JP4731151B2

JP4731151B2 - Ｘ線管電流決定方法及びｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP4731151B2
Application number: JP2004308364A
Authority: JP
Inventors: 浩一廣川; 大雅後藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-10-22
Filing date: 2004-10-22
Publication date: 2011-07-20
Anticipated expiration: 2024-10-22
Also published as: JP2006116137A

Description

本発明は、Ｘ線管電流決定方法及びＸ線ＣＴ装置に係り、特にファンビーム（扇形ビーム）もしくはコーンビーム（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線をＸ線検出器により計測し、多方向からの計測データを逆投影することにより被検体の断層像を得るシングルスライスもしくはマルチスライスＸ線ＣＴ装置に関する。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置においては、図３に示すように被検体１７にコーンビーム、すなわち角錐形のＸ線ビームをＸ線管８から照射し、検出素子１８を二次元方向（チャネル方向と列方向）に配列した検出器１１によって被検体透過後のＸ線を計測して被検体１７の投影データを得る。

またシングルスライスＸ線ＣＴ装置においては、検出素子を１列すなわち一次元方向（チャネル方向）に配列した検出器１１を用い、被検体１７にファンビームすなわち扇形のＸ線ビームをＸ線管８から照射し、被検体透過後のＸ線を計測して被検体の投影データを得る。

いずれにおいても、対向するＸ線管８と検出器１１とを被検体１７の周囲に回転させて多方向からの投影データを獲得し、ぼけ補正のための再構成フィルター処理を行った上で逆投影して被検体１７の断層像を再構成する。

投影データは離散的なＸ線管位置（以下、「ビュー」と呼ぶ）において獲得され、得られた投影データを「該当ビューにおける投影データ」と呼ぶ。１回転あたりのビュー数は通常、数百から数千に及ぶ。１枚のＣＴ画像を再構成するために必要なビュー数の投影データを獲得する動作を「スキャン」と呼ぶ。また、１ビュー分の投影データは、検出器１１のチャネル数×列数分のデータからなる（シングルスライスＸ線ＣＴ装置は前述のとおり列数＝1の場合として考えられる。）。

特許文献１は、上記のＸ線ＣＴ装置において、再構成画像に要求される画像ＳＤ（ＳｔａｎｄａｒｄＤｅｖｉａｔｉｏｎ）値を満たすようなスキャンを行うため、１方向のスキャノグラム撮影によって得られ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、楕円断面の投影面積と楕円断面の縦横比とから適切な管電流値を算出して、スキャンを実行することのできるＣＴ装置を開示する。

また特許文献２は、ＣＴスキャンにおいて自動露出制御を行う方法および装置を改良する技術を開示する。具体的には、露出制御装置は対象の周囲でのＸ線焦点の１旋回の第１半分中に、該半分において放射線検出器で生成した電気信号から該対象のスライスの実際減衰プロファイルを計算し、該プロファイルから旋回の第２半分に対するスライスの外挿減衰プロファイルを計算し、該プロファイルに依存して旋回の第２半分中にＸ線源により照射した放射線量を変更すべく、例えば管電流等のＸ線源の操作パラメータを調整する。外挿減衰プロファイルは、現在スキャン中のスライスの画像内で規定の目標ピクセルノイズを達成すべく計算する。
特開２００１-０４３９９３号公報特開２００４−０７３８６５号公報

上記特許文献１のＸ線ＣＴ装置は、スキャン中の１回転ごとに被検体のモデルに対応した管電流値を適用するが、各々の１回転の間は一定の管電流値を用いる、という場合に、被検体のＣＴ画像において画像ＳＤ目標値を実現可能である。

しかし、たとえば１回転中の被検体透過長変化に対応して管電流値を適切に変調させることにより、相対的に透過長が短い方向における被曝線量を適切に低減しつつ、目標とする画像ＳＤ値を実現する、というような場合には適用できない。

更に、画像再構成に用いるビューに対して、らせん補正や体動補正の目的でビュー方向重みを適用する場合に、それらの重みがビュー毎に画像ノイズに及ぼす影響についても考慮されていないため、ビュー方向重みを適用する場合にも目標とする画像ＳＤ値を実現するという場合にも上記従来技術を適用することはできない。

また、特許文献２のＸ線ＣＴ装置は、スキャン計画時に被曝線量やＸ線電力を予測することができない。またビュー方向重みの影響は、該当ビューの管電流値や被検体減弱量と合わせて考慮する必要があるが、そのような考慮はなされていない。

本発明の目的は、Ｘ線管周回位相に対する被検体透過長変化を考慮した管電流変調の影響やビュー方向重みの影響を適切に考慮しつつ、再構成画像の画質と被曝線量とのバランスを適正化する撮影条件をスキャン計画時に決定し得るＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法及びＸ線ＣＴ装置を提供することである。

上記の目的を達成するため、本発明のＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管に流すＸ線管電流を決定するＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法であって、Ｘ線管及びＸ線検出器を回転させずに被検体を一方向のみ走査し、この走査時に前記Ｘ線検出器から得られたスキャノグラムデータから被検体断面モデルを求める工程と、前記被検体断面モデルに基づいて各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線を決定する工程と、前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を使用した場合の各ビューの画像ノイズ分散寄与値と、前記各ビューに対して適用されるビュー方向重みとに基づいて再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する工程と、操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値と、前記推定した画像ノイズ分散値との比に基づいて前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を修正する工程と、を含む。また、使用可能な管電圧ごと及びＣＴＤＩの基準となるファントム別に、（式１）における基準ＣＴＤＩｖｏｌ値（式１）管電流１ｍＡ・照射時間１ｓ・移動ピッチ（スキャナ１回転あたりの天板ｚ移動量／Ｘ線ビーム厚さ）＝１を予め格納しておき、前記基準ＣＴＤＩｖｏｌ値と、前記修正されたＸ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流とに基づいて被曝線量の予測値を算出し、表示する工程を更に含んでもよい。

ここでいう「画像ノイズ値」とは、再構成画像におけるＣＴ値の標準偏差をいい、画像ＳＤ値と同意味である。なお、ここで操作者がＣＴ画像の画質を指定するために画像ノイズ値を指標として用いているが、これは画像ノイズ値がＣＴ画像のＳ／Ｎ比（信号／雑音比）を示す一般的な指標として用いられているためである。

また、「画像ノイズ分散値」とは、対応する画像ノイズ値の２乗値に対応する値であって、例えば「画像ノイズ分散目標値」は「画像ノイズ目標値」の２乗値に相当する。

また、本発明にかかるＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を照射するＸ線管球と、前記Ｘ線管を制御するＸ線管制御装置と、を備えたＸ線源と、被検体をはさんで前記Ｘ線源に対向し、Ｘ線を検出して撮影データを出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を搭載して所定角度毎に回転可能な回転板と、前記撮影データに基づいて再構成演算処理を行う画像処理装置と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線管及びＸ線検出器を回転させずに被検体を一方向のみ走査し、この走査時に前記Ｘ線検出器から得られたスキャノグラムデータから被検体断面モデルを求める手段と、前記被検体断面モデルに基づいて各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線を決定する手段と、前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を使用した場合の各ビューの画像ノイズ分散寄与値を推定する手段と、前記推定した各ビューの画像ノイズ分散寄与値と、各ビューに対して適用されるビュー方向重みとに基づいて再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する手段と、操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値と、前記推定した画像ノイズ分散値との比に基づいて前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を修正する手段と、を備える。また、使用可能な管電圧ごと及びＣＴＤＩの基準となるファントム別に、（式２）における基準ＣＴＤＩｖｏｌ値（式２）管電流１ｍＡ・照射時間１ｓ・移動ピッチ（スキャナ１回転あたりの天板ｚ移動量／Ｘ線ビーム厚さ）＝１を格納する手段と、前記基準ＣＴＤＩｖｏｌ値と、前記修正されたＸ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流とに基づいて被曝線量の予測値を算出し、表示する手段と、を更に含んでもよい。

本発明によれば、Ｘ線管周回位相に対する被検体透過長変化を考慮した管電流変調の影響やビュー方向重みの影響を適切に考慮しつつ、再構成画像の画質と被曝線量とのバランスを適正化する撮影条件をスキャン計画時に決定することができるＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法及びＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

以下、添付図面に従って本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、本発明は以下に示す実施形態に限定されるものではない。図２に本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体概観図、図1にその全体構成図を示す。

図２に示すように、Ｘ線ＣＴ装置はスキャナ１、患者テーブル２、操作卓３、患者テーブル２の天板４、表示装置５および操作装置６を備える。スキャナ１は図１に示すようにＸ線がＸ線管制御装置７によって制御されるＸ線管８を備える。Ｘ線管８から放射されたＸ線は、コリメータ制御装置９によって制御されるコリメータ１０により例えば、角錐形のＸ線ビームすなわちコーンビームＸ線とされ、被検体１７に照射される。被検体１７を透過したＸ線はＸ線検出器１１に入射する。

検出器１１は、図３に示すようにチャネル方向と列方向とに二次元的に配列された複数のＸ線検出素子１８を備える。Ｘ線検出器１１の構成については後にあらためて説明する。Ｘ線検出器１１にはデータ収集装置１２が接続されている。データ収集装置１２はＸ線検出器１１の個々のＸ線検出素子１８の検出データを収集する。

以上の、Ｘ線管制御装置７からデータ収集装置１２までの構成要素が、スキャナ１の回転板１３に搭載されている。回転板１３は、回転制御装置１４によって制御される回転板駆動装置１５から駆動力伝達系１６を通じて伝達される駆動力によって回転される。

上述したＸ線検出器１１は、図３に示すように複数のＸ線検出素子１８をチャネル方向と列方向とに二次元的に配列した構成となっている。Ｘ線検出素子１８は、全体として円筒面状もしくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲したＸ線入射面を構成しており、チャネル番号ｉは例えば１〜１０００程度、列番号ｊは例えば１〜１０００程度である。またＸ線検出素子１８は、例えばシンチレータとフォトダイオードの組み合わせによって構成される。Ｘ線検出器１１におけるチャネルの配列方向に一致するコーンビームＸ線のチャネル方向の広がり角度、すなわちファン角度はαであり、またＸ線検出器１１における列の配列方向に一致するコーンビームＸ線の列方向広がりの角度、すなわちコーン角度はγである。

図４に示すように患者テーブル２の天板４に載せられた被検体１７がスキャナ１の開口部に搬入された後、コリメータ１０の開口幅によりコーン角度γを調整したコーンビームＸ線を被検体１７に照射すると、コーンビームＸ線を照射された被検体１７の像はＸ線検出器１１に投影され、Ｘ線検出器１１によって被検体１７を透過したＸ線が検出される。

図１に示す患者テーブル２は、患者テーブル制御装置２０によって患者テーブル上下動装置２１を制御して適切なテーブル高さにするとともに、患者テーブル制御装置２０によって天板駆動装置２２を制御して天板４を前後動させて、図４に示すように被検体１７をスキャナ１のＸ線照射空間に搬入および搬出するように構成されている。

図１に示す操作卓３はシステム制御装置１９を有する。システム制御装置１９には、スキャナ１と患者テーブル２が接続されている。

より詳細にはスキャナ１内のＸ線管制御装置７、コリメータ制御装置９、データ収集装置１２、および回転制御装置１４がシステム制御装置１９によって制御される。また患者テーブル２内の患者テーブル制御装置２０がシステム制御装置１９によって制御される。

スキャナ１内のデータ収集装置１２で収集されたデータはシステム制御装置１９の制御によって画像再構成装置２３に入力される。

画像再構成装置２３は、スキャノグラム撮影時にはデータ収集装置１２が収集したスキャノグラム投影データ（被検体透視データ）を用いてスキャノグラム画像を作成し、スキャン時にはデータ収集装置１２が収集した複数ビューの投影データを用いてＣＴ画像再構成を行う。

画像再構成装置２３において作成されたスキャノグラム画像・再構成されたＣＴ画像や、各種データ、およびＸ線ＣＴ装置の機能を実現するためのプログラム等は、システム制御装置１９に接続されている記憶装置２４に格納される。

システム制御装置１９にはまた、表示装置５と操作装置６がそれぞれ接続されている。表示装置５は、画像再構成装置２３から出力される再構成画像やシステム制御装置１９が取り扱う種々の情報を表示する。操作装置６は、操作者によって操作され、各種の指示や情報等をシステム制御装置１９に入力する。操作者は、表示装置５および操作装置６を使用して対話的に本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置を操作する。

システム制御装置１９にはまた、スキャン計画装置２５が接続されており、操作者が操作装置６を使用して入力した指示と記憶装置２４から読み出したスキャノグラム画像を用いてスキャン条件の事前計画作成を行うことができる。すなわち、記憶装置２４から読み出されたスキャノグラム画像が表示装置５に表示され、操作者は表示された被検体スキャノグラム画像上で操作装置６を用いてＣＴ画像再構成位置（以下、スライス位置という）の座標を指定することにより、スライス位置の計画を立てることができる。さらにここで計画したスライス位置の情報は記憶装置２４に保存され、スキャン計画装置２５によって管電流制御条件等の計画を立てるためにも用いられる。

本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置では、被検体１７のＣＴ画像を取得するスキャンの前に、撮影条件を設定するために種々の準備操作を行う。この準備操作としては、被検体の撮影位置を設定するためのスキャノグラム画像の撮影、そのスキャノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な管電流の変化パターンの決定などが、システム制御装置１９の制御下で行われる。特に、スキャノグラムデータの解析、それに基づく撮影条件としての最適な管電流の変化パターンの決定はシステム制御装置１９に接続されたスキャン計画装置２５の重要な機能である。

これらの準備操作に関与する主な構成要素としては、図１中の、システム制御装置１９と、スキャン計画装置２５と、操作装置６と、表示装置５と、Ｘ線管８と、検出器１１などである。

この準備操作において、先ず操作装置６は主としてＸ線管電圧、Ｘ線管電流設定値、などのＸ線条件をシステムに入力する。

Ｘ線管８とＸ線検出器１１とを静止した状態で（回転板１３を回転させない状態で）、テーブル２と回転板１３とを被検体１７の体軸に沿って相対移動させて、スキャノグラム画像の撮影を行い、スキャノグラム投影データおよびスキャノグラム画像データを記憶装置２４に保存する。

スキャン計画装置２５は、スキャノグラム投影データを解析し、被検体１７の体軸に沿った任意の位置における推定断面をたとえば水に等価な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１７の体軸に沿った位置（以下、ｚ位置という）に依存して楕円断面の長軸長・短軸長が変化する３次元的なモデルとなる（以下、被検体３次元モデルという）。被検体３次元モデルのデータは記憶装置２４に保存される。

スキャン計画装置２５は操作装置６から入力された画像ノイズ目標値・管電圧・管電流設定値・Ｘ線コリメーション条件・スキャナ１回転あたりの時間（以下、スキャン時間という）、およびスキャン計画装置２５が作成した被検体３次元モデルのデータを基にして、下記の項目（１）及び項目（２）の値を算出し、システム制御装置１９を介して表示装置５に表示する。

項目（１）は、スキャン中に被検体１７の撮影部位の透過Ｘ線量の変化に応じて経時的に変化する一連の管電流値すなわち管電流の変化パターンである。管電流変化のパターンは、主として入力された画像ノイズ目標値と被検体３次元モデルとに基づいて決定する。決定された管電流変化パターンは記憶装置２４に保存され、スキャン時に被検体１７の撮影部位に応じて順次呼び出されて、Ｘ線管８の管電流を変化させる。

項目（２）は、推定被曝線量である。これは、まず、ＩＥＣ６０６０１に定めるＣＴＤＩ測定ファントムの投影面積（後述）および該ファントムでの被曝線量の実測値もしくは理論計算値をデータベースとして記憶装置２４に格納しておき、それらと被検体１７の３次元モデル、推奨Ｘ線条件を比較して推定する。推定被曝線量は表示装置５に表示されることにより操作者に評価され、操作者は必要に応じて操作装置６を再操作してＸ線条件の変更を行うことができる。なお、被曝線量の問題に関しては散乱線の影響が無視できないため、ＣＴＤＩ測定ファントムでの被曝線量を理論計算によって求める場合は、直接線と散乱線の双方の影響を考慮した計算が必要である。

図５に、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置によるスキャンに先立つ準備操作の一連の動作のフロー図を示す。以下、図５の各ステップについてステップ順に説明する。

ステップＳ１００のスキャノグラム撮影の工程では、被検体１７のスキャノグラム画像を撮影する。被検体１７のスキャノグラム画像を撮影する手順と、スキャンにおいてＣＴ画像を撮影する手順とは基本的には同じである。ステップＳ１００ではスキャノグラム投影データは、回転板１３を回転させずに被検体１７に対して一定方向、たとえば背面方向からＸ線を照射して、検出器１１によって投影データを取り込むことによって得られる。このスキャノグラム投影データは、Ｘ線検出器１１からシステム制御装置１９を介して画像再構成装置２３に送られ、画像再構成装置２３においてスキャノグラム画像が作成される。

このとき得られるスキャノグラム画像は一定方向、たとえば背面から正面へ透過するＸ線による像を正面方向から見たものである。このスキャノグラム画像は、スキャン時の被検体１７のスライス位置（ＣＴ画像再構成位置）設定のために利用される。またスキャノグラム投影データはスキャノグラム画像作成に用いられるだけでなく、本発明では特にスキャンにおける管電流制御のための管電流変化パターン決定のために利用される。

ステップＳ１１０からステップＳ１３０の工程では、操作者がスキャノグラム画像を参照して操作装置６から撮影条件としての天板移動ピッチ、スキャン開始位置、スキャン終了位置、を入力する。これらの入力データを用いてスキャン計画装置２５により、被検体１７のＣＴ画像撮影範囲とスライス位置ｚとＸ線管８の位相角（回転板１３の位相角）βが決定される。ここでスキャン開始位置、スキャン終了位置は一連のスキャンで得られる最初のＣＴ画像のｚ位置、最後のＣＴ画像のｚ位置を各々意味している。

ステップＳ１４０では操作者が操作装置６から撮影条件としての管電圧設定値、Ｘ線コリメーション条件、再構成フィルター関数の種類、視野サイズ、を入力する。

ステップＳ１５０の工程では、操作者が操作装置６から画質目標としての画像ノイズ目標値を入力する。

次にステップＳ１６０のスキャノグラム投影データ解析の工程及びステップＳ１７０の被検体３次元モデル生成の工程では、スキャノグラム投影データがスキャン計画装置２５によって解析され、被検体１７の被検体３次元モデルが生成される。この被検体３次元モデルは、ｚ位置に対応する被検体１７の各断面を、水に等価なＸ線吸収係数を持つ楕円断面として近似したものである。

ステップＳ１８０の工程では、体軸方向位置ｚ、Ｘ線管８の位相角β毎のＸ線減弱指数Ｔを算出する。ここでＸ線減弱指数は被検体３次元モデルの（ｚ、β）における楕円断面の中心を通る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。このデータは先に生成した被検体３次元モデルから求めることができるので、スキャン計画装置２５が記憶装置２４から被検体３次元モデルを呼び出して演算する。このＸ線減弱指数演算結果は、Ｔ＝Ｔ（ｚ，β）と表される。

次に、ステップＳ１９０の工程では、撮影条件としてのスキャン時間を操作装置６より入力する。スキャン開始位置と、スキャン終了位置、天板移動ピッチと、スキャン時間が決定すると、スキャン中のＸ線管８の位置（ｚ，β）はスキャン開始後の経過時間ｔの関数として表すことができるので、各スキャン位置での被検体１７のＸ線減弱指数Ｔも時間ｔの関数Ｔ＝Ｔ（ｔ）として表すことができる。このため、ステップＳ２００の工程では、Ｘ線減弱指数Ｔの関数を、Ｔ＝Ｔ（ｚ，β）からＴ＝Ｔ（ｔ）に変換する。

次に、ステップＳ２１０における管電流変化パターンの設定方法の一例について説明する。ここで、スライス位置ｚにおけるＣＴ画像Ｉｍｇ（ｚ）を再構成するために使用するビュー数をＭとし、便宜的なビュー番号ｍをｍ＝０〜Ｍ−１とする。１回転あたりのビュー数をＮとした時、使用ビュー数Ｍは１回転あたりのビュー数Ｎと必ずしも等しくない。ここで、前述のＸ線減弱指数Ｔは使用するビュー番号の関数Ｔ（ｍ）としても表すことができる。ビュー番号ｍ＝０〜Ｍ−１におけるＸ線減弱指数Ｔの最大値をＴmax（０：Ｍ−１）とし、この時に基準管電流値ｉ＿ｒｅｆを対応させると仮定した場合、ビュー番号ｍに対する管電流値ｉ_ｖ（ｍ）は次式のようになる。

［数１］
i_v(m) = i_ref * exp(T(m) - Tmax(0:M-1))
一方、スキャナが１回転する時間ｔｒｏｔが基準時間ｔｒｏｔ＿ｒｅｆに等しく、その間はＸ線減弱指数Ｔが一定値であり、管電圧としてｘｖ、管電流値ｉとして基準管電流値ｉ＿ｒｅｆを用いたとし、１回転中のビュー数Ｎ＿ｒｅｆに均等な重み付けをして、再構成フィルター関数ｇを用い、画像厚ｔｈｋを基準画像厚ｔｈｋ＿ｒｅｆとして再構成した場合の画像ノイズ分散値Ｖは、Ｘ線減弱指数Ｔの関数として次式のように表される。

であり、ａ（ｘｖ）、ｂ（ｘｖ，ｇ）は記憶装置２４に予め格納しておく。前述の数１式で表される管電流値ｉ_ｖ（ｍ）を用いた場合の画像ノイズ分散予測値Ｖ^＊は次式のように表される。

ここで数３式の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。

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、
ｗ（ｍ）＝１（ｍ＝０〜Ｎ−１）
にすることにより、いわゆるフルスキャン再構成を行うことができる。

ここで、操作者が入力した画像ノイズ目標値ＳＤｔｇｔから定まる画像ノイズ分散目標値Ｖｔｇｔ（ＳＤｔｇｔの二乗値）と数３式の画像ノイズ分散予測値Ｖ^＊から、実際に適用すべき管電流値ｉ_ａ（ｍ）は次式のように定められる。

以上のようにして、操作者が入力した画像ノイズ目標値を各スライス位置のＣＴ画像において実現するための管電流変調パターン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、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。このように決定された管電流変調パターンＩ＝Ｉ(ｔ) は記憶装置２４に保存され、スキャン時に被検体１７の撮影部位に応じてシステム制御装置１９によって順次呼び出されて、Ｘ線管制御装置７を介してスキャン中の管電流を制御する。

次にステップＳ２２０からステップＳ２３０による被曝線量予測値の算出と表示について説明する。本実施例ではＩＥＣ６０６０１で定められているＣＴＤＩｖｏｌを応用して被曝線量の予測を行う。記憶装置２４には、使用可能な管電圧ごとおよびＣＴＤＩの基準となる直径１６０ｍｍおよび直径３２０ｍｍのＰＭＭＡファントム別に、管電流１ｍＡ・照射時間１ｓ・移動ピッチ（スキャナ１回転あたりの天板ｚ移動量／Ｘ線ビーム厚さ）＝１での基準ＣＴＤＩｖｏｌ値を予め格納しておく。ここで、
CTDIvol_ref(xv,160)：管電圧ｘｖ、直径１６０ｍｍのＰＭＭＡファントムに対する基準ＣＴＤＩｖｏｌ値
CTDIvol_ref(xv,320)：管電圧ｘｖ、直径３２０ｍｍのＰＭＭＡファントムに対する基準ＣＴＤＩｖｏｌ値
とする。また記憶装置２４には、管電圧ｘｖにおける投影面積閾値Ｐｔｈｒ（ｘｖ）も予め格納しておく。ここで投影面積は同一ビュー内の全チャネルにわたり投影データを加算した値であり、被検体の断面積と断面内Ｘ線吸収係数平均値との積に比例する。投影面積閾値Ｐｔｈｒ（ｘｖ）は被検体３次元モデルの断面の大きさを頭部相当と腹部相当に区別するためのものである。投影面積閾値Ｐｔｈｒ（ｘｖ）としては、管電圧ｘｖ、直径ｄ［ｍｍ］のＰＭＭＡファントムの投影面積をＳＰＭＭＡ（ｘｖ，ｄ）としてたとえば、
Pthr(xv) = SPMMA(xv,190)
なる値を用いる。

計画しようとしている一連のスキャンが、Ｘ線照射状態でのスキャナ回転数Ｒ、移動ピッチｐ、１回転あたりの時間ｔｒｏｔ、管電圧ｘｖであるとする。ここでスキャナ回転の番号ｒを便宜的に０〜Ｒ−１として、任意の回転番号ｒにおける１回転中の被検体１７の平均投影面積Ｓｐａｔ（ｘｖ，ｒ）は、被検体３次元モデルから予測可能であり、その予測値をＳｐａｔ＿ｐｒｅｄ（ｘｖ，ｒ）とする。また、任意の回転番号ｒにおける１回転中の平均管電流値ｉ＿ｍｅａｎ（ｒ）も前述の管電流変調パターン決定結果を利用して予測可能である。そこで１回転ごとのＣＴＤＩｖｏｌ予測値である
ＣＴＤＩｖｏｌ＿ｐｒを次式のように予測する。

さらに、回転番号０〜Ｒ−１までの平均ＣＴＤＩｖｏｌ予測値である
ＣＴＤＩｖｏｌ＿ｐｒｅｄを次式のように予測する。

数６式で求めたＣＴＤＩｖｏｌ＿ｐｒｅｄはスキャン計画装置２５からシステム制御装置１９を介して表示装置５に被曝線量予測値として表示される。

次にステップＳ２４０の画像ノイズ・被曝線量判断の工程では、ステップＳ２３０で表示された被検体１７の被曝線量予測値とステップＳ１５０で入力した画像ノイズ目標値を操作者が見て、被曝線量と画質とのバランスが適正であるかどうかを判断し、適正であると判断した場合にはステップＳ２５０のスキャン実行の工程に進んでスキャンを開始することになり、適正でないと判断した場合にはステップＳ１５０に戻り、画像ノイズ目標値を再入力することになる。

上記したように、Ｘ線ＣＴスキャン前に画像ノイズ目標値を入力してそれに適した管電流変調パターンを決定することにより、画像ノイズと被曝線量のバランスを最適化したスキャンが実行可能となる。また被検体１７の被曝線量を予測して、予測結果を表示することにより、操作者は事前に撮影条件に応じた被検体１７の画像ノイズと被曝線量とのバランスを近似的に知ることが可能となり、そのバランスに不満がある場合には撮影条件をさらに変更することも可能である。

図６は、本発明の第２の実施例によって実行されるスキャン準備操作における動作を説明するフローチャートである。図５と同一の工程は同一のステップ番号で示されている。

ここでステップＳ２６０における管電流変調パターン決定方法を図７に基づいて説明する。スライス位置ｚにおけるＣＴ画像Ｉｍｇ（ｚ）を再構成するために使用するビュー数をＭとし、便宜的なビュー番号ｍをｍ＝０〜Ｍ−１とする。１回転あたりのビュー数をＮとした時、使用ビュー数Ｍは１回転あたりのビュー数Ｎと必ずしも等しくない。またビュー番号ｍ＝０におけるＸ線管８の位相角をβ_０とする。ただし、Ｘ線管８が真上に位置する場合を位相角０ラジアンとし、Ｘ線管８の周回方向を正の方向とする。また、被検体３次元モデルの楕円断面の横軸長をＡ、縦軸長をＢとする。ここで、被検体３次元モデルの楕円断面の長軸方向にＸ線照射する場合に基準管電流値ｉ＿ｒｅｆを対応させ、また被検体３次元モデルの楕円断面の短軸方向にＸ線照射する場合に適当な管電流変調係数η（０＜η≦１）を用いて管電流値η＊ｉ＿ｒｅｆを対応させ、それ以外のビューではＸ線管８の位相角に応じてｉ＿ｒｅｆとη＊ｉ＿ｒｅｆとを三角関数で補間した結果を適用すると仮定した場合、ビュー番号ｍに対する管電流値ｉ_ｖ（ｍ）は次式のようになる。

この数７式と数２式から数４式を用いて実際に適用すべき管電流値ｉ_ａ（ｍ）を決定する。本実施の形態によれば、管電流の変化率をあまり大きくできないＸ線管制御装置７を使用している場合であっても、管電流変調係数ηを適当に定めることによりＸ線管制御装置７の能力範囲内で管電流変調を行うことができ、画像ノイズ目標値に沿った画質を実現することが可能である。なお、管電流変調係数η＝１の場合でもスライス位置ｚに応じて楕円断面の長軸長・短軸長が変化することに対応して数３式による画像ノイズ分散予測値Ｖ^＊も変化するため、数４式を用いて算出される適用管電流ｉａ（ｍ）も変化し、画像ノイズ目標値に沿った画質を実現することが可能である。なお、本変形例は三角関数による補間を用いたが、他に、より単純な１次関数による補間を用いること等によっても同様に本発明の目的を達成することが可能である。

図８は、本発明の第３の実施の形態に係るスキャン準備操作における動作を説明するフローチャートである。図５と同一の工程は同一のステップ番号で示されている。

ここでステップＳ２７０における管電流変調パターン決定方法について説明する。画像ノイズを予測するためにビュー番号ｍに対して仮定する管電流値ｉ_ｖ（ｍ）は前述の数１式、数７式のうち、システムに応じていずれか適当な方を用いてよい。

ここで、ビュー番号ｍに対するビュー方向重みを投影データに単純に乗ずるのではなく、対向データ加算と呼ばれる手法を用いることにより、画像のモアレ状アーチファクトを低減可能であることがわかっている。対向データ加算を用いる場合、ビュー方向重みと投影データの用い方は以下のようになる。
(a) ビュー番号<N/2でかつ重みの値>1となるビュー番号mが存在する場合、下記(a.1)〜(a.2)の処理を行う。
(a.1) 上記(a)に該当するビュー番号mではビュー番号mの投影データに（重みw(m)でなく）1を乗じて画像再構成に用いる。
(a.2) 上記(a)に該当するビュー番号mの対向側ビュー番号m+N/2では、ビュー番号m+N/2における重みw(m+N/2)、チャネル番号iかつビュー番号m+N/2の投影データProj(i, m+N/2)、ビュー番号mにおける重みw(m)、ビュー番号mでのチャネル番号K-i（対向側チャネル）およびその近傍チャネルの投影データProj(K-i+p, m)（ただし、p＝-(λ/2)+1,...,0,...,λ/2 でλはチャネル方向補間に使用するチャネル数）、チャネル方向補間の係数f_pとして数８式を画像再構成に用いる。

ここで対向側、すなわちビュー番号がN/2異なる側に対してチャネル補間データを使用するのは、図９に示すようにＸ線検出器１１の配置をいわゆる１／４チャネルオフセットにしている場合に対向データが１／２チャネル分ずれていることによる。
(b) ビュー番号≧N/2で重みの値>1となるビュー番号mが存在する場合、下記(b.1)〜(b.2)の処理を行う。
(b.1) 上記(b)に該当するビュー番号mではビュー番号mの投影データに（重みw(m)でなく）1を乗じて画像再構成に用いる。
(b.2) 上記(b)に該当するビュー番号mの対向側ビュー番号m-N/2では、ビュー番号m-N/2における重みw(m-N/2)、チャネル番号iかつビュー番号m-N/2の投影データProj(i, m-N/2)、ビュー番号mにおける重みw(m)、ビュー番号mでのチャネル番号K-i（対向側チャネル）およびその近傍チャネルの投影データProj(K-i+p, m)（ただし、p＝-(λ/2)+1,...,0,...,λ/2 でλはチャネル方向補間に使用するチャネル数）、チャネル方向補間の係数f_pとして数９式を画像再構成に用いる。

上記のように対向データ加算を用いた場合、管電流値ｉｖ（ｍ）を用いた場合の画像ノイズ分散予測値Ｖ^＊は次式のように表される。

ただし、u_p(m)（p＝(-λ/2)+1,...,0,..., λ/2）は、チャネル方向補間に使用するチャネル数をλ（偶数）、任意のチャネル番号iに対応して補間に使用するチャネル範囲をi-λ/2+1〜i+λ/2、チャネル方向補間係数f_pとして次式のとおりに表される。

またsumvalueは次式のとおりである。

そこで数１式または数７式と、数２式、数１０式から数１２式および数４式を用いて実際に適用すべき管電流値ｉ_ａ（ｍ）を決定する。本実施例によれば、対向データ加算によりモアレ状アーチファクトを低減しつつ、画像ノイズ目標値に沿った画質を実現することが可能となる。なお、数１１式においてf₀＝1かつp≠0でf_p＝0とすれば、計算量は数３式より増加するが、数１０式の計算結果は数３式と同一となり、対向データ加算を用いない場合にも数８式を適用することは可能である。

上記の実施の形態に基づいて本発明について説明してきたが、本発明は以上に述べてきた実施の形態に限定されるものでないことは言うまでもない。

以上説明した如く、本発明のＸ線ＣＴ装置では、スキャン計画装置２５が
（1）被検体１７のスキャノグラム投影データから被検体１７の３次元モデルを生成するスキャノグラム解析・被検体３次元モデル生成機能や、
（2）被検体１７の３次元モデルから被検体の撮影部位に応じた画像ノイズを予測し、画像ノイズ予測値と操作者が入力した画像ノイズ目標値との比較から管電流の変調パターンを自動的に設定する管電流設定機能や、
（3）管電流値に基づき被検体１７の被曝線量を予測する機能、
を備えており、画像ノイズと被曝線量の予測に用いるデータを格納したデータベースファイルを記憶する記憶装置２４やスキャン計画装置２５の処理結果を表示する表示装置５や、Ｘ線ＣＴ装置の撮影条件を設定する操作装置６などを備えているので、撮影条件として画像ＳＤ目標値を入力することにより、スキャン中の管電流の変化パターンを自動的に設定することができ、かつ被検体１７へのＸ線被曝を事前評価することができる。

更に、画像ＳＤ目標値と被曝線量予測値とのバランスが適切でないと操作者が判断する場合には画像ＳＤ目標値を再設定することが出来る。これにより被曝線量と画質のバランスが適正なＸ線ＣＴ検査を容易に行うことができる。

本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成図本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体概観図本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の検出器の構成およびＸ線照射との関係を説明する模式図本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置のスキャナ、患者テーブル、被検体の関係を側面方向から示す図本発明の一実施例が適用されたＸ線ＣＴ装置のスキャンに先立つ準備操作の動作フロー図本発明の第２の実施例によるスキャン準備操作の動作フロー図被検体３次元モデルの断面の縦軸、横軸とＸ線管位相角との位置関係を示す図本発明の第３の実施例によるスキャン準備操作の動作フロー図対向データのチャネル位置関係の説明図

符号の説明

１…スキャナ、２…患者テーブル、３…操作卓、４…天板、５…表示装置、６…操作装置、７…Ｘ線管制御装置、８…Ｘ線管、９…コリメータ制御装置、１０…コリメータ、１１…Ｘ線検出器、１２…データ収集装置、１３…回転板、１４…回転制御装置、１５…回転板駆動装置、１６…駆動力伝達系、１７…被検体、１８…Ｘ線検出素子、１９…システム制御装置、２０…患者テーブル制御装置、２１…患者テーブル上下動装置、２２…天板駆動装置、２３…画像再構成装置、２４…記憶装置、２５…スキャン計画装置

Claims

Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管に流すＸ線管電流を決定するＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法であって、
Ｘ線管及びＸ線検出器を回転させずに被検体を一方向のみ走査し、この走査時に前記Ｘ線検出器から得られたスキャノグラムデータから被検体断面モデルを求める工程と、
前記被検体断面モデルに基づいて各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線を決定する工程と、
前記Ｘ線管電流標準変調曲線上の各ビューにおけるＸ線管電流を使用した場合の再構成画像における各ビューの画像ノイズ分散寄与値と、前記各ビューに対して適用されるビュー方向重みとに基づいて、前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を使用したときの再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する工程と、
操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値と、前記推定した画像ノイズ分散値との比に基づいて、前記目標の画像ノイズ分散値を達成するように前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を修正する工程と、
を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法。
前記各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線において、ビュー番号ｍに対する管電流値i_ｖ(m)とし、
前記推定される再構成画像の画像ノイズ分散値を画像ノイズ分散値Ｖ^＊とし、
前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流の修正を、下記（式１）により行う、

但し、
i_ａ(m)：実際に適用すべき管電流
ｖ_tgt：前記操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法。
前記再構成画像の画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する工程において、下記（式２）により画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する、

但し、
Ｎ：１回転当たりのビュー数
Ｍ：所望のスライス位置におけるＣＴ画像を再構成するために使用するビュー数
m：ビュー番号（m＝０〜Ｍ−１）
w（m）：ビュー番号mに対して適用されるビュー方向重み
（フルスキャン再構成時においてw（m）＝１（m＝０〜Ｎ−１））
T（m）: ビュー番号mにおけるＸ線減弱指数
trot：スキャナが１回転する時間
thk：画像厚
Ｖ（T（m）,i_ｖ(m),trot,thk）：T（m）,i_ｖ(m),trot,thkとして再構成した場合の画像ノイズ分散値
ことを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法。
前記再構成画像の画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する工程において、下記（式３）により画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する、

ことを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法。
使用可能な管電圧ごと及びＣＴＤＩの基準となるファントム別に、下記（式５）における基準ＣＴＤＩｖｏｌ値、

管電流１ｍＡ・照射時間１ｓ・移動ピッチ（スキャナ１回転あたりの天板ｚ移動量／Ｘ線ビーム厚さ）＝１・・・・（式５）

を予め格納しておき、
前記基準ＣＴＤＩｖｏｌ値と、前記修正されたＸ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流とに基づいて被曝線量の予測値を算出し、表示する工程を更に含む、
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置のＸ線管電流決定方法。
Ｘ線を照射するＸ線管球と、前記Ｘ線管を制御するＸ線管制御装置と、を備えたＸ線源と、
被検体をはさんで前記Ｘ線源に対向し、Ｘ線を検出して撮影データを出力するＸ線検出器と、
前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器を搭載して所定角度毎に回転可能な回転板と、
前記撮影データに基づいて再構成演算処理を行う画像処理装置と、
を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
Ｘ線管及びＸ線検出器を回転させずに被検体を一方向のみ走査し、この走査時に前記Ｘ線検出器から得られたスキャノグラムデータから被検体断面モデルを求める手段と、
前記被検体断面モデルに基づいて各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線を決定する手段と、
前記Ｘ線管電流標準変調曲線上の各ビューにおけるＸ線管電流を使用した場合の再構成画像における各ビューの画像ノイズ分散寄与値を推定する手段と、
前記推定した各ビューにおける画像ノイズ分散寄与値と、各ビューに対して適用されるビュー方向重みとに基づいて、前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を使用したときの再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する手段と、
操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値と、前記推定した画像ノイズ分散値との比に基づいて、前記目標の画像ノイズ分散値を達成するように前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を修正する手段と、
を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流を修正する手段は、
前記各ビューごとに変化させるＸ線管電流のＸ線管電流標準変調曲線において、ビュー番号ｍに対する管電流値i_ｖ(m)とし、
前記推定される再構成画像の画像ノイズ分散値を画像ノイズ分散値Ｖ^＊とすると、前記Ｘ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流の修正を、下記（式６）により行う、

但し、
i_ａ(m)：実際に適用すべき管電流
ｖ_tgt：前記操作者が設定した画像ノイズ目標値から定まる目標の画像ノイズ分散値
ことを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する手段は、下記（式７）により画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する、

但し、
Ｎ：１回転当たりのビュー数
Ｍ：所望のスライス位置におけるＣＴ画像を再構成するために使用するビュー数
m：ビュー番号（m＝０〜Ｍ−１）
w（m）：ビュー番号mに対して適用されるビュー方向重み
（フルスキャン再構成時においてw（m）＝１（m＝０〜Ｎ−１））
T（m）:ビュー番号mにおけるＸ線源弱指数
trot：スキャナが１回転する時間
thk：画像厚
Ｖ（T（m）,i_ｖ(m),trot,thk）：T（m）,i_ｖ(m),trot,thkとして再構成した場合の画像ノイズ分散値
ことを特徴とする請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記再構成画像の画像ノイズ分散値を推定する手段は、下記（式８）により画像ノイズ分散値Ｖ^＊を推定する、

ことを特徴とする請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
使用可能な管電圧ごと及びＣＴＤＩの基準となるファントム別に、下記（式１０）における基準ＣＴＤＩｖｏｌ値、

管電流１ｍＡ・照射時間１ｓ・移動ピッチ（スキャナ１回転あたりの天板ｚ移動量／Ｘ線ビーム厚さ）＝１・・・（式１０）

を格納する手段と、
前記基準ＣＴＤＩｖｏｌ値と、前記修正されたＸ線管電流標準変調曲線上のＸ線管電流とに基づいて被曝線量の予測値を算出し、表示する手段と、を更に含む、
ことを特徴とする請求項６乃至９のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。