JP2008018044A

JP2008018044A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2008018044A
Application number: JP2006192513A
Authority: JP
Inventors: Akihiko Nishide; 明彦西出; Tetsuya Horiuchi; 哲也堀内
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-07-13
Filing date: 2006-07-13
Publication date: 2008-01-31
Anticipated expiration: 2026-07-13
Also published as: JP5090680B2

Abstract

【課題】X線CT装置のスカウト像撮影の高速化およびX線自動露出機構の被曝低減、画質改善を実現する。
【解決手段】X線CT装置のスカウト像撮影において、スカウト像撮影の高速化を実現する。ならびに、X線自動露出機構の精度を上げるために、スカウト像撮影において行った超低被曝ヘリカルスキャンによるヘリカルスカウトスキャンによる投影データまたは、これにより得たz方向に連続した断層像による3次元画像より、各z方向座標位置における各ビュー方向の再投影処理による投影データを用いてz方向に均一な画質の断層像を撮影するX線自動露出機構により、各z方向座標位置の各ビューにおける最適なX線管電流を求め、被曝低減された最適な撮影条件で最適な画質の断層像を撮影できる。
【選択図】図35

Description

本発明は、医療用X線CT（Computed Tomography）装置、または産業用X線CT装置におけるスカウト像の画像再構成およびコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおけるX線自動露出機構の被曝低減、画質改善を実現するX線CT画像撮影方法、X線CT画像再構成方法の技術に関する。

従来は1列のX線検出器を用いたX線CT装置、または多列X線検出器X線CT装置またはフラットパネルに代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器によるX線CT装置においては、スカウト像撮影を行う場合は、通常X線データ収集系を0度方向、90度方向で撮影する（例えば、特許文献１参照）。部位によっては、例えば頭部のように90度方向のスカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影ではX線データ収集系のX線管と多列X線検出器を被検体に対して回転方向には固定させて、撮影テーブルのクレードルのみをz方向に移動させながらX線検出器データのX線データ収集動作を行う。そのX線検出器データのスカウト像画像再構成の例を以下に示す。

スカウト像の画像再構成の1例としては、図16に示すように、多列X線検出器の各チャネルの大きさをX線焦点からX線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心までの距離に相当する倍率に合わせて縮小して、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心に多列X線検出器に相似なスカウト像曲面を設定し、各チャネルの大きさをスカウト像の1画素に合わせる。これによりスカウト像が画像再構成されるが、この場合はスカウト像曲面のチャネル方向またはx軸方向の画素の大きさと、z軸方向の画素の大きさが合わない。また更に、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく、X線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見えるため、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心近辺でしか正しい縮尺で画像化ができなかった。

また、スカウト像の画像再構成の他の1例としては、図17に示すように、多列X線検出器の各チャネルのデータをX線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心を通るx軸上に射影して、x軸上の均等なピッチのデータ列に多列X線検出器の各チャネルのデータを変換する。図17のように、多列X線検出器の各チャネルのデータをx軸上に射影した場合には、多列X線検出器の外側のチャネルはx軸上では疎に粗く広い間隔で射影され、多列X線検出器の内側のチャネルはx軸上では密に細かい間隔で射影される。このため、x軸上で一定間隔なデータになるように、多列X線検出器の各チャネルのデータは補間または加重加算される。この場合は、スカウト像平面のx軸方向の画素の大きさと、z軸方向の画素の大きさを合わせることはできる。ただし、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく、X線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見えるため、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心近辺でしか正しい縮尺で画像化はできない。つまり、図19（a）または図19（b）のように、スカウト像はX線焦点に近い物は大きく、X線焦点から遠い物は小さく映るようにスカウト像のX線データ収集および画像再構成は行われていた。

このため、スカウト像またはスカウト像のX線投影データからX線自動露出機構の各z方向座標位置におけるX線管電流を求める場合は、多かれ少なかれ被検体の位置、つまりスカウト像撮影における被検体とX線焦点の距離が影響していた。もう少し具体的に言うと、図19（a）、図19（b）に示すように、X線焦点の近くに被検体があると大きな物体として認識され、X線焦点から遠くに被検体があると小さな物体として認識されていた。
特開２００６−１１０１８３号公報

上記従来技術においては、スカウト像から物体の大きさを正しく評価して、X線自動露出機構により最適な撮影条件またはX線管電流を含む撮影条件を定める観点においては問題であった。

また、多列X線検出器X線CT装置またはフラットパネルに代表される2次元X線エリア検出器によるX線CT装置において、多列X線検出器またはフラットパネルに代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器のように、X線検出器のz方向の幅は、ますます広くなる方向にある。

従来のスカウト像撮影方法では、例えば0度方向のスカウト像と90度方向のスカウト像を収集する場合は、2回被検体をX線データ収集系がz方向に走査を行い、2回分のスカウト像のX線被曝を被検体は受けていた。このため、X線検出器のz方向の幅が広くなってもスカウト像撮影の時間は1列のX線検出器の場合とさほど変わらず、撮影のスループットの障害となっていた。つまり、このスカウト像の2回分の撮影時間と処理時間、2回分のスカウト像のX線被曝の改善が求められていた。

また更に、X線自動露出機構において、スカウト像またはスカウト像のX線投影データを用いて、各z方向位置の最適なX線管電流または最適な撮影条件が求められていた。しかし、スカウト像においては被検体のX線焦点からの位置によって、被検体の大きさの認識を誤ることが多い。つまり、X線焦点に近い場合は被検体を大きすぎるように認識してしまい、X線焦点から遠い場合は、被検体を小さすぎるように認識してしまう傾向にあった。このため、X線自動露出機構において、各z方向位置の最適なX線管電流または最適な撮影条件が正しく定められることが求められていた。

そこで、本発明の目的は、X線CT装置のスカウト像撮影を高速化すること、ならびに、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのX線自動露出機構により求められる最適な撮影条件を正しく求め、被曝低減、画質改善を実現するX線CT装置を提供することにある。

本発明は、ヘリカルスキャンによるz方向に連続した断層像より、各z方向座標位置の断層像を再投影したX線投影データプロファイルを用いて、各z方向座標位置または各z方向座標位置の各ビューにおける最適な撮影条件、または最適なX線管電流を含む撮影条件を求める。または、ヘリカルスカウトスキャンによるX線投影データから各z方向座標位置または各z方向座標位置の各ビューにおける最適な撮影条件、または最適なX線管電流を含む撮影条件を求める。

これらの方法により、各z方向座標位置または各z方向座標位置の各ビューにおける最適な撮影条件、または最適なX線管電流を含む撮影条件を求めることを特徴とするX線CT装置、またはそのX線CT画像再構成方法、X線CT撮影方法を提供することで上記課題を解決する。

第1の観点では、本発明は、X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、を含むX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、z方向に連続した断層像から被検体の幾何学的特徴量を求めて、z方向に均一な画質が得られる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定する手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第1の観点におけるX線CT装置では、z方向に連続した断層像において、各z方向位置の断層像を所定の方向に再投影処理することで、被検体の所定の方向の再投影プロファイルデータが得られる。この再投影プロファイルデータはX線投影データに相等するため、被検体の所定の方向における幾何学的特徴量が求められる。

X線自動露出機構によりz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、この被検体の所定の方向におけるX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量により、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線線量、つまり最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などが定められる。

これにより、z方向に連続した断層像からz方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。
第2の観点では、本発明は、請求項1におけるX線CT装置において、前記z方向に連続した断層像は、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られた断層像を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第2の観点におけるX線CT装置では、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られたz方向に連続した断層像において、各z方向位置の断層像を所定の方向に再投影処理することで、被検体の所定の方向の再投影プロファイルデータが得られる。この再投影プロファイルデータはX線投影データに相等するため、被検体の所定の方向におけるプロファイル面積などを含む幾何学的特徴量が求められる。

これにより、z方向に連続した断層像からz方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。
第3の観点では、本発明は、請求項1または請求項2のいずれかのX線CT装置において、前記幾何学的特徴量は、前記z方向に連続した断層像の各z方向座標位置におけるxy平面上の断層像で、各ビュー方向に相等する各再投影方向に再投影処理を行い、得られた再投影データから求められものを含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第3の観点におけるX線CT装置では、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られたz方向に連続した断層像において、例えば0度と90度のような所定の方向に再投影処理を行うことで、被検体の所定の方向の再投影プロファイルデータが得られ、この再投影プロファイルデータはX線投影データに相等するため、被検体の所定の方向、例えば0度、90度のような方向のプロファイル面積などを含む幾何学的特徴量が求められる。

X線自動露出機構としてz方向に均一な画質を求める。例えば各画素のCT値の標準偏差値がz方向に均一になるように、被検体の所定の方向によるX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量を用いて、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線線量、つまり最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などを定めることができる。

第4の観点では、本発明は、請求項3のX線CT装置において、前記再投影方向は、0度、90度、180度、270度のうち少なくとも1つの方向を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第4の観点におけるX線CT装置では、通常、y軸方向を0度とすると、スカウト像の撮影は0度、90度、180度、270度の方向で行われることが多い。このため、第3の観点におけるz方向に連続した断層像における再投影処理を0度、90度、180度、270度にすることで、0度、90度、180度、270度のスカウト像が画像再構成できる。このスカウト像により被検体の所定の方向の再投影プロファイルデータが得られ、この再投影プロファイルデータはX線投影データに相等するため、被検体の所定の方向、例えば0度、90度のような方向のプロファイル面積などを含む幾何学的特徴量が求められる。

第5の観点では、本発明は、X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、を含むX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、スカウトスキャンとしてヘリカルスキャンを行い、z方向に連続したヘリカルスキャンの断層像を、その所定の方向の再投影処理を行ってスカウト像を求めるヘリカルスカウトスキャンのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求めて、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第5の観点におけるX線CT装置では、スカウトスキャンとしてヘリカルスキャンを行ってz方向に連続したヘリカルスキャンの断層像を、その所定の方向に再投影処理を行ってスカウト像を画像再構成してスカウト像として表示することができる。この場合にX線自動露出機構を用いてz方向に均一な画質で断層像を撮影しようとした場合、既にヘリカルスキャンのX線投影データがあるため、そのX線投影データよりどのような撮影条件で撮影した場合に、例えばどの程度のX線管電流で撮影した場合に、所定の画質、例えば各画素のCT値の標準偏差が得られるかが既に分かっている。また、このX線投影データから被検体の幾何学的特徴量の情報も得られる。これらにより、X線自動露出機構としてz方向に均一な画質になるように、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などを求めることができる。

第6の観点では、本発明は、X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、を含むX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、ｚ方向に連続したヘリカルスキャンの断層像を、その所定の方向の再投影処理を行ってスカウト像を求めるヘリカルスカウトスキャンの一部のビューのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求め、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第6の観点におけるX線CT装置では、被検体のX線投影データより被検体の幾何学的特徴量が得られる。この幾何学的特徴量を求めた後に、X線自動露出機構によりz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、この被検体の所定の方向におけるX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量により、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線線量、つまり最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などが定められる。

これにより、z方向に連続した断層像からz方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。
第7の観点では、本発明は、請求項6のX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、前記ヘリカルスカウトスキャンを行って得られた一部のビューのX線投影データをファンパラ変換し、平行ビームのX線投影データを求め、その平行ビームのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求め、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第7の観点におけるX線CT装置では、一部のファン方向のX線投影データをファンパラ変換することにより、一部の平行ビームX線から得られるような平行方向のX線投影データが得られる。これにより、より正確な被検体のX線投影データが得られ、被検体の幾何学的特徴量が得られる。この幾何学的特徴量を求めた後に、X線自動露出機構によりz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、この被検体の所定の方向におけるX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量により、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線線量、つまり最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などが定められる。

これにより、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。
第8の観点では、本発明は、請求項6または請求項7のいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、全部のビューのX線投影データから求められる被検体の幾何学的特徴量を用いて、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第8の観点におけるX線CT装置では、全部のファン方向のX線投影データをファンパラ変換することにより、全部の平行ビームX線から得られるような平行方向のX線投影データが得られる。これにより、より正確な被検体のX線投影データが得られ、被検体の幾何学的特徴量が得られる。この幾何学的特徴量を求めた後に、X線自動露出機構によりz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、この被検体の所定の方向におけるX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量により、各z方向座標位置における最適な撮影条件、例えば最適なX線線量、つまり最適なX線管電流、撮影速度（スキャン速度）、スライス厚などが定められる。

これにより、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。
第9の観点では、本発明は、請求項1から請求項9までのいずれかのX線CT装置において、被検体の幾何学的特徴量は、プロファイル面積、標準偏差、平均値、最大投影データ値、投影データプロファイルの幅、投影データピークの半値幅のうち少なくとも1つを用いることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第9の観点におけるX線CT装置では、被検体の幾何学的特徴量はプロファイル面積、標準偏差、平均値、最大投影データ値、投影データプロファイル幅、投影データピークの半値幅のうち少なくとも1つを用いることにより、被検体の大きさ、形状をより正確に予測でき、z方向に均一な画質となるz方向座標位置における最適な撮影条件を設定できる。

第10の観点では、本発明は、請求項1から請求項9までのいずれかのX線CT装置において、前記z方向に連続な断層像は、画像ノイズ改善処理を行われた断層像を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第10の観点におけるX線CT装置では、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られたz方向に連続した断層像において、画像ノイズ改善処理を各断層像に対して行い、画像ノイズ改善処理が行われたz方向に連続した断層像に対して所定の方向に再投影処理を行うことで、画像ノイズが低減されたスカウト像を画像再構成することができる。

また、このスカウト像を用いて被検体の所定の方向の再投影プロファイルデータを得て、この再投影プロファイルデータをX線投影データとしてS／Nの改善された被検体の所定の方向のX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求めることができる。

このS／Nの改善されたX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量より、X線自動露出機構としてz方向に均一な画質の断層像が得られるような各z方向座標位置の最適な撮影条件を定めることができる。

第11の観点では、本発明は、請求項1から請求項10までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、前記各z方向座標位置に加えて、各ビューにおける最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第11の観点におけるX線CT装置では、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られたz方向に連続した断層像において、再投影処理を行って、画像再構成されたスカウト像よりX線投影データに相等する再投影プロファイルデータを求めることにより、X線投影データを求められる。

このX線投影データにより、各z方向位置の最適な撮影条件のみならず、このX線投影データの各ビューにおける被検体のX線投影データのプロファイルより求められるプロファイル面積などの幾何学的特徴量により、各ビューにおける最適な撮影条件を定めることができる。これにより、X線自動露出機構としてz方向に均一な画質の断層像が得られるような各z方向座標位置の最適な撮影条件を定めるだけでなく、各z方向座標位置の各ビュー方向において被検体の受ける被曝を少なくして最適化した撮影条件を定めることができる。

第12の観点では、本発明は、請求項1から請求項11までのいずれかのX線CT装置において、前記z方向に均一な画質とはz方向に連続する断層像で、各z方向座標位置の断層像における所定の関心領域のCT値の標準偏差がほぼ一定になるような画質を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第12の観点におけるX線CT装置では、第1の観点から第7の観点までにおいて、z方向に均一な画質とは、各z方向座標位置の被検体の断面において関心のある領域内の画素のCT値の標準偏差がz方向にほぼ均一にできるような、各z方向座標位置の撮影条件をX線自動露出機構が定めることができる。

第13の観点では、本発明は、請求項1から請求項12までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件には、X線管電流、ヘリカルピッチ、撮影時間、X線データ収集系回転速度、スライス厚、再構成関数、X線管電圧のうち少なくとも1つを含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第13の観点におけるX線CT装置では、第1の観点から第8の観点までにおいて、X線自動露出機構がz方向に均一な画質、例えば関心のある領域内の画素のCT値の標準偏差を持つ断層像を得るために定める、各z方向座標位置の撮影条件、または各z方向座標位置の各ビューの撮影条件は、X線管電流、ヘリカルピッチ、撮影時間、X線データ収集系回転速度、スライス厚、再構成関数、X線管電圧のうち少なくとも1つを含んで、それまたはそれらを制御することができる。

第14の観点では、本発明は、請求項1から請求項13までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、被検体の各z方向座標位置での最適なX線管電流を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第14の観点におけるX線CT装置では、第1の観点から第9の観点までにおいて、ヘリカルスキャン、または可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られたz方向に連続した断層像において、X線自動露出機構を用いて、各z方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、各z方向座標位置における被検体のX線投影データプロファイルやプロファイル面積より、各z方向座標位置における最適な撮影条件を定めれば良いが、特に画質においてはヘリカルピッチ変動によるヘリカルアーチファクトの影響、撮影時間の変動による被検体の体動による体動アーチファクトの影響、スライス厚、再構成関数の変動によるテキスチャーの変化の影響、X線管電圧の変化による各物質のX線吸収係数の変化の影響を考慮すると、X線管電流を最適に制御する場合が画質に与える影響は少ない。このため、各z方向座標位置における最適なX線管電流を定めるX線自動露出機構により、画質に与える影響を最小限にしてz方向に均一な画質の断層像を得られる。

第15の観点では、本発明は、請求項1から請求項14までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、被検体の各z方向座標位置での各ビュー方向における最適なX線管電流を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第15の観点におけるX線CT装置では、第1の観点から第10の観点までにおいて、X線自動露出機構を用いてz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、被検体は円形でない限りは、X線データ収集系の回転平面であるxy平面において各ビューのX線投影データプロファイルは異なったものとなるため、各z方向座標位置において各ビューごとの被検体のX線投影データプロファイルやプロファイル面積より、各z方向座標位置の各ビューにおける最適な撮影条件を求めれば良いが、特に画質においてはヘリカルピッチ変動によるヘリカルアーチファクトの影響、撮影時間の変動による被検体の体動による体動アーチファクトの影響、スライス厚、再構成関数の変動によるテキスチャーの変化の影響、X線管電圧の変化による各物質のX線吸収係数の変化の影響を考慮すると、X線管電流を最適に制御する場合が画質に与える影響は少ない。このため、各z方向座標位置の各ビューにおける最適なX線管電流を定めるX線自動露出機構により、画質に与える影響を最小限にしてz方向に均一な画質の断層像を得られる。

第16の観点では、本発明は、請求項1から請求項15までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、被検体をヘリカルスキャン撮影する際の各z方向座標位置で定まる各ビュー方向における最適なX線管電流を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第16の観点におけるX線CT装置では、特にヘリカルスキャンにおいては、各z方向座標位置でのX線データ収集を行うビュー方向は異なる。このため、X線自動露出機構を用いてz方向に均一な画質の断層像を求めたい場合は、ヘリカルスキャンの各z方向座標位置でのビュー方向に最適な撮影条件を求めるのが好ましい。特に画質においてはヘリカルピッチ変動によるヘリカルアーチファクトの影響、撮影時間の変動による被検体の体動による体動アーチファクトの影響、スライス厚、再構成関数の変動によるテキスチャーの変化の影響、X線管電圧の変化による各物質のX線吸収係数の変化の影響を考慮すると、X線管電流を最適に制御する場合が画質に与える影響は少ない。このため、ヘリカルスキャンの各z方向座標位置におけるビュー方向の最適なX線管電流を定めるX線自動露出機構により、画質に与える影響を最小限にしてz方向に均一な画質の断層像を得られる。

第17の観点では、本発明は、請求項1から請求項16までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、被検体のxy平面内の位置を考慮してX線管電流を含む最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第17の観点におけるX線CT装置では、スカウト像撮影において超低被曝ヘリカルスキャンによるヘリカルスカウトスキャンを行った場合には、ヘリカルスカウトスキャン後に断層像の画像再構成を行うことができ、被検体の3次元的な形状、大きさ、位置などがわかる。このため、被検体の位置を考慮した各z方向座標位置の最適な撮影条件を定めることができる。勿論、この撮影条件には各z方向座標位置のX線管電流を含めた最適な撮影条件を定めることができる。このため、従来のスカウト像においてX線自動露出機構により各z方向座標位置または各z方向座標位置における各ビューの最適な撮影条件、最適なX線管電流を定める場合に問題となる点としては、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく見える点または、X線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見える点のために被検体がX線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心からずれた位置にある時に、X線投影データから被検体の大きさを正しく評価できずに最適な撮影条件、最適なX線管電流を求められない、または最適な撮影条件、最適なX線管電流とは誤差の大きい撮影条件、X線管電流が求められてしまうという問題を解決できる。

第18の観点では、本発明は、請求項1から請求項17までのいずれかのX線CT装置において、前記撮影条件設定手段は、被検体のxy平面内の位置に加えてX線データ収集を行う各ビュー方向も考慮して最適な撮影条件を定める手段を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第18の観点におけるX線CT装置では、スカウト像撮影において超低被曝ヘリカルスキャンによるヘリカルスカウトスキャンを行った場合には、ヘリカルスカウトスキャン後に断層像の画像再構成を行うことができ、被検体の3次元的な形状、大きさ、位置などがわかる。このため、被検体の位置を考慮した各z方向座標位置および各ビュー方向の最適な撮影条件を求めることができる。勿論、各z方向座標位置および各ビュー方向の最適な撮影条件にはX線管電流を含めて撮影条件を定めることができる。

このため、従来のスカウト像においてX線自動露出機構により各z方向座標位置または各z方向座標位置における各ビューの最適な撮影条件、最適なX線管電流を定める場合に問題となる点としては、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく見える点、またはX線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見える点のために被検体がX線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心からずれた位置にある時に、X線投影データから被検体の大きさを正しく評価できずに最適な撮影条件、最適なX線管電流を求められない、または最適な撮影条件、最適なX線管電流とは誤差の大きい撮影条件、X線管電流が求められてしまうという問題を解決できる。

本発明のX線CT装置、またはX線CT画像再構成方法によれば、X線CT装置のスカウト像撮影を高速化すること、ならびに、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのX線自動露出機構により求められる最適な撮影条件を正しく求め、被曝低減、画質改善を実現できる効果がある。

以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図1は、本発明の一実施形態にかかるX線CT装置の構成ブロック図である。このX線CT装置100は、操作コンソール1と、撮影テーブル10と、走査ガントリ20とを具備している。

操作コンソール1は、操作者の入力を受け付ける入力装置2と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で収集したX線検出器データを収集するデータ収集バッファ5と、X線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ6と、プログラムやX線検出器データや投影データやX線断層像を記憶する記憶装置7とを具備している。

撮影条件の入力はこの入力装置2から入力され、記憶装置7に記憶される。図14に撮影条件入力画面の例を示す。撮影条件入力画面13Aには、所定の入力を行うための入力ボタン13aが表示されている。図14においてはスキャンのタブが選択されている画面である。タブをP−Reconを選択すると図14の下に描かれているように入力用の表示が切り換わる。入力ボタン13aの上方には断層像13bが表示され、下方には再構成領域13cが表示されている。また、必要とあれば右上に表示されているように、呼吸信号や心拍信号などの生体信号を表示してもよい。

撮影テーブル10は、被検体を乗せて走査ガントリ20の開口部に出し入れするクレードル12を具備している。クレードル12は撮影テーブル10に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ20は、X線管21と、X線コントローラ22と、コリメータ23と、ビーム形成X線フィルタ28と、多列X線検出器24とデータ収集装置（DAS：Data Acquisition System）25と、被検体の体軸の回りに回転しているX線管21などを制御する回転部コントローラ26と、制御信号などを前記操作コンソール1や撮影テーブル10とやり取りする制御コントローラ29とを具備している。ビーム形成X線フィルタ28は撮影中心である回転中心に向かうX線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、X線をより吸収できるようになっているX線フィルタである。このため、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、走査ガントリ傾斜コントローラ27により、走査ガントリ20はz方向の前方および後方に±約30度ほど傾斜できる。

X線管21と多列X線検出器24は、回転中心ICの回りを回転する。鉛直方向をy方向とし、水平方向をx方向とし、これらに垂直なテーブルおよびクレードル進行方向をz方向とするとき、X線管21および多列X線検出器24の回転平面は、xy平面である。また、クレードル12の移動方向は、z方向である。

図2は、X線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置をxy平面から見た図であり、図3はX線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置をyz平面から見た図である。
X線管21は、コーンビームCBと呼ばれるX線ビームを発生する。コーンビームCBの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度0度とする。

多列X線検出器24は、z方向にJ列、例えば256列のX線検出器列を有する。また、各X線検出器列はチャネル方向にIチャネル、例えば1024チャネルのX線検出器チャネルを有する。
図2では、X線管21のX線焦点を出たX線ビームがビーム形成X線フィルタ28により、再構成領域Pの中心ではより多くのX線が、再構成領域Pの周辺部ではより少ないX線が照射される。このようにX線線量を空間的に制御した後に、再構成領域Pの内部に存在する被検体にX線が吸収され、透過したX線が多列X線検出器24でX線検出器データとして収集される。

図3では、X線管21のX線焦点を出たX線ビームはX線コリメータ23により断層像のスライス厚方向に制御されて、つまり、回転中心軸ICにおいてX線ビーム幅がDとなるように制御されて、回転中心軸IC近辺に存在する被検体にX線が吸収され、透過したX線は多列X線検出器24でX線検出器データとして収集される。

X線が被検体に照射されて、収集された投影データは、多列X線検出器24からデータ収集装置（DAS）25でA／D変換され、スリップリング30を経由してデータ収集バッファ5に入力される。データ収集バッファ5に入力されたデータは、記憶装置7のプログラムにより中央処理装置3で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ6に表示される。なお、本実施形態では多列X線検出器24を適用した場合であるが、フラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を適用することもできるし、1列のX線検出器を適用することができる。

（X線CT装置の動作フローチャート）
図4は本実施形態のX線CT装置の動作の概要を示すフローチャートである。
ステップP1では、被検体をクレードル12に乗せ、位置合わせを行う。クレードル12の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ20のスライスライト中心位置を合わせる。

ステップP2では、スカウト像（スキャノ像、X線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は通常0度，90度で撮影できる。部位によっては例えば頭部のように、90度スカウト像のみの場合もある。従来のスカウト像撮影では、X線管21と多列X線検出器24とを固定させ、撮影テーブル10上のクレードル12を直線移動させながらX線検出器データのデータ収集動作を行うが、ここでは超低被曝ヘリカルスキャンによるヘリカルスカウトスキャンを行う。ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像の撮影の詳細については後述する。

ステップP3では、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示しながら撮影条件設定を行う。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル12をz軸方向に所定の間隔で移動するごとにX線管21および多列X線検出器24を回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、X線管21と多列X線検出器24からなるデータ収集系が回転しながらクレードル12を一定速度で移動させ、投影データを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にX線管21および多列X線検出器24からなるデータ収集系を回転させながらクレードル12の速度を可変させて投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にX線管21および多列X線検出器24からなるデータ収集系を回転させながらクレードル12を加速・減速させて、z軸の正方向またはz軸の負方向に往復移動させて投影データを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、1回分の全体としてのX線線量情報の表示を行う。また、シネスキャンにおいては、回転数または時間を入れるとその関心領域における入力された回転数分、または入力された時間分のX線線量情報が表示される。

ステップP4では、断層像撮影を行う。断層像撮影およびその画像再構成の詳細については図5で後述する。
ステップP5では、画像再構成された断層像を表示する。

ステップP6では、z方向に連続に撮影された断層像を3次元画像として用いて、図15のように3次元画像表示を行う。
図15は3次元画像表示方法にはボリュームレンダリング3次元画像表示方法40、3次元MIP（Maximum Intensity Projection）画像表示方法41、MPR（Multi Plain Reformat）画像表示方法42、3次元再投影画像表示方法を示す。各種の画像表示方法は診断用途により適宜使い分けることができる。

（断層像撮影およびスカウト像撮影の動作フローチャート）
図5は、本発明のX線CT装置100の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフローチャートである。

ステップS1において、ヘリカルスキャンは、X線管21と多列X線検出器24とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル10上のクレードル12を直線移動させながらX線検出器データのデータ収集動作を行う。ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるX線検出器データD0（view，j，i）（j＝1〜ROW，i＝1〜CH）にz方向位置Ztable（view）を付加させて、一定速度の範囲のデータ収集を行う。

また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行うものとする。

また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは撮影テーブル10上のクレードル12をあるz方向位置に固定させたまま、データ収集系を1回転または複数回転させてX線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のz方向位置に移動した後に、再度データ収集系を1回転または複数回転させてX線検出器データのデータ収集を行う。

ステップS2では、X線検出器データD0(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。図6にステップS2の前処理について具体的な処理を示す。ステップS21では、オフセット補正を行い、ステップS22では、対数変換を行い、ステップS23では、X線線量補正を行い、ステップS24では感度補正を行う。

図5に戻り、ステップS3において、前処理された投影データD1 (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行なう。ステップS3のビームハードニング補正は前処理S2のステップS24の感度補正が行なわれた投影データをD1(view，j，i)とし、ステップS3のビームハードニング補正の後のデータをD11(view，j，i)とすると、ステップS3のビームハードニング補正は以下の（数式1）のように、例えば多項式形式で表わされる。なお、本実施形態においては、乗算演算は“●”で表している。

この時、検出器の各j列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のX線エネルギー特性の違いを補正できる。

ステップS4では、ビームハードニング補正された投影データD11(view，j，i)に対して、z方向(列方向)のフィルタをかけるzフィルタ重畳処理を行う。
すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列X線検出器D11(view，j，i) (i＝1〜CH， j＝1〜ROW)の投影データに対し、列方向に例えば下記の（数式2），（数式3）に示すような、列方向フィルタサイズが5列のフィルタをかける。

補正された検出器データD12(view，j，i)は以下の（数式4）のようになる。

となる。なお、チャネルの最大値はCH，列の最大値はROWとすると、
以下の（数式5），（数式6）のようになる。

また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなる。このため、フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させてスライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。例えば、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させ、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。

このように、多列X線検出器24の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、3次元画像再構成された断層像つまり、xy平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として列方向（z方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。

ステップS5では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理S5では、zフィルタ重畳処理後の投影データをD12とし、再構成関数重畳処理後の投影データをD13、重畳する再構成関数をKernel（j）とすると、再構成関数重畳処理は以下の（数式7）のように表わされる。なお、本実施形態においては、重畳（コンボリューション）演算を“＊”で表している。

つまり、再構成関数kernel（j）は検出器の各j列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
ステップS6では、再構成関数重畳処理した投影データD13(view，j，i)に対して、3次元逆投影処理を行い、逆投影データD3(x，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、xy平面に3次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはxy平面に平行なものとする。この3次元逆投影処理については、図7を参照して後述する。

ステップS7では、逆投影データD3（x，y，z）に対して画像フィルタ重畳、CT値変換などの後処理を行い、断層像D31（x，y，z）を得る。
後処理の画像フィルタ重畳処理では、3次元逆投影後の断層像をD31（x，y，z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをD32（x，y，z）、断層像平面であるxy平面において重畳される2次元の画像フィルタをFilter（z）とすると、以下の（数式8）のようになる。

つまり、各z座標位置の断層像ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
または、この2次元の画像フィルタ重畳処理の後に、下記に示す画像空間z方向フィルタ重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間z方向フィルタ重畳処理は2次元画像フィルタ重畳処理の前に行ってもよい。さらには、3次元の画像フィルタ重畳処理を行って、この2次元の画像フィルタ重畳処理と、画像空間z方向フィルタ重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。

画像空間z方向フィルタ重畳処理では、画像空間z方向フィルタ重畳処理された断層像をD33（x，y，z）、2次元の画像フィルタ重畳処理された断層像をD32（x，y，z）とすると、以下の（数式9）のようになる。ただし、v（i）はz方向の幅が2l＋1の画像空間z方向フィルタ係数で以下の（数式10）のような係数列となる。

ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルタ係数v（i）はz方向位置に依存しない画像空間z方向フィルタ係数であってよい。しかし、特にz方向に検出器幅の広い2次元X線エリア検出器24または多列X線検出器24などを用い、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行う場合、画像空間z方向フィルタ係数v（i）はz方向のX線検出器の列の位置に依存した画像空間z方向フィルタ係数を用いるのが好ましい。その理由としては、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるため更に効果的であるからである。

得られた断層像はモニタ6に表示される。
（3次元逆投影処理のフローチャート）
図7は、図5のステップS6の詳細を示したもので、3次元逆投影処理のフローチャートである。

本実施形態では、画像再構成される画像はz軸に垂直な面、xy平面に3次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはxy平面に平行なものとする。
ステップS61では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDrを抽出する。

ここで、図8（a），図8（b）から図10を使って、投影データDrについて説明する。図8（a），図8（b）は再構成領域上のラインをX線透過方向への投影を示す概念図であり、その図8（a）はxy平面、図8（b）はyz平面を示している。図9はX線検出器面に投影した画像再構成平面の各ラインを示す概念図である。

図8（a），図8（b）に示すように、xy平面に平行な512×512画素の正方形の領域を再構成領域Pとし、y＝0のx軸に平行な画素列L0，y＝63の画素列L63，y＝127の画素列L127，y＝191の画素列L191，y＝255の画素列L255，y＝319の画素列L319，y＝383の画素列L383，y＝447の画素列L447，y＝511の画素列L511を列にとる。そして、これらの画素列L0〜L511をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影した図9に示す如きラインT0〜T511上の投影データを抽出すれば、それらが画素列L0〜L511の投影データDr(view，x，y)となる。ただし、x，yは断層像の各画素（x，y）に対応する。

X線透過方向は、X線管21のX線焦点と各画素と多列X線検出器24との幾何学的位置によって決まるが、X線検出器データD0(view，j，i)のz座標z（view）がテーブル直線移動z方向位置Ztable（view）としてX線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のX線検出器データD0(view，j，i)でもX線焦点、多列X線検出器のデータ収集幾何学系の中において、X線透過方向を正確に求めることができる。

なお、例えば画素列L0をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影したラインT0のように、ラインの一部が多列X線検出器24のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データDr(view，x，y)を「0」にする。また、z方向の外に出た場合は投影データDr(view，x，y)を補外して求める。

このようにして、図10に示すように、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDr（view，x，y）を抽出できる。
図7に戻り、ステップS62では、投影データDr（view，x，y）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図11に示す如き投影データD2（view，x，y）を作成する。

ここで、コーンビーム再構成加重係数w（i，j）は以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、view＝βaでX線管21の焦点と再構成領域P上（xy平面上）の画素g(x，y)とを結ぶ直線がX線ビームの中心軸Bcに対してなす角度をγとし、その対向ビューをview＝βbとするとき、以下の（数式11）のようになる。

再構成領域P上の画素g(x，y)を通るX線ビームとその対向X線ビームが再構成平面Pとなす角度を、αa，αbとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算し、逆投影画素データD2（0，x，y）を求める。この場合、（数式12）のようになる。

なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、（数式13）のようになる。

コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することができる。
例えば、コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbは、次式により求めたものを用いることができる。なお、gaはビューβaの加重係数、gbはビューβbの加重係数である。

ファンビーム角の1／2をγmaxとするとき、以下の（数式14）から（数式19）のようになる。

例えば、ga，gbの1例として、max[ ]を値の大きい方を採る関数とすると、以下の（数式20），（数式21）のようになる。

また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域P上の各画素に乗算する。距離係数はX線管21の焦点から投影データDrに対応する多列X線検出器24の検出器列j，チャネルiまでの距離をr0とし、X線管21の焦点から投影データDrに対応する再構成領域P上の画素までの距離をr1とするとき、（r1／r0）²である。

また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域P上の各画素にコーンビーム再構成加重係数w（i，j）のみを乗算すればよい。
ステップS63では、予めクリアしておいた逆投影データD3(x，y)に、投影データD2（view，x，y）を画素対応に加算する。図12が投影データD2（（view，x，y）を画素ごとに加算する概念を示している。

ステップS64では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップS61〜S63を繰り返し、画像再構成に必要な全ビューを加算すると図12の左側の図に示される逆投影データD3（x，y）を得ることができる。

以上、図7の3次元逆投影処理のフローチャートは、図8に示す画像再構成領域Pを正方形512×512画素として説明したものである。しかしこれに限られるものではない。図13（a）、図13（b）は円形の画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図であり、図13（a）はxy平面を、図13（b）はyz平面を示している。

この図13（a），図13（b）に示すように、再構成領域Pを512×512画素の正方形の領域とせずに、直径512画素の円形の領域としてもよい。
上記のX線CT装置において、スカウト像撮影の高速化およびX線自動露出機構の被曝低減、画像改善の実施例を以下に示す。

実施例1では、ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像撮影の高速化の実施例を示す。
実施例2では、ヘリカルスカウトスキャンによるz方向に連続した断層像を用いたX線自動露出機構の被曝低減、画像改善の実施例を示す。

実施例3では、ヘリカルスカウトスキャンによる各X線投影データを用いたX線自動露出機構の被曝低減、画像改善の実施例を示す。
実施例4では、ヘリカルスカウトスキャンによる各X線投影データをファンビームから平行ビームにした平行ビームX線投影データを用いたX線自動露出機構の被曝低減、画像改善の実施例を示す。

実施例5では、ヘリカルスカウトスキャンによるz方向に連続した断層像を用いて、傾斜した断層像の撮影条件に対してX線自動露出機構の被曝低減、画質改善の実施例を示す。

本実施例においては、ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像撮影の高速化の実施例を示す。
従来のスカウト像撮影方法では、例えば0度方向のスカウト像と90度方向のスカウト像とを撮影する場合は、X線発生装置とX線検出器から構成されるX線データ収集系を回転させずに0度方向または90度方向に固定して、被検体とX線データ収集系を相対的にz方向に動かして、例えば被検体を動かしてX線データ収集系を0度方向または90度方向に固定しておいてX線データ収集を2回0度方向と90度方向について行っていた。つまり、被検体を2回X線データ収集系がz方向にスキャンを行い、2回分のスカウト像のX線被曝を被検体は受けていた。また撮影時間の観点では、多列X線検出器のz方向の幅が広くなってもスカウト像撮影時間は1列のX線検出器の場合とそれほど変わらず、2回のz方向のスカウト像スキャンは撮影時間は長かった。このため、撮影のスループットの障害となっていた。つまり、従来のスカウト像の2回分の撮影時間と処理時間、2回分のスカウト像のX線被曝の改善が求められていた。

この点では、本実施例のヘリカルスカウトスキャンによると、1回の超低被曝ヘリカルスカウトスキャン撮影により、0度方向、90度方向は勿論、どのようなビュー方向のスカウト像も画像再構成できるため、短時間の撮影かつ1回分のスカウトスキャンのX線被曝線量で複数方向のスカウト像が画像再構成できる、または撮影できる。

図20にヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像の撮影および画像再構成の流れを示す。
ステップH1では、被検体を撮影テーブル10のクレードル12の上に乗せ位置合わせを行う。

ステップH2では、超低被曝のヘリカルスキャンを行う。
ステップH3では、ヘリカルスキャンによる断層像を画像再構成を行う。
ステップH4では、z方向に連続した断層像に対してy軸方向のビュー角度0度方向の再投影処理を行い、0度方向スカウト像を画像再構成する。

ステップH5では、z方向に連続した断層像に対してx軸方向のビュー角度90度方向の再投影処理を行い、90度方向スカウト像を画像再構成する。
ステップH6では、0度方向スカウト像、90度方向スカウト像を画像表示する。

ステップH2の超低被曝ヘリカルスキャンでは、通常のスカウトスキャンと同程度のX線管電流、X線管電圧でX線データ収集の単位時間あたりのビュー数も同じで撮影を行う。
ステップH4の0度方向スカウト像画像再構成の概念図を図21に示す。

再投影方向は0度方向でファン方向ではなく、平行方向に再投影処理を行っている。断層像の（x，y）座標の画素値をg（x，y）とすると、0度方向つまりy方向再投影プロファイルデータPy（x）は以下の（数式22）により求められる。ただし、断層像のマトリクス数をN×Nとしている。

この再投影プロファイルデータPy（x）をz方向に並べたものが0度方向のスカウト像となる。
ステップH5の90度方向スカウト像画像再構成の概念図を図22に示す。やはり再投影方向は90度方向で、ファン方向ではなく平行方向に再投影処理を行っている。断層像の（x，y）座標の画素値をg（x，y）とすると、90度方向つまりx方向再投影プロファイルデータPx（y）は以下の（数式23）により求められる。ただし、断層像のマトリクス数をN×Nとしている。

この再投影プロファイルデータPx（y）をz方向に並べたものが90度方向のスカウト像となる。
また、0度方向、90度方向以外のスカウト像画像再構成の概念図を図23に示す。

再投影方向はファン方向でなく、θ方向の平行方向に再投影処理を行っている。元の断層像の（x，y）座標の画素値をg（x，y）とする。
この元の断層像の座標系を（x，y）とし、θ方向の回転後の断層像の座標系を（X，Y）とすると、この座標変換は図23に示す通り以下の（数式24）のようになる。

θ方向の再投影プロファイルデータPθ（x）は以下の（数式25）により求められる。ただし、回転前・後の断層像のマトリクス数をN×Nとしている。

この再投影プロファイルデータPθ（x）をz方向に並べたものがθ方向のスカウト像s（X，z）となる。このスカウト像を画像表示することができる。
図24にθ方向スカウト像の画像再構成処理のフロー図を示す。

ステップT1では、n＝0とする。
ステップT2では、z＝znの断層像g（x，y）を読み込む。
ステップT3では、θ方向に断層像g（x，y）を回転させ、回転した断層像g（X，Y）を求める。

ステップT4では、Y方向に断層像g（X，Y）を再投影処理を行い、θ方向プロファイルデータPθ（x）を求める。
ステップT5では、θ方向プロファイルデータをθ方向スカウト像s（X，z）に入力する。

ステップT6では、z＝zmかを判断し、YESならばステップT7へ行き、NOならばステップT8へ行く。
ステップT7では、スカウト像s（X，z）を画像表示する。これで処理を終了する。

ステップT8では、n＝n＋1とする。この後ステップT2へ戻る。
なお、断層像のz方向の範囲を[z0，zm]としている。これによりθ方向のスカウト像の画像再構成が行える。

また、下記のような方法によってもθ方向の平行方向に再投影処理を行うことができる。元の断層像の（x，y）座標の画素値をg（x，y）とする。このθ方向スカウト像の再投影処理の流れを図25に示す。

ステップT11では、n＝0とする。
ステップT12では、z＝znの断層像g（x，y）を読み込む。
ステップT13では、断層像g（x，y）において、y＝y1の時にx方向のずれ量を−y1・tanθとして各y座標において、x方向に各x方向の1次元断層像データをずれ量分の画素分ずらす。

ステップT14では、Y方向に断層像g（x，y）を再投影処理を行い、θ方向プロファイルデータPθ（X）を求める。
ステップT15では、θ方向プロファイルデータをθ方向スカウト像s（X，z）に入力する。

ステップT16では、z＝zmかを判断し、YESならばステップT17へ行き、NOならばステップT18へ行く。
ステップT17では、スカウト像s（X，z）を画像表示する。これで処理を終了する。

ステップT18では、n＝n＋1とする。この後ステップT12へ戻る。
ステップT13では図27に示すように、断層像g（x，y）の各y座標位置におけるx方向の1次元の断層像データに対して図27のステップ2のようにシフト処理を行う。

y＝y1のy座標位置におけるx方向の1次元断層像データをx方向に−y1・tanθ分だけシフト処理を行う。これを断層像g（x，y）の全y座標位置において行う。この時の座標変換式は以下の（数式26），（数式27）のようになる。

ただし、（X，Y）は座標変換後の座標、（x，y）は座標変換前の座標とする。

θ方向の再投影プロファイルデータPθ（x）は以下の（数式28）により求められる。ただし、シフト処理した断層像のy方向の画素数をNとしている。

この再投影プロファイルデータPθ（x）をz方向に並べたものがθ方向のスカウト像s（X，z）となる。このスカウト像を画像表示することができる。
なお、断層像のz方向の範囲を[z0，zm]としている。これによりθ方向のスカウト像の画像再構成が行える。

また、下記のような方法によってもθ方向の平行方向に再投影処理を行うこともできる。元の断層像の（x，y）座標の画素値をg（x，y）とする。このθ方向スカウト像の再投影処理の流れを図26に示す。

ステップT21では、n＝0とする。
ステップT22では、z＝znの断層像g（x，y）を読み込む。
ステップT23では、θ方向に再投影処理を行い、θ方向プロファイルデータPθ（x）を求める。

ステップT24では、θ方向プロファイルデータをθ方向スカウト像s（x，z）に入力する。
ステップT25では、z＝zmかを判断し、YESならばステップT26へ行き、NOならばステップT27へ行く。

ステップT26では、スカウト像s（x，z）を画像表示する。これで処理を終了する。
ステップT27では、n＝n＋1とする。この後ステップT22へ戻る。
このようにして、本実施例のヘリカルスカウトスキャンにより、1回の超低被曝ヘリカルスカウトスキャン撮影により、0度方向、90度方向またはその他のビュー方向のスカウト像を画像再構成できるため、短時間に、かつ1回分のスカウトスキャンのX線被曝線量で複数方向のスカウト像撮影ができる。

上記のスカウト像撮影により得られるスカウト像は、図16，図17に示すように、X線焦点までの距離に依存して歪むファンビーム方向の投影によるスカウト像とは異なり、図18に示すような平行ビーム方向の投影によるスカウト像であるため、X線焦点までの距離に依存して歪むこともないスカウト像が得られる。

実施例2においては、ヘリカルスカウトスキャンによるz方向に連続した断層像を画像再構成しておき、各xy平面の断層像の各ビュー方向の再投影処理により得られた再投影プロファイルデータから得られる。

被検体の幾何学的幾何学的特徴量を用いて、自動X線露出機構によりz方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定でき、その撮影条件を行うことで被曝低減、画質改善の行える実施例を示す。

まず、従来のスカウト像撮影における問題点として以下のような問題点が存在していた。
従来のスカウト像の画像再構成の1例としては、図16に示すように、多列X線検出器の各チャネルの大きさを狭くして、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心に多列X線検出器に相似なスカウト像曲面を設定し、各チャネルの大きさをスカウト像の1画素に合わせる。これによりスカウト像が画像再構成されるが、この場合はスカウト像曲面のチャネル方向またはx軸方向の画素の大きさと、z軸方向の画素の大きさが合わない。また更に、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく、X線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見えるため、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心近辺でしか正しい縮尺で画像化ができなかった。

また、従来のスカウト像の画像再構成の他の1例としては、図17に示すように、多列X線検出器の各チャネルのデータをX線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心を通るx軸上に射影して、x軸上の均等なピッチのデータ列に多列X線検出器の各チャネルのデータを変換する。図28のように、多列X線検出器の各チャネルのデータをx軸上に射影した場合には、多列X線検出器の外側のチャネルはx軸上では疎に粗く広い間隔で射影され、多列X線検出器の内側のチャネルはx軸上では密に細かい間隔で射影される。このため、x軸上で一定間隔なデータになるように、多列X線検出器の各チャネルのデータは補間または加重加算される。この場合は、スカウト像平面のx軸方向の画素の大きさと、z軸方向の画素の大きさを合わせることはできる。ただし、X線管のX線焦点を中心とした扇状のX線ビーム形状であるため、同じ大きさの物でもX線焦点に近い物は大きく、つまり視野角が大きく、X線焦点から遠い物は小さく、つまり視野角が小さく見えるため、X線データ収集系回転中心または最大画像再構成領域の画像再構成中心近辺でしか正しい縮尺で画像化はできなかった。

このように、従来のスカウト像撮影においては、被検体とX線焦点の距離に依存してスカウト像上の被検体の大きさが変わってしまっていた。このため、スカウト像から得られるX線投影データプロファイル、またはスカウト像のX線投影データから得られるX線投影データプロファイルの幾何学的幾何学的特徴量を用いて被検体の大きさ、形状を予測する際に誤差が生じ、正しく被検体の大きさ、形状を予測できないため、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定できなかった。

スカウト像の画像再構成の他の1例としては、図18のように一度画像再構成された最大画像再構成領域の断層像をある方向に再投影する。図18ではy軸方向つまり0度ビュー方向に再投影してx軸上に再投影したスカウト像を画像再構成していた。この場合、最大画像再構成領域に画像再構成された断層像は画素がx方向に一定間隔に並んでいるのでy軸方向つまり0度ビュー方向に再投影処理を行った場合、x軸上で一定間隔なデータ列としてスカウト像が得られる。この場合は、スカウト像平面のx軸方向の画素の大きさとz軸方向の画素の大きさを合わせることができる。

実施例1に示したヘリカルスカウトスキャンによるz方向に連続した断層像からスカウト像を画像再構成する場合は、上記のスカウト像画像再構成方法を行っている。この場合の再投影方向は、x軸方向、y軸方向を含むいずれの方向にも行うことができ、いずれの場合も再投影処理は平行ビーム再投影処理となり、このようにして平行ビーム再投影によるスカウト像が画像再構成できる。つまり、この平行ビーム再投影スカウト像ではX線焦点に近くても遠くても常に正しい縮尺で画像化できる。このため、被検体が撮影視野のどこにあってもX線焦点から被検体までの距離に依存せずに、正しい被検体の幾何学的特徴量が得られ、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件が設定できる。

このように、ヘリカルスカウトスキャンなどによる平行ビーム再投影処理によるスカウト像を得て、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定する実施例の流れを以下の図29に示す。

なお、以下の実施例においては、最適な撮影条件を制御するパラメータとしてX線管電流を用いているが、X線管電流以外にもヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチ、画像フィルタ、再構成関数、zフィルタ、スライス厚、スキャン時間などのパラメータにより撮影条件を制御してz方向に均一な画質を得る最適な撮影条件を設定しても良い。

また、下記の実施例においては、多列X線検出器の場合のX線検出器のz方向の幅による影響を考慮して、ステップP25，ステップP26，ステップP27を行っているが、以下の（1），（2），（3）のような理由でX線検出器のz方向幅を考慮しなくても良い場合は、ステップP25，ステップP26の処理を行わずにステップP24で求めた“理想的管電流曲線”に基いて、ステップP27において撮影条件設定を行ったり、スキャンデータ収集を行っても良い。

（1）X線検出器のz方向の幅がそれほど広くない
（2）X線検出器のz方向の幅に比べて被検体のz方向の変化が小さい
（3）z方向の画質の均一性を求める精度が厳しくない
以下に図29を用いて全体の操作および処理の流れを示す。

ステップP21では、ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像撮影を行う。
ステップP22では、スキャン撮影条件を設定する。
ステップP23では、スカウト像の各z軸座標のプロファイル分布よりプロファイル面積、プロファイル楕円近似の長径／短径比率などの幾何学的特徴量を測定する。

ステップP24では、断層像のCT値の標準偏差値の目標値であるノイズ・インデックス値に依存し、ステップP21のスカウト像の各z座標のプロファイル分布の幾何学的特徴量により、各z座標の管電流値テーブルを計算し、この管電流値テーブルを“理想的管電流値曲線”とする。

ステップP25では、多列X線検出器24の各列があるz方向座標の断層像に対する寄与率分布を求める。
ステップP26では、ステップP25で求めた多列X線検出器24の寄与率分布のデコンボリューション関数をステップP24で求めた“理想的管電流値曲線”に重畳して“制御すべき管電流値曲線“を求める。

ステップP27では、ステップP26の“制御すべき管電流曲線“の管電流値テーブルに従い、スキャンデータ収集を行う。
ステップP28では、断層像画像再構成を行う。

ステップP29では、断層像画像表示を行う。
あらかじめ、被検体の部位ごとの断層像の代表的な部分の関心領域における、画像ノイズの指標値（以下、インデックス(Index)値と呼ぶ）であるCT値の標準偏差値と、そのスカウト像のプロファイル分布の複数の幾何学的特徴量との関係を求めておく。つまり被検体をz方向に位置合わせした後に、z方向座標に依存した各々の断層像位置のノイズ指標値（以下、ノイズ・インデックス(Noise Index)値と呼ぶ）と、スカウト像またはスカウト像のX線投影データのプロファイル分布の幾何学的特徴量群と、撮影に使用するX線管電流値との関係をあらかじめ関連づけておいておけばよい。

これらの関係式に基いて、収集したスカウト像またはスカウト像の投影データのプロファイル分布の幾何学的特徴量を求めた後に、図30のように、プロファイル分布の複数の幾何学的特徴量と被検体のz方向座標位置である部位とを求めておき、画像ノイズの目標値であるノイズ・インデックス値を指定しておけば、制御すべきX線管電流値が求められる。これにより、スカウト像のz方向に沿って各z座標値のX線管電流値を図30のように求めることができ、z方向に沿ったX線管電流値曲線（X線管電流値テーブル）が求められる。

1列のX線検出器または列数の少ないX線検出器の場合は、このX線管電流値テーブルのままz方向に沿ってX線管電流値を変化させながら、ヘリカルスキャンまたはz方向の複数位置でのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンを行い、各z方向位置の断層像のCT値標準偏差値をほぼ一定にできた。しかし、マトリクス構造の多列X線検出器または2次元X線エリア検出器では検出器幅がz方向に広いため、図31のように、あるz方向座標位置の断層像に3次元逆投影される投影データは複数のz方向位置に分散して存在している。このため、多列X線検出器または2次元X線エリア検出器を用いた場合に、X線管電流値テーブルのままz方向に沿ってX線管電流値を変化させながら、ヘリカルスキャンまたはz方向の複数位置でのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行うと、検出器の寄与するz方向の幅が広いため、画像ノイズの指標である断層像のCT値標準偏差が正しく制御されずにz方向に広がってボケてしまう。

これを避けるには図32のように、あるz方向位置の断層像に対する検出器の各列の寄与率の分布をz方向に沿って求める。この寄与率の分布は、ヘリカルピッチ、画像再構成の際の各検出器列の加重係数のかけ方、スキャンのモード（ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャン）などによっても異なってくる。このz方向に分布した寄与率の分布の逆重畳関数を求め、これを「X線管電流値曲線」（X線管電流値テーブル）に重畳すれば、つまり、高周波（高域）強調気味にz方向フィルタがかけられて、「制御すべき管電流値曲線」が求められる。この「制御すべき管電流値曲線」（制御すべき管電流値テーブル）の通り、z方向に沿ってX線管電流値を変化させながらヘリカルスキャンまたはコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行い、画像再構成を行えば、高周波（高域）強調された管電流値曲線が、z方向に分布する寄与率でz方向に平滑化され、ちょうど良く得られた断層像の画像ノイズ（CT値の標準偏差）はz方向にほぼ一様にすることができる。

さらに詳しく説明すれば、図32（a）に示すように、被検体のスカウト像から、各z方向座標位置のプロファイル面積、楕円率などの幾何学的特徴量を求めることにより、各z方向座標位置の最適X線管電流値f（z）が定まる。

しかし、このまま最適X線管電流値f（z）に従ってX線管電流を制御して、例えばヘリカルスキャンを行うと、あるz方向座標位置の断層像に寄与する列依存の寄与率重み（加重係数）の窓の影響で、断層像の画像ノイズの分布は、図32（b）のようにボケてしまう。このボケた画像ノイズの分布をb（z）とすると、以下の（数式29）のようになる。

この場合にボケてしまうというのは、最適X線管電流値f（z）に応じた画像ノイズの変化に比べてボケてしまうということである。
つまり、画像ノイズである断層像の各画素のCT値標準偏差が正しく制御されずにz方向にボケることになる。

なお、この時の列依存の寄与率重みの窓の例を図33(a)に示す。この場合は列依存の寄与率重みの窓をわかりやすいように矩形窓としている。
もし、この時に列依存の寄与率重みの窓の影響を打ち消すには、この列依存の寄与率重みの窓を逆重畳した関数をあらかじめ最適X線管電流値f（z）に重畳しておき、そのX線管電流値g（x）によりヘリカルスキャンを行えばよい。

図33(a)のように、列依存の寄与率重みの窓が、矩形窓の場合は矩形の逆重畳関数はsinc関数となる。このsinc関数を最適X線管電流値f（z）に重畳することで、（数式30）に示すように、最適X線管電流値g（z）が求められる。

この最適X線管電流値g（z）を図32（c）に示す。
図32（c）の最適X線管電流値g（z）においては、斜線部のマイナス（−）のX線管電流が出て来てしまう。しかし、マイナス（−）のX線管電流値はかけられないので、実際は0にする。なお、この部分はスキャンされないので実質上は問題ない。

図32（c）の最適X線管電流値g（z）により、例えばヘリカルスキャンを行うと図32（ｄ）のように、画像ノイズh（z）は最適X線管電流値から期待される画像ノイズ分布に近くなる。これは以下の（数式31）からもそうなることが予想される。

ただし、以下の（数式32）の定義を用いている。

また、図33(b)には、列方向に寄与率が矩形窓関数になる場合を示している。図33(b)では、ヘリカルピッチ1の時に8列の各列が1枚の断層像に寄与するとして、各列の重みを均等にしている。このような場合に列方向の寄与率は矩形窓関数となる。

ステップP21で求められるスカウト像の各z軸座標のプロファイル分布の幾何学特徴、または図34のように以下のようなものもしくは、それらを組合せて演算して求められる特徴パラメータが考えられる。

1．プロファイル面積P（z）は以下の（数式33）により求められる。

2．プロファイル分布の円形度C（z）は以下の（数式34）により求められる。

3．プロファイル分布を単一の楕円として近似した時の短軸，長軸の長さ。
4．複数（N個）の楕円として近似した時の短軸1，長軸1〜短軸N，長軸Nの各々の長さ。
5．プロファイル分布のラベル数（連続領域数）
また、上記の第4項のプロファイル分布を複数の楕円に分けるか否かの判断、つまり独立したプロファイルの抽出をするか否かの判断のフロー図を図35に示す。

ステップm1では、x_i＝x₀＋Δxとする。ただし、Δx＝（x_n−x₀）／Nとする。
ステップm2では、m₁をx₀〜x_i区間の平均σ₁をx₀〜x_iの標準偏差として求める。
ステップm3では、m₂をx_i〜x_n区間の平均σ₂をx_i〜x_nの標準偏差として求める。

ステップm4では、以下に示す（数式35）のように、（m₂−m₁）が（σ₁＋σ₂）よりも充分大きいかを判断する。YESであればステップm5へ行き、NOであればステップm11へ行く。

ただしKは適当な係数のようにして具体的に判断をさせることができる。
ステップm5では、x₀〜x_iを1つの独立した区間として扱い、x_iからx_nから別のプロファイル分布とみなす。つまり独立した領域として分けて楕円近似を行い、別の近似楕円領域として切り離す。具体的には、被検体の下肢部の撮影で両足の断層像が映っている場合、または胸部と腕おろしした2本の腕が映っている場合などが考えられる。

ステップm6では、x₀＝x₀＋ΔN，N＝N−1とする。
ステップm7では、x_n＝x₀＋ΔNか。YESであれば終了し、NOであればステップm2へ行く。
ステップm11では、x_i＝x₀＋2Δxとする。

このような判断により、プロファイル分布が複数の楕円近似で分けられるかを判断する。
上記のように各z座標位置において、プロファイル分布に応じてその幾何学的特徴パラメータや、その1つである楕円近似した際のパラメータなどで、各z座標位置の最適X線管電流などの撮影条件を決定することができる。楕円近似を各z座標位置において行うのであれば、図36（a），図36（b）のようにデータ収集系のビュー方向を考慮すると、図37のように各ビュー方向により近似された楕円の投影データ長が変化する。

なお、楕円の方程式およびθ方向の投影データ長はそれぞれ次式で与えられる。

このように、データ収集系のビュー方向とプロファイル分布から近似された楕円との位置関係を考慮すれば更に最適X線管電流値を下げて、被曝低減が可能になる。
図36（a）のようにコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンにおいては、データ収集系のビュー方向で近似される楕円は変化しないが、図36（b）のようにヘリカルスキャンにおいては、z方向座標が移動するにつれ近似される楕円は変化し、データ収集系のビュー方向ごとの最適X線管電流値も変わってくる。

つまり、図36（a）のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは、スキャン1，2のいずれでもビュー方向が同じであれば同じ最適X線管電流値になるが、図37(b)のヘリカルスキャンにおいては、スキャン1，2により、ビュー方向がずれるとz方向座標位置もずれて近似される楕円の大きさも異なり最適X線管電流値は異なってくる。このようにしてビュー方向を考慮することにより、被曝低減を更に改善できる。

実施例2においては、ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像の各z方向座標位置の各ビューのX線投影データを再投影処理したプロファイル分布から求めた。つまり、ヘリカルスキャンで得られた断層像を再投影処理したプロファイル分布から、自動X線露出機構で用いる被検体の幾何学的特徴量を求め、各z方向座標位置における最適なX線条件を求めた。

本実施例においては、ヘリカルスカウトスキャンによる断層像を再投影処理して求められたスカウト像の各z方向座標位置で再投影処理して求めたプロファイル分布を用いることなく、ヘリカルスカウトスキャンのX線投影データから本スキャンのヘリカルスキャンの被検体のX線投影データを求め、そのX線投影データから幾何学的特徴量を求めて自動X線露出機構で最適化された撮影条件を求める。

今、本スキャンでヘリカルスキャンを行う場合は以下のようになる。
図38にヘリカルスカウトスキャンと本スキャンのヘリカルスキャンの関係を示す。
図38は、ヘリカルスキャンの展開図と呼ばれ、横軸がz方向座標位置、縦軸はビュー角度になっている。ヘリカルスキャンの各X線投影データはこのヘリカルスキャンの展開図のどこかの1点として表現される。

今、図38の点Aはz方向座標位置がzaの位置にあり、ビュー角度がθであるX線投影データを示す。
ヘリカルスカウトスキャンで収集したX線投影データを一点鎖線で示す。本スキャンで計画している撮影条件のヘリカルスキャンを実線で示す。あらかじめ、ヘリカルスキャンヘリカルスカウトスキャンが終了し、赤線のX線投影データが存在する状況で実線の本スキャンのヘリカルスキャンの各ビューの撮影条件を定めれば良い。これにより、各z方向座標位置の断層像の撮影条件は最適化される。

点Aは実線の本スキャンのヘリカルスキャンのX線投影データに含まれる。今、点AのX線投影データの被検体のプロファイルを予測し、点Aの最適な撮影条件を定める。なお、ここでは撮影条件の1例としてX線管電流を最適化することを考えてみる。

点Aと同じビュー方向のX線投影データは、z方向座標位置za1の点A1、z方向座標位置za2の点A2が存在している。また、対向ビューとしては、z方向座標位置za3の点A3が存在している。

X線投影データ点A1を予測するのに同じビュー方向のX線投影データを使うことを考えれば、点A1，点A2の2点のX線投影データより点Aを予測する。
また、z方向の距離が近いことを重視すれば、点A1と点A3の2点のX線投影データより点Aを予測する。特に、被検体の撮影部位がz方向に変化が大きい場合は、z方向により近い2点である点A1と点A3の2点を用いるのが被検体のz方向の形状変化によるアーチファクトをより低減できる点で良い。

なお、2点のX線投影データより点AのX線投影データを予測する方法の1例としては、距離比を用いた加重加算方法がある。今、2点の点A1，点A2を用いて距離比を用いた加重加算で点Aを求めるとすると、以下の（数式36）のようになる。

ただし、点A1のX線投影データをD（A1）、
点A2のX線投影データをD（A2）、
点AのX線投影データをD（A）、
また、距離d1を（数式37）、距離d2を（数式38）の通りとする。

このようにして、本スキャンのヘリカルスキャンの各ビューにおけるX線投影データに相当する図38の実線上の点Aを変化させて行くことにより、X線投影データをすべてのビューについて求めることができる。これにより、本スキャンのヘリカルスキャンの被検体のプロファイルがわかり、被検体のプロファイルの幾何学的特徴量より、各z方向座標位置の各ビューの最適な撮影条件が求められる。

次に本スキャンでコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）を行う場合は以下のようになる。
図39にヘリカルスカウトスキャンと本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の関係を示す。

図39の点Bはz方向座標位置がzbの位置にあり、ビュー角度がθであるX線投影データを示している。
ヘリカルスカウトスキャンで収集されたX線投影データを一点鎖線で示す。本スキャンで計画した撮影条件のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）を実線で示す。あらかじめヘリカルスカウトスキャンが終了し、一点鎖線のX線投影データが存在する状態で実線の本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の各ビューの撮影条件を定めれば良い。これにより、本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の各ビューのX線投影データの最適な撮影条件が求められる。

点Bは本スキャンの断層像に対応するX線投影データの1ビュー分として含まれている。
この点BのX線投影データの被検体のプロファイルを予測し、点Bの最適な撮影条件を定める。ここでは撮影条件の1例としてX線管電流を最適化することを考えている。

点Bと同じビュー方向のX線投影データはz方向座標位置zb1の点B1、z方向座標位置zb2の点B2が存在している。また、対向ビューとしてはz方向座標位置zb3の点B3が存在している。

X線投影データ点B1を予測するのに、同じビュー方向のX線投影データを使うことを優先するならば、点B1，点B2の2点のX線投影データより点Bを予測する。
また、z方向の距離が近いことを重視するならば、点B1と点B3の2点を用いることになる。これにより、被検体のz方向の形状変化によるアーチファクトを低減できる。

なお、2点のX線投影データより点BのX線投影データを予測する方法の1つには、点Aの場合と同様に距離比の加重加算方法がある。今、2点の点B1，点B2のデータを用いて距離比の加重加算で点Bを求めるとすると、以下の（数式39）のようになる。

ただし、点B1のX線投影データをD（B1）、
点B2のX線投影データをD（B2）、
点B3のX線投影データをD（B3）、
また、距離d1を（数式40）、距離d2を（数式41）の通りとする。

このようにして、本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の各ビューにおけるX線投影データに相当する図39の実線上の点Bを変化させて行くことにより、X線投影データをすべてのビューについて求めることができる。これにより、本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の被検体のプロファイルがわかり、被検体のプロファイルの幾何学的特徴量より、各z方向座標位置の各ビューの最適な撮影条件が求められる。

以上より、ヘリカルスカウトスキャンのX線投影データより本スキャンのヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の最適な撮影条件が求められる。

なお、本実施例では、ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の例を示したが、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャン、シネスキャンにおいても同様に最適な撮影条件を求めることができる。

以上の処理、操作の流れをまとめたものを図40に示す。
ステップW1では、ヘリカルスカウトスキャンを行う。
ステップW2では、ヘリカルスカウトスキャンのX線投影データを格納する。

ステップW3では、撮影条件設定手段にて本スキャンの撮影条件を設定する。
ステップW4では、設定された撮影条件を展開図に変換する。
ステップW5では、本スキャンの各z方向座標位置、各ビュー位置におけるX線投影データを展開図上でヘリカルスカウトスキャンのX線投影データより加重加算して求める。

ステップW6では、本スキャンの各X線投影データより被検体のプロファイルを求め、各ビューのプロファイルの幾何学的特徴量を求める。
ステップW7では、ステップW6で求められたプロファイルの幾何学的特徴量より各z方向座標位置、各ビュー位置における最適な撮影条件を求める。

ステップW8では、本スキャンを行う。

実施例2においても説明したが、X線自動露出機構により各z方向座標位置における最適な撮影条件を求めるには、X線ファンビームのX線投影データよりもX線平行ビームのX線投影データの方が好ましい。

例えば図41，図42に示すように、図41ではΔABCはΔDEFに比べ約1／2の面積であるが、X線ファンビームによるプロファイルではX線焦点にΔABCが近いため、同じ大きさのプロファイルになってしまう。これはΔABC，ΔDEFの面積の大きさの差を考えると矛盾である。

しかし、図42に示すように、X線平行ビームにおいてはΔABCのプロファイルの方がΔDEFのプロファイルよりも小さくなり、ΔABC，ΔDEFの面積の大きさの差が正しくプロファイルに表れている。これにより、X線ファンビームのX線投影データよりもX線平行ビームのX線投影データの方が、被検体の位置によらず正しい被検体のプロファイルを表現できることがわかる。

X線投影データの前処理において用いられるように、X線ファンビームのX線投影データをX線平行ビームのX線投影データに変換する、いわゆる“ファンパラ変換”は可能である。実際に実施例3で行われた処理の流れに上記のファンパラ変換の改善点を加えると図43のようになる。

/ステップW11では、ヘリカルスカウトスキャンを行う。
ステップW12では、ヘリカルスカウトスキャンのX線投影データを格納する。
ステップW13では、撮影条件設定手段にて本スキャンの撮影条件を設定する。

ステップW14では、設定された撮影条件を展開図に変換する。
ステップW15では、ヘリカルスカウトスキャンの各z方向座標位置、各ビュー位置におけるX線投影データをファンパラ変換を行う。

ステップW16では、本スキャンの各z方向座標位置、各ビュー位置におけるX線投影データを展開図上でファンパラ変換されたヘリカルスカウトスキャンのX線投影データより加重加算して求める。

ステップW17では、X線平行ビームである本スキャンの各X線投影データより被検体のプロファイルを求め、各ビューのプロファイルの幾何学的特徴量を求める。
ステップW18では、ステップW17で求められたプロファイルの幾何学的特徴量より各z方向座標位置、各ビュー位置における最適な撮影条件を求める。

ステップW19では、本スキャンを行う。

実施例1から実施例4まではヘリカルスカウトスキャンを行った時の各z方向座標位置におけるxy平面に平行な断層像の最適な撮影条件を求めるX線自動露出機構についての実施例について述べたが、本実施例においてはz方向にθだけ傾斜した断層像の最適な撮影条件の求め方について述べる。

図44にxy平面からz方向にθだけ傾斜した断層像の撮影条件を求めるフロー図を示す。
ステップH11では、被検体を撮影テーブル10のクレードル12の上に乗せ位置合わせを行う。

ステップH12では、超低被曝のヘリカルスキャンを行う。
ステップH13では、ヘリカルスキャンによる断層像を画像再構成を行う。
ステップH14では、z方向に連続した断層像に対してy軸方向のビュー角度0度方向の再投影処理を行い、0度方向スカウト像を画像再構成する。

ステップH15では、z方向に連続した断層像に対してx軸方向のビュー角度90度方向の再投影処理を行い、90度方向スカウト像を画像再構成する。
ステップH16では、0度方向スカウト像、90度方向スカウト像を画像表示する。

ステップH17では、xy平面からz方向にθだけ傾斜した撮影条件を設定する。
ステップH18では、z方向に連続した断層像よりxy平面からz方向にθだけ傾斜した方向の被検体のプロファイルを求める。

ステップH19では、xy平面からz方向にθだけ傾斜した方向の被検体のプロファイルの幾何学的特徴量よりθだけ傾斜した断層像の最適な撮影条件を求める。
ステップH20では、xy平面からz方向にθだけ傾斜した断層像の本スキャンを行う。

ステップH18においては、xy平面からz方向にθだけ傾斜した方向の被検体のプロファイルを求める。
図45に示すように、z方向に連続な断層像を3次元画像に対してxy平面からz方向にθだけ傾斜した平面に沿った断層像を画像再構成し、その断層像平面に平行な方向に再投影処理を行い、再投影プロファイルデータPθ（x）を以下の（数式43）により求める。ただし、z方向に連続な断層像のマトリクスの大きさをN×N画素とする。この時にMは（数式42）のように定められる。

この被検体の再投影プロファイルデータよりその幾何学的特徴量を求め、実施例2と同様に最適な撮影条件を求めることができる。つまり、これによりz方向にθだけ傾斜した断層像の最適な撮影条件を求めることができる。

以上のX線CT装置100において、本発明のX線CT装置、またはX線CT画像再構成方法によれば、多列X線検出器または、フラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を持ったX線CT装置のスカウト像撮影を高速化すること、ならびに、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンのX線自動露出機構により求められる最適な撮影条件を正しく求め、被曝低減、画質改善を実現できる効果がある。

なお、本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による3次元画像再構成法でもよい。さらに、他の3次元画像再構成方法でもよい。または2次元画像再構成でも良い。

本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の場合で書かれているが、シネスキャンの場合も同様に効果を出すことができる。
本実施形態は、ヘリカルスキャンの場合で書かれているが、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合も同様に効果を出すことができる。

本実施形態は、生体信号に同期しない場合で書かれているが、生体信号、特に心拍信号に同期させても同様な効果を出すことができる。
また、本実施形態では、多列X線検出器または、フラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を持ったX線CT装置について書かれているが、1列のX線検出器のX線CT装置においても同様の効果を出せる。

また、本実施形態では、各列ごとに係数の異なった列方向（z方向）フィルタを重畳することにより、画質のばらつきを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これには様々なz方向フィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。

本実施形態では、医用X線CT装置を元に書かれているが、産業用X線CT装置または他の装置と組合わせたX線CT−PET装置，X線CT−SPECT装置などで利用できる。

本発明の一実施形態にかかるX線CT装置を示すブロック図である。 X線発生装置（X線管）および多列X線検出器をxy平面で見た説明図である。 X線発生装置（X線管）および多列X線検出器をyz平面で見た説明図である。被検体撮影の流れを示すフロー図である。本発明の一実施形態に係るX線CT装置の画像再構成の概略動作を示すフロー図である。前処理の詳細を示すフロー図である。 3次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 X線検出器面に投影したラインを示す概念図である。投影データDr（view，x，y）を画像再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。画像再構成領域上の各画素の逆投影画素データD2を示す概念図である。逆投影画素データD2を画素対応に全ビュー加算して逆投影データD3を得る状態を示す説明図である。円形の画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 X線CT装置の撮影条件入力画面を示す図である。ボリュームレンダリング3次元画像表示方法・ MPR画像表示方法・3次元MIP画像表示方法の例を示す図である。スカウト像画像再構成の例1を示す図である。スカウト像画像再構成の例2を示す図である。スカウト像画像再構成の例3を示す図である。（a）被検体がX線焦点の近くにある場合を示す図である。（b）被検体がX線焦点から遠くにある場合を示す図である。ヘリカルスカウトスキャンによるスカウト像の撮影、画像再構成の流れのフロー図である。 0度方向スカウト像の画像再構成方法を示す図である。 90度方向スカウト像の画像再構成方法を示す図である。 θ方向スカウト像の画像再構成方法例1を示す図である。 θ方向スカウト像の画像再構成処理例1のフロー図である。 θ方向スカウト像の画像再構成処理例2のフロー図である。 θ方向スカウト像の画像再構成処理例3のフロー図である。 θ方向スカウト像の画像再構成方法例2を示す図である。多列X線検出器の各チャネルのデータをx軸上に射影を示す図である。本発明による最適管電流値テーブルによるスキャンの流れを示すフロー図である。画像ノイズの目標値とX線管電流値の関係を示す図である。あるz方向座標位置の断層像に3次元逆投影される複数z方向位置の投影データを示す図である。 2次元X線エリア検出器の理想的管電流値テーブルを示す図である。列依存の寄与率を示す図である。プロファイル分布の幾何学的特徴量を示す図である。独立したプロファイル分布の抽出の判断の処理の流れを示すフロー図である。（a）コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンの場合を示す図である。（b）ヘリカルスキャンの場合でz方向座標位置により近似される楕円が異なる場合を示す図である。楕円近似した場合のθ方向の投影データ長を示す図である。ヘリカルスカウトスキャンと本スキャンのヘリカルスキャンの関係を示す展開図である。ヘリカルスカウトスキャンと本スキャンのコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の関係を示す展開図である。リカルスカウトスキャンのX線投影データより最適な撮影条件を求めるフロー図である。ファンビームの場合を示す図である。平行ビームの場合を示す図である。ヘリカルスカウトスキャンのファンパラ変換されたX線投影データより最適な撮影条件を求めるフロー図である。 xy平面からz方向にθだけ傾斜した断層像の撮影条件を求めるフロー図である。 z方向にθだけ傾斜した断層像の最適な撮影条件の求め方を示す図である。

符号の説明

１操作コンソール
２入力装置
３中央処理装置
５データ収集バッファ
６モニタ
７記憶装置
１０撮影テーブル
１２クレードル
１５回転部
２０走査ガントリ
２１ X線管
２２ X線コントローラ
２３コリメータ
２４多列X線検出器または2次元X線エリア検出器
２５データ収集装置（DAS）
２６回転部コントローラ
２７走査ガントリ傾斜コントローラ
２８ビーム形成X線フィルタ
２９制御コントローラ
３０スリップリング
ｄＰ X線検出器面
Ｐ画像再構成領域
ＰＰ投影面
IC 回転中心(ISO)
CB X線ビーム
BC ビーム中心軸
D 回転中心軸上での多列X線検出器幅

Claims

X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、
そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、
画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、
断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、
を含むX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、z方向に連続した断層像から被検体の幾何学的特徴量を求めて、z方向に均一な画質が得られる各z方向座標位置における最適な撮影条件を設定する手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1におけるX線CT装置において、
前記z方向に連続した断層像は、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、またはヘリカルシャトルスキャン、またはz方向に連続したコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、またはz方向に連続したシネスキャンにより得られた断層像を含む
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項1または請求項2のいずれかのX線CT装置において、
前記幾何学的特徴量は、前記z方向に連続した断層像の各z方向座標位置におけるxy平面上の断層像で、各ビュー方向に相等する各再投影方向に再投影処理を行い、得られた再投影データから求められものを含む
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項3のX線CT装置において、
前記再投影方向は、0度、90度、180度、270度のうち少なくとも1つの方向を含む
ことを特徴とするX線CT装置。
X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、
そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、
画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、
断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、
を含むX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、スカウトスキャンとしてヘリカルスキャンを行い、z方向に連続したヘリカルスキャンの断層像を、その所定の方向の再投影処理を行ってスカウト像を求めるヘリカルスカウトスキャンのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求めて、z方向に均一な画質となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、
そのX線データ収集手段から収集された投影データを画像再構成する画像再構成手段、
画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、
断層像撮影の各種撮影条件を設定する撮影条件設定手段、
を含むX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、ｚ方向に連続したヘリカルスキャンの断層像を、その所定の方向の再投影処理を行ってスカウト像を求めるヘリカルスカウトスキャンの一部のビューのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求め、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項6のX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、前記ヘリカルスカウトスキャンを行って得られた一部のビューのX線投影データをファンパラ変換し、平行ビームのX線投影データを求め、その平行ビームのX線投影データを用いて被検体の幾何学的特徴量を求め、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項6または請求項7のいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、全部のビューのX線投影データから求められる被検体の幾何学的特徴量を用いて、z方向に均一な画像となる各z方向座標位置の最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項9までのいずれかのX線CT装置において、
被検体の幾何学的特徴量は、プロファイル面積、標準偏差、平均値、最大投影データ値、投影データプロファイルの幅、投影データピークの半値幅のうち少なくとも1つを用いる
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項9までのいずれかのX線CT装置において、
前記z方向に連続な断層像は、画像ノイズ改善処理を行われた断層像を含む
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項10までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、前記各z方向座標位置に加えて、各ビューにおける最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項11までのいずれかのX線CT装置において、
前記z方向に均一な画質とはz方向に連続する断層像で、各z方向座標位置の断層像における所定の関心領域のCT値の標準偏差がほぼ一定になるような画質を含む
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項12までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件には、X線管電流、ヘリカルピッチ、撮影時間、X線データ収集系回転速度、スライス厚、再構成関数、X線管電圧のうち少なくとも1つを含む
ことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項13までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、被検体の各z方向座標位置での最適なX線管電流を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項14までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、被検体の各z方向座標位置での各ビュー方向における最適なX線管電流を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項15までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、被検体をヘリカルスキャン撮影する際の各z方向座標位置で定まる各ビュー方向における最適なX線管電流を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項16までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、被検体のxy平面内の位置を考慮してX線管電流を含む最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。
請求項1から請求項17までのいずれかのX線CT装置において、
前記撮影条件設定手段は、被検体のxy平面内の位置に加えてX線データ収集を行う各ビュー方向も考慮して最適な撮影条件を定める手段
を含むことを特徴とするX線CT装置。