JP6640527B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置を用いた撮影においては、本撮影の前に、位置決め画像（スキャノ画像）を収集する位置決め撮影が行われている。また、Ｘ線ＣＴ装置を用いた撮影においては、得られた位置決め画像をもとに、例えば、本撮影においてＸ線管に供給する管電流の値を算出する、ＡＥＣ（Ａｕｔｏ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ）が行われている。

位置決め画像を撮影する撮影範囲は、近年、検出器の多列化や寝台移動速度の高速化により、広範囲に設定することが可能になった。しかし、位置決め画像の撮影範囲によって、位置決め画像のピクセルサイズが異なっていたため、例えば、広範囲を撮影した場合は、位置決め画像に劣化が生じ、ＡＥＣにより算出される管電流の値に誤差が生じることがあった。

特開２００９−１１８８８４号公報

実施形態が解決しようとする課題は、Ｘ線管に供給される管電流の値の算出誤差を低減することができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、収集部と、取得部と、画像生成部と、制御部とを備える。収集部は、Ｘ線管から照射され、被検体を透過したＸ線に由来する信号を収集する。取得部は、定められた位置決め撮影条件に基づいて、本撮影における管電流の値を算出するときに使用する第１の画像のチャネル方向およびスライス方向のマトリクス数を取得する。画像生成部は、位置決め撮影において前記収集部により収集された前記信号および前記マトリクス数に基づいて、前記位置決め撮影の範囲によらずピクセルサイズが一定の値となる前記第１の画像を生成する。制御部は、前記第１の画像に基づいて、前記管電流の値を算出する。

図１は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示すブロック図である。 図２Ａは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（１）である。 図２Ｂは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（２）である。 図３Ａは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（３）である。 図３Ｂは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（４）である。 図４Ａは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（１）である。 図４Ｂは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（２）である。 図５Ａは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（３）である。 図５Ｂは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（４）である。 図５Ｃは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図（５）である。 図６は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が行う処理の流れについて説明したフローチャート（１）である。 図７は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が行う処理の流れについて説明したフローチャート（２）である。 図８は、その他の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が行う処理の流れについて説明したフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、Ｘ線ＣＴ装置の実施形態を詳細に説明する。なお、Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅタイプ、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅタイプ等様々なタイプがあるが、いずれのタイプでも本実施形態は適用可能である。さらに、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転フレームに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態においては、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ 線ＣＴ装置であってもいずれも適用可能である。以下の実施形態では、一管球型でかつ、Ｒｏｔａｔｅ／ＲｏｔａｔｅタイプのＸ線ＣＴ装置を一例として説明する。

（実施形態）
まず、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の各部分について概略を説明する。図１は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１０と寝台装置２０とコンソール装置３０とを有する。

架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線の検出データから投影データを収集する装置であり、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、Ｘ線検出器１３と、収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。

回転フレーム１５は、後述するＸ線管１２ａを有するＸ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐの周囲で回転可能に支持する。回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向支持し、後述する架台駆動部１６によって被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。

Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置であり、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。

Ｘ線管１２ａは、Ｘ線を照射する。具体的には、Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線照射制御部１１により供給される高電圧により被検体ＰにＸ線ビームを発生する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転にともない、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。

Ｘ線照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。また、Ｘ線照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。

Ｘ線照射制御部１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、フル再構成用に被検体Ｐの全周囲でＸ線を連続照射したり、ハーフ再構成用にハーフ再構成可能な照射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続照射したりすることが可能である。また、Ｘ線照射制御部１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、予め設定された位置（管球位置）でＸ線（パルスＸ線）を間欠照射したりすることが可能である。また、Ｘ線照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の強度を変調させることも可能である。例えば、Ｘ線照射制御部１１は、特定の管球位置では、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の強度を強くし、特定の管球位置以外の範囲では、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の強度を弱くする。ここで、管球位置とは、被検体Ｐを中心とした円軌道におけるＸ線管１２ａの位置を示す。以下では、図１に示すＸ線管１２ａの位置（管球位置、管球角度）を「０度（３６０度）」と定義する。また、以下では、管球位置（管球角度）を、図１に示す回転フレーム１５の周方向に沿って時計周りに「０度、・・・、９０度、・・・、１８０度、・・・、２７０度、・・・、３６０度」と定義する。

架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを旋回させる。

Ｘ線検出器１３は、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。具体的には、Ｘ線検出器１３は、２次元状に配列されたＸ線検出素子により、Ｘ線管１２ａから照射されて被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。図１に示すＸ線検出器１３は、被検体Ｐを透過したＸ線の強度分布を示すＸ線強度分布データを出力する２次元アレイ型検出器（面検出器）である。Ｘ線検出器１３には、チャネル方向（図１に示すＹ軸方向）に配列された複数のＸ線検出素子（検出素子列）が、被検体Ｐの体軸方向（図１に示すＺ軸方向）に沿って複数列配列される。例えば、Ｘ線検出器１３は、被検体Ｐの体軸方向に沿って３２０列に配列された検出素子列を有し、被検体Ｐを透過したＸ線強度分布データを広範囲に検出する。なお、ここで、体軸方向とは、スライス方向とも呼ばれる。

収集部１４は、ＤＡＳ（Ｄａｔａ ａｃｑｕｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）であり、Ｘ線検出器１３が検出したＸ線の検出データから、投影データを収集する。例えば、収集部１４は、Ｘ線検出器１３により検出されたＸ線強度分布データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理、チャネル間の感度補正処理等を行なって投影データを生成し、生成した投影データを後述するコンソール装置３０に送信する。例えば、回転フレーム１５の回転中に、Ｘ線管１２ａからＸ線が連続照射されている場合、収集部１４は、全周囲分（３６０度分）の投影データ群を収集する。また、収集部１４は、収集した各投影データに管球位置を対応付けて、後述するコンソール装置３０に送信する。管球位置は、投影データの投影方向を示す情報となる。なお、チャネル間の感度補正処理は、後述する前処理部３４が行なっても良い。

寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置される板である。寝台駆動装置２１は、後述するスキャン制御部３３の制御のもと、天板２２をＺ軸方向へ移動することにより、被検体Ｐを回転フレーム１５内（撮影空間内）に移動させる。

架台装置１０は、本撮影時において、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。又は、架台装置１０は、本撮影時において、天板２２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。又は、架台装置１０は、本撮影時において、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行なうステップアンドシュート方式を実行する。

ここで、Ｘ線ＣＴ装置による検査では、本撮影の前に、位置決め撮影（スキャノグラム収集）が行われる。位置決め撮影とは、目的の臓器の範囲を的確に撮影するために、本撮影に先立って行われる撮影である。ユーザは、位置決め撮影により得られた位置決め画像（スキャノグラム）を参照して、スキャン計画をたてる。そして、ユーザは、スキャン計画に従って、本撮影をＸ線ＣＴ装置に実行させ、目的の臓器の範囲の画像を撮影する。

位置決め撮影では、回転フレーム１５を固定させた状態で、Ｘ線管１２ａからＸ線を照射しながら天板２２を移動させることで、例えば、被検体Ｐの全身を体軸方向に沿ってスキャンしたスキャノグラムが撮影される。位置決め撮影としては、１方向から位置決め撮影を行って、得られた一つの位置決め画像を用いてスキャン計画を立てる場合もあれば、例えば、複数の方向から位置決め撮影を行って、得られた複数の位置決め画像を用いてスキャン計画を立てる場合もある。

１方向から位置決め撮影を行う場合、例えば、撮影対象の大きさに応じて、管球位置が「９０度」の方向から撮影が行われる。また、複数の方向から位置決め撮影を行う場合、例えば、管球位置が「０度」の方向、及び、管球位置が「９０度」の方向の直交する２方向から、位置決め撮影が行われる。

また、位置決め撮影では、回転フレーム１５を回転させた状態で、Ｘ線管１２ａからＸ線を照射しながら天板２２を移動させることで、例えば、被検体Ｐの全身を体軸方向に沿ってヘリカルスキャンしたスキャノグラムを撮影しても良い。この場合、例えば、収集部１４は、回転している回転フレーム１５上のＸ線管１２ａの管球位置が特定の位置、例えば、「０度」の方向、及び、管球位置が「９０度」の方向になったときに、管球位置に対応付けて、位置決め画像用の投影データ群を収集する。

上述した収集部１４は、位置決め撮影時、管球位置に対応づけて、位置決め画像用の投影データ群を収集し、後述するコンソール装置３０に送信する。また、実施形態は上述の例に限られず、例えば天板２２を移動させる代わりに、架台装置１０を移動させても良く、天板２２と架台装置１０の両方を移動させても良い。

コンソール装置３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集されたＸ線検出データからＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置であり、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像生成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。

入力装置３１は、Ｘ線ＣＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード、ボタン、ペダル（フットスイッチ）等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。

表示装置３２は、操作者が参照するモニタであり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データや位置決め画像（スキャノグラム）を操作者に表示したり、入力装置３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を表示したりする。例えば、操作者は、検査情報登録用のＧＵＩに、天板２２に載置された被検体Ｐの撮影時における***等の検査情報を、入力装置３１を用いて入力する。

スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における投影データの収集処理を制御する。スキャン制御部３３は、位置決め撮影において、後述する制御部３８が、位置決め画像を用いて本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出すると、当該算出された値を制御部３８から受信し、Ｘ線照射制御部１１の動作を制御する。また、スキャン制御部３３は、後述する制御部３８が、位置決め画像を用いて寝台移動距離を算出すると、当該算出された寝台移動距離の値を制御部３８から受信し、寝台駆動装置２１の動作を制御する。

前処理部３４は、本撮影時に収集部１４によって生成された投影データに対して、対数変換処理と、オフセット補正、感度補正及びビームハードニング補正等の補正処理とを行なって、補正済みの投影データ（生データとも呼ばれる）を生成する。以下では、前処理部３４が生成する本撮影に関する補正済みの投影データを再構成用投影データと記載する。また、前処理部３４は、位置決め撮影時に収集部１４によって生成された投影データに対して、同様の処理を行なって、補正済みの投影データ（生データ）を生成する。以下では、前処理部３４が生成する位置決め撮影に関する補正済みの投影データを位置決め画像用投影データと記載する。

投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された再構成用投影データ及び位置決め画像用投影データを記憶する。また、投影データ記憶部３５は、収集部１４により収集された投影データそのものも記憶する。ここで、投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データや、収集部１４により生成された投影データに対応付けて、管球位置を記憶する。

画像生成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する投影データを用いて各種画像データを生成する処理部であり、図１に示すように、画像再構成部３６１と位置決め画像生成部３６２とを有する。

画像再構成部３６１は、投影データ記憶部３５が記憶する再構成用投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法による逆投影処理が挙げられる。或いは、画像再構成部３６１は、逐次近似法を用いて、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成しても良い。

また、画像再構成部３６１は、ヘリカルスキャンや、面検出器であるＸ線検出器１３を用いたコンベンショナルスキャン、ステップアンドシュート方式のコンベンショナルスキャンにより収集された投影データを用いて、３次元Ｘ線ＣＴ画像データを再構成することができる。例えば、画像再構成部３６１は、複数のアキシャル面の断層像データとして３次元Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する。断層像データは、表示用の２次元Ｘ線ＣＴ画像データとして用いることができる。また、画像再構成部３６１は、３次元Ｘ線ＣＴ画像データから、各種レンダリング処理を行なって、表示用の２次元画像データを生成する。レンダリング処理としては、断面再構成法（ＭＰＲ：Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）により、３次元Ｘ線ＣＴ画像データから任意の断面のＭＰＲ画像データを再構成する処理がある。また、レンダリング処理としては、ボリュームレンダリング（Ｖｏｌｕｍｅ Ｒｅｎｄｅｒｉｎｇ）処理や、最大値投影法（ＭＩＰ：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）により、３次元Ｘ線ＣＴ画像データから３次元の情報を反映したＶＲ画像データやＭＩＰ画像データを生成する処理がある。

位置決め画像生成部３６２は、投影データ記憶部３５が記憶する位置決め画像用投影データや、投影データ記憶部３５が記憶する位置決め撮影時に収集部１４によって生成された投影データ（前処理部３４による処理前の投影データ）を用いて、位置決め画像を生成する。本実施形態では、位置決め画像生成部３６２は、位置決め撮影において収集部１４で収集された信号に対して、後述の第１の画像処理を行って、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を制御部３８が算出するための、計算用の画像である第１の位置決め画像を生成する。また、位置決め画像生成部３６２は、位置決め撮影において収集部１４で収集された信号に対して、後述の第２の画像処理を行って、表示用の画像である第２の位置決め画像を生成する。計算用の画像である第１の位置決め画像及び表示用の画像である第２の位置決め画像は、位置決め撮影の撮影範囲によらずピクセルサイズを一定の値とされる。位置決め画像生成部３６２の行う処理の詳細については後述する。

制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０及びコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行なわれるスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像生成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。また、制御部３８は、ＡＥＣ（Ａｕｔｏ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ）を行う。本実施形態では、制御部３８は、位置決め撮影において位置決め画像生成部３６２が生成した計算用の画像である第１の位置決め画像を用いて、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出する。また、制御部３８は、位置決め撮影において位置決め画像生成部３６２が生成した第１の位置決め画像又は第２の位置決め画像を用いて、寝台移動距離の値を算出する。制御部３８は、算出した管電流の値を、スキャン制御部３３に送信する。制御部３８は、算出した寝台移動距離の値を、スキャン制御部３３に送信する。制御部３８の行う処理の詳細については後述する。

次に、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置において生成される位置決め画像について、図２Ａ〜図３Ｂを用いて説明する。

図２Ａ〜図３Ｂは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図である。図２Ａの左図の撮影対象４０は、被検体Ｐを表している。図２Ａの右図は、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置を用いて撮影したときの位置決め画像４１を表している。例えば、位置決め画像４１には、被検体Ｐの骨、血管、臓器等が描出される。ここで、位置決め画像４１においては、それらの輪郭が、強調されて描出される。

ここで、輪郭が、強調されて描出されるのは、以下のような理由による。第１に、信号には、いくらかのノイズが含まれる。ノイズがある中で、例えば臓器等の輪郭を正確に抽出するために、従来の位置決め画像生成処理では、エッジ検出フィルタなどの画像処理フィルタが用いられ、臓器の輪郭が抽出される。この画像処理フィルタの一例としては、例えば、単純に隣の画素との差分を取る差分フィルタや、各種の一次微分フィルタを用いてエッジ検出を行う方法や、ラプラシアンフィルタなどの二次微分フィルタを用いてエッジ検出を行う方法がある。このような画像処理フィルタを用いることで、被検体Ｐの骨、血管、臓器等の構造的特徴が効率的に抽出され、ユーザはそれらの輪郭を、高い視認性を持って把握することができる。

ところで、ＡＥＣでは、例えば、位置決め画像をもとに、本撮影においてＸ線管１２ａに供給される電流量が決定される。しかし、従来技術では、エッジ検出フィルタ等の画像処理フィルタが用いられていたため、臓器等の輪郭部分の信号値が過大評価されて（エンハンスされて）、位置決め画像が生成されていたために、本撮影においてＸ線管１２ａに供給される電流量の算出に誤差が生じていた。例えば、従来技術で生成された表示用の位置決め画像で管電流計算を実施すると、画像フィルタの影響で、画素値が急峻な変化のある箇所に対して管電流が高く計算される場合があった。

図２Ｂは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像の特徴について、Ｘ線ファントムを撮影対象とした場合の例をとって、説明した図である。図２Ｂの左図に示す画像５０は、Ｘ線ファントムを撮影対象として生成された、位置決め画像の典型例である。図２Ｂの右図に示す画像５１は、図２Ｂの画像５０を、画像コントラストを調整して表示したものである。図２Ａ及び図２Ｂからわかるように、従来技術においては、位置決め画像における、輪郭部分の画素値が、画像処理フィルタの影響でエンハンスされ、過大評価されてしまっている。

図３Ａは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像の特徴について、図２Ａ及び図２Ｂとは別の視点で示した図である。図３Ａの上段の二つの図は、それぞれ同じ被検体Ｐについて位置決め撮影を行った例を示している。左図と右図とでは、位置決め画像撮影の撮影範囲を変えている。左図は、撮影範囲６０のように、撮影範囲「小」であるケース、右図は、撮影範囲６１のように、撮影範囲「大」であるケースを示している。

以下、説明のため、撮影範囲「小」の場合は、チャネル方向（横方向）の撮影範囲が５１２ｍｍ、体軸方向（縦方向）の撮影範囲が、５１２ｍｍの例で説明する。撮影範囲「大」の場合は、チャネル方向の撮影範囲が５１２ｍｍ、体軸方向の撮影範囲が１５３６ｍｍの例で説明する。

従来技術では、位置決め画像の生成は、位置決め画像の撮影範囲によらず、予め固定された数の「マトリクス数」を用いて行われる。マトリクス数の値の例としては、例えば、１２８、２５６、５１２、１０２４等の数、或いは、１０、１００、１０００等の値とされる。例えば、「チャネル方向のマトリクス数が５１２である」とは、チャネル方向に５１２個のピクセルが存在することを意味する。

また、例えば、「体軸方向のマトリクス数が５１２である」とは、体軸方向に５１２個のピクセルが存在することを意味する。例えば、チャネル方向のマトリクス数が５１２、体軸方向のマトリクス数が５１２の場合、位置決め画像は、５１２×５１２＝２６２１４４個のピクセルを用いて生成される。以下、図３Ａの例では、チャネル方向のマトリクス数が５１２、体軸方向のマトリクス数が、５１２の例で説明する。

ここで、各ピクセルが担当する領域の大きさである、「ピクセルサイズ」と、「マトリクス数」と「撮影範囲」との間には、以下の関係式が成り立つ。関係式（１）は、「チャネル方向の撮影範囲＝チャネル方向のピクセルサイズ×チャネル方向のマトリクス数」である。関係式（２）は、「体軸方向の撮影範囲＝体軸方向のピクセルサイズ×体軸方向のマトリクス数」である。

例えば、図３Ａの撮影範囲６０のように、撮影範囲「小」の場合、チャネル方向の撮影範囲が５１２ｍｍ、体軸方向の撮影範囲が、５１２ｍｍであり、チャネル方向のマトリクス数、体軸方向のマトリクス数がともに５１２であった場合、ピクセルサイズは、チャネル方向、体軸方向ともに、５１２ｍｍ÷５１２＝１ｍｍとなる。図３Ａのマトリクス６２は、このような状況、すなわちピクセルサイズがチャネル方向にも体軸方向にも小さい場合、について示している。

次に、図３Ａの撮影範囲６１のように、撮影範囲「大」の場合を考える。この場合、チャネル方向の撮影範囲は、５１２ｍｍ、体軸方向の撮影範囲は１５３６ｍｍであり、チャネル方向のマトリクス数、体軸方向のマトリクス数がともに５１２であるから、ピクセルサイズは、チャネル方向には、５１２ｍｍ÷５１２＝１ｍｍとなり、体軸方向には、１５３６ｍｍ÷５１２＝３ｍｍとなる。

すなわち、従来技術では、体軸方向のピクセルサイズが大きくなってしまう。図３Ａのマトリクス６３は、このような状況、すなわちピクセルサイズがチャネル方向には小さいが、体軸方向には大きくなってしまう例を示している。体軸方向に撮影範囲が大きいため、撮影範囲「小」の場合と同じマトリクス数で位置決め画像を生成しようとすると、体軸方向のピクセルサイズが必然的に大きくなってしまう。この結果、体軸方向の画像分解能が低下する。

或いは、従来技術では、撮影範囲「大」の場合、例えば、上述したように、ピクセルサイズが、チャネル方向には、１ｍｍであり、体軸方向が３ｍｍになる場合、各ピクセルのアスペクト比を保存するために、例えば、チャネル方向のピクセルサイズを３ｍｍ、体軸方向のピクセルサイズを３ｍｍとしていた。

図３Ａのマトリクス６４は、このような状況、すなわちピクセルサイズが、チャネル方向にも、体軸方向にも大きくなってしまう例を示している。体軸方向に撮影範囲が大きい場合、撮影範囲「小」の場合と同じマトリクス数で位置決め画像を生成しようとし、更に各ピクセルのアスペクト比を撮影範囲によらず固定しようとすると、チャネル方向及び体軸方向のピクセルサイズが必然的に大きくなってしまう。この結果、チャネル方向及び体軸方向の画像分解能が低下する。

すなわち、従来技術では、撮影範囲の大きさによらず、予め固定された数のマトリクス数を用いて、位置決め画像が生成されていた。近年、位置決め画像を撮影する撮影範囲は、検出器の多列化や、寝台移動速度の高速化により、広範囲に設定することが可能になった。しかし、従来技術では、撮影範囲の大きさによらず、予め固定された数のマトリクス数が用いられるので、撮影範囲が大きくなると、ピクセルサイズが大きくなり、画像の劣化が生じていた。

更に、撮影範囲が変化するのに伴いピクセルサイズが変化すると、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の算出において、誤差（アーチファクト）が生じる。このことを更に説明する。

図３Ａの画像処理フィルタ６５は、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流を算出する過程で用いられるフィルタを模式的に表したものである。位置決め撮影の元となる信号には、いくらかのノイズが含まれる。ノイズの影響を取り除いて、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を正しく算出するために、例えば、平滑化フィルタが用いられる。平滑化フィルタを用いて信号強度を空間的に平均化することで、ノイズの影響を取り除いた信号強度を得ることができる。ここで、平滑化フィルタの例としては、例えば、前後左右の所定の数のピクセルを足し合わせて平均をとる移動平均フィルタや、ガウシアンフィルタ、ローパスフィルタ、非線形フィルタ等が挙げられる。移動平均フィルタの場合、例えば、チャネル方向及び体軸方向に、それぞれ３点の移動平均を取った値を、フィルタ後の信号値とする。この場合、トータルで３×３＝９個の点を足し合わせて平均化することになる。また、例えば、チャネル方向及び体軸方向に、それぞれ１０点移動平均を取った値を、フィルタ後の信号値としても良い。この場合、トータルで１０×１０＝１００個の点を足し合わせて平均化することになる。画像処理フィルタ６５は、このような状況を模式的に表したものである。画像処理フィルタ６５は、マトリクス６２の場合のピクセルサイズに適したフィルタである。

従来技術においては、撮影範囲が変化しピクセルサイズが変化しても、その後のフィルタ処理として、撮影範囲によらず同じフィルタを使用していたため、本撮影でＸ線管に供給する管電流の値の算出に誤差が生じていた。例えば、画像処理フィルタ６５は、マトリクス６２の場合のピクセルサイズに適したフィルタであるが、マトリクス６３やマトリクス６４の場合のピクセルサイズに適したフィルタではない。従って、ピクセルサイズがマトリクス６３やマトリクス６４のようになる状況において、画像処理フィルタ６５を用いて平滑化処理を行うと、管電流の計算に誤差が生じてしまう。

これに対する解決策として、例えば、撮影範囲の変化に応じて、画像処理フィルタ６５を変化させることが考えられる。しかし、位置決め撮影ごとの撮影範囲の変化に対して、画像処理フィルタ６５を適切に変化させるのは難しい。このことを具体的に説明する。例えば、第１の撮影範囲の時に、チャネル方向及び体軸方向それぞれに、３点の移動平均を取るフィルタを使用していたと仮定する。次に、第２の撮影範囲で撮影した結果、ピクセルサイズが１．１倍になったと仮定する。このとき、移動平均を取る点の数は整数でなければならないので、３×１．１＝３．３点の移動平均を取るフィルタを使用する、というわけにはいかず、３点の移動平均を取るフィルタを使用するか、４点の移動平均を取るフィルタを使用するかのいずれかになる。従って、撮影範囲の変化に対して、画像処理フィルタ６５を適切に変えることは難しい。

図３Ｂは、従来技術に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像の特徴について、被検体Ｐを撮影対象とした場合を例として、説明した図である。図３Ｂの左図では、例えば、５１２×５１２のマトリクスに対応する表示画面７１上に、撮影範囲全体が収まるマトリクスサイズにより生成された位置決め画像７０を示している。図３Ｂの左図では、撮影範囲全体が収まるマトリクスサイズを用いているため、位置決め画像７０が縮小されて表示され、更に、画像データの存在しない領域が、表示画面７１上に登場していることを示している。そして、図３Ｂの右の画像７２は、位置決め画像７０の一部領域を、拡大して表示したものである。後述の図５Ｂと比較するとわかるように、従来技術においては、撮影範囲が大きくなったことが原因でピクセルサイズが大きくなってしまうため、位置決め画像の画質が劣化してしまう。この結果、管電流の値の算出に誤差が生じてしまう。また、従来技術では、ピクセルサイズが大きくなってしまうため、表示用の位置決め画像も劣化してしまう。

そこで、本実施形態では、位置決め画像生成部３６２は、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号を用いて、位置決め撮影の撮影範囲によらずピクセルサイズが一定の値となる位置決め画像を生成する。そして、制御部３８は、上記の位置決め画像を用いて、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出する。具体的には、位置決め画像生成部３６２は、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号を用いて、制御部３８が管電流の値を算出するための第１の位置決め画像と、ユーザに表示するための第２の位置決め画像とを生成する。制御部３８は、第１の位置決め画像を用いて、管電流の値を算出する。

例えば、位置決め画像生成部３６２は、撮影対象の輪郭が強調されない第１の画像処理を行って第１の位置決め画像を生成し、撮影対象の輪郭が強調される第２の画像処理を行って第２の位置決め画像を生成する。一例として、位置決め画像生成部３６２は、平滑化処理を用いて第１の画像処理を行い、エッジ検出処理を含む処理を用いて第２の画像処理を行う。ここで、位置決め画像生成部３６２には、第１の位置決め画像と第２の位置決め画像とを、並列処理で生成しても良いし、任意の順番で時系列に沿って生成しても良い。

また、制御部３８は、これらの位置決め画像を用いて、被検体Ｐの厚みと、位置決め撮影の位置から本撮影の有効視野の中心まで被検体Ｐを移動させる距離とを算出し、算出した厚みと距離とに基づいて、管電流の値を算出する。なお、制御部３８は、位置決め撮影を複数の方向から行い、位置決め画像生成部３６２により生成された複数の方向それぞれの位置決め画像を用いて、管電流の値を算出する。

以下、図４Ａ〜図５Ｃを用いて、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について説明する。図４Ａ〜図５Ｃは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について示した図である。

図４Ａの左図の撮影対象８０は、被検体Ｐを表している。図４Ａの右図は、実施形態に係る第１の位置決め画像８１を表している。例えば、第１の位置決め画像８１では、被検体Ｐの、骨、血管、臓器等が、位置決め画像として描出されている。

ここで、実施形態では、位置決め画像生成部３６２は、収集部１４により収集された信号を用いて、撮影対象の輪郭を強調しない画像処理を行って第１の位置決め画像を生成する。すなわち、実施形態で生成された第１の位置決め画像８１は、内部的にエンハンスが起こっていない位置決め画像になっている。図４Ａの右図は、図２Ａの右図に示す位置決め画像４１とは異なり、第１の位置決め画像８１において、撮影対象の輪郭が強調されない位置決め画像が生成されたことを表している。

撮影対象の輪郭を強調しない画像処理の例としては、例えば、収集部１４により収集された信号に対して行う、平滑化フィルタ処理が挙げられる。平滑化フィルタ処理の例としては、例えば、移動平均フィルタ、ガウシアンフィルタ、ローパスフィルタ、非線形フィルタ等を用いる処理があげられる。

また、撮影対象の輪郭を強調しない画像処理の別の例としては、収集部１４により収集された信号に対して、恒等変換を施す処理が挙げられる。かかる場合、位置決め画像生成部３６２は、収集部１４により収集された信号に対して、何らフィルタ処理を行わない。
また、撮影対象の輪郭を強調しない画像処理の別の例としては、収集部１４により収集された信号に対して、差分フィルタ、微分フィルタ、ラプラシアンフィルタなど各種エッジ検出フィルタを使用して、輪郭を検出するフィルタを適用するエッジ検出処理を行ったのち、検出したエッジに対してアンチエイリアシング処理を行い、輪郭をぼかす処理を組み合わせる処理が挙げられる。

位置決め画像生成部３６２は、このような画像処理を行って、撮影対象の輪郭を強調しない第１の位置決め画像を生成する。この結果、本撮影においてＸ線管１２ａに供給される電流の値の算出誤差を、低減することができる。

図４Ｂは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像の特徴について、Ｘ線ファントムを撮影対象とした場合の例をとって説明した図である。図４Ｂの左図に示す画像８２は、Ｘ線ファントムを撮影対象として生成された第１の位置決め画像の例である。図４Ｂの右図に示す画像８３は、画像８２を、画像コントラストを調整して表示したものである。図４Ａ及び図４Ｂからわかるように、実施形態においては、計算用の位置決め画像である第１の位置決め画像における輪郭付近での画素値の変化が、図２Ａ及び図２Ｂと比較して、緩やかになっている。その結果、輪郭付近での画素値の影響により、算出される電流強度が過大評価されるのを防ぐことができる。

図５Ａは、図３Ａと同様に、撮影範囲９０が撮影範囲「小」であるケース、撮影範囲９１が撮影範囲「大」であるケースを示している。図３Ａと同様に、撮影範囲「小」の場合は、チャネル方向（横方向）の撮影範囲が５１２ｍｍ、体軸方向（縦方向）が５１２ｍｍの例で説明する。また、撮影範囲「大」の場合は、チャネル方向の撮影範囲が５１２ｍｍ、体軸方向の撮影範囲が１５３６ｍｍの例で説明する。

従来技術では、マトリクス数が与えられていて（固定されていて）、ピクセルサイズが撮影範囲に応じて変化していた。これに対して、実施形態では、ピクセルサイズが固定されていて、撮影範囲が変わると、マトリクス数が、撮影範囲に応じた可変な値をとりながら変化する。まず、このことについて説明する。

図５Ｂを用いて、実施形態におけるチャネル方向及び体軸方向のマトリクス数の決定方法について説明する。図５Ｂは、実施形態におけるチャネル方向及び体軸方向のマトリクス数の決定方法について説明した図である。以下、ピクセルサイズが、１ｍｍの場合について説明する。

位置決め画像生成部３６２は、チャネル方向のマトリクス数を、装置のジオメトリから算出する。チャネル方向とは、例えば図５Ｂに示されている、横方向のことである。また、ここでいう装置のジオメトリとは、Ｘ線管１２ａ、Ｘ線検出器１３及び被検体Ｐの幾何学的配置、すなわち相対的位置関係のことである。装置のジオメトリにより、チャネル方向の有効な撮影範囲が算出される。例えば、Ｘ線検出器１３において、Ｘ線の照射範囲から外れた場所は、有効な撮影範囲から外される。また、被検体Ｐが明らかに存在しない場所は、有効な撮影範囲から外される。このように、有効な撮影範囲ではない領域を除外し、装置がデータを収集できる範囲を算出し、チャネル方向の有効撮影範囲の値を得ることができる。ところで、チャネル方向の有効撮影範囲、チャネル方向のピクセルサイズ、チャネル方向のマトリクス数の間には、関係式「チャネル方向の有効撮影範囲＝チャネル方向のピクセルサイズ×チャネル方向のマトリクス数」が成り立つ。例えば、チャネル方向の有効撮影範囲が１０００ｍｍであり、チャネル方向のピクセルサイズが１ｍｍの場合では、チャネル方向のマトリクス数は、１０００ｍｍ÷１ｍｍ＝１０００となる。チャネル方向のマトリクス数は、撮影する臓器等の種類によらず、装置のジオメトリ及びチャネル方向のピクセルサイズが与えられれば一意的に定まる。

また、位置決め画像生成部３６２は、体軸方向のマトリクス数を、撮影範囲の体軸方向における大きさから算出する。すなわち、位置決め画像生成部３６２は、体軸方向のマトリクス数を、体軸方向の撮影範囲に応じて可変となるように算出する。体軸方向とは、例えば図５Ｂに示されている、縦方向のことである。ここで、チャネル方向の有効撮影範囲が、装置のジオメトリによって決まる通常固定した値なのに対して、体軸方向の撮影範囲の値は、例えば、位置決め撮影の都度、任意に決定される値である。チャネル方向の場合と同様に、体軸方向の撮影範囲、体軸方向のピクセルサイズ、体軸方向のマトリクス数の間には、関係式「体軸方向の撮影範囲＝体軸方向のピクセルサイズ×体軸方向のマトリクス数」が成り立つ。

例えば、図５Ａのマトリクス９２のように、撮影範囲「小」の場合、すなわち体軸方向の撮影範囲が、５１２ｍｍであり、体軸方向のピクセルサイズが１ｍｍであった場合、体軸方向のマトリクス数は、５１２ｍｍ÷１ｍｍ＝５１２となる。図５Ａのマトリクス９２は、このような状況、すなわちピクセルサイズがチャネル方向にも体軸方向にも小さい場合、について示している。

また、例えば、図５Ａのマトリクス９３のように、撮影範囲「大」の場合、すなわち体軸方向の撮影範囲が１５３６ｍｍであり、体軸方向のピクセルサイズが１ｍｍの場合、体軸方向のマトリクス数は、１５３６ｍｍ÷１ｍｍ＝１５３６となる。このように、撮影範囲「小」の場合でも、撮影範囲「大」の場合でも、ピクセルサイズは同じになる。その代わりに、位置決め画像生成部３６２は、体軸方向のマトリクス数を、体軸方向の撮影範囲に応じて可変となるように算出する。これらの例からわかるように、ピクセルサイズを固定しているので、体軸方向の撮影範囲が大きければ、体軸方向のマトリクス数は多く、体軸方向の撮影範囲が小さければ、体軸方向のマトリクス数は少なくなる。

かかる構成を用いることにより、撮影範囲が変化しても、第１の位置決め画像のピクセルサイズが一定になる。これにより、本撮影時における管電流の値の算出誤差を低減することができる。例えば、５００ｍｍを大きく超えるような撮影範囲になるときでも、本撮影時における管電流の値の算出誤差を低減することができる。なお、位置決め画像生成部３６２は、表示用の第２の位置決め画像についても、位置決め撮影の撮影範囲によらずピクセルサイズが一定の値となる画像を生成する。

図５Ａの画像処理フィルタ９４は、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流を算出する過程で用いられるフィルタを模式的に表したものである。画像処理フィルタ９４の具体例としては、例えば、移動平均フィルタ、ガウシアンフィルタ、ローパスフィルタ、非線形フィルタ等が挙げられる。位置決め画像生成部３６２は、画像処理フィルタ９４を用いて、管電流の値を算出するための画像を生成する。撮影範囲「小」の場合でも、撮影範囲「大」の場合でも、ピクセルサイズが一定なので、画像処理フィルタ９４として、撮影範囲の大きさによらず、同一の画像処理フィルタ９４を用いることができる。この結果、管電流の計算の算出誤差を低減することができる。

図５Ｃは、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が生成する位置決め画像について、被検体Ｐを撮影対象とした場合の例をとって、説明した図である。図５Ｃの左図に示す画像９５は、実施形態における第１の位置決め画像の例である。図５Ｃの右図の画像９６は、画像９５の一部領域を、拡大して表示したものである。図５Ｃでは、計算用の位置決め画像の画質が、図３Ｂと比較して向上していることを示している。この結果、本実施形態では、管電流計算の誤差を低減することができる。また、撮影範囲が大きくなっても、ピクセルサイズが一定となりピクセルサイズが大きくならないので、計算用の位置決め画像（第１の位置決め画像）のみならず、表示用の位置決め画像（第２の位置決め画像）についても、画質が劣化するのを防ぐことができる。この結果、本実施形態では、ユーザに表示する位置決め画像の画質が劣化するのも防止することができる。

次に、図６及び図７を用いて、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の処理の一例について説明する。図６及び図７は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が行う処理の流れについて説明したフローチャートである。図６は、実施形態において制御部３８及び位置決め画像生成部３６２が行う処理の流れについて説明したフローチャートである。図６に示すように、制御部３８は、入力装置３１等を通じて、位置決め撮影の条件を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。位置決め撮影の条件を受け付けていないと判定した場合には（ステップＳ１０１ Ｎｏ）、制御部３８は、位置決め撮影の条件を受け付けるまで待機する。位置決め撮影の条件を受け付けた場合には（ステップＳ１０１ Ｙｅｓ）、制御部３８は、位置決め撮影の条件を、位置決め画像生成部３６２に通知する。位置決め画像生成部３６２は、制御部３８から位置決め撮影の条件を取得すると、チャネル方向のマトリクス数及び体軸方向のマトリクス数を算出する（ステップＳ１０２）。具体的には、図５Ｂの説明において述べたように、位置決め画像生成部３６２は、位置決め画像のチャネル方向のマトリクス数を、位置決め撮影における、Ｘ線管１２ａと、被検体Ｐと、Ｘ線検出器１３との位置関係から算出する。また、位置決め画像生成部３６２は、体軸（スライス）方向のマトリクス数を、撮影範囲の体軸方向における大きさから算出する。換言すると、取得部としての位置決め画像生成部３６２は、定められた位置決め撮影条件に基づいて、位置決め画像のチャネル方向および体軸（スライス）方向のマトリクス数を取得する。位置決め画像生成部３６２は、算出したチャネル方向のマトリクス数及び体軸方向のマトリクス数を、制御部３８に通知する。制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、チャネル方向のマトリクス数及び体軸方向のマトリクス数を取得すると、スキャン制御部３３に位置決め撮影の撮影条件を通知する。スキャン制御部３３は、制御部３８から位置決め撮影の撮影条件を取得すると、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４、寝台駆動装置２１等に制御情報を通知する。その結果、収集部１４は、位置決め撮影におけるデータ（すなわち、Ｘ線管１２ａから照射され、被検体Ｐを透過したＸ線に由来する信号）を収集する（ステップＳ１０３）。

なお、チャネル方向のマトリクス数及び体軸方向のマトリクス数は、データ収集段階で必要とされるパラメータではなく、データ収集後の画像処理に関するパラメータであるから、ステップＳ１０２とステップＳ１０３の順番は入れ替えても良い。すなわち、制御部３８がスキャン制御部３３に位置決め撮影条件を送信し、位置決め撮影データ収集が行われた後に、位置決め画像生成部３６２は、チャネル方向のマトリクス数及び体軸方向のマトリクス数を算出しても良い。

位置決め画像生成部３６２は、撮影対象の輪郭が強調されない第１の画像処理を行って第１の位置決め画像（計算用画像）を生成する（ステップＳ１０４）。例えば、位置決め画像生成部３６２は、平滑化処理を用いて第１の画像処理を行う。このとき、位置決め画像生成部３６２は、図３Ａ及び図３Ｂで説明したように、位置決め撮影の撮影範囲によらずピクセルサイズが一定の値となる位置決め画像を、第１の位置決め画像として生成する。この処理は、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号および、ステップＳ１０２において取得したマトリクス数に基づいて、行われる。

位置決め画像生成部３６２が第１の位置決め画像（計算用画像）を生成すると、制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、第１の位置決め画像（計算用画像）を取得する。制御部３８は、第１の位置決め画像（計算用画像）をもとに、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出する（ステップＳ１０５）。ステップＳ１０５の手順については後ほど詳述する。

換言すると、制御部３８は、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号および第１のフィルタを用いた再構成処理により取得される第１の画像に基づいて、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出する。ここで、第１のフィルタは、撮影対象の輪郭が強調されない第１の画像処理に用いられる第１のフィルタであり、撮影対象の輪郭が強調される第２の画像処理に用いられる第２のフィルタと対比される。

制御部３８が、管電流の値を算出すると、ステップＳ１０９以降の処理を行うための条件の一つが満たされることになる。

また、位置決め画像生成部３６２は、撮影対象の輪郭が強調される第２の画像処理を行って第２の位置決め画像（表示用画像）を生成する（ステップＳ１０６）。例えば、位置決め画像生成部３６２は、エッジ検出処理を含む処理を用いて第２の画像処理を行う。

位置決め画像生成部３６２が第２の位置決め画像（表示用画像）を生成すると、制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、第２の位置決め画像（表示用画像）を取得する。

換言すると、位置決め画像生成部３６２は、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号および第２のフィルタを用いた再構成処理により位置決め画像として第２の画像を生成する。ここで、前述したように、第２のフィルタは、撮影対象の輪郭が強調される第２の画像処理に用いられるフィルタである。

制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、第２の位置決め画像（表示用画像）を取得すると、表示装置３２に、表示用画像のデータを送信する。表示装置３２は、表示用画像のデータを受信すると、ユーザに表示用画像を表示する（ステップＳ１０７）。

また、制御部３８は、表示装置３２に、表示用画像のデータを送信するとともに、入力装置３１との接続を確立する。入力装置３１は、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付ける。制御部３８は、入力装置３１を通じて、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付けたか否かを判断する（ステップＳ１０８）。制御部３８は、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付けていないと判断した場合（ステップＳ１０８ Ｎｏ）、入力装置３１に引き続きユーザからの入力を受け付けさせ、入力が受け付けられるまで待機する。入力装置３１を通じて、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付けた場合（ステップＳ１０８ Ｙｅｓ）、入力装置３１は、制御部３８に、スキャン計画の入力を受け付けた旨、及び、入力されたスキャン計画を、通知する。制御部３８が、スキャン計画の入力を受け付けた旨の情報を入力装置３１から受信すると、ステップＳ１０９以降の処理を行うための条件の一つが満たされることとなる。

なお、ステップＳ１０４〜Ｓ１０５、及び、ステップＳ１０６〜ステップＳ１０８は、並列処理で（ｃｏｎｃｕｒｒｅｎｔｌｙ）行われても良いし、時系列に沿って（ｓｅｑｕｅｎｔｉａｌｌｙ）任意の順番で行われても良い。すなわち、位置決め画像生成部３６２は、第１の位置決め画像と第２の位置決め画像とを、並列処理で生成しても良い。また、位置決め画像生成部３６２は、第１の位置決め画像と、第２の位置決め画像とを、任意の順番で時系列に沿って生成しても良い。また、並列処理で行われる場合、これらの処理は、必ずしも、同時に（ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ）処理されることを要しない。

前述した２つの処理、すなわち、管電流算出（ステップＳ１０５）及びスキャン計画の入力の受け付け(ステップＳ１０８ Ｙｅｓ)が完了すると、制御部３８は、スキャン制御部３３に、算出された管電流の値、及び、入力されたスキャン計画を通知する（ステップＳ１０９）。スキャン制御部３３は、制御部３８から受信した管電流の値、及びスキャン計画に従って、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４、寝台駆動装置２１等を制御する。この結果、本撮影が実行される（ステップＳ１１０）。これにより、処理が完了する。なお、本実施形態では、ステップＳ１０１において、位置決め撮影の条件として、複数の方向での撮影を受け付ける。このため、ステップＳ１０２、ステップＳ１０３、ステップＳ１０４、ステップＳ１０６及びステップＳ１０７の処理は、受け付けた複数の方向それぞれで行われ、ステップＳ１０５の処理は、複数の方向それぞれの第１の位置決め画像を用いて行われる。

次に、位置決め画像生成部３６２が生成した位置決め画像を用いて、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が有する制御部３８が行う処理について説明する。制御部３８は、計算用画像である第１の位置決め画像を位置決め画像生成部３６２から取得すると、第１の位置決め画像を用いて、被検体Ｐの厚みを算出し、算出した厚みに基づいて、管電流の値を算出する。図７は、この処理の手順について説明したフローチャートである。図７のフローチャートは、図６のステップＳ１０５において、制御部３８が行う処理を、詳述したものになっている。

図７に示すように、制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、計算用画像を取得したか否かを判定する（ステップＳ２００）。位置決め画像生成部３６２が、計算用画像を未だ生成していない場合には、制御部３８は、計算用画像を取得せず（ステップＳ２００ Ｎｏ）、位置決め画像生成部３６２が計算用画像を生成するまで待機する。位置決め画像生成部３６２が、計算用画像を生成した場合、制御部３８は、計算用画像を取得し（ステップＳ２００ Ｙｅｓ）、被検体Ｐの厚みを算出する（ステップＳ２０１）。制御部３８は、ビューごとに、被検体Ｐの厚みを算出する。例えば、制御部３８は、被検体Ｐの厚みを、被検体の断面が楕円になると仮定して算出する。

ステップＳ２０１において、計算用画像をもとに被検体Ｐの厚みを算出すると、制御部３８は、続けて、本撮影時の画像が有するノイズレベルの設定値を、例えば、入力装置３１や、画像記憶部３７や、図示されていないデータベースから取得する（ステップＳ２０２）。制御部３８は、続いて、本撮影における撮影範囲を取得する（ステップＳ２０３）。例えば、制御部３８は、入力装置３１を通じて、ユーザから、本撮影における撮影位置及び撮影範囲の入力を受け付ける。これに先立ち、制御部３８は、必要に応じて、表示装置３２を通じて、ステップＳ１０６で生成した表示用画像を、ユーザに表示する。

ところで、ステップＳ２０１〜ステップＳ２０３は、この順番で処理されることを要しない。例えば、制御部３８は、ステップＳ２０１で被検体の厚みを算出し、ステップＳ２０３で撮影範囲を取得した後、ステップＳ２０２でノイズレベルを取得してもよい。また、ステップＳ２０１〜ステップＳ２０３は、時系列に沿ってこの順番で処理される必要はなく、並列処理で処理されてもよい。

被検体Ｐの厚みが算出され、ノイズレベル及び撮影範囲を取得すると、制御部３８は、被検体Ｐの厚み及びノイズレベルの設定をもとに、管電流の値を算出する（ステップＳ２０４）。具体的には、制御部３８は、本撮影を行った場合に生成されると期待される本撮影画像のノイズレベルが所定のレベルになるための管電流の値を算出する。すなわち、被検体Ｐの厚み及び管電流の値が定まれば、その条件で撮影を行った場合に期待されるノイズレベルが一意に定まることから、制御部３８は、被検体Ｐの厚み及びノイズレベルを与えられたパラメータとして、与えられたノイズレベルになると期待される管電流の値を算出する。管電流の値が算出されると、制御部３８が行う処理が完了する。なお、本実施形態では、ステップＳ２００において、複数の方向それぞれの第１の位置決め画像を取得し、ステップＳ２０１以降の処理は、複数の方向それぞれの第１の位置決め画像を用いて行われる。

上述したように、本実施形態では、制御部３８は、輪郭部分の信号値がエンハンスされず、且つ、ピクセルサイズが位置決め撮影の撮影範囲によらず一定となる位置決め画像を、計算用の画像として用いて、ＡＥＣにより管電流の値を算出する。これにより、本実施形態では、Ｘ線管１２ａに供給される管電流の値の算出誤差を低減することができる。

（その他の実施形態）
上述した実施形態では、位置決め画像生成部３６２は、撮影対象の輪郭が強調されない第１の画像処理を行って、第１の位置決め画像（計算用画像）を生成する。また、位置決め画像生成部３６２が計算用画像を生成すると、制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、計算用画像を取得し、計算用画像を基に、本撮影においてＸ線管１２ａに供給する管電流の値を算出する。しかしながら、実施形態はこれに限られない。例えば、制御部３８は、生データ（すなわち、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号）に基づいて、管電流の値を算出してもよい。

図８は、その他の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の行う処理について説明したフローチャートである。

なお、図６で説明した処理と同様の処理については、適宜、詳しい説明は省略する。

図６において説明したのと同様に、制御部３８は、入力装置３１等を通じて、位置決め撮影の条件を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。続いて、図６と同様に、位置決め画像生成部３６２は、位置決め画像のチャネル方向のマトリクス数を、位置決め撮影における、Ｘ線管１２ａと、被検体Ｐと、Ｘ線検出器１３との位置関係から算出する。また、位置決め画像生成部３６２は、体軸（スライス）方向のマトリクス数を、撮影範囲の体軸方向における大きさから算出する（ステップＳ１０２）。換言すると、取得部としての位置決め画像生成部３６２は、定められた位置決め撮影条件に基づいて、位置決め画像のチャネル方向および体軸（スライス）方向のマトリクス数を取得する。続いて、収集部１４は、同様に、Ｘ線管１２ａから照射され、被検体Ｐを透過したＸ線に由来する信号を収集する（ステップＳ１０３）。

位置決め画像生成部３６２は、同様に、位置決め撮影において収集部１４により収集された信号およびフィルタ（すなわち、図６において、「第２のフィルタ」に対応するフィルタ）を用いた再構成処理により位置決め画像（表示用画像）を生成する（ステップＳ１０６）。制御部３８は、位置決め画像生成部３６２から、表示用画像を取得すると、表示装置３２に、表示用画像のデータを送信する。表示装置３２は、表示用画像のデータを受信すると、ユーザに表示用画像を表示する（ステップＳ１０７）。制御部３８は、表示装置３２に、表示用画像のデータを送信するとともに、入力装置３１との接続を確立する。制御部３８は、入力装置３１を通じて、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付けたか否かを判断する（ステップＳ１０８）。入力装置３１は、ユーザから、スキャン計画の入力を受け付けた場合（ステップＳ１０８ Ｙｅｓ）、制御部３８に、スキャン計画の入力を受け付けた旨、及び、入力されたスキャン計画を、通知する。これにより、ステップＳ１０９以降の処理を行うための条件の一つが満たされることとなる。

一方、図６において説明した処理とは異なり、その他の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、収集部１４がステップＳ１０３において位置決め撮影におけるデータ（信号）を収集すると、制御部３８は、位置決め撮影において収集部１４により収集されたデータ（信号）に基づいて、画像生成を経由することなく、直接本撮影においてＸ線管に供給する管電流の値を算出する。すなわち、制御部３８は、生データを用いて管電流を直接算出する（ステップＳ１０５Ｂ）。

一例として、制御部３８は、生データのデータ値と、当該データ値に対応する最適な管電流の値のテーブルを、当該テーブルが予め記録された画像記憶部３７から取得する。前処理部３４が、収集部１４により収集されたデータに対して処理を行い補正済みの投影データ（生データ）を生成すると、制御部３８は、生データと当該テーブルを基に、最適な管電流の値を算出する。

生データを用いた管電流算出（ステップＳ１０５Ｂ）及びスキャン計画の入力の受け付け(ステップＳ１０８ Ｙｅｓ)が完了すると、制御部３８は、スキャン制御部３３に、算出された管電流の値、及び、入力されたスキャン計画を通知する（ステップＳ１０９）。スキャン制御部３３はＸ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４、寝台駆動装置２１等を制御する。この結果、本撮影が実行される（ステップＳ１１０）。これにより、処理が完了する。

ステップＳ１０５Ｂにおいて、制御部３８が、生データを用いて管電流を直接算出する場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、制御部３８は、前処理部３４による処理が行われる前のデータである純生データを用いて管電流を算出してもよい。一例として、制御部３８は、オールエアー（被検体Ｐが天板２２に載置されてない状態）のカウントから、被検体Ｐが天板２２に載置されている状態で行われた撮影のカウント数を差し引いたカウント数を用いて管電流を算出してもよい。

その他の実施形態で説明した例では、位置決め画像生成部３６２は、画像生成なしに、管電流算出を行う。これにより、画像生成に伴う計算負荷を軽減することができる。また、画像生成処理の過程でのノイズの混入を防止することができる。

また、これまでの実施形態において、位置決め撮影を複数の方向から行う例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、制御部３８は、位置決め撮影を一つの方向から行い、位置決め画像生成部３６２により生成された一つの方向の位置決め画像を用いて、管電流の値を算出しても良い。また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、予め用意されたプログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が行う画像処理を実現することができる。このプログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上述べた実施形態によれば、Ｘ線管に供給される管電流の値の算出誤差を低減することができる。

本発明の実施形態を説明したが、この実施形態は、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。この実施形態は、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。この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。

１４ 収集部
３６２ 位置決め画像生成部
３８ 制御部

Claims (8)

1. Ｘ線管から照射され、被検体を透過したＸ線に由来する信号を収集する収集部と、
   定められた位置決め撮影条件に基づいて、本撮影における管電流の値を算出するときに使用する第１の画像のチャネル方向およびスライス方向のマトリクス数を取得する取得部と、
   位置決め撮影において前記収集部により収集された前記信号および前記マトリクス数に基づいて、前記位置決め撮影の範囲によらずピクセルサイズが一定の値となる前記第１の画像を生成する画像生成部と、
   前記第１の画像に基づいて、前記管電流の値を算出する制御部と、
   を備えるＸ線ＣＴ装置。
2. 前記画像生成部は、前記位置決め撮影の範囲における撮影対象の輪郭が強調されていない前記第１の画像を生成する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記画像生成部は、前記位置決め撮影において前記収集部により収集された前記信号に基づいて、前記本撮影の範囲を決めるときに使用する、前記撮影対象の輪郭が強調された第２の画像を生成する、請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記画像生成部は、前記位置決め撮影において前記収集部により収集された前記信号および第１のフィルタを用いて、前記第１の画像を生成し、前記位置決め撮影において前記収集部により収集された前記信号および、前記第１のフィルタとは異なる第２のフィルタを用いて、前記第２の画像を生成する、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記画像生成部は、前記第１のフィルタによる平滑化処理を用いて前記第１の画像を生成し、前記第２のフィルタによるエッジ検出処理を含む処理を用いて前記第２の画像を生成する、請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記画像生成部は、前記第１の画像と前記第２の画像とを、並列処理で生成する、請求項３〜５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記画像生成部は、前記第１の画像と前記第２の画像とを、任意の順番で時系列に沿って生成する、請求項３〜５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記画像生成部は、前記第１の画像のチャネル方向のマトリクス数を、前記位置決め撮影における前記Ｘ線管と、前記被検体と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器との位置関係から算出し、前記第１の画像のスライス方向のマトリクス数を、前記範囲の前記スライス方向における大きさから算出する、請求項１〜７のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。

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