JP2001276040A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 被検体への無用な被曝を抑え、適正なＸ線量
の照射を実現したい。 【解決手段】 被検体に関する、ＣＴスキャナ１０２の
回転角度とＸ線透過長との関係を示すモデルＭをメモリ
に格納しておき、該被検体に対してのＣＴスキャン計測
時に、このモデルＭから定まるスキャナ１０２の回転角
度毎の設定管電流によるＸ線を、当該被検体に照射して
ＣＴスキャン計測を行う。ここで、モデルＭとは、生体
と同質の水やポリエチレン等の均一材質より成るものに
Ｘ線透過長を換算した、スキャナの回転角度とＸ線透過
長との関係を示す。モデルは、事前のスキャノグラム撮
影又は低線量ＣＴスキャンにより得る。
の照射を実現したい。 【解決手段】 被検体に関する、ＣＴスキャナ１０２の
回転角度とＸ線透過長との関係を示すモデルＭをメモリ
に格納しておき、該被検体に対してのＣＴスキャン計測
時に、このモデルＭから定まるスキャナ１０２の回転角
度毎の設定管電流によるＸ線を、当該被検体に照射して
ＣＴスキャン計測を行う。ここで、モデルＭとは、生体
と同質の水やポリエチレン等の均一材質より成るものに
Ｘ線透過長を換算した、スキャナの回転角度とＸ線透過
長との関係を示す。モデルは、事前のスキャノグラム撮
影又は低線量ＣＴスキャンにより得る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体の被曝量の
軽減及びＸ線量の適量化をはかるＸ線ＣＴ装置に関す
る。
軽減及びＸ線量の適量化をはかる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、同一のスキャン条件（管電圧や管電流等）で、撮影
を行うようにしている。また、近年被検体をら旋状にス
キャンするヘリカルスキャンが広く用いられてきている
が、体軸方向のスキャン条件もスキャン中は一定であ
る。従って、例えば被検体の断面が、スキャナの回転軸
に対して同心円ではなく楕円である場合、Ｘ線源の角度
に従って、Ｘ線の透過長も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。また、肺等の低密度の臓器と、肝等腹部の
実質臓器とでは、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
当なようにＸ線量を設定すると、肝では不足し、肝に適
当なようにＸ線量を設定すると、肺では、不足する事態
が生じる。
は、同一のスキャン条件（管電圧や管電流等）で、撮影
を行うようにしている。また、近年被検体をら旋状にス
キャンするヘリカルスキャンが広く用いられてきている
が、体軸方向のスキャン条件もスキャン中は一定であ
る。従って、例えば被検体の断面が、スキャナの回転軸
に対して同心円ではなく楕円である場合、Ｘ線源の角度
に従って、Ｘ線の透過長も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。また、肺等の低密度の臓器と、肝等腹部の
実質臓器とでは、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
当なようにＸ線量を設定すると、肝では不足し、肝に適
当なようにＸ線量を設定すると、肺では、不足する事態
が生じる。
【０００３】透過するＸ線量が不足する場合、検出され
るＸ線光子の減少からＳ／Ｎが悪化し、結果として再構
成によって得られる断層像画像全体の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、無効な被曝がなされていることになる。これら
の問題点を解決する方法として、特開昭５３−１１０４
９５号の管電圧を制御する方法や、特開平９−１０８２
０９号、特開平１０−３０９２７１号の管電流を制御す
る方法がある。
るＸ線光子の減少からＳ／Ｎが悪化し、結果として再構
成によって得られる断層像画像全体の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、無効な被曝がなされていることになる。これら
の問題点を解決する方法として、特開昭５３−１１０４
９５号の管電圧を制御する方法や、特開平９−１０８２
０９号、特開平１０−３０９２７１号の管電流を制御す
る方法がある。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特開昭
５３−１１０４９５号の管電圧を制御する方法は、スキ
ャン中にＸ線のスペクトルが変化するために、ＣＴ値が
決定できない問題点があり、現在主流となるのは、管電
流を変化させる方法である。管電流を、被検体に応じて
最適に制御するためには、特開平１０−３０９２７１号
のように、スキャナ回転の半周期前の透過データを用い
て制御する方法と、特開平９−１０８２０９号のよう
に、異なる２方向からスキャノグラムをもとにしてあら
かじ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。
５３−１１０４９５号の管電圧を制御する方法は、スキ
ャン中にＸ線のスペクトルが変化するために、ＣＴ値が
決定できない問題点があり、現在主流となるのは、管電
流を変化させる方法である。管電流を、被検体に応じて
最適に制御するためには、特開平１０−３０９２７１号
のように、スキャナ回転の半周期前の透過データを用い
て制御する方法と、特開平９−１０８２０９号のよう
に、異なる２方向からスキャノグラムをもとにしてあら
かじ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。
【０００５】スキャナ回転の半周期前の透過データを用
いる方法は、特にヘリカルスキャンで、スキャンピッチ
を大きくする場合に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、被検体の特性が大きく変わる
領域では、対応できない。異なる２方向からスキャノグ
ラムを取得する方法は、無用な被曝を増加させることに
なり、管電流制御による低被曝化の目的に相反するもの
である。
いる方法は、特にヘリカルスキャンで、スキャンピッチ
を大きくする場合に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、被検体の特性が大きく変わる
領域では、対応できない。異なる２方向からスキャノグ
ラムを取得する方法は、無用な被曝を増加させることに
なり、管電流制御による低被曝化の目的に相反するもの
である。
【０００６】本発明は、上記の問題点を考慮し、被検体
を透過するＸ線量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向
上させ、かつ無用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を
実現することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにあ
る。
を透過するＸ線量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向
上させ、かつ無用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を
実現することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにあ
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体に関す
る、ＣＴ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、該被検体に対しての
ＣＴ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、当該被検体に
照射してＣＴスキャン計測を行い、ＣＴ再構成画像を得
るＸ線ＣＴ装置を開示する。
る、ＣＴ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、該被検体に対しての
ＣＴ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、当該被検体に
照射してＣＴスキャン計測を行い、ＣＴ再構成画像を得
るＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００８】更に本発明は、被検体に対してスキャノグ
ラム撮影を行って得たスキャノグラム画像データから、
スライス位置対応の、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透
過長との関係を示す二次元又は体軸位置とＣＴスキャナ
の回転角度とＸ線透過長との関係を示す三次元モデルを
作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位
置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設
定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えて
Ｘ線照射を制御して、当該被検体に対するＣＴスキャン
計測を行う第３の手段と、このＣＴスキャンで得た投影
データから画像再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ
線ＣＴ装置を開示する。
ラム撮影を行って得たスキャノグラム画像データから、
スライス位置対応の、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透
過長との関係を示す二次元又は体軸位置とＣＴスキャナ
の回転角度とＸ線透過長との関係を示す三次元モデルを
作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位
置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設
定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えて
Ｘ線照射を制御して、当該被検体に対するＣＴスキャン
計測を行う第３の手段と、このＣＴスキャンで得た投影
データから画像再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ
線ＣＴ装置を開示する。
【０００９】更に本発明は、被検体に対して予備撮影Ｃ
Ｔヘリカルスキャンを行って得た予備撮影ＣＴ投影デー
タから、体軸方向に沿う、ＣＴスキャナの回転角度とＸ
線透過長との関係を体軸方向に沿って示す三次元モデル
を作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位
置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設
定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えて
Ｘ線照射を制御して、当該被検体に対する本撮影のＣＴ
ヘリカルスキャンを行う第３の手段と、このＣＴスキャ
ンで得た投影データから画像再構成を行う第４の手段
と、を備えるＸ線ＣＴ装置を開示する。
Ｔヘリカルスキャンを行って得た予備撮影ＣＴ投影デー
タから、体軸方向に沿う、ＣＴスキャナの回転角度とＸ
線透過長との関係を体軸方向に沿って示す三次元モデル
を作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位
置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設
定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えて
Ｘ線照射を制御して、当該被検体に対する本撮影のＣＴ
ヘリカルスキャンを行う第３の手段と、このＣＴスキャ
ンで得た投影データから画像再構成を行う第４の手段
と、を備えるＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１０】更に本発明は、モデルは、均質な材質であ
って生体に近い材質換算の透過長モデルとするＸ線ＣＴ
装置を開示する。
って生体に近い材質換算の透過長モデルとするＸ線ＣＴ
装置を開示する。
【００１１】
【発明の実施の形態】図１を用いて、本発明の実施形態
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。同図に示すよう
に、このＸ線ＣＴ装置は、主として、表示装置１００、
装置全体を統括するホストコンピュータ１０１、Ｘ線源
２００、Ｘ線検出器２０５等を搭載し、患者に対して連
続回転可能なスキャナ１０２、画像の前処理や画像再構
成処理、あるいは各種解析処理を担当する画像処理装置
１０３、Ｘ線源２００に高電圧を供給する高電圧発生装
置１０４、及び患者２０２をのせる患者テーブル１０５
等から成る。尚、スキャナ１０２と患者２０２とは、相
対的に回転することができればよいので、患者２０２が
静止して、スキャナ１０２が回転してもよいし、スキャ
ナ１０２が固定していて患者２０２の方が回転するとし
てもよい。
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。同図に示すよう
に、このＸ線ＣＴ装置は、主として、表示装置１００、
装置全体を統括するホストコンピュータ１０１、Ｘ線源
２００、Ｘ線検出器２０５等を搭載し、患者に対して連
続回転可能なスキャナ１０２、画像の前処理や画像再構
成処理、あるいは各種解析処理を担当する画像処理装置
１０３、Ｘ線源２００に高電圧を供給する高電圧発生装
置１０４、及び患者２０２をのせる患者テーブル１０５
等から成る。尚、スキャナ１０２と患者２０２とは、相
対的に回転することができればよいので、患者２０２が
静止して、スキャナ１０２が回転してもよいし、スキャ
ナ１０２が固定していて患者２０２の方が回転するとし
てもよい。
【００１２】図２は、上記スキャナ１０２の詳細を示す
図であり、スキャナ１０２は、Ｘ線源２００とＸ線検出
器２５０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２００から発生したＸ線は、コリメータ
２０１によって、ビームの幅が制限されたＸ線２０４と
なって患者２０２に照射される。Ｘ線源２００は、高電
圧発生装置１０４を介してホストコンピュータ１０１に
よって制御される。スキャナ全体は、スキャナ角度検出
手段２０６によって角度を検出し、検出した角度に基づ
いてホストコンピュータ１０１が、スキャナ駆動手段２
０７を制御し、スキャナ１０２を駆動する。検出器２５
０によって検出された検出データは、画像処理装置１０
３において、ホストコンピュータ１０１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の後
に、表示装置１００にて表示される。
図であり、スキャナ１０２は、Ｘ線源２００とＸ線検出
器２５０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２００から発生したＸ線は、コリメータ
２０１によって、ビームの幅が制限されたＸ線２０４と
なって患者２０２に照射される。Ｘ線源２００は、高電
圧発生装置１０４を介してホストコンピュータ１０１に
よって制御される。スキャナ全体は、スキャナ角度検出
手段２０６によって角度を検出し、検出した角度に基づ
いてホストコンピュータ１０１が、スキャナ駆動手段２
０７を制御し、スキャナ１０２を駆動する。検出器２５
０によって検出された検出データは、画像処理装置１０
３において、ホストコンピュータ１０１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の後
に、表示装置１００にて表示される。
【００１３】本発明は、かかるＣＴ装置を用いて、ＣＴ
スキャン撮影に先立ってスキャノグラム撮影を行い、管
電流を制御するための標準モデルを得ておく。標準モデ
ルは、被検体のＸ線透過長をスキャナの回転角度毎に算
出可能な、生体に近い材質に換算したモデルである。こ
のモデルとは、スキャナの回転角度と透過長との関係を
示す。このＸ線透過長モデルを取得した後で実際のＣＴ
計測を行うが、ＣＴ計測に際して管電流の制御を上記モ
デルを利用して行う。即ち、スキャナの回転角度毎にモ
デルから透過長を求め、この透過長に適合する管電流を
求め、この管電流になるようにその回転角度での管電流
制御を行う。回転角度は、その基本ピッチ単位でのもの
でもよく、又は、数ピッチ単位の回転角度であってもよ
い。
スキャン撮影に先立ってスキャノグラム撮影を行い、管
電流を制御するための標準モデルを得ておく。標準モデ
ルは、被検体のＸ線透過長をスキャナの回転角度毎に算
出可能な、生体に近い材質に換算したモデルである。こ
のモデルとは、スキャナの回転角度と透過長との関係を
示す。このＸ線透過長モデルを取得した後で実際のＣＴ
計測を行うが、ＣＴ計測に際して管電流の制御を上記モ
デルを利用して行う。即ち、スキャナの回転角度毎にモ
デルから透過長を求め、この透過長に適合する管電流を
求め、この管電流になるようにその回転角度での管電流
制御を行う。回転角度は、その基本ピッチ単位でのもの
でもよく、又は、数ピッチ単位の回転角度であってもよ
い。
【００１４】更に、ＣＴスキャンは、被検体を移動しな
い単一スライス位置スキャンの例、及び被検体を移動し
てのヘリカルスキャンの例のいずれにも適用する。前者
の場合その単一スライス位置での単一モデル（即ちスキ
ャナの回転角度と透過長との二軸からなる二次元モデ
ル）でよいが、後者の場合、ヘリカルスキャン方向（体
軸方向）に沿っての各スライス位置でのそれぞれの二次
元モデル（即ち体軸方向位置Ｚで定まるスキャナの回転
角度と透過長とから成る二次元モデル）を求めておくこ
とが必要である。この後者の例で、スキャノグラム画像
から求めたモデル数が少なく、即ち、互いにある程度離
れたスライス位置毎の二次元モデルであれば、隣り合う
二次元モデル間で補間によりその中間位置（１つ又は複
数）モデルを求めて三次元モデルを構築して利用する。
二次元モデルは、例えば短軸と長軸とを有する楕円とす
る。短軸と長軸との大きさのそれぞれがスライス位置毎
に透過長に応じて種々変わる。モデルは生体に近いある
標準材質で均一なものとし、その一例は水又はそれに近
いものが好ましい。もちろん、それ以外の材質の採用も
ある。材質によって定まる係数（材質係数と定義）を事
前に求めておき、モデル作成時に短軸、長軸（又は管電
流計算時に管電流）に反映させる。
い単一スライス位置スキャンの例、及び被検体を移動し
てのヘリカルスキャンの例のいずれにも適用する。前者
の場合その単一スライス位置での単一モデル（即ちスキ
ャナの回転角度と透過長との二軸からなる二次元モデ
ル）でよいが、後者の場合、ヘリカルスキャン方向（体
軸方向）に沿っての各スライス位置でのそれぞれの二次
元モデル（即ち体軸方向位置Ｚで定まるスキャナの回転
角度と透過長とから成る二次元モデル）を求めておくこ
とが必要である。この後者の例で、スキャノグラム画像
から求めたモデル数が少なく、即ち、互いにある程度離
れたスライス位置毎の二次元モデルであれば、隣り合う
二次元モデル間で補間によりその中間位置（１つ又は複
数）モデルを求めて三次元モデルを構築して利用する。
二次元モデルは、例えば短軸と長軸とを有する楕円とす
る。短軸と長軸との大きさのそれぞれがスライス位置毎
に透過長に応じて種々変わる。モデルは生体に近いある
標準材質で均一なものとし、その一例は水又はそれに近
いものが好ましい。もちろん、それ以外の材質の採用も
ある。材質によって定まる係数（材質係数と定義）を事
前に求めておき、モデル作成時に短軸、長軸（又は管電
流計算時に管電流）に反映させる。
【００１５】以上の考え方を更に具体的に説明する。 （１）、先ず、本発明の前提について説明する。 図３は、被検体とＸ線源、投影データの関係を示したも
のである。スキャナ角度が０度（即ちＸ線源が０度）の
位置にある時、Ｘ線は被検体の短軸（即ち一番短い経
路）を通過する。Ｘ線源が９０度の位置にある時は、Ｘ
線は被検体の長軸、即ち一番長い経路を通過する。
のである。スキャナ角度が０度（即ちＸ線源が０度）の
位置にある時、Ｘ線は被検体の短軸（即ち一番短い経
路）を通過する。Ｘ線源が９０度の位置にある時は、Ｘ
線は被検体の長軸、即ち一番長い経路を通過する。
【００１６】投影データは、図３（ｉ）、（ii）に示す
ようにＸ線検出器が検出したＸ線量から、Ｘ線の減衰量
に変換したものである。投影データは、図のようにＸ軸
が被検体の幅に相当し、Ｙ軸が被検体によるＸ線の減衰
量、つまりＸ線が透過した経路長に相当する。勿論被検
体は、その中心がスキャナの回転中心であるアイソセン
タにほぼ一致するように設定されている。又、被検体の
投影データ上のチャンネル方向の広がりは、Ｘ線源−ア
イソセンタ間距離ＳＩＤを、Ｘ線源−Ｘ線検出器間距離
ＳＯＤで除し、チャンネルピッチを乗することで、アイ
ソセンタ位置での被検体の幅に変換できる。
ようにＸ線検出器が検出したＸ線量から、Ｘ線の減衰量
に変換したものである。投影データは、図のようにＸ軸
が被検体の幅に相当し、Ｙ軸が被検体によるＸ線の減衰
量、つまりＸ線が透過した経路長に相当する。勿論被検
体は、その中心がスキャナの回転中心であるアイソセン
タにほぼ一致するように設定されている。又、被検体の
投影データ上のチャンネル方向の広がりは、Ｘ線源−ア
イソセンタ間距離ＳＩＤを、Ｘ線源−Ｘ線検出器間距離
ＳＯＤで除し、チャンネルピッチを乗することで、アイ
ソセンタ位置での被検体の幅に変換できる。
【００１７】図４は、投影データに関する吸収率の相異
の説明である。一般に生体は、体内に肺や骨などの構造
を持つため、密度が不均質である。従って、例えば図４
（ｉ）、（ii）に示すように、肺を含む断面をＸ線が透
過した時の減衰量は、同一の大きさでも肝臓のような実
質臓器を含む断面をＸ線が透過した時の減衰量よりも少
ない。つまり、実際にＸ線が透過した経路の長さが同じ
であっても透過した部位の減衰率によってＸ線の減衰量
は異なる。
の説明である。一般に生体は、体内に肺や骨などの構造
を持つため、密度が不均質である。従って、例えば図４
（ｉ）、（ii）に示すように、肺を含む断面をＸ線が透
過した時の減衰量は、同一の大きさでも肝臓のような実
質臓器を含む断面をＸ線が透過した時の減衰量よりも少
ない。つまり、実際にＸ線が透過した経路の長さが同じ
であっても透過した部位の減衰率によってＸ線の減衰量
は異なる。
【００１８】断層像画像を再構成するためには、一定以
上のＸ線量が必要であるのは言うまでもないが、Ｘ線量
が多すぎる場合もいたずらに被曝量を増やすだけで利益
が少ない。
上のＸ線量が必要であるのは言うまでもないが、Ｘ線量
が多すぎる場合もいたずらに被曝量を増やすだけで利益
が少ない。
【００１９】（２）、透過長モデルの算出について説明
する。 ＣＴ計測に先立って、ＣＴ計測を行う被検者に対してス
キャノグラム撮影を行い、スキャノグラム画像データを
得る。図５（ｉ）は、かかるスキャノグラム画像３００
を示す。図は、胸部から腹の中間部位までの領域を撮影
領域とした。かかるスキャノグラム領域の中からＣＴス
ライス位置が選ばれる。図で、Ｐ1、…、Ｐi、…、
Ｐj、…、Ｐnがスライス位置である。このような多数の
スライス位置の設定には、ヘリカルスキャンが好まし
い。
する。 ＣＴ計測に先立って、ＣＴ計測を行う被検者に対してス
キャノグラム撮影を行い、スキャノグラム画像データを
得る。図５（ｉ）は、かかるスキャノグラム画像３００
を示す。図は、胸部から腹の中間部位までの領域を撮影
領域とした。かかるスキャノグラム領域の中からＣＴス
ライス位置が選ばれる。図で、Ｐ1、…、Ｐi、…、
Ｐj、…、Ｐnがスライス位置である。このような多数の
スライス位置の設定には、ヘリカルスキャンが好まし
い。
【００２０】図５（ii）、（iii）はモデル決定の説明
図である。スライス位置Ｐi、Ｐj、（ここで、２つのス
ライス位置Ｐi、Ｐjは互いに独立であり、関連はない。
２つのスライス位置Ｐi、Ｐjとしたのは、楕円の短軸、
長軸の値がスライス位置で変わると言うことを主張した
いためである）でのＣＴ断層像が図５（ii）の如く仮に
なっているとすると、その縦方向の減衰量の投影は図５
（iii）の如くなるはずである。そこで、図５（iii）の
投影で、最大減衰量ｂi、ｂj、及び投影面積Ｓi、Ｓjに
注目すると、ｂi、Ｓiはスライス位置Ｐiでの断層画像
の透過状況を反映し、ｂj、Ｓjはスライス位置Ｐjでの
断層画像の透過状況を反映した値と見てよい。
図である。スライス位置Ｐi、Ｐj、（ここで、２つのス
ライス位置Ｐi、Ｐjは互いに独立であり、関連はない。
２つのスライス位置Ｐi、Ｐjとしたのは、楕円の短軸、
長軸の値がスライス位置で変わると言うことを主張した
いためである）でのＣＴ断層像が図５（ii）の如く仮に
なっているとすると、その縦方向の減衰量の投影は図５
（iii）の如くなるはずである。そこで、図５（iii）の
投影で、最大減衰量ｂi、ｂj、及び投影面積Ｓi、Ｓjに
注目すると、ｂi、Ｓiはスライス位置Ｐiでの断層画像
の透過状況を反映し、ｂj、Ｓjはスライス位置Ｐjでの
断層画像の透過状況を反映した値と見てよい。
【００２１】そこで、楕円をモデル図形とし、短軸をｂ
i、ｂj、楕円の面積をＳi、Ｓjとする楕円の長軸を
ａi、ａjとすると、
i、ｂj、楕円の面積をＳi、Ｓjとする楕円の長軸を
ａi、ａjとすると、
【数１】 から、Ｓi、ｂi、Ｓj、ｂjが既知であるとすれば、
ａi、ａjは、以下となる。
ａi、ａjは、以下となる。
【数２】 尚、実際上は、楕円体モデルは、その材質によって、Ｓ
i、ｂi、Ｓj、ｂjの修正が必要である。そこで、材質に
よって透過長を定めるため、その関係を示す材質係数ｋ
を導入する。材質係数は、ｂ、Ｓそれぞれ毎に定めても
よいが、例えば短軸ｂで統一し、数２のｂiに変わっ
て、ｂi1＝ｋｂi、ｂj1＝ｋｂjを代入した数３を利用す
る。
i、ｂi、Ｓj、ｂjの修正が必要である。そこで、材質に
よって透過長を定めるため、その関係を示す材質係数ｋ
を導入する。材質係数は、ｂ、Ｓそれぞれ毎に定めても
よいが、例えば短軸ｂで統一し、数２のｂiに変わっ
て、ｂi1＝ｋｂi、ｂj1＝ｋｂjを代入した数３を利用す
る。
【数３】 材質例としては、人体組織に近い水の例がある。それ以
外に、同質と見られるポリエチレンやアクリル樹脂の如
き例、その他の材質例もある。
外に、同質と見られるポリエチレンやアクリル樹脂の如
き例、その他の材質例もある。
【００２２】図６には、以上の楕円体によるモデルを示
す。図６（ｉ）がスキャノグラム画像から楕円体、図５
（ii）がそれに材質係数ｋを反映した換算の楕円体モデ
ルを示す。
す。図６（ｉ）がスキャノグラム画像から楕円体、図５
（ii）がそれに材質係数ｋを反映した換算の楕円体モデ
ルを示す。
【００２３】図７（ｉ）、（ii）は、それぞれ左側の如
き断層画像の例での楕円体モデルＭ 1、Ｍ2を示す。モデル
Ｍ1は短軸ｂと長軸ａとがａ=ｂとなる真円の例、モデル
Ｍ2は長軸ａが短軸ｂの２倍（ａ＝２ｂ）の楕円の例で
ある。図７（iii）は、体軸方向に複数のモデルＭ1、Ｍ
2、Ｍ3を得た例である。モデルＭ1、Ｍ2、Ｍ3の体軸方
向ピッチＺpが粗いときには、例えば、隣り合うモデル
間で最小自乗法により、その途中の１つ又は２つ以上の
モデルを補間で求める。
き断層画像の例での楕円体モデルＭ 1、Ｍ2を示す。モデル
Ｍ1は短軸ｂと長軸ａとがａ=ｂとなる真円の例、モデル
Ｍ2は長軸ａが短軸ｂの２倍（ａ＝２ｂ）の楕円の例で
ある。図７（iii）は、体軸方向に複数のモデルＭ1、Ｍ
2、Ｍ3を得た例である。モデルＭ1、Ｍ2、Ｍ3の体軸方
向ピッチＺpが粗いときには、例えば、隣り合うモデル
間で最小自乗法により、その途中の１つ又は２つ以上の
モデルを補間で求める。
【００２４】（３）、管電流の求め方を説明する。 以上求めたモデルは、図５（ii）、 図７（ｉ）、（i
i）からわかるようにそのスライス位置での断層画像で
の断層画像の透過長を反映したものである。モデルは一
旦、レジスタを含むメモリに格納しておく。但し、リア
ルタイムでモデルの作成、その利用をする場合には、レ
ジスタを利用する。そして、あるスライス位置が決定し
た時、その位置のモデルをメモりから取り出し、スキャ
ナ角度毎に、モデルから得られる透過長に基づいて管電
流を決定し、この管電流になるようにその投影角でのＸ
線管の管電流を制御する。
i）からわかるようにそのスライス位置での断層画像で
の断層画像の透過長を反映したものである。モデルは一
旦、レジスタを含むメモリに格納しておく。但し、リア
ルタイムでモデルの作成、その利用をする場合には、レ
ジスタを利用する。そして、あるスライス位置が決定し
た時、その位置のモデルをメモりから取り出し、スキャ
ナ角度毎に、モデルから得られる透過長に基づいて管電
流を決定し、この管電流になるようにその投影角でのＸ
線管の管電流を制御する。
【００２５】これを図８、図７（iii）から説明する。
図７は、モデルＭに対するスキャナ回転角度β＝０°で
の様子を示す。この角度β＝０°でのスキャノグラム投
影からモデルＭを求めたものとする。かかるモデルＭに
対して、Ｘ線ＣＴ計測での回転角度θだけ傾いていると
すると、そのときの楕円体Ｍの中心位置（例えばアイソ
センタ）を通るパスの長さＤは、次式となる（図７（ii
i）参照）。
図７は、モデルＭに対するスキャナ回転角度β＝０°で
の様子を示す。この角度β＝０°でのスキャノグラム投
影からモデルＭを求めたものとする。かかるモデルＭに
対して、Ｘ線ＣＴ計測での回転角度θだけ傾いていると
すると、そのときの楕円体Ｍの中心位置（例えばアイソ
センタ）を通るパスの長さＤは、次式となる（図７（ii
i）参照）。
【数４】 ここで、ａとは数３のａiやａjを指す。
【００２６】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Ｓ1〜Ｓnの中でのパス最大
値）をＤmax、最小値（同じくパスの最小値）をＤminと
する。この値はモデルを作るときに既知である。管電流
をＩmax（ｍＡ）からＩmin（ｍＡ）の範囲で変化させる
場合、パスＤにおける管電流Ｉは次式となる。
の最大値（全スライス位置Ｓ1〜Ｓnの中でのパス最大
値）をＤmax、最小値（同じくパスの最小値）をＤminと
する。この値はモデルを作るときに既知である。管電流
をＩmax（ｍＡ）からＩmin（ｍＡ）の範囲で変化させる
場合、パスＤにおける管電流Ｉは次式となる。
【数５】 スキャナ回転角度θ毎に、数４、数５により管電流Ｉが
求まる。かかる管電流Ｉになるようにその回転角度θで
の管電流を制御する。かくして、ＣＴ計測に際して、ス
キャナの角度毎にモデルＭで定まる管電流ＩでＸ線管が
制御され、厚さに対応した適正なＸ線照射を実現する。
求まる。かかる管電流Ｉになるようにその回転角度θで
の管電流を制御する。かくして、ＣＴ計測に際して、ス
キャナの角度毎にモデルＭで定まる管電流ＩでＸ線管が
制御され、厚さに対応した適正なＸ線照射を実現する。
【００２７】第２の実施の形態について説明する。第１
の実施の形態では、透過長モデルは、ＣＴスキャン計測
の前に行ったスキャノグラム撮影によって得たスキャノ
グラム画像データから得るものとした。第２の実施の形
態では、ＣＴスキャンの前に、予備撮影、例えば低線量
による、ＣＴスキャンを行って透過長モデルを得る。Ｘ
線ＣＴ装置は、スキャノグラム撮影を行うことも、低線
量によるＣＴスキャンを行うことも（リアルタイム透視
を行うＣＴ透視と称せられる技術分野）、可能である
故、第１の実施の形態では、前者を選択操作すること
で、第２の実施の形態では後者を選択操作することで、
透過長モデルを求める。
の実施の形態では、透過長モデルは、ＣＴスキャン計測
の前に行ったスキャノグラム撮影によって得たスキャノ
グラム画像データから得るものとした。第２の実施の形
態では、ＣＴスキャンの前に、予備撮影、例えば低線量
による、ＣＴスキャンを行って透過長モデルを得る。Ｘ
線ＣＴ装置は、スキャノグラム撮影を行うことも、低線
量によるＣＴスキャンを行うことも（リアルタイム透視
を行うＣＴ透視と称せられる技術分野）、可能である
故、第１の実施の形態では、前者を選択操作すること
で、第２の実施の形態では後者を選択操作することで、
透過長モデルを求める。
【００２８】以下では、ヘリカルスキャンの例で予備撮
影を利用しての第２の実施の形態を説明する。図９にそ
の計測手順及び処理並びに制御のフローを示す。フロー
Ｆ１でベッドに被検者を載せ、フローＦ２で低線量ヘリ
カルスキャン計測を行う。低線量とは、例えば管電流Ｉ
が２０ｍＡの例を云う。ヘリカルスキャン計測のための
体軸方向の計測位置及びその範囲は本来のＣＴヘリカル
スキャン計測の位置と範囲に一致させることが好ましい
が、不一致（例えば、範囲を狭くする）の例もありう
る。フローＦ3では、フローＦ2で得た低線量ヘリカルス
キャン投影データをもとに、ＣＴ透視、即ち、リアルタ
イム再構成を行う。かくして複数スライス位置での再構
成画像データＧ1、Ｇ2、…、Ｇnを得る。スライスピッ
チを例えば１ｍｍとし、３００ｍｍの範囲のヘリカルス
キャン計測であれば、３００枚の再構成画像データを得
る。フローＦ4では、３００枚の各再構成画像それぞれ
について、任意の方向から投影したスキャノグラム画像
データを求める。そして、第１の実施の形態の考え方又
は後述する新しい考え方に従って、３００枚の透過長モ
デル（これは一種の立体画像）を作り出す。フローＦ6
では、本来の通常のＣＴスキャン計測又はヘリカルスキ
ャン計測を行う。この際、前者の通常のＣＴスキャン計
測では、単一スライス位置に対してＣＴ計測を行うが、
その際、このスライス位置のモデルが選択され、このモ
デルから各スキャナ回転角度毎に、設定された管電流が
流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。一方、後者のＣ
Ｔヘリカルスキャン計測では、モデルのある１ｍｍピッ
チ単位に、該当するモデルを利用して投影角毎に設定さ
れた管電流が流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。こ
の場合、ヘリカルスキャンでは連続的にＸ線の照射が行
われており、１つのピッチ内の照射量をどうするかが問
題となる。例えば、隣り合うピッチにあって、前方のピ
ッチ位置でのモデルをこのピッチ内にそのまま適用する
やり方をとる。又は、隣り合う２つのピッチ位置のモデ
ルから、この２つのモデルをつなぐモデルを補間で求め
るやり方もある。つなぐモデルは、例えば最小自乗法に
より決定する。
影を利用しての第２の実施の形態を説明する。図９にそ
の計測手順及び処理並びに制御のフローを示す。フロー
Ｆ１でベッドに被検者を載せ、フローＦ２で低線量ヘリ
カルスキャン計測を行う。低線量とは、例えば管電流Ｉ
が２０ｍＡの例を云う。ヘリカルスキャン計測のための
体軸方向の計測位置及びその範囲は本来のＣＴヘリカル
スキャン計測の位置と範囲に一致させることが好ましい
が、不一致（例えば、範囲を狭くする）の例もありう
る。フローＦ3では、フローＦ2で得た低線量ヘリカルス
キャン投影データをもとに、ＣＴ透視、即ち、リアルタ
イム再構成を行う。かくして複数スライス位置での再構
成画像データＧ1、Ｇ2、…、Ｇnを得る。スライスピッ
チを例えば１ｍｍとし、３００ｍｍの範囲のヘリカルス
キャン計測であれば、３００枚の再構成画像データを得
る。フローＦ4では、３００枚の各再構成画像それぞれ
について、任意の方向から投影したスキャノグラム画像
データを求める。そして、第１の実施の形態の考え方又
は後述する新しい考え方に従って、３００枚の透過長モ
デル（これは一種の立体画像）を作り出す。フローＦ6
では、本来の通常のＣＴスキャン計測又はヘリカルスキ
ャン計測を行う。この際、前者の通常のＣＴスキャン計
測では、単一スライス位置に対してＣＴ計測を行うが、
その際、このスライス位置のモデルが選択され、このモ
デルから各スキャナ回転角度毎に、設定された管電流が
流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。一方、後者のＣ
Ｔヘリカルスキャン計測では、モデルのある１ｍｍピッ
チ単位に、該当するモデルを利用して投影角毎に設定さ
れた管電流が流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。こ
の場合、ヘリカルスキャンでは連続的にＸ線の照射が行
われており、１つのピッチ内の照射量をどうするかが問
題となる。例えば、隣り合うピッチにあって、前方のピ
ッチ位置でのモデルをこのピッチ内にそのまま適用する
やり方をとる。又は、隣り合う２つのピッチ位置のモデ
ルから、この２つのモデルをつなぐモデルを補間で求め
るやり方もある。つなぐモデルは、例えば最小自乗法に
より決定する。
【００２９】図９でフローＦ4で３００枚の例とした
が、この段階で補間により更に細かいピッチの再構成画
像を得ておき、そこから両画像を利用してフローＦ5の
モデルを得ることも可能である。図９のフローＦ5のモ
デルを第１の実施の形態と同じように求めるとしたが、
再構成画像の特徴を生かすことで、一層リアルティの高
いモデルを作る新しいやり方がある。これを図１０で説
明する。第１の実施の形態では１つの方向のスキャノグ
ラム撮影であったが、低線量ヘリカルスキャン計測（Ｆ
2）では、０゜〜３６０゜の範囲のスキャノグラム撮影
を行ったことを意味する。そこで、０゜〜３６０゜の各
投影角（ピッチが０゜であれば連続。ピッチがある値θ
0であればθ0単位毎の投影角。ここでθ0は任意に設定
可）についてスキャノグラムによるデータ投影を行う。
θ0＝４５゜とした例を図１０に示す。その各角度０゜
（１８０゜と同じ）、４５゜（２２５゜と同じ）、９０
゜（２７０゜と同じ）、１３５゜（３１５゜と同じ）毎
に図１０（ｉ）の如くデータ投影を行い、その中の投影
データの中の最大値ａ0、ａ1、ａ2、ａ3を求める。これ
をチャート化したのが、図１０（ii）である。折れ線チ
ャートであるが、第１の実施の形態に比べてはるかに現
実に近い透過長モデルである。ピッチθ0を更に細かく
することで、よりリアルティのあるモデルを作ることも
可能である。
が、この段階で補間により更に細かいピッチの再構成画
像を得ておき、そこから両画像を利用してフローＦ5の
モデルを得ることも可能である。図９のフローＦ5のモ
デルを第１の実施の形態と同じように求めるとしたが、
再構成画像の特徴を生かすことで、一層リアルティの高
いモデルを作る新しいやり方がある。これを図１０で説
明する。第１の実施の形態では１つの方向のスキャノグ
ラム撮影であったが、低線量ヘリカルスキャン計測（Ｆ
2）では、０゜〜３６０゜の範囲のスキャノグラム撮影
を行ったことを意味する。そこで、０゜〜３６０゜の各
投影角（ピッチが０゜であれば連続。ピッチがある値θ
0であればθ0単位毎の投影角。ここでθ0は任意に設定
可）についてスキャノグラムによるデータ投影を行う。
θ0＝４５゜とした例を図１０に示す。その各角度０゜
（１８０゜と同じ）、４５゜（２２５゜と同じ）、９０
゜（２７０゜と同じ）、１３５゜（３１５゜と同じ）毎
に図１０（ｉ）の如くデータ投影を行い、その中の投影
データの中の最大値ａ0、ａ1、ａ2、ａ3を求める。これ
をチャート化したのが、図１０（ii）である。折れ線チ
ャートであるが、第１の実施の形態に比べてはるかに現
実に近い透過長モデルである。ピッチθ0を更に細かく
することで、よりリアルティのあるモデルを作ることも
可能である。
【００３０】図１０で、Ｘ線減衰量はエネルギーが決ま
っていれば、物質を透過した厚さと一対一の関数関係が
ある。従って物質を生体に近い水とした場合、図１０
（ii）のチャート方向ごとに被検体の厚さを示す指標と
なる。
っていれば、物質を透過した厚さと一対一の関数関係が
ある。従って物質を生体に近い水とした場合、図１０
（ii）のチャート方向ごとに被検体の厚さを示す指標と
なる。
【００３１】材質を水とした場合のモデルでの、ＣＴ検
出器の検出データ（ＲＡＷＤＡＴＡ、スキャノグラムデ
ータ）と水等価長（水透過長と同義）の関係を以下で説
明する。ここで、水等価長とは、素材が不明な物の検出
データから、水に換算した時の厚さを云う。従って、水
の代わりにポリエチレンに換算した時の厚さであれば、
ポリエチレン等価長と呼ぶことになる。検出データ（Ｃ
ＴのＲＡＷＤＡＴＡに相当）の値をｂ0とする。ｂ0の値
は、０〜３００００（例）等の正の値をとる（上限は装
置によって異なる）。水は、ＣＴ値＝０である。光子の
あるエネルギーＥに対する水の線減弱係数をμw（Ｅ）
とする。ある物体Ａに対して、ＣＴ値：ＣＴ0（Ｅ）、
線減弱係数：μ0（Ｅ）とすると、ＣＴ値の定義から、
出器の検出データ（ＲＡＷＤＡＴＡ、スキャノグラムデ
ータ）と水等価長（水透過長と同義）の関係を以下で説
明する。ここで、水等価長とは、素材が不明な物の検出
データから、水に換算した時の厚さを云う。従って、水
の代わりにポリエチレンに換算した時の厚さであれば、
ポリエチレン等価長と呼ぶことになる。検出データ（Ｃ
ＴのＲＡＷＤＡＴＡに相当）の値をｂ0とする。ｂ0の値
は、０〜３００００（例）等の正の値をとる（上限は装
置によって異なる）。水は、ＣＴ値＝０である。光子の
あるエネルギーＥに対する水の線減弱係数をμw（Ｅ）
とする。ある物体Ａに対して、ＣＴ値：ＣＴ0（Ｅ）、
線減弱係数：μ0（Ｅ）とすると、ＣＴ値の定義から、
【数６】 なので、
【数７】 である。エネルギーＥのＸ線に対して、物体Ａの厚さｔ
0の層によって、減衰したＸ線が、透過して検出される
割合をＤa（ｔ0 、Ｅ）とすると、
0の層によって、減衰したＸ線が、透過して検出される
割合をＤa（ｔ0 、Ｅ）とすると、
【数８】 である。従って、トータルの検出されるＸ線量の割合
は、全エネルギーにわたって積分したものとなり、
は、全エネルギーにわたって積分したものとなり、
【数９】 である。今、以下の式を近似的に満たすＥeを仮定す
る。
る。
【数１０】 このとき、以下の式が成り立つ。
【数１１】 エネルギーＥeに対する線減弱係数を以下のように置
く。
く。
【数１２】 検出データは、通常、検出したＸ線量の対数をとって反
転させるので、
転させるので、
【数１３】 である。この検出データと等しい値を生じる水の厚さ：
ｔwが、物体Ａ（厚さｔ0）の水に等価な厚さである。こ
れが水等価長ｔwであり、
ｔwが、物体Ａ（厚さｔ0）の水に等価な厚さである。こ
れが水等価長ｔwであり、
【数１４】 即ち、
【数１５】 である。今、ＣＴ値がＣＴ0、厚さがｔ0の物体Ａに対す
る検出データの値が、
る検出データの値が、
【数１６】 であると仮定すると、
【数１７】 となる。従って、検出データがｂxである場合の水等価
長をｔwxとすると、
長をｔwxとすると、
【数１８】 であり、既知のデータによって表しえる。ここで水の場
合、ＣＴ0＝０とする。また水の代わりにポリエチレン
の例では、ＣＴ値ＣＴ0＝１５０、厚さｔ0＝３１０ｍｍ
のポリエチレンファントムの検出データがｂ0＝９００
０である事が、既に知られているとき、厚さｔ0＝３１
０ｍｍのポリエチレンに相当する水等価長は、ｔw＝３
５６．５ｍｍである。そして、例えばポリエチレンのあ
る厚さに対して検出データが、ｂx＝５８０６である時
には、水等価長は、ｔwx＝２３０ｍｍという事が計算で
きる。
合、ＣＴ0＝０とする。また水の代わりにポリエチレン
の例では、ＣＴ値ＣＴ0＝１５０、厚さｔ0＝３１０ｍｍ
のポリエチレンファントムの検出データがｂ0＝９００
０である事が、既に知られているとき、厚さｔ0＝３１
０ｍｍのポリエチレンに相当する水等価長は、ｔw＝３
５６．５ｍｍである。そして、例えばポリエチレンのあ
る厚さに対して検出データが、ｂx＝５８０６である時
には、水等価長は、ｔwx＝２３０ｍｍという事が計算で
きる。
【００３２】操作者の指示や操作のもとに、第１の実施
の形態でのスキャノグラム撮影指令、モデルの作成、ス
キャナ回転角度毎の管電流の算出、その管電流となるよ
うな管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行
う。第２の実施の形態においても、操作者の指示や操作
のもとに、低線量ヘリカルスキャン計測指令、モデルの
作成、投影角毎の管電流の算出、その管電流となるよう
な管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行
う。勿論、画像処理装置１０３と共動して動作すること
もある。
の形態でのスキャノグラム撮影指令、モデルの作成、ス
キャナ回転角度毎の管電流の算出、その管電流となるよ
うな管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行
う。第２の実施の形態においても、操作者の指示や操作
のもとに、低線量ヘリカルスキャン計測指令、モデルの
作成、投影角毎の管電流の算出、その管電流となるよう
な管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行
う。勿論、画像処理装置１０３と共動して動作すること
もある。
【００３３】第１、第２の実施の形態で、モデル作成時
に投影データの最大値を検出したが、高周波ノイズ等が
乗って最大値を形成することがある。こうしたノイズ等
が乗った最大値を除去して、本来の信号のみの最大値を
検出することが必要である。そのためには、信号の中の
高周波ノイズを除去するためにフィルタを通すとか、平
滑化するとか、平均化するとかの処理をすればよい。
に投影データの最大値を検出したが、高周波ノイズ等が
乗って最大値を形成することがある。こうしたノイズ等
が乗った最大値を除去して、本来の信号のみの最大値を
検出することが必要である。そのためには、信号の中の
高周波ノイズを除去するためにフィルタを通すとか、平
滑化するとか、平均化するとかの処理をすればよい。
【００３４】尚、スキャナの回転角度度したが、これは
Ｘ線源とＸ線検出器が対向して回転する例であり、Ｘ線
検出器が３６０°配置されているシステムにあっては、
Ｘ線源の回転角度となる。
Ｘ線源とＸ線検出器が対向して回転する例であり、Ｘ線
検出器が３６０°配置されているシステムにあっては、
Ｘ線源の回転角度となる。
【００３５】
【発明の効果】本発明によれば、被検体を透過するＸ線
量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向上させ、かつ無
用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を実現することが
可能なＸ線ＣＴ装置を提供することが可能となる。
量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向上させ、かつ無
用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を実現することが
可能なＸ線ＣＴ装置を提供することが可能となる。
【図１】本発明のＸ線ＣＴ装置システムを示す図であ
る。
る。
【図２】図１のＸ線ＣＴ装置でのＣＴスキャン時のシス
テム構成図である。
テム構成図である。
【図３】投影（０°、９０°）の説明図である。
【図４】被検体部位での投影の違いの説明である。
【図５】スキャノグラム画像とスライス位置投影例図で
ある。
ある。
【図６】モデルを示す図である。
【図７】スライス位置とモデルとの対応例図である。
【図８】モデルと投影との関係を示す図である。
【図９】第２の実施の形態での処理フロー図である。
【図１０】その時のモデルを示す図である。
１００ 表示装置 １０１ ホストコンピュータ １０２ スキャナ １０３ 画像処理装置 １０４ 高電圧発生装置 ２００ Ｘ線源 ２０１ コリメータ ２０２ 患者 ２０４ ファンビームＸ線 ２０６ スキャナ角度検出手段 ２０７ スキャナ駆動手段
Claims (4)
- 【請求項１】 被検体に関する、ＣＴ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、該被検体に対してのＣＴ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、当該被検体に照射してＣＴスキャン計測
を行い、ＣＴ再構成画像を得るＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 被検体に対してスキャノグラム撮影を行
って得たスキャノグラム画像データから、スライス位置
対応の、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透過長との関係
を示す二次元又は体軸位置とＣＴスキャナの回転角度と
Ｘ線透過長との関係を示す三次元モデルを作成する第１
の手段と、このモデルから定まる体軸位置、スキャナの
回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設定する第２の手
段と、この設定管電流をＸ線源に与えてＸ線照射を制御
して、当該被検体に対するＣＴスキャン計測を行う第３
の手段と、このＣＴスキャンで得た投影データから画像
再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項３】 被検体に対して予備撮影ＣＴヘリカルス
キャンを行って得た予備撮影ＣＴ投影データから、体軸
方向に沿う、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透過長との
関係を体軸方向に沿って示す三次元モデルを作成する第
１の手段と、このモデルから定まる体軸位置、スキャナ
の回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設定する第２の
手段と、この設定管電流をＸ線源に与えてＸ線照射を制
御して、当該被検体に対する本撮影ＣＴヘリカルスキャ
ンを行う第３の手段と、このＣＴスキャンで得た投影デ
ータから画像再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ線
ＣＴ装置。 - 【請求項４】 上記モデルは、均質な材質であって生体
に近い材質換算の透過長モデルとする請求項１〜３のい
ずれか１つに記載のＸ線ＣＴ装置。
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