray attenuation index
  • FIG. 12 is a display example of a virtual scanogram image assuming the displacement of the organ.
  • the preparation process execution unit 405 of the X-ray CT apparatus 1 executes the preparation process before the start of scanning. That is, the system control device 401 reads a program and data related to execution of preparation processing from the storage device 404, and executes preparation processing based on the program and data.
  • the scanogram image acquisition unit 405a of the preparation processing execution unit 401 performs scanogram imaging of the subject 6 to acquire scanogram projection data (step S101).
  • the scanogram image acquisition unit 405a sends the acquired scanogram projection data to the image reconstruction device 402.
  • the image reconstruction device 402 creates a scanogram image based on the scanogram projection data, stores it in the storage device 404 and displays it on the display device 7.
  • the input unit 405b displays an input screen for setting a scan range and scan conditions on the display device 7, and prompts the operator to input settings for the scan range and scan conditions.
  • the operator sets a scan range and scan conditions using the operation device 8 (steps S102 to S105).
  • the scan range is represented by a position in the body axis direction of the subject 6 at the time of scanning, and is specifically determined by a scan start position (step S103) and a scan end position (step S104).
  • the scan start position means the z position of the first tomographic image obtained by a series of scans
  • the scan end position means the z position of the last tomographic image. From these input data, the body axis direction imaging range (z position) and the phase angle [ ⁇ ] of the X-ray tube 201 (phase angle of the rotating plate 207) are determined.
  • the scan conditions are, for example, the moving pitch of the top 5 (step S102), the tube voltage setting value, the scan time, the X-ray collimation condition, the type of reconstruction filter function, the field size, etc. (step S105).
  • the input unit 405b stores the set scan range and scan condition in the storage device 404.
  • Image quality index values include, for example, image quality SD (Standard Deviation) value, CNR (contrast-noise ratio), identifiable diameter (radius of an abnormal shadow that can be identified) under a predetermined CNR, or SNR (signal-noise ratio) Etc. are used.
  • image quality SD Standard Deviation
  • CNR contrast-noise ratio
  • identifiable diameter radius of an abnormal shadow that can be identified
  • SNR signal-noise ratio
  • Etc signal-noise ratio
  • the operator inputs the z position and the assumed displacement amount of the site of interest using the operation device 8 (step S107).
  • the assumed displacement amount is a displacement in the z direction (body axis direction), and may be either a positive direction or a negative direction.
  • the X-ray CT apparatus 1 displays a scanogram image 710 photographed in step S101 on the display device 7 and a cursor 712 as shown in FIG. 7 (a).
  • a cursor 712 is used to input an arbitrary position on the display screen, and can be moved to an arbitrary position using a pointing device such as a mouse of the operation device 8.
  • the cursor 712 inputs an instruction for the z position of the site of interest.
  • the X-ray CT apparatus 1 displays the site of interest line 714 at the input z position on the scanogram image 710, as shown in FIG. 7 (b). Further, for example, “z_rg” which is the z coordinate of the target part line 714 is displayed as the target part symbol 715 in the vicinity of the target part line 714.
  • the X-ray CT apparatus 1 displays an input frame 716 for inputting the assumed displacement amount on the display device 7 as shown in FIG.
  • the input frame 716 is displayed as “assumed displacement amount ** mm” and prompts the user to enter a numerical value.
  • FIG. 8 shows another specific example.
  • a scanogram image 710 and a cursor 712 are displayed as in FIG. 7 (a).
  • the X-ray CT apparatus 1 displays the site of interest line 714 and the site of interest symbol 715 as shown in FIG. 8 (b).
  • a post-assumed line 718 is displayed at the position after the assumed displacement, and the symbol after the assumed displacement
  • “z_rg_e” that is the z coordinate of the post-displacement line 718 is displayed as 719.
  • the assumed displacement amount [z_d] is expressed by the following equation.
  • the input unit 405b stores the input image quality index value, the z position of the site of interest, and the assumed displacement amount in the storage device 404.
  • the cross-section model generation unit 405c reads scanogram projection data from the storage device 404 and performs an analysis process on the scanogram projection data (step S108). Further, the cross-sectional model generation unit 405c generates a three-dimensional cross-sectional model of the subject 6 based on the reference human body model data stored in the storage device 404 (step S109).
  • the scan plan unit 405d creates a scan plan corresponding to the scan range, scan conditions, desired image quality index value, z position of the site of interest, and assumed displacement amount stored in the storage device 404.
  • the preparation processing execution unit 405 sequentially executes operations for obtaining an irradiation X-ray dose modulation pattern adapted to the assumed displacement amount.
  • the irradiation X-ray modulation pattern The tube current modulation pattern is used.
  • the scan planning unit 405d calculates the X position of the scan and the X-ray attenuation index T for each phase angle [ ⁇ ] of the X-ray tube 201 (step S110).
  • the X-ray attenuation index T is an integral value of the X-ray absorption coefficient distribution along the X-ray transmission path.
  • the X-ray transmission path is an X-ray path that passes through the center of the elliptical section of the three-dimensional section model.
  • the calculation result of the X-ray attenuation index T for the X-ray incident from the phase angle [ ⁇ ] with respect to the elliptical cross section at the z position in the three-dimensional cross-sectional model is represented as T (z, ⁇ ).
  • the X-ray attenuation index T is obtained based on the three-dimensional section model generated in step S109.
  • the scan planning unit 405d reads the three-dimensional section model from the storage device 404 and calculates the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) for the three-dimensional section model.
  • the scan planning unit 405d corrects the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) calculated in step S110 based on the z position [z_rg] and the assumed displacement [z_d] of the region of interest.
  • the corrected X-ray attenuation index is expressed as Tc (z, ⁇ ) (step S111).
  • the corrected X-ray attenuation index Tc (z, ⁇ ) is calculated using equation (1).
  • [z_s] indicates the scan start position
  • [z_e] indicates the scan end position
  • the range from the scan start position [z_s] to the scan end position [z_e] is the scan range.
  • the designated region of interest [z_rg] and the position of the region of interest after the assumed displacement are within the scan range.
  • the curve shown in the graph g1 in FIG. 9 (a) is the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) calculated in step S110.
  • the z axis of the graph g1 corresponds to the z axis (body axis) of the scanogram image, and also corresponds to the z position of the graph and the z position on the scanogram image. The same applies to the graphs of FIGS. 9 to 12 and FIG.
  • FIG. 10 shows an example in which the position of the target region deviates from the scan range after the assumed displacement.
  • the curve shown in the graph g3 in FIG. 10 (a) is the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) calculated in step S110.
  • T X-ray attenuation index
  • FIG. 9 (a) when compared with the scanogram image 710, a curve is shown in which the X-ray attenuation index increases in the vicinity of the region of interest [z_rg].
  • FIG. 10 (b) when the position of the target region after the assumed displacement from the target region [z_rg] deviates from the initial scan range, first, the scan start position [z_s] is expressed by the formula ( Modify using 2) to obtain [z_s2].
  • the curve indicated by the solid line is the corrected X-ray attenuation index Tc (z, ⁇ ), and the curve indicated by the dotted line is the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) before correction.
  • the corrected X-ray attenuation index Tc (z, ⁇ ) is a curve in which the X-ray attenuation index increases at a position closer to the target region position after the assumed displacement, as in FIG. It has been modified to draw.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scanogram image 710 and graphs g1 and g2 (or graphs g3 and g4) as in the examples shown in FIGS. 9 and 10, and an X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) or Tc. Each time (z, ⁇ ) is calculated, it may be displayed on the display device 7. In this case, the operator can confirm the X-ray attenuation index before and after correction displayed on the display device 7 by comparing with the scanogram image 710.
  • the operator may directly specify the start position [z_m] of the range in which the X-ray attenuation index is kept constant in step S110.
  • the solid line is the X-ray attenuation index after correction
  • the dotted line is the X-ray attenuation index before correction.
  • the z position where the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) calculated in step S110 is the maximum value is a range in which the X-ray attenuation index is kept constant (hereinafter, Is designated as the start position [z_m].
  • the range from the start position [z_m] to the target region [z_rg] is set so as to keep the X-ray attenuation index value constant.
  • the X-ray attenuation index [z_m] to [z_s ⁇ (z_rg ⁇ z_m) before correction is used.
  • the scan planning unit 405d displays a virtual scanogram image 717 that assumes the displacement of the organ on the display device 7, as shown in FIG. Also good.
  • FIG. 12 shows a scanogram image 710, a virtual scanogram image 717 of the subject 6, and a graph g6.
  • the virtual scanogram image 717 represents a state in which the organ of the target region (here, the liver) is displaced by the assumed displacement amount [z_d], and can be generated by processing the image based on the scanogram image 710 and the assumed displacement amount. .
  • the curve represented by the dotted line in the graph g6 is the X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) before correction, and the curve represented by the solid line is the X-ray attenuation index Tc (z, ⁇ ) after correction.
  • the preparation processing execution unit 405 moves the organ serving as the target region with respect to the scanogram image 710 based on the assumed displacement amount at the stage when step S111 is completed and the corrected X-ray attenuation index is calculated.
  • the virtual scanogram image 717 is generated by performing processing such as deformation.
  • the preparation processing execution unit 405 displays the generated virtual scanogram image 717 on the display device 7.
  • the scanogram image 710 and the virtual scanogram image 717 are displayed side by side, and furthermore, as shown in the graph g6, the curves of the X-ray attenuation indexes before and after the correction are displayed in an identifiable manner.
  • the displacement of the region of interest can be visually recognized.
  • a graph of the X-ray attenuation index corrected according to the displacement can be confirmed in comparison with the scanogram images 710 and 717. Therefore, the operator can clearly understand on the display screen that the X-ray dose is optimally controlled according to the displacement of the region of interest.
  • the scan planning unit 405d calculates a tube current modulation pattern I (t) expressed as a function of the scan time t (step S113).
  • a tube current modulation pattern I (t) expressed as a function of the scan time t (step S113).
  • the scan planning unit 405d calculates a tube current value i v (m) for each view.
  • [M] is the number of views used to reconstruct the tomographic image Img (z) at the z position
  • [N] is the number of views per rotation
  • [m] is for convenience. View number m (0 ⁇ m ⁇ M ⁇ 1).
  • Tc_max (0: M ⁇ 1) is the maximum value of the X-ray attenuation index Tc in the range of view number m (0 ⁇ m ⁇ M ⁇ 1).
  • the tube current value i v (m) for the view number [m] corresponds to the reference tube current value [i_ref] in Tc_max (0: M ⁇ 1)
  • the tube current value i v (m) can be expressed by Equation (4).
  • the image noise variance value V is expressed as a formula (5) as a function of the X-ray attenuation index Tc.
  • equation (5) it is assumed that the time [trot] for one rotation of the scanner 2 is equal to the reference time [trot_ref], and the X-ray attenuation index Tc is a constant value during that time. Further, it is assumed that [xv] is used as the tube voltage and the reference tube current value [i_ref] is used as the tube current value [i]. Further, it is assumed that the number of views [N_ref] during one rotation is weighted equally, and the reconstruction filter function [g] is used to reconstruct the image thickness [thk] as the reference image thickness [thk_ref].
  • a (xv) is a constant depending on the tube voltage [xv]
  • b (xv, g) is a constant depending on the tube voltage [xv] and the reconstruction filter function [g]
  • a (xv) and b (xv, g) are stored in the storage device 404 in advance.
  • w (m) in Expression (7) is a view direction weight applied to each view.
  • the view direction weight is used when the number of views [M] used for reconstruction is different from the number of views [N] per rotation or when correcting artifacts due to movement of the subject 6 (G. Wang et al., “Half -Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula "Journal of Scanning Microscopies Vol. 16, 216-220 (1994), Japanese Patent Laid-Open No. 08-280664).
  • [Trot] and [thk] are scan condition setting values 404d for the scan to be executed from now on, [trot] is the time for which the scanner 2 is rotated once, and [thk] is the image thickness.
  • Equation 9 the desired image noise variance value [Vtgt] (square value of SDtgt) determined from the desired value [SDtgt] of the image SD value input by the operator, and the predicted image noise variance value V * of Equation (7),
  • the tube current value i a (m) to be actually applied is determined as shown in Equation (9).
  • tube current modulation patterns a series of tube current values (hereinafter referred to as tube current modulation patterns) for realizing the desired value of the image SD value input by the operator in the tomographic image at each z position can be determined. If the tube current modulation pattern is I, the tube current modulation pattern I can be expressed as a function I (t) of the elapsed time [t] after the start of scanning (step S112).
  • the scan planning unit 405d sets a tube current standard modulation curve [i v (m)] that changes the X-ray dose irradiated from the X-ray tube 201 for each view based on the three-dimensional cross-sectional model. Desired image noise determined from the standard image noise variance value V * when the X-ray dose corresponding to the set tube current standard modulation curve [i v (m)] is irradiated and the desired value [SDtgt] of the image SD value Based on the ratio of the dispersion value Vtgt, the above-described tube current standard modulation curve [i v (m)] is corrected.
  • the tube current modulation curve [i a (m)] indicating the optimum irradiation X-ray dose (tube current value) for achieving the desired value [SDtgt] of the image SD value is determined. Based on the determined tube current modulation curve [i a (m)], the tube current modulation pattern I (t) is modulated.
  • the X-ray control unit 405e sequentially calls the above-described tube current modulation pattern I according to the imaging region of the subject 6 at the time of executing the scan, and controls the tube current during the scan via the X-ray tube control device 202.
  • the X-ray CT apparatus 1 generates a three-dimensional cross-sectional model using the scanogram projection data of the subject 6 before the actual scan, and obtains a desired image quality index value and attention Enter the z position of the part and the expected displacement of the target part, and set the 3D cross-sectional model, the input image quality index value, the target part, and the irradiation X-ray dose modulation pattern (tube current modulation pattern) suitable for the assumed displacement To do. Then, the X-ray dose irradiated to the subject 6 is controlled based on the set irradiation X-ray dose modulation pattern (tube current modulation pattern).
  • the irradiation X-ray dose can be controlled in accordance with the displacement of the organ due to respiration of the subject 6 while simultaneously improving the image quality and suppressing the exposure dose.
  • At least one of the start position and the end position of the scan range is corrected according to the input estimated displacement amount, and an appropriate irradiation X-ray dose modulation pattern is set in the corrected scan range. Therefore, even when the region of interest deviates from the initially set scan range due to displacement due to breathing, etc., the scan can be automatically corrected and the optimal irradiation X-ray dose modulation pattern can be calculated to scan with the optimal X-ray dose .
  • the X-ray CT apparatus 1 displays a scanogram image 710 of the subject 6 on the display device 7, and the operator selects an arbitrary position on the scanogram image 710 as a position of interest or a position after the estimated displacement of the position of interest. Since each instruction can be input with the cursor 712 or the like, the input operation is easy. Further, since the site of interest or the position after the assumed displacement of the site of interest is clearly indicated on the scanogram image 710 at each stage, an interactive operation is possible.
  • the X-ray CT apparatus 1 displays a calculated irradiation X-ray dose modulation pattern in a graph and displays it side-by-side with the scanogram image 710, or moves or deforms the shape of the input target region according to the assumed displacement amount. Since the typical scanogram image 717 is generated and displayed, the operator can easily and clearly confirm the optimum irradiation X-ray dose modulation pattern corresponding to the displacement.
  • the X-ray attenuation coefficient is first corrected to determine the irradiation X-ray dose modulation pattern after the assumed displacement.
  • the irradiation X-dose modulation pattern (tube current modulation pattern) must be corrected directly. It may be.
  • FIG. 13 is a flowchart showing the flow of preparation processing when the tube current modulation pattern is directly corrected
  • FIG. 14 is a diagram for explaining the correction of the tube current modulation pattern.
  • step S201 to step S210 is the same as that from step S101 to step S110 shown in the flowchart of FIG.
  • the X-ray CT apparatus 1 first performs scanogram imaging, and then prompts the operator for scan conditions (top plate movement pitch, tube voltage setting value, scan time, X-ray collimation conditions, reconstruction filter function Type, field size, etc.), scan range (scan start position, scan end position), etc., and a desired image quality index value, z position of the site of interest, and assumed displacement amount are input. Further, a three-dimensional section model of the subject 6 is generated based on the acquired scanogram projection data, and an X-ray attenuation index T (z, ⁇ ) is calculated based on the three-dimensional section model (steps S201 to S210).
  • the tube current modulation pattern I (t) is calculated using the above equations (4) to (9) in the same procedure as described in step S113 in FIG. 6 (step S212). Note that Tc in Equations (4) to (9) is replaced with T.
  • the scan planning unit 405d corrects the calculated tube current modulation pattern I (t) to a tube current modulation pattern Ic (t) corresponding to the z position of the region of interest and the assumed displacement amount (step S213).
  • [z_s] indicates the scan start position
  • [z_e] indicates the scan end position
  • the range from the scan start position [z_s] to the scan end position [z_e] is the scan range.
  • the region of interest [z_rg] and the position of the region of interest after the assumed displacement are within the scan range.
  • the curve shown in the graph g7 in FIG. 14 (a) is the tube current modulation curve I (t) calculated in step S212.
  • a curve in which the tube current value increases near the target region [z_rg] is drawn.
  • the curve indicated by the solid line is the tube current modulation curve Ic (t) after correction
  • the curve indicated by the dotted line is the tube current modulation curve I (t) before correction.
  • the scan planning unit 405d corrects the tube current modulation curve I (t) to a curve in which the tube current value increases at a position closer to the target region after the assumed displacement.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment.
  • the gantry type X-ray CT apparatus has been described, but a C-arm type X-ray CT apparatus may be used.
  • various changes or modifications can be conceived within the scope of the technical idea disclosed in the present application, and these naturally belong to the technical scope of the present invention. It is understood.

Abstract

　画質向上と被曝量抑制を両立しつつ、被検体の呼吸等による臓器の変位に応じて照射X線量を制御可能なX線CT装置を提供する。 　スキャン開始前の準備処理において、X線CT装置1は被検者のスキャノグラム投影データから3次元断面モデルを生成する。また操作者に、着目する部位、その部位の想定変位量、及び所望の画質指標値を入力させる。スキャン計画部405dは、上述の3次元断面モデルからX線減弱指数を算出し、入力された着目部位、想定変位量、及び画質指標値に基づいて、算出したX線減弱指数を修正する。更にスキャン計画部405dは、修正したX線減弱指数に基づいて管電流変調パターン(照射X線量変調パターン)を求める。スキャンの際は、求めた照射X線量変調パターンに従ってX線管を制御し、最適なX線量となるように制御する。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　本発明は、X線CT装置に関する。詳細には、画質及び被曝線量を考慮してスキャン中の照射X線量を制御するX線CT装置に関する。
　X線CT装置は、ファンビーム(扇形ビーム)あるいはコーンビーム(円錐形または角錐形ビーム)のX線を被検体に照射し、被検体を透過したX線強度に関する情報である投影データを取得し、この投影データに基づいて被検体内部のX線吸収係数の分布情報を画像化する装置である。
　X線CT装置は、離散的なX線管位置(ビュー)において投影データを取得する。X線管1回転あたりのビュー数は、通常、数百から数千に及ぶ。X線CT装置は、被検体の周囲でX線管を回転させながらX線を照射することによりスキャンを行って、1枚の断層像(CT画像)を再構成するために必要なビュー数の投影データを取得する。
　X線CT装置のスキャン条件として、X線管電流が一定の場合、X線の照射角度や照射部位によっては線量過多や線量不足になることがある。これに対して、スキャノグラム投影データに基づいてX線管電流を制御し、被曝量抑制及び画質向上を図るX線CT装置が提案されている(例えば、［特許文献1］参照)。
　また、スキャノグラム投影データから被検体の楕円断面モデルを算出し、楕円断面の面積及び縦横比からX線管電流値を算出するX線CT装置が提案されている(例えば、［特許文献2］参照)。
特開平7－124152号公報 特開2001－043993号公報
　しかしながら、特許文献1または特許文献2に開示されるX線管電流(以下、照射X線量という)を最適化する技術では、被検体の呼吸等によりスキャン対象となる臓器が変位する場合を想定していない。そのため、スキャン対象となる臓器が変位した場合には、予め想定した照射X線量が実際に適用すべき照射X線量と一致しないものとなってしまう。
　一方、CT画像の画質を向上させたい場合には、相応の大きな照射X線量にて被検体に対してX線を照射する必要がある。そのため照射X線量と画質とのバランスは被曝量を抑制するための照射X線量の制御において重要な課題となっている。
　本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたものであり、画質向上と被曝量抑制を両立しつつ、被検体の呼吸等による臓器の変位に応じて照射X線量を制御可能なX線CT装置を提供することを目的としている。
　前述した目的を達成するために本発明は、被検体の周囲からX線を照射し、前記被検体を透過したX線量を検出し、検出された前記X線量に基づいて前記被検体の断層像を再構成して出力するX線CT装置において、前記被検体のスキャノグラム投影データを用いて前記被検体の断面モデルを生成する断面モデル生成手段と、所望の画質指標値、着目部位の位置、及びその着目部位の体軸方向の推定変位量を入力する入力手段と、前記断面モデル生成手段により生成された断面モデルについて、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンを設定するスキャン計画手段と、前記スキャン計画手段により設定された照射X線量変調パターンに基づいて、照射するX線量を変調するX線制御手段と、を備える。
　また、前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、前記入力手段は、前記表示手段により表示された前記スキャノグラム画像上の任意の位置を、着目部位またはその着目部位の推定変位後の位置として夫々操作者に指示入力させるものとし、前記表示手段は、前記入力手段により指示入力された着目部位またはその着目部位の想定変位後の位置を、前記スキャノグラム画像上に明示させる。
　また、前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記推定変位量に応じてスキャン範囲を修正し、修正したスキャン範囲で、前記断面モデル生成手段により生成された断面モデルについて、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンを設定する。
　また、前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンとして、まず前記推定変位量を加味したX線減弱指数を算出し、算出されたX線減弱指数に基づいて照射X線量変調パターンを設定する。
　また、前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンとして、変位量を推定する前のX線減弱指数を予め算出し、算出されたX線減弱指数に基づいて前記推定変位量を加味した照射X線量変調パターンを算出して、設定する。
　また、前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、前記表示手段は、前記スキャン計画手段により修正されたスキャン範囲を、前記スキャノグラム画像上に明示させる。
　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、前記表示手段は、前記スキャン計画手段により前記推定変位量を加味したX線減弱指数が算出された段階で、そのX線減弱指数に対応するグラフを前記スキャノグラム画像と並べて表示させる。
　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、前記表示手段は、前記スキャン計画手段により、前記変位量を推定する前のX線減弱指数及び前記推定変位量を加味した照射X線量変調パターンが算出された各段階で、それぞれ対応するグラフを前記スキャノグラム画像と並べて表示させる。
　本発明によれば、画質向上と被曝量抑制を両立しつつ、被検体の呼吸等による臓器の変位に応じて照射X線量を制御可能なX線CT装置を提供できる。
X線CT装置1の全体構成を示す外観図 X線CT装置1のブロック図 X線検出器205及びX線照射について説明する図 スキャナ2及びスキャンについて説明する図 準備処理実行部405の機能ブロック図 X線CT装置1の準備処理における動作を示すフローチャート 着目部位の指定及び想定変位量の入力時における表示画面例 着目部位の指定及び想定変位量の入力時における表示画面例 X線減弱指数の修正について説明する図 X線減弱指数の修正について説明する図 X線減弱指数の修正について説明する図 臓器の変位を想定した仮想的なスキャノグラム画像717の表示例 照射X線量変調パターンを直接修正する場合の準備処理の流れを示すフローチャート 照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)の修正について説明する図
　以下、添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。
　まず、本実施の形態のX線CT装置1の構成について説明する。　
　図1は、X線CT装置1の全体構成を示す外観図であり、図2は、X線CT装置1のブロック図である。　
　なお、本実施形態ではX線管が1つの場合について説明するが、本発明は多線源型のX線CT装置にも適用可能である。また、X線CT装置は、被検体全体をカバーするワイドファンビームを照射しつつX線管とX線検出器とが一体となり回転する回転－回転方式(Rotate－Rotate方式)や、電子ビームを電気的に偏向させながらターゲット電極に当てる電子ビーム走査方式(Scanning Electron Beam方式)や、その他の方式のものがあるが、本発明はいずれの方式のX線CT装置にも適用可能である。
　図1に示すように、X線CT装置1は、スキャナ2、被検体テーブル3、操作卓4、被検体テーブル3に設けられる天板5、表示装置7、及び操作装置8から構成される。X線CT装置1は、被検体テーブル3上の天板5に固定された被検体6をスキャナ2の開口部に搬入してスキャンすることにより、被検体6内部のX線吸収係数分布情報を取得する。
　スキャナ2は、図2に示すようにX線管201、X線管制御装置202、コリメータ203、コリメータ制御装置204、X線検出器205、データ収集装置206、回転板207、回転板駆動装置208、回転制御装置209、及び駆動伝達系210から構成される。
　X線管201はX線源であり、X線管制御装置202により制御されて被検体6に対してX線を連続的または断続的に照射する。X線管制御装置202は、X線管201に印加及び供給するX線管電圧及びX線管電流を制御する。
　コリメータ203は、X線管201から放射されたX線を、例えばコーンビーム(円錐形または角錐形ビーム)等のX線として被検体6に照射させるものであり、コリメータ制御装置204により制御される。被検体6を透過したX線はX線検出器205に入射する。
　X線検出器205は、被検体6を介してX線管201に対向するように配置される。X線検出器205はX線管201から放射されて被検体6を透過したX線を検出し、検出した透過X線データをデータ収集装置206に出力する。X線検出器205の構成については後述する。
　データ収集装置206は、X線検出器205に接続され、X線検出器205の個々のX線検出素子211(図3参照；後述)により検出される透過X線データを収集するものである。
　回転板207には、X線管201、コリメータ203、X線検出器205、データ収集装置206が搭載される。回転板207は、回転制御装置209によって制御される回転板駆動装置208から、駆動伝達系210を通じて伝達される駆動力によって回転される。
　次に、X線CT装置1によるX線照射とスキャンの概略を図3及び図4を参照して説明する。
　図3は、X線検出器205及びX線照射について説明する図であり、図4は、スキャナ2及びスキャンについて説明する図である。
　上述のX線検出器205は、図3に示すように、複数のX線検出素子211をチャネル方向及び列方向の2次元に配置して構成されている。具体的には、X線検出素子211は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成されるものであり、チャネル方向に例えば1～1000個程度、列方向に例えば1～1000個程度配列されている。これらの複数のX線検出素子211は全体として円筒面状もしくはチャネル方向に折れ線状に湾曲したX線入射面を形成している。各X線検出素子211は被検体6を透過したX線量を検出し、検出した透過X線データをデータ収集装置206に出力する。図3中、[α]で示される角度をファン角度と呼ぶ。ファン角度[α]はコーンビームX線のチャネル方向の広がり角度を表す。また、[γ]で示される角度をコーン角度と呼ぶ。コーン角度[γ]はコーンビームX線の列方向の広がり角度を表す。
　X線CT装置1によって被検体6をスキャンする際には、図4に示すように、被検体テーブル3の天板5に載せられた被検体6がスキャナ開口部212に搬入された状態で、コリメータ203の開口幅を所望のコーン角度[γ]に調整し、コーンビームX線を被検体6に照射する。
　図2に示す被検体テーブル3は、天板5、テーブル制御装置301、テーブル上下動装置302、及び天板駆動装置303から構成される。
　テーブル制御装置301は、テーブル上下動装置302を制御して被検体テーブル3の高さを適切なものにするとともに、天板駆動装置303を制御して天板5を前後動させる。これにより、被検体6がスキャナ2のX線照射空間に搬入及び搬出される。
　操作卓4は、表示装置7、操作装置8、システム制御装置401、画像再構成装置402、及び記憶装置404から構成される。操作卓4はスキャナ2及び被検者テーブル3に接続される。
　表示装置7は、液晶パネル、CRTモニタ等のディスプレイ装置と、ディスプレイ装置と連携して表示処理を実行するための論理回路で構成され、システム制御装置401に接続される。表示装置7は画像再構成装置402から出力される再構成画像やスキャノグラム画像、並びにシステム制御装置401が取り扱う種々の情報を表示するものである。
　操作装置8は、例えば、キーボード、マウス、テンキー等の入力装置、及び各種スイッチボタン等により構成され、操作者によって入力される各種の指示や情報をシステム制御装置401に出力する。操作者は、表示装置7及び操作装置8を使用して対話的にX線CT装置1を操作する。例えば、操作装置8は画像再構成装置402によって得られるスキャノグラム画像を基に、後述する画質指標値の所望値の入力操作や、被検体6の呼吸等の影響により体軸方向に変位しやすいと考えられる部位(以下、「着目部位」と呼ぶ)の位置、その着目部位の想定変位量の入力操作を受け付ける。また、スキャンの範囲やスキャン条件等の各種設定値の入力操作を受け付ける。
　システム制御装置401は、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)等により構成されるものであり、スキャナ2内のX線管制御装置202、コリメータ制御装置204、データ収集装置206、及びX線検出器205を制御し、また、被検体テーブル3内のテーブル制御装置301を制御するものである。
　また、システム制御装置401は、X線CT装置1のスキャン動作開始前に行われる準備処理を実行するための準備処理実行部405を備える。準備処理実行部405については後述する。
　画像再構成装置402は、システム制御装置401の制御によってスキャナ2内のデータ収集装置206が収集したX線投影データを取得する。スキャノグラム撮影時には、データ収集装置206が収集したスキャノグラム投影データを用いてスキャノグラム画像を作成する。また、スキャン時には、データ収集装置206が収集した複数ビューのX線投影データを用いて断層像を再構成する。
　記憶装置404は、ハードディスク等により構成されるものであり、システム制御装置401に接続される。記憶装置404には、データ収集装置206が収集したスキャノグラム投影データ404aやスキャノグラム投影データ404aから生成されるスキャノグラム画像404bが記憶される。また、操作装置8から入力されるスキャン範囲404c、スキャン条件404d、所望の画質指標値の目標値404e、着目部位のz位置404f、及び想定変位量404g、スキャン開始前の準備処理において生成される3次元断面モデル404ｈ等が記憶される。また、これらの各種データの他、画像再構成装置402が生成する断層像やX線CT装置1の機能を実現するためのプログラム等を記憶する。
　準備処理実行部405は、操作者の操作により操作装置8から入力された指示、及び記憶装置404から読み出したスキャノグラム投影データ404a等に基づいてスキャンの事前計画を作成する。以下、スキャンの事前計画を作成する一連の処理を準備処理と呼ぶ。なお、準備処理は、記憶装置404に記憶されている準備処理プログラムに基づいて実行される。
　図5は準備処理実行部405の機能ブロック図である。　
　図5に示すように、準備処理実行部405は、スキャノグラム画像取得部405a、入力部405b、断面モデル生成部405c、スキャン計画部405d、及びX線制御部405eにより構成される。準備処理に関与する主な構成要素としては、図2に示すシステム制御装置401の他、操作装置8、表示装置7、X線管制御装置202、及びX線検出器205等である。
　スキャノグラム画像取得部405aは、被検体6のスキャノグラム画像を取得するために、スキャノグラム撮影を行う。または既に撮影されて記憶装置404に記憶されているスキャノグラム投影データを読み出す処理を実行する。取得したスキャノグラム投影データまたはスキャノグラム画像は被検体6のスライス位置(スキャン範囲)の設定や後述するスキャン条件の入力の際に利用される。
　ここで、スキャノグラム画像とは、例えば背面から正面に透過するX線像を1方向から見たものである。スキャノグラム画像を撮影する際は、X線CT装置1はX線管201を回転させずに被検体テーブル3と回転板207とを被検体6の体軸に沿って相対移動させるようにし、被検体6に対して1方向(例えば、背面から正面)からX線を照射してX線検出器205によってスキャノグラム投影データを取得する。X線CT装置1は、取得したスキャノグラム投影データをシステム制御装置401を介して画像再構成装置402に送出する。画像再構成装置402は、スキャノグラム投影データに基づいてスキャノグラム画像を作成し、記憶装置404に記憶するとともに表示装置7に表示する。
　入力部405bは、スキャン条件の入力を受け付ける処理を実行する。スキャン条件には、スキャン開始位置、スキャン終了位置、管電圧設定値、管電流設定値、スキャナ1回転あたりの時間(以下、スキャン時間という)、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ等の各種設定値の他、画質指標値の目標値となる所望の値、着目部位の体軸方向の位置(以下、z位置と呼ぶ)、及び着目部位の想定される変位量(以下、想定変位量と呼ぶ)が含まれる。
　具体的には、入力部405bは、上述の各種設定値の入力画面を表示装置7に表示して操作者に対して対話的に各種設定値の入力を促す。また、着目部位やその着目部位の想定変位量を入力させる際には、スキャノグラム画像取得部405aにより取得されたスキャノグラム画像を表示装置7に表示させ、操作装置8によるカーソル操作等にて操作者に指示入力させたり、数値入力枠を表示装置7に表示させて、数値入力させたりする。入力された着目部位の位置や着目部位の想定変位後の位置には、識別ライン等を表示する(図7、図8参照；後述)。
　断面モデル生成部405cは、取得したスキャノグラム投影データを用いて被検体6の3次元断面モデルの生成を行う。具体的には、断面モデル生成部405cはスキャノグラム投影データを解析し、被検体6の体軸に沿った任意の位置における推定断面を、例えば水に等価なX線吸収係数を持つ楕円断面としてモデル化する。このモデルは被検体6の体軸に沿った位置に依存して楕円断面の長軸長や短軸長が変化する三次元的なモデルである。以下、この3次元的なモデルを3次元断面モデルという。断面モデル生成部405cは生成した3次元断面モデルを記憶装置404に格納する。
　スキャン計画部405dは、断面モデル生成部405cにより生成された3次元断面モデル、及び入力部405bにより入力されたスキャン条件等に基づいて、最適な照射X線量変調パターンを算出する。照射X線量変調パターンとは、スキャンの際に被検体6に対して照射するX線量の一連の経時的な変化を示すパターンである。以下の説明では、照射X線量変調パターンとして、管電流変調パターンを用いる。なお、照射X線量変調パターンは管電流変調パターンに比例するものである。
　更に、本実施の形態のX線CT装置1においてスキャン計画部405dは、入力部405bにより入力された画質指標値、着目部位、及び想定変位量に応じて照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)を修正する。照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)の算出及び修正についての詳細は後述する。また、スキャン計画部405dは、照射X線量を修正してスキャンする場合と修正せずにスキャンする場合との各照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)を表す曲線をグラフ化し、表示されているスキャノグラム画像と並べて表示装置7に表示させる。更にスキャン計画部405dは照射X線量変調パターンを算出する過程で算出されるX線減弱指数についても、グラフ化してスキャノグラム画像と並べて表示装置7に表示させるようにしてもよい。
　X線制御部405eは、スキャン計画部405dにより算出された照射X線量変調パターンに基づいて、X線管制御装置202を制御し、照射するX線量を最適化する。
　次に、図6～図12を参照しながら、X線CT装置1の動作について説明する。
　図6はX線CT装置1の準備処理における動作を示すフローチャートであり、図7及び図8は、着目部位の指定及び想定変位量の入力時における表示画面例である。
　図9～図11はX線減弱指数の修正について説明する図であり、図12は臓器の変位を想定した仮想的なスキャノグラム画像の表示例である。
　以下、図6～図12を参照して、X線CT装置1の実行する準備処理を説明する。本実施の形態のX線CT装置1の準備処理実行部405は、スキャン開始前に準備処理を実行する。すなわち、システム制御装置401は記憶装置404から準備処理実行に関するプログラム及びデータを読み出し、このプログラム及びデータに基づいて準備処理を実行する。
　準備処理において、まず準備処理実行部401のスキャノグラム画像取得部405aは、被検体6のスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム投影データを取得する(ステップS101)。スキャノグラム画像取得部405aは取得したスキャノグラム投影データを画像再構成装置402に送出する。画像再構成装置402は、スキャノグラム投影データに基づいてスキャノグラム画像を作成し、記憶装置404に記憶するとともに表示装置7に表示する。
　次に入力部405bは、表示装置7にスキャン範囲及びスキャン条件を設定するための入力画面を表示させ、操作者に対してスキャン範囲及びスキャン条件の設定入力を促す。操作者は、表示されているスキャノグラム画像710に基づいて、操作装置8を用いてスキャン範囲及びスキャン条件を設定する(ステップS102～S105)。ここで、スキャン範囲は、スキャン時における被検体6の体軸方向の位置で表され、具体的にはスキャン開始位置(ステップS103)及びスキャン終了位置(ステップS104)により決定される。スキャン開始位置は一連のスキャンで得られる最初の断層像のz位置、スキャン終了位置は最後の断層像のz位置を意味する。これらの入力データから、体軸方向撮影範囲(z位置)とX線管201の位相角[β](回転板207の位相角)が決定される。
　また、スキャン条件は、例えば、天板5の移動ピッチ(ステップS102)、管電圧設定値、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、及び視野サイズ等(ステップS105)である。入力部405bは、設定されたスキャン範囲及びスキャン条件を記憶装置404に保存する。
　更に、操作者は、操作装置8を用いて、所望の画質指標値の目標値を入力する(ステップS106)。画質指標値としては、例えば画質SD(Standard Deviation)値、CNR(コントラスト－ノイズ比)、所定のCNR下での識別可能径(識別可能な異常陰影の半径)、またはSNR(シグナル－ノイズ比)等が用いられる。以下の説明では、一例として画質SD値を画質指標値として用いることとする。
　また、操作者は、操作装置8を用いて着目部位のz位置及び想定変位量を入力する(ステップS107)。想定変位量はz方向(体軸方向)の変位であり、正方向または負方向のいずれであってもよい。
　ここで、ステップS107における着目部位のz位置及び想定変位量を入力する際の具体例を図7及び図8を用いて説明する。X線CT装置1はまず、図7(a)に示すようにステップS101で撮影したスキャノグラム画像710を表示装置7に表示するとともに、カーソル712を表示する。カーソル712は表示画面上の任意の位置を指示入力するためのものであり、操作装置8のマウス等のポインティングデバイスを用いて任意の位置に移動できる。図7(a)の段階では、カーソル712により着目部位のz位置の指示入力が行われる。着目部位のz位置が入力されると、X線CT装置1は、図7(b)に示すように、スキャノグラム画像710上の入力されたz位置に着目部位ライン714を表示させる。また、着目部位ライン714の近傍に着目部位記号715として例えば着目部位ライン714のz座標である「z_rg」を表示する。
　次いで、X線CT装置1は、図7(c)に示すように想定変位量を入力するための入力枠716を表示装置7に表示する。図7(c)に示す例では、入力枠716は「想定変位量　　＊＊mm」のように表示され、数値入力を促すものである。
　また図8に別の具体例を示す。図8(a)は図7(a)と同様に、スキャノグラム画像710とカーソル712とが表示されている。カーソル712を用いて操作者により着目部位のz位置が入力されると、X線CT装置1は、図8(b)に示すように、着目部位ライン714及び着目部位記号715を表示する。その後、更にカーソル712を用いて着目部位の想定変位後の位置([z_rg_e]位置)が指示入力されると、その想定変位後の位置に想定変位後ライン718を表示するとともに、想定変位後記号719として例えば想定変位後ライン718のz座標である「z_rg_e」を表示する。ここで、想定変位量[z_d]は、次の式で表される。
　　　z_d＝z_rg_e－z_rg
　入力部405bは、入力された画質指標値、着目部位のz位置、及び想定変位量を記憶装置404に保存する。
　次に、断面モデル生成部405cは記憶装置404からスキャノグラム投影データを読み出し、スキャノグラム投影データの解析処理を行う(ステップS108)。また、断面モデル生成部405cは記憶装置404に記憶されている基準人体モデルのデータに基づいて、被検体6の3次元断面モデルを生成する(ステップS109)。
　そして、スキャン計画部405dは、記憶装置404に記憶されているスキャン範囲、スキャン条件、所望の画質指標値、着目部位のz位置、及び想定変位量に応じたスキャン計画の作成を行う。
　以下のスキャン計画作成の説明において、準備処理実行部405は想定変位量に適応した照射X線量変調パターンを得るための演算を順次実行していくが、この例では照射X線量変調パターンの一例として、管電流変調パターンを用いている。
　まずスキャン計画部405dは、スキャンのz位置及びX線管201の位相角[β]毎のX線減弱指数Tを算出する(ステップS110)。
　X線減弱指数Tとは、X線透過経路に沿ったX線吸収係数分布の積分値である。X線透過経路とは、3次元断面モデルの楕円断面の中心を通るX線の経路をいう。3次元断面モデルの、z位置における楕円断面に対して位相角[β]から入射するX線についてのX線減弱指数Tの演算結果をT(z，β)と表す。X線減弱指数Tは、ステップS109において生成した3次元断面モデルに基づいて求められる。スキャン計画部405dは記憶装置404から3次元断面モデルを読み出してこの3次元断面モデルについてのX線減弱指数T(z，β)を算出する。
　次に、スキャン計画部405dは、ステップS110で算出したX線減弱指数T(z，β)を、着目部位のz位置[z_rg]及び想定変位量[z_d]に基づいて修正する。修正後のX線減弱指数をTc(z，β)と表す(ステップS111)。　
　修正後のX線減弱指数Tc(z，β)は式(1)を用いて算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、X線減弱指数Tc(z，β)の算出について図9を用いて説明する。　
　図9において、[z_s]はスキャン開始位置、[z_e]はスキャン終了位置を示し、スキャン開始位置[z_s]からスキャン終了位置[z_e]の範囲がスキャン範囲である。図9の例では、指定された着目部位[z_rg]と想定変位後の着目部位の位置とがスキャン範囲内にある。
　図9(a)中のグラフg1内に示される曲線はステップS110において算出されたX線減弱指数T(z，β)である。なお、グラフg1のz軸はスキャノグラム画像のz軸(体軸)に対応しており、グラフのz位置とスキャノグラム画像上のz位置とも対応しているものである。以下、図9～図12、及び図14のグラフについても同様である。
　図9(a)において、スキャノグラム画像710とグラフg1とを対比すると、着目部位[z_rg]近傍でX線減弱指数が増大する曲線を描いている。図9(b)中のグラフg2において、実線で示す曲線は修正後のX線減弱指数Tc(z，β)、点線で示す曲線は修正前のX線減弱指数T(z，β)である。上述の式(1)によって算出されるTc(z，β)は、スキャノグラム画像710と対比すると想定変位後の着目部位に、より近いz位置でX線減弱指数が増大する曲線を描くように修正されている。
　また、図10では、着目部位の位置が想定変位後にスキャン範囲から逸脱する例を示している。図10(a)中のグラフg3内に示される曲線はステップS110において算出されたX線減弱指数T(z，β)である。図9(a)と同様にスキャノグラム画像710と対比すると着目部位[z_rg]近傍でX線減弱指数が増大する曲線を描いている。一方、図10(b)に示すように、着目部位[z_rg]から想定変位後の着目部位の位置が当初のスキャン範囲を逸脱している場合は、まず、スキャン開始位置[z_s]を式(2)を用いて修正し、[z_s2]とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　その後、ステップS110で算出したX線減弱指数T(z，β)を式(3)を用いて修正する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　図10(b)中のグラフg4において、実線で示す曲線は修正後のX線減弱指数Tc(z，β)、点線で示す曲線は修正前のX線減弱指数T(z，β)である。スキャノグラム画像710と対比すると、図9の場合と同様に、修正後のX線減弱指数Tc(z，β)は、想定変位後の着目部位位置により近い位置でX線減弱指数が増大する曲線を描くように修正されている。
　なお、X線CT装置1は、図9及び図10に示す例のようにスキャノグラム画像710とグラフg1、g2(またはグラフg3、g4)とを、X線減弱指数T(z，β)またはTc(z，β)を算出する都度それぞれ表示装置7に表示させるようにしてもよい。この場合、操作者は表示装置7に表示される修正前と修正後のX線減弱指数をスキャノグラム画像710と対比しながら確認できる。
　また、図11のグラフg5に示す例のように、ステップS110でX線減弱指数を一定に保つ範囲の開始位置[z_m]を操作者が直接指定するようにしてもよい。グラフg5中、実線は修正後のX線減弱指数、点線は修正前のX線減弱指数である。図11に示す例では、グラフg5に示すように、ステップS110で算出されたX線減弱指数T(z，β)が最大値となるz位置を、X線減弱指数を一定に保つ範囲(以下、一定範囲という)の開始位置[z_m]として指定している。X線減弱指数の修正時には、その一定範囲の開始位置[z_m]から着目部位[z_rg]までの範囲をX線減弱指数の値を一定に保つように設定する。また、着目部位[z_rg]からスキャン開始位置[z_s]までの範囲のX線減弱指数Tc(z，β)については、修正前のX線減弱指数の[z_m]から[z_s－(z_rg－z_m)]までの範囲におけるX線減弱指数T(z，β)をz方向に平行移動する。
　図11に示す例のように、X線減弱指数の最大値付近の値に保つ範囲が大きくなるように修正すれば、着目する部位(臓器)が変位したとしても、その修正された範囲のX線減弱指数は十分大きく、それに対応する照射X線量も十分大きいため、十分な画質を達成することができる。
　以上の説明のようにX線減弱指数を修正した段階で、スキャン計画部405dは図12に示すように、臓器の変位を想定した仮想的なスキャノグラム画像717を表示装置7に表示させるようにしてもよい。
　図12には、被検者6のスキャノグラム画像710と、仮想スキャノグラム画像717と、グラフg6と、が示されている。仮想スキャノグラム画像717は、着目部位の臓器(ここでは肝臓)が想定変位量[z_d]だけ変位した状態を表すものであり、スキャノグラム画像710及び想定変位量に基づいて、画像を加工して生成できる。また。グラフg6の点線で表す曲線は修正前のX線減弱指数T(z，β)であり、実線で表す曲線は修正後のX線減弱指数Tc(z，β)である。
　準備処理実行部405は、ステップS111が終了し、修正後のX線減弱指数を算出した段階で、想定変位量に基づいてスキャノグラム画像710に対して着目部位となる臓器を移動させたり、形状を変形させるなどの加工を施し、仮想スキャノグラム画像717を生成する。また準備処理実行部405は生成した仮想スキャノグラム画像717を表示装置7に表示させる。
　図12のように、スキャノグラム画像710と仮想スキャノグラム画像717とを並べて表示させ、さらに、グラフg6のように、修正前と修正後の各X線減弱指数の曲線を識別可能に表示させることにより、着目部位の変位を視認できるようになる。また、変位に応じて修正されたX線減弱指数のグラフをスキャノグラム画像710、717と対比して確認できる。そのため、操作者は着目部位の変位に応じてX線量が最適に制御されることを表示画面上で明瞭に把握できる。
　次に、スキャン計画部405dは、以上の処理によって算出したX線減弱指数Tcから、入力されたスキャン開始位置、スキャン終了位置、天板移動ピッチ、及びスキャン時間に基づいて、X線減弱指数Tcの関数をTc＝Tc(z，β)から時間tの関数Tc＝Tc(t)に変換する(ステップS112)。
　また、スキャン計画部405dはスキャン時間tの関数で表される管電流変調パターンI(t)を算出する(ステップS113)。以下、管電流変調パターンI(t)の算出について詳述する。
　まずスキャン計画部405dはビュー単位の管電流値iｖ(m)を算出する。　
　以下の説明において、[M]はz位置における断層像Img(z)を再構成するために使用するビュー数であり、[N]は1回転あたりのビュー数であり、[m]は便宜的なビュー番号m(0≦m≦M－1)である。
　なお、使用するビュー数[M]は、1回転あたりのビュー数[N]と必ずしも等しくない。また、Tc_maｘ(0：M－1)は、ビュー番号mの範囲(0≦m≦M－1)におけるX線減弱指数Tcの最大値である。
　ビュー番号[m]に対する管電流値iｖ(m)は、Tc_max(0：M－1)における基準管電流値[i_ref]を対応させると仮定した場合、式(4)で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　一方、画像ノイズ分散値Vは、X線減弱指数Tcの関数として式(5)のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　ここで、式(5)において、スキャナ2が1回転する時間[trot]は基準時間[trot_ref]に等しく、その間はX線減弱指数Tcが一定値であると仮定している。また、管電圧として[xv]、管電流値[i]として基準管電流値[i_ref]を用いたと仮定する。さらに、1回転中のビュー数[N_ref]に均等な重み付けをして、再構成フィルタ関数[g]を用い、画像厚[thk]を基準画像厚[thk_ref]として再構成したものとする。
　ただし、
　a(xv)は管電圧[xv]に依存する定数
　b(xv、g)は管電圧[xv]と再構成フィルタ関数[g]に依存する定数
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　であり、a(xv)、b(xv、g)は記憶装置404に予め格納しておく。
　前述の式(4)で表される管電流値[iｖ(m)]を用いた場合の画像ノイズ分散予測値V＊は式(7)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで式(7)のw(m)は各ビューに対して適用されるビュー方向重みである。ビュー方向重みは再構成に使用するビュー数[M]が1回転あたりのビュー数[N]と異なる場合や、被検体6の動きによるアーチファクトを補正する場合に用いられる(G.Wang 他「Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula」 Journal of Scanning Microscopies Vol.16，216-220(1994)、特開平08－280664号公報)。
　また、[trot]、[thk]は、これから実行するスキャンに対するスキャン条件の設定値404dであり、[trot]はスキャナ2が1回転する時間、[thk]は画像厚である。
　なお、使用ビュー数[M]が1回転あたりのビュー数[N]と等しい場合は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　とすることにより、いわゆるフルスキャン再構成を行うこともできる。
　ここで、操作者が入力した画像SD値の所望値[SDtgt]から定まる所望画像ノイズ分散値[Vtgt](SDtgtの二乗値)と、式(7)の画像ノイズ分散予測値V＊と、から、実際に適用すべき管電流値ia(m)は式(9)のように定められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　以上のようにして、操作者が入力した画像SD値の所望値を各z位置の断層像において実現するための一連の管電流値(以下、管電流変調パターンという)を決定することができる。この管電流変調パターンをIとすると、管電流変調パターンIはスキャン開始後の経過時間[t]の関数I(t)として表すことができる(ステップS112)。
　すなわち、ステップS112においてスキャン計画部405dは、3次元断面モデルに基づいてX線管201から照射されるX線量をビューごとに変化させる管電流標準変調曲線[iｖ(m)]を設定する。また、設定された管電流標準変調曲線[iｖ(m)]に対応するX線量を照射した場合の標準画像ノイズ分散値V＊と、画像SD値の所望値[SDtgt]から定まる所望画像ノイズ分散値Vtgtと、の比に基づいて上述の管電流標準変調曲線[iｖ(m)]を修正する。それにより、上述の画像SD値の所望値[SDtgt]を達成するための、最適な照射X線量(管電流値)を示す管電流変調曲線[ia(m)]を決定する。そして、この決定された管電流変調曲線[ia(m)]に基づいて、管電流変調パターンI(t)を変調する。
　スキャン計画部405dは、決定された管電流変調パターンI＝I(t)を記憶装置404に保存する。X線制御部405eは、スキャン実行時に被検体6の撮影部位に応じて上述の管電流変調パターンIを順次呼び出し、X線管制御装置202を介してスキャン中の管電流を制御する。
　以上説明したように、本実施の形態のX線CT装置1は、実際のスキャンの前に、被検体6のスキャノグラム投影データを用いて3次元断面モデルを生成し、所望の画質指標値や着目部位のz位置、着目部位の想定変位量を入力し、3次元断面モデル、入力された画質指標値、着目部位、及び想定変位量に適した照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)を設定する。そして設定された照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)に基づいて被検体6に照射するX線量を制御する。そのため呼吸等により着目部位に変位が生じても、適切な画質を確保できる。よって、画質向上と被曝量抑制を両立しつつ、被検体6の呼吸等による臓器の変位に応じて照射X線量を制御できる。
　また、入力された前記推定変位量に応じて、スキャン範囲の開始位置及び終了位置のうち少なくともいずれか一方を修正し、修正したスキャン範囲で、適切な照射X線量変調パターンを設定する。よって、呼吸等による変位によって当初設定したスキャン範囲から着目部位が逸脱した場合にも、スキャンを範囲を自動修正し、かつ最適な照射X線量変調パターンを算出して、最適なX線量でスキャンできる。
　また、X線CT装置1は、表示装置7に被検体6のスキャノグラム画像710を表示させ、操作者はこのスキャノグラム画像710上の任意の位置を、着目部位またはその着目部位の推定変位後の位置としてカーソル712等によりそれぞれ指示入力できるので、入力操作が容易である。更に、着目部位またはその着目部位の想定変位後の位置は各段階でスキャノグラム画像710上に明示されるので、対話的な操作が可能となる。
　また、X線CT装置1は、算出した照射X線量変調パターンをグラフ化してスキャノグラム画像710と並べて表示させたり、入力された着目部位について、想定変位量に応じて移動または形状を変形させた仮想的なスキャノグラム画像717を生成し、表示させるので、操作者は変位に応じた最適な照射X線量変調パターンを容易かつ明瞭に確認できる。
　なお、上述の例では、はじめにX線減弱係数を修正することにより、想定変位後の照射X線量変調パターンを求めるものとしたが、照射X線量変調パターン(管電流変調パターン)を直接修正することにしてもよい。
　図13は、管電流変調パターンを直接修正する場合の準備処理の流れを示すフローチャートであり、図14は、管電流変調パターンの修正について説明する図である。
　図13のフローチャートにおいて、ステップS201～ステップS210の一連の処理は図6のフローチャートに示すステップS101～ステップS110のと同様である。
　すなわち、準備処理において、X線CT装置1は、まずスキャノグラム撮影を行い、次に操作者にスキャン条件(天板移動ピッチ、管電圧設定値、スキャン時間、X線コリメーション条件、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ等)、スキャン範囲(スキャン開始位置、スキャン終了位置)等を入力させ、また、所望の画質指標値、着目部位のz位置、想定変位量を入力させる。また取得したスキャノグラム投影データに基づいて被検体6の3次元断面モデルを生成し、その3次元断面モデルに基づいてX線減弱指数T(z，β)を算出する(ステップS201～ステップS210)。
　そして、ステップS210において算出したX線減弱指数T(z，β)について、スキャン計画部405dは、スキャン開始位置、スキャン終了位置、天板移動ピッチ、及びスキャン時間に基づいて、X線減弱指数Tの関数をT＝T(z，β)から時間[t]の関数T＝T(t)に変換する(ステップS211)。次に、図6のステップS113の説明と同様の手順で、上述の式(4)～式(9)を用いて管電流変調パターンI(t)を算出する(ステップS212)。なお、式(4)～式(9)におけるTcはTに置き換える。その後、スキャン計画部405dは、算出した管電流変調パターンI(t)を、着目部位のz位置及び想定変位量に応じた管電流変調パターンIc(t)に修正する(ステップS213)。
　図14において、[z_s]はスキャン開始位置、[z_e]はスキャン終了位置を示し、スキャン開始位置[z_s]からスキャン終了位置[z_e]の範囲がスキャン範囲である。図14の例では、着目部位[z_rg]と想定変位後の着目部位の位置とがスキャン範囲内にある。
　図14(a)中のグラフg7内に示される曲線はステップS212において算出された管電流変調曲線I(t)である。スキャノグラム画像710と対比すると着目部位[z_rg]近傍で管電流値が増大する曲線を描いている。図14(b)中のグラフg8において、実線で示す曲線は修正後の管電流変調曲線Ic(t)、点線で示す曲線は修正前の管電流変調曲線I(t)である。
　スキャン計画部405dは、図14(b)に示すように、想定変位後の着目部位により近い位置で管電流値が増大するような曲線に管電流変調曲線I(t)を修正する。
　以上、本発明に係るX線CT装置の好適な実施形態について説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。たとえば上述の実施の形態では、ガントリータイプのX線CT装置について説明したがＣアーム型のX線CT装置でもよい。また、当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
　1　X線CT装置、2　スキャナ、3　被検体テーブル、4　操作卓、5　天板、6　被検体、7　表示装置、8　操作装置、201　X線管(X線源)、205　X線検出器、401　システム制御装置、405a　スキャノグラム画像取得部、405b　入力部、405c　断面モデル生成部、405d　スキャン計画部、405e　X線制御部、402　画像再構成装置、404　記憶装置、405　準備処理実行部、405a　スキャノグラム画像取得部、405b　入力部、405c　断面モデル生成部、405d　スキャン計画部、405e　X線制御部、710　スキャノグラム画像、717　仮想スキャノグラム画像

Claims (8)

  1. 　被検体の周囲からX線を照射し、前記被検体を透過したX線量を検出し、検出された前記X線量に基づいて前記被検体の断層像を再構成して出力するX線CT装置において、
    　前記被検体のスキャノグラム投影データを用いて前記被検体の断面モデルを生成する断面モデル生成手段と、
    　所望の画質指標値、着目部位の位置、及びその着目部位の体軸方向の推定変位量を入力する入力手段と、
    　前記断面モデル生成手段により生成された断面モデルについて、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンを設定するスキャン計画手段と、
    　前記スキャン計画手段により設定された照射X線量変調パターンに基づいて、照射するX線量を変調するX線制御手段と、
    　を備えることを特徴とするX線CT装置。
  2. 　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、
    　前記入力手段は、前記表示手段により表示された前記スキャノグラム画像上の任意の位置を、着目部位またはその着目部位の推定変位後の位置として夫々操作者に指示入力させるものとし、
    　前記表示手段は、前記入力手段により指示入力された着目部位またはその着目部位の想定変位後の位置を、前記スキャノグラム画像上に明示させることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  3. 　前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記推定変位量に応じてスキャン範囲を修正し、修正したスキャン範囲で、前記断面モデル生成手段により生成された断面モデルについて、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンを設定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  4. 　前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンとして、まず前記推定変位量を加味したX線減弱指数を算出し、算出されたX線減弱指数に基づいて照射X線量変調パターンを設定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  5. 　前記スキャン計画手段は、前記入力手段により入力された前記画質指標値、前記着目部位の位置、及び前記推定変位量に応じた照射X線量変調パターンとして、変位量を推定する前のX線減弱指数を予め算出し、算出されたX線減弱指数に基づいて前記推定変位量を加味した照射X線量変調パターンを算出して、設定することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
  6. 　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、
    　前記表示手段は、前記スキャン計画手段により修正されたスキャン範囲を、前記スキャノグラム画像上に明示させることを特徴とする請求項3に記載のX線CT装置。
  7. 　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、
    　前記表示手段は、前記スキャン計画手段により前記推定変位量を加味したX線減弱指数が算出された段階で、そのX線減弱指数に対応するグラフを前記スキャノグラム画像と並べて表示させることを特徴とする請求項4に記載のX線CT装置。
  8. 　前記スキャノグラム投影データを用いて生成されるスキャノグラム画像を表示させる表示手段を更に備え、
    　前記表示手段は、前記スキャン計画手段により、前記変位量を推定する前のX線減弱指数及び前記推定変位量を加味した照射X線量変調パターンが算出された各段階で、それぞれ対応するグラフを前記スキャノグラム画像と並べて表示させることを特徴とする請求項5に記載のX線CT装置。
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