JP5191908B2

JP5191908B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP5191908B2
Application number: JP2008557151A
Authority: JP
Inventors: 浩一廣川; 嘉晃菅谷; 敏之入江
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Filing date: 2008-02-07
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Description

本発明は、X線CT装置に係り、特に被検体の被曝線量を測定可能なX線CT装置に関する。

マルチスライスX線CT装置は、被検体にコーンビーム、すなわち角錐形のX線ビームをX線源から照射し、検出素子を二次元方向(チャネル方向及び列方向)に配列したX線検出器によって被検体透過後のX線を計測することにより、被検体の投影データを得るものである。

また、シングルスライスX線CT装置は、被検体にファンビーム、すなわち扇形のX線ビームをX線源から照射し、検出素子を1列(チャネル方向に一列)に配列したX線検出器によって被検体透過後のX線を計測することにより、被検体の投影データを得るものである。

いずれにおいても、対向する位置に配設されているX線源とX線検出器とを被検体の周囲に回転させて、多方向からの被検体の投影データを獲得し、ぼけ補正のための再構成フィルター処理を行った上で被検体の投影データを逆投影することにより、被検体の断層像を再構成する。

投影データは、離散的なX線源の位置(以下、「ビュー」と呼ぶ)において獲得され、X線源の1回転あたりのビュー数は、通常数百から数千である。また、1ビュー分の投影データは、X線検出器のチャネル数×列数分(シングルスライスX線CT装置の場合は、列数＝1)のデータからなる。

なお、所定のビューで得られた投影データを「該当ビューにおける投影データ」と呼ぶ。また、1枚のCT画像を再構成するために必要なビュー数の投影データを獲得する動作を「スキャン」と呼ぶ。

X線CT装置は、広く全身の診断を行うことのできる汎用性の高い画像診断機器であり、マルチスライス化とスキャン高速化により、その有用性が一段と向上している。しかし、X線を使用するため、被検体への被曝線量は極力低下させるよう、努力する必要がある。そのためには、実際のスキャンにおける被曝線量を正確に把握し、管理する必要がある。

従来のX線CT装置においては、IEC60601−2−44に定められたCTDI(CT Dose Index)を、スキャン時の被曝線量としてスキャンを行う前に操作卓の表示装置に表示するように構成されている。

しかし、ここで表示するCTDIの値は、頭部では直径160mmのアクリルファントムを想定したものであり、腹部では直径320mmのアクリルファントムを想定したものである。
例えば、平均的な成人の腹部のアクリル等価直径は直径250mmであり、CTDIと比較すると約30％(＝320／250−1)の開きがある。この差が被曝線量に与える影響を計測すると、例えば管電圧が120kVのスキャンの場合、25％程度の過小評価をすることになり、患者が不利益を被ることとなる。

すなわち、IEC規格に従って操作卓の表示装置に表示される被曝線量は、頭部用、腹部用におのおの1種類ずつ定められた基準ファントムにおいて予め測定した被曝線量を、実際に適用するスキャン条件を考慮して換算したものに過ぎず、被検体の実際の体格を考慮した被曝線量とは異なる。

このような誤差を改善する技術として、特許文献1には、CT装置で取得したCT値分布から、X線吸収係数の分布を算出し、実際に被検体が受けた被曝線量を算出するX線CT装置が提案されている。これによれば、被検体内の被曝線量分布を得ることができるため、各組織の被曝量を見積もることができる。

特開2005−074000号公報。

特許文献1において提案されたX線CT装置では、再構成画像のCT値分布からX線吸収係数を算出し、それに基づいてスライス面内の被曝線量を算出している。

しかしながら、X線吸収係数は、直接X線の減弱率を示すものであり、被検体内における散乱X線を算出するための指標ではない。そのため、特許文献1において提案されたX線CT装置では、散乱線の影響が考慮されないことになる。

直接線と散乱線との比率は、X線の条件や被検体の大きさにより異なるが、例えば管電圧120kVの場合、直径250mmのアクリルファントムの中心部における直接線と散乱線との比率は2：8程度と推定され、散乱線が大部分を占める。すなわち、被曝線量の計算において、散乱線を考慮することは重要である。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、スキャン時の被検体の計測データから被検体の散乱線を含むより実際の被曝に近似する被曝線量を適切に算出可能なX線CT装置を実現することを目的とする。

前記課題を解決するために、本発明のX線CT装置は、被検体にX線を照射するX線源と、前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記X線検出器で検出した透過X線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置で再構成した断層像を表示する画像表示装置と、を備えたX線CT装置において、前記X線検出器で検出される被検体の計測データに基づいて得られたデータと、被曝線量との関係を示す関数またはテーブルを記憶する記憶手段と、断層像撮影時に前記X線検出器で検出された被検体の計測データに基づいて得られたデータと、前記関数またはテーブルとに基づき断層像撮影時の被曝線量を算出する被曝線量算出手段と、を備えたことを特徴とする。

本発明のX線CT装置によれば、X線検出器で検出される被検体の計測データに基づいて得られたデータと被曝線量との関係を示す関数又はテーブルがあらかじめ記憶されており、被検体の計測データに基づいて得られたデータと、あらかじめ記憶されている被検体の計測データに基づいて得られたデータと被曝線量との関係を示す関数又はテーブルとより、被検体の被曝線量を算出する。ここで、被検体の計測データに基づいて得られたデータと被曝線量との関係とは、被検体の計測データを補正することにより作成された被検体の投影データと被曝線量との関係、被検体の計測データと被検体が無い場合の計測データとの差と被曝線量との関係等である。また、記憶手段に記憶された関数又はテーブルは、円形又は楕円形のファントムを用いて測定された円形又は楕円形のファントムの被曝線量から算出される。

これにより、スキャン時の被検体の計測データから、被検体の実際の被曝線量を適切に算出可能である。

本発明によれば、スキャン時の被検体の計測データから被検体の実際の被曝線量を適切に算出可能なX線CT装置を実現することができる。

本発明が適用されたX線CT装置の全体の構成を示す外観図。上記X線CT装置の全体の構成を示す構成図。上記X線CT装置の検出器の構成およびX線照射との関係を説明する模式図。上記X線CT装置のスキャナ、患者テーブル、被検体の関係を側面方向から見た模式図。上記X線CT装置の全体の処理の流れを示すフローチャート。上記X線CT装置の被曝線量を表示装置に表示させた表示例。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態の処理の流れを示すフローチャート。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態において、1ビュー分の被検体の投影データを示す図。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態において、投影データ面積と正規化被曝線量との関数を示す図。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態において、被曝線量測定用ファントムの断面における測定点を示す説明図。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態の処理の流れを示すフローチャート。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態において、1ビュー分のオフセット補正後出力データを示す図。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態において、出力差面積と正規化被曝線量との関数を示す図。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第3の実施の形態の処理の流れを示すフローチャート。上記X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第3の実施の形態において、出力差面積と、正規化被曝線量と被検体面積と相対吸収係数の積との関数の曲線を示す図。

符号の説明

1 スキャナ、2 患者テーブル、3 操作卓、4 天板、5 表示装置、6 操作装置、7 X線管制御装置、8 X線管、9 コリメータ制御装置、10 コリメータ、11 X線検出器、12 データ収集装置、13 回転板、14 回転制御装置、15 回転板駆動装置、16 駆動力伝達系、17 被検体、18 X線検出素子、19 管電圧・管電流測定装置、20 患者テーブル制御装置、21 患者テーブル上下動装置、22 天板駆動装置、23 画像再構成装置、24 記憶装置、25 スキャン計画装置、26 天板位置センサ、27 システム制御装置、28 実被曝線量算出装置

以下、本発明を実施するための最良の形態を添付図面に基づいて説明する。

図1は、本発明に係る第1の実施の形態のX線CT装置の全体の構成を示す外観図を示し、図2は、上記X線CT装置のブロック構成図を示す。

図1に示すように、X線CT装置は、主として、スキャナ1と、患者テーブル2と、操作卓3と、患者テーブル2に設けられている天板4と、表示装置5と、操作装置6とで構成される。

スキャナ1は、図2に示すように、主として、X線管制御装置7と、X線管8と、コリメータ制御装置9と、コリメータ10と、X線検出器11と、データ収集装置12と、回転板13と、回転制御装置14と、回転板駆動装置15と、駆動力伝達系16と管電圧・管電流測定装置19とで構成される。

X線管8は、被検体17にX線を照射するものであり、X線を照射するためにX線管8に供給される管電圧・管電流は、X線管制御装置7によって制御される。X線管8に供給される管電圧・管電流は、管電圧・管電流測定装置19により常に測定され、その結果を反映してX線管制御装置7は、X線管8に供給される管電圧・管電流を予め設定された値となるように制御する。

コリメータ10は、X線管8から照射されたX線を、例えば、角錐形のX線ビームすなわちコーンビームX線として被検体17に照射するためにX線照射野を調整するものであり、コリメータ制御装置9によって制御される。

X線検出器11は、図3に示すように、チャネル方向と列方向とに二次元的に設けられた複数のX線検出素子18を備える。X線管8から放射されたX線は、被検体17を透過してX線検出器11に入射する。なお、X線検出器11の構成については、後に詳述する。

データ収集装置12は、X線検出器11に接続されており、X線検出器11の個々のX線検出素子18の検出データを収集するものである。

回転板13には、上述のX線管制御装置7と、X線管8と、コリメータ制御装置9と、コリメータ10と、X線検出器11と、データ収集装置12と、管電圧・管電流測定装置19とが搭載されている。回転板13は、回転制御装置14によって制御される回転板駆動装置15から、駆動力伝達系16を通じて伝達される駆動力によって回転される。

患者テーブル2は、図2に示すように、主として、天板4と、患者テーブル制御装置20と、患者テーブル上下動装置21と、天板駆動装置22と天板位置センサ26とで構成される。

患者テーブル制御装置20は、天板位置センサ26からの情報を基に患者テーブル上下動装置21を制御して、天板4を適切なテーブル高さに制御する。また、患者テーブル制御装置20は、天板駆動装置22を制御して天板4を前後動させる。これにより、被検体17がスキャナ1のX線照射空間に搬入および搬出される。

操作卓3は、図2に示すように、主として、表示装置5と、操作装置6と、画像再構成装置23と、記憶装置24と、スキャン計画装置25と、システム制御装置27と、実被曝線量算出装置28とで構成される。

表示装置5は、システム制御装置27に接続されており、画像再構成装置23から出力される再構成画像やシステム制御装置27が取り扱う種々の情報を表示するものである。

操作装置6は、システム制御装置27に接続されており、操作者によって各種の指示、情報等をシステム制御装置27に入力するものである。

操作者は、表示装置5及び操作装置6を使用して、対話的にX線CT装置を操作することができる。

画像再構成装置23は、システム制御装置27の制御によってスキャナ1内のデータ収集装置12で収集されたデータが入力され、スキャノグラム撮影時には、データ収集装置12が収集したスキャノグラム投影データ(被検体透視データ)を用いてスキャノグラム画像を作成し、スキャン時には、データ収集装置12が収集した複数ビューの投影データを用いてCT画像再構成を行うものである。

記憶装置24は、システム制御装置27に接続されており、画像再構成装置23において作成されたスキャノグラム画像・再構成されたCT画像、各種データ、およびX線CT装置の機能を実現するためのプログラム等を格納するものである。

スキャン計画装置25は、システム制御装置27に接続されており、操作装置6から入力された指示と記憶装置24から読み出されたスキャノグラム画像とを用いて、操作者がスキャンの事前計画を作成するものである。

すなわち、記憶装置24から読み出されたスキャノグラム画像が表示装置5に表示され、操作者は表示された被検体スキャノグラム画像上で操作装置6を用いてCT画像再構成位置(以下、スライス位置という)の座標を指定することにより、スライス位置の計画を立てることができる。さらにここで計画したスライス位置の情報は記憶装置24に保存され、スキャン計画装置25によってX線制御条件等の計画を立てるためにも用いられる。予めスキャノグラム撮影を実施された被検体に対して、最適なX線量を計画する機能については、様々の公知の技術(例えば、特開2001−043993号公報)を使用する
ことができるため、詳細の説明を省略する。

システム制御装置27は、スキャナ1と患者テーブル2とに接続されており、スキャナ1内のX線管制御装置7、コリメータ制御装置9、データ収集装置12、および回転制御装置14を制御し、また、患者テーブル2内の患者テーブル制御装置20を制御するものである。

実被曝線量算出装置28は、システム制御装置27に接続されており、X線検出器11において検出された被検体17の計測データから、被検体17の被曝線量を算出するものである。被検体17の被曝線量を算出する方法については、後に詳述する。

次に、X線検出器11について説明する。

図3に示すように、X線検出器11は、例えばシンチレータとフォトダイオードとの組み合わせによって構成される複数のX線検出素子18をチャネル方向と列方向(スライス方向)とに二次元的に配列した構成となっている。

X線検出素子18は、全体として円筒面状もしくはチャネル方向に関して折れ線状に湾曲したX線入射面を構成しており、チャネル番号ｉは例えば1〜1000程度(すなわち、X線検出素子18がチャネル方向に1〜1000程度配設されている)、列番号ｊは例えば1〜1000程度(すなわち、X線検出素子18が列方向に1〜1000程度配設されている)である。

図3、図4に示すように、コリメータ10の開口幅によりファン角度αとコーン角度γとを調整したコーンビームX線が患者テーブル2の天板4に載せられてスキャナ1の開口部に搬入された被検体17に照射され、X線検出器11は被検体17を透過したX線を検出する。

次に、上記のように構成されたX線CT装置の作用について説明する。図5は、X線CT装置の全体の処理の流れを示すフローチャートである。以下の処理は、システム制御装置27の制御下で行われる。なお、ここでは非らせんスキャンを想定して説明を行うが、本発明の実施は非らせんスキャンに限られるものでなく、らせんスキャンについても適用可能である。

まず、操作者が操作装置6を操作することによって、スキャノグラムの撮影を実施するか否かをシステム制御装置27に対して指示し、その指示に基づいて以下の処理が決定される(ステップS10)。

ステップS10でスキャノグラムの撮影を実施すると指示がなされた場合(ステップS10でYES)は、スキャノグラムデータを用いてスキャン条件を設定するステップ(ステップS11〜S15)に進む。

スキャノグラムの撮影を実施する(ステップS10でYES)場合は、被検体のスキャノグラム撮影が行われ(ステップS11)、撮影されたスキャノグラム像を利用して、スキャン条件の設定が行われる(ステップS12)。ここで設定されるスキャン条件とは、例えば、先頭CT画像・末尾CT画像の体軸方向位置、体軸方向におけるCT画像作成間隔、X線管電圧、X線管電流、スキャン時間(1回転に要する時間)、X線コリメーション条件、再構成フィルター関数の種類、視野サイズ、等の諸条件を指す。

スキャン条件の設定が行われたら、操作者によってX線量最適化を実施するという決定がなされたかどうかが判断される(ステップS13)。

X線量最適化を実施することが指示された場合(ステップS13でYES)は、操作者が操作卓3の操作装置6を操作することによって、画質指標の所望値が入力され(ステップS14)、ステップS14で入力された画質指標所望値と、ステップS11で撮影されたスキャノグラムデータを解析した被検体モデルとを用いて、スキャン計画装置25によって最適なX線量変調曲線が算出される(ステップS15)。なお、この最適X線量変調曲線のデータは、スキャン実行時に被検体17の断面に対する最適なX線量が照射されるようにX線管を制御するため、システム制御装置27を介してX線管制御装置7に伝達される。

X線量最適化を実施しない(ステップS13でNO)場合は、スキャン条件の設定処理が終了される。

これにより、スキャノグラムの撮影を実施する(ステップS10でYES)場合のスキャン条件の設定処理(ステップS11〜S15)が終了される。

スキャノグラムの撮影を実施しない(ステップS10でNO)場合は、スキャノグラム像が無い状態でスキャン条件の設定が行われる(ステップS16)。ここで設定するスキャン条件は、ステップS12で述べたものと同様であるが、それらのうち先頭CT画像・末尾CT画像の体軸方向位置については、図示しない位置決め用の投光器によって基準位置を定めて、基準位置との相対位置によって定めることができるようになっている。

スキャン条件の設定がなされたら、スキャンが行われる(ステップS17〜S27)。

所定の体軸方向初期位置に天板4を移動させる(ステップS17)。

所定の体軸方向位置において、1回のスキャンが行われる(ステップS18)。

スキャンで得られた被検体の計測データに対し、画像再構成装置23において、X線無照射時のデータ収集装置出力(オフセット出力)を被検体計測時のデータ収集装置出力から差し引くオフセット補正(ステップS19)、検出器各素子の感度ばらつきを補正する感度ばらつき補正(ステップS20)、補正後の計測データをX線透過経路におけるX線吸収係数積分値に比例した投影データに変換するlog変換処理(ステップS21)が行われる。なお、被検体の投影データを作成するための計測データに対する各種の補正・変換処理(ステップS19〜S21)で作成されたデータは、CT画像を再構成する(ステップS22〜S23)ために用いられる一方、実被曝線量算出装置28による実被曝線量算出処理(ステップS24)にも利用される。

次に、CT画像を再構成する(ステップS22〜S23)処理について説明する。

ステップS21で作成された被検体の投影データに対し、画像再構成装置23において、ぼけ補正のための再構成フィルタリング処理が行われる(ステップS22)。そして、この再構成フィルタリング処理後の投影データが、画像再構成装置23において逆投影されることにより、被検体17の体軸方向所定位置におけるCT画像が再構成される(ステップS23)。

また、実被曝線量算出装置28によって、被検体の投影データを作成するための補正処理(ステップS19〜S21)で作成されたデータを解析して実被曝線量の算出が行われる(ステップS24)。なお、実被曝線量の算出方法については、後に詳述する。

その後、ステップS23で再構成されたCT画像が、ステップS24で算出された実被曝線量や、他のスキャン条件等の付帯情報と共に記憶装置24に格納され、また表示装置5に表示される(ステップS25)。図6に表示装置5の表示例を示す。ここでは、IEC60601−2−44に定められたCTDI_volを事前値、本発明を実施したCT装置により算出された実被曝線量を事後値として比較表示し、規格上の予想値と実際の被曝線量とを明確に比較できるようにしている。

次に、システム制御装置27によって、全スキャン終了したか否かが判断される(ステップS26)。

全スキャン終了している(ステップS26でYES)場合は、一連の処理を終了する。

全スキャン終了していない(ステップS26でNO)場合は、体軸方向の次の天板位置へ天板4を移動させる(ステップS27)。その後、再度スキャンを実行する(ステップS18)。これにより、必要な分だけスキャンが繰り返される。

これにより、X線CT装置の一連の処理が終了される。

以下、実被曝線量の算出方法(ステップS24)について、詳細に説明する。

＜実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態＞
実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態は、ステップS21で作成された投影データから被検体の断面積に相当する値を算出し、被検体の断面積に相当する値と被曝線量との関係から被検体の被曝線量を算出するものである。

図7は、X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態の処理の流れを示すフローチャートである。以下の処理は、実被曝線量算出装置28によって行われる。

まず、ステップS21で作成された投影データから、投影データ面積S(n，v)が算出される(ステップS241)。図8は、スキャン番号n(n：0〜N−1)、ビュー番号v(v：0〜V−1)における被検体の投影データを示す図であり、この時の投影データ面積がS(n，v)である。投影データ面積は、被検体の断面積に相当する値である。

次に、1ビュー分のX線照射時間VTが数式1によって算出される(ステップS242)。
［数1］
VT＝XT／V
ただし、XTは1回のスキャンにおけるX線照射時間である。

その後、1ビュー分のX線照射時間VTと、S(n，v)と、このビューに適用された管電流XA(n，v)と、予めスキャン条件として設定していた管電圧XVとより、スキャン番号n、ビュー番号vにおける正規化被曝線量n＿D(n，v)が算出される(ステップS243)。なお、管電流XA(n，v)は、管電圧・管電流測定装置19で測定された値を用いる。

以下、ステップS243において、正規化被曝線量n＿D(n，v)を算出する方法について説明する。

正規化被曝線量n＿D(n，v)算出時には、図9に示すような投影データ面積と正規化被曝線量との関係を用いる。投影データ面積は、前述のように、被検体の計測データから各種の補正・変換処理を施して作成された被検体の投影データに基づいて算出される。すなわち、被検体の計測データと被曝線量との関係とは、ここでは被検体の投影データ面積と正規化被曝線量との関係である。ここで正規化被曝線量とは、管電流・照射時間積が単位値である場合に被検体が被曝する線量のことである。

投影データ面積から正規化被曝線量への変換関数は、以下のようにして、あらかじめ決定され、記憶装置24に格納されている。これを必要に応じて、実被曝線量算出装置28に読み出して使用する。

断面積の異なる複数のファントムにおいて、予め複数の管電圧ごとに被曝線量を測定して、正規化被曝線量を算出する。その算出結果より、管電圧ごとの投影データ面積(被検体の断面積に相当する値に対応)から正規化被曝線量への変換関数が、例えば後述するような3次の区間多項式の形で算出される。この算出結果は、記憶装置24に格納される。

ここで、管電圧ごとの投影データ面積から正規化被曝線量への変換関数の基礎データとなる被曝線量は、IEC60601−2−44のCTDIに準じた測定値(ただし、2種類のファントムでなく、より多種類の直径のファントムを使用)を用いてもよいが、以下に示すような、より正確な方法による測定値を用いることが、より望ましい。

図10に示すように、ファントムの断面の9箇所において、前記IEC規格のCTDI₁₀₀に準じて管電圧XV・管電流XA・X線照射時間XTにて被曝線量を測定する。その測定結果を用いて、直径pd［mm］のファントムにおける被曝線量D_pd(XV，XA，XT)が数式2によって算出される。

[数2]

ここで、CTDI_{100_ｑ}は、測定点番号ｑにおいて、CTDI₁₀₀に準じて測定された被曝線量である。

投影データ面積から正規化被曝線量への変換関数を用いて実際に被曝線量を算出するには、次のようにする。

管電圧XVで投影データ面積S(n，v)の場合において、例えばSm ≦ S(n，v) ＜ Sm＋1となる区間番号mにS(n，v)が入っている場合には、この区間における係数列cm＿0〜cm＿3を用いて、正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が数式3によって算出される。

[数3]

正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が算出されたら、このビューにおける実被曝線量D(n，v)が、数式4を用いて計算される(ステップS244)。

［数4］
D(n，v)＝n＿D(XV，n，v)＊XA(n，v)＊VT
そして、スキャン番号nの全てのビューについて実被曝線量を求めることにより、スキャン番号nにおける実被曝線量D(n)が、数式5を用いて算出される(ステップS245)。

[数5]

本実施の形態によれば、X線検出器で検出される被検体の計測データより、被検体でのX線減弱量を示す情報として投影データ面積を算出し、投影データ面積と正規化被曝線量との関数又はテーブルから被曝線量を求めるため、被検体の体格を考慮した、被検体の被曝線量を算出することができる。

また、本実施の形態によれば、被検体の投影データ面積と正規化被曝線量との変換関数又はテーブルは、円形又は楕円形のファントムを用いて測定された円形又は楕円形のファントムを用いて計測した散乱線の影響を含めた実測値を基に被曝線量を算出することができ、直接線のみならず散乱線をも考慮した、被検体の被曝線量を算出することができる。

なお、本実施の形態では、円形ファントムを用いて被曝線量の測定を行ったが、ファントムの断面形状は円形に限らず、楕円形等他の形状でもよい。

なお、本実施の形態では、管電圧ごとの投影データ面積から正規化被曝線量への変換関数が3次の区間多項式の形で算出されているため、正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)の算出時に係数列cm＿0〜cm＿3を使用したが、これに限らず、2次以下の区間多項式にしてもよいし、4次以上の区間多項式にしてもよい。

＜実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態＞
実被曝線量の算出を行う第1の実施の形態は、投影データから被検体の断面積に相当する値を算出し、被検体の断面積に相当する値と被曝線量との関係から被検体の被曝線量を算出するものであるが、被検体の被曝線量を算出する方法はこれに限らない。

実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態は、オフセット補正後の計測データにおける被検体スキャン時の出力と空気透過のみの出力との差分と、正規化被曝線量との関係式を用いて被検体の被曝線量を算出するものである。なお、第1の実施の形態と同様の部分については、説明を省略する。

図11は、X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態の処理の流れを示すフローチャートである。以下の処理は、実被曝線量算出装置28によって行われる。なお、図中、第1の実施の形態と同一の部分については同一符号を付け、繰り返しの説明は省略する。

ステップS18で得られた被検体の計測データをステップS19でオフセット補正したデータと、被検体が無い場合の計測データ(エアスキャン時のデータ)をオフセット補正したデータとの差分の面積U(n，v)が算出される(ステップS246)。図12は、スキャン番号n(n：0〜N−1)、ビュー番号v(v：0〜V−1)におけるオフセット補正後出力データであり、被検体なし(すなわち空気透過のみ)の場合の出力と被検体計測時の出力との差の面積がU(n，v)である。差の面積U(n，v)は、被検体の断面積に相当する値である。

次に、1ビュー分のX線照射時間VTが算出される(ステップS242)。

その後、1ビュー分のX線照射時間VTと、S(n，v)と、このビューに適用された管電流XA(n，v)と、予めスキャン条件として設定していた管電圧XVとより、スキャン番号n、ビュー番号vにおける正規化被曝線量n＿D(n，v)が算出される(ステップS247)。

以下、ステップS247において、正規化被曝線量n＿D(n，v)を算出する方法について説明する。

正規化被曝線量n＿D(n，v)算出時には、図13に示すような出力差面積と正規化被曝線量との変換関数を用いる。出力差面積は、前述のように、被検体の計測データをオフセット補正したデータと、被検体が無い場合の計測データをオフセット補正したデータとの差分をとることにより算出される。すなわち、被検体の計測データと被曝線量との関係とは、ここでは出力差面積と正規化被曝線量との関係である。

出力差面積と正規化被曝線量との関数は、第1の実施の形態と同様に断面積の異なる複数のファントムにおいて被曝線量を測定して正規化被曝線量を算出し、管電圧ごとの出力差面積(被検体の断面積に相当する値に対応)から正規化被曝への線量の関数を3次の区間多項式の形で求めて記憶装置24に格納しておき、必要に応じて実被曝線量算出装置28に読み出して使用する。

出力差面積から正規化被曝線量への変換関数を用いて実際に被曝線量を算出するには、次のようにする。

管電圧XVで出力差面積U(n，v)の場合において、図13に示すように、Um≦U(n，v)＜Um＋1となる区間番号mにU(n，v)が入っている場合には、この区間における係数列gm＿0〜gm＿3を用いて、正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が数式6によって算出される。

[数6]

正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が算出されたら、このビューにおける実被曝線量D(n，v)が、数式4を用いて計算される(ステップS244)。そして、スキャン番号nの全てのビューについて実被曝線量を求めることにより、スキャン番号nにおける実被曝線量D(n)が、数式5を用いて算出される(ステップS245)。

本実施の形態によれば、被検体の計測データと被検体が無い場合(空気透過のみ)の計測データとの差分を被検体でのX線減弱量を示す情報として算出し、その情報から被検体の被曝線量を求めるため、被検体の体格を考慮した、被検体の被曝線量を算出することができる。

また、本実施の形態によれば、被検体の計測データと被検体が無い場合の計測データとの差分と、円形もしくは楕円形のファントムとを用いて散乱線の影響を含めた被曝線量の実測値を基に被検体の被曝線量を算出するため、直接線のみならず、散乱線をも考慮した、被検体の被曝線量を算出することができる。

また、本実施の形態によれば、オフセット補正後のデータを用いるため、投影データ作成の前段階のデータから実被曝線量を算出することができる。すなわち、実被曝線量を算出するための時間的な余裕が第1の実施の形態より長いため、実被曝線量算出装置28の演算能力は第1の実施の形態より低くても実現可能である。

なお、本実施の形態では、出力差面積から正規化被曝線量への変換関数が3次の区間多項式の形で算出されているため、正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)の算出時に係数列gm＿0〜gm＿3を使用したが、これに限らず、2次以下の区間多項式にしてもよいし、4次以上の区間多項式にしてもよい。

＜実被曝線量の算出を行う第3の実施の形態＞
実被曝線量の算出を行う第2の実施の形態は、オフセット補正後のデータにおける被検体スキャン時の出力と空気透過のみの出力との差分と、正規化被曝線量との関係式を用いて被検体の被曝線量を算出したが、被検体の被曝線量を算出する方法はこれに限らない。

実被曝線量の算出を行う第3の実施の形態は、オフセット補正後のデータにおける被検体スキャン時の出力と空気透過のみの出力との差分と、正規化被曝線量と被検体面積と相対吸収係数との積との関係式を用いて被検体の被曝線量を算出するものである。

図14は、X線CT装置の実被曝線量の算出を行う第3の実施の形態の処理の流れを示すフローチャートである。以下の処理は、実被曝線量算出装置28によって行われる。なお、図中、第1の実施の形態及び第2の実施の形態と同一の部分については同一符号を付け、繰り返しの説明は省略する。

ステップS18で得られた被検体の計測データをステップS19でオフセット補正したデータと、被検体が無い場合の計測データ(エアスキャン時のデータ)をオフセット補正したデータとの差分の面積U(n，v)が算出される(ステップS246)。

その後、1ビュー分のX線照射時間VTと、S(n，v)と、このビューに適用された管電流XA(n，v)と、予めスキャン条件として設定していた管電圧XVとより、スキャン番号n、ビュー番号vにおける正規化被曝線量n＿D(n，v)が算出される(ステップS248)。

以下、ステップS248において、正規化被曝線量n＿D(n，v)を算出する方法について説明する。

正規化被曝線量n＿D(n，v)算出時には、図15に示すような、出力差面積から正規化被曝線量と被検体面積と相対吸収係数の積への変換関数を用いる。なお、スキャン番号nにおける被検体面積Ｐ_S(n)は、CT画像から算出することが可能である。また、スキャン番号nにおける被検体断面の相対吸収係数μr(XV，n)は、CT画像における被検体断面の平均CT値から、数式7を用いて算出することが可能である。

［数7］
μr(XV，n)
＝(被検体断面の平均CT値＋1000)／1000
正規化被曝線量と被検体面積と相対吸収係数の積をψで表すと、図15に示す出力差面積とψとの関数は、数式8に示すような形、すなわち線形関数として記述できる。

[数8]

第2の実施の形態と同様に被曝線量を測定することにより正規化被曝線量を算出し、管電圧ごとに出力差面積とψとの関数を数式8の形で求めて記憶装置24に格納しておき、必要に応じて実被曝線量算出装置28に読み出して使用する。

そして、その結果を基に、数式9を用いて正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が算出される。

［数9］
n＿D(XV，n，v)
＝ ψ(XV，n，v) ／ (Ｐ_S(n) ＊ μr(XV，n))
正規化被曝線量n＿D(XV，n，v)が算出されたら、このビューにおける実被曝線量D(n，v)が、数式4を用いて計算される(ステップS244)。そして、スキャン番号nの全てのビューについて実被曝線量を求めることにより、スキャン番号nにおける実被曝線量D(n)が、数式5を用いて算出される(ステップS245)。

本実施の形態によれば、被検体の出力差面積から被検体の正規化被曝線量と被検体面積と相対吸収係数の積への変換関数が数式8のように簡単であるため、予め記憶しておくべき係数が少なくて済む。そのため、実際の演算時に関数の定義域の条件判断処理も少なくて済む。よって、計算時間を短くすることができる。

以上説明した如く、本発明のX線CT装置においては、被検体の体格、実際のスキャン時の被検体の位置、スキャン条件等を適切に考慮した被曝線量を、事前のスキャノグラム撮影を必要とせずに、適切に算出し、把握することができる。

Claims

被検体にX線を照射するX線源と、
前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、
前記X線源と前記X線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、
前記X線検出器で検出した透過X線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する画像再構成装置と、
前記画像再構成装置で再構成した断層像を表示する画像表示装置と、
を備えたX線CT装置において、
前記X線検出器で検出される被検体の計測データに基づいて得られたデータと、被曝線量との関係を示す関数またはテーブルを記憶する記憶手段と、
断層像撮影時に前記X線検出器で検出された被検体の計測データに基づいて得られたデータと、前記関数またはテーブルとに基づき断層像撮影時の被曝線量を算出する被曝線量算出手段と、
を備え、
前記関数またはテーブルは、前記被検体の計測データを補正して得られた投影データの面積と被曝線量との関係を示すもの、または前記被検体の計測データと前記被検体が無い場合の計測データとの差分データの面積と被曝線量との関係を示すものであることを特徴とするX線CT装置。
請求項1に記載のX線CT装置において、
前記関数またはテーブルは、大きさの異なる複数のファントムを計測して得られたデータに基づいて予め作成されたものであることを特徴とするX線CT装置。
請求項1に記載のX線CT装置において、
前記画像表示装置は、前記断層像とともに前記被曝線量算出手段により算出された被曝線量と所定の規格により定められた被曝線量を表示することを特徴とするX線CT装置。