JP6502023B2 - X-ray computed tomography apparatus and scan plan setting support apparatus - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ）及びスキャン計画設定支援装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT) and a scan planning setting support apparatus.
近年の低線量撮影技術の進歩により、診断に用いる本スキャンの低線量化が進んでいる。スキャン計画段階で本スキャンのスキャン位置や範囲、再構成位置や範囲の決定及び管電流の変調を設定するために２次元の位置決め用の画像（位置決め用画像スキャノグラムとも呼ばれる）の撮影がなされている。図９に示すように位置決め用画像は例えばＸ線管を０度の位置、つまり被検体に対して正面方向の位置に固定して天板を定速移動又は断続移動させながら連続的に又は天板移動に同期して断続的に撮影を繰り返すことで撮影される。正面方向（０°）に加えて側面方向（９０°）の２方向、さらに任意方向から位置決め用画像を収集することもあるが、表示方向は撮影方向に固定されるので、撮影後に表示方向を変更することはできない。 Recent advances in low-dose imaging techniques have led to reductions in the dose of this scan used for diagnosis. A two-dimensional positioning image (also called positioning image scanogram) is taken at the scan planning stage to set the scan position and range of the main scan, determination of the reconstruction position and range, and modulation of the tube current. . As shown in FIG. 9, for example, the X-ray tube is fixed at the position of 0 degree, that is, the position in the front direction with respect to the subject, and the positioning image moves continuously or intermittently while moving the top Photographed by repeating photographing intermittently in synchronization with plate movement. In addition to the front direction (0 °), positioning images may be collected from two directions in the side direction (90 °) and further from any direction, but since the display direction is fixed in the shooting direction, the display direction It can not be changed.
そのために管電流の変調設定は図１０、図１１に例示するように最大でも２方向の位置決め用画像上で設定できる範囲に制限され、臓器の形状やその位置、臓器どうしの配置関係等に従ってＸ線管の回転軌道に沿ってきめ細かく高管電流区間や低管電流区間を設定することができなかった。 Therefore, the modulation setting of the tube current is limited to the range that can be set on the positioning image in the maximum two directions as illustrated in FIG. 10 and FIG. 11, and X is determined according to the shape of the organ and its position, the arrangement relationship between organs, etc. It was not possible to finely set the high tube current section and the low tube current section along the rotational trajectory of the wire tube.
また位置決め用画像の撮影に要する被ばく量は、本スキャンの被ばく量が近年低下してきているにも関わらず、従前からあまり変化していない。さらにＣＴスキャンで用いられる自動露光制御（ＣＴ−ＡＥＣ）では寝台高さが変わると拡大率の影響で同じ被検体でも算出されるｍＡが変わってしまう問題点がある。そして位置決め用画像は、あくまで投影像であり、スキャン計画におけるスキャン範囲等の設定精度、設定操作の利便性はあまり好ましくはない。 In addition, the exposure dose required for imaging positioning images has not changed much from before even though the exposure dose for this scan has been decreasing in recent years. Furthermore, in the case of automatic exposure control (CT-AEC) used in CT scan, there is a problem that even if the same subject is calculated, the calculated mA changes even if the bed height changes. The positioning image is a projection image, and the setting accuracy of the scan range and the like in the scan plan and the convenience of the setting operation are not so preferable.
目的は、スキャン計画におけるスキャン範囲等の設定に関して、各臓器に対してきめ細かな線量制御を可能とすることにある。 The purpose is to enable precise dose control for each organ with respect to setting of scan range etc. in scan planning.
ることにある。 It is to
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管装置と、前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、Ｘ線検出器と、被検体を載置する寝台装置と、前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、前記ボリュームデータから、前記抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む２次元画像と、前記抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む３次元画像とを生成する画像生成部と、表示された前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部と、前記修正された前記本スキャン条件に関する情報を含む前記３次元画像を表示する表示部と、を具備する。 An X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube apparatus, a high voltage generation unit that generates a tube voltage to be applied to the X-ray tube apparatus, an X-ray detector, and an object. A bed device to be placed, a rotation mechanism rotatably supporting the X-ray tube device and the X-ray detector around the subject, and storing projection data generated from an output of the X-ray detector At least one of a storage unit, a reconstruction processing unit that reconstructs volume data based on the projection data, an extraction processing unit that extracts an organ area from the volume data, and the organ area extracted from the volume data a two-dimensional image including the part, in at least a portion images generating unit that generates a three-dimensional image including, the scan according to the user operation on the displayed the two-dimensional image of the extracted organ region And the correction unit for correcting the main scan condition for each angle or section of the X-ray tube device in a converter orbit, and a display unit for displaying the 3-dimensional images containing information about the modified the main scan conditions, the Prepare .
以下、図面を参照しながら本実施形態に係わるＸ線コンピュータ断層撮影装置、スキャン計画設定支援装置について説明する。
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管装置と、前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、Ｘ線検出器と、被検体を載置する寝台装置と、前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、前記ボリュームデータから２次元画像を生成する２次元画像生成部と、前記２次元画像を前記抽出された臓器領域とともに表示する表示部と、前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部とを具備する。
Hereinafter, an X-ray computed tomography apparatus and a scan plan setting support apparatus according to the present embodiment will be described with reference to the drawings.
An X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube apparatus, a high voltage generation unit that generates a tube voltage to be applied to the X-ray tube apparatus, an X-ray detector, and an object. A bed device to be placed, a rotation mechanism rotatably supporting the X-ray tube device and the X-ray detector around the subject, and storing projection data generated from an output of the X-ray detector A storage unit, a reconstruction processing unit that reconstructs volume data based on the projection data, an extraction processing unit that extracts an organ area from the volume data, and a two-dimensional image generation that generates a two-dimensional image from the volume data Section, a display section for displaying the two-dimensional image together with the extracted organ area, and the angle or section of the X-ray tube apparatus on the rotational trajectory in the main scan according to the user operation on the two-dimensional image ; And a correction unit for correcting the main scan condition.
本実施形態では、本スキャン前においてヘリカルスキャンやボリュームスキャン等を行って得られるボリュームデータを用いてスキャン計画を実施することにより、本スキャン前に危険な臓器を抽出して、本スキャン時に危険な臓器の線量分布を抑えるようにＸ線をコントロールすることができるようになる。 In the present embodiment, by performing a scan plan using volume data obtained by performing a helical scan, a volume scan and the like before the main scan, dangerous organs are extracted before the main scan and dangerous at the main scan. It will be possible to control x-rays to reduce the dose distribution of organs.
位置決めスキャンこの際、kVスイッチングによるDual Energyなどを用いた複数エネルギーにてボリュームデータを収集してもよい。 Positioning scan At this time, volume data may be collected with a plurality of energies using dual energy or the like by kV switching.
またスキャン範囲中の被検体の対象臓器などの範囲や位置を正確に把握出来るのに加え、スキャンしたい対象臓器を横断面（アキシャル画像）上で正確に確認することができるので、スキャン計画において、回転軌道上で管電流（ｍＡ）の変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現することができる。 In addition to being able to accurately identify the range and position of the target organ etc. of the subject in the scan range, the target organ to be scanned can be accurately confirmed on the cross section (axial image). The modulation of the tube current (mA) can be set precisely and precisely on the rotating orbit, and it can be realized with high operability.
図１は本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管装置１０１とＸ線検出器１０３とが１体として回転軸を中心として被検体の周囲を回転する回転／回転（ROTATE/ROTATE）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管装置１０１のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（STATIONARY/ROTATE）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。 FIG. 1 is a view showing the arrangement of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment. The X-ray computed tomography apparatus includes a rotation / rotation (ROTATE / ROTATE) type in which an X-ray tube device 101 and an X-ray detector 103 are combined to rotate around a subject around a rotation axis, and a ring shape. There are various types such as a fixed / rotation (STATIONARY / ROTATE) type in which a large number of detection elements are arrayed and only the X-ray tube device 101 rotates around the subject, and any type can be applied. Here, the rotation / rotation type currently in the mainstream is described. Also, in order to reconstruct tomographic image data of one slice, projection data of about 360 ° around one circumference of the subject is required, and projection data of 180 ° + fan angle is also required in the half scan method. . The present invention is applicable to any reconstruction scheme. Further, the mechanism for converting incident X-rays into charge includes an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator and then converted into charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode and The generation of electron-hole pairs in semiconductors and their transfer to electrodes, that is, the direct conversion type utilizing the photoconductivity phenomenon, is the mainstream. Although any method of those may be employ | adopted as an X-ray detection element, it demonstrates as the former indirect conversion type here. Further, in recent years, so-called multi-tube type X-ray computed tomography apparatus in which a plurality of pairs of an X-ray tube and an X-ray detector are mounted on a rotating ring has been commercialized, and development of peripheral technologies is advanced. There is. The present invention is applicable to either a conventional single-tube type X-ray computed tomography apparatus or a multi-tube type X-ray computed tomography apparatus. Here, it demonstrates as a single-tube type | mold.
本実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１００を有する。ガントリ１００は、円環状の回転フレーム１０２を有する。回転フレーム１０２は、架台駆動部１０７とともに回転機構を構成する。回転フレーム１０２は、架台駆動部１０７により駆動され回転軸ＲＡを中心に回転する。回転フレーム１０２には、Ｘ線管装置１０１とＸ線検出器１０３とが対向搭載されている。スキャンに際してはＸ線管装置１０１とＸ線検出器１０３との間に寝台装置１１１の天板に載置された被検体が挿入される。天板は寝台装置１１１内に装備された図示しない駆動部によりその長手方向に沿って前後に移動される。 The X-ray computed tomography apparatus of the present embodiment has a gantry 100. The gantry 100 has an annular rotating frame 102. The rotating frame 102 constitutes a rotating mechanism together with the gantry driving unit 107. The rotating frame 102 is driven by the gantry driving unit 107 and rotates around the rotation axis RA. The X-ray tube device 101 and the X-ray detector 103 are mounted on the rotating frame 102 so as to face each other. At the time of scanning, a subject placed on the top plate of the bed apparatus 111 is inserted between the X-ray tube apparatus 101 and the X-ray detector 103. The top board is moved back and forth along its longitudinal direction by a drive unit (not shown) provided in the bed apparatus 111.
Ｘ線管装置１０１は、高電圧発生装置１０９からスリップリング１０８を経由して管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を受け、Ｘ線を発生する。Ｘ線検出器１０３は、被検体を透過したＸ線を検出し、入射Ｘ線の線量を反映した電気信号を出力する複数のＸ線検出素子を有する。複数のＸ線検出素子は、例えば３２０列×９１２チャンネルの２次元状に配列されている。 The X-ray tube apparatus 101 receives application of a tube voltage and supply of a filament current from the high voltage generator 109 via the slip ring 108 to generate X-rays. The X-ray detector 103 has a plurality of X-ray detection elements that detect X-rays transmitted through the subject and output electrical signals reflecting the dose of incident X-rays. The plurality of X-ray detection elements are arranged in a two-dimensional form of, for example, 320 columns × 912 channels.
データ収集回路１０４は、Ｘ線検出器１０３から出力される信号を収集し、ディジタル信号（純生データと呼ばれる）に変換する。データ収集回路１０４には非接触データ伝送装置１０５を経由して前処理装置１０６に接続される。前処理装置１０６は、純生データに対して感度補正、対数変換等の処理をほどこし、投影データを発生する。投影データは記憶装置１１２に記憶される。スキャン制御部１１０は、後述するスキャン計画情報に従ってスキャンを実行するために、架台駆動部１０７、高電圧発生装置１０９、寝台装置１１１の各動作を制御する。 The data acquisition circuit 104 acquires the signal output from the X-ray detector 103 and converts it into a digital signal (referred to as pure raw data). The data acquisition circuit 104 is connected to the preprocessing unit 106 via the noncontact data transmission unit 105. The preprocessing unit 106 performs processing such as sensitivity correction and logarithmic conversion on the pure raw data to generate projection data. The projection data is stored in the storage unit 112. The scan control unit 110 controls the operations of the gantry drive unit 107, the high voltage generator 109, and the bed apparatus 111 in order to execute a scan in accordance with scan plan information described later.
画像再構成部１１７は、従来の２次元の位置決め用画像の撮影と同程度の低線量Ｘ線によるスキャニングで収集する投影データに基づいて画像データを比較的低ノイズで再構成するために設けられる。画像再構成部１１７による再構成手法は、ノイズ低減に適用性の比較的高い任意の手法が用いられる。例えば、逐次近似法を応用した画像再構成法（逐次近似法応用画像再構成法）が用いられる。ここでは、画像再構成部１１７は、逐次近似法応用画像再構成法によりボリュームデータを再構成するものとして以下記載するが、上記の通り逐次近似法応用画像再構成法に限定されるものではない。 The image reconstruction unit 117 is provided to reconstruct image data with relatively low noise based on projection data acquired by scanning with low-dose X-rays similar to the imaging of conventional two-dimensional positioning images. . As the reconstruction method by the image reconstruction unit 117, any method that is relatively applicable to noise reduction is used. For example, an image reconstruction method (a successive approximation applied image reconstruction method) to which the successive approximation method is applied is used. Here, although the image reconstruction unit 117 is described below as reconstructing volume data by the successive approximation method-based image reconstruction method, it is not limited to the successive approximation method-based image reconstruction method as described above. .
画像再構成部１１７は、逐次近似応用再構成法によるアルゴリズムにより、記憶装置１１２に記憶された投影データに基づいて画像データ、ここではボリュームデータを再構成する。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。逐次近似応用再構成処理は、本スキャン前にそのスキャン計画に用いる位置決め画像（断面画像、投影像、ボリュームデータ）の再構成では必須に適用されるが、本スキャンにより収集する投影データに基づいて画像データ（断層像データ、ボリュームデータ）の再構成には後述する再構成処理部１１８が装備する他方式の再構成処理と選択的に適用される。 The image reconstruction unit 117 reconstructs image data, here volume data, based on the projection data stored in the storage device 112 by an algorithm based on the successive approximation applied reconstruction method. Volume data is stored in the storage device 112. The successive approximation application reconstruction process is applied essentially to the reconstruction of the positioning image (cross-sectional image, projection image, volume data) used for the scan plan before the main scan, but based on the projection data collected by the main scan The reconstruction of image data (tomographic image data, volume data) is selectively applied to the other type of reconstruction processing provided by the reconstruction processing unit 118 described later.
逐次近似応用再構成法は、逐次近似法を応用したものである。逐次近似法とは、周知の通り、投影データに対する実測値と計算値の差を比較し、補正を繰り返しながら画像を再構成していく方法である。逐次近似応用再構成法は、逐次近似法の画像再構成サイクルの中で、投影データ上のノイズを落とす処理と、画像データ内でノイズを落とす処理を追加した方法である。逐次近似応用再構成法のアルゴリズムは、収集した投影データに対し、統計学的ノイズモデルとスキャナーモデルを用いてノイズを低減する。さらにアナトミカルモデルを用いて、画像再構成ドメインの中で、どれがノイズでどれが本当の投影データかを見極めてノイズ成分のみを抽出し、この作業を繰り返すことでノイズを高精度に除去、低減する。逐次近似応用再構成法は、低線量撮影と低ノイズ高画質とを両立させた再構成法である。 The successive approximation applied reconstruction method is an application of the successive approximation method. The successive approximation method is, as is well known, a method of comparing the difference between measured values and calculated values with respect to projection data, and reconstructing an image while repeating correction. The successive approximation application reconstruction method is a method in which a process of removing noise on projection data and a process of removing noise in image data are added in an image reconstruction cycle of the successive approximation method. The algorithm of the successive approximation applied reconstruction method uses a statistical noise model and a scanner model to reduce noise on the collected projection data. Furthermore, by using an anatomical model, it is possible to see which is noise and which is true projection data in the image reconstruction domain, extract only the noise component, and remove and reduce the noise with high accuracy by repeating this process. Do. The successive approximation application reconstruction method is a reconstruction method in which low dose imaging and low noise high image quality are compatible.
再構成処理部１１８は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角の範囲内の投影データに基づいて、画像再構成部１１７における逐次近似応用画像再構成法とは異なる例えばフェルドカンプ法、又はコーンビーム再構成法によりボリュームデータを再構成する。フェルドカンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドカンプ法よりもコーン角エラーが抑えられる方法として再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。 The reconstruction processing unit 118 uses, for example, the Feldkamp method, which is different from the successive approximation applied image reconstruction method in the image reconstruction unit 117, on the basis of projection data in the range of 360 ° or 180 ° + fan angle. Volume data is reconstructed by cone beam reconstruction. The Feldkamp method is a reconstruction method when the projection ray intersects the reconstruction plane like a cone beam, and is treated as a fan projection beam in the case of convolution assuming that the cone angle is small. Back projection is an approximate image reconstruction method that processes along rays during scanning. The cone beam reconstruction method is a reconstruction method which corrects projection data according to the angle of the ray with respect to the reconstruction surface as a method in which the cone angle error is suppressed more than the Feldkamp method. Volume data is stored in the storage device 112.
位置決めスキャンで収集した投影データからボリュームデータを再構成するにはノイズ低減に適用性の高い例えば逐次近似応用再構成法が適用され、一位置決めスキャン方、本スキャンで収集した投影データからボリュームデータを再構成するには逐次近似応用再構成法、フェルドカンプ法、コーンビーム再構成法が任意に選択される。 In order to reconstruct volume data from projection data collected by positioning scan, for example, successive approximation applied reconstruction method that is highly applicable to noise reduction is applied, volume data is obtained from projection data collected by one positioning scan and main scan. For reconstruction, the successive approximation application reconstruction method, the Feldkamp method, and the cone beam reconstruction method are arbitrarily selected.
表示装置１１６は、主に、ボリュームデータから発生された画像を表示し、またスキャンエキスパートシステム１２０により構築されるスキャン計画支援画面を表示するために設けられる。入力装置１１５は、操作者の指示を入力するためにキーボード、マウス等から構成される。 The display device 116 is mainly provided to display an image generated from volume data and to display a scan planning support screen constructed by the scan expert system 120. The input device 115 includes a keyboard, a mouse, and the like to input an instruction of the operator.
３次元画像処理部１２１は、記憶装置１１２に記憶されるボリュームデータからボリュームレンダリング処理により３次元画像のデータを発生する機能、断面変換処理（ＭＰＲ処理）によりボリュームデータからアキシャル／サジタル／コロナル又は任意のオブリーク断面に関する断面画像のデータを発生する機能を有する。スキャン計画においてはアキシャル画像が発生される。投影像発生処理部１２２は、記憶装置１１２に記憶されている投影データから位置決め用画像として投影像のデータを発生する。例えばスキャン計画支援画面上で、０°、４５°、９０°から任意のビューアングルが選択的に指定されると、スキャンエキスパートシステム１２０の制御により当該ビューアングルにＸ線管装置１０１が位置するときに収集された投影データが記憶装置１１２から読み出される。ビューアングルとは投影データ収集時のＸ線管装置１０１の回転軌道上の位置を角度で表記したものである。０°はＸ線管装置１０１がその回転軌道上の頂上の位置にあることを表している。投影像発生処理部１２２は、読み出された同じビューアングルの投影データをそれぞれの天板位置に従って配列し、一枚に合成することにより、投影像、つまり従来同等の位置決め用画像のデータを発生する。 The three-dimensional image processing unit 121 has a function of generating data of a three-dimensional image by volume rendering processing from volume data stored in the storage device 112, axial / sagittal / colonal or arbitrary from volume data by cross-section conversion processing (MPR processing) And the function of generating data of cross-sectional images related to the cross-sections of the oblique cross-sections. In the scan plan, axial images are generated. The projection image generation processing unit 122 generates projection image data as a positioning image from the projection data stored in the storage device 112. For example, when an arbitrary view angle is selectively designated from 0 °, 45 °, 90 ° on the scan planning support screen, when the X-ray tube device 101 is positioned at the view angle under the control of the scan expert system 120 The projection data collected in the image data is read out from the storage unit 112. The view angle is the angle on the rotational trajectory of the X-ray tube device 101 at the time of projection data collection. 0 ° represents that the X-ray tube device 101 is at the top of its rotational trajectory. The projection image generation processing unit 122 arranges the read projection data of the same view angle according to the respective top plate positions and combines them into one sheet, thereby generating a projection image, that is, data of an image for positioning equivalent to the conventional one. Do.
部位抽出処理部１２３は、記憶装置１１２に記憶されるボリュームデータから臓器領域を抽出する。ＣＴ値のボリュームデータが得られるので検査対象などの臓器領域を閾値処理で抽出し、又は標準的なアナトミカルモデルとのマッチング処理により臓器のセグメンテーションを行うことで臓器領域を同定することができる。例えば部位抽出処理部１２３は、スキャンエキスパートシステム１２０から検査依頼情報に含まれる検査対象臓器コードを受け、その検査対象臓器に適用される閾値及び形状パターンに従ってボリュームデータからその臓器領域を抽出する。 The part extraction processing unit 123 extracts an organ area from the volume data stored in the storage device 112. Since volume data of CT values can be obtained, an organ area such as an examination object can be extracted by threshold processing, or the organ area can be identified by performing segmentation of the organ by matching processing with a standard anatomical model. For example, the part extraction processing unit 123 receives the examination target organ code included in the examination request information from the scan expert system 120, and extracts the organ area from the volume data according to the threshold value and the shape pattern applied to the examination target organ.
さらに部位抽出処理部１２３は、Ｘ線感受性の高くＸ線照射に対して危険な臓器、例えば「精巣」、「卵巣」、「脊髄」、「眼球（水晶体）」等の領域を閾値処理、標準的なアナトミカルモデルとのマッチング処理によってボリュームデータから抽出する。抽出された臓器領域の情報はスキャンエキスパートシステム１２０に供給される。 Furthermore, the site extraction processing unit 123 performs threshold processing on the regions such as “testis”, “ovary”, “spinal cord”, “eyeball (lens)”, etc. that are highly X-ray sensitive and dangerous to X-ray irradiation. It extracts from volume data by the matching process with a typical anatomical model. The extracted organ area information is supplied to the scan expert system 120.
スキャン計画でボリュームデータを用いることにより、危険な臓器を３次元で抽出し、本スキャンで危険な臓器の線量分布を抑えるようにＸ線をコントロールすることができるようになる。スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている規定値を超えないよう管電流等のスキャン条件を自動調整をする。 スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている規定値を超えないよう管電流等のスキャン条件を手動で修正することを支援する機能を有している。そのためにスキャンエキスパートシステム１２０は、ユーザによるスキャン計画の設定を支援する画面を構築する。図５に例示するように、スキャン計画支援画面には、断面画像と位置決め用画像が含まれる。位置決め用画像上のアキシャル断面線がユーザにより入力装置１１５の操作により移動されたとき、３次元画像処理部１２１により移動後の断面線の位置に応じて発生されたアキシャル画像に表示切り換えされる。スキャンエキスパートシステム１２０は、部位抽出処理部１２３で抽出された臓器領域をそれぞれ割り当てられているカラーでスキャン計画支援画面上の断面画像、投影像（位置決め用画像）、３次元画像に重ねる。 By using volume data in the scan plan, it becomes possible to extract dangerous organs in three dimensions and control X-rays so as to suppress the dose distribution of dangerous organs in this scan. The scan expert system 120 automatically adjusts the scan conditions such as the tube current so that the radiation dose to the extracted dangerous organ does not exceed the specified value preset for each organ. The scan expert system 120 assists in manually correcting the scan conditions such as the tube current so that the radiation dose to the extracted dangerous organs does not exceed the specified value preset for each organ. It has a function. To that end, the scan expert system 120 constructs a screen that assists the user in setting up a scan plan. As illustrated in FIG. 5, the scan planning support screen includes a cross-sectional image and a positioning image. When the axial section line on the positioning image is moved by the operation of the input device 115 by the user, the three-dimensional image processing unit 121 switches the display to an axial image generated according to the position of the section line after movement. The scan expert system 120 superimposes the organ area extracted by the part extraction processing unit 123 on the cross-sectional image on the scan planning support screen, the projection image (positioning image), and the three-dimensional image in the allocated colors.
またＸ線感受性の高いＸ線照射による危険な臓器として例えば「精巣」、「卵巣」、「脊髄」、「眼球（水晶体）」等の領域が、位置決めスキャンによるボリュームデータから抽出され、注意喚起色として例えば赤色で断面画像、投影像（位置決め用画像）、３次元画像に重ねられる。 In addition, areas such as “testis”, “ovary”, “spinal cord”, “eyeball (lens)” etc. are extracted from volume data by positioning scan as dangerous organs by X-ray irradiation with high X-ray sensitivity, and alerting color For example, in red, cross-sectional images, projected images (positioning images), and three-dimensional images are superimposed.
スキャンエキスパートシステム１２０は、抽出された危険な臓器に対してそれぞれの照射線量が、各臓器に予め設定されている上限値を超えるとき、管電流等のスキャン条件を修正することを促すメッセージを表示する。 The scan expert system 120 displays a message prompting the user to correct the scan conditions such as the tube current when the irradiation dose to the extracted dangerous organ exceeds the upper limit value preset for each organ Do.
スキャン計画支援画面上の断面画像上には、Ｘ線管装置１０１の回転軌道を表す円環線と、管電流の変調区間を表す補助線とが重ねられる。補助線としては変調区間の始点を表す始点補助線と、変調区間の終点を表す終点補助線との対からなる。なお、基準管電流を定常電流として、基準管電流をそれよりも高管電流に変調する区間及び基準管電流をそれよりも低管電流に変調する区間を変調区間という。なお、基準管電流としては、スキャン計画候補内に推奨値として予め既定されている管電流（ｍＡ）、又はその既定の推奨値をボリュームデータから高精度に同定できる被検体の体厚、検査対象臓器の大きさ等に応じて計算された値が適用される。 On the cross-sectional image on the scan planning support screen, an annular line representing the rotational trajectory of the X-ray tube device 101 and an auxiliary line representing the modulation section of the tube current are superimposed. The auxiliary lines consist of a pair of a start point auxiliary line representing the start point of the modulation section and an end point auxiliary line representing the end point of the modulation section. A section in which the reference tube current is a steady current and a section in which the reference tube current is modulated to a higher tube current and a section in which the reference tube current is modulated to a lower tube current are referred to as modulation sections. As the reference tube current, the tube current (mA) preset as a recommended value in the scan plan candidate, or the body thickness of the subject which can identify the preset recommended value from the volume data with high accuracy The value calculated according to the size of the organ is applied.
ユーザによる入力装置１１５のドラッグ等の操作に従って変調区間の始点補助線、終点補助線の位置が任意に変更される。それにより変調区間の位置、長さを変調することができる。さらに低管電流区間追加と高管電流区間追加との２種類の変調区間追加ボタンが用意されている。変調区間追加ボタンをクリックすることにより変調区間を任意に追加することができる。 The positions of the start and end auxiliary lines of the modulation section are arbitrarily changed in accordance with the user's operation such as dragging of the input device 115. Thereby, the position and length of the modulation section can be modulated. Furthermore, two types of modulation area addition buttons are provided: low tube current area addition and high tube current area addition. A modulation interval can be arbitrarily added by clicking on the modulation interval addition button.
スキャンエキスパートシステム１２０は、スキャン計画支援画面上の「３Ｄボタン」がクリックされたとき、アキシャル画像に代えて、３次元画像処理部１２１でボリュームデータからボリュームレンダリング処理により発生された３次元画像が表示される。図８に例示するように３次元画像には、アキシャル画像上で設定された基準区間に対する変調区間がそれらを区別できる態様のマークが重ねられ、３次元画像上で変調区間を確認することができる。 When the “3D button” on the scan planning support screen is clicked, the scan expert system 120 displays a three-dimensional image generated by volume rendering processing from volume data at the three-dimensional image processing unit 121 instead of the axial image. Be done. As exemplified in FIG. 8, on the three-dimensional image, a mark of a mode in which the modulation section with respect to the reference section set on the axial image can distinguish them is superimposed, and the modulation section can be confirmed on the three-dimensional image. .
その他、スキャン位置、スキャン範囲、再構成位置、再構成範囲、管電圧、スライス厚、再構成関数等がスキャン計画支援画面上で指定される。スキャンエキスパートシステム１２０は、確定されたスキャン計画に従ってスキャン計画情報を発生する。スキャン計画情報はスキャン制御部１１０に送られ、スキャン制御部１１０の制御下でスキャン計画情報に従って本スキャンが実行される。 In addition, a scan position, a scan range, a reconstruction position, a reconstruction range, a tube voltage, a slice thickness, a reconstruction function, and the like are specified on the scan planning support screen. The scan expert system 120 generates scan plan information according to the determined scan plan. The scan plan information is sent to the scan control unit 110, and the main scan is executed according to the scan plan information under the control of the scan control unit 110.
スキャンエキスパートシステム１２０では、Ｘ線照射範囲に存在する危険な臓器が存在するとき、スキャン計画支援画面上で指定された本スキャンのスキャン条件のもとで各危険臓器の線量分布、CTDIやSSDEといった被ばく量を計算し、各危険臓器に予め設定されている規定値を被ばく量が超えるとき、管電流等のスキャン条件を手動で修正することを促すメッセージを表示させる。このメッセージが非表示になるようユーザはスキャン条件を修正する。 In the scan expert system 120, when there are dangerous organs present in the X-ray irradiation range, the dose distribution of each dangerous organ under the scan conditions of the main scan specified on the scan planning support screen, such as CTDI and SSDE The exposure dose is calculated, and when the exposure dose exceeds the prescribed value set in advance for each dangerous organ, a message prompting manual correction of scan conditions such as tube current is displayed. The user corrects the scan conditions so that this message is hidden.
スキャン計画支援画面上のアキシャル画像や３次元画像上で臓器等の位置を確認しながら、感受性の高い臓器に線量をあてたくないといった細かい管電流ｍAの設定が可能となり、アキシャル画像や３次元画像の回転軌道上で管電流変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現し得ることができる。加えて、スキャン前に臓器ごとのCTDIやSSDEといった被ばく量の指標も確認することができる。 While confirming the position of organs etc. on the axial image or 3D image on the scan planning support screen, it becomes possible to set the fine tube current mA so as not to apply the dose to the sensitive organ, and the axial image or 3D image The tube current modulation can be set precisely and precisely on the rotational trajectory of the above, and furthermore, it can be realized with high operability. In addition, indicators of exposure such as CTDI and SSDE for each organ can also be confirmed before scanning.
このように本実施形態では、本スキャン前の位置決めスキャンでボリュームデータを収集することができ、３次元的に臓器の場所を把握することができる。これにより例えば肝臓に線量を当てたいが他の臓器には線量を当てたくない場合、肝臓に近い投影角度からの線量を多く出し、その他の部位に線量を当てない、といった制御が可能となる。また、臓器の位置を把握出来るため、臓器ごとの被ばく線量計算も実施出来るようになる。 As described above, in the present embodiment, volume data can be collected by a positioning scan before the main scan, and the locations of organs can be grasped three-dimensionally. Thus, for example, when it is desired to apply a dose to the liver but not to other organs, control can be performed such that a large amount of dose from a projection angle close to the liver is given and no dose is given to other sites. In addition, it is possible to calculate the exposure dose for each organ because the position of the organ can be grasped.
図２には本実施形態によるスキャン計画段階の低線量の位置決めスキャンから本スキャンを経て最終的に画像表示に至るＣＴ検査全体の処理手順を示している。スキャン計画段階ではまずスキャン制御部１１０の制御により、被検体の胸部全体、腹部全体、上半身全体など比較的広範囲に対して、本スキャンよりも低線量でヘリカルスキャン方式又はノンヘリカルスキャン方式により位置決めスキャンが実行される。ヘリカルスキャン方式のとき、Ｘ線管装置１０１及びＸ線検出器１０３が被検体の周囲を連続的に回転しながら、Ｘ線検出器１０３で被検体の透過Ｘ線の検出が繰り返され、それと共に被検体を載置した天板が連続的に移動される。ノンヘリカルスキャン方式の場合、天板が停止した状態で１周分の投影データが収集され、その後、天板がコーン広がり角に応じた所定距離を移動され、その位置で１周分の投影データが収集され、そのような動作が繰り返される。位置決めスキャンにより被検体の体軸に沿った広範囲にわたる３６０°分の投影データが収集される（Ｓ１１）。この位置決めスキャンにより収集された投影データに基づいて画像再構成部１１７によりボリュームデータが再構成される（Ｓ１２）。ボリュームデータは記憶装置１１２に記憶される。 FIG. 2 shows the processing procedure of the entire CT examination from the low dose positioning scan at the scan planning stage according to the present embodiment through the main scan to the final image display. In the scan planning stage, first, positioning scan by a helical scan method or non-helical scan method with a lower dose than the main scan for a relatively wide range such as the entire chest, entire abdomen, and entire upper body of the subject under control of the scan control unit 110 Is executed. In the case of the helical scan method, while the X-ray tube device 101 and the X-ray detector 103 rotate continuously around the subject, the X-ray detector 103 repeatedly detects the transmitted X-rays of the subject, The top on which the subject is placed is continuously moved. In the case of the non-helical scan method, projection data for one rotation is collected with the top plate stopped, and then the top plate is moved by a predetermined distance according to the cone spread angle, and projection data for one rotation at that position Are collected and such operations are repeated. The positioning scan collects 360 ° of projection data over a wide range along the body axis of the subject (S11). Based on the projection data collected by this positioning scan, volume data is reconstructed by the image reconstruction unit 117 (S12). Volume data is stored in the storage device 112.
位置決めスキャンで収集された全周分の投影データのうち、Ｘ線管装置１０１が例えば０°、４５°、９０°から入力装置１１５を介して任意に選択された角度で収集された投影データが記憶装置１１２から投影像発生処理部１２２に読み出される。読み出された投影データは天板位置（体軸方向の位置）に従って配列され、一枚に合成される。それにより一方向から見た位置決め用画像（投影像）のデータが発生される（Ｓ１３）。初期的には０°の位置決め用画像が生成され、図５に例示するようにスキャン計画支援画面に表示される（Ｓ１４）。他の４５°又は９０°の投影方向が入力装置１１５を介して選択されたとき（Ｓ１５）、工程Ｓ１３にリターンされ、当該選択された他の４５°又は９０°の位置決め用画像が生成され、その表示に切り換えられる。 Among the projection data of the entire circumference collected by the positioning scan, projection data collected at an arbitrarily selected angle from the X-ray tube device 101 via the input device 115 from 0 °, 45 °, 90 °, for example The projection image generation processing unit 122 is read from the storage unit 112. The read projection data is arranged in accordance with the top position (the position in the body axis direction), and is combined into one sheet. Thereby, data of the positioning image (projected image) viewed from one direction is generated (S13). Initially, a positioning image of 0 ° is generated and displayed on the scan planning support screen as illustrated in FIG. 5 (S14). When another 45 ° or 90 ° projection direction is selected via the input device 115 (S15), the process returns to step S13 to generate the other selected 45 ° or 90 ° positioning image, It is switched to that display.
図３には位置決めスキャンがヘリカルスキャンで行われた場合の位置決め用画像（投影像）の合成について示し、図４には位置決めスキャンがノンヘリカルスキャンで行われた場合の位置決め用画像の合成について示している。本実施形態ではスキャンにより全周分の投影データが収集されるから、任意方向で位置決め用画像を生成することができ、従来のように位置決め用画像が撮影時の撮影方向に固定され、他の方向から位置決め用画像を観察することができ、撮影後には位置決め用画像の方向をないとの制約がない。ここでは投影方向を０°、４５°、９０°のいずれかを選択すると例示したが、これは任意の角度を設定できることを含んでいる。 FIG. 3 shows the composition of the positioning image (projected image) when the positioning scan is performed by the helical scan, and FIG. 4 shows the composition of the positioning image when the positioning scan is performed by the non-helical scan ing. In the present embodiment, projection data for the entire circumference is collected by scanning, so that positioning images can be generated in an arbitrary direction, and the positioning images are fixed in the shooting direction at the time of shooting as in the prior art. The positioning image can be observed from the direction, and there is no restriction that the direction of the positioning image is not taken after photographing. Here, it is exemplified that the projection direction is selected from 0 °, 45 °, and 90 °, but this includes that an arbitrary angle can be set.
スキャン計画支援画面上の位置決め用画像上にはアキシャル断面線が重ねられる。３次元画像処理部１２１により、ボリュームデータから断面変換処理（ＭＰＲ処理）によりアキシャル断面線で示されたアキシャル断面のアキシャル画像が発生され（Ｓ１６）、スキャン計画支援画面上に表示される（Ｓ１７）。位置決め用画像上に重ねられているアキシャル断面線がユーザにより入力装置１１５の操作により体軸に沿って前後に移動されたとき（Ｓ１８）、３次元画像処理部１２１により移動後のアキシャル断面線の位置に応じて発生されたアキシャル画像に表示が切り換えられる。 An axial section line is superimposed on the positioning image on the scan planning support screen. The three-dimensional image processing unit 121 generates an axial image of an axial section indicated by an axial section line from the volume data by section conversion processing (MPR processing) (S16), and is displayed on the scan planning support screen (S17) . When the axial section line superimposed on the positioning image is moved back and forth along the body axis by the operation of the input device 115 by the user (S18), the axial section line after movement by the three-dimensional image processing unit 121 The display is switched to the generated axial image according to the position.
図５にはスキャンエキスパートシステム１２０により構築されるスキャン計画支援画面を示している。スキャン計画支援画面にはスキャン計画におけるスキャン条件が数値で示される。スキャン開始時間、休止時間、スキャン開始位置、スキャン終了位置、スキャンモード、スキャン数、管電圧（ｋＶ）、管電流（ｍＡ）、スキャン範囲（Ｃ−ＦＯＶ）、再構成範囲（Ｄ−ＦＯＶ）、スキャン速度（合計時間）、撮影スライス厚、移動範囲、スキャン後移動量などの推奨値が個々に数値で表され、ユーザは任意に変更することができる。またスキャン計画支援画面には位置決め用画像、この例では正面方向（０°）の位置決め用画像が表示される。上述したように位置決め用画像にはアキシャル断面線が重ねられる。アキシャル断面線で示された断面のアキシャル画像が、位置決め用画像とともに表示される。 FIG. 5 shows a scan planning support screen constructed by the scan expert system 120. The scan planning support screen numerically indicates the scan conditions in the scan plan. Scan start time, pause time, scan start position, scan end position, scan mode, number of scans, tube voltage (kV), tube current (mA), scan range (C-FOV), reconstruction range (D-FOV), Recommended values such as scan speed (total time), imaging slice thickness, movement range, movement amount after scan are individually represented by numerical values, and can be arbitrarily changed by the user. Further, a positioning image, in this example, a positioning image in the front direction (0 °) is displayed on the scan planning support screen. As described above, the axial section line is superimposed on the positioning image. An axial image of the cross section indicated by the axial cross section line is displayed together with the positioning image.
スキャンエキスパートシステム１２０により、Ｘ線管装置１０１の回転軌道を表す円環線と、管電流の変調区間を表す補助線が発生され（Ｓ１９）、アキシャル画像上に重ねられる（Ｓ２０）。変調補助線として、変調区間の始点を表す始点補助線と、それと一対をなす変調区間の終点を表す終点補助線とが発生される。この例では変調区間としては、基準区間の基準管電流よりも高い高管電流（ｍＡ）区間が追加されている。変調区間は、部位抽出処理部１２３で抽出された検査対象臓器に対峙する区間に初期的に設定される。 The scan expert system 120 generates an annular line representing the rotational trajectory of the X-ray tube device 101 and an auxiliary line representing the modulation section of the tube current (S19), and is superimposed on the axial image (S20). As a modulation auxiliary line, a start point auxiliary line representing the start point of the modulation section and an end point auxiliary line representing the end point of the modulation section making a pair with it are generated. In this example, a high tube current (mA) section higher than the reference tube current of the reference section is added as the modulation section. The modulation section is initially set to a section facing the examination target organ extracted by the part extraction processing unit 123.
図６に示すように、ユーザによる入力装置１１５のドラッグ等の操作に従って変調区間の始点補助線、終点補助線の位置が任意に変更される。ユーザはアキシャル画像で臓器領域を確認しながら、回転軌道上における変調区間の位置、その区間長が任意に変更されことができる（Ｓ２１）。さらに低管電流区間追加と高管電流区間追加との２種類の変調区間追加ボタンのいずれかがクリックされると、図７に示すように、変調区間（２）を規定する始点補助線（２）、終点補助線（２）が追加される。なお、変調区間は、始点補助線と終点補助線とを所定距離未満に接近させることによりを削除される。 As shown in FIG. 6, according to the user's operation such as dragging of the input device 115, the positions of the start and end auxiliary lines of the modulation section are arbitrarily changed. The user can arbitrarily change the position of the modulation section on the rotational trajectory and its section length while confirming the organ area in the axial image (S21). Furthermore, when one of the two types of modulation interval addition buttons of low tube current interval addition and high tube current interval addition is clicked, as shown in FIG. 7, the start point auxiliary line (2 ), End point auxiliary line (2) is added. The modulation section is deleted by bringing the start point auxiliary line and the end point auxiliary line closer to each other than a predetermined distance.
この操作により例えば肝臓に線量を当てたいが他の臓器には線量を当てたくない場合、肝臓に近い投影角度からの線量を多く出し、その他の部位に線量を当てない、といった設定が可能となる。 By this operation, for example, when it is desired to apply a dose to the liver but not to other organs, it is possible to set a large dose from the projection angle close to the liver and not apply the dose to other parts. .
スキャン計画支援画面上の「３Ｄ」ボタンのクリックにより、アキシャル画像は図８に示すように、抽出された検査対象臓器領域や高感受性の臓器領域を表す３次元画像に切り換えられる。３次元画像には基準区間を示すマークと変調区間を示すマークとが重ねられる。それにより検査対象臓器領域や高感受性の臓器領域に対する変調区間を３次元画像上でも調整することができる。 By clicking the "3D" button on the scan planning support screen, as shown in FIG. 8, the axial image is switched to a three-dimensional image representing the extracted examination target organ region or highly sensitive organ region. A mark indicating a reference section and a mark indicating a modulation section are superimposed on the three-dimensional image. As a result, it is possible to adjust the modulation section for the examination target organ area and the highly sensitive organ area even on the three-dimensional image.
スキャン計画支援画面内の「確定」ボタンのクリックにより、スキャン計画が決定される。それによりスキャン位置、スキャン範囲、再構成位置、再構成範囲等が決定され（Ｓ２２）、管電流の変調の有無、変調区間等の変調設定が決定される（Ｓ２３）。 The scan plan is determined by clicking on the "confirm" button in the scan plan support screen. As a result, the scan position, scan range, reconstruction position, reconstruction range and the like are determined (S22), and the modulation setting such as the presence or absence of modulation of the tube current and the modulation interval is determined (S23).
スキャン計画が確定すると、スキャンエキスパートシステム１２０により、確定されたスキャン計画に従ってスキャン計画情報が発生され、そのスキャン計画情報に従ってスキャン制御部１１０の制御下で本スキャンが実行される（Ｓ２４）。 When the scan plan is determined, scan plan information is generated according to the determined scan plan by the scan expert system 120, and the main scan is executed under the control of the scan control unit 110 according to the scan plan information (S24).
本スキャンにより収集された投影データに基づいて例えばコーンビーム再構成法によりボリュームデータが再構成され、３次元画像処理部１２１により３次元画像が生成され表示装置１１６に表示される（Ｓ２５）。 Volume data is reconstructed by, for example, a cone beam reconstruction method based on projection data collected by the main scan, and a three-dimensional image is generated by the three-dimensional image processing unit 121 and displayed on the display device 116 (S25).
従来ではＸ線管を回転させず、通常０°方向に固定したままＸ線をばく射すると同時に寝台をＺ方向に動かすことでスキャン範囲を決めるための位置決め用画像を撮影している。スキャン計画に際しては当該一方向の位置決め用画像、せいぜい２方向の位置決め用画像からスキャン範囲等を設定しているにすぎない。本実施形態では通常のスキャンと同様にＸ線管を回転させながら３６０°方向の投影データを収集し、得られた全周方向の投影データを用いて３次元画像を発生して対象臓器等の３次元構造を確認し、任意の位置や方向で断面画像を発生でき、さらに位置決め用画像（投影像）の方向を自由に変更することができ、またＣＴ値のボリュームデータが得られるので検査対象などの臓器領域を閾値処理等で簡易に抽出して、スキャン範囲を自動で初期設定することができ、さらにアキシャル画像や３次元画像上で臓器等の位置を確認しながら、感受性の高い臓器に線量をあてたくないといった細かいｍAの設定が可能となり、アキシャル画像や３次元画像の回転軌道上で管電流変調をきめ細かく精度よく設定でき、しかもそれを高い操作性でもって実現し得ることができる。加えて、スキャン前に臓器ごとのCTDIやSSDEといった被ばく量の指標も確認することができる。 Conventionally, a positioning image for determining a scan range is taken by irradiating X-rays while keeping the X-ray tube fixed, usually in the 0 ° direction without rotating the X-ray tube and moving the bed in the Z direction. At the time of scan planning, a scan range or the like is merely set from the one-direction positioning image or at most two-direction positioning image. In this embodiment, projection data in the direction of 360 ° is collected while rotating the X-ray tube in the same manner as a normal scan, and a three-dimensional image is generated using the obtained projection data in the entire circumferential direction. The three-dimensional structure can be confirmed, a cross-sectional image can be generated at an arbitrary position or direction, the direction of the positioning image (projected image) can be freely changed, and volume data of CT values can be obtained. Etc. can be easily extracted by threshold processing etc., and the scan range can be automatically set initially, and the position of an organ etc. can be confirmed on an axial image or a three-dimensional image, and an organ with high sensitivity is obtained. It becomes possible to set fine mA not to apply the dose, and it is possible to set the tube current modulation precisely and precisely on the rotational orbit of axial image and 3D image, and also with high operability. Can be obtained represents. In addition, indicators of exposure such as CTDI and SSDE for each organ can also be confirmed before scanning.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 While certain embodiments of the present invention have been described, these embodiments have been presented by way of example only, and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof as well as included in the scope and the gist of the invention.
１００…ガントリ、１０１…Ｘ線管、１０２…回転フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集回路、１０５…非接触データ伝送装置、１０６…前処理装置、１０７…架台駆動部、１０８…スリップリング、１０９…高電圧発生装置、１１０…ホストコントローラ、１１２…記憶装置、１１５…入力装置、１１６…表示装置、１２０…スキャンエキスパートシステム、１２１…３次元画像処理部、１２２…投影像発生処理部、１２３…部位抽出処理部。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 ... Gantry, 101 ... X-ray tube, 102 ... Rotation frame, 103 ... X-ray detector, 104 ... Data acquisition circuit, 105 ... Noncontact data transmission apparatus, 106 ... Pre-processing apparatus, 107 ... Mounting drive part, 108 ... Slip ring 109 High voltage generator 110 Host controller 112 Storage device 115 Input device 116 Display device 120 Scan expert system 121 Three-dimensional image processor 122 Projection image generation processing Part, 123 ... part extraction processing part.
Claims (7)
前記Ｘ線管装置に印加するための管電圧を発生する高電圧発生部と、
Ｘ線検出器と、
被検体を載置する寝台装置と、
前記Ｘ線管装置と前記Ｘ線検出器とを前記被検体の周囲を回転自在に支持する回転機構と、
前記Ｘ線検出器の出力から発生される投影データを記憶する記憶部と、
前記投影データに基づいてボリュームデータを再構成する再構成処理部と、
前記ボリュームデータから臓器領域を抽出する抽出処理部と、
前記ボリュームデータから、前記抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む２次元画像と、前記抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む３次元画像とを生成する画像生成部と、
表示された前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上での前記Ｘ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部と、
前記修正された前記本スキャン条件に関する情報を含む前記３次元画像を表示する表示部と、
を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。 An X-ray tube device,
A high voltage generating unit for generating a tube voltage to be applied to the X-ray tube apparatus;
X-ray detector,
A bed apparatus on which the subject is placed;
A rotation mechanism rotatably supporting the X-ray tube apparatus and the X-ray detector around the subject;
A storage unit for storing projection data generated from the output of the X-ray detector;
A reconstruction processing unit that reconstructs volume data based on the projection data;
An extraction processing unit that extracts an organ area from the volume data;
An image generation unit configured to generate a two-dimensional image including at least a part of the extracted organ area and a three-dimensional image including at least a part of the extracted organ area from the volume data;
A correction unit that corrects a main scan condition for each angle or section of the X-ray tube device on a rotational trajectory in a main scan according to a user operation on the displayed two-dimensional image;
A display unit for displaying the three-dimensional image including information on the corrected main scan condition;
An X-ray computed tomography apparatus comprising:
前記ボリュームデータから、抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む２次元画像と、前記抽出された臓器領域の少なくとも一部を含む３次元画像とを生成する画像生成部と、
表示された前記２次元画像上でのユーザ操作に従って本スキャンにおける回転軌道上でのＸ線管装置の角度又は区間ごとに本スキャン条件を修正する修正部と
前記修正された前記本スキャン条件に関する情報を含む前記３次元画像を表示する表示部と、
を具備することを特徴とするスキャン計画設定支援装置。 A storage unit that stores volume data related to the subject;
From the volume data, an image generating unit that generates a two-dimensional image including at least part of the extracted issued organ region, and a 3-dimensional image including at least part of the extracted organ region,
A correction unit that corrects the main scan condition for each angle or section of the X- ray tube apparatus on the rotation trajectory in the main scan according to the user operation on the displayed two-dimensional image, and information on the corrected main scan condition A display unit for displaying the three-dimensional image including
A scan plan setting support device characterized by comprising.
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