JP4554185B2

JP4554185B2 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP4554185B2
Application number: JP2003387704A
Authority: JP
Inventors: 浩一廣川; 博人國分
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-11-18
Filing date: 2003-11-18
Publication date: 2010-09-29
Anticipated expiration: 2023-11-18
Also published as: JP2005143948A

Description

本発明は、被検体の透過Ｘ線データに基づいて断層像の生成を行うＸ線ＣＴ装置に関する。

一般にＸ線ＣＴ装置として、単列検出器を備えたシングルスライスＸ線ＣＴ装置と、複数列検出器を備えたマルチスライスＸ線ＣＴ装置が知られている。いずれの種類のＸ線ＣＴ装置においても、被検体を介して対向配置したＸ線源と検出器とを被検体の周囲に回転させて多方向からの投影データを取得し、ボケ補正のための再構成フィルタ処理を行った上で、それらの投影データを逆投影して被検体の断層像を再構成するようにしている。このＸ線ＣＴ装置においては、一連のスキャンを行う間は同一の撮影条件つまりＸ線管電圧（以下、管電圧と称する）やＸ線管電流（以下、管電流と称する）を用いているが、肺等のような低密度の臓器と肝臓等のような高密度の臓器とではＸ線の吸収係数が大きく異なり、胸部から上腹部へ連続的にスキャンを行う場合、肺に適するようなＸ線量を設定して管電流を一定にすると、肝臓ではＸ線量が不足して断層像の画像ノイズが大きくなってしまうし、一方、肝臓に適するようなＸ線量を設定して管電流を一定にすると、肺ではＸ線量が過剰となり被曝の面で好ましくないという事態が生じてしまう。そこで、予め撮影したスキャノグラムをもとにして、管電流を変化させるようにしたものが提案されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００２−２６３０９７号公報

しかしながら、従来のＸ線ＣＴ装置においては、管電流を制御するために予め撮影したスキャノグラムを用いようとすると、このスキャノグラム撮影による被曝が生じ、管電流制御による被曝線量の低減の目的との間でジレンマが生じてしまう。

本発明の目的は、本スキャンの前に被検体にＸ線を曝射するスキャノグラム撮影を行うことなく、断層像撮影位置と、画質と被曝線量のバランスが適正なスキャン条件を決定することができるようにしたＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

本発明は上記目的を達成するために、被検体を介して対向配置したＸ線源およびＸ線検出装置と、スキャン条件に基づいて前記Ｘ線源を含む各部を制御するシステム制御装置と、前記Ｘ線源から曝射されて前記Ｘ線検出器で検体した透過Ｘ線データに基づいて断層像を再構成する画像再構成装置と、この画像再構成装置によって再構成した断層像を表示する表示装置とを備えたＸ線ＣＴ装置において、三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータを格納した記憶装置と、前記被検体の二次元画像データを取得する被検体二次元像撮影装置と、前記三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータから計算した基準人体スキャノグラムデータと前記被検体二次元画像データから被検体仮想スキャノグラムデータを算出するスキャン計画装置とを設けたことを特徴とする。

また請求項２に記載の本発明は、請求項１記載のものにおいて、前記操作装置は、前記被検体仮想スキャノグラムデータに基づいて前記Ｘ線管の管電流と管電圧および断層像撮影位置のうちの少なくと一つを含むスキャン条件を入力するように構成したことを特徴とする。

さらに請求項３に記載の本発明は、被検体を介して対向配置したＸ線源およびＸ線検出装置と、スキャン条件に基づいて前記Ｘ線源を含む各部を制御するシステム制御装置と、前記Ｘ線源から曝射されて前記Ｘ線検出器で検体した透過Ｘ線データに基づいて断層像を再構成する画像再構成装置と、この画像再構成装置によって再構成した断層像を表示する表示装置とを備えたＸ線ＣＴ装置において、被検体の三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータを格納した記憶装置と、被検体の二次元画像を撮影する被検体二次元画像撮影装置と、前記三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータから算出した基準人体スキャノグラムデータと前記被検体二次元画像撮影装置で撮影した被検体の前記被検体二次元画像データとに基づいて被検体仮想スキャノグラムデータを得て、この被検体仮想スキャノグラムデータから被検体の断層像撮影位置および断層像撮影範囲を本スキャン前に計画すると共に、三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータと被検体仮想スキャノグラムデータから三次元的被検体ＣＴ値モデルを算出し、この三次元的被検体ＣＴ値モデルに基づいて推定断層画像ノイズ、推定平均被曝線量、推定総被曝、推定被曝線量分布、部位やスキャナ回転位相に対応した推奨Ｘ線管電流変化パターン、推奨Ｘ線管電圧などの推定項目および推奨項目を算出して前記表示装置に表示するスキャン計画装置と、これら推定項目および推奨項目に関連したスキャン条件を入力する操作装置とを設けたことを特徴とする。

本発明によるＸ線ＣＴ装置は、本スキャン前に被検体にＸ線を曝射することなく被検体仮想スキャノグラムデータを得ることができ、しかも、この仮想スキャノグラムデータは従来のように本スキャンに先立って被検体にＸ線を曝射して得たスキャノグラムデータに替えて利用することによって断層像撮影位置や適正なＸ線条件を含むスキャン条件を得ることができる。

すなわち、被検体仮想スキャノグラムデータを用いて断層像撮影位置の設定を行うようにすると、本スキャン前における被検体の被曝を無くしながらも正確なスキャン位置を設定することができるし、またスキャン条件として、被検体仮想スキャノグラムデータを用いて管電流変化パターンや管電圧の設定を行うようにすると、本スキャン前の被検体の被曝を無くしながらも望ましい管電流変化パターンや管電圧値を設定することができる。

以下、本発明の最良の実施の形態を図面に基づいて説明する。
図１および図２は、本発明の一実施の形態によるＸ線ＣＴ装置を示す概略構成を示すブロック構成図および斜視図である。
Ｘ線ＣＴ装置は、図２に示すように被検体を介して対向配置したＸ線源とＸ線検出器を備えたスキャナ１と、載置した被検体をスキャナ１の開口部に案内する患者テーブル２と、種々の表示を行う表示装置５および各種の指示や情報等を入力する操作装置６を有する操作卓３とを備えて構成されている。またスキャナ１の外周部には上方部から被検体を撮影する被検体平面画像撮影装置３２と、側方部から被検体を撮影する被検体立面画像撮影装置３３とからなる被検体二次元画像撮影装置が配置されている。

スキャナ１は、図１に示すようにＸ線制御装置７によって制御されるＸ線管８等のＸ線源を有しており、Ｘ線管８から放射されたＸ線を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、例えば角錐状のＸ線ビームすなわちコーンビームＸ線として被検体１７に照射し、被検体１７を透過したＸ線をＸ線検出器１１に入射するようにしている。このＸ線検出器１１は、図３に示すようにチャネル方向と列方向に二次元的に配列された複数のＸ線検出素子１８を有している。また、Ｘ線検出器１１にはデータ収集装置１２が接続されており、このデータ収集装置１２によってＸ線検出器１１の個々のＸ線検出素子の検出データを収集するようにしている。上述したＸ線制御装置７からデータ収集装置１２までのものがスキャナ１の回転板１３に搭載されており、この回転板１３は、回転制御装置１４によって制御される回転板駆動装置１５から駆動力伝達系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。

患者テーブル２は、図１に示すように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共に、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、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している。

操作卓３は、図１に示すようにシステム制御装置１９を有しており、このシステム制御装置１９には、スキャナ１と患者テーブル２、また被検体二次元画像撮影用制御装置３４を介して被検体平面画像撮影装置３２および被検体立面画像撮影装置３３が接続されている。システム制御装置１９によってスキャナ１内のＸ線制御装置７、コリメータ制御装置９、データ収集装置１２および回転制御装置１４が制御され、また患者テーブル２内の患者テーブル制御装置２０が制御される。

システム制御装置１９は、スキャナ１内のデータ収集装置１２で収集されたデータを画像再構成装置２３に入力し、この画像再構成装置２３においてデータ収集装置１２で収集した複数ビューの投影データを用いて画像を再構成する。この画像再構成装置２３において再構成された画像や、各種データおよび本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に接続された記憶装置２４に格納されている。またシステム制御装置１９には表示装置５と操作装置６とが接続されており、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装置５に表示させるように構成している。

システム制御装置１９によって制御される被検体二次元画像撮影用制御装置３４は、被検体平面画像撮影装置３２および被検体立面画像撮影装置３３からなる被検体二次元画像撮影装置を制御して断層像撮影位置（スキャン位置）や管電流制御条件等のスキャン条件を事前に計画するための基データとなる被検体二次元画像データを撮影する。被検体平面画像撮影装置３２および被検体立面画像撮影装置３３は可視光画像もしくは赤外線画像の撮影装置であり、被検体平面画像撮影装置３２は例えばスキャナ室の天井に固定されて被検体１７の平面像を撮影し、また被検体立面画像像撮影装置３３は例えばスキャナ室の側壁に固定されて被検体１７の立面像を撮影するようにしている。これら撮影された被検体平面画像データおよび被検体立面画像データからなる被検体二次元画像データは、被検体二次元画像撮影用制御装置３４を介してシステム制御装置１９に渡され、さらにシステム制御装置１９によって制御されるスキャン計画装置３５に渡されて、スキャン条件の事前計画作成のために用いられる。

また、この被検体二次元画像データは、スキャン計画装置３５によって被検体仮想スキャノグラムデータ生成に用いられる。生成された被検体仮想スキャノグラムデータはシステム制御装置１９によってを表示装置５に表示され、操作者は表示された被検体仮想スキャノグラムデータ上で操作装置６を用いて断層像撮影予定位置の座標を指定することにより、断層像撮影位置の計画を立てることができる。ここで計画した断層像撮影予定位置の情報は記憶装置２４に保存され、スキャン計画装置３５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。

このスキャン計画装置３５は、詳細について後述するが、操作装置６から入力された管電圧、管電流設定値、Ｘ線コリメーション条件、およびスキャン計画装置３５によって算出される被検体１７の三次元的ＣＴ値分布のデータを基にして、次の各項目（１）〜（４）の値を算出し表示装置５に表示する。

（１）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。これは推奨管電流基準値と被検体モデルから決定する。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、本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。
（２）推定被曝線量。これについては基準人体モデルでの実測値もしくは理論計算値をデータベース内に格納しておき、それらと被検体のモデル番号、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、基準人体モデル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。

（３）推定画像ノイズ。これについては基準人体モデルでの実測値もしくは理論計算値をデータベース内に格納しておき、それらと被検体のモデル番号、推奨Ｘ線条件を比較して推定する。推定画像ノイズは表示装置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を操作してＸ線条件の変更を行うことができる。（４）被検体のモデルに対して推奨するＸ線管電圧。例えば、被検体モデルが通常の成人に相当する場合は管電圧として一般的な値を推奨するが、小児に相当する場合、Ｘ線管電圧として一般的な値よりも低い値を推奨し、また被検体モデルが一般的な成人にくらべて十分大きい場合にはＸ線管電圧として一般的な値よりも高い値を推奨する。

図５は、上述したＸ線ＣＴ装置による断層像生成処理動作を示すフローチャートである。
先ず、被検体１７の断層画像を取得する本スキャンの前に、スキャン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１７の断層像撮影位置決定のための基データとなる被検体二次元画像データの撮影、管電流設定のための被検体二次元画像データの解析、スキャン条件としての管電流の変化パターンの決定などがあり、これらをシステム制御装置１９の制御下で行う。

ステップＳ１の被検体二次元画像撮影の工程では、被検体平面画像撮影装置３２および被検体立面画像撮影装置３３からなる被検体二次元画像撮影装置を用いて可視光または赤外線により被検体１７の被検体二次元画像を撮影する。この被検体二次元画像データとしては、図６に示すような被検体平面画像撮影装置３２によってスキャナ室天井側から見た被検体平面画像データ２７ａと、図７に示すような被検体立面画像撮影装置３３によってスキャナ室側壁側から見た被検体立面画像データ２７ｂが得られる。これらの被検体二次元画像データは、被検体平面画像撮影装置３２および被検体立面画像撮影装置３３から被検体二次元画像撮影用制御装置３４、システム制御装置１９を介してスキャン計画装置３５に送られると共に記憶装置２４に保存される。

これらの被検体二次元画像データは、後述するステップＳ２〜ステップＳ３でスキャン計画装置３５により被検体１７の被検体仮想スキャノグラムデータを作成するために利用される。この被検体仮想スキャノグラムデータは、従来技術によるＸ線ＣＴ装置において本スキャンの前にＸ線を曝射して得ていたスキャノグラム像が果たしていたものと同様の役割を果たすもので、ＣＴスキャン時の被検体１７の断層像撮影位置決定のために利用される。また後述するステップＳ９〜ステップＳ１０で仮想スキャノグラムデータに基づいて作成される被検体三次元ＣＴ値モデルは、特に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Ｓ２の被検体二次元画像データ解析の工程およびステップＳ３の仮想スキャノグラムデータ生成の工程では、先の被検体二次元画像データがスキャン計画装置３５によって解析され、被検体仮想スキャノグラムデータが生成される。この被検体仮想スキャノグラムデータは被検体１７を一定方向、例えば背面から正面へ透過するＸ線あるいは左側面から右側面へ透過するＸ線による像を、Ｘ線曝射することなく可視光または赤外線による二次元画像データから仮想的に生成したものである。

ここで、この被検体仮想スキャノグラムデータの生成法の一例について説明する。
可視光または赤外線による被検体二次元画像データが得られると、各画素位置における被検体１７の仮想スキャノグラムデータを推定することができる。このＸ線ＣＴ装置では、予め基準とすべき複数の基準人体ＣＴ値モデルのデータを取得して記憶装置２４にデータベースファイルとして格納しておき、この基準人体ＣＴ値モデルデータから算出される基準人体スキャノグラムデータを、ステップＳ１で取得した被検体１７の被検体二次元画像データに基づいて補正することにより、被検体仮想スキャノグラムデータを作成する。上述した基準人体ＣＴ値モデルデータとしては、例えば標準的な人体ファントムなどをＣＴ撮影した断層画像から得られる三次元的ＣＴ値分布データとその相似変換データが用いられる。断層画像はＣＴ値の分布を表し、実効エネルギー（例えば管電圧１２０ｋＶの場合、通常６０ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ）のＸ線に対するＸ線吸収係数の分布を表しているので、この断層画像を三次元に再構成した三次元的ＣＴ値分布データはＸ線吸収係数の三次元的な空間分布のデータであり、被検体１７に照射されたＸ線の減弱量の計算に利用することができる。

上述した基準人体ＣＴ値モデルを用いて仮想スキャノグラムデータを作成する具体例を図６を用いて説明する。
基準人体ＣＴ値モデルデータ２５から基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａを計算で求め、この基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａと、ステップＳ１で被検体１７を撮影して得た被検体平面画像データ２７ａとから被検体１７の仮想正面スキャノグラムデータ３６ａを計算で求めている。このとき、被検体１７に最も近い基準人体ＣＴ値モデルを記憶装置２４に保存してあるデータベースファイル内から選択する。そのためにはステップＳ２の被検体二次元画像データ解析において、複数の基準人体ＣＴ値モデルデータについて各々計算で求めた基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａと被検体平面画像データ２７ａについて、画素面積の総和を計算し、それらを比較することにより被検体１７に最も近いと推定される基準人体ＣＴ値モデルを選択する。

こうして選択された基準人体ＣＴ値モデルデータ２５は、人体ファントムなどの標準的な人体の体幹部のＣＴ値分布モデルもしくはその相似変換モデルで、ここでは肩から腹部までのスライス位置ごとの断面のＣＴ値モデルとして示している。スキャノグラムデータは、その三次元的ＣＴ値モデルから計算によって生成することができるので、基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａは基準人体ＣＴ値モデルデータ２５について背面方向から投影したデータを求めることによって得られる。また被検体平面画像データ２７ａは、被検体１７の体幹部について基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａと同じ領域を正面方向から可視光または赤外線で撮影した被検体二次元画像データである。

体幹部の基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａと被検体平面画像データ２７ａとを並置して対比できるように示してあるが、一般的に両者は寸法が異なる。そこで、基準人体スキャノグラムデータ２６ａと被検体平面画像データ２７ａとを対比しながら、両者の差異に基づいて一致する部分はそのままとし、異なる部分については変形させて被検体１７に合うように基準人体ＣＴ値モデルデータ２５を補正して、被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａを生成する。

図６に示した体幹部の例では、先ず、体軸方向に関して基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａと被検体平面画像データ２７ａの肩からウエストまでの長さＡの差異を基に、基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａを補間、伸長したり、あるいは間引き、短縮したりすることで、基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａの体軸方向の形状を被検体１７の実状に近似させる。また左右方向に関しては、体軸を基準にして左と右に分けてそれぞれの差異を基に左右の広がりを補正し、被検体１７の実状に近似させる。このようにして基準人体正面スキャノグラムデータ２６ａの外形を被検体平面画像データ２７ａに近似させ、被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａを生成する。また図７に示すように基準人体側面スキャノグラムデータ２６ｂと被検体立面画像データ２７ｂを用いて、体軸方向の長さや体の前後方向の厚みを比較し、被検体仮想側面スキャノグラムデータ３６ｂを生成する。

このように基準人体ＣＴ値モデルデータ２５を記憶装置２４内に格納し、この基準人体ＣＴ値モデルデータ２５による基準人体スキャノグラム２６ａ，２６ｂと、被検体二次元画像撮影装置３２，３３による被検体二次元撮影データ２７ａ，２７ｂとから被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを算出する算出手段を有してスキャン計画装置３５を構成したため、本スキャン前に被検体１７にＸ線を曝射することなく被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを得ることができ、しかも、この被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂは、従来のように本スキャンに先立って被検体１７にＸ線を曝射して得たスキャノグラムデータに替えて利用することができる。

ステップＳ４からステップＳ６の工程では、操作者が被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを参照しながら操作装置６からスキャン条件としての天板移動ピッチや、スキャン開始位置およびスキャン終了位置を入力する。これらの情報により、被検体１７のスキャン範囲と、断層像撮影位置（スライス位置）ｚと、Ｘ線管８の位相角つまり回転板１３の位相角βが決定される。続くステップＳ７およびステップＳ８の工程では、操作者が操作装置６からスキャン条件としての管電圧設定値、最大管電流設定値を入力する。

次に、ステップＳ９の仮想スキャノグラムデータ解析工程およびステップＳ１０の被検体三次元ＣＴ値モデル生成工程では、被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂがスキャン計画装置３５によって解析され、被検体三次元ＣＴ値モデルすなわち被検体１７の三次元的ＣＴ値モデルが生成される。この被検体ＣＴ値分布モデルは、被検体１７をＣＴ撮影する場合の被検体１７の位置とＣＴ値分布との関係を示すモデルである。被検体三次元ＣＴ値モデルの作成方法については特開２００２−２６３０９７号公報にも同様の方法が開示されているが、本実施の形態においては基準とすべき人体ＣＴ値モデルを複数用意しておくことにより、被検体三次元ＣＴ値モデルを生成するための近似計算の精度を高めている。ただし、基準モデルの選択の余地がないことによる近似精度の若干の低下を別にすれば、基準とすべき人体ＣＴ値分布モデルが単数であっても良い。

次に、ステップＳ１０における被検体三次元ＣＴ値モデルの作成方法について図８を用いて説明する。
既に、被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂはステップＳ３で得られ、ステップＳ４〜ステップＳ６の工程でスキャン範囲と断層像撮影位置が指定されているので、各断層像撮影位置における被検体１７のＣＴ値モデルを推定することができる。すなわち、各断層像撮影位置における被検体１７の幅は被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａにおいて推定されているので、基準人体ＣＴ値モデルデータ２５の各断層像撮影位置における幅が被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａの各断層像撮影位置における幅と一致するよう補間拡大、補間縮小等を行って近似する。また各断層像撮影位置における被検体１７の前後方向、例えば、ここでは腹側を前、背側を後とするとその厚さは被検体仮想立面スキャノグラムデータ３６ｂにおいて推定されているので、基準人体ＣＴ値モデルデータ２５の各断層像撮影位置における厚さが被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ｂの各断層像撮影位置における厚さと一致するよう補間拡大、補間縮小等を行って近似する。このようにして、２つの被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを基に、基準人体ＣＴ値モデルデータ２５を実際の被検体１７に近似させ被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８を生成する。なお、ＣＴ値ＨとＸ線吸収係数μとの間には数１に示す関係があるので、被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８が生成されれば被検体１７におけるＸ線吸収係数の分布は数１を用いて容易に計算できる。

次に、ステップＳ１１の工程では、各スライス位置ｚ、Ｘ線管８の位相角β毎のＸ線減弱指数を算出する。ここでＸ線減弱指数は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。このデータは被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８から求めることができるので、スキャン計画装置３５が記憶装置２４から被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８を呼び出して演算する。このＸ線減弱指数演算結果Ｔは、Ｔ＝Ｔ(ｚ，β)で表される。

次に、ステップＳ１２の工程では、スキャン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、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Ｓ１３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Ｓ１４における管電流の設定方法について説明する。
先ず、被検体１７をスキャンする全範囲におけるＸ線減弱指数の最大値つまり全スライス位置Ｐ１〜Ｐｎの中でのＸ線減弱指数の最大値をＴｍａｘ、同じくＸ線減弱指数の最小値をＴｍｉｎとする。これらの値は被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８を作るとき既知である。管電流を最大値Ｉｍａｘ（ｍＡ）と最小値Ｉｍｉｎ（ｍＡ）の範囲で変化させる場合、ここでは管電流の最大値、最小値とパスの最大値、最小値をそれぞれ対応させて、管電流とパスとの間に適切な関係を持たせるものである。また管電流の最小値Ｉｍｉｎ（ｍＡ）はＸ線制御装置７およびＸ線管８の性能に基づいて最大値Ｉｍａｘ（ｍＡ）から精度良く制御可能な電流値幅Ｉｗ（ｍＡ）を考慮して数２の如く決定される。

Ｘ線管電流ＩとパスＴとの関係は数３の如く表される。

ここで、パスＴはステップＳ１２により一連のスキャン開始後の経過時間ｔの関数であるので、Ｘ線管電流Ｉも経過時間ｔの関数となる。このように決定されたＸ線管電流の変化パターンＩ＝Ｉ（ｔ）を記憶装置２４に保存し、本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してＸ線制御装置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Ｓ１５およびステップＳ１６による推定被曝線量の算出と表示について説明する。この説明に入る前に被検体１７内の推定被曝線量分布の計算結果の表示例を図９に示す。同図には被検体１７内の被曝線量分布の等しい等被曝線量線２９a〜２９cが例示されており、体表に近いほど高被曝線量になっている。被曝線量分布の推定は三次元的に行われるので、推定被曝線量の分布表示は被検体１７の横断面に限らず、例えば被検体１７の体軸に沿った鉛直面、水平面等での推定被曝線量分布を表示することも可能である。また等被曝線量線を表示するだけでなく、各断層像の断層面内平均被曝線量や一連のスキャンの総合的な被曝結果としての総被曝４３も表示することができる。ここでは、被検体１７の被曝線量分布が表示装置５によって操作者に提示されるため、操作者は被検体１７のＸ線被曝についてより詳細な評価を行うことができる。

さて、ステップＳ１５で被検体内の被曝線量分布を計算するために、予め記憶装置２４に保存してあるデータベースファイルには基準人体ＣＴ値モデル２５に対する被曝線量分布の実測値もしくは理論計算値を格納している。すなわち、使用可能な各Ｘ線管電圧毎、各基準人体ＣＴ値モデル毎、各横断面毎に、代表的なＸ線管電流パラメータを用いて複数の適当な測定点における被曝線量を測定しておき、もしくは理論計算しておき、記憶装置２４に保存されているデータベースファイルに記録している。測定点以外の任意の位置での被曝線量は、測定点での値に基づいて補間によって求めることができるので、測定点の位置と測定点での被曝線量をデータベースファイルに記録しておけばよい。被曝線量の測定点３０は、図１１に示すように被検体１７の横断面の重心と表層部、被検体１７の主な臓器の重心と境界部というように設定する。

基準人体ＣＴ値モデル２５における上述の被曝線量分布データと被検体１７に対する被検体三次元ＣＴ値モデル２８とを用いて、基準人体ＣＴ値モデル２５における被曝線量分布に対応する被検体１７での被曝線量分布、各横断面における断層面内平均被曝線量、被曝線量のスライス方向積分である総被曝、などを被検体三次元ＣＴ値モデル２８上で推定することができる。なお、断層面内平均被曝線量としては必要に応じて単純平均値や、体表側を重視した荷重平均値や、臓器による感受性を考慮した荷重平均値等を選択して使用することができる。

次に、ステップＳ１６の推定被曝線量表示の工程では、ステップＳ１５の計算結果を表示装置５に表示する。この表示例としては、図９に示したような被検体１７の断層面内の被曝線量分布、図１０に示した被検体１７の断層面内平均被曝線量のｚ方向分布４１、および断層面内平均被曝線量のｚ方向積分値としての総被曝４２などを用いることができる。図９では、被検体１７の臓器と被曝線量分布を示す等被曝線量線を重ねて表示しているので、各臓器への被曝線量を認識することが容易であるし、図１０では各断層位置での断層面内平均被曝線量がスライス位置ｚに応じてどのように変化しているかを容易に認識できると共に、その積分値としての総被曝が表示されるので、被検体１７へのＸ線被曝を評価する上で有効である。また図示を省略しているが、被検体１７の体軸に沿った鉛直断面、水平断面等における被曝線量分布も表示可能である。

またステップＳ１７およびステップＳ１８の工程において、被検体１７の断層像における推定画像ノイズを算出し表示する。この目的のため、記憶装置２４に予め保存してあるデータベースファイルには、使用可能な各管電圧、各基準人体ＣＴ値モデル、代表的な管電流パラメータを用いた場合の画像ノイズの測定値もしくは理論計算値を格納してある。スキャン計画装置３５は、ステップＳ１０の工程で求めた被検体三次元ＣＴ値モデルと記憶装置２４から読み出したデータベースファイル内の各基準人体ＣＴ値モデルを比較することにより、被検体１７における画像ノイズを推定し表示させる。すなわち、図１２に示すように被検体三次元ＣＴ値モデル２８の断面積と、基準人体ＣＴ値モデル２５の断面積−画像ノイズ曲線３７とから被検体１７の各断層位置における画像ノイズを推定し、図１３のように表示装置６に推定画像ノイズ３８を表示する。また推定画像ノイズ３８だけでなく、ステップＳ１３で推定した断層面内平均被曝線量推定値３９や推定総被曝４０も表示することができ、画像ノイズと被曝線量のバランスが適正であるかどうかを容易に判断することが可能である。

次に、ステップＳ１９の被曝線量・画像ノイズ判断の工程では、ステップＳ１６で表示された被検体１７の推定被曝線量計算結果と、ステップＳ１８で表示された被検体１７の推定画像ノイズ計算結果とを操作者が見て、被曝線量と画質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Ｓ２０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る。一方、適正でないと判断した場合にはステップＳ２１により管電流パターンの編集後、ステップＳ２２の管電圧設定値の再入力、あるいはステップＳ８の最大管電流設定値の再入力を選択し実行する。

また、ステップＳ１０での被検体１７のＣＴ値モデルデータの生成方法としては、前述の基準人体ＣＴ値モデルデータ２５を使う方法以外に、過去に撮影した同じ被検体１７のＣＴ撮影データを使用する方法も実施可能である。この場合には、実際に同一の被検体１７のＣＴ値分布データを使用するために、基準人体ＣＴ値モデルデータ２５の形状を補正する手順が必要なくなるという利点がある。しかし初回のＣＴ撮影には使用できないため、過去にＣＴ撮影を行った被検体１７に関して、２回目以降のＣＴ撮影を行う場合が対象となる。また被検体１７内で実際の被曝線量を測定することは現実的ではないため、データベースに格納しておく被曝線量データとしては被検体１７のＣＴ値分布に対する被曝線量理論計算値を用いる。

このようにＣＴスキャン前に被検体１７の体内の被曝線量分布と画像ノイズを推定して、推定結果を図１３に示す如く推定画像ノイズ３８および平均被曝線量推定値３９として表示することにより、操作者は事前に撮影手技に応じた被検体１７の被曝線量分布と画像ノイズを近似的に知ることが可能となる。この結果、例えば、単純に被検体１７の全ての組織に関して一律に被曝線量を減らすのではなく、骨髄や肺等の放射線感受性の高い組織に関しては特に被曝線量を低減し、逆に脂肪や筋肉等の放射線感受性の比較的低い組織には、画質が満足できる程度に被曝線量のレベルを維持するというような詳細な設定が可能となる。ステップＳ２３における管電流パターンの編集工程はこのために必要な工程である。

次に、図１４を用いて被検体１７をＣＴ撮影する管電流の変化パターンの編集について説明する。
同図は、管電流の変化パターンを被検体１７の被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａと対応させて表示したものであり、簡単化のためにＸ線管位相角βの変化に伴う大略周期的なＸ線管電流の変化については省略し、スライス位置ｚによる変化のみ示している。被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａは体幹部のものを示し、管電流の変化パターンとしては、編集前の初期のＸ線管電流の変化パターン３１ａと、編集後の修正されたＸ線管電流の変化パターン３１ｂとを示している。

このＸ線管電流の変化パターンの編集工程では、表示装置５の画面において被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａ上に表示された初期設定の管電流の変化パターン３１ａに対し、被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａを参照しながら、また場合によっては被検体１７の内部の被曝線量分布や画像ノイズ分布を参照して操作装置６によって修正を加えて、新しい管電流の変化パターン３１ｂを編集する。この編集操作によって任意の部位の管電流の変化パターンを再設定する。なお、被検体仮想正面スキャノグラムデータ３６ａの代わりに被検体仮想側面スキャノグラムデータ３６ｂを用いても同様にＸ線管電流の変化パターンを編集可能である。

この編集操作において、自動的な管電流の変化パターンの設定では、横隔膜付近のように密度が大きく変化する領域では、管電流を平均的な値に設定するが、被曝線量が増えても画質を向上させる必要がある領域などでは管電流を部分的に高く設定する。管電流の変化パターンは、前述の如くスキャン条件が設定されていれば、時間ｔのみの関数になるので、任意時刻のＸ線管電流の値を変化させることができる。図１４に示した例では、初期の管電流の変化パターン３１ａに対し、肺の領域の管電流を少し低下させ、横隔膜から肝臓の領域の管電流を少し増加させることで、修正後の管電流の変化パターン３１ｂに編集している。

次に管電圧の推奨に関する機能について説明する。
小児においては一般的な管電圧、例えば１２０ｋＶよりも低い管電圧である８０ｋＶあるいは１００ｋＶを用いる方が画質と被曝線量のバランスが良い場合がある。そこで、被検体１７が小児であることを操作者が操作装置６から予め入力した場合や、ステップＳ１０において生成された被検体三次元ＣＴ値モデル２８が小児相当のものである場合には、スキャン計画装置３５は表示装置５にステップＳ１９における判断材料として８０ｋＶあるいは１００ｋＶ等の管電圧を推奨表示する。逆に一般的な成人よりも体格の大きな被検体１７の場合には、一般的な管電圧１２０ｋＶよりも高い管電圧である１３０ｋＶあるいは１４０ｋＶを用いる方が画質と被曝線量のバランスが良い場合がある。そこで、たとえばステップＳ１０において生成された被検体三次元ＣＴ値モデル２８が大被検体相当のものである場合には、スキャン計画装置３５は表示装置５に、ステップＳ１９における判断材料として１３０ｋＶあるいは１４０ｋＶ等の管電圧を推奨表示する。またこのように推奨管電圧を表示する場合、操作者が入力した管電圧設定値に基づく推定被曝線量、推定画像ノイズのみならず、スキャン計画装置３５が推奨する管電圧に基づく推定被曝線量、推定画像ノイズをも表示することにより、管電圧の選択に関する判断を容易に行うことができる。

このように上述したＸ線ＣＴ装置は、従来のように本スキャンに先立って被検体１７へＸ線を曝射してスキャノグラムデータを得るのではなく、記憶装置２４内に格納した基準人体ＣＴ値モデルデータ２５による基準人体スキャノグラムデータ２６ａ，２６ｂを、被検体二次元画像撮影装置３２，３３による被検体１７の二次元画像データ２７ａ，２７ｂに基づいて補正して従来のスキャノグラムデータに対応する被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを得るようにしたため、被検体１７の被曝を最小限に抑えながら、被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを用いて種々のスキャン条件の設定を行うことが可能になる。

また上述したスキャン条件として、被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを用いて断層像撮影位置の設定を行うようにすると、本スキャン前における被検体１７の被曝を無くしながらも正確なスキャン位置を設定することができる。またスキャン条件として、被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを用いて管電流変化パターンや管電圧の設定を行うようにすると、本スキャン前の被検体１７の被曝を無くしながらも望ましい管電流変化パターンや管電圧値を設定することができる。

図１５は、本発明にさらに他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置による断層像生成処理動作を示すフローチャートである。
ここでは先の実施の形態との相違点についてのみ説明して、同等の工程については同一符号を付けて詳細な説明を省略する。ステップＳ６までの断層像撮影位置および断層像撮影範囲の設定後に、ステップＳ２４の画像ノイズ上限値入力の工程を加えている。この工程の追加によって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保するために操作者が予め画像ノイズ上限値を入力することができるようにしている。また同じく操作者が入力したＸ線条件からスキャン計画装置３５により推定された画像ノイズとの比較により、スキャン計画装置３５が必要と判断するＸ線条件としてステップＳ２５で最大管電流推奨値を算出し、この算出した最大管電流推奨値をステップＳ２６として表示装置５に表示するようにしたもので、一層適正なＣＴ検査の実行が可能になる。

図１６は、本発明にさらに他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置による断層像生成処理動作を示すフローチャートである。
ここでは図５に示した実施の形態との相違点についてのみ説明して、同等の工程については同一符号を付けて詳細な説明を省略する。ステップＳ６までの断層像撮影位置の設定後に、ステップＳ２７の被曝線量上限値入力の工程を加えている。この工程の追加によって、撮影範囲内において画質に配慮しつつ一定レベル以下の被曝線量とするために操作者が予め被曝線量上限値を入力することができる。また同じく操作者が入力したＸ線条件からスキャン計画装置３５により推定された被曝線量との比較により、スキャン計画装置３５が必要と判断するＸ線条件としてステップＳ２５で最大管電流推奨値を算出し、この算出した最大管電流推奨値をステップＳ２６として表示装置５に表示するようにしたもので、一層適正なＣＴ検査の実行が可能になる。

図１７は、本発明にさらに他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置による断層像生成処理動作を示すフローチャートである。
ここでは図５に示した実施の形態との相違点についてのみ説明して、同等の工程については同一符号を付けて詳細な説明を省略する。ステップＳ６までの断層像撮影位置の設定後に、ステップＳ２８の優先項目選択判定の工程を加えている。このステップＳ２８によって、被曝線量抑制を優先すべきか画像ノイズ抑制を優先すべきかを判定し、その結果、被曝線量抑制を優先すべき場合はステップＳ２７の被曝線量上限値入力を行い、一方、画像ノイズ抑制を優先すべき場合はステップＳ２４で画像ノイズ上限値入力を行う。これらステップＳ２８、ステップＳ２４およびステップＳ２７の追加によって、撮影範囲内において被曝線量に配慮しつつ一定レベル以上の画質を確保するために操作者が何を優先すべきかを反映させることができ、これに応じてスキャン計画装置３５で機能選択を行うことができる。

上述したＸ線ＣＴ装置は、被検体１７の三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータ２５と、被検体１７の二次元画像を撮影する二次元画像撮影装置３２，３３と、この二次元画像撮影装置３２，３３で撮影した被検体二次元画像データ２７ａ，２７ｂと三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータ２５から計算した基準人体スキャノグラム２６ａ，２６ｂとに基づいて被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを得て、この被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂから被検体の断層像撮影位置を事前に計画すると共に、三次元的基準人体ＣＴ値モデルデータ２５と被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂから被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８を算出し、この被検体三次元ＣＴ値モデルデータ２８に基づいて推定断層画像ノイズ、推定平均被曝線量、推定総被曝、推定被曝線量分布、部位やスキャナ回転位相に対応した推奨Ｘ線管電流変化パターン、推奨Ｘ線管電圧などの推定項目および推奨項目を算出して表示装置６に表示するスキャン計画装置３５と、これら推定項目および推奨項目に関連したスキャン条件を入力する操作装置６と、この操作装置６から入力したスキャン条件に従ってＸ線を制御するシステム制御装置１９を備えているため、従来のように本スキャンの前に被検体１７にＸ線を曝射してスキャノグラムを撮影することなく被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂを利用することができ、この被検体仮想スキャノグラムデータ３６ａ，３６ｂから被検体の断層像撮影位置を指定したり、断層撮影像の画質と被曝線量とのバランスを適正化する推奨スキャン条件を操作者に提供することができる。

本発明の一実施の形態によるＸ線ＣＴ装置を示す概略ブロック構成図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す斜視図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の構成およびＸ線照射との関係を示す模式図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置の側面図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置の処理動作を示すフローチャートである。図１に示したＸ線ＣＴ装置における被検体仮想正面スキャノグラムの算出過程を示す説明図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における被検体仮想側面スキャノグラムを算出する過程を示す説明図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における被検体三次元ＣＴ値モデルの算出過程を示す説明図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における被検体内任意断層面の推定被曝線量分布を示す断面図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における被検体のスライス方向の推定被曝線量分布の計算結果を示す説明図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における基準人体ＣＴ値モデルにおける被曝線量測定点を示す断面図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における基準人体ＣＴ値モデルにおける画像ノイズを示す特性図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における画像ノイズ推定結果を示す説明図である。図１に示したＸ線ＣＴ装置における管電流パターンを示す説明図である。本発明の他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の処理動作を示すフローチャートである。本発明のさらに他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の処理動作を示すフローチャートである。本発明のさらに他の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の処理動作を示すフローチャートである。

符号の説明

１スキャナ
２患者テーブル
３操作卓
５表示装置
６操作装置
８Ｘ線管
１１Ｘ線検出器
１７被検体
１９システム制御装置
２３画像再構成装置
２４記憶装置
２５基準人体ＣＴ値モデルデータ
２６ａ基準人体正面スキャノグラムデータ
２６ｂ基準人体側面スキャノグラムデータ
２７ａ被検体平面画像データ
２７ｂ被検体立面画像データ
２８被検体三次元ＣＴ値モデルデータ
２９ａ〜２９ｃ等被曝線量線
３０被曝線量測定点
３１ａ，３１ｂ管電流変化パターン
３２被検体二次元平面画像撮影装置
３３被検体二次元立面画像撮影装置
３４被検体二次元画像撮影用制御装置
３５スキャン計画装置
３６ａ被検体仮想正面スキャノグラムデータ
３６ｂ被検体仮想側面スキャノグラムデータ

Claims

対象とする被検体の周囲を回転しながらＸ線を曝射するＸ線源と、この被検体を挟んでＸ線源と対向して配置され被検体を透過したＸ線量を検出するＸ線検出器と、撮影条件を入力する操作手段と、この入力した撮影条件に従って、前記Ｘ線源から曝射されて前記Ｘ線検出器で検出した透過Ｘ線データに基づいて断層像を再構成する画像再構成装置と、この画像再構成装置によって再構成した断層像を表示する表示装置とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
基準被検体の三次元的基準被検体ＣＴ値モデルデータを格納した記憶装置と、
可視光もしくは赤外線により対象とする被検体の二次元画像を撮影する被検体二次元画像撮影装置と、
前記三次元的基準被検体ＣＴ値モデルデータから算出した基準被検体スキャノグラムデータと前記被検体二次元画像撮影装置で撮影した被検体の前記被検体二次元画像データとに基づいて被検体仮想スキャノグラムデータを得て、この被検体仮想スキャノグラムデータから対象とする被検体の断層像撮影位置および断層像撮影範囲を本スキャン前に計画すると共に、三次元的基準被検体ＣＴ値モデルデータと被検体仮想スキャノグラムデータから三次元的被検体ＣＴ値モデルを算出し、この三次元的被検体ＣＴ値モデルに基づいて推定断層画像ノイズ、推定平均被曝線量、推定総被曝、推定被曝線量分布、部位やスキャナ回転位相に対応した推奨Ｘ線管電流変化パターン、推奨Ｘ線管電圧などの推定項目および推奨項目を算出して前記表示装置に表示するスキャン計画装置と、
を備え、
上記スキャン計画装置の上記基準被検体スキャノグラムデータは、上記被検体二次元画像撮影装置で撮影した被検体二次元画像データの面積と、該被検体二次元画像データと同じ方向から撮影したものと仮定し基準被検体ＣＴ値モデルから算出される基準被検体スキャノグラムデータの面積を比較し、基準被検体スキャノグラムデータの面積が該被検体二次元画像の面積に最も近い基準被検体ＣＴ値モデルを選択して得たものとし、
更に、上記スキャン計画装置での上記被検体仮想スキャノグラムデータは、この得られた基準被検体スキャノグラムデータと上記被検体二次元画像撮影装置で撮影した被検体二次元画像データとの寸法・形状を比較して、撮影した被検体二次元画像データの寸法・形状になるように基準被検体スキャノグラムデータの寸法・形状を補正して得るものとした、Ｘ線ＣＴ装置。