(57)【要約】【課題】  Ｘ線感受性の高い部位について、無用なＸ線被曝量をより効果的に低減する。【解決手段】  寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源と、該Ｘ線源から照射され、前記被検体を透過したＸ線の線量を検出するＸ線検出器を含み、投影データを取得するスキャナと、前記投影データに基づいて再構成画像を取得する再構成演算部と、前記投影データを取得する際の撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件に従って投影データを取得する場合に生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する撮影特徴量マップ生成部と、前記撮影特徴量マップを表示部に表示させる表示制御部と、を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。【選択図】図１
2017131496.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源と、該Ｘ線源から照射され、前記被検体を透過したＸ線の線量を検出するＸ線検出器を含み、投影データを取得するスキャナと、
前記投影データに基づいて再構成画像を取得する再構成演算部と、
前記投影データを取得する際の撮影条件を設定する撮影条件設定部と、
前記撮影条件に従って投影データを取得する場合に生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する撮影特徴量マップ生成部と、
前記撮影特徴量マップを表示部に表示させる表示制御部と、
を備えたＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記スキャナ及び前記再構成演算部により前記被検体の位置決め画像を取得し、
前記表示制御部が、前記撮影特徴量マップと前記位置決め画像とを共に表示させる請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記撮影特徴量マップ生成部が、前記特徴量と前記撮影条件との関係を示すグラフを生成し、
前記表示制御部が、前記表示部に前記グラフを表示させる請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記撮影特徴量マップ生成部が、複数種の前記特徴量に対して夫々優先度を乗じ、前記複数種の特徴量のうち優先度が最も高い特徴量が目標値に近づくときの撮影条件候補を少なくとも１以上算出し、
前記表示制御部が、前記表示部に前記撮影条件候補を表示する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記撮影条件候補から、ユーザによる選択を受け付ける入力部を備える請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記撮影条件が、少なくとも前記Ｘ線源の前記被検体に対する撮影開始角度を含む請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記撮影開始角度を含む前記撮影条件をユーザが設定する入力部を備える請求項６記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記撮影特徴量マップ生成部が、被検体の位置に応じて異なる、Ｘ線照射量を示すＸ線照射量比マップ、画像ノイズ比マップ、時間分解能比マップ、空間分解能比マップの少なくとも何れか１つを前記撮影特徴量マップとして生成する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記位置決め画像において、関心領域を設定する領域設定部を備え、
前記撮影特徴量マップ生成部が前記関心領域における前記特徴量を算出し、該特徴量と前記Ｘ線源の前記被検体に対する撮影開始角度との関係を示す情報を生成し、
前記表示制御部が、前記特徴量と前記Ｘ線源の前記被検体に対する撮影開始角度との関係を示す情報を前記表示部に表示させる請求項２記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
寝台上の被検体の周囲から照射され、前記被検体を透過したＸ線の線量を検出して投影データを取得するステップと、
前記投影データに基づいて再構成画像を取得するステップと、
前記投影データを取得する際の撮影条件を設定するステップと、
前記撮影条件に従って投影データを取得する場合に生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成するステップと、
前記撮影特徴量マップを表示させるステップと、
を備えた撮影条件設定方法。
【請求項１１】
Ｘ線ＣＴ装置において撮影を行う際の撮影条件を受け付けるステップと、
前記撮影条件に従って撮影を行った場合に生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成するステップと、
前記撮影特徴量マップを表示させるステップと、
をコンピュータに実行させる撮影条件設定プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願発明は、Ｘ線ＣＴ装置、撮影条件設定方法及び撮影条件設定プログラム、特に、被検体の特定部位に照射するＸ線量を制御するＸ線ＣＴ装置、撮影条件設定方法及び撮影条件設定プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線管を被検体の体軸回りに回転させながら、Ｘ線管からファンビーム又はコーンビーム状にＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線を検出器により検出し、得られた投影データを逆投影することにより被検体内部の再構成画像を取得するＸ線ＣＴ装置が知られている。
このようなＸ線ＣＴ装置では、診断部位の詳細な画像を取得しつつも、被検体に対するＸ線被曝線量を低減することが望まれている。
【０００３】
例えば、特許文献１には、Ｘ線管の回転角度を複数の角度範囲に区分し、Ｘ線感受性の高い部位とＸ線焦点間の距離が近くなる角度範囲についてＸ線の照射出力を小さくすることによりＸ線感受性の高い部位のＸ線被曝線量を低減するＸ線ＣＴ装置が開示されている。
また、特許文献２には、寝台を移動させてＸ線源に対して被検体を相対的に移動させ、診断対象部位の中心を撮影中心又はその近傍に配置させることにより、診断対象部位以外の生体組織に対するＸ線照射を抑制するＸ線ＣＴ装置が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許第４５０９４９３号公報
【特許文献２】特開２００７−２６７７８３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上述した特許文献１のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線感受性の高い部位に照射されるＸ線被曝線量を低減するに際し、当該部位とＸ線焦点との距離を考慮するに留まる。すなわち、スキャン方式やスキャン方式に応じたＸ線源の軌道に起因する被検体へのＸ線被曝線量の変動について何ら考慮されていない。このため、単に、Ｘ線感受性の高い部位とＸ線焦点との距離が近くなる角度範囲についてＸ線の照射出力を小さくするだけでは、Ｘ線被曝線量の低減が十分でない場合がある。
【０００６】
また、特許文献２のＸ線ＣＴ装置は、そもそもＸ線感受性の高い部位についてのＸ線被曝線量を低減することについて何ら考慮されていない。このため、撮影範囲にＸ線感受性の高い部位が含まれる場合には、診断対象部位の中心を撮影中心又はその近傍に配置させるだけでは、Ｘ線被曝線量の低減が十分でない場合がある。
【０００７】
本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、Ｘ線感受性の高い部位について、無用なＸ線被曝線量をより効果的に低減することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明の一態様は、寝台上の被検体の周囲を周回するＸ線源と、該Ｘ線源から照射され、前記被検体を透過したＸ線の線量を検出するＸ線検出器を含み、投影データを取得するスキャナと、前記投影データに基づいて再構成画像を取得する再構成演算部と、前記投影データを取得する際の撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件に従って投影データを取得する場合に生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する撮影特徴量マップ生成部と、前記撮影特徴量マップを表示部に表示させる表示制御部と、を備えたＸ線ＣＴ装置を提供する。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、Ｘ線感受性の高い部位について、無用なＸ線被曝量をより効果的に低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略を示す外観構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略を示すブロック図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す説明図である。
【図４】本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す説明図である。
【図５】本発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置において、位置決め画像の取得から再構成画像の生成までの動作を示すフローチャートである。
【図６】本発明の第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置において、位置決め画像の取得から再構成画像の生成までの動作を示すフローチャートである。
【図７Ａ】Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン方式の一例としてアキシャルスキャン方式を示す説明図である。
【図７Ｂ】Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン方式の一例として螺旋スキャン方式を示す説明図である。
【図７Ｃ】Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン方式の一例としてシャトルスキャン方式を示す説明図である。
【図７Ｄ】Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン方式の一例としてスキャノグラム方式を示す説明図である。
【図８Ａ】Ｘ線ＣＴ装置において、螺旋スキャンを行った場合において寝台の速度が比較的遅い場合の体軸方向の撮影冗長性を示す説明図である。
【図８Ｂ】Ｘ線ＣＴ装置において螺旋スキャンを行った場合において寝台の速度が比較的早い場合の体軸方向の撮影冗長性を示す説明図である。
【図９Ａ】Ｘ線ＣＴ装置において、アキシャルスキャンを行った場合の体軸方向の撮影冗長性を示す説明図である。
【図９Ｂ】Ｘ線ＣＴ装置において、ステップスキャンを行った場合の体軸方向の撮影冗長性を示す説明図である。
【図１０】Ｘ線ＣＴ装置において、螺旋スキャンを行った場合の画像ノイズ比マップを示す説明図である。
【図１１】Ｘ線ＣＴ装置において、螺旋スキャンを行った場合の画像ノイズ比マップを示す説明図である。
【図１２Ａ】Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線源（Ｘ線発生装置）の撮影開始角度と撮影冗長性との関係を示し、特に、撮影開始角度が０度である場合を示す説明図である。
【図１２Ｂ】Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線源（Ｘ線発生装置）の撮影開始角度と撮影冗長性との関係を示し、特に、撮影開始角度が１８０度である場合を示す説明図である。
【図１３Ａ】Ｘ線ＣＴ装置において、アキシャルスキャンを行う場合のＸ線源（Ｘ線発生装置）の撮影開始角度、撮影開始位置、Ｘ線源の軌道（軌跡）との関係を示す説明図である。
【図１３Ｂ】Ｘ線ＣＴ装置において、螺旋スキャンを行う場合のＸ線源（Ｘ線発生装置）の撮影開始角度、撮影開始位置、Ｘ線源の軌道（軌跡）との関係を示す説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、本発明の実施形態の説明に先立って、Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン方式及びＸ線源の軌道について説明する。
一般に、Ｘ線ＣＴ装置では、寝台に載せられた被検体に対して、Ｘ線源を体軸周りに周回させながらファンビーム又はコーンビーム状にＸ線を照射し、複数の検出素子を円弧状に配置した検出器で被検体を透過したＸ線を受光することにより撮影が行われる。通常、周回方向における１回の撮影を１ビューと称し、周回方向１周あたり約１０００回の撮影を行っている。
【００１２】
このようにＸ線源を回転させながら撮影を行うスキャン（撮影）方式として、主に以下の方式が知られている。
すなわち、ノーマルスキャン、アキシャルスキャン、又はコンベンショナルスキャンと称され、寝台が固定されＸ線源が被検体の周りを円軌道状に周回する撮影方式（図７Ａ）、ステップスキャン又はステップアンドシュートスキャンと称され、撮影後に寝台が体軸方向に移動してアキシャルスキャンを繰り返す撮影方式、螺旋スキャン、ヘリカルスキャン又はスパイラルスキャンと称され、寝台が体軸方向に一定速度で移動してＸ線源が被検体の周りを螺旋軌道状に周回する撮影方式（図７Ｂ）、シャトルスキャンと称され、寝台が体軸方向に往復運動してＸ線源が被検体の周りを螺旋軌道状に周回する撮影方式（図７Ｃ）、及び、バリアブルピッチスキャンと称され、寝台が可変速度で移動しＸ線源が被検体の周りを螺旋軌道状に周回する撮影方式、などが主なスキャン方式として知られている。
また、Ｘ線源を回転させずに行う撮影方式として、スキャノグラムと称され、Ｘ線源が固定された状態で寝台が移動する撮影方式（図７Ｄ）も知られている。
【００１３】
ところで、Ｘ線ＣＴ装置において、上述のようにＸ線源を回転させながら撮影を行う場合は、Ｘ線源から扇形のファンビーム状又は円錐形のコーンビーム状のＸ線が照射されるため、Ｘ線が照射される回数（期間）は被検体の部位に応じて異なる。つまり、例えば、被検体の体軸中心近傍と被検体の体表面とではＸ線が照射される回数（期間）が、異なる。
より具体的には、被検体のある位置ではＸ線に曝露されている時間が長くなり、他の位置ではＸ線に曝露されている時間が短くなる。このとき、Ｘ線曝露されている時間が長い位置ほど被曝線量は高くなる。
【００１４】
例えば、マルチスライスＣＴで撮影を行った場合、図８Ａ、図８Ｂ、図９Ａ及び図９Ｂに示すように、Ｘ線が照射される期間は被検体の部位（画像位置）毎に異なるので、Ｘ線源の回転中心から離れた位置と比較して回転中心位置ではＸ線が照射される期間（画素位置が撮影されている周回角度幅）が長くなる。つまり、再構成に使用可能な投影データが、回転中心では多くの角度幅に亘って収集されるものの、回転中心から離れた位置では少ない角度幅から収集されるに留まる。このことから、図８Ａ、図８Ｂ、図９Ａ及び図９Ｂに示すように、再構成に使用可能な投影データの角度幅（逆投影位相幅）は、画素位置や寝台移動速度に関連し、Ｘ線源の軌道に応じて被検体の各位置における撮影の冗長性が異なり、一般的な螺旋スキャンでは位置に応じて１．５倍から２倍の線量ムラを生じ得る。画像ノイズに関しても同様であり、図１０、図１１に示す、螺旋スキャンにおける画像ノイズ比マップのようなムラを生ずる。
【００１５】
このように、同一の被検体の位置であってもＸ線源の軌道によってＸ線照射量に１．５〜２倍のムラが生じ得ることから、例えば、特定の一方向からの照射線量を２分の１にしても、Ｘ線源の軌道によっては２倍の線量になる場合がある。つまり、Ｘ線源の軌道を考慮しない場合には、必ずしもＸ線被曝量を低減することはできない。
【００１６】
また、Ｘ線源の軌道は、以下に説明するように、Ｘ線源の撮影開始角度（位置）によっても変化し得る。
図１２Ａは、撮影開始角度０度から、図１２Ｂは撮影開始角度１８０度から、夫々２５０度撮影された場合を示し、図１２Ａ及び図１２Ｂ中、ａ，ｂ，ｃは被検体の位置を示している。
【００１７】
図１２Ａでは、点ａ，ｂ，ｃともにＸ線源からファンビーム状のＸ線が照射されて、２５０度分に亘って撮影されることを示している。各画素から見ると（パラレルビームで考えると）、点ｂでは１８０度分、点ｃでは２７０度以上に亘って撮影されたと見做される。
【００１８】
一方、図１２Ｂは、図１２Ａと同様に点ａ，ｂ，ｃともにＸ線源からファンビーム状のＸ線が照射され、２５０度分に亘って撮影されることを示している。図１２Ｂでは、各画素から見ると（パラレルビームで考えると）点ｃでは１８０度分、点ｂでは２７０度以上に亘って撮影されたと見做される。
【００１９】
このように撮影時間（ファンビームでの撮影角度範囲）が同じであっても、パラレルビームで見た場合の角度範囲が各画素で異なり、撮影開始角度に応じてこれらの関係が変化することから、Ｘ線源の軌道は撮影開始角度に応じて変化することがわかる。つまり、撮影開始角度に応じて、被検体のＸ線被曝量や、アキシャル面内でのノイズ分布や時間分解能の分布が変化することがわかる。
【００２０】
図１３Ａ及び図１３Ｂは、撮影開始角度と線源軌道の関係を示している。図１３Ａに示すように、アキシャルスキャンやステップスキャンにおいて、３６０度撮影する場合にはデータが収集される位置は撮影開始角度に依存しない。しかし、撮影範囲が３６０度未満の場合には、撮影開始角度に応じて撮影される角度範囲、つまり、データ収集される位置が変化する。
【００２１】
螺旋スキャンの場合には、図１３Ｂに示すように、撮影開始角度が変わるとＸ線源の軌道が変化しデータ収集位置が変化する。
なお、プリコリメータを適用してスライス方向端部で体軸方向のビーム幅を狭くする場合には、被検体の同一範囲を撮影する際に、Ｘ線源の体軸方向位置を異ならせることができる。したがって、ステップスキャンの場合には撮影開始角度に加えて撮影するＸ線源の体軸方向位置によっても撮影される角度範囲は変化しうる。
【００２２】
以上説明したように、被検体のＸ線被曝量は、Ｘ線源の軌道に依存するものであり、Ｘ線源の軌道は、スキャン方式、撮影開始角度等によって変動する。このため、Ｘ線感受性の高い部位についてＸ線被曝線量を低減するには、スキャン方式に応じて、撮影開始角度を含めたＸ線源軌道等の撮影条件を設定する必要がある。
【００２３】
本発明は、このような背景の下、Ｘ線感受性の高い部位等の被検体の特定の部位について、無用なＸ線被曝線量をより効果的に低減することを目的としている。
以下、本発明の一実施形態について、図面を参照して説明する。
【００２４】
＜第１の実施形態＞
本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、例えば、マルチスライスＣＴ装置に適用することができ、スキャン方式として、例えば、ローテート−ローテート方式（第３世代）を採用することができる。
Ｘ線ＣＴ装置１は、図１及び図２に示すように、スキャナ１０と、操作ユニット２０と、寝台３０とを備えている。Ｘ線ＣＴ装置では、スキャナ１０が操作ユニット２０による指示に従って、寝台３０に戴置される被検体のスキャン処理を行う。
【００２５】
スキャナ１０は、Ｘ線源としてのＸ線発生装置５、高電圧発生装置６、Ｘ線制御装置７、コリメータ８、コリメータ制御装置９、検出器１１、中央制御装置１２、スキャナ制御装置１３、寝台制御装置１４、寝台移動計測装置１５、駆動装置１６、プリアンプ１７、及びＡ／Ｄコンバータ１８を備えている。
【００２６】
Ｘ線発生装置５は、後述する駆動装置１６によって寝台に載置された被検体の周囲を周回しながら、高電圧発生装置６に印加された高電圧によってＸ線を生じさせ、これを被検体へ照射する。高電圧発生装置６は、Ｘ線制御装置７からの制御信号に従って、Ｘ線発生装置５へ高電圧を供給する。
【００２７】
コリメータ８は、コリメータ制御装置９によって制御され、コリメータ制御装置９からの制御信号に従って、Ｘ線発生装置によって照射されるＸ線の照射領域を制御する。
【００２８】
検出器１１は、Ｘ線発生装置５に対向して配置され、Ｘ線発生装置５から照射され被検体を透過したＸ線を検出し、検出結果を電流値としてプリアンプ１７へ出力する。なお、検出器１１としては、単一列検出器又は多列検出器のいずれを適用することもできる。多列検出器は、単列検出器が周回軸方向に複数配列され、全体として、単一検出器よりも広い範囲を一度に撮影することができるという利点がある。
【００２９】
プリアンプ１７は、検出器１１から受信した検出結果を増幅させ、Ａ／Ｄコンバータ１８に出力する。Ａ／Ｄコンバータ１８では、プリアンプ１７で増幅されたアナログの電流値をデジタルデータに変換し、さらにＬＯＧ変換し、キャリブレーションを行って投影データとして後述する演算装置２２に出力する。
なお、Ｘ線発生装置５、コリメータ８、検出器１１及びプリアンプ１７等は円盤（図示せず）に配置され、駆動装置１６によって円盤を駆動させることによりＸ線発生装置５が被検体の周囲を周回するようになっている。
【００３０】
スキャナ制御装置１３は、後述する中央制御装置１２からの制御信号に従って、Ｘ線源としてのＸ線発生装置５を搭載した円盤を周回駆動させる駆動装置１６及びコリメータ制御装置９を制御する。
寝台制御装置１４は、中央制御装置１２からの制御信号に従って、寝台３０の移動速度等を制御する。寝台３０は、寝台移動計測装置１５によって、その移動速度や距離が計測される。
中央制御装置１２は、操作ユニット２０から入力される指示に基づいて、上述したＸ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４を制御する。
【００３１】
操作ユニット２０は、ユーザによる操作、再構成画像の生成、画像の表示等を行うものであり、入出力装置２１と演算装置２２とを備えている。
入出力装置２１は、演算装置２２によって生成された再構成画像及び後述する撮影特徴量マップ等を表示装置２９に表示させる表示制御装置２３、撮影条件や再構成条件の入力を行う入力装置２４、入力された条件や表示する画像を記憶する記憶装置２５を含む。
【００３２】
なお、表示制御装置２３には、表示制御装置２３からの指示に従って各種画像を表示する表示装置２９が接続されている。表示装置２９としては、液晶ディスプレイ等のディスプレイ装置を適用することができ、入力装置２４としては、マウス、キーボード、タッチパネル等を１又は複数適用することができる。また、記憶装置２５としては、ハードディスクや各種の記憶媒体等のドライブ装置を適用することができる。
【００３３】
ユーザによって入力装置２４から入力される撮影条件としては、例えば、寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置などが挙げられる。この他、アキシャルスキャンや螺旋スキャン等の撮影方式、撮影開始角度、体軸方向の撮影範囲、ビームピッチや管電流、管電圧などがあり、Ｘ線曝射制御（ＡＥＣ）などの設定も行われる。
【００３４】
また、ユーザによって入力装置２４から入力される再構成条件としては、例えば、再構成法、画像スライス厚、逆投影位相幅、ビュー重みスロープ幅、関心領域、再構成画像マトリクスサイズ、再構成フィルタ関数、基準点の位置などが挙げられる。
なお、撮影条件や再構成条件の入力に際して、部位毎に撮影条件や再構成条件を推奨設定した撮影プロトコルを使用することもできる。
【００３５】
演算装置２２は、スキャナにより収集された投影データに基づいて再構成画像を生成する再構成演算装置２６と、再構成画像に対して必要な画像処理を行う画像処理装置２７と、再構成画像の撮影特徴量をマッピングした撮影特徴量マップ生成装置２８を含む。なお、演算装置２２に含まれる各装置の機能は、演算装置２２が有する図示しないＣＰＵが予めＲＯＭ等のメモリに格納されたプログラムを読み込んで実行することによりソフトウエアとして実現することができる。また、演算装置２２に含まれる各装置が実行する動作の一部又は全部を、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field-programmable gate array）により実現することもできる。
【００３６】
再構成演算装置２６は、取得した投影データを種々の方法で再構成することができる。再構成演算装置２６は、例えば、所謂ファンビーム再構成や、所謂パラレルビーム再構成等公知の方法によって再構成することができ、この際、再構成に用いる逆投影位相範囲は再構成画素毎に異なっていてもよく、同一範囲でもよい。
【００３７】
画像処理装置２７は、再構成演算装置２６により再構成された再構成画像に対して、表示装置２９に表示するために最適な形態となるように、必要な画像処理を行う。
撮影特徴量マップ生成装置２８は、入力装置２４に入力された撮影条件に従って投影データを取得する場合に、再構成演算装置２６において生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する。撮影特徴量マップの詳細については後述する。
【００３８】
このように構成されたＸ線ＣＴ装置における撮影処理及び再構成処理は、以下のように行われる。
ユーザにより入力装置２４に撮影開始の指示が入力されると、撮影開始信号が生成されて操作ユニット２０から中央制御装置１２に入力される。中央制御装置１２は、入力された撮影開始信号を受けて、Ｘ線制御装置７、スキャナ制御装置１３、及び寝台制御装置１４に対して撮影に必要な制御信号を送り撮影を開始する。
【００３９】
撮影が開始されると、Ｘ線制御装置７によって高電圧発生装置６に制御信号が送信され、Ｘ線発生装置５に高電圧が印加され、Ｘ線発生装置５からＸ線が被検体に照射される。同時に、スキャナ制御装置１３から駆動装置１６に制御信号が送信され、円盤を周回させることによりＸ線発生装置５、検出器１１、プリアンプ１７等を被検体４の周りに周回させる。
【００４０】
併せて、寝台制御装置１６からの制御信号に従って、被検体が載置された寝台３０が、静止（ノーマルスキャン時）、又は被検体の体軸方向に平行移動（螺旋スキャン時）を行う。Ｘ線発生装置によって照射されたＸ線は、コリメータ６により照射領域が制限され、被検体内の各組織において吸収（減衰）され、被検体を透過して、検出器１１によって検出される。
【００４１】
検出器１１によって検出されたＸ線は、電流に変換され、プリアンプ１９によって増幅され、Ａ／Ｄコンバータ２０によってデジタルデータに変換され、ＬＯＧ変換され、キャリブレーションが行われて投影データとして演算装置２２に入力される。
【００４２】
再構成演算装置２６では、演算装置３２に入力された投影データに基づいて再構成処理を行い、再構成画像を生成する。生成された再構成画像は、記憶装置２５に保存され、表示装置２９によってＣＴ画像として表示される。あるいは、画像処理装置２７によって画像処理がなされた後、表示装置２９によってＣＴ画像として表示される。
【００４３】
ところで、上述した撮影に際して、撮影特徴量マップ生成装置２８では、再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する。生成された再構成画像は、記憶装置２５に保存され、図３及び図４に示すように表示装置２９に表示される。
【００４４】
ここで、撮影特徴量マップについて詳細に説明する。撮影特徴量マップ生成装置２８は、上述のように、入力装置２４に入力された撮影条件に従って投影データを取得する場合に、再構成演算装置２６において生成される再構成画像の特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成する。
【００４５】
すなわち、本実施形態においては、ユーザにより入力された撮影条件に従って被検体を本撮影したと仮定した場合に、投影データを取得する際のＸ線被曝量や、取得した投影データから生成される再構成画像の画質等を示す情報を特徴量と定義する。
【００４６】
そして、撮影特徴量マップ生成装置２８は、この特徴量をマッピング、すなわち、画像上に表現したマップを撮影特徴量マップとして生成する。撮影特徴量マップとしては、例えば、照射線量比のマップ、画像ノイズ比のマップ、時間分解能比のマップ、空間分解能比のマップ等を生成することができる。
【００４７】
従って、ユーザに特徴量の程度を提示するために、撮影特徴量マップ生成装置２８は、撮影特徴量マップを生成し、表示装置２９に表示させる。特に、撮影特徴量マップ生成装置２８は、位置決め画像を取得し、位置決め画像と対応させて撮影特徴量マップを生成し、位置決め画像と共に表示装置２９に表示することが好ましい。これにより、ユーザが設定した撮影条件に従って撮影処理及び再構成処理を行った場合に、得られる画像や被検体のＸ線被曝量をユーザに提示することができる。
【００４８】
図３及び図４に表示装置２９の表示画面の一例を示す。図３に示す表示画面では、位置決め画像と共に、二つの撮影特徴量マップ、再構成画像及び撮影条件を設定する領域が表示されている。また、図４に示す表示画面では、位置決め画像と共に、断面方向の異なる二つの撮影特徴量マップ、撮影条件を設定する領域、及び撮影条件の一つである撮影開始角度と撮影特徴量（照射線量、画像ノイズ、時間分解能）との関係を表したグラフ（曲線）が夫々表示されている。
【００４９】
ユーザは、撮影特徴量マップにより、Ｘ線被曝量やノイズの程度を把握することができる。特に、表示装置２９に、撮影特徴量マップを位置決め画像と共に表示させることで、ユーザはＸ線被曝量の多くなる箇所やノイズが多くなる箇所が、被検体のいずれの部位において生じ得るかを把握することができる。
【００５０】
以下、撮影特徴量マップ生成装置２８により生成される撮影特徴量マップの例について説明する。撮影特徴量マップとして、例えば、照射線量比のマップや画像ノイズ比のマップ、時間分解能比のマップ、空間分解能比のマップ、体軸分解能比のマップ等を用いることができ、それぞれ次のように作成することができる。
【００５１】
（照射線量比のマップ）
照射線量比マップは、例えば、１ビューあたりの管電流・時間積（ｍＡｓ）を投影値として逆投影処理することにより取得することができる。この場合、ファンビーム逆投影を用いて以下の数式（１）及び（２）のように表すことができる。
【００５２】
【数１】
2017131496.tif 000003
【００５３】
ここで、数式（１）及び（２）中、ＤＳＲＭは照射線量比マップ、βはファンビーム投影におけるビューのインデックス、αはファンビーム投影における検出器チャネルのインデックス、νはファンビーム投影における検出器列のインデックス、Ｎｖｉｅｗはビュー数、ｍＡはビュー方向への管電流変調関数［ｍＡ］、Ｔｓｃａｎはスキャン速度［ｓ］、β１はファンビームでの逆投影開始ビュー、β２はファンビームでの逆投影終了ビュー、ｘ，ｙ，ｚは画素のインデックスである。
【００５４】
（画像ノイズ比のマップ）
画像ノイズ（ＳＤ）比マップは、例えば、ファンビーム逆投影を用いて以下の数式（３）及び（４）ように表すことができる。
【００５５】
【数２】
2017131496.tif 000004
【００５６】
上記数式（３）及び（４）では、被検体を考慮せず、ビュー重み、撮影管電流、スキャン速度、ビュー数の影響を考慮している。しかしながら、位置決め画像から推定した被検体の減弱を考慮して、例えば、以下の数式（５）及び（６）に示すように画像ノイズ比マップを生成してもよい。
【００５７】
【数３】
2017131496.tif 000005
【００５８】
位置決め画像においてボリューム画像が得られている場合には、ボリューム画像から実測し画像ノイズ比マップを作成してもよい。
【００５９】
上記数式（３）〜（６）において、ＳＤＲＭは画像ノイズ比マップ、βはファンビーム投影におけるビューのインデックス、αはファンビーム投影における検出器チャネルのインデックス、νはファンビーム投影における検出器列のインデックス、Ｎｖｉｅｗはビュー数、Ｗｆはビュー重み関数、ｍＡはビュー方向への管電流変調関数［ｍＡ］、Ｔｓｃａｎはスキャン速度［ｓ］、Ｇは投影値を作成する際に対数変換後の値に付加されたゲインの逆数、Ｐｅは位置決め画像や位置決め画像用撮影データから推定される被検体の投影データ、ＰａはＡｉｒキャル撮影により得られるＢｏｗｔｉｅフィルタやＸ線フィルタの投影データ、β１はファンビームでの逆投影開始ビュー、β２はファンビームでの逆投影終了ビュー、ｘ，ｙ，ｚは画素のインデックスである。
【００６０】
なお、位置決め画像を撮影する際に螺旋スキャンが行われた場合には、Ｐｅとして、位置決め撮影データや得られた位置決め画像（ボリュームデータ）の順投影データを使用することができる。また、スキャノグラム撮影が行われた場合には、Ｐｅとして、スキャノグラムの投影値分布から得られる被検体モデルを基に推定した投影値を用いてもよい。この被検体モデルはＡＥＣなどでスキャノグラムから被検体形状を推定する方法を用いて取得することができる。
【００６１】
（時間分解能比のマップ）
時間分解能比マップ（総時間幅のマップ）は、例えば、以下の数式（７）に示すように、１ビューあたりの撮影時間ΔＴｓｃａｎを投影値として重み付き逆投影処理することにより取得することができる。
【００６２】
【数４】
2017131496.tif 000006
【００６３】
また、実効時間幅のマップとする場合には、以下の数式（８）に示すように、１ビューあたりの撮影時間ΔＴｓｃａｎを投影値として重み付き逆投影を行うことにより取得することができる。
【００６４】
【数５】
2017131496.tif 000007
なお、ＴＲＲＭは時間分解能比マップ、βはファンビーム投影におけるビューのインデックス、Ｎｖｉｅｗはビュー数、Ｗｆはビュー重み関数、Ｔｓｃａｎはスキャン速度［ｓ］、β１はファンビームでの逆投影開始ビュー、β２はファンビームでの逆投影終了ビュー、ｘ，ｙ，ｚは画素のインデックスである。
【００６５】
（空間分解能比のマップ）
空間分解能比マップは、例えば、Ｘ線源としてのＸ線発生装置から画素までの距離に応じたチャネル方向のビーム幅の値を重み付き逆投影処理することにより取得することができる。この場合、ファンビーム逆投影を用いて以下の数式（９）及び（１０）のように表すことができる。
【００６６】
【数６】
2017131496.tif 000008
【００６７】
上記数式（９）及び（１０）において、ＳＲＲＭは空間分解能比マップ、βはファンビーム投影におけるビューのインデックス、αはファンビーム投影における検出器チャネルのインデックス、νはファンビーム投影における検出器列のインデックス、Ｎｖｉｅｗはビュー数［ｖｉｅｗ］、Ｗｆはビュー重み関数、Ｄｓｉｄは線源−検出器素子間距離［ｍｍ］、Ｌは線源−画素間距離［ｍｍ］、Δｄｃｓはチャネル方向検出器素子サイズ［ｍｍ］、β１はファンビームでの逆投影開始ビュー、β２はファンビームでの逆投影終了ビュー、ｘ，ｙ，ｚは画素のインデックスである。
【００６８】
（体軸分解能比のマップ）
体軸分解能比マップは、例えば、Ｘ線源としてのＸ線発生装置から画素までの距離に応じた体軸方向のビーム幅の値を重み付き逆投影処理することにより取得することができる。この場合、ファンビーム逆投影を用いて以下のように表すことができる。
【００６９】
【数７】
2017131496.tif 000009
【００７０】
上記数式（１１）及び（１２）において、ＺＲＲＭは体軸分解能比マップ、βはファンビーム投影におけるビューのインデックス、αはファンビーム投影における検出器チャネルのインデックス、νはファンビーム投影における検出器列のインデックス、Ｎｖｉｅｗはビュー数［ｖｉｅｗ］、Ｗｆはビュー重み関数、Ｄｓｉｄは線源−検出器素子間距離［ｍｍ］、Ｌは線源−画素間距離［ｍｍ］、Δｄｒｓは列方向検出器素子サイズ［ｍｍ］、β１はファンビームでの逆投影開始ビュー、β２はファンビームでの逆投影終了ビュー、ｘ，ｙ，ｚは画素のインデックスである。
【００７１】
撮影特徴量マップとして、照射線量比のマップ、画像ノイズ比のマップ、時間分解能比のマップ、空間分解能比のマップ、及び体軸分解能比のマップ生成手法の一例について説明したが、上述した内容に限定されず、撮影特徴量マップには画像の特徴を示す他の特徴量に基づく特徴量マップを適用することができることはもちろん、上述した特徴量マップの生成方法についても、他の公知の方法を用いることができる。
【００７２】
上述した撮影特徴量マップは３次元画像として生成しており、位置決め画像が螺旋スキャンで生成されたボリュームデータである場合には、位置決め画像の表示に合わせて表示するのが好ましい。その際に、同一断面を並べて表示したり、撮影特徴量マップを色づけして位置決め画像に重ねて表示たり、カーソルで選択した位置に対する値を撮影特徴量マップから参照して表示したり、位置決め画像上で円形や矩形等の所定領域の平均値や最大値や最小値を計算して表示したりすることができる。また、撮影特徴量マップは位置決め画像と同様の面以外に、アキシャル面など複数面を表示してもよい。
【００７３】
また、位置決め画像がスキャノグラムである場合には、撮影特徴量マップである３次元画像をスキャノグラム撮影と同方向から順投影し、撮影特徴量マップのスキャノグラムを作成して表示してもよい。この際、順投影に代えて、最大値投影や最小値投影等を用いてもよい。さらに撮影特徴量マップである３次元画像の回転中心を通る断面や被検体中心となる断面を表示してもよい。この際の被検体中心断面は位置決め画像から推定することができる。
【００７４】
続いて、上述したＸ線ＣＴ装置において、位置決め画像を取得し、撮影条件の設定を行い、再構成画像を生成する処理について図５のフローチャートに従って説明する。
はじめに、撮影特徴量マップ生成装置２８を含む演算装置２２は、ユーザにより設定された位置決め画像の撮影条件を、入力装置２４を介して受信し、（ステップＳ１１）、設定された撮影条件に従って位置決め画像を撮影するための指示をスキャナ１０に送信する（ステップ１２）。なお、位置決め画像の撮影条件の設定及び位置決め画像撮影は公知の方法で行うことができ、例えば、スキャノグラム撮影や低線量螺旋スキャンなどを適用することができる。
【００７５】
続いて、図３の表示画面の一例に示す、表示装置２９に表示された撮影条件設定領域５０において、位置決め画像に基づいて、本撮影における撮影条件及び再構成条件がユーザにより設定される。演算装置２２は、設定された各種条件を入力装置２４を介して受け付ける（ステップＳ１３）。画像再構成法が複数選択できる場合においては再構成条件として画像再構成法を設定することができる。撮影条件としては、アキシャルスキャンや螺旋スキャンといった撮影方式、撮影開始角度、体軸方向の撮影範囲、ビームピッチや管電流、管電圧の他、Ｘ線曝射制御（ＡＥＣ）等の設定も行われる。また、演算すべき撮影特徴量の種類も撮影条件設定領域５０において選択される。
【００７６】
次のステップＳ１４において、撮影特徴量マップ生成装置２８は、先のステップＳ１３においてユーザにより設定され、入力された撮影条件から撮影特徴量マップを生成する。このとき、撮影特徴量マップ生成装置２８は、先のステップで選択された特徴量の種類に応じて、上述した数式（１）〜（１２）の何れかに従って特徴量を算出し撮影特徴量マップを生成し、生成した撮影特徴量マップを表示制御装置２３に送信する。表示制御装置２３では、位置決め画像と共に撮影特徴量マップを表示装置２９に表示させる。
【００７７】
続いて、表示装置２９に表示された撮影特徴量マップを確認し、ユーザによる撮影条件変更の要否の入力を、入力装置２４を介して受け付ける（ステップＳ１５）。つまり、撮影特徴量マップを確認したユーザが撮影条件を変更しない場合には、演算装置２２は入力装置２４から撮影条件を変更しない旨の信号を受信し、次のステップＳ１６に進み、設定された撮影条件にて本撮影を行うようにスキャナ１０に指示を送信する。
【００７８】
一方、ユーザが撮影条件の変更をする場合には、演算装置２２は入力装置２４から撮影条件を変更する旨の信号を受信し、ステップＳ１３に戻り、再設定された撮影条件の入力を受け付ける。そして、撮影特徴量マップ生成装置２８では、再設定された撮影条件に従って、再度、撮影特徴量マップを作成する（ステップＳ１４）。
【００７９】
ここで、例えば、被検体に対するＸ線被曝量を重視する場合には、ユーザにより撮影条件設定領域５０において照射線量比が選択され、撮影特徴量マップ生成装置２８は、撮影特徴量マップとして照射線量比マップを生成して表示装置２９に表示させ。これにより、ユーザは、被検体の各部位におけるＸ線照射量を把握することができる。そして、ユーザは、脾臓や水晶体や甲状腺等のＸ線感受性の高い部位へのＸ線照射が低減されるように撮影条件として撮影開始角度を調整する。
【００８０】
撮影開始角度は、図３に示すように表示装置２９の表示画面上に表示されたスライドバーにより調整可能とすることができ、また、ユーザによる手動入力で直接指定することも可能である。なお、バリアブルピッチスキャンの場合には脾臓や水晶体や甲状腺等のＸ線感受性の高い部位において寝台移動速度を速くする等に調整してもよく、ステップスキャンの場合にはＸ線被曝量の多くなる撮影のつなぎ目がＸ線感受性の高い部分からずれるようにＸ線発生装置５の体軸方向位置を調整することもできる。
【００８１】
ステップＳ１７では、ステップＳ１６で行われた本撮影によって収集された投影データを画像再構成することで断層像を生成し、表示装置２９に表示する。このとき、断層像のみを表示することもできる他、ユーザにより選択された撮影特徴量マップを断層像と並べて表示したり、撮影特徴量マップを色づけして断層像に重ねて表示したり、カーソルで選択した位置に対する値を撮影特徴量マップから参照し表示したり、位置決め画像上で円形や矩形で囲まれた領域の平均値や最大値や最小値を計算し表示したりすることもできる。
【００８２】
上記実施形態によれば、スキャナにより、Ｘ線源としてのＸ線発生装置を被検体の周囲に周回させて、Ｘ線発生装置から照射され、被検体を透過したＸ線量をＸ線検出器により検出した投影データを取得し、この投影データを再構成演算装置により再構成して再構成画像を取得する。
この場合において、投影データの取得に先立って、被検体に応じて投影データを取得するための撮影条件を設定する。そして、設定された撮影条件に従ってスキャナにより投影データを取得した場合に、得られる再構成画像における特徴を示す情報としての特徴量をマッピングした撮影特徴量マップを生成し、これを表示装置に表示する。
【００８３】
このようにすることで、Ｘ線ＣＴ装置では、生成される再構成画像の特徴量をユーザに提示することができ、ユーザは表示された撮影特徴量マップを確認することにより、再構成画像における画像の特徴量を把握することができる。従って、ユーザは、必要に応じて撮影条件を再度設定することができ、例えば、脾臓、水晶体及び甲状腺等のＸ線感受性の高い部位へのＸ線照射を低減させたい場合には、スキャナの撮影開始角度等を調整することができる。これにより、Ｘ線源の軌道が変更させられ、Ｘ線感受性の高い部位に対するＸ線照射期間を低減させることで、Ｘ線被曝量を低減させることができる。
【００８４】
つまり、特に、撮影特徴量マップとして、撮影開始角度に応じた照射線量比マップを表示させることで、ユーザは、被検体のＸ線感受性の高い部位等の注目部位に対してＸ線照射線量が適切であるか否かを判断することができる。照射線量比マップを参照して、Ｘ線感受性の高い部位へのＸ線照射線量が多い場合には、撮影開始角度を変更してＸ線発生装置の軌道を変更させることにより、Ｘ線感受性の高い部位に対するＸ線被曝量を低減させることができる。
【００８５】
同様に、生成及び表示させる撮影特徴量マップとして、時間分解能比マップ、画像ノイズ比マップ等の何れか適宜選択することで、注目部位について良好な画像ノイズ、時間分解能、空間分解能を有するような、注目領域にて所望の撮影特徴量を有する再構成画像、すなわち断層像を生成し得る撮影条件を設定することができる。
【００８６】
一例として、アーティファクトを低減させた再構成画像を取得したい場合には、以下のように考えることができる。
図７Ａはノーマルスキャン時のＸ線発生装置の軌道、図７Ｂは螺旋スキャン時のＸ線発生装置の軌道を示している。図７Ａのようにノーマルスキャン（円軌道）で撮影された場合には、フィルタ補正２次元逆投影を行うことでＸ線源位置の画像を正確に再現することができる。
【００８７】
しかし、図７Ｂのように螺旋スキャン（螺旋軌道）で撮影された場合には、被写体が動いた場合と同様に、撮影端部位相におけるデータの不連続性により、フィルタ補正２次元逆投影のみでは該位置でストリーク状のアーティファクトを生ずる。
【００８８】
そこで、図７Ｂのように螺旋軌道で得られたデータに対し、データ補間を用いることで図７Ａのような円軌道データに補正し、その後にフィルタ補正２次元逆投影を行う。このように補間を用いることで不連続性を低減した画像を得ることができる。そして、この場合のアーティファクトの程度は、Ｘ線源軌跡における不連続の程度によって決定され、つまり、被写体の移動速度によってアーティファクト程度は変動する。
【００８９】
このため、このようなＸ線発生装置の軌道に起因するアーティファクトを低減させることが好ましい。この場合にも本実施形態によれば、撮影条件設定の後、所望の撮影特徴量マップを表示することにより設定した撮影条件により投影データを取得して再構成画像を生成すると、アーティファクトの程度がどのようになるかを提示することができる。従って、ユーザは必要に応じて撮影条件を再設定することができ、取得される再構成画像の品質を向上させることができる。
【００９０】
＜第２の実施形態＞
以下、本発明の第２の実施形態について説明する。本実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置は、位置決め画像を取得した後に、位置決め画像において関心領域、すなわちＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ  ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）設定を行い、設定されたＲＯＩ内における特徴量を最適化する。
【００９１】
ここで、最適化とは、ＲＯＩ全体での撮影特徴量について、例えば、平均値、最大値、最小値等を指標値として定め、その撮影特徴量に係る指標値が最良となるように撮影条件を決定することをいう。
具体的には、例えば、撮影特徴量が照射線量比である場合、ＲＯＩ内での照射線量比に係る指標値（照射線量比の平均値、最大値、積分値等）が低くなるように撮影条件を決定することで最適化することができる。
また、例えば、撮影特徴量が時間分解能である場合、ＲＯＩ内での時間分解能に係る指標値（時間分解能の平均値、最小値、積分値等）が高くなるように撮影条件を決定することで最適化することができる。
さらに、例えば、撮影特徴量が空間分解能比である場合、ＲＯＩ内での空間分解能比に係る指標値（空間分解能比の平均値、最小値、積分値等）が高くなるように撮影条件を決定することで最適化することができる。
【００９２】
このため、撮影特徴量マップ生成装置２８が、設定された撮影条件とＲＯＩとに基づいて撮影特徴量マップを生成する他、併せて、ＲＯＩ位置に対応する撮影特徴量の値を撮影開始角度毎に算出し、撮影開始角度−特徴量曲線を生成する。そして、撮影特徴量生成装置２８は、この撮影開始角度−特徴量曲線から、最適な撮影条件として、適切な撮影開始角度を自動設定する。
つまり、本実施形態において、撮影特徴量生成装置２８は、撮影開始角度−特徴量曲線から、ＲＯＩ範囲に相当する撮影開始角度−特徴量曲線の平均値や積分値が最良となるように撮影開始角度を決定する。
【００９３】
本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置のその他の構成は、上述した第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置と同一であるため、その繰り返しの説明は省略する。
また、上述した第１の実施形態と同様に、位置決め画像の取得方法や、撮影条件の設定、画像の再構成法については種々の方法から適宜選択することができる。
【００９４】
本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における、位置決め画像の取得から再構成画像の生成までの処理について図６のフローチャートに従って説明する。
はじめに、撮影特徴量マップ生成装置２８を含む演算装置２２では、ユーザにより設定された位置決め画像の撮影条件を、入力装置２４を介して受信し（ステップＳ２１）、設定された撮影条件に従って位置決め画像を撮影するための指示をスキャナ１０に送信する（ステップＳ２２）。
【００９５】
次に、図４に示すように、演算装置２２は、ユーザにより入力装置２４において設定され入力された位置決め画像における注目部位をＲＯＩ５１として設定する。（ステップＳ２３）。
続いて、図４に示すような表示装置２９に表示される表示画面上の撮影条件設定領域５０において、位置決め画像に基づいて本撮影における撮影条件及び再構成条件がユーザにより設定され、演算装置２２は、設定された各種条件を、入力装置２４を介して受け付ける（ステップＳ２４）。
【００９６】
次のステップＳ２５では、撮影特徴量マップ生成装置２８が、設定された撮影条件とＲＯＩとに基づいて、撮影特徴量マップを生成し、生成した撮影特徴量マップを表示装置２９に送信する。また、併せて、撮影特徴量マップ生成装置２８において、ＲＯＩ位置に対応する撮影特徴量の値を撮影開始角度毎に算出し、撮影開始角度と特徴量との関係を示すグラフである撮影開始角度−特徴量曲線を生成する。撮影特徴量マップ生成装置２８は、生成した撮影開始角度−特徴量曲線を表示制御装置２３に送信し、図４に示すように、表示装置２９に撮影開始角度−特徴量曲線を表示させる。ここでは、撮影特徴量として、照射線量、画像ノイズ及び時間分解能の３つについて、夫々撮影開始開角度との関係を示すグラフを生成している。
【００９７】
続いて、撮影特徴量マップ生成装置２８は、これら３つの撮影開始角度−特徴量曲線に対して、夫々優先度を考慮し、優先すべき特徴量についての値が最も目標値に近い、すなわち最良となる撮影開始角度を候補として算出し、表示装置２９に表示させる。演算装置２２では、候補が１つの場合には、当該候補である撮影開始角度を自動的に決定する（ステップＳ２６）。
【００９８】
撮影開始角度−特徴量曲線を用いて優先度を考慮しながら撮影開始角度を決定する場合、より具体的には、３つの撮影開始角度−特徴量曲線から、優先度が最も高い撮影特徴量がＲＯＩ内で最良となるように、撮影開始角度を決定する。このとき、ＲＯＩ内での撮影特徴量が最良となる撮影開始角度が複数存在した場合は、優先度が２番目に高い撮影特徴量がＲＯＩ内で最良となる撮影開始角度を候補として決定する。また、２番目に優先度が高い撮影特徴量を用いても候補となる撮影開始角度が複数存在する場合には、３番目に優先度が高い撮影特徴量がＲＯＩ内で最良となる撮影開始角度を候補として決定する。
【００９９】
図４に示すように、優先係数を用いる場合には、まず、撮影特徴量を、１となる場合に最良（最大値）となり、０となる場合に最も不良（最小値）となるように予め規格化しておき、各撮影特徴量にそれぞれの優先係数を乗じた値の総和が最も高くなるように撮影開始角度を決定する。なお、規格化において、最大値が１、最小値が０となるように撮影特徴量を修正した後、撮影特徴量の値が小さいことが望ましい場合には、１から撮影特徴量を引いた値を撮影特徴量の候補として用いることができる。
【０１００】
次のステップＳ２７では、撮影特徴量マップ生成装置２８は、先に入力された撮影条件及びステップＳ２６で自動的に決定された撮影開始角度に基づいて撮影特徴量マップが生成され、位置決め画像とともに表示装置２９に表示させる。
【０１０１】
続いて、ユーザにより表示装置に表示された撮影特徴量マップが確認され、ユーザによる撮影条件変更の要否の入力を、入力装置２４を介して受け付ける（ステップＳ２８）。本ステップＳ２８において、ユーザにより撮影条件変更が必要と判断され、演算装置２２が入力装置２４から撮影条件を変更する旨の信号を受信した場合には、ステップＳ２４に戻りユーザにより撮影条件が再設定され、再設定された撮影条件の入力を受け付ける。そして、撮影特徴量マップ生成装置２８では、再設定された撮影条件に従って、再度、撮影開始角度−特徴量曲線を算出し（ステップＳ２５）、再び最良となる撮影開始角度を決定し（ステップＳ２６）、撮影特徴量マップを作成する（ステップＳ２７）。
【０１０２】
ステップＳ２８において、ユーザにより撮影条件変更が不要と判断された場合には、演算装置２２は入力装置２４から撮影条件を変更しない旨の信号を受信し、次のステップＳ２９に進み、設定された撮影条件にて本撮影を行うようにスキャナ１０に指示を送信する。そして、得られた投影データを画像再構成することで再構成画像としての断層像を生成し表示装置２９に表示する（ステップＳ３０）。
【０１０３】
なお、ヘリカルスキャンの場合の撮影特徴量は体軸方向にビームピッチの周期で変動するため、ＲＯＩの体軸方向サイズが大きい場合にはＲＯＩ内全体が所望の撮影特徴量とならない場合がある。そのため、ＲＯＩ体軸方向サイズが大きい場合には、バリアブルピッチスキャンを用いてＲＯＩ領域で自動的にビームピッチが大きくなるように修正することが望ましく、このような情報をユーザに提示してもよく、撮影条件の修正候補をユーザに提案してもよい。
【０１０４】
また、上述の例では、撮影開始角度−特徴量曲線から、特徴量が最良となる撮影開始角度が演算装置によって自動的に決定することについて記載したが、これに限られず、撮影開始角度の設定は、撮影開始角度−特徴量曲線を確認したユーザにより、手動で行われるようにすることもできる。
【０１０５】
＜第３の実施形態＞
以下、本発明の第３の実施形態について説明する。本実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置は、複数の特徴量を考慮して撮影開始角度を決定する。そこで、図４に示すように、複数の特徴量に対して、考慮すべき優先度を示す優先係数を夫々設定すると共に、各特徴量に対して夫々撮影開始角度−特徴量曲線を作成する。そして、撮影特徴量と優先係数の積から計算される値が最も良好となるように撮影開始角度を決定する。
【０１０６】
この他、優先係数を基に複数種類の撮影開始角度−特徴量曲線を合成することで得られた、優先係数を考慮した１つの撮影開始角度−特徴量曲線を生成することとしてもよい。表示された複数種類の撮影開始角度−特徴量曲線を基にユーザが手動で撮影開始角度を決定することもできる。
【０１０７】
ここで、撮影開始角度−特徴量曲線の合成は以下のように行われる。例えば、複数の撮影特徴量を設定し、夫々に対して優先係数が定められている場合において、まず、各撮影特徴量を、１となる場合に最良となり、０となる場合に最も不良となるように予め規格化しておく。その後、撮影開始角度に対する各撮影特徴量に優先係数を乗じた値の総和の関数を作成することにより、複数の撮影開始角度−特徴量曲線から合成した１つの撮影開始角度−特徴量曲線を作成することができる。
【０１０８】
このようにすることで、優先係数（優先度）を考慮した撮影特徴量が撮影開始角度に対してどのような関数形状を示すのかを容易に確認できるようになる。
なお、規格化において、最大値が１、最小値が０となるように撮影特徴量を修正した後、撮影特徴量の値が小さいことが望ましい場合には、１から撮影特徴量を引いた値を撮影特徴量の候補として用いることができる。
【０１０９】
＜第４の実施形態＞
以下、本発明の第４の実施形態について説明する。本実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置は、複数のＲＯＩでの特徴量を考慮して撮影開始角度を決定する。
すなわち、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、位置決め画像においてＲＯＩを複数設定し、各ＲＯＩ位置での撮影開始角度−特徴量曲線を生成し、表示する。このとき、各ＲＯＩで設定した優先係数を基に撮影開始角度に対する特徴量と優先係数の積の合計が最も良好となるように撮影開始角度の候補を決定する。なお、各ＲＯＩで設定した優先係数を基に、各ＲＯＩ位置での撮影開始角度−特徴量曲線を合成し、得られた１つの撮影開始角度−特徴量曲線を用いてもよい。
【０１１０】
＜第５の実施形態＞
以下、本発明の第５の実施形態について説明する。本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、所謂２管球ＣＴ装置であり、この２管球ＣＴ装置において特徴量を考慮して撮影開始角度を決定する。
【０１１１】
通常、２管球ＣＴ装置では、Ｘ線管と検出器の対（撮影系）が回転方向に異なる角度（２つの角度差をθとする）で２セット配置されている（撮影系Ａ、撮影系Ｂ）。２管球ＣＴでは、各撮影系Ａ，Ｂは同一速度で回転し、螺旋撮影の際のビームピッチは各撮影系で同一となる。一方、各撮影系Ａ，Ｂで異なるＸ線フィルタを使用することができ、各Ｘ線管から出力されるＸ線を異ならせることができる。最終的に、２つの撮影系で得られたデータを組み合わせて１枚の断層像が生成される。
【０１１２】
このような２管球ＣＴ装置の場合、各撮影系Ａ，ＢでＸ線フィルタや撮影線量が異なり、螺旋スキャン時のＸ線発生装置の軌道も異なることから、各撮影系それぞれについて互いに異なる撮影特徴量マップ、撮影開始角度−特徴量曲線が得られる。
【０１１３】
この場合の撮影特徴量マップの表示方法としては、２つの撮影特徴量マップを別々に表示することもでき、また、視認性の向上の観点から、２つの撮影特徴量マップを加算した合成マップを用いることが望ましい。同様に、撮影開始角度−特徴量曲線も合成マップから得られる、もしくは２つの撮影開始角度−特徴量曲線を加算して得られる、合成曲線を用いる。そして、撮影開始角度の候補を自動決定する際には、この合成曲線を用いることができる。
【符号の説明】
【０１１４】
１・・・Ｘ線ＣＴ装置、５・・・Ｘ線発生装置、６・・・高電圧発生装置、７・・・Ｘ線制御装置、８・・・コリメータ、９・・・コリメータ制御装置、１０・・・スキャナ、１１・・・検出器、１２・・・中央制御装置、１３・・・スキャナ制御装置、１４・・・寝台制御装置、１５・・・寝台移動計測装置、１６・・・駆動装置、１７・・・プリアンプ、１８・・・Ａ／Ｄコンバータ、２０・・・操作ユニット、２１・・・入出力装置、２２・・・演算装置、２３・・・表示制御装置、２４・・・入力装置、２５・・・記憶装置、２６・・・再構成演算装置、２７・・・画像処理装置、２８・・・撮影特徴量マップ生成装置、２９・・・表示装置、３０・・・寝台
【図１】
2017131496.tif 000010
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図７Ｄ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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