JP2002263097A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 被検体への無用なＸ線被曝を抑え、適正なＸ
線量を照射できるＸ線ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 Ｘ線源12、検出器13、これらを搭載する
スキャナ11、高電圧発生装置22、ホストコンピュータ2
0、画像処理装置24、表示装置25などを具備するＸ線Ｃ
Ｔ装置において、装置のスキャン条件を設定する操作手
段21と、被検体15のスキャノグラム画像データを解析
し、被検体の3次元的透過長モデルを生成するスキャノ
グラム解析手段26と、被検体の透過長モデルとスキャン
条件に基づいて被検体15の撮影部位に応じた線管電流
(以下、管電流という)の変化パターンを自動的に設定す
る管電流設定手段23と、管電流の変化パターンに基づき
被検体15に照射される線量を計算し、計算結果を表示装
置25に表示する線量計算手段を備えている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、撮影中のＸ線管電
流（以下、管電流と略称する）を制御して被検体の被曝
線量を抑制するＸ線ＣＴ装置に係り、特に被検体の被曝
線量と画質とを考慮して、撮影中の管電流の変化曲線を
再設定できるＸ線ＣＴ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来のＸ線ＣＴ装置は、同一断層面で
は、同一のＣＴスキャン（以下、スキャンと略称する）
条件（Ｘ線管電圧（以下、管電圧と略称する）や管電流
等）で、撮影を行うようにしている。また、近年被検体
を螺旋状にスキャンして撮影するヘリカルスキャンが広
く用いられるようになってきているが、体軸方向のスキ
ャン条件もスキャン中一定である。

【０００３】従って、例えば被検体の断面が、ＣＴスキ
ャナ（以下、スキャナと略称する）の回転軸に対して同
心円ではなく楕円である場合、Ｘ線源の回転角度位置に
よって、被検体におけるＸ線の透過長が大きく変化する
ため、同一断層面内で、透過するＸ線量の過不足が発生
する問題点を有していた。

【０００４】また、肺等の胸部の低密度の臓器と、肝臓
等の腹部の高密度の臓器とでは、Ｘ線の吸収係数が大き
く異なるため、胸部から上腹部へ連続的にスキャンを行
う場合、肺に適するようなＸ線量を設定すると、肝臓で
は不足し、肝臓に適するようなＸ線量を設定すると、肺
では過剰となる事態が生じていた。

【０００５】透過するＸ線量が不足する場合、Ｘ線検出
器（以下、検出器と略称する）によって検出されるＸ線
光子の量の減少によりＳ／Ｎ（ＳＮ比）が悪化し、結果
として画像再構成によって得られる断層画像全体のＳ／
Ｎが悪化する。逆に、透過するＸ線量が多すぎる場合に
は、被検体に対して、無効なＸ線被曝がなされているこ
とになる。

【０００６】これらの問題点を解決する方法として、特
開昭53−110495号公報で開示された管電圧を制御する方
法や、特開平9−108209号公報、特開平10−309271号公
報で開示された管電流を制御する方法が提案されてい
る。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特開昭
53−110495号公報の管電圧を制御する方法は、スキャン
中に管電圧を変化させるためにＸ線のスペクトルが変化
し、ＣＴ値が決定できないという問題点がある。このた
め、現在では、管電流を制御する方法が主流となってい
る。

【０００８】管電流を被検体に応じて最適に制御しよう
とする方法として、特開平10−309271号公報のように、
スキャナ回転の半周期前の透過Ｘ線量データを用いて管
電流を制御する方法と、特開平9−108209号公報のよう
に、異なる2方向から撮影したスキャノグラムをもとに
して、予め管電流を制御するパターンを被検体の位置に
応じて決定しておく方法がある。

【０００９】しかし、特開平10−309271号のスキャナ回
転の半周期前の透過Ｘ線量データを用いる方法は、特に
ヘリカルスキャンにて、スキャンピッチを大きくする場
合に、透過Ｘ線量データのずれが大きくなる問題点があ
る。また、横隔膜前後のように、被検体のＸ線吸収特性
が大きく変わる領域では、対応することができない。

【００１０】特開平9−108209号の異なる2方向からのス
キャノグラムを取得する方法は、スキャノグラム撮影を
2回行うことにより、被検体への無用なＸ線被曝を増加
させることになり、管電流制御による被曝線量の低減の
目的に相反するものである。

【００１１】また、本発明の発明者達も、管電流を被検
体に応じて最適に制御する一方法を特願2000−100501号
にて提案している。特願2000−100501号の発明は、被検
体への無用なＸ線被曝を抑えて、被検体の低被曝化を実
現したＸ線ＣＴ装置に関するもので、被検体に関するス
キャナの回転角度とＸ線透過長との関係を示すモデルを
メモリに格納しておき、被検体に対してのスキャン計測
時に、このモデルから定まるスキャナの回転角度毎の設
定管電流によるＸ線を、同じ被検体に照射してスキャン
計測を行い、断層画像を再構成するものである。

【００１２】特願2000−100501号の発明では、被検体の
Ｘ線透過長モデルの生成と、このＸ線透過長モデルのＸ
線透過長に基づいて管電流を設定することに重点が置か
れ、設定された管電流によって被検体に照射されるＸ線
量や、被検体内の臓器へのＸ線被曝などについては考慮
されていなかった。

【００１３】上記の問題点を考慮し、本発明では、被検
体のＸ線透過長モデルから自動的に設定した管電流の変
化パターンによる被検体の内外における被曝線量を算定
し、この被検体のＸ線被曝を考慮に入れて操作者が管電
流の変化パターンを再設定することができるＸ線ＣＴ装
置を提供することを目的とする。

【００１４】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体の周囲を回転しな
がらＸ線を曝射するＸ線源と、被検体を挟んでＸ線源と
対向して配置され、被検体を透過したＸ線量を検出する
多チャンネルのＸ線検出器と、被検体を透過したＸ線量
データに基づき被検体の断層像を再構成する画像再構成
手段と、断層像を表示する表示手段とを具備するＸ線Ｃ
Ｔ装置において、装置のスキャン条件を設定する操作手
段と、被検体のスキャノグラム画像データを解析し、被
検体の3次元的Ｘ線透過長モデルを生成するスキャノグ
ラム解析手段と、前記被検体の3次元的Ｘ線透過長モデ
ルとスキャン条件に基づいて被検体の撮影部位に応じた
Ｘ線管電流（以下、管電流と略称する）の変化パターン
を自動的に設定する管電流設定手段と、前記管電流の変
化パターンに基づき被検体に照射される線量を計算し、
計算結果を表示する線量計算手段とを具備する（請求項
1）。

【００１５】この構成では、スキャノグラム解析手段に
よってスキャノグラム画像データから生成された被検体
の3次元的Ｘ線透過長モデルと、操作手段によって設定
したスキャン条件のうちの管電流の最大値、最小値に基
づいて、被検体の撮影部位に応じた管電流の変化パター
ンが管電流設定手段によって自動的に設定されるので、
管電流の変化パターンの設定及び管電流の制御が自動化
できる。また、線量計算手段によってスキャン中の被検
体に照射される線量が計算され、表示手段に表示される
ので、操作者は被検体へのＸ線被曝を評価することがで
きる。また、Ｘ線被曝の評価結果によって、管電流の変
化パターンの再設定が可能である。

【００１６】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記管電
流設定手段は、前記被検体の3次元的Ｘ線透過長モデル
データの撮影部位における最大値、最小値に、スキャン
条件として設定された管電流の最大値、最小値を対応付
け、前記Ｘ線透過長モデルデータのより大きい値に、管
電流のより大きい値を対応付けるように前記管電流の変
化パターンを設定するものである。この構成では、被検
体のＸ線透過長の大きさに対応付けて、Ｘ線源の放射Ｘ
線量に比例する管電流の大きさが設定されているので、
被検体に照射される線量は被検体のＸ線透過長の大きさ
に対応したものとなり、被検体内及び被検体を透過した
線量は平準化される。その結果、ＣＴ画像の画質の向上
及び被検体内のＸ線被曝の低減に寄与する。

【００１７】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、任意のＸ
線源位置での前記被検体のＸ線透過長モデルデータの値
と管電流の設定値との間に、前記Ｘ線透過長モデルデー
タの値と最小値との差分と、管電流の設定値と最小値と
の差分との間に比例関係が保持されるように、前記管電
流の変化パターンを設定するものである。この構成で
は、被検体のＸ線透過長モデルデータと管電流の変化パ
ターンとの間にγの値で決定される関数関係があるの
で、管電流の最大値、最小値とγの値を設定するだけ
で、自動的に管電流の変化パターンを設定することがで
き、管電流の変化パターンの設定が極めて容易となる。

【００１８】本発明のＸ線ＣＴ装置では、前記線量計算
手段によって計算された被検体に照射されるＸ線量の経
時的積算値をスキャン中に逐次前記表示手段に表示する
ものである。この構成では、スキャン中に逐次被検体に
照射されるＸ線量の積算値が表示されるので、操作者は
スキャン中の被検体へのＸ線被曝量の経緯を容易に把握
することができる。

【００１９】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記スキ
ャノグラム解析手段は被検体の正面方向又は側面方向の
スキャノグラム画像に基づき、被検体の複数横断面のＸ
線透過長の楕円形モデル（2次元的Ｘ線透過長モデル）
を作成し、該楕円形モデル複数個を体軸方向に配列する
ことによって被検体の3次元的Ｘ線透過長モデルを生成
する。この構成では、1回のスキャノグラム撮影にて被
検体の3次元的Ｘ線透過長モデルを生成することができ
るので、被検体へのＸ線被曝を低減することができる。

【００２０】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、被検体の
横断面のＸ線透過長の前記楕円形モデルは、前記被検体
のスキャノグラム画像の対応する断面における最大Ｘ線
減衰量に対応するＸ線透過長を短軸又は、長軸とし、前
記断面におけるＸ線透過長方向とは直交する方向にＸ線
減衰量に対応するＸ線透過長を断面全体にわたって積分
した積分値を面積とする楕円形でモデル化される。この
構成では、Ｘ線透過長の楕円形モデルが、被検体のスキ
ャノグラム画像の計測データから容易に作成することが
できる。

【００２１】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記管電
流の変化パターン及び予め求めた被検体の3次元ＣＴ値
モデルに基づいて、被検体の体内の線量分布を計算し、
計算結果を表示する線量分布計算手段を具備する（請求
項2）。この構成では、線量分布計算手段によって、操
作者はＣＴ撮影による被検体の体内での線量分布を予め
知ることができ、注目する臓器のＸ線被曝の程度を考慮
して、スキャン実行の可否を判断することができる。

【００２２】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記線量
分布計算手段は前記線量計算手段が前記管電流の変化パ
ターンに基づいて計算した被検体に照射されるＸ線量
と、前記被検体の3次元ＣＴ値モデルから計算された被
検体の3次元μ（線減弱係数）値モデルデータに基づい
て、前記被検体内の線量分布を計算する。

【００２３】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記線量
分布計算手段は、前記表示手段の同一画面上に被検体の
撮影部位に重ねて被検体内の線量分布のグラフを表示す
る。また、被検体内の線量分布のグラフとしては線量の
等線量線を表示する。この構成では、表示画面上に被検
体の撮影部位と被検体内の線量分布のグラフが重ねて表
示されるので、注目する臓器などの被曝線量が一目で分
かり、Ｘ線被曝の過不足の判断を容易に行うことができ
る。

【００２４】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、標準的な
人体ファントムをＣＴ撮影して生成した標準人体ＣＴ値
モデルデータと、被検体のスキャノグラム画像データに
基づいて、被検体の3次元的ＣＴ値モデルデータを生成
する被検体ＣＴ値モデル生成手段を具備する。この構成
では、被検体のスキャノグラム画像から被検体の3次元
的ＣＴ値モデルを生成する被検体ＣＴ値モデル生成手段
を備えているので、以前にＣＴ撮影を実施したことのな
い被検体について、予備撮影としての一回のスキャノグ
ラム画像データの取得のみによって、被検体ＣＴ値モデ
ルを生成することができる。

【００２５】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記被検
体ＣＴ値モデル生成手段によって、被検体の過去のＣＴ
撮影によって取得したＣＴ画像から被検体の3次元的Ｃ
Ｔ値モデルを生成するものである。この構成では、被検
体の過去のＣＴ画像から被検体の3次元的ＣＴ値モデル
データが得られるので、過去のＣＴ画像の有効利用によ
り、被検体ＣＴ値モデルの生成のための時間を短縮する
ことができる。

【００２６】本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記表示
手段の同一画面上に管電流の変化パターンと被検体のス
キャノグラム画像とを並置して、又は重ねて表示する
（請求項3）。この構成では、表示手段の同一画面上に
被検体のスキャノグラム画像と並置又は重畳して、管電
流の変化パターンが表示されるので、操作者などは被検
体の撮影部位を見ながら管電流の変化パターンの編集を
することが可能となり、撮影部位に適した管電流の設定
を容易に行うことができる。

【００２７】

【発明の実施の形態】以下、添付図面を用いて、本発明
の実施例について説明する。図1は、本発明に係るＸ線
ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。図1に示
すように、このＸ線ＣＴ装置は、主としてＸ線源12と検
出器13等を搭載し、被検体15に対してその周囲を連続回
転可能なスキャナ11を内蔵するガントリ10と、装置全体
を総括するホストコンピュータ20と、Ｘ線源12に高電圧
を供給する高電圧発生装置22と、画像データの前処理や
画像再構成処理、あるいは各種の解析処理を行う画像処
理装置24と、画像を表示する表示装置25と、被検体15を
載せるテーブル装置18と、操作者がスキャン条件等を入
力する操作手段21等から成る。なお、スキャナ11と被検
体15とは、相対的に回転することができればよいので、
被検体15が静止してスキャナ11が回転してもよいし、ス
キャナ11が静止して被検体15の方が回転するとしてもよ
い。

【００２８】図2は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の要部
構成要素を示す。図2を用いて、先ず、スキャナ11の詳
細について説明する。図2において、スキャナ11には、
Ｘ線源12と検出器13とが180度対向した位置関係で配置
されている。このＸ線源12から放射されたＸ線ビーム14
は、コリメータ19によってビームの幅及び厚さが制限さ
れたファン状のＸ線ビーム14となって、被検体15に照射
される。Ｘ線源12は、高電圧発生装置22を介してホスト
コンピュータ20によって制御される。スキャナ11全体
は、スキャナ角度検出手段17によって回転角度を検出
し、検出した回転角度に基づいてホストコンピュータ20
が、スキャナ駆動手段16を制御し、スキャナ11を駆動す
る。検出器13は、被検体15を透過したＸ線14を検出し、
検出データは被検体15によるＸ線の減衰量を示す投影デ
ータとして取り込まれる。投影データは、画像処理装置
24において、ホストコンピュータ20の持つスキャナ角度
等のデータと照合され、画像再構成等の処理をされた後
に、表示装置25にて断層画像として表示される。

【００２９】次に、本発明に係るスキャナ11以外の要部
構成要素について説明する。図2において、装置全体を
総括するホストコンピュータ20には、スキャナ11はスキ
ャナ駆動手段16を介して、Ｘ線源12は高電圧発生装置22
を介して、検出器13は画像処理装置24を介して、それぞ
れ間接的に接続されており、操作手段21と、管電流設定
手段22と、画像処理装置24と、スキャノグラム解析手段
26は直接接続されている。ホストコンピュータ20とスキ
ャナ11、Ｘ線源12、検出器13との接続により、ホストコ
ンピュータ20はＸ線源12による被検体15へのＸ線照射
と、検出器13による投影データ（検出データ）の取り込
みを制御する。画像処理装置24はホストコンピュータ20
の指令に応じて、取り込まれた投影データに基づき、断
層画像を順次再構成する。

【００３０】本発明に係るＸ線ＣＴ装置では、被検体の
断層画像を取得する本スキャンの前に、スキャン条件を
設定するために種々の準備操作を行う。この準備操作と
しては、被検体の位置決めのためのスキャノグラム画像
の撮影、管電流設定のためのスキャノグラム画像データ
の解析、スキャン条件としての管電流の変化パターンの
決定などが、ホストコンピュータ20の介在のもとで行わ
れる。

【００３１】これらの準備操作に関与する主な構成要素
としては、図2において、ホストコンピュータ20と、操
作手段21と、スキャノグラム解析手段26と、管電流設定
手段22と、Ｘ線源12と、検出器13などである。この準備
操作において、先ず、操作手段21は主として管電流の設
定値(最大値、最小値)などのスキャン条件をシステムに
入力する。Ｘ線源12と検出器13はスキャナ11を回転させ
ずに、スキャノグラム画像の撮影を行い、画像データを
ホストコンピュータ20に保存する。スキャノグラム解析
手段26はスキャノグラム画像データを解析し、被検体の
Ｘ線透過長を体軸方向のスライス位置毎及びスキャナの
回転角度毎に算出可能な、3次元形状データとしてモデ
ル化し、このモデル（以下、被検体の3次元的Ｘ線透過
長モデルという）のデータをホストコンピュータ20に保
存する。管電流設定手段22は操作手段21から入力された
管電流設定値と被検体の3次元的Ｘ線透過長モデルのデ
ータを基にして、スキャン中に被検体の撮影部位のＸ線
透過長の変化に応じて経時的に変化する一連の管電流値
すなわち、管電流の変化パターンを自動的に決定する。
このように決定された管電流の変化パターンは、ホスト
コンピュータ20に保存され、本スキャン時に被検体の撮
影部位に応じて順次呼び出されて、Ｘ線源12の管電流を
変化させる。

【００３２】本発明では、更に上記で決定された管電流
の変化パターンを基に、被検体15に照射されるＸ線量を
本スキャン前に予め計算する。Ｘ線装置では、通常照射
したＸ線量に対応する量としてmAs値が使用されている
が、この計算でもmAs値を採用している。このmAs値は、
管電流（mA）と照射時間（ｓ）の積であり、管電圧が一
定である場合（Ｘ線ＣＴ装置では管電圧が一定で使用さ
れる場合が多い）には、Ｘ線源12より照射されるＸ線量
の総和に比例するために、Ｘ線量の基準として用いられ
る。ここで計算された被検体15に照射されるＸ線量につ
いては被検体15への予測被曝線量として操作者によって
評価されることになる。

【００３３】図3に、本発明に係るＸ線ＣＴ装置を使用
した第1のスキャン操作の一連の動作のフローチャート
を示す。このスキャン操作では、ステップ103、106、10
8の3次元データ生成、ステップ110の管電流パターン生
成、ステップ111のmAs計算、ステップ114のmAs表示に特
徴がある。以下、図2を参照しながら、図3の第1のスキ
ャン操作の詳細について説明する。

【００３４】図3において、先ず、ステップ101のスキャ
ノグラム撮影の工程では、被検体15のスキャノグラム画
像を撮影する。被検体15のスキャノグラム画像を撮影す
る構成と断層画像を撮影する構成とは基本的には同じで
ある。本ステップでは、スキャノグラム画像データは、
スキャナ11を回転させずに、被検体15に正面方向からＸ
線14を照射して、検出器13によって検出データを取り込
むことによって得られる。このとき得られるスキャノグ
ラム画像は正面方向のものである。このスキャノグラム
画像データは、検出器13からホストコンピュータ20に送
られる。このスキャノグラム画像データは、本スキャン
時の被検体15の位置決めのために利用される他、本発明
では特に管電流制御のための管電流の変化パターンの決
定のために利用される。

【００３５】次に、ステップ102のスキャノグラムデー
タ解析の工程及びステップ103の第1の3次元データ生成
の工程では、スキャノグラム画像データがホストコンピ
ュータ20に接続されたスキャノグラム解析手段26によっ
て解析され、被検体15の3次元的Ｘ線透過長モデルが生
成される。この3次元的Ｘ線透過長モデルは、被検体15
をＣＴ撮影する場合の、被検体15の位置とＸ線透過長と
の関係を示すモデルである。被検体15の3次元的Ｘ線透
過長モデルの作成方法については特願2000−100501号に
も開示されている。

【００３６】以下、被検体15の3次元的Ｘ線透過長モデ
ルの作成方法の一例について説明する。図4はスキャノ
グラム画像とスライス位置及び投影データ例との対応を
示す図、図5は3次元的Ｘ線透過長モデルの1スライス位
置でのモデルを示す図である。図4（a）は、ステップ10
1で撮影された被検体のスキャノグラム画像29を示す。
このスキャノグラム画像29は胸部から腹部の中間位置ま
での領域を撮影領域としている。このようなスキャノグ
ラム画像の撮影領域の中からスライス位置が選ばれる。
図示の場合n個のスライス位置が選ばれている。図中、P
₁、…、P_i、…、P_j、…、P_nがスライス位置である。

【００３７】図4（b），（c），（d）は3次元的Ｘ線透
過長モデルのモデル決定の説明図である。任意の2つの
スライス位置P_i、P_jでのＣＴ断層像が図4（b）の如くな
っているものと仮定すると、その縦方向（図示の上下方
向）のＸ線減衰量の投影データは図4（c）の如くなるは
ずである。人体の体幹部の横断面は通常楕円形に近いも
のであるので、任意のスライス位置P_i、P_jのＣＴ断層像
を図4（b）で仮定するのは、大きな誤差はないものと判
断される。そこで、図4（c）の投影データについては、
Ｘ線透過長データに換算し、その後横軸に沿って積分し
て面積を求める。このとき、Ｘ線減衰量の投影データの
Ｘ線透過長への換算にあたっては、簡単のため人体が水
と等価であるとみなしてデータの変換を行う。Ｘ線減衰
量をc、Ｘ線透過長をb、水の線減弱係数をμ_wとしたと
き、両者の関係はb＝log c／μ_wで表される。また、横
軸については、Ｘ線減衰量データの存在する領域全体の
幅が人体の幅寸法に一致するように変換する。図4（d）
は、図4（c）の投影データから変換したスライス位置
P_i、P_jにおける被検体15のＸ線透過長データの分布図で
ある。図4（d）においてスライス位置P_i、P_jにおける最
大Ｘ線透過長はb_i、b_j、面積はS_i、S_jとなる。図4
（ｄ）のＸ線透過長データについて、最大Ｘ線透過長
b_i、b_j及び面積S_i、S_jに注目すると、b_i、S_iはスライス
位置P_iでの断層画像のＸ線透過状況を反映し、b_j、S_jは
スライス位置P_jでの断層画像のＸ線透過状況を反映した
値と見なすことができる。

【００３８】そこで、被検体15の3次元的Ｘ線透過長モ
デルとして、各スライス位置でのスライス断面を図5に
示すような楕円形30でモデル化することにした。このモ
デル化では、スライス位置P_i、P_jにおける楕円形モデル
30_i、30_jの面積をS_i、S_j、短軸をb_i、b_jとしている。こ
の結果、楕円形モデル30_i、30_jの長軸をa_i、a_jとする
と、楕円形モデル30_i、30_jの面積が［数1］で表される
ことから、

【数1】 長軸a_i、a_jは［数2］によって求められる。

【数2】

【００３９】上記によって、各スライス位置での断層画
像に対応するＸ線透過長モデルとしての楕円形モデル30
が求められたので、これらの楕円形モデル30を体軸方向
に配列することによって3次元的Ｘ線透過長モデル30を
作成することができる。体軸方向のスライス位置のピッ
チが粗いときには、例えば隣り合う楕円形モデル間で最
小自乗法により、その途中の1つ又は2つ以上の楕円形モ
デルを補間で求める。以上の如き手順により被検体15の
3次元的Ｘ線透過長モデル30のデータとして、3次元座標
（X、Y、Z）系での被検体15のＸ線透過長データT＝T
（X、Y、Z）が生成される。

【００４０】次に、ステップ104からステップ110の工程
では、上記の3次元的Ｘ線透過長モデル30を使用してＸ
線源12に付与する管電流の変化パターンを設定すること
になるが、その前に3次元的Ｘ線透過長モデル30を使用
した管電流の求め方について説明する。図4、図5で求め
た3次元的Ｘ線透過長モデル30は、被検体の各スライス
位置での断層画像のＸ線透過長を反映したものである。
3次元的Ｘ線透過長モデル30のデータは一旦ホストコン
ピュータ20のレジスタを含むメモリに格納されているの
で、撮影範囲及びテーブルピッチなどのスキャン条件が
決定するとその範囲のモデルのデータがメモリから取り
出され、第2、第3の3次元データの生成及び管電流の変
化パターンの決定に使用される。

【００４１】管電流は、管電流設定手段23によって各ス
ライス位置でスキャナ回転角度毎に3次元的Ｘ線透過長
モデル30から得られるＸ線透過長に基づいて決定され
る。図6には、スライス位置（体軸方向の位置）Zにおけ
るＸ線透過長モデル30を示す。また、あるスキャナ回転
角度における管電流は、通常そのスキャナ回転角度にお
ける3次元的Ｘ線透過長モデルのＸ線透過長のうちの最
大値に対応付けて決定される。この最大値を示すＸ線透
過長は図6の楕円形モデル30の中心0を通過するパスで得
られるので、管電流を設定するにあたっては、スキャナ
回転角度毎にこの楕円形モデル30の中心0を通過するパ
スのＸ線透過長のみを考慮すればよい。従って、図6に
おいてスライス位置をZ、スキャナ回転角度をθ（θの
始点は楕円形モデル30の短軸方向とする）としたとき、
その位置における最大Ｘ線透過長Tは、Zとθの関数とし
てT＝T（Z、θ）と表すことができる。

【００４２】この最大Ｘ線透過長T（Z、θ）は、楕円形
モデル30の中心位置0を通るパスの長さであるので、長
軸をa、短軸をb、スキャナ回転角度をθとした場合、
［数3］の如く表すことができる。

【数3】 ここで、a、bは［数1］、［数2］のa_i、a_j、及びb_i、b_j
と対応する。

【００４３】次に、管電流の設定方法の一例について説
明する。先ず、被検体をスキャンする全範囲におけるパ
スの最大値（全スライス位置P₁〜P_nの中でのパスの最大
値）をT_max、最小値（同じくパスの最小値）をT_minとす
る。これらの値は3次元的Ｘ線透過長モデル30を作ると
き既知である。管電流を最大値I_max（mA）と最小値I_{m in}
（mA）の範囲で変化させる場合、本例では管電流の最大
値、最小値とパスの最大値、最小値をそれぞれ対応させ
て、管電流とパスとの間に直線関係を持たせるものであ
る。管電流IとパスTとの関係は［数4］の如く表され
る。

【数4】 ここで、パスTはT(Z、θ)に対応するので、管電流Iは
(Z、θ)の1次関数となり、スライス位置Z及びスキャナ
回転角度θごとに求められる。

【００４４】次に、図3のフローチャートに戻って説明
する。ステップ104及びステップ105の工程では、操作者
がスキャノグラム画像を参照して操作手段21からスキャ
ン条件としてのテーブルピッチ及びスキャン開始位置を
入力する。これらのデータにより、被検体のＣＴ撮影範
囲とスライス位置とスキャン回転角度が決定される。こ
のときの座標系としては、上記の如く(Z、θ)座標系が
よく、スキャン条件のデータも、(Z、θ)座標系のデー
タで入力するのがよい。

【００４５】次に、ステップ106の工程では、第2の3次
元的Ｘ線透過長モデルのデータを生成する。この工程で
生成するデータは、各スライス位置Z、スキャン回転角
度θ毎の最大Ｘ線透過長であり、第1の3次元的Ｘ線透過
長モデルのデータから［数3］によって求めることがで
きるので、ホストコンピュータ20のメモリから第1の3次
元的Ｘ線透過長モデルのデータを呼び出して演算する。
この演算結果は、T＝T(Z、θ)で表される。

【００４６】次に、ステップ107の工程では、スキャン
条件としてのスキャン時間を操作手段21より入力する。
スキャン開始位置と、テーブルピッチと、スキャン時間
が決定すると、スキャン中のＸ線源12の位置(Z、θ)は
スキャン開始後の経過時間tの関数として表すことがで
きるので、各スキャン位置での被検体15の第2の3次元的
Ｘ線透過長モデル、すなわち最大Ｘ線透過長Tも時間tの
関数T＝T(t)として表すことができる。このため、ステ
ップ108の第3の3次元的Ｘ線透過長モデル生成の工程で
は、最大Ｘ線透過長Tの関数を、T＝T(Z、θ)からT＝T
(t)に変換する。

【００４７】次に、ステップ109の管電流設定値入力の
工程では、操作者が操作手段21より、管電流の設定値、
例えばスキャン中の管電流の最大値I_maxと最小値I_minを
入力する。ステップ110の管電流パターン生成の工程で
は、管電流設定手段23がホストコンピュータ20から3次
元的Ｘ線透過長モデルのデータT(t)を呼び出し、上記の
管電流設定値に基づき、被検体15の撮影部位に応じた管
電流の変化パターンを自動的に決定する。このとき、Ｘ
線透過長T(t)に対応付けてスキャン中の管電流の値を設
定することになるが、Ｘ線透過長T(t)が最小の時には最
小の管電流を設定し、Ｘ線透過長T(t)が最大の時には最
大の管電流を設定するように管電流の変化パターンを決
定する。また、Ｘ線透過長T(t)と管電流の値との関係と
して［数4］に示した1次関数の他、種々のものがある
(但し、［数4］のTはT(t)に対応する)。

【００４８】上記の如くして被検体15の3次元的Ｘ線透
過長モデルに合わせて、管電流が時間tの関数として決
定される。従って、管電流の変化パターンは、I＝I
（t）と表すことができる。このように決定された管電
流の変化パターンI＝I（t）はホストコンピュータ20に
保存され、本スキャン時に被検体15の撮影部位に応じて
順次呼び出されて、高電圧発生装置22を介してスキャン
中の管電流を制御する。

【００４９】図7に、管電流の変化パターンの表示例を
示す(本例も含めて以下の管電流の変化パターンの表示
例では、簡単のためスキャナ回転角度θの変化に伴う大
略周期的な管電流の変化については省略し、スライス位
置による変化のみ示している)。これは、表示装置25の
画面上にスキャノグラム画像29と対比して表示したもの
である。管電流の変化パターン31では、縦軸に管電流値
（mA）、横軸にスキャン開始後の経過時間tをとってい
る。表示例の場合、管電流はスキャンの初期（腹部）に
は中程度の値で、中期（腹部と胸部との間）には最小値
となり、終期（胸部）には最大値となっている。本表示
例の如く、管電流の変化パターン31とスキャノグラム画
像29を同一画面上に並置することにより、管電流値と撮
影部位との対比を一目で行うことができるので、管電流
値の妥当性の判断に有効である。

【００５０】次に、ステップ111のmAs計算の工程では、
ステップ110で決定された管電流の変化パターンに基づ
き、スキャン中に被検体15に照射されるＸ線量を計算す
る。ここで、被検体15に照射されるＸ線量の基準として
は上述の如く管電流（mA）と照射時間（s）との積であ
るmAsが用いられる。従って、本ステップでは、管電流
の変化パターンI＝I（t）を時間で積分して、被検体15
に照射されるＸ線量mAsを求める。この積分は［数5］に
よって行われる。

【数5】 ここで求めたmAs値は、あくまでも被検体15に照射され
るＸ線量に相当する量であるので、実験等によってＸ線
量とmAs値との正確な対応をとり、両者の間の換算がで
きるようにしておく必要がある。

【００５１】図7に示した管電流の変化パターン31を例
に上げて、被検体15への照射Ｘ線量mAsを計算すること
を考える。この場合、管電流の変化パターン31は、I＝I
（t）で、時間の関数であるから、これを積分してmAsを
計算することは、管電流の変化パターン31の図の面積を
計算することになり、管電流の変化パターン31の図の面
積SがmAsに相当する。

【００５２】次に、ステップ112のmAs計算値表示の工程
では、ステップ111にて求めたmAsの計算値を表示装置25
の画面に表示する。ステップ111では、管電流の変化パ
ターンが生成された段階で、被検体15のスキャン範囲の
全領域にわたって被検体に照射されるＸ線量に対応する
mAsが計算されるので、このステップ112でこのmAs値が
スキャンを開始してもよいか否かを操作者が判断するた
めの資料として操作者に提示される。

【００５３】ステップ113のmAs判断の工程では、操作者
が全体としてのmAsの妥当性について判断する。すなわ
ち、操作者はこれから行われるＣＴ撮影による利益と被
検体15へのＸ線被曝による不利益とを比較考量して、全
体としてのmAsが大きすぎないか否かを判断し、全体と
してのmAsが大きすぎると判断した場合には管電流の設
定値を下げることになる。この場合には、ステップ109
に戻り、管電流設定値を再度入力し、管電流の変化パタ
ーンを再設定する。

【００５４】図8には、管電流の変化パターンの例を示
す。図8（a）に示した管電流の変化パターン31aは、通
常の管電流一定（I₀）の場合で、管電流の最小値
（I_min）と最大値（I_max）が同じI₀である場合の例であ
る。図8（a）の管電流の変化パターン31aのグラフで
は、mAsは面積Saである。次に、図8（b）示した管電流
の変化パターン31bでは、管電流は初期には図8（a）と
同じI₀で、中期にI₀より低い最小値I_minとなり、終期に
I₀より高い最大値I_maxとなっている。図8（b）の管電流
の変化パターン31aのグラフでのmAsは面積Sbであるが、
この面積Sbは図8（a）の面積Saより小さくなっており、
被検体15の被曝線量は低減している。

【００５５】図8（c）に示した管電流の変化パターン31
cでは、図8（b）のグラフと比べて、終期の最大値I_max
を小さくし、I₀とほぼ同じとしたものである。この場
合、スキャン全体として管電流が低目に抑えられてい
る。図8（c）の管電流の変化パターン31cのグラフでのm
Asは面積Scであるが、この面積Scは図8（b）の面積Sbよ
り更に小さくなっており、被検体15の被曝線量は更に低
減している。

【００５６】図8（d）に示した管電流の変化パターン31
dでは、図8（b）に比べて中期の最小値I_minを更に小さ
くし、I_minがI₀に対し大幅に低下するようにしたもので
ある。図8（d）の管電流の変化パターン31dでのmAsは面
積Sdであるが、図8（c）の面積Scより更に小さくなって
いる。

【００５７】図8（c）の場合の如く管電流設定値の最大
値を下げた場合には、被検体15の厚さが厚い部分、すな
わちＸ線透過長が大きい部分での管電流を減らすことに
なる。従って、図8（c）の管電流の変化パターン31c
は、特に肺のように低密度の部位での画質を重視し、腹
部のように高密度の領域での被曝線量を低減したい場合
に適する。

【００５８】図8（d）の場合の如く管電流設定値の最小
値を下げた場合には、被検体15の厚さが薄い部分、すな
わちＸ線透過長が小さい部分での管電流を減らすことに
なる。従って、図8（d）の管電流の変化パターン31d
は、特に骨周辺や実質部のように高密度の部位での画質
を重視し、低密度の領域での被曝線量を低減したい場合
に適する。

【００５９】図8（c），図8（d）では、管電流設定値の
最大値I_max又は最小値I_minのいずれか一方のみを小さく
しているが、両方を小さくして、被検体15の全領域につ
いて平均的に被曝線量を低減することも可能である。上
記の如く新たに設定した管電流の変化パターンについて
は、再度mAsを計算し、問題が無い場合には、そのまま
採用する。

【００６０】次に、ステップ114のスキャンの工程で
は、操作者は上記で決定した管電流の変化パターンを含
めたスキャン条件にてスキャンを実行する。

【００６１】次に、ステップ115のmAs積算値表示の工程
では、上記の［数５］に従って、スキャン中のmAsの積
算値を逐次計算し、表示装置25の画面にリアルタイムで
表示し、操作者に提示する。mAs積算値表示方法として
は、全体としてのmAs値に対する比率としての相対値を
表示する方法と、mAs積算値の絶対値を表示する方法の
いずれかを選択することができる。もちろん、その両方
を同時に表示することも可能である。

【００６２】次に、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第2の
スキャン操作例について説明する。図9は、第2のスキャ
ン操作例の一連の動作のフローチャートを示したもので
ある。このスキャン操作例では、図3の第1のスキャン操
作例のフローチャートに対し、ステップ111のmAs計算及
びステップ112のmAs表示の工程の後に、被検体15内の線
量分布の計算及び表示の工程を追加し、操作者が被検体
15内の線量分布をも見てスキャン実行の判断を下せるよ
うにしたものである。このため、本操作例の説明では、
ステップ201〜205の被検体15内の線量分布の計算及び表
示の工程を重点に説明する。

【００６３】以下、図9の第2のスキャン操作例の中のス
テップ201からステップ205について説明するが、ステッ
プの内容説明に入る前に、被検体15内の線量分布の計算
結果の表示例を図10に示す。図10（a）は被検体の横断
面35での線量分布の表示例、図10（b）は被検体の体軸
方向の側面36での線量分布の表示例である。両図とも被
検体15内の分布線量の等しい等線量線38a〜38c、39a〜3
9cが示されており、体表に近いほど高線量になってい
る。本操作例では、被検体15の線量分布が操作者に提示
されるため、操作者は被検体のＸ線被曝についてより詳
細な評価を行うことができるということが大きな特徴と
なる。

【００６４】本操作例では、ステップ203で被検体内の
線量分布の計算を行う前に、準備として、ステップ201
で被検体のＣＴ値モデルの生成、ステップ202で被検体
のμモデルの生成を行い、その後で被検体のμモデルデ
ータと被検体に照射されたＸ線量データを基にして被検
体内の線量分布を計算する。

【００６５】先ず、ステップ201の被検体ＣＴ値モデル
生成の工程では、予め標準的な人体のＣＴ値分布モデル
（以下、標準人体ＣＴ値モデルという）データを取得し
て、ホストコンピュータ20の記憶手段に保存しておき、
この標準人体ＣＴ値モデルデータを、ステップ101で取
得した被検体15のスキャノグラム画像のデータに基づい
て補正を行うことによって、被検体15のＣＴ値モデル
（以下、被検体ＣＴ値モデルという）を作成する。上記
の標準人体ＣＴ値モデルデータとしては、例えば標準的
な人体ファントムなどをＣＴ撮影した断層画像から得ら
れる3次元的ＣＴ値分布データが用いられる。断層画像
はＣＴ値の分布を表し、実効エネルギー（通常60keV）
のＸ線に対する線減弱係数の分布を表しているので、こ
の断層画像を3次元に再構成をした3次元的ＣＴ値分布デ
ータは線減弱係数の3次元的な空間分布のデータであ
り、被検体に照射されたＸ線の減弱量の計算に利用する
ことができる。

【００６６】次に、被検体ＣＴ値モデルの生成方法の一
例について、図11を用いて説明する。この例では、ステ
ップ101で被検体15を撮影して取得して実測したスキャ
ノグラム画像データと、上記の標準人体ＣＴ値モデルデ
ータとから、被検体15の3次元的ＣＴ値分布を表す被検
体ＣＴ値モデルデータを生成する。この被検体ＣＴ値モ
デルの生成にあたっては、被検体15のスキャノグラム画
像データと標準的人体のスキャノグラム画像データが媒
体として利用される。

【００６７】図11は、ステップ201の被検体ＣＴ値モデ
ルの作成手順を説明するための図である。図11におい
て、図11(a)は標準人体ＣＴ値モデルデータ41の例を、
図11(b)は図11(a)の標準人体ＣＴ値モデルデータ41から
計算で求めた標準人体のスキャノグラム画像データ42の
例を、図11(c)は被検体の実測のスキャノグラム画像デ
ータ43の例を、図11(d)は計算で求めた被検体ＣＴ値モ
デルデータ44の例を示す。図11(a)の標準人体ＣＴ値モ
デルデータ41は、人体ファントムなどの標準的な人体の
体幹部のＣＴ値分布モデルで、肩から腹部までのスライ
ス位置ごとの断面のＣＴ値分布モデルを示している。

【００６８】スキャノグラム画像は、その3次元的ＣＴ
値分布モデルから計算によって生成することができるの
で、図11(b)の標準人体スキャノグラム画像データ42は
図11(a)の標準人体ＣＴ値モデルデータ41について正面
方向から投影したデータを求めることによって得られ
る。図11(c)の被検体の実測スキャノグラム画像データ4
3は、被検体15の体幹部について標準人体スキャノグラ
ム画像データ42と同じ領域を正面方向から撮影したスキ
ャノグラム画像データである。この画像については、以
下被検体スキャノグラム画像と呼ぶことにする。

【００６９】図11においては、体幹部の標準人体スキャ
ノグラム画像データ42と被検体スキャノグラム画像デー
タ43とを並置して対比できるように示してあるが、両者
は普通寸法及びＣＴ値とも異なるものである。このた
め、標準人体スキャノグラム画像データ42と被検体スキ
ャノグラム画像データ43とを対比しながら、両者の差異
に基づいて、一致する部分はそのままとし、異なる部分
については変形させて、被検体15に合うように標準人体
ＣＴ値モデルデータ41を補正して、被検体ＣＴ値モデル
データ44を生成する。

【００７０】図11の体幹部の例では、先ず体軸方向に関
して、標準人体スキャノグラム画像データ42と被検体ス
キャノグラム画像データ43の肩から横隔膜までの長さA
と、横隔膜から腸管までの長さBとに分けて、それぞれ
の差異を基に、標準人体ＣＴ値モデルデータ41を補間、
伸長したり、あるいは間引き、短縮したりすることで、
標準人体ＣＴ値モデルデータ41の体軸方向のＣＴ値分布
を被検体15の実状に近似させる。左右方向に関しても、
同様に、体軸を基準にして左と右に分けて、それぞれの
差異を基に、左右の広がりを補正し、被検体15の実状に
近似させる。前後方向に関しては、被検体スキャノグラ
ム画像データ43から推定される前後方向のＸ線透過長を
基に、標準人体ＣＴ値モデルデータ41の前後方向のデー
タを線形に補間する。このようにして、2つのスキャノ
グラム画像データ42、43を基に、標準人体ＣＴ値モデル
データ41を実際の被検体15に合わせ込むことにより、被
検体ＣＴ値モデルデータ44を生成する。

【００７１】次に、ステップ202の被検体μモデル生成
の工程では、ステップ201で生成した被検体ＣＴ値モデ
ルデータ44のＣＴ値を線減弱係数μに変換して、被検体
15の3次元的μ値分布モデルを生成する。ＣＴ値から線
減弱係数μへの変換は下記の如く行われる。

【００７２】ＣＴ値は実効エネルギー(通常60keVを使
用)のＸ線に対する線減弱係数によって決定され、水＝
0、空気＝1000、平均的な骨＝1000として定義されてい
る。今、被検体ＣＴ値モデルの位置XにおけるＣＴ値を
ＣＴ_Xとすると、その位置Ｘにおける実効エネルギー(60
keV)での線減弱係数μ_Xは［数6］、［数7］で表され
る。

【数6】

【数7】 ここで、μ_wは水の線源弱係数(＝0.206cm^-1)、μ_airは
空気の線減弱係数(＝0.00025cm^-1)、μ_boneは骨の線減
弱係数(＝0.567cm^-1、ただし密度1.8g／cm³の場合)であ
る。

【００７３】次に、ステップ203の線量分布計算の工程
では、図12に示す如く、ステップ111で求めた被検体に
照射されたＸ線量のデータ(図12(a))とステップ202で求
めた被検体μモデルデータ45(図12(b))を用いて、被検
体15内の線量分布(図12(c))を計算する。このステップ2
03の計算では、被検体に照射されるＸ線のエネルーギー
スペクトルを考慮して、被検体15内でのＸ線の減衰を計
算し、被検体15内の線量の空間的分布を計算する。被検
体15に任意の方向からＸ線を照射した場合のＸ線の減弱
量は、被検体の3次元的線減弱係数(μ)のモデルである
被検体μモデルデータを用いることにより解析的に計算
可能であり、このような計算手法は既に他の分野、例え
ば放射線治療計画装置などの分野でも行われている(参
考文献1、稲邑清也、放射線治療計画システム、P．90〜
92、P．113〜115、篠原出版、平成4月20日発行)。

【００７４】Ｘ線の減衰の計算にあたっては、先ず、被
検体15内の注目する位置XからＸ線源12に向かってＸ線
が透過する実効距離δを計算する。実効距離は、Ｘ線が
透過する媒質によって1／ｅに減衰する距離を1と定義さ
れる。Ｘ線のエネルギースペクトルを考慮しない場合、
注目位置ＸからＸ線源12までに、組成ｉの媒質が実距離
でd_i(cm)あり、かつ組成ｉの線減弱係数がμ_i(cm^-1)で
あるとき、実効距離δは［数8］で表される。

【数8】

【００７５】しかし、Ｘ線のエネルギースペクトルを考
慮すると実効距離はＸ線のエネルギーに応じて異なる値
となる。組成iのＸ線のエネルギーjに対する線減弱係数
をμ _ij(cm^-1)とすると、Ｘ線のエネルギーjに対する実
効距離δ_jは［数9］で表される。

【数9】 ここで、μ_ijは組成iのエネルギーjのＸ線に対する線減
弱系数(cm^-1)、d_iは組成i中のＸ線の透過距離(cm)であ
る。μ_ijについては、Ｘ線のエネルギーjに応じて被検
体15のμ値モデルから求める必要がある。

【００７６】次に、被検体15内の注目位置Xでの線量を
計算する。Ｘ線源12から注目位置Xまでの距離をr_x(m)、
距離1mにおける線量をI₀(C／kg：Cはクーロン)とする。
I₀については、例えば実験的に求める。Ｘ線のエネルギ
ースペクトル、つまりエネルギーjの成分比をS_jとする
と、注目位置Ｘでの線量I_x(C／kg)は［数10］で表され
る。

【数10】 ここで、I₀は線量(Ｘ線源12から単位距離における空中
の線量、単位C／kg)、r_xはＸ線源12から注目位置Ｘまで
の距離、単位m)、S_jはＸ線のエネルギースペクトルであ
る。

【００７７】［数10］による計算の結果、Ｘ線源12があ
る位置Q(Z、θ)にある場合の被検体15内の任意に位置Ｘ
における線量が求められる。Ｘ線源12を1回転した場合
の任意の位置Ｘにおける線量は、Ｘ線源12の位置Q(Z、
θ)を被検体15の周囲で回転させ、上記の線量を1回転分
(θ=0〜2π)積算することによって得られる。上記の如
き手順で、被検体15内の設定された各位置での計算を行
うことにより、スライス位置Zでの被検体15内の線量分
布を求めることができる。また、他のスライス位置にお
ける線量分布も同様に計算によって求めることができる
ので、被検体15の体軸方向について撮影部位の全領域の
計算を進めることにより、被検体15内の3次元的な線量
分布が得られる。

【００７８】1スライスの断層画像を撮影する場合(2次
元の場合)には上記の計算によって被検体15内の線量の
分布が精度良く求められるが、1回のスキャン中に複数
スライスのＣＴ撮影を行う場合(3次元の場合)には散乱
Ｘ線の撮影を考慮しないと計算精度が低下する恐れがあ
る。Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線のエネルギーが100keV以下
のオーダーであるため、散乱線としてはコンプトン(Com
pton)散乱のみ考慮すればよい(参考文献１参照)。この
コンプトン散乱を考慮することにより、計算精度をより
高くすることができる。

【００７９】上記の如き手順で、被検体15内の各スライ
ス位置での各設定点における線量を計算することによ
り、計算された被検体15の3次元的線量分布が得られ
る。この被検体15の線量分布の計算結果はホストコンピ
ュータ20に一時的に保存され、操作者などにとって見や
すい図象、例えば図10に示したような図象で表示され
る。

【００８０】次に、ステップ204の線量分布表示の工程
ではステップ203の計算結果が表示装置25に表示され
る。本実施例での表示例としては、図10に示したような
被検体15の断層面35内の線量分布(図10(a))又は被検体1
5の側面36の線量分布(図10(b))が上げられる。これらの
図では、被検体15の臓器と線量分布を示す等線量線を重
ねて表示しているので、一目で各臓器への被曝線量を認
識することができるので、被検体15へのＸ線被曝を評価
する上では有効である。

【００８１】次に、ステップ205の被曝線量判断の工程
では、ステップ204で表示された被検体15内の線量分布
の計算結果を操作者が見て、被検体15内の臓器へのＸ線
被曝が過剰になる恐れがないかどうかを判断し、Yesと
判断した場合にはステップ114のスキャン実行の工程に
進み、スキャンを開始することになり、Noと判断した場
合にはステップ109の管電流設定値入力の工程に戻り、
管電流設定値の再入力、管電流パターンの再検討を行う
ことになる。

【００８２】また、ステップ201での被検体15のＣＴ値
モデルデータの生成方法としては、上記の標準人体ＣＴ
値モデルデータを使う方法以外に、過去に撮影した同じ
被検体15のＣＴ撮影データを使用する方法も実施可能で
ある。この場合には、実際に同一の被検体15のＣＴ値分
布データを使用するために、標準人体ＣＴ値モデルデー
タ41の形状を補正する手順が必要なくなるという利点が
ある。しかし初回のＣＴ撮影には適さないため、過去に
ＣＴ撮影を行った被検体に関して、2回目以降のＣＴ撮
影を行う場合が対象となる。

【００８３】上記したように、ＣＴスキャン前に被検体
15の体内の線量分布をシミュレーション計算して、計算
結果を、例えば図10に示す如く表示することにより、操
作者は事前に撮影手技に応じた被検体の体内の線量分布
を近似的に知ることが可能となる。

【００８４】この結果、例えば、単純に被検体の全ての
組織に関して一律に被曝線量を減らすのではなく、骨髄
や肺等の放射線感受性の高い組織に関しては特に被曝線
量を低減し、逆に脂肪や筋肉等の放射線感受性の比較的
低い組織には、画質が満足できる程度に被曝線量のレベ
ルを維持するというような詳細な設定が可能となる。

【００８５】次に、図13を用いて、被検体をＣＴ撮影す
る管電流の変化パターンの編集例を説明する。図13は、
被検体のスキャノグラム画像上に管電流の変化パターン
を重畳して表示したものである。図12において、スキャ
ノグラム画像データ29aは体幹部のもの、管電流の変化
パターンは、編集前の初期の管電流の変化パターン46a
と編集後の修正された管電流の変化パターン46bであ
る。

【００８６】この管電流の変化パターンの編集工程で
は、表示装置25の画面においてスキャノグラム画像29a
上に表示された初期に設定された管電流の変化パターン
46aに対し、スキャノグラム画像データ29aを参照しなが
ら、また場合によっては被検体15の内部の照射線量分布
を参照して、操作手段21によって修正を加えて、新しい
管電流の変化パターン46bを編集する。この編集操作に
よって任意の部位の管電流の変化パターンを再設定す
る。

【００８７】この編集操作において、例えば、自動的な
管電流の変化パターンの設定では、横隔膜付近のように
密度が大きく変化する領域では、管電流を平均的な値に
設定するが、被曝線量が増えても画質を向上させる必要
がある領域などでは、管電流を部分的に高く設定する。
管電流の変化パターンは、上記の如くスキャン条件が設
定されていれば、時間tのみの関数になるので、任意時
刻の管電流の値を変化させることができる。図13の例で
は、初期の管電流の変化パターン46aに対し、肺の領域
の管電流を少し低下させ、横隔膜の領域の管電流を少し
増加させることで、修正後の管電流の変化パターン46b
に編集している。

【００８８】図14は、管電流と被検体の厚さ(Ｘ線透過
長に相当)との関係を示した図である。上記のステップ1
10の工程の説明では、管電流の最大値、最小値と被検体
の厚さの最大値、最小値とを一致させて、両者間で線形
の関係を持つものとして説明したが、両者の関係につい
ては操作者の設定により非線形の関係を持つようにする
ことが可能である。図14に示した管電流Iと被検体の厚
さTとの関係は、［数11］で表される。

【数11】 ここで、I_max、I_minは管電流の最大値と最小値、T_max、
T_minは被検体の厚さの最大値と最小値、γは定数であ
る。γについては以下ガンマと呼ぶことにする。

【００８９】図14において、グラフ50はガンマ=1の場合
で、管電流と被検体の厚さとの関係は線形であり、グラ
フ51はガンマ＜1の場合、グラフ52はガンマ＞1の場合
で、共に管電流と被検体の厚さとの関係は非線形であ
る。図14の場合、ガンマの値を決めることによって管電
流と被検体の厚さとの関係が一義的に決まるので、［数
11］のような関係式を装置に組み込んでおくことによ
り、操作者は操作手段21からガンマの値を入力すること
によって、図14の如く、管電流Iと被検体の厚さTとの関
係を変化させることができる。また、実際の操作にあた
っては、例えば操作者が特別な設定をしない初期設定で
は管電流の最大値、最小値と被検体の厚さの最大値、最
小値を一致させて、線形の関係を持たせることにし、操
作者の設定によりガンマを入力することで、非線形の関
係を持たせることができる。図14において、ガンマ＝1
を基準にした場合、ガンマ＞1のときは被検体の被曝低
減を重視する場合とみられ、ガンマ＜1のときは画質を
重視する場合とみられる。

【００９０】

【発明の効果】以上説明した如く、本発明のＸ線ＣＴ装
置では、装置のスキャン条件を設定する操作手段や被検
体のスキャノグラム画像データから被検体の3次元的Ｘ
線透過長モデルを生成するスキャノグラム解析手段や、
スキャン条件と被検体の3次元的Ｘ線透過長モデルとか
ら被検体の撮影部位に応じた管電流の変化パターンを自
動的に設定する管電流設定手段や、管電流の変化パター
ンに基づき被検体に照射される線量を計算し、表示する
線量計算手段などを備えているので、スキャン条件とし
て管電流の最大値、最小値を入力することにより、スキ
ャン中の管電流の変化パターンを自動的に設定すること
ができ、かつ被検体へのＸ線被曝も評価することができ
る。更に、被検体へのＸ線被曝が過剰になる恐れがある
場合には、管電流の変化パターンを再設定することも可
能である。

【００９１】また、本発明のＸ線ＣＴ装置では、スキャ
ン中の管電流の変化パターンと予め生成した被検体の3
次元ＣＴ値モデルデータに基づいて、被検体の体内の線
量分布を計算し、表示する線量分布計算手段を備えてい
るので、ＣＴ撮影による被検体の体内での線量分布を予
め知ることができ、注目する臓器のＸ線被曝の程度を考
慮して、スキャン実行の可否を判断することができる。

【００９２】また、本発明のＸ線ＣＴ装置では、上記の
被検体の3次元ＣＴ値モデルデータを人体ファントムな
どをＣＴ撮影して取得した標準人体ＣＴ値モデルデータ
と被検体のスキャノグラム画像データに基づいて生成す
る被検体ＣＴ値モデル生成手段を備えているので、以前
にＣＴ撮影を実施したことのない被検体についても、予
備撮影としての1回のスキャノグラム画像データの取得
のみによって、被検体ＣＴ値モデルデータの生成が可能
である。

【００９３】また、本発明のＸ線ＣＴ装置では、表示手
段の同一画面に被検体のスキャノグラム画像と管電流の
変化パターンを並置又は重ねて表示しているので、操作
者などは被検体の撮影部位を見ながら管電流の変化パタ
ーンの編集を行うことが可能となり、撮影部位に適した
管電流の設定を容易に行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブ
ロック図。

【図2】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の要部構成要素。

【図3】本発明に係るＸ線ＣＴ装置を使用した第1のスキ
ャン操作例の一連の動作のフローチャート。

【図4】スキャノグラム画像とスライス位置及び投影デ
ータ例との対応を示す図。

【図5】3次元的Ｘ線透過長モデルの1スライス位置での
モデルを示す図。

【図6】スライス位置ZにおけるＸ線透過長モデル。

【図7】管電流の変化パターンの表示例。

【図8】管電流の変化パターンの例。

【図9】本発明に係るＸ線ＣＴ装置を使用した第2のスキ
ャン操作例の一連の動作のフローチャート。

【図10】被検体内の線量分布の計算結果の表示例。

【図11】被検体ＣＴ値モデルの作成手順を説明するため
の図。

【図12】照射Ｘ線量分布計算の手順を説明するための
図。

【図13】被検体のスキャノグラム画像上に管電流の変化
パターンを重畳して表示したもの。

【図14】管電流と被検体の厚さとの関係を示した図。

【符号の説明】

10…ガントリ 11…ＣＴスキャナ(スキャナ) 12…Ｘ線源 13…Ｘ線検出器(検出器) 14…Ｘ線ビーム(Ｘ線) 15…被検体 16…スキャナ駆動手段 17…スキャナ角度検出手段 18…テーブル 19…コリメータ 20…ホストコンピュータ 21…操作手段 22…高電圧発生装置 23…管電流設定手段 24…画像処理装置 25…表示装置 26…スキャノグラム解析手段 29、29a…スキャノグラム画像 30…Ｘ線透過長モデル(楕円形モデル) 31、31ａ、31ｂ、31ｃ、31ｄ、47ａ、47ｂ…管電流の変
化パターン 35…被検体横断面 36…被検体側面 38ａ、38ｂ、38ｃ、39ａ、39ｂ、39ｃ、39ｄ、46ａ、46
ｂ、46ｃ…等線量線 41…標準人体ＣＴ値モデルデータ 42…計算スキャノグラム画像データ 43…実測スキャノグラム画像データ 44…被検体ＣＴ値モデルデータ 45…被検体μモデルデータ 51、52、53…グラフ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の周囲を回転しながらＸ線を曝射
   するＸ線源と、被検体を挟んでＸ線源と対向して配置さ
   れ、被検体を透過したＸ線量を検出する多チャンネルの
   Ｘ線検出器と、被検体を透過したＸ線量データに基づき
   被検体の断層像を再構成する画像再構成手段と、断層像
   を表示する表示手段とを具備するＸ線ＣＴ装置におい
   て、装置のスキャン条件を設定する操作手段と、被検体
   のスキャノグラム画像データを解析し、被検体の3次元
   的Ｘ線透過長モデルを生成するスキャノグラム解析手段
   と、前記被検体の3次元的Ｘ線透過長モデルとスキャン
   条件に基づいて被検体の撮影部位に応じたＸ線管電流
   （以下、管電流と略称する）の変化パターンを自動的に
   設定する管電流設定手段と、前記管電流の変化パターン
   に基づき被検体に照射される線量を計算し、計算結果を
   表示する線量計算手段とを具備することを特徴とするＸ
   線ＣＴ装置。
2. 【請求項２】請求項1記載のＸ線ＣＴ装置において、前
   記管電流の変化パターン及び予め求めた被検体の3次元
   ＣＴ値モデルに基づいて、被検体の体内の線量分布を計
   算し、計算結果を表示する線量分布計算手段を具備する
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 【請求項３】請求項1及び2記載のＸ線ＣＴ装置におい
   て、前記表示手段の同一画面上に管電流の変化パターン
   と被検体のスキャノグラム画像とを並置して、又は重ね
   て表示することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。