CN101605498A

CN101605498A - X射线ct装置

Info

Publication number: CN101605498A
Application number: CN200880004599.9A
Authority: CN
Inventors: 广川浩一; 菅谷嘉晃; 入江敏之
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2007-02-08
Filing date: 2008-02-07
Publication date: 2009-12-16
Anticipated expiration: 2028-02-07
Also published as: WO2008096813A1; CN101605498B; JP5191908B2; US8983025B2; US20100104159A1; JPWO2008096813A1

Abstract

本发明提供一种能从扫描时的被检测体的计测数据，计算包含被检测体的散射线的更近似于实际的被照射的被照射线量的X射线CT装置。预先存储表示根据扫描时由X射线检测器检测的被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系的函数或者表，从根据被检测体的计测数据取得的数据、表示根据预先存储的被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系的函数或者表，计算被检测体的被照射线量。这里，根据被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系是通过校正被检测体的计测数据而生成的被检测体的投影数据和被照射线量的关系、被检测体的计测数据和没有被检测体的情况下的计测数据的差和被照射线量的关系等。

Description

X射线CT装置

技术领域

本发明涉及X射线CT装置特别是涉及能测定被检测体的被照射线量的X射线CT装置。

背景技术

多层X射线CT装置从X射线源对被检测体照射锥形束即角锥形的X射线束，通过用在二维方向(通道方向和列方向)排列检测元件的X射线检测器计测透过被检测体后的X射线，取得被检测体的投影数据。

此外，单层X射线CT装置从X射线源对被检测体照射扇形束即扇形的X射线束，通过用把检测元件排列为1列(通道方向)的X射线检测器计测透过被检测体后的X射线，取得被检测体的投影数据。

无论在哪个X射线CT装置中，都使配置在相对的位置的X射线源和X射线检测器在被检测体的周围旋转，获得来自多方向的被检测体的投影数据，进行用于模糊校正的再构成滤波处理，把被检测体的投影数据逆投影，再构成被检测体的断层像。

在离散的位置(以下，称作“视图”)获得投影数据，X射线源的每旋转1圈的视图数通常是数百到数千。此外，1视图的投影数据由X射线检测器的通道数×列数(在单层X射线CT装置的情况下，列数＝1)的数据构成。

另外，由给定的视图取得的投影数据称作“相应的视图的投影数据”。此外，获得为了再构成1个CT图像所必要的视图数的投影数据的动作称作“扫描”。

X射线CT装置是能广泛进行全身的诊断的通用性高的图像诊断机器，通过多层化和扫描高速化，其有用性进一步提高。可是，因为使用X射线，所以有必要努力极力降低向被检测体的被照射线量。因此，有必要正确把握实际的被照射线量，管理。

在以往的X射线CT装置中，把由IEC60601-2-44决定的CTDI(CTDose Index)作为扫描时的被照射线量，在进行扫描之前，在操作台的显示装置上显示。

可是，这里显示的CTDI的值是假定在头部直径160mm的丙烯的人体模型，假定在腹部直径320mm的丙烯人体模型。

例如，平均的成人的腹部的丙烯等价直径是250mm，如果与CTDI比较，就具有约30％(320/250-1)的差距。如果计测该差对被照射线量的影响，例如管电压是120kV的扫描的情况下，变为进行25％左右的过小评价，患者蒙受不利。

即根据IEC规格，在操作台的显示装置显示的被照射线量不过是考虑实际应用的扫描条件，而对头部用、腹部用的各1种所决定的基准人体模型中预先测定的被照射线量进行换算后的值，与考虑了被检测体的实际体格的被照射线量不同。

作为改善这样的误差的技术，在专利文献1中提出从由CT装置取得的CT值分布计算X射线吸收系数的分布，计算被检测体实际接受的被照射线量。据此，能取得被检测体内的被照射线量分布，所以能估计各组织的被照射线量。

专利文献1：2005-074000号公报

发明内容

在专利文献1中提出的X射线CT装置中，从再构成图像的CT值分布计算X射线吸收系数，根据它，计算断层面内的被照射线量。

可是，X射线吸收系数表示直接X射线的减弱率，不是用于计算被检测体内的散射X射线的指标。因此，在专利文献1中提出的X射线CT装置中，未考虑散射线的影响。

直接线和散射线的比率根据X射线的条件或者被检测体的尺寸而不同，但是例如管电压120kV的情况下，直径250mm的丙烯人体模型的中心部的直接线和散射线的比率推测为2∶8，散射线占大部分。即在被照射线量的计算中，考虑散射线是重要的。

本发明是鉴于所述事情而提出的，其目的在于，实现从扫描时的被检测体的计测数据能适当计算包含被检测体的散射线的更近似于实际的被照射的被照射线量的X射线CT装置。

为了解决所述的课题，本发明的X射线CT装置，具有对被检测体照射X射线的X射线源、与所述X射线源相面对而配置并且检测透过所述被检测体的X射线的X射线检测器、搭载所述X射线源和所述X射线检测器并且绕所述被检测体的周围旋转的扫描仪、根据由所述X射线检测器检测的透过X射线量再构成所述被检测体的断层像的图像再构成装置、以及显示由所述图像再构成装置再构成的断层像的图像显示装置，其特征在于，包括：存储部件，其对表示基于由所述X射线检测器检测的被检测体的计测数据所得到的数据、和被照射线量的关系的函数或者表进行存储；被照射线量计算部件，其基于断层图像摄影时根据由所述X射线检测器检测的被检测体的计测数据所取得的数据、和所述函数或者表，计算断层图像摄影时的被照射线量。

根据本发明的X射线CT装置，预先存储表示根据由X射线检测器检测的被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系的函数或者表，从根据被检测体的计测数据取得的数据、表示根据预先存储的被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系的函数或者表，计算被检测体的被照射线量。这里，根据被检测体的计测数据取得的数据和被照射线量的关系是通过校正被检测体的计测数据而生成的被检测体的投影数据和被照射线量的关系、被检测体的计测数据和没有被检测体的情况下的计测数据的差和被照射线量的关系等。此外，从使用圆形或者椭圆形的人体模型测定的圆形或者椭圆形的人体模型的被照射线量，计算在存储部件中存储的函数或者表。

据此，从扫描时的被检测体的计测数据能适当计算被检测体的实际的被照射线量。

根据本发明，能实现能从扫描时的被检测体的计测数据适当计算被检测体的实际的被照射线量的X射线CT装置。

附图说明

图1是表示应用本发明的X射线CT装置的全体结构的外观图。

图2是表示所述X射线CT装置的全体结构的结构图。

图3是说明所述X射线CT装置的检测器的结构和X射线照射的关系的示意图。

图4是从侧面方向观察所述X射线CT装置的扫描仪、患者台、被检测体的关系的示意图。

图5是表示所述X射线CT装置的全体的处理流程的程序流程图。

图6是在显示装置显示所述X射线CT装置的被照射线量的显示例。

图7是表示进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第1实施方式的处理流程的程序流程图。

图8是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第1实施方式中，1视图的被检测体的投影数据的图。

图9是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第1实施方式中，投影数据面积和标准化被照射线量的关系的图。

图10是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第1实施方式中，被照射线量测定用人体模型的截面的测定点的说明图。

图11是表示进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第2实施方式的处理流程的程序流程图。

图12是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第2实施方式中，1视图的偏移校正后输出数据的图。

图13是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第2实施方式中，输出差面积和标准化被照射线量的函数的图。

图14是表示进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第3实施方式的处理流程的程序流程图。

图15是表示在进行所述X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第3实施方式中，输出差面积、标准化被照射线量、被检测体面积和相对吸收系数的积的函数的曲线的图。

图中：

1-扫描仪；2-患者台；3-操作台；4-顶板；5-显示装置；6-操作装置；7-X射线管控制装置；8-X射线管；9-平行光管控制装置；10-平行光管；11-X射线检测器；12-数据收集装置；13-旋转板；14-旋转控制装置；15-旋转板驱动装置；16-驱动力传递系统；17-被检测体；18-X射线检测元件；19-管电压/管电流测定装置；20-患者台控制装置；21-患者台上下移动装置；22-顶板驱动装置；23-图像再构成装置；24-存储装置；25-扫描仪计划装置；26-顶板位置传感器；27-系统控制装置；28-实际被照射线量计算装置。

具体实施方式

下面，根据附图，说明用于实施本发明的最佳方式。

图1表示表现本发明的第1实施方式的X射线CT装置的全体结构的外观图，图2表示所述X射线CT装置的结构框图。

如图1所示，X射线CT装置主要由扫描仪1、患者台2、操作台3、设置在患者台2上的顶板4、显示装置5、操作装置6构成。

扫描仪1如图2所示，主要由X射线管控制装置7、X射线管8、平行光管控制装置9、平行光管10、X射线检测器11、数据收集装置12、旋转板13、旋转控制装置14、旋转板驱动装置15、驱动力传递系统16、管电压/管电流测定装置19构成。

X射线管8对被检测体17照射X射线，为了照射X射线而对X射线管8供给的管电压/管电流由X射线管控制装置7控制。对X射线管8供给的管电压/管电流总由管电压/管电流测定装置19测定，X射线管控制装置7，反映其结果地，以对X射线管8供给的管电压/管电流变为预先设定的值的方式进行控制。

平行光管10是为了把从X射线管8照射的X射线例如作为角锥形的X射线束即锥形束X射线对被检测体17进行照射，调整X射线照射区域，由平行光管控制装置9所控制。

X射线检测器11如图3所示，具有在通道方向和列方向二维设置的多个X射线检测元件18。从X射线管8放射的X射线透过被检测体17，对X射线检测器11入射。另外，后面详细描述X射线检测器11的结构。

数据收集装置12连接在X射线检测器11上，收集X射线检测器11的各X射线检测元件18的检测数据。

在旋转板13上搭载X射线管控制装置7、X射线管8、平行光管控制装置9、平行光管10、X射线检测器11、数据收集装置12和管电压/管电流测定装置19。旋转板13借助于从由旋转控制装置14控制的旋转板驱动装置15通过驱动力传递系统16传递的驱动力，而旋转。

患者台2如图2所示，主要由顶板4、患者台控制装置20、患者台上下移动装置21、顶板驱动装置22和顶板位置传感器26构成。

患者台控制装置20根据来自顶板位置传感器26的信息，控制患者台上下移动装置21，把顶板4控制为适当的台高度。此外，患者台控制装置20控制顶板驱动装置22，使顶板4前后移动。据此，被检测体17在扫描仪1的X射线照射空间搬入搬出。

操作台3如图2所示，主要由显示装置5、操作装置6、图像再构成装置23、存储装置24、扫描仪计划装置25、系统控制装置27、实际被照射线量计算装置28构成。

显示装置5连接在系统控制装置27上，对从图像再构成装置23输出的再构成图像、系统控制装置27所处理的各种信息进行显示。

操作装置6连接在系统控制装置27上，由操作者对系统控制装置27输入各种指示、信息等。

操作者能使用显示装置5和操作装置6，对话地操作X射线CT装置。

图像再构成装置23，输入通过系统控制装置27的控制，由扫描仪1内的数据收集装置12收集的数据，在定位扫描摄影时，使用数据收集装置12收集的扫描投影数据(被检测体透视数据)生成扫描图像，在扫描时，使用数据收集装置12收集的多个视图的投影数据，进行CT图像再构成。

存储装置24连接在系统控制装置27上，对在图像再构成装置23生成的定位扫描图像和再构成的CT图像、各种数据、以及用于实现X射线CT装置的功能的程序等进行存储。

扫描仪计划装置25连接在系统控制装置27上，使用从操作装置6输入的指示和从存储装置24读出的定位扫描图像，操作者生成扫描的事先计划。

即从存储装置24读出的定位扫描图像在显示装置5显示，操作者在被显示的被检测体定位扫描图像上，使用操作装置6指定CT图像再构成装置(以下，称作断层位置)的坐标，从而确定断层位置的计划。这里，计划的断层位置的信息保存在存储装置24中，还可以用于由扫描仪计划装置25制定X射线控制条件等的计划。关于预先对实施定位扫描摄影的被检测体计划最适合的X射线量的功能，能使用各种众所周知的技术(例如，特开2001-04993号公报)，所以省略详细的说明。

系统控制装置27连接在扫描仪1和患者台2上，对扫描仪1内的X射线管控制装置7、平行光管控制装置9、数据收集装置12、旋转控制装置14进行控制，此外，控制患者台2内的患者台控制装置20。

实际被照射线量计算装置28连接在系统控制装置27上，从在X射线检测器11检测的被检测体17的计测数据计算被检测体17的被照射线量。后面详细描述计算被检测体17的被照射线量的方法。

下面，说明X射线检测器11。

如图3所示，X射线检测器11成为把由闪烁器和光电二极管的组合构成的多个X射线检测元件18在通道方向和列方向(断层方向)二维排列的结构。

X射线检测元件18作为全体，构成圆筒面状或者关于通道方向弯曲为折线状的X射线入射面，通道编号i例如是1～1000左右(即X射线检测元件18在通道方向配置1～1000左右，列编号j例如是1～1000左右(即X射线检测元件18在列方向配置1～1000左右)。

如图3、图4所示，根据平行光管10的开口宽度调整扇形角α和锥形角γ的锥形束X射线对载置在患者台2的顶板4上而搬入扫描仪1的开口部的被检测体17进行照射，X射线检测器11检测透过被检测体17的X射线。

接着，说明如所述那样构成的X射线CT装置的作用。图5是表示X射线CT装置的全体处理的流程的程序流程图。以下的处理在系统控制装置27的控制下进行。另外，假定非螺旋扫描，进行说明，但是本发明的实施并不局限于非螺旋扫描，对于螺旋扫描，也能应用。

首先，操作者操作操作装置6，从而对系统控制装置27指示是否实施了断层位置的摄影，根据该指示，决定以下的处理(步骤S10)。

在步骤S10指示实施定位扫描的摄影的情况下(在步骤S10YES)，进入使用定位扫描数据而设定扫描条件的步骤(步骤S11～S15)。

实施定位扫描的摄影(步骤S10中YES)的情况下，进行被检测体的定位扫描摄影(步骤S11)，利用拍摄的定位扫描像，进行扫描条件的设定(步骤S12)。这里设定的扫描条件例如指起始CT图像和末尾CT图像的体轴方向位置、体轴方向的CT图像生成间隔、X射线管电压、X射线管电流、扫描时间(旋转1圈所需要的时间)、X射线视准条件、再构成滤波函数的种类、视场尺寸等各条件。

如果进行扫描条件的设定，就判断是否进行由操作者实施X射线量最优化的决定(步骤S13)。

指示实施X射线量最优化的情况下(在步骤S13中为YES)，操作者通过对操作台3的操作装置6进行操作，输入图像质量指标的所需值(步骤S14)，使用在步骤S14中输入的图像质量指标所需值以及对在步骤S11中拍摄的定位扫描数据进行分析后的被检测体模型，由扫描仪计划装置25计算最佳的X射线量调制曲线(步骤S15)。另外，为了以在扫描执行时照射针对被检测体17的截面的最佳的X射线量对X射线管进行控制，把最佳的X射线量调制曲线的数据通过系统控制装置27传递给X射线管控制装置7。

不实施X射线量最优化的情况下(在步骤S13为NO)，扫描条件的设定处理结束。

据此，实施定位扫描的摄影(在步骤S10是YES)的情况下的扫描条件的设定处理(步骤S11～S15)结束。

不实施定位扫描的摄影(在步骤S10中为NO)的情况下，在没有定位扫描像的状态下，进行扫描条件的设定(步骤S16)。这里设定的扫描条件与步骤S12中描述的同样，但是其中，关于起始CT图像和末尾CT图像的体轴方向位置，通过未图示的定位用的投光器，决定基准位置，能根据与基准位置的相对位置，而确定。

如果进行扫描条件的设定，就进行扫描(步骤S17～S27)。

使顶板4移动到给定的体轴方向初始位置(步骤S17)。

在给定的体轴方向位置进行1次的扫描(步骤S18)。

对在扫描中取得的被检测体的计测数据，在图像再构成装置23，从被检测体计测时的数据收集装置输出扣除未照射X射线时的数据收集装置输出(偏移输出)的偏移校正(步骤S19)、校正检测器各元件的灵敏度离散的灵敏度离散校正(步骤S20)、把校正后的计测数据变换为与X射线透过路线的X射线吸收系数积分值成比例的投影数据的log变换处理(步骤S21)。另外，对用于生成被检测体的投影数据的计测数据进行的各种校正变换处理(步骤S19～S21)中生成的数据，用于再构成CT图像(步骤S22～S23)，还在基于实际被照射线量计算装置28的实际被照射线量计算处理(步骤S24)中利用。

接着，说明再构成CT图像(步骤S22～S23)的处理。

对在步骤S21中生成的被检测体的投影数据，在图像再构成装置23，进行用于模糊校正的再构成滤波处理(步骤S22)。而且，再构成滤波处理后的投影数据在图像再构成装置23逆投影，再构成被检测体17的体轴方向给定位置的CT图像(步骤S23)。

此外，通过实际被照射线量计算装置28，分析在用于生成被检测体的投影数据的校正处理(步骤S19～S21)中生成的数据，进行实际被照射线量的计算(步骤S24)。另外，后面详细描述实际被照射线量的计算方法。

然后，步骤S23中再构成的CT图像与步骤S24中计算的实际被照射线量、其他扫描条件等附带信息一起存储到存储装置24中，此外，在显示装置5显示(步骤S25)。图6表示显示装置5的显示例。这里，IEC60601-2-44中决定的CTDI_vol作为事先值，由实施本发明的CT装置计算的实际被照射线量作为事后值，比较显示，能明确地比较规格上的预想值和实际的被照射线量。

接着，由系统控制装置27判断全部扫描是否结束(步骤S26)。

在全部扫描结束的情况下(步骤S26中为YES)，结束一系列的处理。

在全部扫描未结束的情况下(步骤S26中为NO)，使顶板4向体轴方向的下一顶板位置移动(步骤S27)。然后，再度执行扫描(步骤S18)。据此，只重复必要部分的扫描。

据此，X射线CT装置的一系列处理结束。

以下，详细说明实际被照射线量的计算方法(步骤S24)。

<进行实际被照射线量的计算的第1实施方式>

进行实际被照射线量的计算的第1实施方式从在步骤S21中生成的投影数据计算相当于被检测体的截面积的值，从被检测体的截面积的值和被照射线量的关系计算被检测体的被照射线量。

图7是表示进行X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第1实施方式的处理流程的程序流程图。以下的处理由实际被照射线量计算装置28进行。

首先，从在步骤S21生成的投影数据计算投影数据面积S(n，v)(步骤S241)。图8是表示扫描编号n(n：0～N-1)、视图编号v(v：0～V-1)中的被检测体的投影数据的图，这时的投影数据面积是S(n，v)。投影数据面积是相当于被检测体的截面积的值。

接着，1视图的X射线照射时间VT由数学式1计算(步骤S242)。

[数学式1]

VT＝XT/V

其中，XT是1次扫描中的X射线照射时间。

然后，从1视图的X射线照射时间VT、应用于该视图的管电流XA(n，v)、预先作为扫描条件设定的管电压，计算扫描编号n、视图编号v的标准化被照射线量n_D(n，v)(步骤S243)。另外，管电流XA(n，v)使用由管电压/管电流测定装置19测定的值。

以下，在步骤S243中说明计算标准化被照射线量n_D(n，v)的方法。

在计算标准化被照射线量n_D(n，v)时，使用图9所示的投影数据面积和标准化被照射线量的关系。如上所述，根据从被检测体的计测数据实施各种校正/变换处理而生成的被检测体的投影数据，计算投影数据面积。即被检测体的计测数据和被照射线量的关系这里是被检测体的投影数据面积和标准化被照射线量的关系。这里，标准化被照射线量是在管电流和照射时间积为单位值的情况下，被检测体被照射的射线量。

从投影数据面积向标准化被照射线量的变换函数如以下那样，预先决定，并被存储到存储装置24。按照必要，把它读出到实际被照射线量计算装置28，使用。

在截面积不同的多个人体模型，预先按多个管电压，分别测定被照射线量，计算标准化被照射线量。根据该计算结果，由例如后面描述的3次的区间多项式的形式计算各管电压的从投影数据面积(与相当于被检测体的截面积的值对应)向标准化被照射线量的变换函数。把计算结果存储到存储装置24。

这里，成为各管电压的从投影数据面积向标准化被照射线量的变换函数的基础数据的被照射线量可以使用依据IEC60601-2-44的CTDI的测定值(其中，不是2种人体模型，使用更多种类的直径的人体模型)，但是更希望使用以下所示的基于更正确的方法的测定值。

如图10所示，在人体模型的截面的9处，按照所述IEC规格的CTDI₁₀₀，按照管电压XV·管电流XA·X射线照射时间XT，测定被照射线量。使用该测定结果，由数学式2计算直径pd[mm]的人体模型的被照射线量D_pd(XV，XA，XT)。

[数学式2]

D_pd (XV, XA, XT) = - \frac{1}{6} * {CTDI}_{100_0} + \frac{2}{9} * Σ_{q = 1}^{4} {CTDI}_{100_q}

+ \frac{5}{72} * Σ_{q = 5}^{8} {CTDI}_{100_q}

这里，CTDI_100q是在测定点编号q中按照CTDI₁₀₀测定的被照射线量。

使用从投影数据面积向标准化被照射线量的变换函数，实际计算被照射线量时，按如下进行。

在管电压XV，投影数据面积S(n，v)的情况下，例如S(n，v)进入Sm≤S(n，v)＜Sm+1的区间编号m的情况下，使用该区间的系数列cm_0～cm_3，用数学式3计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)。

[数学式3]

n_D (XV, n, v) = Σ_{k = 0}^{3} c_{m_k} * S {(n, k)}^{k}

如果计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)，就使用数学式4计算该视图的实际被照射线量D(n，v)(步骤S244)。

[数学式4]

D(n，v)＝n_D(XV，n，v)*XA(n，v)*VT

然后，关于扫描编号n的全部视图，求出实际被照射线量，使用数学式5，计算扫描编号n的实际被照射线量D(n)(步骤S245)。

[数学式5]

D (n) = Σ_{v = 0}^{V - 1} D (n, v)

根据本实施例，利用由X射线检测器检测的被检测体的计测数据，计算投影数据面积，作为表示被检测体的X射线减弱量的信息，从投影数据面积和标准化被照射线量的变换函数或表求出被照射线量，所以能计算考虑被检测体的体格的被检测体的被照射线量。

此外，根据本实施例，被检测体的投影数据面积和标准化被照射线量的变换函数或表中，基于使用圆形或椭圆形的人体模型测定的包含散射线的影响的实测值，能够计算被照射线量，并能够计算不仅考虑了直接线还考虑了散射线的被检测体的被照射线量。

另外，在本实施例中，使用圆形的人体模型进行被照射线量的测定，但是人体模型的截面形状并不局限于圆形，也可以是椭圆形等其他形状。

另外，在本实施例中，以3次的区间多项式的形式计算从各管电压的投影数据面积向标准化被照射线量的变换函数，所以在标准化被照射线量n_D(XV，n，v)的计算时使用系数列cm_0～cm_3，但是并不局限于此，也可以是2次以下的区间多项式，也可以是4次以上的区间多项式。

<进行实际被照射线量的计算的第2实施方式>

进行实际被照射线量的计算的第1实施方式从投影数据计算相当于被检测体的截面积的值，从相当于被检测体的截面积的值和被照射线量的关系计算被检测体的被照射线量，但是计算被检测体的被照射线量的方法并不局限于此。

进行实际被照射线量的计算的第2实施方式中，使用偏移校正后的计测数据的扫描被检测体时的输出和只透过空气的输出的差和标准化被照射线量的关系式，计算被检测体的被照射线量。另外，关于与第1实施方式同样的部分，省略说明。

图11是表示进行X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第2实施方式的处理流程的程序流程图。以下的处理由实际被照射线量计算装置28进行。另外，图中，关于与第1实施方式同样的部分，付与相同符号，省略重复的说明。

计算在步骤S19中对步骤S18中取得的被检测体的计测数据进行偏移校正后的数据，和对没有被检测体的情况下的计测数据(空气扫描时的数据)进行偏移校正后的数据的差分的面积U(n，v)(步骤S246)。图12是扫描编号n(n：0～N-1)、视图编号v(v：0～V-1)的偏移校正后的输出数据，没有被检测体(即只透过空气)的情况下的输出和计测被检测体时的输出的差的面积是U(n，v)。差的面积U(n，v)是相当于被检测体的截面积的值。

接着，计算1视图的X射线照射时间VT(步骤S242)。

然后，从1视图的X射线照射时间VT、S(n，v)、对该视图应用的管电流XA(n，v)、预先设定为扫描条件的管电压XV，计算扫描编号n、视图编号v的标准化被照射线量n_D(XV，n，v)(步骤S247)。

以下，在步骤S247中，说明计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)的方法。

在计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)时，使用图13所示的输出差面积和标准化被照射线量的变换函数。如上所述，通过采用多被检测体的计测数据进行偏移校正后的数据和对没有被检测体的情况下的计测数据进行偏移校正的数据的差，而计算输出差面积。即被检测体的计测数据和被照射线量的关系，在这里是输出差面积和标准化被照射线量的关系。

输出差面积和标准化被照射线量的函数与第1实施方式同样，在截面积不同的多个人体模型测定被照射线量，计算标准化被照射线量，以3次的区间多项式的形式求出从各管电压的输出差面积(与相当于被检测体的截面积的值对应)向标准化被照射线量的函数，并存储到存储装置24中，按照必要，读出到实际被照射线量计算装置28，使用。

使用从输出差面积向标准化被照射线量的变换函数，实际计算被照射线量时按如下进行。

在管电压XV，输出差面积U(n，v)的情况下，如图13所示，在U(n，v)进入Um≤U(n，v)＜Um+1的区间编号m的情况下，使用该区间的系数列gm_0～gm_3，用数学式6计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)。

[数学式6]

n_D (XV, n, v) = Σ_{k = 0}^{3} g_{m_k} * U {(n, v)}^{k}

如果计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)，就使用数学式4计算该视图的实际被照射线量D(n，v)(步骤S244)。然后，关于扫描编号n的全部视图，求出实际被照射线量，使用数学式5，计算扫描编号n的实际被照射线量D(n)(步骤S245)。

根据本实施例，把被检测体的计测数据和没有被检测体的情况下(只透过空气)的计测数据的差分作为表示被检测体中的X射线减弱量的信息而计算，从该信息求出被检测体的被照射线量，所以能计算考虑了被检测体的体格后的被检测体的被照射线量。

此外，根据本实施例，使用被检测体的计测数据和没有被检测体的情况下的计测数据的差分、圆形或者椭圆形的人体模型，根据包含散射线的影响的被照射线量的实测值，计算被检测体的被照射线量，所以能计算不仅考虑了直接线还考虑了散射线的被检测体的被照射线量。

此外，根据本实施方式，使用偏移校正后的数据，所以能从生成投影数据的前阶段的数据计算实际被照射线量。即用于计算实际被照射线量的时间的余裕比第1实施方式更长，所以即使实际被照射线量计算装置28的计算能力比第1实施方式更低，也能够实现。

另外，在本实施例中，以3次的区间多项式的形式计算从输出差面积向标准化被照射线量的变换函数，所以在标准化被照射线量n_D(XV，n，v)的计算时使用系数列gm_0～gm_3，但是并不局限于此，也可以是2次以下的区间多项式，也可以是4次以上的区间多项式。

<进行实际被照射线量的计算的第3实施方式>

进行实际被照射线量的计算的第2实施方式使用偏移校正后的数据的被检测体扫描时的输出和只透过空气的输出的差分与标准化被照射线量的关系式，计算被检测体的被照射线量，但是计算被检测体的被照射线量的方法并不局限于此。

进行实际被照射线量的计算的第3实施方式使用偏移校正后的数据的被检测体扫描时的输出和只透过空气的输出的差分，与标准化被照射线量和被检测体面积以及相对吸收系数的积的关系式，计算被检测体的被照射线量。

图14是表示进行X射线CT装置的实际被照射线量的计算的第3实施方式的处理流程的程序流程图。以下的处理由实际被照射线量计算装置28进行。另外，图中，关于与第1实施方式和第2实施方式同样的部分，付与相同符号，省略重复的说明。

计算在步骤S19中对步骤S18中取得的被检测体的计测数据进行偏移校正后的数据和对没有被检测体的情况下的计测数据(空气扫描时的数据)进行偏移校正后的数据的差分的面积U(n，v)(步骤S246)。

接着，计算1视图的X射线照射时间VT(步骤S242)。

然后，从1视图的X射线照射时间VT、S(n，v)、对该视图应用的管电流XA(n，v)、作为扫描条件而预先设定的管电压XV，计算扫描编号n、视图编号v的标准化被照射线量n_D(n，v)(步骤S248)。

以下，在步骤S248中说明计算标准化被照射线量n_D(n，v)的方法。

在计算标准化被照射线量n_D(n，v)时，使用从输出差面积向标准化被照射线量和被检测体面积以及相对吸收系数的积的变换函数。另外，能从CT图像的被检测体截面的平均CT值，使用数学式7，计算扫描编号n的被检测体截面的相对吸收系数μr(XV，n)。

[数学式7]

μr(XV，n)

＝(被检测体截面的平均CT值+1000)/1000

如果用ψ表示标准化被照射线量和被检测体面积以及相对吸收系数的积，图15所示的输出差面积和ψ的函数能作为数学式8所示的形式即线性函数记述。

[数学式8]

ψ (XV, n, v)

= \{\begin{matrix} a * (U (n, v) - b) & (U (n, v) > b) \\ 0 & (U (n, v) \leq b) \end{matrix}

通过与第2实施方式同样测定被照射线量，计算标准化被照射线量，对各管电压，以数学式8的形式求出输出差面积和ψ的函数，存储到存储装置24，并按照必要读出到实际被照射线量计算装置28，而使用。

然后，根据该结果，使用数学式9，计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)。

[数学式9]

n_D(XV，n，v)

＝ψ(XV，n，v)/(P_S(n)*μr(XV，n))

如果计算标准化被照射线量n_D(XV，n，v)，就使用数学式计算该视图的实际被照射线量D(n，v)(步骤S244)。然后，关于扫描编号n的全部视图，求出实际被照射线量，从而使用数学式5计算扫描编号n的实际被照射线量D(n)(步骤S245)。

根据本实施例，从被检测体的输出差面积向标准化被照射线量和被检测体面积以及相对吸收系数的积的变换函数如数学式8那样简单，所以应该预先存储的系数少。因此，在实际的计算时，函数的定义域的条件判断处理也少。因此，能缩短计算时间。

如上所述，在本发明的X射线CT装置中，不需要事前的定位扫描摄影，就能适当计算、把握考虑被检测体的体格、实际的扫描时的被检测体的位置、扫描条件等的被照射线量。

Claims

1、一种X射线CT装置，具有对被检测体照射X射线的X射线源、与所述X射线源相面对而配置并且检测透过所述被检测体的X射线的X射线检测器、搭载所述X射线源和所述X射线检测器并且绕所述被检测体的周围旋转的扫描仪、根据由所述X射线检测器检测的透过X射线量再构成所述被检测体的断层像的图像再构成装置、以及显示由所述图像再构成装置再构成的断层像的图像显示装置，其特征在于，

包括：

存储部件，其对表示基于由所述X射线检测器检测的被检测体的计测数据所得到的数据、和被照射线量的关系的函数或者表进行存储；

被照射线量计算部件，其基于断层图像摄影时根据由所述X射线检测器检测的被检测体的计测数据所取得的数据、和所述函数或者表，计算断层图像摄影时的被照射线量。

2、根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述函数或者表，表示对所述被检测体的计测数据进行校正而得到的投影数据和被照射线量的关系。

3、根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述函数或者表格，表示所述被检测体的计测数据和没有所述被检测体的情况下的计测数据的差分数据，与被照射线量的关系。

4、根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

基于对尺寸不同的多个人体模型进行测量而取得的数据，预先生成所述函数或者表。

5、根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

所述图像显示装置不仅显示所述断层像，而且显示由所述被照射线量计算部件计算的被照射线量和由给定的规格决定的被照射线量。