(57)【要約】  Ｘ線発生手段と、前記Ｘ線発生手段に対向して配置されるＸ線検出器と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記Ｘ線発生手段によりＸ線を照射して前記被検体における透過Ｘ線量を前記Ｘ線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過Ｘ線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備える。
2007074772.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線発生手段と、前記Ｘ線発生手段に対向して配置されるＸ線検出器と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記Ｘ線発生手段によりＸ線を照射して前記被検体における透過Ｘ線量を前記Ｘ線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過Ｘ線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記Ｘ線ＣＴ装置の装置特性を記憶する装置情報記憶手段を備え、前記撮影条件決定手段は、前記指標、前記対象組織に関する情報、前記装置特性を用い、前記撮影条件を決定することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記入力手段により入力される前記対象組織に関する情報には、前記対象組織のサイズ、種類が含まれ、前記対象組織及びその周囲に配置されている背景組織のＸ線減弱係数を記憶するＸ線減弱係数記憶手段が備えられていることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記装置情報記憶手段には、前記Ｘ線発生手段により照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報が各管電圧設定値毎に記憶され、前記撮影条件決定手段は、前記各Ｘ線のエネルギースペクトル、前記対象組織と背景組織のＸ線減弱係数を用い、最適な管電圧を決定する管電圧決定手段を備えていることを特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記管電圧の決定は、前記対象領域と前記背景領域のＸ線減弱係数の差が大きくなるように決定されることを特徴とする請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記対象組織と背景組織の密度情報を記憶する密度情報記憶手段と、前記密度情報と前記Ｘ線減弱係数を基に、前記管電圧決定手段で決定された管電圧で前記断層像を撮影した場合の前記対象組織及び背景組織のコントラストを決定するコントラスト決定手段を備えたことを特徴とする請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記指標と、前記コントラストと、前記断層像上での前記対象組織あるいは背景組織のノイズ量と、前記対象領域の前記断層像上でのサイズとの関係を表す指標関連変数関数群を記憶する指標関連変数関数群記憶手段を備え、前記撮影条件決定手段は、前記指標関連変数関数群に基づいて、前記コントラスト、前記サイズを持つ対象領域を前記指標で前記背景領域から識別するためのノイズ量を算出するノイズ量算出手段を備えていることを特徴とする請求項６記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記ノイズ量と撮影におけるＸ線の照射線量との関係を表すノイズ照射線量関数を記憶するノイズ照射線量関数記憶手段を備え、
前記撮影条件決定手段は、前記ノイズ照射線量関数に基づいて、前記ノイズ量算出手段で算出したノイズ量が前記断層上で得られるＸ線の照射線量を算出する照射線量算出手段を備えていることを特徴とする請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記照射線量算出手段は、前記照射線量の算出において、前記Ｘ線が被検体を透過する透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いを考慮することを特徴とする請求項８記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記照射線量算出手段により算出された照射線量を基に管電流を決定する管電流決定手段を備えたことを特徴とする請求項８記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
標準撮影条件下で取得された標準人体投影データを記憶する標準人体投影データ記憶手段と、前記撮影条件決定手段により決定された撮影条件によって撮影した場合にどのような画像が得られるかを、前記標準人体投影データを用い推定する推定画像作成手段と、前記推定画像作成手段により推定された画像を表示する表示手段を備えたことを特徴とする請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
前記推定画像作成手段は、前記標準人体投影データに対象組織を表す擬似投影データを重畳する重畳手段と、前記ノイズ量算出手段により算出されたノイズ量を投影データにおける場合に換算して付加するノイズ付加手段と、前記ノイズ付加手段により得られたデータを再構成演算をして推定画像を作成する手段を備えたことを特徴とする請求項１１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】
前記被検体の側面からの投影像を撮影するスキャノグラム撮影手段を備え、前記推定画像作成手段は、スキャノグラム撮影手段により得られたスキャノグラム像を基に、実際に撮影する被検体の大きさを算出する被検体サイズ算出手段を備え、該大きさを考慮に入れて推定画像を作成することを特徴とする請求項１２記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】
前記推定画像作成手段は、前記大きさを基に、前記標準人体投影データの大きさの補正を行い、補正後のデータを用いて推定画像を作成することを特徴とする請求項１３記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１５】
前記指標は、前記対象組織及び背景組織の画素分布をヒストグラムで表示した場合に、前記対象組織の画素分布における、互いの画素分布が重なり合っていない部分の割合である識別能として表されることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１６】
前記画素分布は、正規分布あるいはポワソン分布によって近似されることを特徴とする請求項１５記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１７】
前記被検体へ造影剤を注入した各時相における前記対象組織及び背景領域のＸ線減弱係数を記憶する造影剤注入時Ｘ線減弱係数記憶手段を備え、
前記管電圧の決定では、前記被検体へ造影剤を注入した場合の各時相における最適な値が、前記各時相における前記対象組織及び背景領域のＸ線減弱係数を用いて決定されることを特徴とする請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１８】
前記撮影条件決定手段により決定された設定パラメータのいずれか少なくとも一つ以上を変更すると、それに応じて前記推定画像作成手段により推定される画像が更新され、前記表示手段には更新された画像が表示されることを特徴とする請求項１１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１９】
前記指標は、ROC解析において定められる真陽性率であり、前記ノイズ量算出手段には、定められたコントラストにおいて所定の真陽性率を得るためにどの程度のノイズ量であれば良いかを表す真陽性率ノイズ量関数を予め記憶する真陽性率ノイズ量関数記憶手段を備え、前記ノイズ量算出手段は、前記真陽性率ノイズ量関数を用いてノイズ量を算出することを特徴とする請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２０】
Ｘ線ＣＴ装置における撮像条件決定方法において、
（１）Ｘ線ＣＴ装置において得られる断層像において識別すべき対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する工程と、
（２）前記対象組織に関する情報、前記指標及び前記Ｘ線ＣＴ装置の装置特性を基に、前記指標により前記対象組織を識別するための撮影条件を決定する工程
を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置における撮像条件決定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に係り、特に、被検体のある臓器中の病変部、例えば、癌の存在診断をする際、撮影に先立つ撮影計画段階で、多くの設定すべきパラメータの設定を支援する機能を有するＸ線ＣＴ装置の改良に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置の表示装置上に表示される撮影の対象組織である病変部の背景組織に対するコントラスト、ノイズ量および識別能は、設定される撮影条件（管電圧、管電流、周回速度、らせんピッチ、スライス厚等）、再構成条件（再構成フィルタ等）、および対象組織のサイズ等と複雑に関連しあって変化するため、撮影に先立つ撮影計画段階で、生成される対象組織の画像の画質を推定し、設定すべきパラメータを最適に決定することは困難であった。そのため、高い識別能の画像が得られるかは、そのＸ線ＣＴ装置のユーザである医師あるいは検査技師の熟練に依存する部分が多かった。
特開２００４-９７７７８号公報は、このような点を解消するための条件最適化機能と共にグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）を有するスキャン計画画面の構築機能を有する計画補助システムを備えたＸ線コンピュータ断層撮影装置を開示している。ここでは、ＧＵＩを有するスキャン計画画面にＣＴＤＩ（CT Dose Index）で表わされる線量を入力すると、それに対応して再構成画像上で５０％の検出率（識別率）を示すターゲット径を表わす指標ＤＥＩ（Dose Efficiency Index）およびそのファントムサンプルイメージがスキャン計画画面上に表示され、また所望の検出率、ターゲット径あるいはターゲット径で規定される対象組織とその背景組織との密度差を入力するとそれに対応したターゲット径、検出率、ＤＥＩがスキャン計画画面上に表示されて、撮影計画を補助するよう構成されている。
しかし、照射Ｘ線のエネルギー（管電圧）が変わると、撮影の対象組織のＣＴ値およびその周囲の背景組織のＣＴ値が変わり、そのＣＴ値差即ちコントラストも変わることになる。ＤＥＩはコントラストに応じて変化する特性を示すものなので、このようなコントラストの影響を考慮する場合には、コントラスト毎の多くのＤＥＩ特性を備えたデータベースを準備する必要がある。このＤＥＩ特性を備えたデータベースは装置ごとにファントムを使って個別に準備されねばならず、そのために多くの人と時間を必要とすると共にデータベース中のＤＥＩ特性にはターゲット径を評価する者の特性が強く反映するため、その後の装置ユーザの経験によってその装置の使い勝手の善し悪しに差異が生じる。
本発明の目的は、撮影に先立つ撮影計画段階で、限られた数の簡単な設定パラメータを設定するだけで、他の設定パラメータの設定が支援される汎用性のある機能を有するＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【発明の開示】
【０００３】
より具体的には、本発明では、
Ｘ線発生手段と、前記Ｘ線発生手段に対向して配置されるＸ線検出器と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記Ｘ線発生手段によりＸ線を照射して前記被検体における透過Ｘ線量を前記Ｘ線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過Ｘ線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。
また、Ｘ線ＣＴ装置における撮像条件決定方法において、
（１）Ｘ線ＣＴ装置において得られる断層像において識別すべき対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する工程と、
（２）前記対象組織に関する情報、前記指標及び前記Ｘ線ＣＴ装置の装置特性を基に、前記指標により前記対象組織を識別するための撮影条件を決定する工程
を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置における撮像条件決定方法が提供される。
本発明によれば、撮影に先立つ撮影計画段階で、限られた数の簡単な設定パラメータを設定するだけで、他の設定パラメータの設定が支援される汎用性のある機能を有するＸ線ＣＴ装置を提供することができる。
本発明によれば、経験の浅いＸ線ＣＴ装置のユーザでも、撮影に先立つ撮影計画段階で、その入力装置を介して簡単な入力項目を入力するだけで、そのユーザが希望する視認性（認識能）を有する画質の画像を容易に得ることが出来る。
【図面の簡単な説明】
【０００４】
【図１】図１は、本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の外観図。
【図２】図２は、図１に示したＸ線ＣＴ装置の全体構成図。
【図３】図３（a）、３（b）は、本発明で適用される原理を説明する図。
【図４】図４（a）、４（b）、４（c）も、同様に本発明で適用される原理を説明する図。
【図５】図５は、本発明に従って、被検体検査部位の実撮影に先立つ撮影計画段階で、図２中の記憶装置に格納されたデータを利用して、演算装置で順次実行される撮影条件他の演算の手順を説明するフロー図。
【図６】図６は、本発明に従って、同様に被検体検査部位の実撮影に先立つ撮影計画段階で、図２中の入力装置を介して入力されたに検査部位の対象組織に関する入力内容と、その入力内容に従って演算装置で実行された演算の結果である対象組織を含む検査部位の推定再構成画像の表示装置上への表示例。
【図７】図７は、本発明に従って、図２中の記憶装置に格納されている、造影検査時における造影剤注入からの経過時間をパラメータとした標準人体のそれぞれの検査部位の対象組織毎の造影剤濃度を表わす標準時間濃度曲線の一例。
【図８】図８は、図２中のＸ線発生装置から発生され対向する検出器で検出されるまでのＸ線の減弱を説明する図。
【図９】図９は、図５のフローにおける、Ｘ線発生装置の管電圧毎の照射Ｘ線実効スペクトルに対応するＸ線実効エネルギー、それに対応する造影処理された対象組織および背景組織のそれぞれのＸ線減弱係数、それぞれの管電圧に対応するＸ線減弱係数の組に対応する対象組織と背景組織間のコントラストおよびそれぞれのコントラストに基づく管電圧の設定を説明する図。
【図１０】図１０は、実撮影に先立つ撮影計画段階の最初に、被検体の断層像撮影位置を特定し、特定した撮影位置における被検体の断面サイズに近似する楕円体を求めるための被検体のスキャノグラム撮影と、その後、求めた近似楕円体と図５のステップＳ６で求めたノイズ量に基づいて演算されるＸ線発生装置の照射線量を規定する管電流時間積ｍＡｓを説明する図。
【図１１】図１１は、本発明に従った、記憶装置中のデータベースに格納されている検査部位毎の標準投影データからの標準画像データの生成、標準投影データへの対象組織擬似投影データの重畳、対象組織擬似投影データの重畳された標準投影データへの図５のステップＳ６で求められたノイズ量の付加、ノイズを付加された対象組織擬似投影データの重畳された標準投影データの再構成による推定再構成画像の生成を説明する図。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００５】
以下に、添付の図を用いて、本発明Ｘ線ＣＴ装置の望ましい実施の形態について詳細に述べる。
図１は、本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置１の外観を示す概略図であり、撮影用に用いるスキャナ１０、及び被検体４０（図２参照）を載せて移動するための寝台２０、及びマウスやキーボードなどで構成され寝台移動速度情報や再構成位置などの計測、再構成パラメータを入力するための入力装置３１１、検出器１２（図２参照）から得られるデータを処理（再構成を含む）する演算装置３２、及び再構成画像を表示する表示装置３１２を含む操作ユニット３０から構成されている。
図２は、図１に示したＸ線ＣＴ装置１の全体構成図である。スキャン方式はローテート−ローテート方式（第３世代）であり、大きくは先に説明したようにスキャナ１０と、寝台２０と、操作ユニット３０とで構成される。
スキャナ１０は、Ｘ線発生装置１１、高圧スイッチングユニット１８ａ、高電圧発生装置１８ｂ、Ｘ線制御装置１８ｃ、Ｘ線検出器１２、プリアンプ１７、コリメータ１３、コリメータ制御装置１３ａ、Ｘ線発生装置１１及びＸ線検出器１２を回転駆動する駆動装置１４、駆動装置１４及びコリメータ制御装置１３ａを制御するスキャナ制御装置１５、寝台２０の昇降及び体軸方向への移動制御を行う寝台制御装置２１、寝台２０の移動量を計測する寝台移動計測装置２２、スキャナ１０及び操作ユニット３０の制御を行う中央制御装置１６などで構成されている。
操作ユニット３０は、入出力装置３１と演算装置３２とを備える。入出力装置３１は、マウスやキーボードからなる入力装置３１１、再構成画像等を表示するモニタからなる表示装置３１２、表示装置３１２に表示する再構成画像などの表示データを格納したり、再構成プログラムを格納したりするための表示メモリ、主メモリ、ハードディスクからなる記憶装置３１３を備える。演算装置３２は、スキャナ１０から送られた投影データに基づいて前処理、フィルタ処理、後処理などの画像処理を行う画像処理手段３２１と、上述の投影データを再構成する再構成演算装置３２２とを備える。
操作ユニット３０における入力装置３１１からは、装置条件（Ｘ線管のターゲット角度、ターゲット材質、ターゲット密度、Ｘ線管の固有Ｘ線ろ過アルミ当量、シンチレータ材質、シンチレータ密度、シンチレータ厚、ボウタイフィルタ形状、その材質、銅フィルタ形状等）、撮影対象検査部位情報（検査部位の対象組織、そのサイズ、その認識率）、撮影条件（管電流、管電圧、周回速度、らせんピッチ等）、再構成条件（画像FOV、再構成フィルタ、画像スライス厚、再構成スライス位置等）、参照情報（標準撮影条件における検査部位毎の対象組織と背景組織のＣＴ値、またはそのＣＴ値差、または対象組織と背景組織の密度（濃度）および各対象組織と背景組織のＸ線減弱特性等）が入力され、その指示に基づいて、撮影に必要な制御信号が中央制御装置１６から、Ｘ線制御装置１８ｃ、寝台移動装置２１、スキャナ制御装置１５に送られ、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。なお、装置条件、参照情報等は入力装置３１１を介して事前に入力され記憶装置３１３に格納されている。撮影が開始されるとＸ線制御装置１８ｃにより高電圧発生装置１８ｂに制御信号が送られ、高圧スイッチングユニット１８ａを介して高電圧がＸ線発生装置１１に印加され、Ｘ線発生装置１１からＸ線が被検体４０へ照射される。同時に、スキャナ制御装置１５から駆動装置１４に制御信号が送られ、Ｘ線発生装置１１、Ｘ線検出器１２、プリアンプ１７が被検体４０の周りを回転する。
一方、寝台制御装置２１により、被検体４０を載せた寝台２０は静止（円スキャン時）、又はＸ線発生装置１１等の周回軸方向に平行移動（らせんスキャン時）される。照射されたＸ線は、コリメータ１３により照射領域を制限され、被検体４０内の各組織で吸収（減衰、減弱）され、被検体４０を通過し、Ｘ線検出器１２で検出される。Ｘ線検出器１２で検出されたＸ線は、電流に変換され、プリアンプ１７で増幅され、投影データ信号として演算装置３２に入力される。演算装置３２に入力された投影データ信号は、演算装置３２内の再構成演算装置３２２で画像再構成処理される。再構成画像は、入出力装置３１内の記憶装置３１３に保存され、表示装置３１２でＣＴ画像として表示される。もしくは、画像処理手段３２１にて加工された後、表示装置３１２でＣＴ画像として表示される。
Ｘ線ＣＴ装置の表示装置上に表示される検査部位の対象組織、例えば、造影処理された肝臓の癌、およびその周囲の背景組織の画素値（ＣＴ値）の分布をプロットすると図３（a）、図３（b）に示すように正規分布を示す。ここで、対象組織Ａの正規分布曲線ＦＡおよび背景組織Ｂの正規分布曲線ＦＢのそれぞれのピーク値ＰＶＡ、ＰＶＢはそれぞれ対象組織Ａおよび背景組織Ｂの平均ＣＴ値に相当しており、従ってＰＶＡ、ＰＶＢの差は、即ちＣＴ値差は、対象組織Ａと背景組織Ｂのコントラストに相当しており、また対象組織Ａの正規分布曲線ＦＡおよび背景組織Ｂの正規分布曲線ＦＢそれぞれの標準偏差σＡ、σＢはそれぞれ対象組織Ａおよび背景組織Ｂのノイズ量に相当しており、またそれぞれを積分して得られる画素数に換算した面積ＳＡ、ＳＢはそれぞれ対象組織Ａおよび背景組織Ｂのサイズに相当しており、また対象組織Ａの正規分布曲線ＦＡにおける背景組織Ｂの正規分布曲線ＦＢとの重なり部分を除く部分（つまり、対象組織Ａの正規分布における背景組織Ｂの正規分布と重ならない部分）の対象組織Ａ全体の正規分布に対する割合（面積比）は識別能、即ち認識率Ｄに相当する。なお、図３（a）は対象組織Ａと背景組織Ｂのサイズがほぼ等しい場合を、図３（b）は対象組織Ａのサイズが背景組織Ｂに対して比較的小さい場合を図示しているが、本発明では背景組織Ｂのサイズは対象組織Ａのサイズとほぼ等しくなるよう選ばれる。
図３（a）、３（b）から判るように対象組織Ａの認識率Ｄは、対象組織Ａおよび背景組織ＢのサイズＳＡ、ＳＢ、対象組織Ａおよび背景組織Ｂの間のコントラストＣ、および対象組織Ａおよび背景組織Ｂのノイズ量に相当する標準偏差のσＡ、σＢを変更すれば変化する、即ち概念的には次のような関数で表わせる。
Ｄ  ＝  f  （ＳＡ、ＳＢ、Ｃ、σＡ、σＢ）
これを模式的に図示すると、図４（a）、４（b）、４（c）のようになる。
図４(a)はコントラストに対する識別能特性である。コントラストが低い付近は、ノイズの影響で認識率が低いが、コントラストがある程度高くなると認識率が急激に向上し、さらにコントラストが高くなると認識率は一定（100%）になる。
図４(b)はノイズに対する識別能特性である。ノイズがコントラストに対して顕著に低い場合は、多少ノイズが増加しても認識率は高いが、ノイズがある程度多くなると識別能は急激に低下し、さらにノイズが多くなると認識率は一定（0%）になる。
図４(c)はサイズに対する識別能特性である。サイズが小さい場合は、ノイズの影響で認識率が低いが、サイズがある程度大きくなると認識率が急激に向上し、さらにサイズが大きくなると認識率は一定（100%） になる。コントラストが大きくなると、サイズが小さくても認識率が高く、ノイズが大きくなると、サイズが小さいと認識率が低くなる。
本発明は、このような対象組織Ａの認識率Ｄと、対象組織Ａおよび背景組織ＢのサイズＳＡ、ＳＢ、対象組織Ａおよび背景組織Ｂの間のコントラストＣおよび対象組織Ａおよび背景組織Ｂのノイズ量σＡ、σＢとの関係を利用して、撮影に先立つ撮影計画段階でユーザが設定すべきパラメータの設定を支援する機能をＸ線ＣＴ装置に構築したものである。
以下、本実施例では、被検体４０の肝臓を撮影対象検査部位として、その対象組織はそこに存在するかも知れない２ｃｍ以上の癌の造影剤を使った存在診断のための撮影に先立つ撮影計画の手順を例に取って、図５に沿って、図３−４、図６−１１を参照して説明する。
ステップＳ１で、ユーザが、まず、入力装置３１１から撮影対象検査部位の対象組織Ａとして肝臓にできているかもしれない２ｃｍ以上のガンを入力し、更に所望する画質を示す指標値である識別率、例えば、８０％を入力する。これらが入力されると対応する背景組織Ｂおよび入力された対象組織Ａのサイズに対応した背景組織Ｂのサイズが記憶装置３１３のデータベースから読み出される。
図６はその時表示装置３１２の画面１２０上に表示された表示例で、右側の認識率フィールド１２１、撮影対象組織名およびサイズのフィールド１２２には入力されたそれぞれの情報が表示されており、左側の断層像１２３はこれら入力に基づいて以下で説明する演算が実行された後に表示されるユーザの評価のための入力された認識率８０％を有する対象組織Ａおよび背景組織Ｂを含む検査部位の推定再構成画像の表示例である。
記憶装置３１３中のデータベースには、検査部位毎の対象組織サイズに対応する背景組織のサイズ、両組織のＸ線減弱特性、および密度、標準撮影条件下における検査部位毎の対象組織および背景組織のＣＴ値が格納されている。
記憶装置３１３中のデータベースには、さらに図７に示すような、造影剤（ヨウ素）を使った対象組織の造影検査時における被検体への造影剤注入からの経過時間をパラメータとした標準人体のそれぞれの検査部位の対象組織毎の造影剤濃度を表わす標準時間濃度曲線およびそれぞれの濃度におけるＸ線減弱特性が格納されている。それぞれの標準時間濃度曲線は、ユーザの必要に応じて、対象組織の造影検査時表示装置３１２上に表示され、ユーザが造影条件（注入速度、注入量等）および被検体の体型等に応じて造影撮影のタイミング、即ち、造影早期、ピーク、造影後期等の造影時相を決める際に利用される。
ステップＳ２では、ステップＳ１で設定された対象組織Ａ及び背景組織ＢにＸ線発生装置１１から照射され、検出器１２で検出される管電圧毎の照射Ｘ線実効スペクトル及びＸ線実効エネルギーを算出する。
なお、管電圧毎の照射Ｘ線実効スペクトルおよびそれぞれのＸ線実効エネルギーの算出は事前に行い、前もってその結果を記憶装置３１３中にデータベースとして格納しておいてもよい。
図８は、Ｘ線発生装置１１から発生され対向する検出器１２で検出されるＸ線の実効スペクトル、実効エネルギーおよびその減弱を説明する図である。ステップＳ２では、前記装置条件、撮影条件を基に、式1から制動Ｘ線のスペクトル、式２から特性Ｘ線のスペクトルを推定し、これらを組み合わせて照射Ｘ線のスペクトルを推定する。
IE＝Nρ／A∫ET0(1+T/(m0c2)Q(dT/dl)-1exp(-μ(E)ltcotα)dT    ・・・（１）
Ich∝（T0／TK,L）1.63    ・・・（２）
ただし、IEはフォトンエネルギーＥ（＝hν）を持つ制動放射Ｘ線のエネルギー強度、Ichは特性Ｘ線のエネルギー強度、Nはアボガドロ数、ρ、Aはそれぞれターゲットの密度および原子量、m0は電子の質量、cは光速、T0は入射電子のエネルギー、Qは１つの電子から放射されるＸ線のエネルギー強度で、フォトンエネルギーEと電子エネルギーTの比E/Tで近似的に決まる値、dT/dlはBethe等による阻止能に関する理論式、ltは電子の入射距離、TK,LはK、L電子軌道から電子を除去するのに必要なエネルギーである。なお、Ｘ線スペクトルの算出には、既知である他の方法を使用しても構わない。
図８に示すように、陰極（フィラメント）１１ａからターゲット角度αをもつ陽極（ターゲット）１１ｂに対して熱電子が照射され、ターゲット１１ｂで生成されたフォトンが、熱電子の入射角度に対してほぼ垂直な角度で発生する。フォトンは、Ｘ線管の固有ろ過アルミ当量１１ｃ、補償フィルタ（ボウタイフィルタ）１１ｄ、銅フィルタ１１ｅを透過し、被検体の対象組織および背景組織を含む検査部位に照射されるＸ線の実効スペクトルはこのようなＸ線の照射経路を考慮して算出され、撮影計画段階の初めに撮られたスキャノグラムから擬似被検体として生成された水換算の楕円体４１などの、Ｘ線吸収体を透過し、シンチレータ１２ａに入射し、光に変換される。その光はフォトダイオード１２bによって検出される。
算出された照射Ｘ線実効スペクトルから全スペクトルに対するエネルギー毎の比率を寄与率として算出し、算出した寄与率に基づいて実効エネルギーを算出する。
図９は、ステップＳ３における、管電圧の設定を説明する図で、ここではまず、ステップＳ２で求めた各管電圧における実効エネルギーと記憶装置３１３中のデータベースに格納されている該当する検査部位のある造影剤濃度での造影撮影時の対象組織のＸ線減弱特性とその背景組織のＸ線減弱特性からそれぞれＸ線減弱係数を求め、これらを比較して、対象組織のＸ線減弱係数と背景組織のＸ線減弱係数の差が最大となる管電圧が選定される。
図９のグラフ１５０は、管電圧１００kv、１２０kv、１４０kvの時に得られる照射Ｘ線実効スペクトルの分布をそれぞれ、点線、実線、一点鎖線で表したグラフである。各管電圧の照射Ｘ線実効スペクトルの分布を用いてステップＳ２の処理を行うことにより、管電圧毎の実効エネルギーが１５１、１５２、１５３（それぞれ１００kv、１２０kv、１４０kvに相当）と算出される。
図９のグラフ１５５、１５６は、それぞれ縦軸がある濃度の造影剤（ヨウ素）で造影された対象組織のＸ線減弱係数（μＡ）及び背景組織である肝臓のＸ線減弱係数（μＢ）、横軸がフォトンエネルギーとして定義されたＸ線減弱特性を示すグラフである。グラフ１５５のＸ線減弱特性と各実効エネルギー１５１、１５２、１５３との交点と、グラフ１５６のＸ線減弱特性と各実効エネルギー１５１、１５２、１５３との交点を求め、各実効エネルギーのグラフ１５５及び１５６の差、すなわちＸ線減弱係数の差が最も大きい実効エネルギーに対応する管電圧を選定する。図９では、１２０kvがＸ線減弱係数の差が最も大きい管電圧に相当する。
なお、グラフ１５５のＸ線減弱特性μＡと各実効エネルギー１５１、１５２、１５３と、グラフ１５６のＸ線減弱特性μＢと各実効エネルギー１５１、１５２、１５３とを、表示装置３１２に表示させ、ユーザが所望する実効エネルギーをマウスでクリックすることによりそれに対応する管電圧を選定できるように構成してもよい。これにより、ユーザがＸ線減弱係数差を確認した上で、識別能よりも低被曝を優先させるなど、ユーザが所望する条件で実効エネルギーを選ぶことができる。
ステップＳ４は、記憶装置３１３中のデータベースに検査部位の対象組織Ａおよび背景組織Ｂの密度ＤＡ、ＤＢが格納されていない場合、例えば、本例のように造影剤を使って対象組織を造影して撮影するような場合に実行されるステップである。検査部位の対象組織Ａおよび背景組織Ｂの密度ＤＡ、ＤＢが記憶装置３１３中のデータベースに格納されている場合は、このステップＳ４は省略される。
ステップＳ４では、記憶装置３１３中のデータベースに格納されている標準撮影条件（例えば、管電圧１２０kv）下における造影対象組織Ａとそれに対応する背景組織ＢのＣＴ値ＰＶＡ、ＰＶＢ、その減弱係数μＡ、μＢおよび同一条件下における水の減弱係数μＷを使って、以下の式３−１、３−２に従って造影対象組織Ａおよびそれに対応する背景組織Ｂの密度ＤＡ、ＤＢ、を算出する。
ＰＶＡ＝（ＤＡμＡ-μw）・1000／μw   ・・・（３−１）
ＰＶB＝（ＤＢμＢ-μw）・1000／μw    ・・・（３−２）
ステップＳ５では、ステップＳ４で算出された造影対象組織Ａと背景組織Ｂの密度ＤＡ、ＤＢ、とステップＳ３で選定した管電圧に対応する減弱係数μＡ、μＢおよび同一条件下における水の減弱係数μＷを使って、以下の式４に従って検査部位の造影対象組織Ａおよびその背景組織Ｂ間のコントラストＣ（ＣＴ値差）を算出する。
Ｃ＝（ＤＡμＡ-ＤＢμＢ）・1000／μw   ・・・（４）
ステップＳ６では、ステップＳ１で設定された対象組織Ａのサイズ、その認識率、対象組織Ａのサイズに基づいて記憶装置３１３中のデータベースから読み出された背景組織Ｂのサイズ、ステップＳ３で選定された管電圧に対応してステップＳ５で算出された対象組織Ａとその背景組織Ｂ間のコントラストＣを使って記憶装置３１３中のデータベースに格納されている、対象組織Ａの認識率Ｄと対象組織Ａおよびと背景組織Ｂの画素数に換算されたサイズＳＡ、ＳＢ、対象組織Ａとその背景組織Ｂ間のコントラストＣおよび対象組織Ａとその背景組織Ｂのノイズ量σＡ、σＢを関連付ける関係式あるいは図４（a）、４（b）、４（c）に例示したこれらの関係を規定する近似曲線に従って、対象組織Ａおよびその背景組織Ｂのそれぞれのノイズ量σＡ、σＢが算出される。
ステップＳ７では、ステップＳ６で算出されたノイズ量に基づいて、Ｘ線発生装置１１から照射されるＸ線の照射線量を規定する管電流時間積ｍＡｓが算出される。このｍＡｓの算出手順について以下図１０を参照して説明する。
スキャノグラム撮影１００により、スキャノグラム画像１０１を得る。このスキャノグラム画像１０１の体軸に直交する１ライン１０１ａ、１０１ｂ毎に、投影値１０２の最大値ｂ、投影値の積分値ＲＳを求め、長軸をＡ、短軸をＢとする人体近似楕円モデル１０３（人体の減弱係数に近い均質な物質の楕円体）を推定する。人体近似楕円モデルの減弱係数μpは選定された管電圧に対応する実効スペクトルを考慮して決定される。照射線量ｍＡｓ（管電流×周回速度）は人体近似楕円モデル１０３の長軸と短軸の長さ（Ａ、Ｂ）、らせんピッチ、再構成ビュー重み、再構成フィルタおよびステップＳ７で算出されたノイズ量を基に決定される。具体的には、まず、周回位相θから照射される人体近似楕円モデル１０３の中心を通るＸ線ビームの透過距離lp(θ)を、式５に基づいて算出する。
lp(θ)=A×B／sqrt(A2cos2θ+B2sin2θ)   ・・・（５）
次に算出された透過距離lp(θ)を基に式６によって規定されステップ６で算出したノイズ量に対応するノイズ（分散値σ2）が一定になるように周回方向にmAs(θ)を変調する関数を図１０中の等式を変形して生成する（１０４）。１０５はスキヤノグラム上のライン１０１aから１０１bの方向に向かってらせんスキャンが行なわれた時の管電流のレベル変化を模式的に示したものである。
σ2=σbase2×CST×CmAs×CL×CRW×CRF   ・・・（６）
ここで、CST、CmAs、CL、CRW、CRFはスライス厚、照射線量（管電流×周回速度）、透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いによる影響を考慮するための項であり、式７により求められる。
CST=STbase/ST
CmAs=Σ{mAsbase/mAs(θ)}        ・・・（７）
CL=Σexp(μp(lp(θ)-lbase))
CRW=Σ{W(θ)2}/{ΣW(θ)}2
CRF=σRF2/σRF base2
なお、lbase、mAsbase、STbaseは管電圧毎に予め測定しておいた基準となる人体近似円モデルの直径、照射線量（管電流×周回速度）、スライス厚であり、W(θ)は再構成ビュー重み、θはビュー位相（周回位相）、σbase2は、lbase、mAsbase、STbaseの条件で撮影した投影データにビュー重み付けを行わず360度再構成して得られた画像から得られるノイズ（分散値）、σRF2、σRF base2はそれぞれ再構成フィルタのノイズ、および基準の再構成フィルタのノイズである。また、CRWは再構成ビュー重み付けを行わない場合には1であり、再構成ビュー重みを付けることで大きくなる。また、ここでは具体的な説明はしないが、再構成ビュー重みはらせんピッチにも関連し、らせんピッチが大きい場合には再構成で使用可能なデータ量が減少するためCRＷが大きくなる。また、CRFは一般的に使用されている腹部用の再構成フィルタを基準とし、同フィルタの場合には1、高周波が強調されたフィルタの場合に1より大きくなる。
らせんスキャンにて複数部位を一度に撮影する場合において、部位に応じてノイズを変える必要がある場合には、ノイズを規定するライン（対象組織が存在する位置）を複数（部位毎に）設定し、設定したラインにおいてσbase2、lbaseを変化させることで目標の認識率を維持しながら所定の照射線量（管電流×周回速度）を達成できる。
なお、ノイズ量を基にした照射線量の制御に関しては、上記方法に限定されず、従来技術など如何なる方法を用いてもよい。
ステップＳ８では、記憶装置３１３中のデータベースに格納されている標準撮影条件下で撮影された人体のそれぞれの検査部位毎の複数の標準投影データから、先に被検体について撮影されたスキャノグラムの投影値に近い体型の標準投影データを選択し、スキャノグラムの投影値の積分値に基づいて、選択した標準投影データのサイズ補正を行い、サイズ補正された標準投影データにステップ１で入力されたサイズを有する対象組織の擬似投影データを重畳し、擬似投影データの重畳された標準投影データに、先にステップ６で算出されたそれぞれのノイズ量が投影データに変換されて付加され、投影データに変換されたノイズが付加された擬似投影データの重畳された標準投影データは、操作者の評価に供するため、表示装置３１２上に、対象組織の認識率８０％の推定再構成画像として表示される（ここで、ステップ６で算出されたノイズ量を投影データにおけるものに変換する際には、事前にいろいろなサイズの水ファントム等を撮影して得られた投影データの値と、そのときの画像ノイズの値との関係を関数として作成して、その関数を基に投影データにどの程度のノイズを付加すれば良いかを決定すれば良い）。
以上説明した点を図１１を参照して具体的に説明する。１１１は、サイズ補正された標準投影データを示している。１１０は、このサイズ補正された標準投影データを再構成した時の標準画像である。１１２は、ユーザが、マウス等の入力装置を介して輪郭が強調された１１０の再構成標準画像の検査部位の任意の位置に付加した対象組織であり、この対象組織のサイズはステップＳ１で入力されたサイズに対応している。１１３は、付加された対象組織１１２に基づいて生成された対象組織の擬似投影データ。１１４は、サイズ補正された標準投影データ１１１に対象組織擬似投影データ１１３を重畳し、ステップ６で算出されたそれぞれのノイズ量が投影データに変換されて付加された投影データ。１１５は、投影データ１１４が先に設定された再構成条件に従って再構成された、認識率８０％の対象組織および背景組織を含む検査部位の推定再構成画像で、この推定再構成画像は図６の再推定再構成画像１２３に対応している。
ユーザは画面１２０に表示された推定再構成画像１２３を評価して、満足の場合は、実行ボタンを押して、設定条件に従った実撮影に移行する。不満足の場合には、先に入力、設定した認識率、対象組織サイズ、再構成条件、造影条件等を変更してステップＳ１−Ｓ８を繰り返す。
このように、設定撮影条件から推定した推定画像から対象組織の視認性を、操作者が撮影前に確認できるため、撮影条件設定の誤りを減らすことが可能となり、撮影のやり直しによる被曝を回避でき、また、診断精度を向上することができる。
また、単純に再構成画像にノイズを付加する方法と異なり、投影データのデータ値に応じたノイズを付加するため、より実際に近い画質（ノイズ、アーチファクトなど）を得ることができる。
なお、ここでは、標準データとして実際に人体を撮影したデータを使用したが、計算機シミュレーションにて生成した仮想人体モデルや、画質や空間分解能評価用のファントムデータを使用しても構わない。
本発明の別の用途としては、形状や材質の異なる補償フィルタや銅フィルタの効果を推定画像あるいは認識率で評価し、最適なスキャナの構成を決定するために使用することができる。この場合には、スキャナには複数の補償フィルタ、銅フィルタ、鉛フィルタを準備し、設定に応じて切り替えることで実現できる。さらには、設定パラメータにより、再構成フィルタの形状を変化させ、再構成フィルタの効果を推定画像あるいは認識率で評価するなど、最適な再構成条件を決定するためにも使用できる。このように、本発明は、撮影条件、装置条件、造影条件、再構成条件を最適化するためのシミュレータとしても使用できる。
また、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、上記実施例では、対象組織をどの程度正確に識別するかの指標として、識別能を定義し、それは対象組織の正規分布における背景領域の正規分布と重ならない部分の割合であったが、本発明はこれに限られない。例えば、図４で示すヒストグラム上で対象組織と背景組織の画素分布を表す正規分布が互いにどのような関係にあったとき時に、ROC解析におけるTPF（True Positive Fraction）が0.8等となるかを予めデータとして求めて記憶しておいて、そのデータをもとに、TPFが0.8となるためのノイズ量（標準偏差量）を求めても良いことは言うまでもない。また、画素分布を表す関数としては正規分布でなくても良く、ポワソン分布であっても良いことは言うまでもない。
【図２】
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【図４】
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【図５】
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【図９】
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【図１】
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【図３】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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