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JP4387638B2 - Ｘ線コンピュータ断層診断装置 - Google Patents

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JP4387638B2 JP2002193254A JP2002193254A JP4387638B2 JP 4387638 B2 JP4387638 B2 JP 4387638B2 JP 2002193254 A JP2002193254 A JP 2002193254A JP 2002193254 A JP2002193254 A JP 2002193254A JP 4387638 B2 JP4387638 B2 JP 4387638B2
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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、スキャンの開始に先立って実施するスキャノ撮影によって得られるスキャノ像データに基づき、スキャン中の撮影条件をダイナミックに変更するようにしたＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以下、「Ｘ線ＣＴ装置」）は、発明されて以来めざましい進歩を遂げている。近年では、被検体を体軸方向へ移動させながらＸ線管を螺旋状に連続回転することによって、被検体に対して螺旋状にＸ線を曝射するヘリカルスキャン、また、複数の検出列により、同時に複数スライスの断層撮影を実行可能とするマルチスライススキャンといった撮影方式を可能とするＸ線ＣＴ装置が実用化されている。このようなＸ線ＣＴ装置の進歩は、画質改善、撮影時間および画像再構成時間の短縮、Ｘ線被曝線量の低減等に対する飽くなき挑戦の賜物と言っても過言ではない。
【０００３】
例えば、第３世代と称される通常のＸ線ＣＴ装置では、次の様な手順によって断層画像が撮影される。まず、被検体を間にして、Ｘ線管と多チャンネルのＸ線検出器とを対向配置する。このＸ線管とＸ線検出器とを、被検体の周りに３６０°に亘って回転させながら、Ｘ線管からＸ線ビームを被検体へ曝射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出する。このとき、Ｘ線管から曝射されるＸ線強度は一定（すなわち、Ｘ線管の管電圧、管電流が一定）としている。なお、Ｘ線管の焦点から放射されるＸ線は、扇形のＸ線ビームにコリメートされる。また、Ｘ線ビームの広がり幅は、スライス厚などに応じて決定される。
【０００４】
被検体の体軸を中心とした或る回転角度において、Ｘ線検出器で検出された投影データの集合はビュー（view）と称される。また、Ｘ線管とＸ線検出器とを、被検体の体軸周りに回転させながら、複数のビュー方向での透過Ｘ線量の測定は、スキャン（scan）と称される。このスキャンによって得られた複数ビューの投影データを、高速演算装置などを用いて再構成処理をすることにより、被検体の断層像を取得することができる。
【０００５】
ところで、人体の胸部から腰部にかけての断面は、図１に示すように、ほぼ楕円形と見なすことができる。従って、Ｘ線ＣＴ装置で人体を撮影する場合、検出されるＸ線透過量は、曝射角度によって異なる。なぜなら、当該被検体Ｐに対して角度位置θ１（楕円の長軸方向）からＸ線を曝射したときと、角度位置θ２（楕円の短軸方向）から曝射したときとでは、被検体に吸収されるＸ線量に差があるからである。特に、人体の骨盤部等の平面側と側面側とでは、検出されるＸ線透過量の差は顕著である。
【０００６】
図２は、従来のＸ線ＣＴ装置によって人体を撮影した場合の、Ｘ線管の角度位置に対する透過Ｘ線量の関係を示したグラフである。横軸は被検体Ｐに対するＸ線の曝射角度（すなわち、Ｘ線管の角度位置）、縦軸は透過Ｘ線量を表している。図２から明らかなように、楕円の長軸方向θ１での透過Ｘ線量は少なく、楕円の短軸方向θ２での透過Ｘ線量は多い。また、楕円形と見做される被検体Ｐの全周についてみれば、透過Ｘ線量は周期的に変化している。
【０００７】
このＸ線曝射角度に対するＸ線透過量のばらつきは、当該曝射角度によるＳ／Ｎ比のばらつきを発生させる。すなわち、透過Ｘ線量の多い部分でのＳ／Ｎ比は高く、透過Ｘ線量の少ない部分のＳ／Ｎ比は低くなる。従って、当該スキャンによって得られたビューによって断層像を生成する場合、断層像全体としてのＳ／Ｎ比は低下することになる。
【０００８】
この問題を解決するために、例えば次の二つの手法が考えられている。
【０００９】
一つは、全体的に透過Ｘ線量を増加させることで、画像全体のＳ／Ｎ比を高くする手法である。このためには、曝射するＸ線強度を増加させる必要がある。しかし、この場合には、元々Ｓ／Ｎ比の高い部分には必要以上に過剰なＸ線が曝射されることになる。従って、被曝線量の増大を招くこととなり、好ましくない。
【００１０】
もう一つは、Ｘ線管の回転角度（Ｘ線曝射角度）に応じて、Ｘ線管の管電圧あるいは管電流を制御することで、画像全体のＳ／Ｎ比を高くする手法である。これにより、被検体Ｐの一断層面での透過Ｘ線量が一定になるようにスキャンすることができる。この手法は、一断面の断層像を得る場合に効果的である。しかしながら、近年のように、ヘリカルスキャンにより連続的に多数の断層撮影を実施する場合には、被曝線量を十分に低減することはできない。なぜなら、図３に示すように、被検体Ｐは体軸方向に不均一な厚みを有し、被検体Ｐの体軸方向の位置によっても、透過Ｘ線量の多い部分と少ない部分とが混在するためである。
【００１１】
上記後者の手法については、近年さらなる改良が加えられている。例えば、螺旋状スキャンを行う型のＸ線ＣＴ装置において、被検体周りの角度方向および体軸方向の位置毎の透過Ｘ線量をほぼ一定にする技術が、田中によって提案されている（特許第２７６８９３２号公報）。この技術では、ヘリカルスキャンによる断層撮影に先立って、回転角度の異なる２方向（例えば平面方向と側面方向）についてスキャノ像撮影を実施し、このスキャノ撮影から適切なＸ線発生量のパターンを推定する。そして、ヘリカルスキャン等を実行する場合、被検体に対するＸ線管の回転角度と体軸方向の位置に応じて、Ｘ線管から発生するＸ線量が上記推定したパターンに等しくなるようにＸ線管の管電流を制御するものである。なお、スキャノ像撮影とは、Ｘ線管を被検体に対して所定角度位置に固定した状態で、Ｘ線を曝射しながら被検体の体軸方向に水平に相対的に移動し、Ｘ線検出器で透過Ｘ線量を検出する撮影法である。
【００１２】
しかしながら、上記改良技術においては、螺旋状スキャン時の適正なＸ線発生量のパターンを求めるために、スキャノ撮影を２度実施する必要がある。従って、被検体の被曝線量を増加させることとなる。また、スキャノ撮影を２度実施する必要があることから、作業効率は低下してしまう。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、適切な撮影条件を決定しこれに従ってスキャンを実行することで、被検体の被曝線量を低減させ、作業効率及び画質を向上させるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的としている。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するため、以下の手段を講じている。
【００１５】
請求項１に記載の発明は、Ｘ線を曝射するＸ線源と、被検体を透過したＸ線を検出する複数の検出素子を有するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、被検体の第１の方向に関するスキャノ像を生成するスキャノ像生成セクションと、前記スキャノ像を用いて、前記第１の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報である第１の分布情報と、前記第１の方向とは異なる第２の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報である第２の分布情報と、を生成する分布情報生成セクションと、前記第１の分布情報及び前記第２の分布情報に基づいて、ビュー方向毎の撮影条件を決定する撮影条件決定セクションと、ビュー方向毎に所定のＸ線量が曝射されるように、前記ビュー方向毎の撮影条件に基づいて前記被検体のコンピュータ断層撮影に関する制御を行うコントローラと、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である。
【００１９】
このような構成によれば、適切な撮影条件を決定しこれに従ってスキャンを実行することで、被検体の被曝線量を低減させ、作業効率及び画質を向上させるＸ線ＣＴ装置を実現することができる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１実施形態及び第２実施形態を図面に従って説明する。なお、Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管球と検出器システムとが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転(ROTATE/ROTATE) タイプ、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管球のみが被検体の周囲を回転する固定／回転(STATIONARY/ROTATE) タイプ、電子ビームを偏向させることで電子的にＸ線源の位置をターゲット上で移動するタイプ等様々なタイプが存在する。本発明の技術的思想は、いずれのタイプにも適用可能である。以下の各実施形態においては、説明を具体的にするため、現在主流を占めている回転／回転タイプのＸ線ＣＴ装置を例として説明する。
【００２１】
（第１の実施形態）
図４、図５は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。図４は、架台１を正面側から見た図、図５は、架台１を側面側から見た図を示している。
【００２２】
図４および図５に示されているように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台１、Ｘ線管２、補償用検出器３、Ｘ線検出器４、高電圧発生部５、回転駆動部６、寝台７、寝台駆動部８、データ収集部９、画像再構成部１０、表示部１１、スキャノ像生成部１２、パターン演算部１３、パターン記憶部１４、システム制御部１５、操作部１６を具備している。
【００２３】
架台１は回転リングを有し、当該回転リングには、Ｘ線管２、補償用検出器３、Ｘ線検出器４が設けられている。この回転リングは、回転駆動部６によって回転駆動される。
【００２４】
Ｘ線管２は、Ｘ線を発生する真空管であり、架台１の回転リングに設けられている。当該Ｘ線管２には、Ｘ線の曝射に必要な電力が高電圧発生部５からスリップリング（図示せず）を介して供給される。Ｘ線管２は、供給された高電圧により電子を加速させターゲットに衝突させることで、有効視野領域ＦＯＶ内に載置された被検体Ｐに対してＸ線を曝射する。
【００２５】
補償用検出器３は、フォトマルチプライアやＴＶカメラであり、被検体Ｐを透過する前のＸ線量を検出する。この補償用検出器３が検出したＸ線量はパターン演算部１３に出力され、後述する吸収率マップ作成処理に利用することができる。
【００２６】
Ｘ線検出器４は、Ｘ線管２と対向して配置されており、被検体Ｐを透過した後のＸ線量を検出する多チャンネルＸ線検出素子（例えば８００チャンネルのＸ線検出素子）を有している。このＸ線検出素子は、Ｘ線管２から曝射されるＸ線ビームの広がりに合わせて一列に配列されている。なお、本Ｘ線ＣＴ装置がマルチスライスＣＴ対応である場合には、複数のＸ線検出素子列が、被検体Ｐの体軸方向に並列に配列されている。
【００２７】
高電圧発生部５は、Ｘ線管２に高電圧を供給する装置であり、高電圧変圧器、フィラメント加熱変換器、整流器、高電圧切替器等から成る。この高電圧発生部５によるＸ線管２への高電圧供給は、図示していないスリップリングにより行われる。
【００２８】
回転駆動部６は、寝台７に搭載された被検体の体軸方向に平行な中心軸のまわりに、Ｘ線管２とＸ線検出器４とを回転させる等の駆動制御を行う。
【００２９】
寝台駆動部８は、寝台７に搭載された被検体Ｐを、当該被検体Ｐの体軸方向に水平に移動させる。
【００３０】
データ収集部９は、複数のＤＡＳチップを有し、Ｘ線検出器４で検出されたＭ×Ｎの全チャンネルに関する膨大なデータを入力し、増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理等を行う。
【００３１】
画像再構成部１０は、データ収集部９から得られた投影データを再構成処理して、所定のスライス分の再構成画像データを生成する。なお、当該再構成装置１０は、一枚の断層像の再構成に必要な多方向の投影データを収集するのに要する時間より、短時間で多方向の投影データから断層像を再構成する、所謂リアルタイム再構成を行う。
【００３２】
表示部１１は、スキャノ像、再構成されたＣＴ画像、各種撮影条件、Ｘ線による被検体の被曝線量又は被曝量の指数等を表示する。各種撮影条件、Ｘ線による被検体の被曝線量又は又は被曝量の指数等の表示形態については、後述する。
【００３３】
スキャノ像生成部１２は、スキャノ撮影によって収集した透過データをデータ収集部９から得て、スキャノ像を生成する。
【００３４】
パターン演算部１３は、スキャノ像生成部１２によって生成されたスキャノ像データ、あるいはデータ収集部９からの投影データを基に、適正なＸ線発生量パターンを演算して作成する。具体的には、パターン演算部１３は、被検体Ｐに略等価な仮想ファントムの径を概算することにより、Ｘ線管２の被検体Ｐの体軸方向の位置及び体軸に対する角度に応じた管電流の制御パターンを作成する。
【００３５】
パターン記憶部１４は、パターン演算部１３によって作成されたＸ線発生量パターンを記憶する。
【００３６】
システム制御部１５は、中枢的な機能を果たすコンピユータやメモリ等を有し、本Ｘ線ＣＴ装置を構成する各構成ユニットを有機的に制御する。
【００３７】
操作部１６は、システム制御部１５に対して操作者が、各種設定値や指示事項などを入力するためのキーボードや各種スイッチ、マウス等である。
【００３８】
被曝線量算出部１７は、パターン演算部１３によって作成されたＸ線発生量パターンに基づいて、断層像撮影を行った場合の被曝線量又は被曝線量の指数を算出する。被曝線量の指数としては、ＣＴＤＩｗ ｖａｌｕｅ（Weighted Computed Tomography Dosis Index、以下、単にＣＴＤＩと称する）、ＤＬＰ（Dose Length Product）、ｍＡｓ（mA second）等がある。
【００３９】
ＣＴＤＩとは、回転リングによってＸ線管及びＸ線検出器を１回転させた場合における基準スライス厚（例えば１０ｍｍ）当りの被曝線量の指標である。従って、当該ＣＴＤＩは、どのようなスライス幅（例えば０．５ｍｍ×８スライス、０．５ｍｍ×４スライス、１０ｍｍ×２スライス）によって断層像を撮影しても、上記基準スライス厚（例えば１０ｍｍ）での被曝線量に換算される。このＣＴＤＩの基準データは、システム制御部１５の図示しないメモリに、テーブルとして記憶されるのが望ましい。テーブルは、管電圧、撮影領域の大きさ（ＦＯＶ）、ウェッジと、ＣＴＤＩの基準データとを対応付けるものが好ましい。例えば、コンベンショナルスキャン１回転分、１００ｍＡｓあたりでのＣＴＤＩ測定値（ｍＧｙ／１００ｍＡｓ）を、Ｘ線ＣＴ装置の機種毎の標準スライス厚での管電圧、ＦＯＶ及びウェッジ種毎にテーブルとして登録する。
【００４０】
また、他のテーブルの例としては、スライス幅係数を決定するための標準的な管電圧、ＦＯＶ、ウェッジにおける各スライス幅（スライス厚×スライス数）でのＣＴＤＩを事前に測定し、スライス幅の比率を係数として登録するものが挙げられる。この場合、スライス幅係数は管電圧、ウェッジによらず共通の係数とする。例えば、標準スライス幅（０．５ｍｍ×４スライス）を基準（例えば１．００）にして、検査計画において他のスライス幅（５ｍｍ×４スライス）が選択された場合には、係数（例えば２．００）を積算する。
【００４１】
ＤＬＰとは、スキャン範囲におけるトータルの被曝線量を示す指標であり、ＣＴＤＩを基に計算される。
【００４２】
ｍＡｓとは、スキャン時間の総管電流値を示す指標であり、検査計画で設定された管電流と実曝射時間により計算される。
【００４３】
計算されたこれらの指標は、所定の形態（図９参照）にて表示部１１に表示される。各指標は、検査画面で設定したパラメータと対応が取れる形で表示される。また、ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャンなどのその他のスキャンと組み合わせた検査を行うる場合（すなわち、複数種のスキャンがグルーピングされる場合）には、それらの積算値を表示する。
【００４４】
（吸収率マップ）
本Ｘ線ＣＴ装置は、少なくとも一つのスキャノ像を撮影し、当該少なくとも一つのスキャノ像に基づいて被検体毎のＸ線吸収率マップを生成する。以下、このＸ線吸収率マップの生成について説明する。
【００４５】
まず、図５に示したスキャン範囲にわたって一枚のスキャノ像撮影を実施する。ここで、Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャノ像撮影とは、一般に、断層撮影を行う際の位置決めや撮影条件を決めるための画像を収集するために、断層画像撮影前に実行される撮影である。このスキャノ像撮影によって得られた画像は、スキャノ像と呼ばれる。より具体的には、スキャノ像撮影は、例えば次のようにして実行される。すなわち、Ｘ線管の位置をある回転角度に（例えば被検体の正面を向くように）固定する。この状態で、Ｘ線を曝射しながら被検体を体軸方向に水平に移動し、スキャン範囲にわたって被検体の平面的な透過Ｘ線量を検出することで、スキャノ像を撮影する。なお、このスキャノ撮影時においては、高電圧発生部５からＸ線管２に供給する管電圧、管電流は一定としている。
【００４６】
図６は、取得されたスキャノ像を模式的に示した図である。また、図６には、当該スキャノ像の投影データ（以下、「スキャノ像ＰＪ」と称する。）に対応するように、被検体Ｐの体軸方向にスキャン数（ｓｃ１〜ｓｃｍ）、及び被検体Ｐの体幅方向にＸ線検出器４を構成する検出素子のチャンネル数（ｃｈ１〜ｃｈｎ）が記入されている。
【００４７】
データ収集部９は、チャンネル単位毎に透過Ｘ線量のデータを収集する。収集されたデータは、スキャノ像生成部１２へ供給される。スキャノ像生成部１２は、供給されたデータに基づいて、スキャノ像ＰＪを生成する。
【００４８】
パターン演算部１３には、スキャノ像生成部１２からスキャノ像ＰＪ、又はデータ収集部９が収集したチャンネル単位毎の透過Ｘ線量のデータが供給される。また、パターン演算部１３には、被検体を配置しない状態のスキャノ像によって得られるデータも供給される。このデータは、空気ファントムに関するスキャノ像データであり、エアーキャリブレーションデータと呼ばれる。このエアーキャリブレーションデータと、データ収集部９から供給されたデータ又はスキャノ像ＰＪとから、次のようにして吸収率マップを生成する。
【００４９】
まず、パターン演算部１３は、データ収集部９から供給されたデータ又はスキャノ像ＰＪを、マトリクス単位に分割する。また、パターン演算部１３は、エアーキャリブレーションデータを、マトリクス単位に分割する。ここで、マトリクスとは、Ｘ線吸収率を計算する基礎単位であり、少なくとも一つの検出素子から構成されるものである。図６には、１マトリクスを１スライス幅と１チャンネルとの輪郭で定義した例が示してある。しかしながらが、これに限定する趣旨ではない。なお、本実施形態においては説明を具体的にするため、１マトリクスを１スライス幅と１チャンネルとの輪郭で定義した例とする。
【００５０】
パターン演算部１３は、エアーキャリブレーションデータから得られるマトリクス毎のＸ線量に基づいて、スキャノ像ＰＪ等の各マトリクスにおけるＸ線吸収率を計算し、吸収率マップを生成する。例えば、エアーキャリブレーションデータの或るマトリクスにおけるＸ線量をＩｉｎ、このエアーキャリブレーションデータのマトリクスに対応するスキャノ像ＰＪのマトリクスで検出されたＸ線量をＩｏｕｔ、Ｘ線吸収率（単位厚さの物質を通過するときに吸収されるＸ線エネルギーの割合）をμ、被検体の厚さをｔとする。この場合、ＩｉｎとＩｏｕｔとの間には、Ｉｏｕｔ＝Ｉｉｎ・ｅｘｐ［−μｔ］が成り立つ。これをμについて解くことで、当該マトリクスに関する吸収率を求めることができる。
【００５１】
図７は、ｓｃｎのマトリクス毎のＸ線吸収率を示したグラフである。このように各スキャンにマトリクス毎のＸ線吸収率を、全スキャン範囲について計算することで、当該スキャン範囲のマトリクス単位のＸ線吸収率分布、すなわち吸収率マップが生成される。
【００５２】
なお、上記例においては、データ収集部９から供給されたデータ又はスキャノ像ＰＪとから、吸収率マップを生成した。しかしこれに限定されず、例えばスキャノ像ＰＪに基づいて行った画像再構成後のスキャノ像データとから吸収率マップを生成する構成であってもよい。
【００５３】
また、上記例においては、各スライスにおいて各チャンネルのＸ線吸収率を求めることで、全マトリクスのＸ線吸収率を演算した。これに対し、離散的に求めたマトリクスのＸ線吸収率を利用した補間処理により、全マトリクスのＸ線吸収率を演算する構成であってもよい。また、あるスライスでの各チャンネルのＸ線吸収率を求め、これに対する相関に基づいて全マトリクスのＸ線吸収率を演算する構成であってもよい。
【００５４】
また、吸収率マップは、異なる方向についての複数のスキャノ像を利用して作成する構成であってもよい。これにより、データ上における被検体の体軸とＸ線管２の回転中心軸とのずれを是正することができる。
【００５５】
また、エアーキャリブレーションデータの代わりに、補償用検出器３で検出された被検体Ｐを透過する前のＸ線量を利用してＸ線吸収率を演算する構成であってもよい。
【００５６】
さらに、マトリクス単位による吸収率マップに限らず、例えばマトリクス単位による吸収量マップであっても、同様の目的を達成することができる。この場合、マトリクス単位の吸収量は、μｔにより求めることができる。
【００５７】
（撮影条件の決定）
次に、上記Ｘ線吸収率マップを利用した、被検体の被曝低減させ、断層画像の質を向上させるための撮影条件の決定について説明する。
【００５８】
撮影条件は、被検体Ｐに略等価な仮想ファントムの径を概算し、被検体の体軸方向の位置と体軸に対する角度方向（ビュー方向）とに応じて決定される。ここで、撮影条件とは、Ｘ線管２の管電圧、管電流、架台１の回転リングの回転速度、検出器４の検出素子の大きさ、ヘリカルピッチ、スキャン範囲等、操作者によって設定される如何に関わらず、撮影に必要な条件の少なくとも一つを含む。本実施形態では説明を具体的にするため、上記Ｘ線吸収率マップと操作者によって入力されるＸ線管２の管電圧、ヘリカルピッチ、スキャン範囲等に基づいて、適切なＸ線発生量のパターン（Ｘ線管２の管電流の制御パターン）を決定する場合を例とする。
【００５９】
まず、パターン演算部１３では、スキャン毎に、各チャンネルを構成するＸ線検出素子で検出されたＸ線吸収率から、チャンネル単位（すなわち、マトリクス単位）に被検体Ｐの正面側の厚みを求める。これは、例えば被検体Ｐに略等価な水ファントムの厚みを計算し、この厚みを当該被検体Ｐの厚みをみなすことで得られる。より具体的には、Ｘ線吸収率と、被検体Ｐの正面側の厚みと同等の水の厚さとの関係から定まる補正値に対する比例計算を行い、当該被検体Ｐの仮想的な厚みとみなす。
【００６０】
なお、この計算において、Ｘ線検出器４の隣接する複数チャンネル（複数マトリクス）のＸ線吸収率の和または平均値を、その位置での１単位のＸ線吸収率としてもよい。また、チャンネル方向とスキャン方向の隣接する複数のマトリクスのＸ線吸収率の和またはその平均値を、その位置での１単位のＸ線吸収率とする構成であってもよい。
【００６１】
次に、パターン演算部１３は、スキャンｓｃ１〜ｓｃｍ毎のマトリクス単位のＸ線吸収率を横方向（チャンネル方向）に積算する。すなわち、スキャンｓｃ１〜ｓｃｍ毎に全ての検出素子ｃｈ１〜ｃｈｎのＸ線吸収率を積算する。パターン演算部１３は、この積算値に基づいて、被検体Ｐの体幅方向に略等価な水ファントムの厚みを計算し、この厚みを当該被検体Ｐの体幅方向の厚みをみなす。
【００６２】
なお、この場合においも、スキャン方向に複数の列のマトリクスのＸ線吸収率の和または平均値を、その位置での体幅方向のＸ線吸収率としてもよい。また、ファントムの材質は水に限定する趣旨ではない。例えばポリプロピレンなどのように、ＣＴ値計測に用いることの可能な材料であればどんな物質であってもよい。
【００６３】
次に、スキャン毎に正面側厚みに対する体幅方向の厚みの比をとり、被検体Ｐの断面に略等価な楕円断面を有する仮想水ファントムが求められる。これを体軸方向に全スキャン範囲にわたって積み上げることにより、被検体Ｐに略等価な楕円断面を有する水ファントムを得る。
【００６４】
管電流値のパターンは、この水ファントムに対して、体軸方向の位置と体軸に対する角度方向とに応じて適正なＸ線発生量となるように決定される。すなわち、水ファントムの大きさに応じて、当該水ファントムを通過するＸ線のパス長は変化する。従って、Ｘ線吸収率もパス毎に異なる。従って、Ｘ線管２の管電流値は、スキャン時の各回転角度における水ファントムのＸ線パスを考慮しながら、画像のノイズのざらつき、すなわち、画像標準偏差（画像ＳＤ）が同じになるようにパターン化して作成される。
【００６５】
例えば、被検体Ｐに対するスキャン方向の位置Ａにおいて、管電流ＩａでＸ線を曝射するものとする。また、被検体Ｐの体軸周りの最も厚みの大きいところをＤＰａとし、Ｘ線管２が回転して位置Ｂに来たときの最も厚みの大きいところをＤＰｂとする。この場合、位置Ａと位置Ｂとで同じ画像ＳＤの断層画像を得るようにするためには、位置Ｂでの管電流Ｉｂを、次式のようにすればよい。
【００６６】
Ｉｂ＝Ｉａ＊exp（−μＤＰａ）／exp（−μＤＰｂ）
ここで、μは、水のＸ線吸収率である。パターン演算部１３は、この被検体Ｐの体軸方向の位置及び回転角度に対応した管電流を、全スキャン範囲にわたって演算することで、管電流値パターンを作成する。作成された管電流値パターンは、パターン記憶部１４に記憶される。
【００６７】
具体的な当該管電流のパターンとしては、被検体Ｐの体軸方向には、各スキャン毎でも、或いは複数スキャン毎に変化させる構成が考えられる。同様に、被検体Ｐの体軸に対する角度方向については、例えば被検体Ｐの断面を楕円と見做したとき、その楕円の長軸方向と短軸方向のように、Ｘ線吸収量が大きく異なる角度毎（例えば９０°毎）に当該管電流を切り替える構成であってもよい。
【００６８】
次に、本Ｘ線ＣＴ装置の動作について、ヘリカルスキャンを例に説明する。図８は、Ｘ線ＣＴ装置がヘリカルスキャンを行う場合の処理の流れを示したフローチャートである。図８に示すように、まず、被検体の一方向に関するスキャノ像が撮影され、作成される（ステップＳ１）。
【００６９】
次に、スキャノ像に基づいて、既述の手法により吸収率マップが作成され（ステップＳ２）、操作者によってＸ線管２の管電圧、ヘリカルピッチ、スキャン範囲、アイソセンタ上の撮影スライス厚等の撮影条件が入力される（ステップＳ３）。
【００７０】
パターン演算部１３は、上記入力されたＸ線管２の管電圧等とＸ線吸収率マップとに基づいて、Ｘ線管２の管電流の制御パターンを作成する（ステップＳ４）。
【００７１】
次に、被曝線量算出部１７は、作成された管電流の制御パターンを含む撮影条件に基づいて、ＣＴＤＩ等を計算する（ステップＳ５）。計算されたＣＴＤＩ等及び撮影条件は、表示部１１に表示される（ステップＳ６）。
【００７２】
図９は、撮影条件、ＣＴＤＩ等の及び総被曝線量の表示形態の一例を示した図である。図９に示すように、スキャノ像等の画像とともに、被曝線量を示す指標としてのＣＴＤＩ、ＤＬＰ、ｍＡｓ、及び撮影条件が、検査の進行状況が分かる形態にて表示される。これにより、操作者は、撮影条件、被曝線量を示す指標等を視覚的に確認することができる。
【００７３】
次に、表示した撮影条件が変更されるか否かを判別する（ステップＳ７）。撮影条件が変更される場合には、ステップＳ３〜Ｓ６の操作を繰り返す。一方、撮影条件が変更されない場合には、ステップＳ４において作成された管電流制御パターン、及び他の撮影条件に従って、断層像撮影の為のヘリカルスキャンが、次の様にして実行される（ステップＳ８）。
【００７４】
すなわち、回転駆動部６は、システム制御部１５の制御に基づいて、回転リングによりＸ線管２およびＸ線検出器４を、被検体Ｐの周りに回転させる。また、寝台駆動部８は、同じくシステム制御部１５の制御に基づいて、被検体Ｐを載せた寝台７を体軸方向へ水平に等速度で移動させる。従って、Ｘ線管２は、被検体Ｐの周囲にＸ線を曝射しながら回転し、ヘリカルスキャンを行う。このとき、被検体Ｐを透過する前のＸ線量は補償用検出器３によって検出され、被検体Ｐを透過したＸ線量はＸ線検出器４によって検出される。このＸ線検出器４によって検出されたＸ線量は、Ｘ線透過データとしてデータ収集部９に収集される。
【００７５】
また、システム制御部１５は、ヘリカルスキャン時において、パターン記憶部１４に記憶されたＸ線管２の管電流の制御パターンに基づいて、高電圧発生部５を制御する。高電圧発生部５は、当該制御に従って、Ｘ線管２の体軸方向の位置と体軸に対する角度とに応じた管電流を、Ｘ線管２に供給する。なお、Ｘ線管２に印加される管電圧は一定とする。Ｘ線管２からは、被検体Ｐの体軸方向の位置と体軸に対する角度とに応じて、与えられた管電圧、管電流に基づく量のＸ線が被検体Ｐへ曝射される。
【００７６】
次に、データ収集部９で収集された透過データは、画像再構成部１０へ供給され、ここで透過データに基づき画像再構成処理が施される（ステップＳ９）。再構成された画像は、表示部１１に断層画像として表示される（ステップＳ１０）。
【００７７】
このように、本Ｘ線ＣＴ装置によれば、少なくとも１方向のスキャノ像から吸収率マップを作成し、当該吸収率マップに基づいて、被曝線量を低減させ、かつ画像標準偏差が小さくなるように撮影条件を決定する。断層像撮影は、当該撮影条件に従って実行されるから被検体の被曝Ｘ線量が軽減されるとともに、良好な画質の断層像を得ることができる。特に、Ｘ線管の被検体の体軸方向の位置と体軸に対する角度とに応じた管電流制御を行う場合には、管電流制御の精度を向上させることができる。
【００７８】
なお、上記実施形態では、ヘリカルスキャンを例としたが、これに限定する趣旨ではない。例えば、１ルーチンで複数部位（スライス）の断層像を得る場合は勿論、１スキャンで複数スライスの断層像を得るマルチスライス、ＣＴ透視や脳血流測定などを行うダイナミックスキャン、ＣＴ透視やリアルプレップ等の間歇的なＸ線曝射を含むスキャン等においても、吸収率マップを作成し、当該吸収率マップに基づいて、被曝線量を低減させ、かつ画像標準偏差が小さくなるように撮影条件を決定することができる。
【００７９】
また、本Ｘ線ＣＴ装置によれば、断層像撮影における被曝線量を示す指標等が、撮影条件に基づいて、スキャン実施に先立って計算され表示される。この断層像撮影における被曝線量を示す指標等は、撮影条件が、Ｘ線管の位置に関わらず被検体のコンピュータ断層の画像標準偏差が同じになるように、被検体体軸方向に関する前記Ｘ線源の位置、又は被検体体軸を中心としたＸ線源の回転角度の少なくとも一方に応じて変化させるＸ線源の電流値をを含む場合にも表示される。従って操作者は、断層像撮影前に、正確な被曝線量をしることができ、必要に応じて撮影条件を任意に変更することができる。また、本Ｘ線ＣＴ装置では、撮影条件が更新される毎に被曝線量を示す指標を更新表示するため、操作者は、実行予定のスキャンに関する被曝線量の指標等を迅速に把握することができる。
【００８０】
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、断層像に先立って撮影されるスキャノ像に基づき被検体Ｐの大きさを判別し、被検体の大きさに応じて断層撮影時に曝射するＸ線量を調整するものである。以下、説明を具体的にするために、スキャノ像から得られた吸収率マップに基づき被検体Ｐが小児か否かを判別し、当該判別に応じて断層撮影時に曝射するＸ線量を調整する場合について説明する。しかしながら、これに限定する趣旨ではない。例えば直接スキャノ像の各検出素子のＣＴ値に基づいて、被検体サイズを判別し、当該サイズに応じて断層撮影時に曝射するＸ線量を調整することも可能である。
【００８１】
本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成は、図４及び図５に示した構成と略同一である。
【００８２】
図１０は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が断層撮影において実行する処理のフローチャートである。図１０に示すように、まずパターン演算部１３は、データ収集部９で収集された透過Ｘ線量のデータから、各スライスにおけるチャンネル毎のＸ線吸収率（すなわちマトリクス単位のＸ線吸収率）を求める（ステップＳ１１）。
【００８３】
次に、パターン演算部１３は、各マトリクスの吸収率が予め決定された基準値よりも小さいか否かを判別する（ステップＳ１２）。この各マトリクスの吸収率毎の判別は、被検体Ｐの正面方向に沿った体厚が基準の厚さより小さいか否かの判別に対応する。すなわち、Ｘ線吸収率が基準値を越えていれば、被検体Ｐの体厚が基準の厚さより基準値より厚いことが分かる。一方、Ｘ線吸収率が基準値以下であれば、被検体Ｐの体厚は基準の厚さより薄いことが分かる。
【００８４】
次に、マトリクス単位のＸ線吸収率を被検体の側面方向（チャンネル方向）に積算する（ステップＳ１３）。すなわち、全てのマトリクスのＸ線吸収率の和を、スキャン方向毎に求める。
【００８５】
次に、パターン演算部１３は、得られたスキャン毎のＸ線吸収率の積算値が予め決定された基準値よりも小さいか否かを判別する（ステップＳ１５）。この判別は、被検体Ｐの側面方向に沿った体幅が基準の厚さより小さいか否かの判別に対応する。すなわち、積算値が基準値を越えていれば、被検体Ｐの体幅が基準値より広いことがわかる。一方、積算値が基準値以下であれば、被検体Ｐの体幅は基準値より狭いことが分
かる。
【００８６】
次に、パターン演算部１３は、ステップ２とステップ４との判別結果のＡＮＤが成立するか否かを判別する（ステップ１５）。ＡＮＤが成立する場合には、パターン演算部１３は、被検体Ｐを、体厚が基準値より薄く体幅が基準値より狭い小児、または被曝低減を必要とする対象であると判別する。
【００８７】
このとき、システム制御部１５は、操作者に対し、撮影条件を被曝低減用に変更するメッセージを、表示部１１に表示することが好ましい。また、音声等によって操作者に同メッセージを知らせる構成であってもよい。さらにシステム制御部１５は、例えば管電圧、管電流の少なくとも一方を低減するように高電圧発生部５を制御し、撮影条件を小児用に変更する（ステップＳ１６）。これにより、被検体の大きさに応じて、自動的に曝射Ｘ線量を低減させることができる。
【００８８】
一方、パターン演算部１３が、ステップ２およびステップ４においてＮＯと判別した場合、又はステップ２とステップ４との判別結果のＡＮＤが成立しないと判別した場合には、通常の撮影条件でのスキャンを実行する（ステップＳ１７）。
【００８９】
なお、上記一連の処理において、ステップ１２を省略し、積算したスキャン毎のマトリクス単位のＸ線吸収量データのみを或る基準値と比較するステップ１４の動作のみから、被検体が小児または被曝低減を必要とする被検体であると判別するようにしてもよい。この場合には、ステップ５の処理も省略することができる。更に、ステップ１１及びステップ１３で得たＸ線吸収率を基に、第１の実施形態にて説明した手法によって人体に等価なファントムの大きさを仮想的に求め、これをある基準値と比較することにより、被検体が小児か否かを判別するようにしてもよい。
【００９０】
また、上記実施形態では、被検体を小児と判別した場合には、自動的に撮影条件を小児用に変更する構成であった。これに対し、被検体を小児と判別した場合には、撮影条件の自動変更は行わず、撮影条件を小児用（被曝低減用）に変更することを促すメッセージを、表示部１１に表示する構成であってもよい。さらに、第１の実施形態と同様に、被曝線量を示す指標等を表示する構成であってもよく、撮影条件を吸収率マップによって求める構成であってもよい。
【００９１】
一般のＸ線ＣＴ装置では、初期設定される撮影条件が成人と小児とでは大幅に異なる。例えば、成人に対して管電流を２００ｍＡとして撮影するところ、新生児あるいは小児に対しては３０ｍＡの管電流とすることもある。これに対し、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、被検体のサイズに応じて撮影条件、例えば管電流を被曝低減用に制御する。従って、サイズの小さな被検体、例えば小児に対して、有効な被曝低減策を講じることができる。この被検体サイズに応じた被曝低減策は、被曝線量が多くなる傾向があるヘリカルスキャンを行う際に、特に実益がある。
【００９２】
以上、本発明を各実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解される。
【００９３】
また、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。さらに、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
【００９４】
【発明の効果】
以上本発明によれば、適切な撮影条件を決定しこれに従ってスキャンを実行することで、被検体の被曝線量を低減させ、作業効率及び画質を向上させるＸ線ＣＴ装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、人体の体軸方向に対する断面を模式的に示した図である。
【図２】図２は、従来のＸ線コンピュータ断層撮影装置におけるＸ線管の角度位置と透過Ｘ線量との関係を示した図である。
【図３】図３は、寝台上に寝かせた被検体を模式的に示した側面図である。
【図４】図４は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。
【図５】図５は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成図である。
【図６】図６は、取得されたスキャノ像を模式的に示した図である。
【図７】図７は、ｓｃｎのマトリクス毎のＸ線吸収率を示したグラフである。
【図８】図８は、Ｘ線ＣＴ装置がヘリカルスキャンを行う場合の処理の流れを示したフローチャートである。
【図９】図９は、撮影条件、ＣＴＤＩ等の及び総被曝線量の表示形態の一例を示した図である。
【図１０】図１０は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が断層撮影において実行する処理のフローチャートである。
【符号の説明】
２…Ｘ線管
３…補償用検出器
４…Ｘ線検出器
５…高電圧発生部
６…回転駆動部
７…寝台
８…寝台駆動部
９…データ収集部
１０…画像再構成部
１１…表示部
１２…スキャノ像生成部
１３…パターン演算部
１４…パターン記憶部
１５…システム制御部
１６…操作部
１７…被曝線量算出部

Claims (11)

  1. Ｘ線を曝射するＸ線源と、
    被検体を透過したＸ線を検出する複数の検出素子を有するＸ線検出器と、
    前記Ｘ線検出器の出力に基づいて、被検体の第１の方向に関するスキャノ像を生成するスキャノ像生成セクションと、
    前記スキャノ像を用いて、前記第１の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報である第１の分布情報と、前記第１の方向とは異なる第２の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報である第２の分布情報と、を生成する分布情報生成セクションと、
    前記第１の分布情報及び前記第２の分布情報に基づいて、ビュー方向毎の撮影条件を決定する撮影条件決定セクションと、
    ビュー方向毎に所定のＸ線量が曝射されるように、前記ビュー方向毎の撮影条件に基づいて前記被検体のコンピュータ断層撮影に関する制御を行うコントローラと、
    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。
  2. 前記撮影条件は、前記Ｘ線源に供給される電圧値又は電流値、前記検出素子の大きさ、前記Ｘ線源又は前記Ｘ線検出器の移動速度、ヘリカルスキャンを行う場合のヘリカルピッチ、前記被検体のスキャン範囲のうちの少なくとも一つを含む請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 撮影条件決定セクションは、前記Ｘ線源の位置に関わらず前記被検体のコンピュータ断層の画像標準偏差が同じになるように、前記被検体体軸方向に関する前記Ｘ線源の位置、又は前記被検体体軸を中心とした前記Ｘ線源の回転角度の少なくとも一方に応じて変化させる前記Ｘ線源の電流値を前記撮影条件として決定し、
    前記コントローラは、前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線源の電流値を制御すること、
    を特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 前記分布情報生成セクションは、
    前記スキャノ像をマトリクス状に分割し、
    前記マトリクスの各単位の前記第１の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量を用いることで、前記第１の分布情報及び前記第２の分布情報を生成すること、
    を特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. ヘリカルスキャンの場合、前記分布情報生成セクションは、撮影スライス厚又は撮影スライス幅に従って、前記マトリクス単位の大きさを決定することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 前記分布情報生成セクションは、前記第１の方向とは異なる第２の方向に関するスキャノ像又は前記第１の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報に基づいて、前記第２の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量の分布情報を生成し、
    前記撮影条件決定セクションは、前記第１及び第２の方向に関する分布情報に基づいて、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線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 前記撮影条件は、前記Ｘ線源に供給される電流値であり、
    前記コントローラは、前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線源に供給される電流値を当該Ｘ線源の移動に従って変化させること、
    を特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 前記撮影条件に基づいて、前記被検体の被曝線量を計算する被曝線量計算セクションと、
    計算された記被検体の被曝線量を表示する表示装置と、
    をさらに具備することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 前記第１の方向に関するスキャノ像に基づいて、前記被検体のサイズを判別するサイズ判別セクションをさらに具備し、
    撮影条件決定セクションは、判別された前記被検体のサイズに応じて、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線コンピュータ断層撮影装置。
  10. 前記撮影条件に基づいて、前記Ｘ線源が曝射される総Ｘ線量又は前記被検体の被曝線量を計算するＸ線量計算セクションと、
    計算された記被検体の被曝線量を、前記被検体のコンピュータ断層の撮影前に表示する表示装置と、
    をさらに具備することを特徴とする請求項９記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  11. 前記分布情報生成セクションは、前記第１の方向に関するＸ線吸収率又はＸ線吸収量を前記第２の方向に関して積算することで、前記第２の分布情報を生成することを特徴とする請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
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