JP3908993B2

JP3908993B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP3908993B2
Application number: JP2002236313A
Authority: JP
Inventors: 哲也堀内
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-08-14
Filing date: 2002-08-14
Publication date: 2007-04-25
Anticipated expiration: 2022-08-14
Also published as: JP2004073397A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ＣＴ装置に関し、更に詳しくは、被検体を挟んで相対向するようにＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置を使用した診断では、ＩＥＣ規格に従い、被検体のＣＴ撮影による被曝線量値（ＣＴＤＩｗ：Computed Tomography Dose Index)を表示することを推奨している。以下、具体的に説明する。
【０００３】
【従来の技術】
図１１，図12は従来技術を説明する図（１）．（２）であり、図１１（Ａ）は走査ガントリ部３０の要部構成図を示している。図において、４０はＸ線管、５０はＸ線のスライス厚Ｔを制御するコリメータ、９０は多数のＸ線検出素子がチャネルＣＨの方向に配列するＸ線検出器、そして、６０は不図示の撮影テーブル（クレイドル）の先端部に取り付けられたＣＴ線量測定用の基準ファントム（ＣＴ dosimetry phantom）である。このような構成により、従来は、予め、基準ファントム６０を使用した線量の測定値を基に、被検体のＣＴ撮影による被曝線量値を一律に表示していた。以下、具体的に説明する。
【０００４】
図12は基準ファントム６０を説明する図であり、図12（Ａ）は身体用ファントム６０Ｂの斜視図を示している。図において、ファントム６０Ｂのボディー６１は、均質なアクリル樹脂（ＰＰＭＡ：polymethylmethacrylate）の円柱様体からなっており、その直径φは、被検体の典型的な胴部サイズを代表するようなφ＝３２ｃｍ、及びその厚さは１４ｃｍ以上となっている。更に、このファントム６０Ｂには、ボディー６１のｚ軸（被検体体軸ＣＬｂに相当）と平行な中央部ｃ及びその外周から各１ｃｍ内側の計４箇所ｐに、線量を測定するための夫々実効長が１０ｃｍのペンシル型イオンチェンバ（pencil ionisation chamber）６２が挿入されている。
【０００５】
図12（Ｂ）は頭部用ファントム６０Ｈの斜視図を示しており、その直径φは、被検体の典型的な頭部サイズを代表するようなφ＝１６ｃｍとなっている。その他の構成については上記ファントム６０Ｂと同様である。
【０００６】
図１１（Ａ）に戻り、このようなＸ線ＣＴ装置の出荷時には、予め基準ファントム６０Ｂ（６０Ｈも同様）を使用して該装置の規格化されたＣＴ被曝線量値ＣＴＤＩｗを求めておく。その方法を具体的に言うと、まず、Ｘ線管４０，Ｘ線検出器９０を含むＸ線撮影系（ガントリ）を基準ファントム６０Ｂの回りに１回転させた時の線量プロフィールＤ（ｚ）をファントム６０Ｂに挿入した各位置ｃ，ｐのイオンチェンバ６２により測定する。
【０００７】
図１１（Ｂ）に線量プロフィールＤ（ｚ）の例を示す。線量プロフィールＤ（ｚ）は、ガントリ１回転のスキャンによりイオンチェンバ６２で検出されたｚ軸に沿った線量を表す。中央のスライス厚Ｔの所で高い線量を示すが、実際のＸ線ファンビームＸＬＦＢにはｚ軸方向に多少の広がりがあるため、その線量プロフィールＤ（ｚ）にも図示の様な広がりがある。但し、実際上は、実効長１００ｍｍのペンシル型イオンチェンバ６２を使用することで、有効長１００ｍｍ分の測定を行っている。
【０００８】
これらの測定結果を基に、ｚ軸方向の規格化された単位長当たりのＣＴ線量値（ＣＴＤＩ：Computed Tomography Dose Index)は（１）式により与えられる。
【０００９】
【数１】

【００１０】
ここで、Ｔ：スライス厚
Ｄ（ｚ）：線量プロフィール（dose profile）
次に、ｚ軸方向の単位長及び１ｍＡｓ当たりの規格化された平均線量ｎＣＴＤＩｗは、ファントム６０Ｂの中央部ｃと周辺部ｐにおける各ＣＴＤＩｗ値を所定の割合で加算（加重平均）することにより（２）式で与えられる。
【００１１】
【数２】

【００１２】
ここで、Ｃ：Ｘ線源の放射線量（ｍＡｓ）
ＣＴＤＩ_100,ｃ：ファントム中心部ｃの厚さ１００ｍｍに制限されたＣＴＤＩ値
ＣＴＤＩ_100,ｐ：ファントム周辺部ｐの厚さ１００ｍｍに制限された４つのＣＴＤＩ値の平均値
そして、従来のＸ線ＣＴ撮影で使用される被検体体軸方向の単位長当たりの平均線量ＣＴＤＩｗは、ｎＣＴＤＩｗにＣ（＝ｍＡｓ）を掛けたものとして、（３）式で与えられる。
【００１３】
【数３】

【００１４】
ここで、Ｃ：Ｘ線源の放射線量（ｍＡｓ）
更に、ＣＴ撮影のスライス厚Ｔ及びスライス数Ｎを考慮した場合の１撮影当たりの線量ＤＬＰ(Dose-Length Product)は（４）式で表される。
【００１５】
【数４】

【００１６】
ここで、ｉ：各シリアルスキャンシーケンス
Ｔ：各スライス厚
Ｎ：スライス数
また、ヘリカルスキャンの場合の線量ＤＬＰは（５）式で表される。
【００１７】
【数５】

【００１８】
ここで、Ｔ：公称スライス厚（ｃｍ）
Ａ：管電流（ｍＡ）
ｔ：トータルのＸ線曝射時間
このような規格の下で、従来は、被検体の体型（大人，幼児，やせ型，標準型，肥満型等）によらず、予め身体用及び頭部用の各基準ファントム６０Ｂ，６０Ｈを使用して測定したＣＴＤＩｗ値に基づき、被検体のＣＴ被曝線量を一律に表示していた。即ち、被検体の頭部を撮影した場合は、頭部用ファントム６０Ｈを使用して測定した正規化線量値ｎＣＴＤＩｗを基に、また胴体部を撮影した場合は、胴体用ファントム６０Ｂを使用して測定した正規化線量値ｎＣＴＤＩｗ値を基に、被検体のＣＴ被曝線量値ＣＴＤＩｗ，ＤＬＰを求めて画面に表示していた。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記従来方式によるＣＴ被曝線量には、患者毎に異なるような体型（被検体サイズ）の情報が何ら反映されていないため、特にサイズの小さい幼児や子供等を撮影した場合には、そのＣＴ被曝線量が実際よりも低く見積もられる傾向にあり、非常に危険であった。
【００２０】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、被検体の体型に応じた被曝線量を提供できるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（１）のＸ線ＣＴ装置は、被検体１００を挟んで相対向するようにＸ線管４０及びＸ線検出器９０を備え、Ｘ線検出器の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、異なるサイズの線量検出用ファントム６０につき、予め検出され、作成されたサイズ対線量の関係を規定した情報を記憶している記憶手段１と、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データに基づき該被検体体軸に垂直な断面のサイズ情報を求めるサイズ情報演算手段２と、前記求めたサイズ情報に基づき、前記サイズ対線量の関係を規定した情報を参照して、被検体のＣＴ撮影による被曝線量を求める線量演算手段３とを備えるものである。
【００２２】
本発明（１）によれば、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データに基づき該被検体体軸に垂直な断面のサイズ情報を求めることが可能なため、被検体の体型に応じた被曝線量を提供できると共に、スカウト撮影による被検体の被曝線量が少ない。
【００２３】
本発明（２）では、上記本発明（１）において、サイズ情報抽出手段２は、被検体をスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データから撮影テーブル２０の線減弱分を除去する手段と、前記除去後の投影データから所定の閾値を下回るようなチャネルデータを抽出する手段と、前記抽出した各チャネルデータと、Ｘ線管のビーム強度を表す基準データとに基づき、被検体断面につき予め規定された平均の線減弱係数を使用して、被検体断面の線透過経路長ｔを求める手段とを備えるものである。
【００２４】
本発明（２）によれば、被検体断面につき予め規定された平均の線減弱係数を使用することにより、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンするだけで、各チャネルの投影データに基づき被検体断面のサイズ情報が、容易に、より正確に求まる。
【００２５】
本発明（３）では、上記本発明（２）において、サイズ情報演算手段２は、前記求めた線透過経路長ｔのうちの最大のものを検出して被検体断面のサイズを特定するための第１の軸長ａとする手段を更に備えるものである。従って、一般に楕円形となるような、被検体断面の形状を特定するための第１の軸長ａを容易に検出できる。
【００２６】
本発明（４）では、上記本発明（３）において、サイズ情報演算手段２は、前記抽出したチャネルデータの個数ｍにＸ線検出器のチャネルピッチΔＣＰを掛けたものを被検体断面のサイズを特定するための第２の軸長ｂとする手段を更に備えるものである。従って、前記第１の軸長ａに直交するような第２の軸長ｂを容易に検出でき、被検体断面の形状（サイズ）を正確に特定できる。
【００２７】
本発明（５）では、上記本発明（４）において、線量演算手段３は、被検体断面のサイズを特定する短軸長の情報ａ（又はｂ）に基づき、サイズ対線量の関係を規定した情報を参照して、対応するｍＡｓ当りの線量ｎＣＴＤＩｗを求める手段と、前記求めた線量ｎＣＴＤＩｗを被検体断面の楕円率で補正する手段と、前記補正後の線量ｎＣＴＤＩｗ’にＣＴ撮影で採用されるｍＡｓを乗算して被検体体軸方向の単位長当たりの線量ＣＴＤＩｗを求める手段とを備えるものである。従って、被検体の実際のＣＴ撮影前に、該ＣＴ撮影を行った場合の各被検体断面の被曝線量ＣＴＤＩｗを適正に推定できる。
【００２８】
本発明（６）では、上記本発明（５）において、線量演算手段３は、前記求めた各単位長当たりの線量ＣＴＤＩｗを被検体体軸の方向に加算して被検体のＣＴ撮影当りの被曝線量ＤＬＰを求める手段を更に備えるものである。従って、被検体の実際のＣＴ撮影前に、該ＣＴ撮影を行った場合の被検体の被曝線量ＤＬＰを適正に推定できる。
【００２９】
また本発明（７）のＸ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで相対向するようにＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データに基づき該被検体体軸に垂直な断面のサイズ情報を求めるサイズ情報演算手段２と、前記求めた所定のサイズ情報に基づき、該被検体を所定の管電流でＣＴスキャンした場合に得られるであろうＣＴ断層像についてのＣＴ値の標準偏差値σ’から、目標の標準偏差値σを得るための管電流を求める管電流演算手段４とを備えるものである。
【００３０】
本発明（７）によれば、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンしただけで、該スカウト像データから被検体断面のサイズ情報を正確に抽出できると共に、このサイズ情報に基づき、ＣＴイメージについて所要のＳ／Ｎ値（即ち、ＣＴ値雑音の標準偏差値σ）を得るための基準となる最適の管電流（ｍＡ又はｍＡｓ）を自動的に設定できる。
【００３１】
本発明（８）では、上記本発明（７）において、入力された目標の線量値DoseからＣＴ断層像についてのＣＴ値の目標の標準偏差σを求める手段を更に備えるものである。
【００３２】
本発明（８）においては、もし技師が被検体の被曝線量を優先して、目標の線量値Doseを入力すると、該線量Doseに対応する目標の標準偏差σが自動的に求められ、これに基づきＣＴ撮影のための管電流が決定される。従って、被検体の許容被曝線量を優先した制御が容易に行える。
【００３３】
本発明（９）では、上記本発明（７）において、前記求めた目標の標準偏差値σを得るための管電流を、被検体断面の前記所定のサイズ情報と各サイズ情報との比に応じて変更する手段を更に備えるものである。
【００３４】
本発明（９）によれば、上記本発明（７）で決定された基準となる管電流（ｍＡ又はｍＡｓ）が、被検体断面の各サイズ情報に応じて更に変更可能であるため、ＣＴイメージの所要のＳ／Ｎ値を維持しつつ、かつ被検体の被曝線量を最小限にできる。
【００３５】
また、本発明（１０）の線量測定方法は、被検体を挟んで相対向するようにＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置の線量測定方法であって、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データと、Ｘ線管のビーム強度を表す基準データとに基づき、被検体断面につき予め規定された平均の線減弱係数を使用して、被検体体軸に垂直な断面の線透過経路長を求めるステップを備えるものである。従って、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンするだけで、被検体断面の正確なサイズ情報（即ち、被検体の体型を表す情報）が得られる。
【００３６】
本発明（１１）では、上記本発明（１０）において、前記求めた線透過経路長のうちの最大のものを検出して被検体断面のサイズを特定するための第１の軸長とするステップと、前記求めた線透過経路長の個数にＸ線検出器のチャネルピッチを掛けたものを被検体断面のサイズを特定するための第２の軸長とするステップと、前記第１，第２の軸長の一方で、サイズ対線量の関係を規定した所定の情報を参照して、対応する線量を求めるステップとを備える。
【００３７】
本発明（１２）では、上記本発明（１１）において、前記求めた線量を第１，第２の軸長の比よりなる楕円率で補正するステップと、前記補正後の線量に基づき被検体のＣＴ撮影による被曝線量を求めるステップと、前記求めた被曝線量を表示するステップとを備える。従って、一般に楕円形となるような被検体断面のサイズに応じた線量を正確に求められる。
【００３８】
本発明（１３）では、上記本発明（１２）において、前記被曝線量を表示後の技師に、ＣＴ撮影に係るスキャンパラメータの入力を促すステップと、前記入力後のスキャンパラメータに基づき被検体の被曝線量を演算するステップと、前記求めた被曝線量を表示するステップとを備える。従って、技師は、被検体の予測被曝線量を参考にしつつ、ＣＴ撮影に関するスキャンパラメータを容易に適正に設定できる。
【００３９】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
【００４０】
図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で、該装置は、Ｘ線ファンビームＸＬＦＢにより被検体１００のアキシャル／ヘリカルスキャン・読取等を行う走査ガントリ部３０と、被検体１００を載せて体軸ＣＬｂの方向に移動させる撮影テーブル２０と、前記走査ガントリ部３０及び撮影テーブル２０の制御を行うと共に、Ｘ線撮影技師が各種の設定・操作を行う遠隔の操作コンソール部１０とを備える。
【００４１】
走査ガントリ部３０において、４０は回転陽極型のＸ線管、４０ＡはＸ線管の管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ等を制御するＸ線管制御部、５０はＸ線のスライス厚を制限するコリメータ、５０Ａはコリメータ制御部、９０はチャネルＣＨ方向に並ぶ多数（ｎ＝１０００程度）のＸ線検出素子が体軸ＣＬｂ方向の例えば２列Ｌ１，Ｌ２に配列されているＸ線検出器（マルチディテクタ）、９１はＸ線検出器９０の検出信号に基づき被検体１００の投影データｇ₁（Ｘ，θ），ｇ₂（Ｘ，θ）を生成し、収集するデータ収集部（ＤＡＳ）、３５はこれらＸ線撮影系に係る各機器を体軸ＣＬｂの回りに回転自在に支持するガントリ、３５Ａはガントリ３５の回転制御部である。
【００４２】
操作コンソール部１０において、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御、ＣＴ断層像の再構成、Ｘ線被曝量表示に関する各種処理）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲＡＭ，ＲＯＭ等からなる主メモリ（ＭＭ）、１２はキーボードやマウス等を含む指令やデータの入力装置、１３はスキャン計画情報、ＣＴ断層像、Ｘ線被曝量に関する各種情報を表示するための表示装置（ＣＲＴ）、１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ部３０及び撮影テーブル２０等との間で各種制御信号ＣＳやモニタ信号ＭＳのやり取りを行う制御インタフェース、１５はデータ収集部９１からの投影データを一時的に蓄積するデータ収集バッファ、１６はスキャン（投影）データやＣＴ断層像のデータを最終的に蓄積・格納すると共に、Ｘ線ＣＴ装置の運用に必要な各種アプリケーションプログラムや各種演算／補正用のデータファイル等を格納している２次記憶装置（ハードディスク装置等）である。
【００４３】
ＣＴ撮影の基本的な動作を概説すると、Ｘ線管４０からのＸ線ファンビームＸＬＦＢは被検体１００を透過してＸ線検出器９０の検出列Ｌ１，Ｌ２に一斉に入射する。データ収集部９１はＸ線検出器９０の各検出出力に対応する投影データｇ₁（Ｘ，θ），ｇ₂（Ｘ，θ）を生成し、これらをデータ収集バッファ１５に格納する。ここで、ＸはＸ線検出器９０の検出チャネル１〜ｎ、θは体軸ＣＬｂの周りのビュー角を表す。更に、ガントリ３５が僅かに回転した各ビュー角θで上記同様の投影を行い、こうしてガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積する。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル２０を体軸ＣＬｂ方向に間欠的／連続的に移動させ、こうして被検体１００の所要撮影領域についての全投影データを収集・蓄積する。そして、ＣＰＵ１１ａは、上記全スキャンの終了後、又はスキャン実効に追従（並行）して、得られた投影データに基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成し、これを表示装置１３に表示する。本実施の形態では、被検体のスカウトスキャンで得られた投影データを利用して、被検体のＣＴ撮影による被曝線量を推定し、画面に表示可能となっている。以下、詳細に説明する。
【００４４】
図９は実施の形態による線量変換テーブル作成処理のフローチャート、図１０は該処理のイメージ図であり、予め各種サイズ（直径φ）の基準となるファントム６０を使用してファントム直径φ−線量ｎＣＴＤＩｗの線量変換テーブルを作成する処理を示している。
【００４５】
図９において、ステップＳ１１１では撮影テーブル（クレイドル）２０の先端部に基準ファントム（例えば６０Ｂ）を装着する。そのイメージを図１０（Ａ）に示す。ステップＳ１１２では技師がスキャンパラメータ（管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，Ｘ線曝射時間ｓ等）を設定する。ステップＳ１１３では基準ファントム６０Ｂのスキャン（１スライス分）を行い、ステップＳ１１４では各イオンチェンバ６２からの収集データＤ（ｚ）に基づき、上記（２）式に従ってｚ軸方向の単位長及び１ｍＡｓ当たりの規格化された平均線量ｎＣＴＤＩｗを求める。ステップＳ１１５では全サイズφの基準ファントムについて測定を終了したか否かを判別し、終了でない場合はステップＳ１１１に戻り、他のサイスの基準ファントム（例えば６０Ｈ）をセットして上記同様の測定を行う。好ましくは、上記ファントム６０Ｂ，６０Ｈの以外にも、直径φ＝１０〜６０ｃｍをカバーするような各種サイズの基準ファントム６０が用意され、線量測定に供される。そして，やがて、ステップＳ１１５の判別で、全サイズの基準ファントムの測定を終了すると、ステップＳ１１６では、各ファントムサイズφの対応に線量値ｎＣＴＴＤＩｗを関係付けた線量変換テーブルを作成する。
【００４６】
図１０（Ｂ）に一例の線量変換テーブルのグラフ図を示す。縦軸は上記（２）式の線量値ｎＣＴＤＩｗ、横軸はファントム直径φである。但し、この縦軸は線減弱無しの場合の最大線量値ｎＣＴＤＩｗ＝１に正規化して、各線量値ｎＣＴＤＩｗが１／１０〜１／１０００になる場合をプロットしている。図において、特性μ_aはアクリル樹脂の基準ファントム６０に対するものであり、ｎＣＴＤＩｗの各実測値が黒点でプロットされている。これらの中間の各値は、各基準ファントムの線減弱係数μ_aが一定であることにより、計算で補間されている。
【００４７】
なお、特性μ_bは骨に対するものであり、実際に骨ファントムを使用して測定したものではないが、骨の線減弱係数μ_bが既知（水の２倍程度）であることから、計算により特性μ_bを求められる。同様にして、任意の物質μ_m（＜μ_a）に対する特性μ_mを計算可能である。但し、本実施の形態では、人体の線減弱係数の平均値がアクリル樹脂の線減弱係数μ_aに等しいものとして扱っている。
【００４８】
図３〜図５は実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャート（１）〜（３）であり、予め取得した被検体のスカウト像データに基づき、続くＣＴ撮影を行った場合の被検体の予測被曝線量値を、該被検体の体型（大人，子供，肥満，痩せ型等）に応じてより正確に提供可能な場合を示している。また、図６は線量推定処理のイメージ図、図７はスキャン計画情報設定処理のイメージ図である。
【００４９】
図３にメイン処理を示す。ステップＳ１１では技師が被検体のスカウトスキャンのためのスキャンパラメータ（管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ等）を設定する。通常はデフォルト値が使用される。ステップＳ１２では被検体１００のスカウトスキャンを行う。図６（Ａ）にスカウトスキャンのイメージを示す。スカウトスキャンとは、ガントリ（Ｘ線撮影系４０，５０，９０）３５を所定のビュー角（例えば図示の如くθ＝０°）に固定したままで、撮影テーブル２０を被検体体軸ＣＬｂの方向に一定速度で移動させ、被検体１００の透視映像（レントゲン像）を得るスキャンを言う。ステップＳ１３ではこうして得られたスカウト像データ（投影データ）に基づき、引き続き被検体１００をＣＴ撮影した場合における該被検体の被曝線量を、その体型に応じてより正確に推定する。以下、この処理を具体的に説明する。
【００５０】
図４に被曝線量推定処理を示す。ステップＳ３１では上記ステップＳ１２で取得したスカウト像データから体軸ＣＬｂに垂直な方向のラインデータ（投影データ）を抽出する。図６（Ｂ）にスカウト像データのイメージを示す。また図６（Ｃ）にはラインデータを示す。この図６（Ｃ）において、横軸は検出チャネルＣＨ１〜ｎ、縦軸は投影データｇ（Ｘ，θ＝０）である。この投影データは、被検体１００を透過しないような左右両端部でその値が大きく（即ち、線量の減衰が無く）、また被検体１００を透過した中央部ではその値が小さい（即ち、線量の減衰が大きい）。通常、このような端部のチャネルＣＨ１又はｎは、Ｘ線管４０の射出ビーム強度を測定するためのレファレンスチャネルとされており、ここでは、Ｘ線管４０の射出ビーム強度を検出した投影データをＩ₀、被検体１００を透過したビームの投影データをＩとする。
【００５１】
ステップＳ３２では上記ラインデータから撮影テーブル２０による線減弱量分を差し引く。従って、被検体１００の体型に応じた投影データが得られる。なお、撮影テーブル２０による線減弱量については、予め撮影テーブル２０のみのスカウトスキャンを行うことで、得られた各ラインデータをｚ軸の対応に記憶装置１６に記憶してある。
【００５２】
ステップＳ３３では、ラインデータから閾値ＴＨを下回る各チャネルデータｇ_jを抽出して、端から順に番号ｊ＝１〜ｍを付する。閾値ＴＨは、例えば、
ＴＨ＝Ｉ₀−ΔＩ
により得られる。ここで、ΔＩ：一定である。
【００５３】
ステップＳ３４では各チャネルデータｇ_jの対応に被検体の断面の高さｔ_jを求める。これを具体的に言うと、まず被検体１００を透過した後の線量Ｉ_jは（６）式で表せる。
【００５４】
【数６】

【００５５】
ここで、μ_a：アクリルの線減弱係数
ｔ_j：断面の高さ（即ち、Ｘ線の透過線路長）
但し、ここでは、人体の線減弱係数の平均値をアクリル樹脂の線減弱係数μ_aに等しいとして扱っている。上記（６）式を断面の高さｔ_jについて解くと、（７）式の関係となる。
【００５６】
【数７】

【００５７】
図６（Ｄ）に高さｔ_jの系列で表される被検体断面のプロフィールを示す。図において、高さｔ_jの系列（ｊ＝１〜ｍ）が、Ｘ線検出素子のチャネルピッチΔＣＰの間隔で配列しており、その全体は被検体断面の形状を表している。
【００５８】
ステップＳ３５では被検体断面の最大の高さａを、
ａ＝ｍａｘ（ｔ_j ）
により求める。ｍａｘ（ｔ_j）は、高さｔ_j（ｊ＝１〜ｍ）の内の最大のものを検出する処理を表す。ステップＳ３６では被検体断面の最大の幅ｂを、
ｂ＝（ｍ−１）×ΔCP
により求める。ここで、ΔCP：Ｘ線検出器のチャネルピッチである。
【００５９】
ステップＳ３７では被検体断面の楕円率γを（長軸長／短軸長）の関係により求める。即ち、図示の如くａ＜ｂの場合は、γ＝ｂ／ａにより求め、またａ＞ｂの場合は、γ＝ａ／ｂにより求める。なお、長頭形の頭部撮影等ではａ＞ｂとなる場合がある。また、常に楕円率γ≧１となる。
【００６０】
ステップＳ３８では短軸長ａ（又はｂ）を直径φとして図１０（Ｂ）の線量変換テーブル（特性μ_a）を参照し、対応する正規化線量ｎＣＴＤＩｗを求める。図１０（Ｂ）の特性μ_aによれば、直径ａ（即ち、被検体の基本サイズ）が小さい程、正規化被曝線量ｎＣＴＤＩｗが大きく、また直径ａが大きい程、正規化被曝線量ｎＣＴＤＩｗが小さく、こうして実際の被曝状況をよく表している。
【００６１】
ステップＳ３９では上記求めた正規化線量ｎＣＴＤＩｗを楕円率γ（≧１）により補正する。例えば、補正後の正規化線量ｎＣＴＤＩｗ’を、
ｎＣＴＤＩｗ’＝（１／γ）×ｎＣＴＤＩｗ
により求める。こうすれば、直径ａの円を基準として、楕円率γが大きい程、被曝線量ｎＣＴＤＩｗ’は小さくなるように補正され、これは実際の被曝状況をよく表している。
【００６２】
テップＳ４０では被検体１００の単位長当たりの被曝線量ＣＴＤＩｗ_iを（８）式により求める。
【００６３】
【数８】

【００６４】
ここで、ｎＣＴＤＩｗ'_i：補正後の正規化線量
ステップＳ４１では、被検体の１撮影当たりの被曝線量ＤＬＰを求める。即ち、アキシャルスキャンの場合は１撮影当たりの被曝線量ＤＬＰを（９）式により求める。
【００６５】
【数９】

【００６６】
また、ヘリカルスキャンの場合は１撮影当たりの被曝線量ＤＬＰを（１０）式により求める。
【００６７】
【数１０】

【００６８】
図３に戻り、ステップＳ１４では続くＣＴスキャンのためのスキャン計画画面を表示する。図７にスキャン計画画面１３Ａの表示例を示す。ステップＳ１５では技師がＣＴスキャンのためのスキャン計画情報を設定する。ＣＴイメージＱを取得するための一例のスキャン計画情報は以下の通りである。
【００６９】
スキャンタイプ[Scan Type]＝アキシャルスキャン
ｚ軸上のスキャン開始位置[Start Loc]＝ｚ１
ｚ軸上のスキャン終了位置[End Loc]＝ｚ１０
撮像枚数[NO.of Images]＝１０枚
被検体のスライス厚[Thick]＝１ｍｍ
ガントリのチルト角度[Gantry Tilt]＝０
Ｘ線管の管電圧[kV]＝１２０ｋＶ
Ｘ線管の管電流[mA]＝２８０ｍＡ
更に、この画面１３Ａ上で技師が「Show Localizer」アイコンをクリックすると、表示エリア１３ｂには被検体のスカウト像１００Ａが表示され、その上にアキシャルスキャンのための各スライス位置を示す線が重ねて表示される。図の太線はスキャン開始位置及び終了位置、点線は中間の各スライス位置を表す。技師は、画面上の各線をカーソル等により直接に操作することで、スライス位置を微調整可能である。
【００７０】
一方、下側の「推定線量」の欄には、上記ステップＳ１３の処理で求められた被検体被曝の推定線量ＤＬＰ，ＣＴＤＩが表示されている。また「確定線量」の欄には、続くＣＴ撮影の完了後に、確定した被曝線量ＤＬＰ，ＣＴＤＩが表示される。この場合に、１撮影シーケンスを通してｍＡｓが一定の場合は「推定線量」＝「確定線量」となるが、被検体断面のサイズに応じてｍＡｓを自動的に変える（即ち、後述の「auto ｍＡ」モードの）場合は、ＣＴ撮影の完了後に、「確定線量」が求められる。
【００７１】
ここで、ＣＴ断層像の画像雑音と線量の関係について説明しておく。図８はＣＴ断層像の画像雑音と線量の関係を説明する図であり、例えば均質なアクリル樹脂からなる基準ファントム６０ＢをＣＴスキャンして画像再構成した場合のＣＴ断層像を示している。基準ファントム６０Ｂは均質なアクリル樹脂からなっており、そのＣＴ値は（１１）式で求められる．
【００７２】
【数１１】

【００７３】
ここで、μ_w：水の線減弱係数
μ_m：アクリル樹脂の線減弱係数
基準ファントム６０Ｂは均質なアクリル樹脂からなるため、得られたＣＴ値も均一のはずである。しかし、実際にはファントム６０Ｂを透過するＸ線光子数の時間的、空間的な揺らぎによって、再構成したＣＴ値にも光子雑音に起因する揺らぎが生じ、これがＣＴ断層像の画像雑音となって表れる。特に、Ｘ線ＣＴ装置のように、被検体の被曝をできるだけ少なくしたい撮影系のＣＴ断層像では、被検体を透過するＸ線光子（フォトン）数の時間的、空間的な揺らぎ（光子雑音）が画像雑音の主要因となっている。
【００７４】
今、ＣＴ値の信号成分が線量（光子数の平均値）に比例し、かつＣＴ値の雑音成分（標準偏差ＳＤ）が、ポアソン過程に従って、線量の平方根に比例するとすると、ＣＴ断層像の信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）は（１２）式で表される。
【００７５】
【数１２】

【００７６】
ここで、ａ：定数
Dose：線量
従って、画像雑音Ｎと線量Doseとの間には（１３）式の関係がある。
【００７７】
【数１３】

【００７８】
ここで、ｋ：定数（＝Ｑ・Ｋ）
また、基準ファントム６０Ｂにおける各位置ｃ，ｐの画像雑音ＮをＣＴ値についての標準偏差σ_c，σ_pで評価すると、標準偏差σ_c，σ_pと線量Ｄose_c，Ｄose_pとの間には（１４）式の関係がある。
【００７９】
【数１４】

【００８０】
ここで、Ｑ：装置構成によって決まる係数
Ｋ：再構成関数によって決まる係数
一方、基準ファントム６０Ｂ内における各位置ｃ，ｐの線量ＣＴＤＩ_100,ｃ，ＣＴＤＩ_100,ｐは各位置のイオンチェンバ６２により測定可能であるから、各イオンチェンバ６２の測定データを収集し、各位置ｃ，ｐの線量値ＣＴＤＩ_100,ｃ，ＣＴＤＩ_100,ｐを求めると、（１５）式の関係が得られる。
【００８１】
【数１５】

【００８２】
また、ＣＴ断層像における各位置ｃ，ｐの標準偏差σ_c，σ_pを夫々の近傍画素の各ＣＴ値から求める。図８の挿入図（ａ）に標準偏差σを求める処理のイメージを示す。例えば注目画素Ｐ（ｘ，ｙ）を囲む５×５のブロック画素ＣＴ_i（ｉ＝１〜２５）につきＣＴ値の標準偏差σ（ｘ，ｙ）を（１６）式により求め、これを注目画素位置の１画素当りの標準偏差σ_pxとする。
【００８３】
【数１６】

【００８４】
なお、このσ_pxは、注目画素位置を１画素づつずらすことで、全ＣＴ断層像について求めることが可能である。そして、このような処理を基準ファントム６０Ｂの各位置ｃ．ｐの対応に行い、イオンチェンバ６２の線量検出領域ｃ，ｐにつきある程度の広がりがある場合には、夫々に求めた標準偏差σ_pxの平均をとって各位置ｃ，ｐの標準偏差σ_c，σ_pとする。そして、これら各位置の測定結果を上記（１５）式により対応付け、最終的には（１７）式によって、画像雑音の標準偏差σを対応位置の線量Doseに関係付ける。
【００８５】
【数１７】

【００８６】
従って、上記（１７）式の関係より、次の（１８）式の関係が得られ、この関係に従い、予め装置固有の係数パラメータＱ・Ｋを求めておく。
【００８７】
【数１８】

【００８８】
なお、上記（１８）式から、次の（１９）式の関係が得られる。
【００８９】
【数１９】

【００９０】
この（１９）式によれば、再構成されたＣＴ断層像のある画素位置に付いて求めたＣＴ値の標準偏差σ_pxから、対応画素位置の線量ＣＴＤＩ_pxを求められる。
【００９１】
このような状況の下で、上記図３のステップＳ１６では、予め取得した被検体１００のスカウト像データに基づいて、続くＣＴスキャンのためのｍＡｓの設定処理を行う。
【００９２】
図５に被検体の体型に応じたｍＡｓ設定処理のフローチャートを示す。ステップＳ５１では上記求めた被検体断面のサイズ情報（projection_area）に基づき、該被検体を所定のｍＡｓ（デフォルト値又は設定値）でＣＴスキャンした場合に得られるであろうＣＴ断層像のＣＴ値についての１画素当たりの標準偏差σ_pxを、
σ_px＝ｆ（projection_area）
の関係により求める。ここで、記号（projection_area）は、図６（Ｄ）に示すような被検体断面の基準となるサイズ（例えば、最大の高さａ）を表す。この基準となるサイスは、被検体の体型をよく表すような１の断面の情報により、又は複数断面の情報の平均により得られる。また、記号ｆ（）は、予め多数のσ_pxと（projection_area）との関係を測定した結果の統計的処理に基づき、規定された関数（又はテーブル）を表す。
【００９３】
ステップＳ５２では標準偏差σ_pxを上記求めた楕円率γ（≧１）で補正する。即ち、補正後の標準偏差σ'_pxを、
σ'_px＝γ×σ_px
により求める。
【００９４】
ステップＳ５３では、上記ステップＳ１５の処理で技師により入力されたデータに従って処理分岐する。例えば、技師が被検体の被曝線量を優先して図７の目標被曝線量「Target Dose」を入力した場合は、ステップＳ５４に進み、この線量Doseで得られる目標の標準偏差σ_targetを（２０）式により求める。
【００９５】
【数２０】

【００９６】
また、技師がＣＴ断層像のＳ／Ｎを優先して図７の目標標準偏差「Target Img S.D.」を入力した場合は、上記ステップＳ５４の処理をスキップして、該入力された目標の標準偏差σ_targetを有効とする。ステップＳ５５ではＣＴスキャンで採用する最適のｍＡｓ_scanを（２１）式の関係により求める。
【００９７】
【数２１】

【００９８】
また、上記ステップＳ５３の判別で、技師が管電流ｍＡを入力した場合はこのｍＡを有効とする。そして、この処理を抜ける。
【００９９】
図３に戻り、技師が、図７の「auto ｍＡ」アイコンをクリックすると、該アイコンが点灯し、「auto ｍＡ」モードになる。「auto ｍＡ」モードでは、上記ステップＳ１６で設定された基準となるｍＡｓが、被検体１００の各断面サイズに応じて自動的に変更されることになる。
【０１００】
こうして，ステップＳ１７では設定確認ボタン「ＣＯＮＦＩＲＭ」の入力を待ち、「ＣＯＮＦＩＲＭ」が入力されない場合はステップＳ１３に戻る。ステップＳ１３では、直前で設定（変更）されたｍＡｓに従って被検体の被曝線量を再度推定し、これをステップＳ１４で画面に表示する。こうして、技師は、被検体の被曝線量とＣＴ画像の品質について、最適のスキャン計画の設定が可能となる。
【０１０１】
そして、やがて「ＣＯＮＦＩＲＭ」が入力されると、ステップＳ１８では「auto ｍＡ」モードか否かを判別する。「auto ｍＡ」モードの場合はステップＳ１９で被検体断面のサイズに応じてＸ線管４０の管電流ｍＡを変更する。即ち、上記ステップＳ１６の処理で設定された基準となるｍＡｓに対応する被検体断面の面積をＳ_optとすると、変更後のｍＡｓ’を、例えば、
ｍＡｓ’＝ｆ（Ｓ_i／Ｓ_opt ）×ｍＡｓｉ＝１〜Ｎ
により求める。ここで、Ｓ_i：被検体各断面の面積である。これにより、Ｓ_i＞Ｓ_optのスキャン面ではｍＡｓ(又はｍＡ）が増加し、逆にＳ_i＜Ｓ_optのスキャン面ではｍＡｓ（又はｍＡ）が減少し、こうして、ＣＴ画像には必要なＳ／Ｎ値が得られると共に、被検体１００の被曝線量を最小限に抑えることが可能となる。また、上記ステップＳ１８の判別で「auto ｍＡ」モードでない場合は上記ステップＳ１９の処理をスキップする。
【０１０２】
ステップＳ２０では被検体１００のＣＴスキャンを行う。ステップＳ２１では各ビュー角θの投影データを収集・蓄積する。ステップＳ２２では所要撮影領域についての全スキャン完了か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ１８に戻る。こうして、やがて、全スキャンを完了すると、ステップＳ２３では被検体１００のＣＴ断層像を再構成する。
【０１０３】
ステップＳ２４では被検体の「確定線量」を求める。但し、「auto ｍＡ」モードでない場合は「推定線量」をそのまま「確定線量」とする。また「auto ｍＡ」モードの場合は、確定線量ＣＴＤＩｗ_iを（２２）式により求める。
【０１０４】
【数２２】

【０１０５】
ここで、Ｃ_i（ｍＡｓ_i）は被検体１００の断面積Ｓ_iに応じて変更されている。またアキシャルスキャンの確定線量ＤＬＰを(２３)式により求める。
【０１０６】
【数２３】

【０１０７】
またヘリカルスキャンの確定線量ＤＬＰを(２４)式により求める。
【０１０８】
【数２４】

【０１０９】
ここで、管電流Ａ_i（即ち、ｍＡ_i）は被検体１００の断面積Ｓ_iに応じて変更されている。ステップＳ２５では上記「確定線量」と共に被検体１００のＣＴ断層像を表示装置１３に表示する。
【０１１０】
なお、上記実施の形態では、ＣＴ線量測定用の基準ファントム６０としてボディー部の材料がアクリル樹脂のものを使用したが、これに限らない。ボディー部の材料は均質であれば良く、他の物質による基準ファントム等を使用しても良い。
【０１１１】
また、上記実施の形態では、ＣＴ断層像の画像雑音をＣＴ値についての標準偏差σで評価したがこれに限らない。ＣＴ断層像の画像雑音をＣＴ値についての分散σ²で評価しても良い。
【０１１２】
また、上記実施の形態では、スカウトスキャンのビュー角を被検体１００の真上（０°）に固定したが、これに限らない。このビュー角は何度に固定しても良く、例えば、被検体１００の真横（９０°又は２７０°）に固定しても良い。
【０１１３】
また、上記実施の形態では、被検体断面の楕円率γを（長軸長）／（短軸長）により、常に、γ≧１となるように求めたが、これに限らない。例えば、常にγ＝ｂ／ａにより求めても良い。この場合はγ≧１又はγ＜１となり得る。
【０１１４】
また、上記実施の形態では、人体の平均の線減弱係数がアクリル樹脂の線減弱係数μ_aに等しいとして扱ったが、これに限らない。実際上、人体の断面構造は、骨、脂肪、筋肉細胞、肺空間等の各組織が複雑に入り混ざった構造をしており、その正確な線減弱過程は、線透過経路に沿っての積分となる。しかし、人体の頭部、胸部又は腹部等に置ける各組織（骨，臓器等）の配分については、人によらず概ね一様であるから、予め標準体型の頭部、胸部又は腹部等に対する各平均の線減弱係数なるものを統計的に求めておくことが可能である。
【０１１５】
図１０（Ｂ）において、特性μ_Cは肺（空洞部）の割合が多い胸部の平均の線減弱係数μ_Cによるもの、また特性μ_Hは骨の割合が多い頭部の平均の線減弱係数μ_Hによるもの、を夫々表している。この場合に、被検体の頭部をスキャンするか、又は胸部をスキャンするかは、技師（ＣＴ装置）において既知の事項であるから、これらの各特性μ_H，μ_Cを使い分けることが可能である。そして、これらの特性μ_H，μ_Cを利用することで、被検体断面のサイズをより正確に検出可能となる。
【０１１６】
また、上記実施の形態では、図１０（Ｂ）に示すようなサイズ対線量の関係を線量変換テーブルの形で保持し、これを利用したが、これに限らない。サイズ対線量の関係を関数式の形で保持し、これを利用しても良い。
【０１１７】
また、上記実施の形態では、走査ガントリ３５上にＸ線管４０及び円弧状のＸ線検出器９０を搭載して被検体１００の回りに回転させるような所謂第３世代のＣＴガントリへの適用例を示したが、これに限らない。本発明は、図示しないが、被検体１００の回りに円形のＸ線検出器を固定すると共に、Ｘ線管４０を搭載した走査ガントリ３５を被検体体軸の周りに回転させて被検体１００の断層撮影を行うような所謂第４世代のＣＴガントリにも適用可能であることは明らかである。
【０１１８】
また、上記実施の形態による被検体の線量推定方法や管電流（ｍＡｓ）の決定／制御方法を、コンピュ−タに実効させるためのコンピュ−タ実効可能なプログラムとして、ＣＤ−ＲＯＭ等に記録し、又は通信回線を使用したオンライン配信により、ユーザに提供可能である。
【０１１９】
また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が行えることは言うまでも無い。
【０１２０】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、被検体の体型に応じた被曝線量を提供できるため、Ｘ線ＣＴ撮影の安全性改善に寄与するところが極めて大きい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図である。
【図３】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャート（１）である。
【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャート（２）である。
【図５】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャート（３）である。
【図６】実施の形態による線量推定処理のイメージ図である。
【図７】実施の形態によるスキャン計画情報設定処理のイメージ図である。
【図８】ＣＴ断層像の画像雑音と線量の関係を説明する図である。
【図９】実施の形態による線量変換テーブル作成処理のフローチャートである。
【図１０】実施の形態による線量変換テーブル作成処理のイメージ図である。
【図１１】従来技術を説明する図（１）である。
【図１２】従来技術を説明する図（２）である。
【符号の説明】
１０操作コンソール部
２０撮影テーブル（クレイドル）
３０走査ガントリ部
３５ガントリ
４０Ｘ線管
５０コリメータ
６０ＣＴ線量測定用ファントム
６１ボディー
６２ペンシル型イオンチェンバ
９０Ｘ線検出器

Claims

被検体を挟んで相対向するようにＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器の検出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、
異なるサイズの線量検出用ファントムにつき、予め検出され、作成されたサイズ対線量の関係を規定した情報を記憶している記憶手段と、
被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データに基づき該被検体体軸に垂直な断面のサイズ情報を求めるサイズ情報演算手段と、
前記求めたサイズ情報に基づき、前記サイズ対線量の関係を規定した情報を参照して、被検体のＣＴ撮影による被曝線量を求める線量演算手段とを備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
サイズ情報抽出手段は、被検体をスカウトスキャンして得た各チャネルの投影データから撮影テーブルの線減弱分を除去する手段と、
前記除去後の投影データから所定の閾値を下回るようなチャネルデータを抽出する手段と、
前記抽出した各チャネルデータと、Ｘ線管のビーム強度を表す基準データとに基づき、被検体断面につき予め規定された平均の線減弱係数を使用して、被検体断面の線透過経路長を求める手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
サイズ情報演算手段は、前記求めた線透過経路長のうちの最大のものを検出して被検体断面のサイズを特定するための第１の軸長とする手段を更に備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
サイズ情報演算手段は、前記抽出したチャネルデータの個数にＸ線検出器のチャネルピッチを掛けたものを被検体断面のサイズを特定するための第２の軸長とする手段を更に備えることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
線量演算手段は、被検体断面のサイズを特定する短軸長の情報に基づき、サイズ対線量の関係を規定した情報を参照して、対応するｍＡｓ当りの線量ｎＣＴＤＩｗを求める手段と、
前記求めた線量ｎＣＴＤＩｗを被検体断面の楕円率で補正する手段と、
前記補正後の線量ｎＣＴＤＩｗ’にＣＴ撮影で採用されるｍＡｓを乗算して被検体体軸方向の単位長当たりの線量ＣＴＤＩｗを求める手段とを備えることを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
線量演算手段は、前記求めた各単位長当たりの線量ＣＴＤＩｗを被検体体軸の方向に加算して被検体のＣＴ撮影当りの被曝線量ＤＬＰを求める手段を更に備
えることを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。