專利名稱：X射線ct裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種X射線CT裝置，特別是涉及一種單層或多層X射線CT 裝置，其是在將扇面束(扇形束)或錐形束(圓錐形或棱錐形束)的X射 線向被檢體照射、利用X射線檢測器測量透過被檢體的X射線、將來自多 方向的測量數(shù)據(jù)反投影從而獲得被檢體的斷層像，這種X射線CT裝置能夠 獲得期望畫質的CT像。
背景技術：
多層X射線CT裝置中，如圖3所示從X射線管8向被檢體17照射 錐形束、即棱錐形的X射線束，利用沿二維方向(波道方向和列方向)排 列有檢測元件18的檢測器11，測量透過被檢體后的X射線，獲得被檢體 17的投影數(shù)據(jù)。
另外，單層X射線CT裝置中，利用一列即沿一維方向(波道方向) 排列有檢測元件的檢測器11，從X射線管8向被檢體17照射扇面束即扇 形的X射線束，測量透過被檢體17后的X射線，獲得被檢體17的投影 數(shù)據(jù)。
二者均是將對置的X射線管8和檢測器11在被檢體17周圍旋轉，獲 得來自多方向的投影數(shù)據(jù)，在進行了用以修正模糊的再構成過濾處理的基 礎上進行反投影，再構成被檢體17的斷層像。
投影數(shù)據(jù)在離散的X射線管位置(以下，稱為"視圖")獲得，將所 獲得的投影數(shù)據(jù)稱為"該視圖的投影數(shù)據(jù)"。每1次旋轉的視圖數(shù)通常達 到幾百 幾千。將獲得再構成1張斷層像所必需的視圖數(shù)的投影數(shù)據(jù)的動 作稱為"掃描"。另外，1個視圖量的投影數(shù)據(jù)由檢測器11的波道數(shù)x列數(shù) 量的數(shù)據(jù)構成(單層X射線CT裝置如上所述被當作列數(shù)二1的情況。)。
現(xiàn)有的X射線CT裝置，為了進行滿足再構成圖像所期望的圖像SD(StadardDeviation)值那樣的掃描，根據(jù)通過1個方向的掃描圖(^ * ^ 7夕'，A)攝影獲得的掃描圖投影數(shù)據(jù)算出被檢體的橢圓截面模型，根據(jù) 橢圓截面的投影面積、橢圓截面的縱橫比和操作者輸入的期望的圖像SD 值算出適當?shù)墓茈娏髦?，能夠?zhí)行掃描。還有，以下將在掃描計劃的設定 階段，為了輸入掃描范圍內的期望的畫質指標值(圖像SD值等)、實現(xiàn)其 畫質指標值而執(zhí)行最佳的照射X射線量(掃描線量)調制的功能稱為掃描 線量最佳化功能。
不過，如果掃描前不知道作為期望的畫質指標值的適當?shù)闹担敲醇?使使用上述的掃描線量最佳化功能，實際上也不能獲得適當?shù)膱D像。
作為與之對應的X射線CT裝置，專利文獻l中提出了一種對應于所 設定的掃描條件或期望的圖像噪聲指標值(圖像SD值)生成模擬圖像進 行顯示的X射線CT裝置。
專利文獻h特開2004 — 329661號公報
不過，上述現(xiàn)有技術不具有容易對由于掃描線量最佳化功能使用的有 無而產生的畫質進行比較的功能，從而關于例如作為掃描線量最佳化功能 的特長效果的體軸方向的畫質均勻性提高的優(yōu)點，在不使用掃描線量最佳 化功能的情況和使用的情況中，都不能容易地對分別所再構成的圖像的畫 質進行比較。
該體軸方向的畫質均勻性提高通過調制照射X射線量(掃描線量)以 使在被檢體的任意截面上達到期望的畫質指標值從而實現(xiàn)，是與掃描線量 最佳化功能有關的重要畫質效果，在實際掃描前對使用掃描線量最佳化功 能時的效果進行適當假設是很重要的。
另外，通過使用掃描線量最佳化功能，隨著被檢體截面的不同，與不 使用掃描線量最佳化功能的情況相比，也產生局部畫質惡化的缺點，不過 關于這點，在現(xiàn)有技術中，也不能容易進行掃描線量最佳化功能使用的有 無的比較。

發(fā)明內容
本發(fā)明即是鑒于上述問題而產生的，其目的在于提供一種X射線CT裝 置，能夠在掃描計劃時容易地對假設是在不使用掃描線量最佳化功能時所
獲得的圖像畫質和假設是在使用掃描線量最佳化功能時所獲得的圖像畫 質進行比較。
為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的X射線CT裝置，其特征在于，包括X 射線源，其具備照射X射線的X射線管和控制所述X射線管的X射線管控制
裝置；X射線檢測器，其夾著被檢體與所述X射線源對置配置，檢測所述X 射線并輸出X射線投影數(shù)據(jù)；旋轉裝置，其搭載有所述X射線源及所述X 射線檢測器并能夠旋轉；圖像處理裝置，其根據(jù)所述X射線投影數(shù)據(jù)再構 成斷層像；輸入裝置，其針對由所述圖像處理裝置獲得的斷層像，輸入表 示期望的畫質指標的畫質指標值；模型生成裝置，其根據(jù)所述被檢體的掃 描圖數(shù)據(jù)生成所述被檢體的體軸方向的被檢體截面模型；最佳化裝置，其 根據(jù)所述被檢體截面模型及所述畫質指標值，設定表示期望的最佳照射X 射線量的照射量調制曲線，根據(jù)該設定的照射量調制曲線調制照射X射線 量；畫質預測裝置，其對假設是在執(zhí)行基于所述照射量調制曲線的照射X 射線量的調制而進行旋轉攝影時所獲得的使用最佳化假設圖像的畫質、和 假設是在不執(zhí)行基于所述照射量調制曲線的照射X射線量的調制而進行旋 轉攝影時所獲得的不使用最佳化假設圖像的畫質進行預測；顯示裝置，其 顯示所述畫質預測裝置的畫質預測結果。 發(fā)明效果
根據(jù)本發(fā)明，能夠在實際掃描前容易且具體地對假設是在使用掃描線 量最佳化功能時所獲得的圖像畫質和假設是在不使用掃描線量最佳化功 能時所獲得的圖像畫質進行比較。
另外，在掃描計劃時指定被檢體的著眼部位的情況中，能夠清楚地顯 示假設是在使用掃描線量最佳化功能時所獲得的圖像的相當于該著眼部 位的部位的畫質和假設是在不使用掃描線量最佳化功能時所獲得的圖像 的相當于該著眼部位的部位的畫質有什么不同。


圖1是X射線CT裝置的整體概觀圖。 圖2是X射線CT裝置的整體構成圖。
圖3是說明X射線CT裝置的檢測器構成及與X射線照射的關系的模式圖。
圖4是從側面方向表示X射線CT裝置的掃描儀、患者臺、被檢體的
關系的圖。
圖5是與準備操作有關的程序塊圖。
圖6是表示在X射線CT裝置的掃描前的準備操作的處理流程的流程圖。
圖7是表示比較用的模擬圖像的制作順序的圖。
圖8是表示與畫質比較顯示有關的畫面顯示例的圖。
圖9是表示第二實施方式的準備操作的流程流程的流程圖。
圖IO是表示在畫質比較顯示中對照著眼部位顯示的畫面顯示例的圖。
圖11是表示數(shù)值比較表的畫面顯示例的圖。
圖中，l一掃描儀，2 —患者臺，3 —操作臺，4一頂板，5 —顯示裝置， 6 —操作裝置，7—X射線管控制裝置，8—X射線管，9一準直儀控制裝置， IO —準直儀，ll一檢測器，12 —數(shù)據(jù)收集裝置，13 —旋轉盤，14一旋轉控 制裝置，15 —旋轉盤驅動裝置，16 —驅動力傳遞系統(tǒng)，17 —被檢體，18 — X射線檢測元件，19一系統(tǒng)控制裝置，20—患者臺控制裝置，21—患者臺 上下動作裝置，22 —頂板驅動裝置，23 —圖像再構成裝置，24—存儲裝置， 25 —掃描計劃裝置。
具體實施例方式
以下參照附圖對本發(fā)明的實施方式進行詳細說明。還有，本發(fā)明并不 限定于以下所示的實施方式。 <硬件構成>
以下，根據(jù)圖1 圖4關于適用本發(fā)明的X射線CT裝置的硬件構成 進行說明。圖1是適用本發(fā)明的X射線CT裝置50的整體概觀圖，圖2 是X射線CT裝置50的整體構成圖，圖3是說明X射線CT裝置50的檢 測器18的構成及與X射線照射的關系的模式圖，圖4是從側面方向表示 X射線CT裝置50的掃描儀1、患者臺2、被檢體17的關系的圖。
如圖l所示，適用本發(fā)明的X射線CT裝置50具備掃描儀1、患者臺 2、操作臺3、患者臺2的頂板4、顯示裝置5及操作裝置6。
掃描儀l (X射線源)如圖2所示具有利用X射線管控制裝置7控制 X射線的X射線管8。從X射線管8放射的X射線經由利用準直儀控制 裝置9控制的準直儀10，成為例如棱錐形X射線束即錐形束X射線，向 被檢體17照射。透過了被檢體17的X射線向檢測器11入射。
檢測器11夾著被檢體17與x射線管8對置配置，檢測x射線并輸 出X射線投影數(shù)據(jù)。更詳細地說，檢測器11如圖3所示具有沿波道方向 和列方向二維排列的多個X射線檢測元件18。關于檢測器11的構成后面 再說明。在檢測器11上連接數(shù)據(jù)收集裝置12。數(shù)據(jù)收集裝置12收集檢測 器11的各個X射線檢測元件18的檢測數(shù)據(jù)。
以上的從X射線管控制裝置7到數(shù)據(jù)收集裝置12的構成要素，搭載 在掃描儀1的旋轉盤13上。旋轉盤13依靠從由旋轉控制裝置14控制的 旋轉盤驅動裝置15通過驅動力傳遞系統(tǒng)16傳遞來的驅動力進行旋轉。
上述的X射線檢測器11如圖3所示成為多個X射線檢測元件18沿 波道方向和列方向二維排列的構成。X射線檢測元件18整體構成圓筒面 狀或沿波道方向彎曲成折線狀的X射線入射面,波道編號i例如為1~1000 左右，列編號j例如為1~1000左右。另外，X射線檢測元件18例如通過 閃爍器和光電二極管組合而構成。與X射線檢測器11上的波道排列方向 一致的錐形束X射線的波道方向擴展角度、即扇面角度為a，另外，與X 射線檢測器11上的列排列方向一致的錐形束X射線的列方向擴展角度、
即錐形角度為y。
如圖4所示，躺臥在患者臺2的頂板4上的被檢體17被送入掃描儀1 的開口部后，若將按照準直儀10的開口寬度調節(jié)了錐形角度y的錐形束x 射線向被檢體17照射，則照射了錐形束X射線的被檢體17的像被投影到 X射線檢測器11上，利用X射線檢測器11檢測透過了被檢體17的X射 線。
圖2所示的患者臺2的構成是，經由患者臺控制裝置20控制患者臺 上下動作裝置21而調成適當?shù)呐_高度，同時經由患者臺控制裝置20控制 頂板驅動裝置22使頂板4前后動作，將被檢體17送入及送出掃描儀1的 X射線照射空間。
圖2所示的操作臺3具有系統(tǒng)控制裝置19。系統(tǒng)控制裝置19上連接
掃描儀1和患者臺2。
更詳細地說，掃描儀1內的X射線管控制裝置7、準直儀控制裝置9、 數(shù)據(jù)收集裝置12及旋轉控制裝置14由系統(tǒng)控制裝置19控制。另外，患 者臺2內的患者臺控制裝置20由系統(tǒng)控制裝置19控制。
用掃描儀1內的數(shù)據(jù)收集裝置12收集的數(shù)據(jù)經由系統(tǒng)控制裝置19的 控制輸入給圖像再構成裝置23。
圖像再構成裝置23在掃描圖攝影時利用數(shù)據(jù)收集裝置12收集的掃描 圖投影數(shù)據(jù)(被檢體透視數(shù)據(jù))制成掃描像，在掃描時根據(jù)數(shù)據(jù)收集 裝置12收集的多個視圖的X射線投影數(shù)據(jù)，再構成斷層像。
圖像再構成裝置23中制成的掃描像、再構成的斷層像和各種數(shù) 據(jù)、及用以實現(xiàn)X射線CT裝置功能的程序等儲存在與系統(tǒng)控制裝置19 連接的存儲裝置24中。
系統(tǒng)控制裝置19上還分別連接顯示裝置5和操作裝置6。顯示裝置5 顯示從圖像再構成裝置23輸出的再構成圖像和系統(tǒng)控制裝置19操縱的各 種信息。
操作裝置6由操作者操作。操作裝置6進行由操作者輸入的各種指示 和信息等的輸入操作、向系統(tǒng)控制裝置19輸入指示和信息等的處理。例 如，關于由圖像再構成裝置23獲得的斷層像，操作裝置6接受后述的畫 質指標值的期望值的輸入操作。操作者使用顯示裝置5及操作裝置6對話 性地操作本X射線CT裝置50。
系統(tǒng)控制裝置19上還連接掃描儀計劃裝置25，能夠利用操作者使用 操作裝置6輸入的指示和從存儲裝置24讀出的掃描像，事先設定掃 描條件，制成掃描計劃。即，從存儲裝置24讀出的掃描像由顯示裝 置5顯示，操作者利用操作裝置6在所顯示的被檢體的掃描像上指定 再構成斷層像的位置(以下叫做分層位置)的坐標，從而能夠制定分層位 置的計劃。
再有，計劃好的分層位置的信息被保存在存儲裝置24中，也用于利 用掃描計劃裝置25制定X射線量控制條件等計劃。
本發(fā)明的X射線CT裝置50中，在取得被檢體的斷層像的掃描之前， 進行各種準備操作來設定攝影條件。作為該準備操作，是在系統(tǒng)控制裝置 19的控制下進行用以設定被檢體的分層位置的掃描像的生成、該掃描
像數(shù)據(jù)的解析、基于掃描圖投影數(shù)據(jù)的最佳的照射x射線量調制圖形
的確定、不使用，使用掃描線量最佳化功能的模擬圖像的制成及顯示等。
特別是掃描圖數(shù)據(jù)的解析、根據(jù)它產生的作為攝影條件的最佳照射x
射線量調制圖形的確定、不使用*使用掃描線量最佳化功能的比較模擬圖像
的制成及顯示，是與系統(tǒng)控制裝置19連接的掃描計劃裝置25的重要功能。 作為與這些準備操作有關的主要構成要素，為圖2中的系統(tǒng)控制裝置 19、掃描計劃裝置25、操作裝置6、顯示裝置5、 X射線管8、檢測器ll等。
該準備操作中，首先操作者使用操作裝置6，主要將X射線管電壓(管 電壓)、X射線管電流(管電流)的設定值等X射線條件向系統(tǒng)控制裝置 19輸入。
X射線管8和檢測器11不使旋轉盤13旋轉，而是將臺2和旋轉盤13 沿著被檢體17的體軸相對移動，進行掃描像的攝影，將掃描圖投影 數(shù)據(jù)及掃描像數(shù)據(jù)保存在存儲裝置24中。
掃描計劃裝置25解析掃描圖投影數(shù)據(jù)，將沿著被檢體體軸的任意位 置的推定截面作為例如與標準人體模型(例如身高173cm、體重65kg的 成年男性)的該部位相似的截面進行模型化。還有，標準人體模型具有X 射線投影數(shù)據(jù)(標準X射線投影數(shù)據(jù))。
從而，依賴于沿著被檢體體軸的位置(以下叫做z位置)，生成形狀 和CT值分布變化的三維模型(以下叫做被檢體三維模型)。標準人體模型 及被檢體三維模型的數(shù)據(jù)被保存在存儲裝置24中。
掃描計劃裝置25根據(jù)從操作裝置6輸入的期望的畫質指標值'管電 壓，管電流設定值《射線準直條件，掃描儀每一次旋轉的時間(以下叫做掃 描時間)及掃描計劃裝置25制成的被檢體三維模型的數(shù)據(jù)，算出在被檢 體的攝影部位根據(jù)假設的透過X射線量的變化而經時變化的一系列管電 流值即管電流的調制圖形。
再有，掃描計劃裝置25制成用以比較不使用'使用掃描線量最佳化功 能的各情況下的模擬圖像及畫質指標值的曲線等，經由系統(tǒng)控制裝置19 在顯示裝置5上進行比較顯示。
<準備操作的處理流程>
圖5是與準備操作有關的程序塊圖。與準備操作有關的程序由輸入部
24a、掃描圖數(shù)據(jù)讀入部24b、模型生成部24c、最佳化部24d、圖像生成 部24e、顯示部24f及比較信息生成部24g構成。各程序的詳細后述。
圖6表示在X射線CT裝置50的掃描前的準備操作的一系列動作的 流程圖。掃描計劃裝置25在準備動作的流程中，從存儲裝置24中讀出與 準備操作有關的上述程序并執(zhí)行。
還有，作為畫質指標值有圖像SD值、對比度一噪聲比(CNR)、規(guī) 定CNR下的可識別徑(可識別的異常陰影的半徑)、信號一噪聲比(SNR) 等，不過以下以圖像SD值為例進行說明。 (步驟S100)
在步驟S100的掃描圖攝影中，進行被檢體17的掃描圖攝影，生成掃 描像(S100)。生成的掃描像被儲存在存儲裝置24中。
利用掃描圖攝影生成被檢體17的掃描像的順序和通過掃描再構 成斷層像的順序基本相同。掃描圖投影數(shù)據(jù)通過不使旋轉盤13旋轉而對 被檢體17從一定方向、例如背面方向照射X射線，利用檢測器11獲取X 射線投影數(shù)據(jù)(檢測數(shù)據(jù))從而獲得。
通過該掃描圖攝影獲得的X射線投影數(shù)據(jù)(掃描圖投影數(shù)據(jù))，從檢 測器11經由系統(tǒng)控制裝置19向圖像再構成裝置23傳送，在圖像再構成 裝置23中生成掃描像。
此時獲得的掃描像是從正面方向看利用從一定方向、例如背面向 正面透過的X射線形成的像。
該掃描像，被利用于掃描時被檢體17的分層位置(再構成斷層 像的位置)的設定。另外，掃描圖投影數(shù)據(jù)不僅被用于掃描像的生成， 而且本發(fā)明中還被特別利用于掃描中照射X射線量(掃描線量)調制圖形 的確定、還有不使用，使用掃描線量最佳化功能中圖像(比較用的模擬圖像) 的生成和表示畫質指標值變化的曲線等的制成。還有，分層位置以上述的 z位置表示o
(步驟S110 步驟S130)
步驟S110 步驟S130中，操作者參照掃描像從操作裝置6輸入
作為掃描條件的頂板移動間距(S110)、掃描開始位置(S120)及掃描結 束位置(S130)。利用這些輸入數(shù)據(jù)，由掃描計劃裝置25確定被檢體17 的斷層像的體軸方向攝影范圍、z位置(分層位置)和X射線管8的相位 角(旋轉盤13的相位角)(3。在此，掃描開始位置、掃描結束位置分別意 味著一系列的掃描中所獲得的最初斷層像的z位置、最后斷層像的z位置。 (步驟S140)
歩驟SMO中，操作者從操作裝置6輸入作為攝影條件的管電壓設定 值、掃描時間、X射線準直條件、再構成過濾函數(shù)的種類、視野大小等 (S140)。
(步驟S150)
步驟S150中，操作者經由操作裝置6針對畫質指標值進行輸入作為 畫質目標的期望值(表示期望的畫質)的操作(S150)。輸入部24a接受 向掃描計劃裝置25輸入期望值。 (步驟S160)
步驟S160的掃描圖投影數(shù)據(jù)解析中，掃描圖數(shù)據(jù)讀入部24b從存儲 裝置24讀出掃描圖投影數(shù)據(jù)，掃描計劃裝置25對掃描圖投影數(shù)據(jù)進行解 析(S160)。
(步驟S170)
步驟S170的被檢體三維模型生成中，模型生成部24c根據(jù)存儲裝置 24的標準人體模型數(shù)據(jù)，生成被檢體三維模型(S170)。
被檢體三維模型是將對應于z位置的被檢體17的各截面以標準人體 模型的與該部位相似的截面(被檢體截面模型)進行近似而形成的。關于 將被檢體17的截面經由從標準人體模型的相似轉換進行近似的方法，有 已知的方法(特開2002—263097號公報等)。模型生成部24c，從掃描圖 數(shù)據(jù)生成體軸方向的被檢體截面模型，從而生成被檢體三維模型。 (步驟S180)
步驟S180中，最佳化部24d算出z位置、X射線管8的每相位角J3 的X射線衰減指數(shù)T (S180)。
在此，所謂X射線衰減指數(shù)T是指沿著通過被檢體三維模型(z、 |3) 上的橢圓截面中心的X射線透過路徑的X射線吸收系數(shù)分布的積分值。X
射線衰減指數(shù)T能夠由S170中生成的被檢體三維模型求出，因此，掃描
計劃裝置25從存儲裝置24調出被檢體三維模型進行運算。與該X射線衰 減指數(shù)T有關的運算結果表示為T二T (z， |3)。 (步驟S190)
步驟S190中，最佳化部24d根據(jù)掃描開始位置、掃描結束位置、頂 板移動間距、掃描時間，將X射線衰減指數(shù)T的函數(shù)從T二T (z， (3)轉 換為時間t的函數(shù)T二T (t) (S190)。 (步驟S200)
步驟S200中，最佳化部24d算出用掃描時間t的函數(shù)表示的管電流 調制圖形I (t) (S200)。
在此，以用來再構成z位置(分層位置)的斷層像Img(z)的視圖數(shù)為 M，方便起見將視圖編號m設定為m-(KM—l。以每1次旋轉的視圖數(shù)為 N時，使用視圖數(shù)M不一定等于每1次旋轉的視圖數(shù)N。
在此，所述X射線衰減指數(shù)T也能夠作為使用的視圖編號的函數(shù)T (m)來表示。當以視圖編號n^O M—l中X射線衰減指數(shù)T的最大值 為Tmax(O:M—l)，假定此時對應基準管電流值i—ref時，相對于視圖編號 m的管電流值iv(m)如下式。 [數(shù)l]
i (m)=i—ref * exp(丁(m)—Tmax(0:M-1))
另一方面，掃描儀旋轉1次的時間trot等于基準時間trot—ref，其間X 射線衰減指數(shù)T為一定值，以xv作為管電壓、以基準管電流值i—ref作為 管電流值i，對1次旋轉中的視圖數(shù)N一ref附以均等的加權，利用再構成 過濾函數(shù)g，以基準圖像厚thk—ref作為圖像厚thk進行再構成時的圖像噪 聲分散值V作為X射線衰減指數(shù)T的函數(shù)如下式表示。 [數(shù)2]
<formula>formula see original document page 13</formula>
其中，
a(xv)為依賴于管電壓xv的常數(shù)，<formula>formula see original document page 14</formula>b(XV,g)為依賴于管電壓XV和再構成過濾函數(shù)g的常數(shù)，
a(xv) 、 b(xv,g)被預存于存儲裝置24中。
采用由所述數(shù)1表示的管電流值iv(m)時的圖像噪聲分散預測值V'如 下式表示。。。
M-《 M-l 、
m=0、 m=0 乂
在此，數(shù)3的w(m)是相對于各視圖m適用的視圖方向權重。視圖方 向權。重被用于再構成中使用的視圖數(shù)M與每旋轉1次的視圖數(shù)N不同 的情況和修正由于被檢體動作帶來的人為因素的情況(G.Wang等 「 Half-Scan Cone-Beam X-ray Microtomography Formula」 Journal of Scanning Microscopies Vol.l6，216-220(1994)、特開平08—280664號公報)。 還有，使用視圖數(shù)M與每1次旋轉的視圖數(shù)N相等的情況，根據(jù) [數(shù)4]
w(m) =1 (m = 0 W — l)
也能夠進行所謂的全屏掃描再構成。
在此，根據(jù)由操作者輸入的圖像SD值的期望值SDtgt確定的期望圖像 噪聲分散值Vtgt (SDtgt的二次方值)和數(shù)3的圖像噪聲分散預測值V'，實 際應適用的管電流值i"m)如下式所確定。 [數(shù)5]<formula>formula see original document page 15</formula>
如以上，能夠確定用以在各z位置(分層位置)的斷層像中實現(xiàn)操作 者輸入的圖像SD值的期望值的管電流調制圖形。若以該管電流調制圖形 為I，則I能夠表示為掃描開始后的經過時間t的函數(shù)I (t)。
艮口，本步驟中，最佳化部24d根據(jù)被檢體截面模型，設定使從X射線 管8照射的X射線量按照每個視圖變化的照射量標準調制曲線(iv(m))， 根據(jù)照射與其所設定的照射量標準調制曲線(iv(m))對應的X射線量時的 標準圖像噪聲分散值V和由期望值(圖像SDtgt)確定的期望圖像噪聲分 散值Vtgt的比，修正照射量標準調制曲線(iv(m))，從而確定表示用以達 到所述期望值的最佳化的照射X射線量的照射量調制曲線(Um))，根據(jù)其 照射量調制曲線(i"m))調制照射X射線量。
如此確定的管電流調制圖形M(t)被保存在存儲裝置24中，掃描時對 應于被檢體17的攝影部位，由系統(tǒng)控制裝置19依次調出，經由X射線管 控制裝置7控制掃描中的管電流。 (步驟S210 S230)
接下來，關于步驟S210 S230中用于畫質比較的模擬圖像的生成和顯 示進行說明。圖7是表示模擬圖像的生成順序的圖。作為模擬圖像，除以 MPR圖像以外，還可以是三維顯示圖像和橫截面圖像。在此，作為模擬 圖像采用MPR圖像(Multi Planer Reconstruction圖像)。
步驟S210中，圖像生成部24e從存儲裝置24讀出標準人體掃描 像26和被檢體17的掃描像27。并且，圖像生成部24e求出用以將標 準人體掃描像26轉換成與被檢體17的掃描像27同等大小的放 大率M (S210)。
圖7 (a)表示放大率M的算出順序。放大率M利用兩圖像中對應部 位的形狀等求出。例如，若以肋骨的上端到下端的長度作為對應部位，采 用標準人體掃描像26的對應部位A和被檢體17的掃描像27的
對應部位B，則放大率M作為M二B/A求出。
步驟S220中，圖像生成部24e對基于圖7 (b)所示的標準人體模型 的標準人體MPR圖像28乘以放大率M，從而制成作為被檢體17的模擬 圖像的無噪聲的被檢體模擬MPR圖像29 (S220)。
在此，標準人體模型表示標準人體的CT值分布(標準X射線投影數(shù) 據(jù))，因此，標準人體模型的適當?shù)慕孛鎴D即可利用為標準人體MPR圖像 28。還有，由于標準人體模型中不存在噪聲，因此，標準人體MPR圖像 28和無噪聲的被檢體模擬MPR圖像29中也不存在圖像噪聲。以下，將 標準人體MPR圖像28、無噪聲的被檢體模擬MPR圖像29分別叫做MPR 圖像28、 MPR圖像29。
步驟S230中，掃描計劃裝置25 (圖像生成部24e)算出在不使用-使 用掃描線量最佳化各情況下預測的圖像噪聲(預測噪聲)，與MPR圖像 29相加從而生成模擬圖像(MPR圖像)。
還有，在此所說的不使用掃描線量最佳化的情況是全部視圖中按照操 作者設定的X射線管電流值或標準的X射線管電流值進行旋轉攝影。即 是指不按照每個視圖進行調制，在攝影范圍的全部z位置，按照一定管電 流值以任意視圖中均相同的照射X射線量環(huán)繞被檢體進行攝影的情況。
圖7 (c)是表示由圖像生成部24e生成的MPR圖像30、 31的圖。圖 中，以點表示圖像噪聲。圖像生成部24e生成以下2種模擬圖像(MPR 圖像)。 一個是不使用掃描線量最佳化功能時假設的圖像，是有噪聲被檢 體模擬MPR圖像30 (假設是在不執(zhí)行基于照射量調制曲線的照射X射線 量的調制、進行旋轉攝影時所獲得的不使用最佳化假設圖像)。另一個是 假設使用掃描線量最佳化功能時獲得的圖像，是有噪聲被檢體模擬MPR 圖像31 (假設是在執(zhí)行基于照射量調制曲線的照射X射線量調制、進行
旋轉攝影時所獲得的使用最佳化假設圖像)。
MPR圖像31的部位31a相比MPR圖像30的部位30a噪聲增加，使
用掃描線量最佳化功能的情況也有時局部噪聲增加?？墒?，作為圖像整體 噪聲的均勻性提高。即，基于掃描線量最佳化功能而使畫質的均勻性提高。 圖8是表示將MPR圖像30、 31及畫質指標值比較曲線32并排放置 進行顯示的畫面顯示例的圖。顯示部24f在顯示裝置6的同一畫面上可比
較地顯示(畫質比較顯示)MPR圖像30和31。
還有，圖像生成部24e也可以制成畫質指標值比較曲線32，表示假設 是在不使用，使用掃描線量最佳化的各情況下所獲得的畫質指標值(圖像 SD值)、即對應于X射線量標準調制曲線的畫質指標值和對應于最佳化了 的照射量調制曲線的畫質指標值的沿z位置的變動。畫質指標值比較曲線 32的橫軸表示圖像SD值，縱軸表示z位置。圖8的畫質指標值比較曲線 32中，虛線(不使用掃描線量最佳化)表示不使用掃描線量最佳化功能時 的圖像SD值的變動，實線(使用掃描線量最佳化)表示使用掃描線量最 佳化功能時的圖像SD值的變動。
利用畫質指標值比較曲線32能夠定量地把握圖像SD值的變動，能 夠容易地比較不使用，使用掃描線量最佳化功能時的畫質。
顯示裝置5既可以將MPR圖像30、 31和畫質指標值比較曲線32并 排放置在畫面上進行顯示，也可以只顯示畫質指標值比較曲線32 (S230)。 (步驟S240)
步驟S240的畫質判斷中，操作者看著步驟S230中被檢體的畫質比較 顯示(掃描線量最佳化功能的不使用，使用、即MPR圖像30，31)，判斷掃 描線量最佳化的效果是否適當(S240)。
當操作者判斷畫質適當時結束掃描準備操作，開始掃描，當判斷畫質 不適當時返回步驟S150，再輸入期望的畫質指標值。
根據(jù)本實施方式，在X射線CT掃描前，輸入畫質指標值的期望值， 確定與其適應的照射X射線量調制圖形，再比較不使用，使用掃描線量最 佳化各情況下的預測畫質，從而可事先假設適當?shù)漠嬞|，執(zhí)行用以實現(xiàn)它 的最佳掃描。
如以上所說明，本發(fā)明的X射線CT裝置50中，掃描計劃裝置25能 夠由被檢體17的掃描圖投影數(shù)據(jù)生成被檢體17的三維模型。另外，掃描 計劃裝置25由被檢體17的三維模型預測與被檢體的攝影部位對應的圖像 噪聲，根據(jù)預測的圖像噪聲和操作者輸入的畫質指標值的期望值的比較能 夠自動設定照射X射線量(掃描線量)的調制圖形(掃描線量最佳化)。 再有，掃描計劃裝置25能夠預測不使用'使用掃描線量最佳化功能各情況 下的畫質，能夠將反映各情況的畫質的模擬圖像在顯示裝置5中進行比較從而，能夠在實際掃描前具體且容易把握掃描線量最佳化功能給畫質
帶來的效果，能夠容易地進行用以獲得適當畫質的被檢體圖像的x射線
CT檢查。
還有，圖像生成部24d也可以生成表示假設是在不使用'使用掃描線量 最佳化各情況下所獲得的畫質指標值(圖像SD值)的表，顯示部24f也 可以顯示表。
另外，上述中，為了使掃描線量最佳化而調制了管電流，不過，也可 以調制管電壓。
<第二實施方式>
本實施方式中，是在第一實施方式的步驟S145中特別指定著眼部位， 利用比較信息生成部24g進行與著眼部位有關的畫質比較。圖9是表示本 實施方式的準備操作的處理流程的流程圖。還有，與圖5相同的工序用相 同的步驟編號表示。
(步驟S100 步驟S140) 步驟S100 步驟S140中，與第一實施方式同樣，進行掃描圖攝影 (SIOO)，輸入掃描條件(S110 S140)。 (步驟S145)
步驟S145中，操作者經由操作裝置6在被檢體17的掃描像27 上指定著眼部位(S145)。 (步驟S150 S220) 步驟S150 S220中，與第一實施方式同樣，操作者針對畫質指標值(畫 質SD值)輸入期望值(S150)。再有，解析掃描圖數(shù)據(jù)(S160),生成被 檢體三維模型(S170)，算出X射線衰減指數(shù)T和管電流調制圖形(S180、 S190、 S200)，生成被檢體的模擬圖像(MPR圖像等)(S210、 S220)。 (步驟S230)
步驟S230中，比較信息生成部24g生成用以比較使用最佳化假設圖 像(MPR圖像31)的著眼部位信息和不使用最佳化假設圖像(MPR圖像 30)的著眼部位信息的比較信息。另外，顯示部24f顯示與不使用'使用掃 描線量最佳化功能時分別假設的畫質有關的信息(比較信息)(S230)。再 有，與模擬圖像(MPR圖像30、 31)的著眼部位相當?shù)奈恢梅从吃诒静?br> 驟的顯示中。
比較信息生成部24g作為比較信息也可以生成表示使用最佳化假設圖 像(MPR圖像31)、不使用最佳化假設圖像(MPR圖像30)的著眼部位 位置的信息和表示著眼部位的畫質指標值的畫質指標值比較曲線32等。
圖10表示在畫質比較顯示中對照著眼部位進行顯示的畫面顯示例。 在MPR圖像30、 31及畫質指標值比較曲線32上表示顯示相當于著眼部 位的位置的顯示框33。圖10中將MPR圖像30、 31及畫質指標值比較曲 線32并排放置進行顯示。
另外，當著眼部位的范圍窄時，具體的畫質指標值(圖像SD值)的 數(shù)值比較也有效。圖像生成部24e也可以生成數(shù)值比較表，其所記載的數(shù) 值信息表示使用最佳化假設圖像(MPR圖像31)和不使用最佳化假設圖 像(MPR圖像30)的著眼部位的畫質指標值(圖像SD值)。
圖11表示基于顯示裝置5的數(shù)值比較表34的畫面顯示例。圖11的 數(shù)值比較表34中，關于不使用"吏用掃描線量最佳化功能的情況，分別顯 示了著眼部位的管電流的大小(管電流)、CTDI (CT被曝線量指標、 Computed tomography dose index)圖像SD值的預測值(圖像SD預測值)。 從而能夠定量地把握畫質。 (步驟S240)
步驟S240中，與第一實施方式同樣，操作者判斷掃描線量最佳化的 效果是否適當。
根據(jù)本實施方式，能夠具體且容易地把握著眼部位的不使用，使用掃描 線量最佳化功能時的效果。
還有，上述中，是在掃描像上進行著眼部位的指定，不過，也可 以在MPR圖像30、 31任意一個圖像上進行。另外，在任意一個圖像上指 定的著眼部位的位置在另一個圖像上反映，在另一個圖像上也可以進行表 示相當于著眼部位的位置的顯示。另外，作為圖像上指示相當于著眼部位 的位置的標記，除了顯示框33以外，也可以使用箭頭。
另外，上述實施方式中，關于門(gantry)型X射線CT裝置進行了 說明，不過，也可以是C臂型X射線CT裝置。
權利要求
1.一種X射線CT裝置，其特征在于，包括X射線源，其具備照射X射線的X射線管和控制所述X射線管的X射線管控制裝置；X射線檢測器，其夾著被檢體與所述X射線源對置配置，檢測所述X射線并輸出X射線投影數(shù)據(jù)；旋轉裝置，其搭載有所述X射線源及所述X射線檢測器并能夠旋轉；圖像處理裝置，其根據(jù)所述X射線投影數(shù)據(jù)再構成斷層像；輸入裝置，其針對由所述圖像處理裝置獲得的斷層像，輸入表示期望的畫質指標的畫質指標值；模型生成裝置，其根據(jù)所述被檢體的掃描圖數(shù)據(jù)生成所述被檢體的體軸方向的被檢體截面模型；最佳化裝置，其根據(jù)所述被檢體截面模型及所述畫質指標值，設定表示期望的最佳照射X射線量的照射量調制曲線，根據(jù)該設定的照射量調制曲線調制照射X射線量；畫質預測裝置，其對假設是在執(zhí)行基于所述照射量調制曲線的照射X射線量的調制而進行旋轉攝影時所獲得的使用最佳化假設圖像的畫質、和假設是在不執(zhí)行基于所述照射量調制曲線的照射X射線量的調制而進行旋轉攝影時所獲得的不使用最佳化假設圖像的畫質進行預測；顯示裝置，其顯示所述畫質預測裝置的畫質預測結果。
2. 根據(jù)權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述畫質預測裝置是生成所述使用最佳化假設圖像和所述不使用最佳化假設圖像的圖像生成裝置，所述顯示裝置顯示的畫質預測結果是所述使用最佳化假設圖像和所 述不使用最佳化假設圖像。
3. 根據(jù)權利要求2所述的X射線CT裝置，其特征在于，還包括 指定裝置，其在所述使用最佳化假設圖像、所述不使用最佳化假設圖像、或基于所述掃描圖數(shù)據(jù)的掃描像的任意一個中指定所述被檢體的著眼部位；比較信息生成裝置，其生成用以比較所述使用最佳化假設圖像中的所 述著眼部位的信息和所述不使用最佳化假設圖像中的所述著眼部位的信 息的比較信息，所述顯示裝置還顯示所述比較信息。
4. 根據(jù)權利要求3所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述比較信息生成裝置，作為所述比較信息生成表示所述使用最佳化假設圖像及所述不使用最佳化假設圖像中的所述著眼部位的位置的信息、 表示所述使用最佳化假設圖像及所述不使用最佳化假設圖像中的所述著 眼部位的畫質指標值的曲線、表示所述使用最佳化假設圖像及所述不使用 最佳化假設圖像中的所述著眼部位的畫質指標值的數(shù)值信息的至少一個。
5. 根據(jù)權利要求1所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述畫質預測裝置具備生成所述使用最佳化假設圖像和所述不使用最佳化假設圖像的畫質指標值的畫質指標值生成裝置，所述顯示裝置顯示的畫質預測結果是所述生成的畫質指標值。
6. 根據(jù)權利要求5所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述畫質預測裝置還具備根據(jù)畫質指標值生成裝置生成的所述畫質指標值生成畫質指標值比較曲線的畫質指標值比較曲線裝置， 所述顯示裝置顯示所述畫質指標值比較曲線。
7. 根據(jù)權利要求6所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述顯示裝置顯示所述畫質指標值比較曲線和基于所述掃描圖數(shù)據(jù)的掃描像。
8. 根據(jù)權利要求5所述的X射線CT裝置，其特征在于， 所述畫質指標生成裝置算出的畫質指標值是圖像SD值、對比度一噪聲比、信號一噪聲比中的任意一個。
全文摘要
本發(fā)明提供一種X射線CT裝置，能夠在掃描計劃時容易地對假設是在不使用掃描線量最佳化功能時所獲得的圖像畫質和假設是在使用掃描線量最佳化功能時所獲得的圖像畫質進行比較。根據(jù)掃描圖投影數(shù)據(jù)生成被檢體(17)的三維模型(S170)。根據(jù)三維模型預測與被檢體的攝影部位對應的圖像噪聲分散值，根據(jù)所預測的圖像噪聲分散值和操作者輸入的畫質指標值的期望值的比較算出照射X射線量的調制圖形(S200)。預測假設是在不使用·使用掃描線量最佳化功能各情況下所獲得的畫質，將各預測結果在顯示裝置(5)中進行比較顯示(S230)。
文檔編號A61B6/03GK101193593SQ20068002014
公開日2008年6月4日 申請日期2006年9月15日 優(yōu)先權日2005年9月15日
發(fā)明者后藤大雅, 廣川浩一 申請人:株式會社日立醫(yī)藥