CN106028938B - X射线ct装置以及拍摄方法 - Google Patents

Abstract

为了提供一种在体轴方向上变宽且有角度地照射X射线的情况下，能够针对动态变化的X射线照射区域求出最佳的X射线剂量，可靠地进行照射的X射线CT装置等，X射线CT装置(1)使X射线照射区域(201)在拍摄过程中针对每个视角动态地变化，系统控制装置(124)根据各视角的X射线照射区域(201)的位置，使用于计算最佳管电流的解析线(300)的位置在拍摄过程中变化来求出最佳的照射X射线剂量，例如在多层CT中的螺旋扫描等的拍摄开始附近或结束附近，X射线照射区域位于向X射线源的切片位置和体轴方向偏离的位置的情况下，能够对该X射线照射区域求出适当的照射X射线剂量。

Description

X射线CT装置以及拍摄方法

技术领域

本发明涉及一种X射线CT装置以及拍摄方法，详细来说，涉及多层CT装置中的X射线剂量的最佳化。

背景技术

X射线CT(Computed Tomography)装置是如下的装置：在使X射线源与X射线检测器相对配置的状态下在被检体的周围旋转，从多个旋转角度方向(视角)照射X射线并针对每个视角检测透射了被检体的X射线(投影数据)，根据检测出的投影数据生成被检体的断层像。在专利文献1中公开了如下的技术：在通过多层CT装置(具备多列X射线检测器的X射线CT装置)执行螺旋扫描时的拍摄开始附近和拍摄结束附近动态地控制准直单元，实质上仅对用于图像重构的检查对象物的范围照射X射线，由此减少辐射量。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2001-145621号公报

发明内容

发明要解决的课题

然而，在上述的专利文献1中没有考虑针对拍摄过程中动态变化的X射线照射区域照射的适当的X射线剂量。此外，也没有考虑以与拍摄时设定的条件不同的图像重构条件重构图像的、所谓的后期重构，不明确如何计算出X射线照射区域。并且，用于针对计算出的X射线照射区域可靠地照射X射线的准直器的控制方法也不明确。

本发明是鉴于上述问题而提出的，其目的是提供一种在体轴方向上变宽而有角度地照射X射线的情况下，能够针对动态变化的X射线照射区域求出最佳的X射线剂量，可靠地进行照射的X射线CT装置等。

用于解决课题的手段

为了实现上述目的，本发明提供一种X射线CT装置，其特征在于，具备：X射线源，其向被检体照射X射线；准直器，其限制从上述X射线源照射的X射线的照射范围；X射线检测器，其与上述X射线源相对地配置，检测透射了上述被检体的X射线；旋转盘，其搭载上述X射线源和上述X射线检测器，在上述被检体的周围旋转；床，其对X射线照射区域搬入和搬出上述被检体；图像重构装置，其根据由上述X射线检测器检测出的透射X射线剂量，重构上述被检体的图像；显示装置，其显示由上述图像重构装置重构的图像；X射线照射区域计算部，其根据检查条件计算每个视角的体轴方向的X射线照射区域；X射线剂量计算部，其与由上述X射线照射区域计算部计算出的X射线照射区域对应地计算每个上述视角的照射X射线剂量；以及控制部，其控制拍摄，使得对由上述X射线照射区域计算部计算出的每个视角的X射线照射区域分别照射由上述X射线剂量计算部计算出的照射X射线剂量。

此外，提供一种拍摄方法，其特征在于，X射线CT装置的控制装置执行包含如下步骤的处理：第1步骤，根据检查条件计算每个视角的体轴方向的X射线照射区域；第2步骤，与在上述第1步骤中计算出的X射线照射区域对应地计算每个上述视角的照射X射线剂量；以及第3步骤，控制拍摄，以便对在上述第1步骤中计算出的每个视角的X射线照射区域分别照射在上述第2步骤中计算出的照射X射线剂量。

发明效果

通过本发明，能够提供一种在体轴方向上变宽而有角度地照射X射线的情况下，能够针对动态变化的X射线照射区域求出最佳的X射线剂量，可靠地进行照射的X射线CT装置等。

附图说明

图1是X射线CT装置1的整体结构图。

图2是X射线CT装置1的功能结构图。

图3是表示第1实施方式的X射线CT装置1执行的拍摄/图像重构处理的整体流程的流程图。

图4是多层CT中的X射线照射区域201的状态迁移图。

图5是表示X射线照射区域(照射列数n(t))的时间变化的图表。

图6是说明由FOV引起的X射线照射区域201的不同的图。

图7是说明由切片厚度引起的X射线照射区域201的不同的图。

图8是为了计算最佳管电流I(t)_i而设定的解析线300的状态迁移图。

图9是表示第1最佳管电流计算处理步骤的流程图。

图10是表示第2最佳管电流计算处理步骤的流程图。

图11是说明本发明的效果的图。

图12是说明与准直器厚度对应的准直器位置的计算例的图。

图13是说明与X射线分布的膨胀对应的准直器位置的计算例的图。

图14是用于说明相当于半影半值宽度的列数n_dose(t)的图。

图15是表示相当于半影半值宽度的列数n_dose(t)的时间变化的图表。

图16是用于说明第1实施方式的辐射剂量降低效果的图。

图17是用户界面部50(显示画面)的一例。

图18是第2实施方式中的解析线320的设定例。

图19是比较地示出X射线照射区域的时间变化的图。图19(A)表示转数多的情况，图19(B)表示转数少的情况。

图20是拍摄结束附近的X射线照射区域201、解析线300的状态迁移图。

图21是转数少时的X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202以及准直器的位置的状态迁移图。

具体实施方式

以下，参照附图详细说明本发明的实施方式。

[第1实施方式]

首先，参照图1对本发明的X射线CT装置1的整体结构进行说明。

如图1所示，X射线CT装置1具备扫描机架部100、床105以及操作台120。扫描机架部100是对被检体照射X射线，并且检测透射了被检体的X射线的装置。操作台120是控制扫描机架部100的各部，并且取得通过扫描机架部100测量出的透射X射线数据，进行图像生成的装置。床105是承载被检体，将被检体搬入/搬出扫描机架部100的X射线照射范围的装置。

扫描机架部100具备：X射线源101、旋转盘102、准直单元103、X射线检测器106、数据收集装置107、机架控制装置108、床控制装置109、X射线控制装置110以及准直器控制装置111。

操作台120具备输入装置121、图像重构装置122、存储装置123、系统控制装置124以及显示装置125。

在扫描机架部100的旋转盘102上设置开口部104，经由开口部104相对地配置X射线源101与X射线检测器106。向开口部104插入承载于床105上的被检体。旋转盘102通过从旋转盘驱动装置经由驱动传递系统传递的驱动力来在被检体的周围旋转。通过机架控制装置108控制旋转盘驱动装置。

X射线源101被X射线控制装置110控制，连续或断续地照射预定强度的X射线。X射线控制装置110按照由操作台120的系统控制装置124决定的X射线源电压和X射线源电流，控制向X射线源101施加或供给的X射线源电压和X射线源电流。

在X射线源101的X射线照射口设置准直单元103。准直单元103具备限制从X射线源101照射的X射线的照射范围的机构即准直器、调整X射线的剂量分布的X射线补偿滤波器。通过准直器控制装置111控制准直器的动作。

准直器控制装置111是控制准直器10的动作，控制从X射线源101照射的X射线的照射范围的装置。

从X射线源101照射，通过准直单元103并透射了被检体的X射线入射到X射线检测器106。

X射线检测器106例如是在旋转方向(通道方向)上例如排列1000个左右的由闪烁体和光电二极管的组合构成的X射线检测元件群，在旋转轴方向(切片方向)上例如排列1～320个左右的由闪烁体和光电二极管的组合构成的X射线检测元件群的装置。隔着被检体与X射线源101相对地配置X射线检测器106。X射线检测器106检测出从X射线源101照射并透射了被检体的X射线剂量，输出到数据收集装置107。

数据收集装置107收集由X射线检测器106的各个X射线检测元件检测出的X射线剂量，变换为数字数据，作为透射X射线数据依次输出到操作台120的图像重构装置122。

图像重构装置122取得从数据收集装置107输入的透射X射线数据，进行对数变换、灵敏度修正等预处理来生成重构所需要的投影数据。此外，图像重构装置122使用投影数据重构扫描图像、断层像等图像。此外，图像重构装置122生成堆叠重构的各切片的断层像而成的体数据。系统控制装置124将由图像重构装置122生成的投影数据、扫描图像、断层像以及体数据等显示在显示装置125中，并且存储在存储装置123中。

系统控制装置124是具备CPU(Central Processing Unit，中央处理单元)、ROM(Read Only Memory，只读存储器)、RAM(Random Access Memory，随机存取存储器)等的计算机。系统控制装置124是控制操作台120和扫描机架部100的各部的装置。

此外，系统控制装置124按照图3所示的处理步骤进行拍摄/图像重构处理。在后面叙述拍摄/图像重构处理的细节。

存储装置123是存储由数据收集装置107收集的数据和由图像重构装置122生成的图像数据等的装置，具体是硬盘驱动器等数据记录装置。在存储装置123中，除了上述的透射X射线数据、图像数据外，还预先存储用于实现X射线CT装置1的功能的程序、数据等。

显示装置125与系统控制装置124连接，该显示装置125由液晶面板、CRT监视器等显示器装置和用于与显示器装置协作地执行显示处理的逻辑电路构成。显示装置125显示从图像重构装置122输出的被检体图像以及系统控制装置124处理的各种信息。

输入装置121是用于输入被检体姓名、检查日期时间、检查条件等的装置，具体由键盘、鼠标等指点设备和各种开关按钮等构成。输入装置121将操作者输入的各种指示、信息输出到系统控制装置124。操作者使用显示装置125和输入装置121，以对话方式操作X射线CT装置1。也可以将输入装置121设为与显示装置125的显示画面一体地构成的触摸面板式输入装置。

接着，参照图2说明X射线CT装置1的功能结构。

如图2所示，本发明的X射线CT装置1的系统控制装置124具有X射线照射区域计算部130、X射线剂量计算部131、准直器控制量计算部132和控制部133。

X射线照射区域计算部130根据检查条件计算每个视角的体轴方向的X射线照射区域。检查条件包括拍摄条件和重构条件，既可以由操作者经由输入装置121直接输入各种参数，也可以由系统控制装置124决定。拍摄条件包括光束宽度、螺距、管电压、目标图像噪声等参数。此外，重构条件包括重构滤波器、切片厚度、FOV(Field Of View，视野)等参数。另外，假定重构条件包括“拍摄时的重构条件”和后期重构(post reconstruction)条件。后期重构条件是在保存所取得的投影数据，之后进行重构处理的情况下所使用的重构条件。体轴方向的X射线照射区域是在多列的X射线检测器106中照射X射线的列数(体轴方向的列数)。以下，有时也将体轴方向的X射线照射区域称为X射线照射列数n(t)。对每个视角，即从拍摄开始起的每个经过时间计算出体轴方向的X射线照射区域。例如，假定在螺旋扫描中使X射线照射列数n(t)根据体轴方向位置和视角(从拍摄开始起的经过时间)动态地变化。在以下的说明中，作为适当的一例对螺旋扫描进行说明，但也可以对轴位扫描应用本发明。

将由X射线照射区域计算部130计算出的每个视角的体轴方向的X射线照射区域(X射线照射列数)通知给X射线剂量计算部131和准直器控制量计算部132。

X射线剂量计算部131对应于X射线照射区域计算部130计算出的体轴方向的X射线照射区域，计算出每个视角的X射线剂量。在以下的说明中，假设作为照射X射线剂量求出管电流值。在后面叙述X射线剂量计算部131进行的X射线剂量计算处理的细节。将X射线剂量计算部131计算出的X射线剂量(管电流值)通知给X射线控制装置110。

准直器控制量计算部132计算出用于针对X射线照射区域计算部130计算出的X射线照射区域照射X射线的准直器10的控制量。具体地，根据X射线照射区域求出X射线遮蔽区域，计算出与X射线遮蔽区域对应的准直器10的控制量(位置)。在后面叙述准直器控制量计算处理。将计算出的准直器10的控制量(位置)通知给准直器控制装置111。准直器控制装置111根据准直器控制量调整准直器10的位置。

控制部133控制拍摄，使得对X射线照射区域计算部130计算出的每个视角的X射线照射区域分别照射X射线剂量计算部131计算出的照射X射线剂量。即，按照X射线剂量计算部131计算出的X射线剂量(管电流)和准直器控制量计算部132计算出的准直器控制量，在每个视角使照射X射线剂量、准直器10的位置变化。

系统控制装置124向X射线控制装置110指示X射线剂量计算部131计算出的X射线剂量(管电流)，向准直器控制装置111指示准直器控制量计算部132计算出的准直器控制量，由此控制基于控制部133的拍摄。

接着，参照图3的流程图，对X射线CT装置1中的拍摄/图像重构处理的流程进行说明。

X射线CT装置1的系统控制装置124按照图3的流程图所示的步骤执行拍摄/图像重构处理。系统控制装置124从存储装置123读出与拍摄/图像重构处理相关的程序和数据，并根据该程序和数据执行处理。

在以下的说明中，对多层CT中的螺旋扫描进行说明。

(步骤S101)

操作者进行定位拍摄即扫描图(scanogram)拍摄。在扫描图拍摄中，一般一边以某视角固定X射线源101，一边照射细的光束宽度的X射线，在体轴方向上收集相对于床105垂直的断面的投影数据。并不限定X射线源101的视角，代表性的有将X射线源101固定为0度方向或180度方向并透视的PA扫描图、固定为90度方向或270度方向并透视的LAT扫描图。

(步骤S102)

操作者经由输入装置121设定检查条件。检查条件包括图像重构范围、光束宽度、螺距、切片厚度、FOV(Field Of View，视野)、管电压、目标图像噪声等(包括拍摄条件和重构条件)。

(步骤S103)

根据操作者设定的拍摄条件，系统控制装置124在从拍摄开始时刻起t旋转后计算出图像重构所需要的X射线照射列数n(t)。在后面叙述步骤S103的处理细节。

(步骤S104)

根据在步骤S103中计算出的X射线照射列数n(t)，系统控制装置124计算出从拍摄开始时刻起t旋转后的X射线源101的体轴方向的位置Z(t)的最佳管电流I(t)。在后面叙述步骤S104的处理细节。

(步骤S105)

根据在步骤S103中计算出的X射线照射列数n(t)，计算出拍摄开始附近、拍摄结束附近的准直器位置L(t)(准直器控制量)。在后面叙述步骤S105的处理细节。

(步骤S106)

系统控制装置124根据通过步骤S103～步骤S105的处理求出的X射线照射列数、最佳管电流以及准直器控制量，计算出辐射剂量。在后面叙述步骤S106的处理细节。

(步骤S107)

作为用户界面，系统控制装置124优选将X射线照射区域的时间变化、照射X射线剂量的时间变化、以及辐射剂量等中的任意一个以上显示在显示装置125中。

具体地，显示在步骤S104中计算出的最佳管电流I(t)、在步骤S106中计算出的照射剂量等。具体地，优选显示最佳管电流I(t)的时间变化图表(图11(B))、本影的X射线照射列数的时间变化图表(图5等)、相当于后述的半影半值宽度的列数的时间变化图表(图15)、辐射剂量的体轴方向的时间变化图表(图16)、辐射范围的时间变化图表、管电流的体轴方向平均值、辐射剂量的累计值、X射线照射区域201的状态迁移图(图8等)等中的任意1个以上。

X射线源101的切片位置与时间对应地被唯一决定，因此，上述各图表的横轴也可以不以时间，而是以X射线源101的切片位置表现。此外，为了容易获知切片位置与各参数值的对比，也可以如图11(A)所示那样重叠地显示扫描图图像和图表。

此外，为了视觉确认本发明的剂量最佳化效果，可以如图11(B)所示那样以比较现有的最佳管电流207与本发明的最佳管电流208的方式显示。此外，为了视觉确认准直器控制引起的辐射剂量减少效果，既可以如图15所示那样以比较准直器固定时的半影半值宽度与进行准直器控制时的半影半值宽度的方式显示，也可以如图16所示那样以比较辐射剂量的方式显示。

此外，作为用户界面，如图17所示那样，系统控制装置124优选显示显示画面50，该显示画面50具备显示与拍摄有关的各种图表的图表显示区域53和输入许可或不许可在图表显示区域53所显示的内容中的拍摄的指示的输入部(“确认”按钮51和“重新设定条件”按钮52)。

(步骤S108)

操作者参照在步骤S107中显示的X射线剂量、辐射剂量等显示内容，判断是否以所设定的检查条件进行扫描。判断为适于扫描的条件的情况下，经由输入装置121输入“适当”指示(步骤S108；适当)，向步骤S109前进。判断为不适于扫描的检查条件的情况下，经由输入装置121输入“不适当”指示(步骤S108；不适当)，返回到步骤S102，重新设定检查条件。

例如，也可以在图17所示的用户界面的显示画面50上进行上述的“适当”和“不适当”的输入。若按下“确认”按钮51，输入许可拍摄的指示(步骤S108；适当)，则系统控制装置124以所设定的检查条件开始拍摄。另一方面，若按下“重新设定条件”按钮52，输入不许可拍摄的指示(步骤S108；不适当)，则移动至步骤S102的检查条件的重新设定。

(步骤S109)

系统控制装置124一边按照在步骤S105计算出的准直器位置L(t)控制准直器10，一边进行基于在步骤S104计算出的最佳管电流I(t)的X射线照射，进行螺旋扫描。

(步骤S110)

图像重构装置122使用通过步骤S109的扫描得到的投影数据和“拍摄时的重构条件”来进行图像重构处理。系统控制装置124将重构的图像存储于存储装置123，并且显示于显示装置125。

(步骤S111)

系统控制装置124按照操作者的指示进行后期重构。后期重构是调用存储于存储装置123的投影数据，根据后期重构条件重构图像的处理。后期重构条件可以利用与步骤S110的图像重构时所使用的“拍摄时的重构条件”不同的条件。

接着，使用图4～图7说明图3的步骤S103的X射线照射列数n(t)的计算处理。系统控制装置124(X射线照射区域计算部130)根据光束宽度、螺距等检查条件决定从拍摄开始时刻起t旋转后图像重构所需要的X射线照射列数n(t)。

图4是表示在拍摄开始附近，为了生成在步骤S102中操作者设定的图像重构区域200的开头图像位置204处的开头图像，随时间经过示出了需要X射线照射的X射线照射区域201、不需要X射线照射的X射线遮蔽区域202的图。如图4所示，X射线源101和X射线检测器106的体轴方向的位置被固定，床105以床速度V向图4的左侧移动的情况下，需要从X射线检测器106的右侧的列(设为开头侧的列)开始逐渐增加X射线照射列数，扩大X射线照射区域201。

将图像重构区域200的有效视野设为FOV。例如，为了直到FOV边缘为止生成图像，在图4的状态1(t＝t1)需要向开头图像位置204上的离X射线源101最远的位置40照射X射线。此外，在图4的状态3(t＝t3)需要向开头图像位置204上的离X射线源101最近的位置41照射X射线。将所关注的位置在位置40和位置41间切换时的转数设为t＝t2。

将X射线照射列数n(t)与相当于光束宽度的X射线检测器106全部列数N一致时的转数设为t＝t4。另外，将拍摄开始时刻设为t＝t0＝0。以下，考虑t0＜t2＜t4的情况。将拍摄开始时刻t＝t0所需要的X射线照射列数设为n(t0)。将从X射线源101至旋转中心203的距离设为SOD(Sorce Object Distanc，源对象距离)，将螺距设为HP(Helical Pitch)时，可以通过以下的2个阶段的式(1)、式(2)表示从拍摄开始起t旋转后需要X射线照射的X射线照射列数n(t)。

t0≤t≤t2的情况下：

n(t)＝n(t0)+SOD/(SOD+FOV/2)×HP×t …(1)

t2＜t≤t4的情况下：

n(t)＝n(t2)+SOD/(SOD-FOV/2)×HP×(t-t2) …(2)

其中，尤其依赖于逆投影相位宽度、切片厚度来决定t2、n(t0)。

在图4中，为了简便，示出了t＝t2时向相当于光束宽度的X射线检测器106的全部列数N的刚好一半的列照射X射线的情况(n(t2)＝N/2)，但一般并不限定于n(t2)＝N/2。将每单位转数而增加的X射线照射列数设为Δn时，Δn可以使用Δn＝n(t+1)－n(t)和上述的式(1)、式(2)来表示为以下的式(3)、式(4)。

t0≤t≤t2的情况下：

Δn＝SOD/(SOD+FOV/2)×HP …(3)

t2＜t≤t4的情况下：

Δn＝SOD/(SOD-FOV/2)×HP …(4)

图5表示从拍摄开始t＝t0＝0至拍摄结束t＝T为止的X射线照射列数n(t)的时间变化图表(n(t)图表)的例子。另外，也可以在步骤S107的显示处理中显示图5的n(t)图表。通过显示图5这样的n(t)图表，操作者在步骤S108的检查条件的判断中容易判断所设定的检查条件是否恰当。

在此，关注FOV和切片厚度。

图6是表示由FOV引起的X射线照射列数n(t)的不同的图。如图6所示，与(A)FOV小的情况相比(B)FOV越大，则t旋转后需要的X射线照射列数n(t)变得越多。

图7是表示由切片厚度引起的X射线照射列数n(t)的不同的图。如图7所示，即使图像重构区域200内的开头图像位置204相同，与(A)切片厚度薄的情况相比(B)切片厚度越厚，则t旋转后需要的X射线照射列数n(t)变得越多。这样，由于n(t)依存于FOV和切片厚度，因此表示为n(t、FOV、S)。

一般，有时操作者在步骤S109的扫描结束后改变包含FOV或切片厚度的检查条件，以其他条件重新生成图像(步骤S111的后期重构)。后期重构不重新扫描，而是基于通过扫描取得的投影数据，以判断为诊断所必要的重构条件重新生成图像的功能。例如，有时扩大想要观察的病变来进行重新生成，或为了观察远离旋转中心的病变而移动图像的中心坐标并进行重新生成，或为了使局部体积效应(partial volume effect)变小而以薄的切片厚度进行重新生成，或为了降低图像噪声而以厚的切片厚度进行重新生成。

将操作者作为“拍摄时的重构条件”在扫描时设定的FOV、切片厚度分别称为扫描FOV(FOV_scan)、扫描切片厚度(S_scan)，将作为后期重构条件在后期重构时设定的FOV、切片厚度称为重构FOV(FOV_recon)、重构切片厚度(S_recon)。假定以最适合于得到扫描FOV、扫描切片厚度的图像的X射线照射列数n(t，FOV_scan，S_scan)进行了扫描。此时，操作者能够以最小限的辐射剂量取得扫描FOV、扫描切片厚度的图像。

但是，在后期重构中，想要重新生成FOV_recon＞FOV_scan、S_recon＞S_scan的图像的情况下，图像重构需要比扫描时取得的n(t，FOV_scan，S_scan)列的投影数据多的n(t，FOV_recon，S_recon)列的投影数据。因扫描时没有取得n(t，FOV_recon，S_recon)列的量的投影数据，因此得到重构FOV、重构切片厚度的图像所需要列的投影数据不足，在开头图像附近或末尾图像附近无法得到后期重构条件的图像。为了在开头图像附近或末尾图像附近得到FOV_recon＞FOV_scan、S_recon＞S_scan的图像，必须重新扫描被检体，向被检体的辐射剂量会增加。

因此，应鉴于后期重构条件决定X射线照射列数n(t)。例如在步骤S102的检查条件设定中，与扫描FOV、扫描切片厚度不同地，操作者可以预先设定有可能在后期重构中设定的重构FOV、重构切片厚度。在该情况下，系统控制装置124使用扫描FOV和重构FOV中较大的FOV，此外，系统控制装置124使用扫描切片厚度和重构切片厚度中较厚的切片厚度来计算出X射线照射列数n(t)。

或者，系统控制装置124也可以使用最大FOV(FOV_max)、最厚切片厚度(S_max)来计算出X射线照射列数n(t，FOV_max，S_max)。在该情况下，操作者可以省去设定重构FOV、重构切片厚度的麻烦，在后期重构中可以生成所谓的重构条件的图像。

此外，准备了多种在准直单元103内调整通道方向的X射线分布的X射线补偿滤波器的情况下，也可以使FOV_max根据作为检查条件之一的X射线补偿滤波器的选择而变化。

如上所述，若考虑重构FOV和重构切片厚度来计算出X射线照射列数n(t)，如后述的步骤S105所示那样控制准直器10，则在拍摄开始附近/结束附近，与不使X射线照射列数n(t)变动的现有的扫描相比减少X射线剂量，并且能够与以往同样地操作者以所希望的任意条件进行后期重构，在后期重构中能够避免无法生成开头图像附近、末尾图像附近的图像的情况。

另外，在上述的说明中，代表性地对FOV、切片厚度进行了说明，但若具有FOV中心坐标、重构函数、Z方向的滤波处理等“拍摄时的重构条件”和后期重构条件中对图像重构起作用的列的范围不同的参数，则当然也可以与FOV或切片厚度的例子同样地进行考虑。

另外，在步骤S103中既可以如上所述地根据步骤S102的检查条件计算出n(t)，也可以对每个检查条件预先计算出n(t)并保存至系统控制装置124中，根据步骤S102的检查条件从系统控制装置124读出n(t)。尤其，若预先计算出t0、t2、t4、n(t0)、n(t2)、Δn等成为点的值并保存到系统控制装置124中，则能够简单地对任意的转数t计算出n(t)，能够缩短计算时间。

接着，使用图8～图10说明步骤S104的最佳管电流I(t)的计算处理。已知适当地控制向被检体的X射线照射量以便维持操作者所希望的画质的技术(Auto ExposureControl，自动曝光控制：AEC)。平衡良好地最佳化有折中关系的剂量和画质的技术，作为画质指标使用图像噪声或CNR(Contrast-to-Noise Ratio，对比噪声比)。

将拍摄开始时刻起t旋转后的X射线源101的体轴方向的位置设为Z(t)。在以往的AEC中，利用切片位置Z(t)或以切片位置Z(t)为中心的区域的扫描图的投影数据或像素值等计算出X射线源101位于Z(t)时的最佳管电流I(t)。但是，在用于图像重构的X射线照射区域201在拍摄中动态地变化的情况下，切片位置Z(t)的最佳管电流并不一定是针对X射线照射区域201最佳的管电流。因此，从X射线照射区域201中选择出用于计算最佳管电流的切片位置，计算出X射线照射区域201中的最佳管电流I(t)。

在X射线源101位于Z(t)时，向X射线检测器106照射n(t)列的量的X射线。此时，依次将照射X射线的各检测器列的旋转中心的切片位置设为Z(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))。

图8表示拍摄开始附近的X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202、切片位置Z(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))的时间经过。将Z(t)_1侧设为开头侧的列，将Z(t)_n(t)侧设为末尾侧的列。

在第1实施方式的X射线CT装置1中，为了计算管电流，对切片位置Z(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))设定解析线300。如图8所示，将解析线300设为相对于床105(体轴)垂直。在步骤S101的扫描图拍摄处理中，设成沿着解析线300取得扫描图数据。

图9表示第1最佳管电流I(t)的计算处理步骤。

在第1最佳管电流I(t)的计算处理中，系统控制装置124首先计算出切片位置Z(t)_i的最佳管电流I(t)_i(步骤S201)。例如，系统控制装置124使用切片位置Z(t)_i的解析线300上的扫描图投影数据，生成位置Z(t)_i的被摄体的垂直断面模型，预测图像噪声，分别计算出各切片位置Z(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))的最佳管电流I(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))。

系统控制装置124使用在步骤S201中计算出的I(t)_i，计算出X射线照射区域201的最佳管电流I(t)。例如，如以下的式(5)所示那样，将各列的I(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))的平均值设为最佳管电流I(t)(步骤S202)。

I(t)＝(I(t)_1+I(t)_2+…+I(t)_n(t))/n(t) …(5)

此外，也可以不将平均值，而是将各列的I(t)_i的最大值或最小值设为最佳管电流I(t)。在将I(t)_i的最大值设为最佳管电流I(t)的情况下，能够对X射线照射区域201充分确保X射线剂量，能够避免相对于操作者要求的画质剂量不足的情况。另一方面，在将I(t)_i的最小值设为最佳管电流I(t)的情况下，能够在维持最低限的画质的同时，优先使针对X射线照射区域201的辐射降低。如上所述地将平均值设为最佳管电流I(t)的情况下，能够以平均的X射线剂量进行扫描，因此可以平衡良好地进行辐射降低和画质维持的双方。

选择平均值、最大值、最小值中的哪个，既可以默认设定，也可以由操作者选择。此外，也可以与检查目的、检查对象对应地显示/选择推荐的选择项。

图10表示第2最佳管电流I(t)的计算处理步骤。

在第2最佳管电流I(t)的计算处理中，系统控制装置124从切片位置Z(t)_i中计算出代表性的切片位置Z(t)_on(步骤S301)。例如，如以下的式(6)所示那样，将Z(t)_i(i＝1、2、3、…、n(t))的平均值设为代表切片位置Z(t)_on。

Z(t)_on＝(Z(t)_1+Z(t)_2+…+Z(t)_n(t))/n(t) …(6)

此外，也可以不将平均值，而是将各列的Z(t)_i的最大值或最小值，即X射线照射区域201内的开头切片位置Z(t)_1或末尾切片位置Z(t)_n(t)设为代表切片位置Z(t)_on。或者，也可以将操作者指定的任意的切片位置Z(t)_i设为代表切片位置Z(t)_on。或者，还可以将相对于Z(t)_i(i＝1、2、3、···、n(t))的平均值向开头侧的列方向或末尾侧的列方向偏移了某一定距离的切片位置设为代表切片位置Z(t)_on。

接着，系统控制装置124计算出代表切片位置Z(t)_on的最佳管电流I(t)(步骤S302)。例如，使用位置Z(t)_on的解析线300上的扫描图投影数据，生成位置Z(t)_on的被摄体的垂直断面模型，预测图像噪声，计算出切片位置Z(t)_on的最佳管电流I(t)。

图10所示的第2最佳管电流计算处理与图9所示的第1最佳管电流计算处理相比，根据切片位置Z(t)_i计算出最佳管电流I(t)的处理进行1次即可，因此能够缩短计算时间。

如以上所述，本发明的X射线CT装置1使X射线照射区域201在拍摄中在每个视角变化，并且针对各X射线照射区域201求出最佳的照射X射线剂量。由此，例如在多层CT中的螺旋扫描等的拍摄开始附近或结束附近，X射线照射区域位于在体轴方向上与X射线源的切片位置偏移的位置的情况下，可以针对该X射线照射区域求出恰当的照射X射线剂量。尤其，本发明的特征在于，根据X射线照射区域201使最佳管电流计算中所使用的解析线300的位置在拍摄中变化。由此，例如在多列的X射线检测器中光束宽度变宽，图像重构区域200的开头图像位置204或末尾图像位置205位于体轴方向上陡峭的部位，解析线300位置的最佳管电流与X射线源位置(切片位置Z(t))的以往的最佳管电流有较大不同的情况下，本发明的剂量最佳化的效果变高。若通过列数更多的检测器进行更宽的光束宽度的拍摄，则解析线300的位置与切片位置Z(t)的位置的差更容易变大，因此本发明的剂量最佳化效果变高。

使用图11说明本发明的效果。在图11中示出了在拍摄开始附近，图像重构区域200的开头图像位置204位于被检体206的肩部，为了生成肩部图像从头部向肩部开始拍摄的情况。

图11(A)示出了拍摄开始附近的X射线源101、图像重构区域200、开头图像位置204的位置关系、X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202。图11(B)示出了从拍摄开始到拍摄结束为止的切片位置Z(t)的最佳管电流I(t)的时间变化图表。在图11(B)的图表中，将横轴设为从拍摄开始时刻起的转数t，但也可以根据时间唯一地决定X射线源101的切片位置，因此横轴也可以不是转数而是时间或X射线源101的切片位置。

图11(B)的虚线曲线207表示使用了以往的AEC时的最佳管电流，图11(B)的实线曲线208是使用了本发明的最佳管电流计算处理(图3的步骤S103、步骤S104)时的最佳管电流。然而，在“拍摄开始附近60和拍摄结束附近61”以外，曲线207和曲线208重叠。

在以往的AEC中，始终使用X射线源101的切片位置的解析线300来计算出最佳管电流。在图11(A)中，X射线源101的切片位置为从X射线照射区域201完全偏离的位置，X射线照射区域201和计算最佳管电流位置偏离。并且，在头部和肩部X射线的衰减量有较大不同，若将在X射线源101的位置的头部附近计算出的最佳管电流照射到X射线照射区域201内的肩部附近，则有可能针对肩部的剂量不足，开头图像位置204附近的图像的画质劣化。因此，若使用本发明的最佳管电流计算处理，则可以向位于相对于X射线源101向体轴方向偏离的位置的X射线照射区域201也照射最佳的管电流。因此，在拍摄开始附近60或拍摄结束附近61，不会剂量不足或剂量过剩，恰当地维持开头图像位置204附近的图像或末尾图像位置205附近的图像的画质。

另外，也可以在图3的步骤S107中显示图11(B)的管电流图表。通过显示图11(B)那样的管电流图表，操作者在步骤S108中容易判断拍摄条件是否恰当。

接着，参照图8、图12、图13说明图3的步骤S105中的准直器位置计算处理。步骤S105中的准直器位置计算处理是计算用于向在图3的步骤S103的X射线照射列数计算处理中计算出的X射线照射列数n(t)可靠地照射X射线的准直器位置的处理。

例如，准直单元103内的准直器10具有平板形状的左侧准直器10L和右侧准直器10R，将准直器控制装置111设为在拍摄过程中能够在体轴方向上独立地控制左侧准直器10L和右侧准直器10R的结构。假定由铅等X射线吸收系数高的遮蔽板形成了准直器10。另外，以下说明的处理并不限定于如上所述分别独立地控制左侧准直器10L和右侧准直器10R的情况，也可以应用于为了设为更简单的机构而一体地控制的构造。此外，左侧准直器10L和右侧准直器10R既可以在体轴方向上移动，也可以向垂直方向或通道方向移动。准直器10的形状并不限定于平板形状，也可以是圆弧状或球状。准直器10的数量并不限定于2个。

图8表示拍摄开始附近的准直器10的动作和时间经过。床105向图8的左侧前进的情况下，需要向左侧打开左侧的准直器10L以便向X射线照射区域201可靠地照射X射线。

首先，考虑从X射线源101放射的X射线源的焦点20在体轴方向的宽度。一般，X射线源101的焦点20具有通道方向和体轴方向的宽度，将体轴方向的宽度设为L_Focal。焦点20在体轴方向变宽，因此向X射线检测器106入射的X射线具有本影和半影。优选向重构所需要的X射线照射列数n(t)可靠地入射X射线的本影。因为与本影相比，X射线的半影的X射线剂量较少，在生成图像方面X射线剂量不足，导致图像噪声下降等画质劣化。作为检查条件之一可选择焦点大小的情况下，也可以根据焦点大小的选择使L_Focal的值变化。

图12示出了用于向X射线照射列数n(t)照射X射线的本影的、X射线源的焦点20、准直器10的位置关系、照射本影的区域210、照射半影的区域211。

以下，说明在拍摄开始附近，从X射线照射开始起t旋转后，用于向X射线照射列数n(t)照射X射线的本影的准直器10的位置的计算方法。尤其，在此关注图12所示的左侧准直器10L的右侧侧面10L－PlaneR，将10L－PlaneR相对于焦点20的中心轴212的体轴方向的距离设为L(t)。

首先，考虑准直器10的垂直方向的厚度对X射线照射范围(本影)的影响。例如，在图12(A)的配置中，根据左侧准直器10L的右侧侧面10L-PlaneR的上端的位置决定X射线的本影的照射范围210。此外，在图12(B)的配置中，根据左侧准直器10L的右侧侧面10L-PlaneR的下端的位置决定X射线的本影的照射范围210。将上端和下端切换时的转数设为t＝t_change，将X射线检测器106的1元件的旋转中心处的体轴方向长度设为D时，t_change是满足以下的式(7)的转数。

n(t_change)×D＝N×D/2+L_Focal/2 …(7)

将从焦点20至准直器10的上表面的垂直方向的距离设为Lc_upper，将从焦点20至准直器10的下表面的垂直方向的距离设为Lc_lower时，系统控制装置124以满足以下的式(8)、式(9)的方式控制左侧准直器10L的位置即可。

t≤t_change的情况下：

L(t)＝(N×D/2+L_Focal/2-n(t)×D)×Lc_upper/SOD-L_Focal/2

···(8)

t_change小于t的情况下：

L(t)＝(N×D/2+L_Focal/2-n(t)×D)×Lc_lower/SOD-L_Focal/2

···(9)

将每单位转数的L(t)的移动距离设为ΔL时，使用ΔL＝L(t+1)-L(t)和Δn＝n(t+1)-n(t)，用以下的式(10)、式(11)表现ΔL。

t≤t_change的情况下：

ΔL＝-Δn×D×Lc_upper/SOD ···10)

t_change小于t的情况下：

ΔL＝-Δn×D×Lc_lower/SOD ···11)

t0、t2、t4与式(7)所示的转数t_change的前后关系依存于L_Focal的长度、逆投影相位宽度等，但假定t0＜t_change＜t2的情况下，可以将式(3)和式(4)的Δn代入到式(10)和式(11)来求出准直器速度Vc(t)。

t0≤t≤t_change的情况下：

Vc(t)＝V×Lc_upper/(SOD+FOV/2) ···12)

t_change＜t≤t2的情况下：

Vc(t)＝V×Lc_lower/(SOD+FOV/2) ···13)

t2＜t≤t4的情况下：

Vc(t)＝V×Le_lower/(SOD-FOV/2) ···(14)

其中，在上述的式(12)～式(14)中使用了床速度V＝HP×D。

若以满足式(8)、式(9)表示的位置L(t)的方式控制准直器10L，则能够使X射线的本影可靠地入射到X射线照射列数n(t)。

不正确地考虑焦点20的扩展宽度，想要假定焦点20为点状而控制准直器10时，在X射线照射区域201的端部的列附近，有可能不照射本影210而缺少图像重构所需要的数据。考虑焦点20的扩展宽度来控制准直器10是重要的。

此外，不正确地考虑准直器10的上下的端点地控制准直器10时，必要的X射线透射准直器10L的一部分，因此有可能缺少图像重构所需要的数据。尤其作为准直器10的材质使用廉价的铁或铜的合金的情况下，为了提高向X射线遮蔽区域202的遮蔽效果需要增加准直器10的厚度，因此考虑准直器10的厚度来控制准直器10是重要的。

如以上说明的那样，严格考虑焦点在体轴方向的扩展宽度和准直器10在垂直方向的厚度来计算出准直器位置L(t)，由此能够向X射线照射区域201可靠地照射X射线的本影。

进一步地，在通道方向上使用平板形状的准直器10，并且从焦点20观察X射线检测器106的检测器面为凹状地弯曲的形状的情况下，优选考虑X射线分布。

图13是用于说明X射线分布的图。图13(A)是从床105观察旋转盘102的图。图13(B)是从焦点20观察X射线检测器106的图。

在以图13(A)那样的配置设置焦点20、平板形状的准直器10、凹状地弯曲的形状的X射线检测器106的情况下，向X射线检测器106的检测器面入射的X射线分布如图13(B)所示。如图13(B)所示，从焦点20观察可知，成为与通道方向的两端部相比，中央部膨胀的形状的X射线分布。

在上述的式(8)～式(14)中，使用从焦点20至准直器下表面为止的垂直方向的距离Lc_lower计算出准直器位置，使得对通道方向中央部照射X射线的本影。此时，如图13(B)所示，对通道方向的中央部到Z(t)_n(t)为止照射本影以便满足必要列数n(t)，但针对从焦点20到准直器下表面为止的距离较长的通道方向两端部，未照射本影到Z(t)_n(t)为止，缺少图像重构所需要的数据。

因此，从焦点20观察成为中央部比通道方向的两端部膨胀的形状的X射线分布的情况下，系统控制装置124将上述式(8)～式(14)中的Lc_lower替换为Lc_lower/cosθ后计算即可。其中，θ为通道方向的检测器的最大开度角的一半。

这样通过仅考虑X射线分布的膨胀，即使在使用平板形状的准直器10和弯曲成凹状的X射线检测器106的情况下，也可以使X射线的本影以满足X射线照射列数n(t)的方式入射到通道方向的所有检测器元件。

另外，如使用平板形状的准直器10和平面状的X射线检测器106的情况，或使用成为与X射线检测器106的凹状相似的弯曲形状的准直器10的情况等那样，从X射线源101观察X射线分布不成为膨胀的形状的情况下，不需要进行上述的考虑。

另外，在步骤S105中既可以如上所述地对每个检查条件根据X射线照射列数n(t)和系统的参数(焦点大小L_Focal、准直器10的厚度、通道方向开角θ、X射线检测器的1个元件的体轴方向长度D等)来计算L(t)，也可以预先对每个检查条件计算出L(t)并保存到系统控制装置124中，根据步骤S102的检查条件从系统控制装置124读出L(t)。尤其，若预先计算出t0、t_change、t2、t4、L(t0)、L(t_change)、L(t2)、ΔL等成为点的值并保存到系统控制装置124中，则能够简单地对任意的转数t计算出L(t)，能够缩短计算时间。

接着，参照图14～图16说明图3的步骤S106的辐射剂量的计算处理。在步骤S106中不仅计算出辐射剂量R(t)，还可以计算出拍摄范围整体的辐射剂量的累计值R、辐射范围W(t)作为与辐射相关的信息。

向被摄体的X射线照射量不仅要考虑本影，还需要考虑半影的X射线分布。图14表示t旋转后的体轴方向的X射线剂量分布。如图14的实线220那样，假定X射线剂量相对于体轴方向梯形地分布。t旋转后的X射线剂量与梯形分布220的面积(体轴方向累计值)成正比。假定将半影的X射线剂量成为本影的X射线剂量的半值的列数(以下，称作半影半值宽度)设为n_dose(t)，则梯形分布220的面积等于使用n_dose(t)的长方形分布221的面积。n_dose(t)等于假定焦点扩展宽度L_Focal＝0而计算出的t旋转后的X射线照射列数。

如上所述，若考虑准直器10的垂直方向的厚度，则有在左侧准直器10L的右侧侧面10L-PlaneR的上端决定X射线的半影半值宽度的情况和在左侧准直器10L的右侧侧面10L-PlaneR的下端决定X射线的半影半值宽度的情况。若将上端和下端切换时的转数设为t＝t_change_dose，则t_change_dose是满足以下的式(15)的转数。

L(t_change_dose)＝0 ···(15)

此外，若将本影照射到全部列数N时的半影半值宽度设为N_dose，则N_dose满足以下的式(16)。

N_dose×D

＝((N×D-L_Focal)×Lc_lower/SOD+L_Focal)×SOD/Lc_lower

···(16)

一般，用式(17)、式(18)表示n_dose(t)。

t≤t_change_dose的情况下：

n_dose(t)＝(N_dose×D/2-L(t)×SOD/Lc_upper)/D ···(17)

t_change_dose＜t的情况下：

n_dose(t)＝(N_dose×D/2-L(t)×SOD/Lc_lower)/D ···(18)

若将每单位转数增加的相当于半影半值宽度的列数设为Δn_dose，则Δn_dose使用Δn_dose＝n_dose(t+1)-n_dose(t)和ΔL＝L(t+1)-L(t)，以以下的式(19)、式(20)表示。

t≤t_change_dose的情况下：

Δn_dose＝-ΔL×SOD/Lc_upper/D ···(19)

t_change_dose＜t的情况下：

Δn_dose＝-ΔL×SOD/Lc_lower/D ···(20)

在此，L_Focal≥0时，t_change_dose≤t_change。

t0与通过式(15)表示的转数t_change_dose的前后关系依存于逆投影相位宽度等，但假定t0＜t_change_dose≤t_change＜t2＜t4的情况下，将式(10)和式(11)的ΔL、式(3)和式(4)的Δn代入到式(19)和式(20)，可以通过以下的式(21)～(24)来表示。

t0≤t≤t_change_dose的情况下：

Δn_dose＝SOD/(SOD+FOV/2)×HP ···(21)

t_change_dose＜t≤t_change的情况下：

Δn_dose＝SOD/(SOD+FOV/2)×HP×Lc_upper/Lc_lower

···(22)

t_change＜t≤t2的情况下：

Δn_dose＝SOD/(SOD+FOV/2)×HP ···(23)

t2＜t≤t4的情况下：

Δn_dose＝SOD/(SOD-FOV/2)×HP ···(24)

图15表示拍摄开始附近60的n_dose(t)的时间变化图表的例子。图15的虚线230为拍摄中固定了准直器10的现有拍摄中的半影半值宽度，不依赖于t，为n_dose(t)＝N_dose。另一方面，图15的实线231为拍摄中动态地控制准直器10的本发明的半影半值宽度。

另外，在步骤S106中既可以如上所述地对每个检查条件根据准直器10的位置L(t)计算出n_dose(t)，也可以预先对每个检查条件计算出n_dose(t)并保存至系统控制装置124中，根据步骤S102的检查条件从系统控制装置124读出n_dose(t)。尤其，若预先计算出t0、t_change_dose、t_change、t2、t4、n_dose(t0)、n_dose(t_change_dose)、n_dose(t_change)、n_dose(t2)、Δn_dose等成为点的值并保存到系统控制装置124中，则能够简单地对任意的转数t计算出n_dose(t)，能够缩短计算时间。

t旋转后的辐射剂量与半影半值宽度n_dose(t)和最佳管电流I(t)的积成正比。将比例系数设为k时，可以用以下的式(25)表示t旋转后的辐射剂量R(t)。

R(t)＝k×n_dose(t)×I(t) ···(25)

图16表示辐射剂量R(t)的时间变化图表的例子。

图16的虚线240是现有拍摄中的辐射剂量R_past(t)，是使用图11(B)的虚线曲线207所示的现有的最佳管电流I_past(t)通过以下的式(26)计算而得的结果。

R_past(t)＝k×N_dose×I_Past(t) ···(26)

另一方面，图16的实线241是使用通过本发明的最佳管电流计算处理(图3的步骤S104)计算出的最佳管电流I(t)，用上述的式(25)计算而得的结果。然而，在“拍摄开始附近60和拍摄结束附近61”以外，曲线240和曲线241重叠。在拍摄开始附近60、拍摄结束附近61，n_dose(t)≤N_dose，因此辐射减少，并且通过对X射线照射区域照射最佳管电流I(t)恰当地维持画质。

用以下的式(27)表示拍摄范围整体的辐射剂量的累计值R，作为从拍摄开始时刻t＝t0至拍摄结束时刻t＝T为止的R(t)的累计值。

R＝k×∫(n_dose(t)×I(t))dt ···(27)

另外，也可以在图3的步骤S107的显示处理中显示图15所示的半影半值宽度n_dose(t)图表、图16所示的辐射剂量R(t)图表、辐射剂量的累计值R。通过显示这些，操作者在图3的步骤S108的拍摄条件确认处理中容易判断拍摄条件是否恰当。此外，如图17所示，也可以一并显示图15所示的半影半值宽度n_dose(t)图表和图16所示的辐射剂量R(t)图表。也可以将横轴的转数设为切片位置。

此外，也可以通过以下的式(28)，计算出旋转中心的半影的全宽的长度，即辐射被检体的体轴方向的范围W(t)。

W(t)＝(n(t)+2×(n_dose(t)-n(t)))×D ···(28)

在图3的步骤S107中，也可以显示辐射范围W(t)的时间变化或切片位置变化。也可以一并显示通过步骤S101得到的扫描图图像和辐射范围W(t)。想要避开水晶体等放射线敏感性高的部位的辐射地决定检查条件的情况下，显示辐射范围W(t)对判断步骤S108的检查条件是否恰当是重要的。

如以上说明的那样，在第1实施方式的X射线CT装置1(多层CT)中，系统控制装置124执行螺旋扫描。系统控制装置124可以对每个视角计算出满足检查条件的X射线照射区域，对计算出的X射线照射区域动态变化地设定用于计算每个视角的最佳的管电流量的解析线300的位置，根据解析线300上的解析结果，适当地控制在各视角要照射的X射线剂量。由此，尤其在拍摄开始附近60、拍摄结束附近61能够降低对图像重构不起作用的无效辐射，适当地维持开头图像附近/末尾图像附近的图像的画质。

此外，动态地控制准直器10以便对计算出的X射线照射区域可靠地照射X射线，因此能够适当地控制对计算出的X射线照射区域照射的X射线剂量。

并且，考虑后期重构条件计算出X射线照射区域，由此即使在后期重构时比扫描时的重构条件例如FOV大的情况或切片厚度大的情况下，X射线剂量也不会不足，能够适当地维持图像的画质。

另外，在以上的说明中重点示出了在拍摄开始附近60床105向图4、图8的左侧移动的情况，但在拍摄结束附近61或床105的移动方向反向的情况下，同样地考虑即可。尤其，在第3实施方式中，在后面叙述拍摄结束附近61。

此外，在上述的说明中，将X射线照射列数n(t)、最佳管电流I(t)、准直器10的位置L(t)表现为转数t的函数，但这些也可以通过旋转角度(视角)的函数，或床105的体轴方向的位置的函数等来表现。

[第2实施方式]

以下，参照图18对本发明的第2实施方式进行说明。

与第1实施方式的不同点在于，最佳管电流I(t)的计算处理(图3的步骤S104)。以下，仅对不同点进行说明，而省略相同点的说明。

在计算最佳管电流I(t)时的断面模型生成中，在第1实施方式中使用了相对于体轴垂直的断面(图8的解析线300)。这是因为扫描图的数据表示各切片位置的垂直断面上的衰减量，因此是简便且妥当的方法。然而，在垂直断面与X射线实际透射的具有锥角的路径之间产生锥角量的误差。尤其，在光束宽度较宽的情况、拍摄在体轴方向上变化大的被摄体的情况下，垂直断面的衰减量与实际X射线的衰减量的差值变大，有可能发生X射线剂量的过量或不足。因此，在第2实施方式中，考虑X射线的锥角来计算出最佳管电流I(t)。

在LAT扫描图中，在垂直方向上配置了X射线检测器106的通道，因此在垂直方向上以检测器通道数量的区域与检测器通道之间的间隔对投影数据进行采样。第2实施方式的系统控制装置124(X射线剂量计算部131)在某切片位置Z(t)_i设定具有从焦点向检测器入射的角度的解析线320。系统控制装置124(X射线剂量计算部131)收集相当于解析线320上的切片位置和检测器通道的数据，生成切片位置Z(t)_i的投影数据。

在第1实施方式中，切片位置Z(t)_i的投影数据为切片位置Z(t)_i的扫描图投影数据本身，与此相对，该第2实施方式的特征在于，部分地使用切片位置Z(t)_i以外的切片位置的扫描图投影数据，生成切片位置Z(t)_i的投影数据。由此，能够生成相对于体轴方向具有角度的解析线320上的断面模型，可以使用该断面模型来计算出考虑了X射线的入射方向的最佳管电流I(t)。

该第2实施方式的最佳管电流的计算方法尤其在X射线照射区域201包含锥角大的列的情况下有效，在锥角变大的多列的X射线检测器中光束宽度越大越有效。

[第3实施方式]

以下，参照图19～图22对本发明的第3实施方式进行说明。

与第1、第2实施方式的不同点在于，考虑在X射线照射列数n(t)的计算处理(图3的步骤S103)、最佳管电流I(t)的计算处理(图3的步骤S104)、以及准直器位置的计算处理(图3的步骤S105)中转数较少的情况，即图像重构区域200的范围(图像重构范围)设定得短的情况。以下，仅对与第1、第2实施方式的不同点进行说明，而省略相同点的说明。

在第1、第2实施方式中说明了拍摄开始附近60的准直器控制转数充分多，经过图8所示的t＝t4的“状态4”的全开状态后，转移到拍摄结束附近61的准直器控制的情况。另一方面，在转数少的情况下，对考虑了拍摄开始和拍摄结束双方的X射线照射区域计算出最佳管电流，同时考虑拍摄开始的准直器控制和拍摄结束的准直器控制，由此能够以适当的管电流和辐射剂量进行拍摄。以下说明即使在转数少，图像重构区域短的情况下，也对X射线照射区域计算出最佳管电流，减少拍摄开始附近/结束附近的无效辐射的同时生成图像的准直器控制方法。

首先，对X射线照射列数的计算处理(图3的步骤S103)进行说明。图19是表示X射线照射列数n(t)的时间变化的图表，(A)表示转数充分多的情况，图19(B)表示转数少的情况。

在转数充分多的情况下，如图19(A)所示，经过拍摄开始附近60的X射线照射列数增加至全部列数N的时刻t＝t4后，与拍摄开始附近60对称地计算出拍摄结束附近61的X射线照射列数即可，拍摄结束附近61的X射线照射列数随着时间减少。图8示出了转数充分多的情况下的拍摄开始附近60的X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202的时间经过。图20示出了转数充分多的情况下的拍摄结束附近61的X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202的时间经过。另一方面，在全部转数T少的情况下，如图19(B)所示，成为T－t4＜t4，产生拍摄开始附近60与拍摄结束附近61重叠的区间。

t4表示为了重构图像重构区域200的开头图像而需要末尾侧的列的时刻，T－t4表示为了重构图像重构区域200的末尾图像而不需要开头侧的列的时刻。因此，t＝T－t4以后，可以开始在拍摄开始侧和拍摄结束侧都不需要的开头侧的列的遮蔽。T－t4≤t＜t4的期间，拍摄开始侧的照射列数增加速度和拍摄结束侧的照射列数减少速度一致地消除，因此X射线照射列数n(t)的值是固定的。在图19(B)中，将该固定值表示为n(T/2)。

图21是在转数少的情况下，表示X射线照射区域201、X射线遮蔽区域202的图。状态2～状态4(T-t4≤t＜t4)的期间为相当于光束宽度的X射线检测器106的全部列数N中的两侧的列被遮蔽的状态。

考虑开头图像侧的图像重构，在t旋转后需要X射线照射的X射线照射列数设为n_start(t)，考虑末尾图像侧的图像重构，在t旋转后需要X射线照射的X射线照射列数设为n_end(t)时，使n_start(t)表现为用式(1)、式(2)表示的n(t)。可以用式(29)、式(30)表示n_end(t)。

T-t4≤t≤T-t2的情况下：

n_end(t)＝n(t2)+SOD/(SOD-FOV/2)×HP×(T-t2-t)

···(29)

T-t2＜t≤T的情况下：

n-end(t)＝n(t0)+SOD/(SOD+FOV/2)×HP×(T-t)

···(30)

用从在开头图像侧需要的X射线照射列数n_start(t)减去在末尾图像侧不需要的列数N-n_end(t)而得的列数表示T-t4≤t≤t4的X射线照射列数，因此转数少的情况下的X射线照射列数n(t)可以用以下的式(31)、式(32)、式(33)表示。

t0≤t＜T-t4的情况下：

n(t)＝n_start(t) ···(31)

T-t4≤t＜t4的情况下：

n(t)＝n_start(t)-(N-n_end(t))

＝2×n(t2)+SOD/(SOD-FOV/2)×HP×(T-2×t2)-N

＝n(T/2) ···(32)

t4≤t＜T的情况下：

n(t)＝n_end(t) ···(33)

接着，对最佳管电流I(t)的计算处理(图3的步骤S104)进行说明。

在转数充分多的情况下，根据图8、图20所示的切片位置Z(t)_i(i＝1，2，3，...n(t))的解析线300，如步骤S104所示那样计算出最佳管电流。在转数充分多的情况下，在拍摄开始附近60的t0≤t≤t4中，末尾切片位置Z(t)_n(t)相对于X射线源101的位置Z(t)变化，但开头切片位置Z(t)_1相对于Z(t)固定。此外，在转数充分多的情况下，在拍摄结束附近61的T－t4≤t≤T中，开头切片位置Z(t)_1相对于Z(t)变化，但末尾切片位置Z(t)_n(t)相对于Z(t)固定。

另一方面，在转数少的情况下，根据图21所示的切片位置Z(t)_i(i＝1，2，3，…n(t))的解析线300，如步骤S104所示那样计算出最佳管电流。转数少的情况的特征在于，在T－t4≤t≤t4中，开头切片位置Z(t)_1和末尾切片位置Z(t)_n(t)双方相对于Z(t)变化。

接着，对准直器位置的计算处理(图3的步骤S105)进行说明。首先，与第1实施方式同样地，考虑在拍摄过程中在体轴方向上可独立地控制左侧准直器10L、右侧准直器10R的准直器10。图21表示左侧准直器10L、右侧准直器10R的位置。到t＝t4为止，使左侧准直器10L与图8所示的转数充分多的情况下的拍摄开始附近60的左侧准直器10L同样地动作，t＝T－t4以后使右侧准直器10R与图20所示的转数充分多的情况下的拍摄结束附近61的右侧准直器10R同样地动作。

转数少的情况下，在拍摄开始附近的左侧准直器10L的动作停止为止，未必需要使拍摄结束附近的右侧准直器10R的动作维持停止。T－t4≤t≤t4的期间，使左侧准直器10L和右侧准直器10R同时恰当地动作，由此即使在转数少的情况下也能够以最小限的辐射，进行向图像重构所需要的全部列的照射。

此外，根据准直器10的机构的不同，准直器位置的计算方法不同。

说明不是如上述的准直器10那样能独立地控制左侧准直器10L和右侧准直器10R，而是具备能够一体地控制左侧准直器和右侧准直器的机构的准直器的情况。

拍摄过程中在体轴方向上能够一体地控制的准直器，左侧准直器与右侧准直器之间的开口宽度是固定的。在准直器以外，另外配置预准直器。为了遮蔽光束宽度外侧的X射线而使用预准直器。

能够一体地控制左右准直器的准直器的情况下，使用左侧准直器和右侧准直器中的某一方的准直片来进行X射线遮蔽，以便至少满足图21所示的向X射线照射区域201的X射线照射。

例如，在准直器中，将辐射抑制成最小限是如下的控制：到t＝T/2为止，使左侧准直器动作以使其成为与图8所示的拍摄开始附近60的左侧准直器10L相同的准直器位置，在t＝T/2，瞬时将使用于X射线遮蔽的准直片从左侧准直器切换到右侧准直器，在t＝T/2以后，使右侧准直器动作以使其成为与图20所示的拍摄结束附近61的右侧准直器10R相同的准直器位置。

能够一体地控制的准直器不需要分开控制左右准直器，在转数少的情况下，也能够以简单的结构、简单的控制来减少辐射剂量。

如以上说明的那样，在转数少的情况下，一起考虑拍摄开始附近和拍摄结束附近来控制最佳管电流的计算和准直器，由此不论能够独立控制的准直器还是能够一体地控制的准直器，都能够将辐射抑制成最小限，并且能够以最佳的X射线剂量生成图像重构区域200内的必要的图像。与在拍摄过程中不使准直器移动地固定地进行扫描的情况，或准直器一方的准直片的动作结束后开始另一方的准直片的动作的情况相比，得到充分高的辐射降低效果。

例如在儿童的拍摄等图像重构区域200短的情况下，该第3实施方式有效。此外，在螺旋扫描中，在1张图像中产生了偶发的伪影或不良的情况下，以与前后图像完全相同的条件重新拍摄图像的情况下有效。此外，在随访或术后的经过观察等中，关注部位的范围狭窄，并且为了与过去的图像进行比较，想要以与过去的图像相同的条件拍摄图像的情况下有效。此外，光束宽度广的拍摄条件能够以短的拍摄时间进行广范围的拍摄，因此被检者的呼吸停止时间少即可，成为临床所优选的条件。越是光束宽度广的拍摄条件，越能够以少的转数满足一定拍摄范围，因此需要进行转数少的情况的适当的处理。通过本实施例，即使在转数少的情况下，也能够以适当的最佳管电流和辐射剂量进行拍摄。

以上，说明了本发明的X射线CT装置的优选实施方式，但本发明并不限定于上述的实施方式。另外，本技术领域的技术人员在本申请所公开的技术思想的范围内，显然能够想到各种变形例或修正例，这些当然也属于本发明的技术范围。

符号说明

1X射线CT装置、100扫描机架部、101X射线源、102旋转盘、103准直单元、106X射线检测器、111准直器控制装置、120操作台、121输入装置、122图像重构装置、123存储装置、124系统控制装置、125显示装置、130X射线照射区域计算部、131X射线剂量计算部、132准直器控制量计算部、133控制部、10、10L、10R准直器、20焦点、60拍摄开始附近、61拍摄结束附近、200图像重构区域、201X射线照射区域、202X射线遮蔽区域、300、320解析线。

Claims (19)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：

X射线源，其向被检体照射X射线；

准直器，其限制从上述X射线源照射的X射线的照射范围；

X射线检测器，其与上述X射线源相对地配置，检测透射了上述被检体的X射线；

旋转盘，其搭载上述X射线源和上述X射线检测器，在上述被检体的周围旋转；

床，其对X射线照射区域搬入和搬出上述被检体；

图像重构装置，其根据由上述X射线检测器检测出的透射X射线剂量，重构上述被检体的图像；

显示装置，其显示由上述图像重构装置重构的图像；

X射线照射区域计算部，其根据检查条件计算每个视角的体轴方向的X射线照射区域；

X射线剂量计算部，其与由上述X射线照射区域计算部计算出的X射线照射区域对应地计算每个上述视角的照射X射线剂量；以及

控制部，其控制拍摄，使得对由上述X射线照射区域计算部计算出的每个视角的X射线照射区域分别照射由上述X射线剂量计算部计算出的照射X射线剂量，

上述X射线照射区域计算部根据上述检查条件中的图像重构条件，计算上述X射线照射区域。

2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述X射线照射区域包括从上述X射线源的位置向体轴方向偏移的位置，

上述X射线剂量计算部在上述X射线照射区域内设定用于决定上述照射X射线剂量的解析线，根据所设定的解析线上的解析结果计算上述照射X射线剂量。

3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，

相对于上述体轴方向垂直地设定上述解析线。

4.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，

根据上述X射线照射区域的各位置的X射线的入射角度设定上述解析线。

5.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述X射线剂量计算部针对每个视角在上述X射线照射区域内设定多条解析线，对每条解析线计算照射X射线剂量的候补，将计算出的照射X射线剂量的候补的平均值、最大值以及最小值中的任意一个设为上述视角的照射X射线剂量。

6.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述X射线剂量计算部针对每个视角在上述X射线照射区域内的代表性的切片位置设定上述解析线，计算所设定的解析线上的照射X射线剂量，并将该照射X射线剂量设为上述视角的照射X射线剂量。

7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述X射线照射区域计算部和上述X射线剂量计算部在螺旋扫描的拍摄开始附近或拍摄结束附近的任意一方或双方进行上述X射线照射区域的计算和上述照射X射线剂量的计算。

8.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置具备：检查条件设定部，其设定与拍摄时进行的图像重构的重构条件不同的后期重构条件作为上述检查条件，

上述X射线照射区域计算部根据上述拍摄时的重构条件和上述后期重构条件，计算上述X射线照射区域。

9.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置还具备：准直器控制部，其按照上述X射线照射区域计算部计算出的X射线照射区域的每个视角的变化控制上述准直器，使得将X射线的本影照射到上述X射线照射区域。

10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述准直器控制部还根据包含上述X射线源的焦点大小、上述准直器的厚度以及入射到上述X射线检测器的X射线的通道方向开度角中的任意1个以上的参数来控制上述准直器。

11.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置具备：辐射剂量计算部，其根据上述X射线照射区域计算部计算出的X射线照射区域和上述X射线剂量计算部计算出的照射X射线剂量，计算辐射剂量；以及

用户界面部，其在上述显示装置中显示上述X射线照射区域的时间变化、上述X射线照射区域的切片位置变化、上述照射X射线剂量的时间变化、上述照射X射线剂量的切片位置变化、上述辐射剂量的时间变化以及上述辐射剂量的切片位置变化中的任意一个以上。

12.根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置还具备：辐射范围计算部，其根据上述X射线照射区域计算部计算出的X射线照射区域，计算辐射范围，

上述用户界面部显示上述辐射范围的时间变化或上述辐射范围的切片位置变化。

13.根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于，

上述用户界面部以比较的方式显示在上述X射线剂量计算部中计算出的照射X射线剂量的时间变化或切片位置变化、以及在上述X射线源的切片位置计算出的照射X射线剂量的时间变化或切片位置变化。

14.根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置还具备：输入部，其输入用于许可或不许可上述用户界面部的显示内容中的拍摄的指示，

若通过上述输入部输入许可拍摄的指示，则上述控制部开始拍摄，若通过上述输入部输入不许可拍摄的指示，则上述控制部转移到上述检查条件的重新设定。

15.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

根据上述检查条件中的转数或图像重构范围的设定，考虑螺旋扫描的拍摄开始附近和拍摄结束附近的双方，上述X射线照射区域计算部计算上述X射线照射区域，上述X射线剂量计算部计算照射X射线剂量。

16.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，

在上述准直器具有多个准直片的情况下，上述准直器控制部还根据上述检查条件中的转数或图像重构范围的设定，同时控制上述多个准直片。

17.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，

该X射线CT装置还具备：辐射剂量计算部，其根据上述准直器控制部计算出的准直器位置和上述X射线剂量计算部计算出的照射X射线剂量，计算辐射剂量；以及

用户界面部，其在上述显示装置中显示上述X射线照射区域的时间变化、上述X射线照射区域的切片位置变化、上述照射X射线剂量的时间变化、上述照射X射线剂量的切片位置变化、上述辐射剂量的时间变化以及上述辐射剂量的切片位置变化中的任意一个以上。

18.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，

与上述被检体的体轴方向的位置无关地维持通过上述图像重构装置重构的图像的画质。

19.一种拍摄方法，其特征在于，

X射线CT装置的控制装置执行包含如下步骤的处理：

第1步骤，根据检查条件计算每个视角的体轴方向的X射线照射区域；

第2步骤，与在上述第1步骤中计算出的X射线照射区域对应地计算每个上述视角的照射X射线剂量；以及

第3步骤，控制拍摄，以便对在上述第1步骤中计算出的每个视角的X射线照射区域分别照射在上述第2步骤中计算出的照射X射线剂量，

在所述第1步骤中，根据上述检查条件中的图像重构条件，计算上述X射线照射区域。