JP5570733B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、デュアルエネルギー撮影（Dual Energy Scan）が可能なＸ線ＣＴ装置において、被曝低減・画質改善を実現する技術に関する。

従来のＸ線ＣＴ装置の断層像はＣＴ値（Hounsfield number）を用いて画像再構成することが知られている。また、高いＸ線管電圧を用いてＸ線管より発生させたＸ線と低いＸ線管電圧を用いてＸ線管より発生させたＸ線とを用いて得られたそれぞれのＣＴ値に基づき画像を得る技術（以下、デュアルエネルギー撮影と呼ぶ。）が知られている（例えば、特許文献１参照）。

一方、従来のＸ線ＣＴ装置では、単一のＸ線管電圧を用いた撮影においてＣＴＤＩ（CT Dose Index）値、ＤＬＰ（Dose Length Product）値などのＸ線線量値の表示を行うことにより、撮影条件設定時に被曝管理を行うことが知られている。

特開２００２−３２５７５６号公報

しかしながら、デュアルエネルギー撮影においては、複数のエネルギーのＸ線を用いるため、従来の単一のＸ線管電圧を用いたＸ線線量値を求める方法では、Ｘ線線量値を求めることができないことから、撮影条件設定時にＸ線線量値を表示できずに、操作者は、被曝を考慮した最適な撮影条件の設定を行うことができないという問題点があった。

そこで、本発明の目的は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定の際に被曝を考慮した最適な撮影条件の設定を行うことが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

本発明の第１の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１Ｘ線管電圧によるＸ線と、前記第１Ｘ線管電圧とは異なる第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに切り換えて被検体に照射するＸ線照射部と、前記被検体に照射した前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線の第１エネルギー投影データ及び前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線の第２エネルギー投影データを収集するＸ線データ収集部と、前記第１エネルギー投影データと前記第２エネルギー投影データとに基づいて、デュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を算出し表示する撮影条件設定部と、を備える。

第２の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値とを、前記第１エネルギー投影データと前記第２エネルギー投影データのビューの割合に基づく加重係数を用いた加重加算により算出するものである。

第３の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１または第２の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線のＸ線管電流及び／又は前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線のＸ線管電流の設定値からのずれを補正して算出するものである。

第４の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第３の観点のいずれかのＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧及び／又は前記第２Ｘ線管電圧の設定値からのずれを補正して算出するものである。

第５の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と、前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線との切り替え区間のＸ線に基づくＸ線線量値とを、前記第１エネルギー投影データ、前記第２エネルギー投影データ、及び前記切り替え区間の投影データのビューの割合に基づく加重係数を用いた加重加算により算出するものである。

第６の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第５のいずれかの観点のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線照射部が、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と、前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを、１または数ビューごとに複数回切り換えて被検体に照射するものである。

第７の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第６のいずれかの観点のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線線量の予測値が、ＣＴＤＩ（CT Dose Index）、ＤＬＰ（Dose Length Product）、及びＸ線線量情効率の何れか一つである。

第８の観点のＸ線ＣＴ装置は、第１から第７のいずれかの観点のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記Ｘ線線量の予測値を、あらかじめ撮影しておいたスカウト像上に表示する。

第９の観点のＸ線ＣＴ装置は、第９の観点のＸ線ＣＴ装置において、前記撮影条件設定部が、前記Ｘ線線量の予測値を、前記Ｘ線線量の予測値が、あらかじめ指定しておいたＸ線線量の閾値を超えことを表示する。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、第１Ｘ線管電圧によるＸ線と第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を算出し表示することができることから、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定の際に、被曝を考慮した最適な撮影条件の設定が可能となる。

本発明の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。 実施形態のＸ線ＣＴ装置１００についての動作の概要を示すフローチャートである。 （ａ）は、三次元逆投影処理におけるｘｙ平面における再構成領域Ｐを示す図である。 （ｂ）は、三次元逆投影処理におけるｙｚ平面における再構成領域Ｐを示す図である。 （ｃ）は、画素列をＸ線透過方向にＸ線検出器平面へ投影する場合を示す図である。 （ａ）は、アクリルファントムの形状を示す図である。 （ｂ）は、ＣＴＤＩ１００をグラフ表示で示す図である。 （ａ）は、間隔の空いたコンベンショナルスキャンの概念図である。 （ｂ）は、ヘリカルスキャンの概念図である。 （ｃ）は、シネスキャンの概念図である。 （ａ）は、１列のＸ線検出器ＳＳＰがＸ線線量分布ＤＰより大きい場合を示す図である。 （ｂ）は、多列Ｘ線検出器ＳＳＰがＸ線線量分布ＤＰより狭い範囲の場合を示す図である。 （ｃ）は、Ｘ線線量分布ＤＰが多列Ｘ線検出器ＳＳＰより広い範囲の場合を示す図である。 （ａ）は、ビューごとでＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影を示す図である。 （ｂ）は、非対称なビュー数でＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影を示す図である。 （ｃ）は、複数ビューごとでＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影を示す図である。 操作者がＸ線線量情報で撮影条件を最適化するフローチャートである。 （ａ）は、充分にＸ線管電圧ｋＶの切り換え時間がある場合でのＤｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）を示す図である。 （ｂ）は、Ｘ線管電圧ｋＶの設定値ＰＶと実測値ＡＭとのずれを示す図である。 （ｃ）は、過渡的なＸ線管電圧値が支配的になってくる場合を示す図である。 （ｄ）は、Ｘ線管電圧ｋＶの切り換え周波数ｓビュー／秒と補正係数ｆ（ｓ）との関係を示す図である。 ２ビューおきにＸ線管電圧ｋＶを切り換えた場合のＸ線投影データの補間処理を示す図である。 （ａ）は、画像空間におけるデュアルエネルギー断層像を画像再構成する概念図である。 （ｂ）は、Ｘ線投影データ空間におけるデュアルエネルギー断層像を画像再構成する概念図である。 （ａ）は、Ｘ線線量情報とその上限値（閾値）ＴＨとから、最適な撮影条件の設定を行うフローチャートである。 （ｂ）は、スカウト像上にＣＴＤＩ値の上限値（閾値）ＴＨを超えた部分をカラー表示ＣＬする場合を示す図である。 Ｘ線自動露出制御とＸ線線量情報とから最適な撮影条件を設定するフローチャートである。 （ａ）は、スキャンとスキャンとの間にISDを持つデュアルエネルギー撮影を示す図である。 （ｂ）は、スキャンとスキャンとの間にタイムラグ（Time lag）のないデュアルエネルギー撮影を示す図である。 （ａ）は、２つのＸ線データ収集系を用いるＸ線ＣＴ装置を示す図である。 （ｂ）は、３つのＸ線データ収集系を用いるＸ線ＣＴ装置を示す図である。

＜Ｘ線ＣＴ装置１００の全体構成＞
図１は、本発明の実施例にかかるＸ線ＣＴ装置１００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キーボード又はマウスなどの入力装置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部５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、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に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢ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及び被検体ＨＢの体軸方向（ｚ軸方向）に直線移動する。

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線制御部２２と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置２５（ＤＡＳ：Data Acquisition System）とを具備している。Ｘ線管２１と被検体ＨＢとの間には、コリメータ２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８及びＸ線フィルタ３１が配置されている。さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転するＸ線管２１など有する回転部１５の回転制御を行う回転制御部２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りするガントリ制御部２９とを具備している。Ｘ線制御部２２はＸ線管２１へのＸ線管電圧やＸ線管電流ｍＡを制御する。

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線を多くし、周辺部でＸ線量を少なくするフィルタである。このため、円形又は楕円形に近い被検体ＨＢの体表面の被曝を少なくできるようになっている。

中央処理装置３は、Ｘ線コリメータ制御部、前処理部３３、画像再構成部３４、デュアルエネルギー画像再構成部３５、撮影条件設定部３６及びＸ線自動露出制御部３７を有している。

前処理部３３は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、チャネル間の感度不均一を補正し、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正するＸ線量補正等の前処理を実行し、ビームハードニング補正を行う。

画像再構成部３４は、前処理部３３で前処理された投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（ｚ軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。

デュアルエネルギー画像再構成部３５は、低いＸ線管電圧ｋＶ１の投影データ及び高いＸ線管電圧ｋＶ２の投影データから、所定物質（原子）の分布に関連したＸ線管電圧依存情報の二次元分布断層像、いわゆるデュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成する。デュアルエネルギー撮影の断層像として、水等価画像、脂肪等価画像、造影剤等価画像及び骨等価画像などを得ることができる。

撮影条件設定部３６は、ＣＴＤＩ（CT Dose Index）値又はＤＬＰ（Dose Length Product）値などのＸ線線量情報を予測してモニタに表示させたり、スカウト像ＳＣなどとともにＸ線線量情報を表示させたりする。操作者はそれらの表示に基づいて入力装置２を介して必要な設定を行う。
Ｘ線自動露出制御部３７は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定時に画質の目標値に沿うように自動で被検体に照射されるＸ線を制御する。

＜Ｘ線ＣＴ装置１００の動作フローチャート＞
図２は、本実施例のＸ線ＣＴ装置１００について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ＨＢをクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。ここでは、クレードル１２の上に乗せられた被検体ＨＢ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。そして、スカウト像収集を行う。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、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。ここでは、スカウト像ＳＣは通常０度，９０度のビュー角度位置で撮影する。図２中の右側は、０度で胸部付近を撮影したスカウト像ＳＣの例である。このスカウト像ＳＣ上から断層像の撮影位置を計画できる。

ステップＰ２では、スカウト像ＳＣ上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させながら撮影条件設定を行う。スカウト像ＳＣ中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施例では、コンベンショナルスキャン、ヘリカルスキャン、可変ヘリカルスキャン、又は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及び多列Ｘ線検出器２４を回転させてＸ線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、ガントリ回転部１５が一定速度で回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、Ｘ線投影データを収集する撮影方法である。いわゆるヘリカルピッチＨＰが一定のスキャンである。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ガントリ回転部が一定速度で回転しながらクレードル１２を加速、減速させ、Ｘ線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ガントリ回転部１５を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向又は負方向に往復移動させてＸ線投影データを収集するスキャン方法である。
断層像の撮影条件設定においては、Ｘ線制御部２２の自動露出機構を用いることにより、被検体ＨＢの被曝を最適化することもできる。

ヘリカルピッチＨＰとは、Ｘ線多列検出器の１列分の幅Ｄｄと１回転あたりのクレードル１２の移動距離Ｃｄとの比であり、ＨＰ＝Ｃｄ／Ｄｄで求めることができる。すなわち、ヘリカルピッチ１の場合はガントリ回転部が１回転すると、クレードル１２がＸ線多列検出器の１列分の幅だけ移動することになる。可変ヘリカルピッチにおいてはクレードル１２の移動距離Ｃｄが加速、減速により変化するため、同時にヘリカルピッチＨＰも変動する。

ステップＰ３ないしステップＰ９では、断層像撮影を行う。ステップＰ３において、Ｘ線データ収集を行う。ここでヘリカルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体ＨＢ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。そして、ビュー角度ｖｉｅｗと、検出器列番号ｊと、チャネル番号ｉとで表すＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）（ｊ＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ）にｚ軸座標の位置情報Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）を付加させる。このようにヘリカルスキャンにおいては、一定速度の範囲のＸ線検出器データ収集を行う。このｚ軸座標の位置情報はＸ線投影データ（Ｘ線検出器データ）に付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けて用いても良い。ヘリカルシャトルスキャン時にＸ線投影データを三次元画像再構成する場合に、このｚ軸座標の位置情報は用いられる。

ステップＰ４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。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＰ５では、前処理部３３がビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理した投影データＤ１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ビームハードニング補正を行う。この時、検出器のｊ列ごとに独立したビームハードニング補正を行うことができるため、撮影条件で各ガントリ回転部１５の管電圧が異なっていれば、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。本実施例では、被検体ＨＢのプロファイル面積、楕円率などに応じて、ビームハードニング補正の処理を変更する。

ステップＰ６において、画像再構成部３４はｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、ｚ軸方向（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、各ビュー角度における前処理後、ビームハードニング補正した投影データＤ１１（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対し、例えば列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。

ステップＰ７において、画像再構成部３４は再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線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。
ステップＰ８において、画像再構成部３４は三次元逆投影処理を行う。ここでは、再構成関数重畳処理した投影データＤ３（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。画像再構成する画像はｚ軸に垂直な面である。以下の再構成領域はｘｙ平面に平行なものとする。

ステップＰ９において、画像再構成部３４は後処理を行う。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、断層像を得る。
ステップＰ１０において、モニタ６は画像再構成した断層像を表示する。断層像の例として、図２の右側に断層像ＴＭを示す。
ステップＰ１１では、デュアルエネルギー像ＭＴＭの表示を行う。ここでは、デュアルエネルギー画像再構成部３５が高いＸ線管電圧で得た高エネルギー投影データもしくはこの高エネルギー投影データを画像再構成した高エネルギー断層像に加重加算係数を乗じた値から、低いＸ線管電圧で得た低エネルギー投影データもしくはこの低エネルギー投影データを画像再構成した低エネルギー断層像を減算し、デュアルエネルギー像ＭＴＭを画像再構成する。

〈三次元逆投影処理〉
上記のステップＰ８においての三次元逆投影処理はコーンビームＣＢを用いたヘリカル方式のスキャンにおいての画像再構成時に重要な処理方法となる。図３（ａ）ないし（ｃ）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る。その図３（ａ）はｘｙ平面、図３（ｂ）はｙｚ平面、図３（ｂ）はｘｚ平面を示している。

三次元逆投影処理は、例えば、図３（ａ）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。図３（ｂ）はこれらの画素列をｙｚ平面で表示した場合である。そして、図３（ｃ）はこれらの画素列Ｌ０〜Ｌ５１１をＸ線透過方向にＸ線検出器平面へ投影したラインＴ０〜Ｔ５１１を示している。投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）は画素列Ｌ０〜Ｌ５１１の投影データを抽出することで得ることができる。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、幾何学的位置によりＸ線検出器データＤ０（ｖｉｅｗ，ｊ，ｉ）のｚ座標ｚ（ｖｉｅｗ）がクレードル１２の位置Ｚｔａｂｌｅ（ｖｉｅｗ）としてＸ線検出器データに添付されるため、正確に求めることができる。

さらに、三次元逆投影処理は、投影データＤｒ（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）にコーンビーム再構成加重加算係数を乗算することで投影データＤ２（ｖｉｅｗ，ｘ，ｙ）を作成する。このコーンビーム再構成加重加算係数はコーン角アーチファクトを低減することができる。

次に、三次元逆投影処理は、あらかじ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）の全ビューの対応画素を加算する。
以上の三次元逆投影処理は、図３（ａ）に示すように画像再構成領域Ｐを５１２×５１２画素の正方形として説明したものであるが、直径５１２画素の円形の領域としてもよい。

＜デュアルエネルギー撮影でのＸ線線量値の予測値の算出＞

撮影条件設定時のＸ線線量値としては、撮影条件ごとにｚ方向の長さ１ｃｍ当たりのＸ線線量ＣＴＤＩ（CT Dose Index）、ｚ方向の撮影範囲の全Ｘ線線量ＤＬＰ（Dose Length Product）、Ｘ線線量情効率等がある。このときＣＴＤＩの単位はｍＧｙで表し、ＤＬＰの単位はｍＧｙ・ｃｍで表す。
まず、Ｘ線線量値を予測に用いられるファントムのＸ線線量の測定及びＸ線線量値の計算について説明する。

１回のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）におけるＣＴＤＩｗは円柱状のアクリルファントムにＣＴプローブを挿入して測定する。図４（ａ）に示すようにアクリルファントムにはＣＴプローブの挿入用の穴Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤが空いている。アクリルファントムには直径１６ｃｍの頭部測定用と、直径３２ｃｍとの腹部測定用とが用いられる。

ＣＴＤＩの計算方法は以下の（数式１）に表す。スライス厚ｈの断層像のｚ方向に分布している線量分布Ｄ（ｚ）をｚ方向に（−∞，＋∞）の範囲での全Ｘ線線量を求める。
．．．（数式１）

図４（ｂ）に示すように、Ｘ線線量Ｄとｚ方向に１０ｃｍの長さの範囲［−５ｃｍ，＋５ｃｍ］とで求められたＣＴＤＩ値は、（数式２）のようにＣＴＤＩ_１００と呼ばれる。
．．．（数式２）

このＣＴＤＩ１００に対してＣＴＤＩｗは図４（ａ）に示すように、アクリルファントムの中央部［Ａ］のＣＴＤＩ_{１００，ｃｅｎｔｅｒ}の測定値と、周辺部［Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ］のＣＴＤＩ_{１００，ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ}の平均値とに加重係数を付けて求めることができる。その計算式は（数式３）に示す。
．．．（数式３）

図５（ａ）は、間隔の空いたコンベンショナルスキャンの例を示す図である。通常の１回のコンベンショナルスキャンにおけるＣＴＤＩ_ｗの測定はこれで行えるが、図５（ａ）に例示すような一定間隔で撮影を行うコンベンショナルスキャンや、図５（ｂ）に例示すようなヘリカルスキャン、図５（ｃ）に例示するようなシネスキャンの場合には、ｚ方向の撮影の密度を考慮したＣＴＤＩ_ｖｏｌがそれぞれ以下の（数式４），（数式５）又は（数式６）のように定められている。
．．．（数式４）
．．．（数式５）
．．．（数式６）

ただし、Ｔａｂｌｅ＿Ｉｎｃｒｅｍｅｎｔはクレードル１２のｚ方向の移動距離。Ｔｏｔａｌ＿Ｓｌｉｃｅ＿Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓは撮影領域中心におけるＸ線ビーム幅、又は全スライス厚の合計値。Ｈｅｌｉｃａｌ＿ＰｉｔｃｈはヘリカルスキャンにおけるＸ線データ収集系の１回転中にクレードル１２がｚ方向に進む距離に対する撮影領域中心におけるＸ線ビーム幅の比であるヘリカルピッチ。ＲｏｔａｔｉｏｎはシネスキャンにおけるＸ線照射中のＸ線データ収集系の回転数とする。ＣＴＤＩ値としてはＣＴＤＩ_ｖｏｌが一般的に用いられている。

ヘリカルスキャンにおいては、１回転でＸ線ビーム幅×ヘリカルピッチ分の範囲にＸ線が照射され、その範囲を画像再構成するため、コンベンショナルスキャンのＣＴＤＩ_ｗをヘリカルピッチで割った値がＣＴＤＩ_ｖｏｌとなる。この場合、ｚ方向の位置にかかわらずヘリカルスキャンのＣＴＤＩ_ｖｏｌ値は一定の値となる。

シネスキャンにおいては、複数回転数のＸ線がＸ線ビーム幅のｚ方向の範囲に照射するために、コンベンショナルスキャンのＣＴＤＩｗを複数回転数分かけた値がＣＴＤＩ_ｖｏｌとなる。

また、撮影の全Ｘ線照射線量を示すＤＬＰは以下の（数式７）のように求めることができる。
．．．（数式７）
但し、Ｅｘｐｏｓｕｒｅ＿Ｌｅｎｇｔｈは撮影のｚ方向の長さで、図５（ａ），図５（ｂ）又は図５（ｃ）に各々の場合のＥｘｐｏｓｕｒｅ＿Ｌｅｎｇｔｈを示している。また、Ｘ線線量効率（Dose Efficiency）は以下の（数式８）のように求めることができる。
．．．（数式８）

図６は、Ｘ線検出器とＸ線線量分布ＤＰとの関係を示す図である。
通常、１列のＸ線検出器を用いたＸ線ＣＴ装置では、図６（ａ）のようにデータ収集に用いるＸ線検出器のスライス感度プロファイルＳＳＰ（Slice Sensitivity Profile）の方がＸ線線量分布ＤＰより大きい場合のＸ線線量効率は１００％となる。例えば、図６（ｂ）のようにＸ線線量分布ＤＰより狭い範囲を用いた多列Ｘ線検出器２４の場合のＸ線線量効率は９０％以下になる場合もある。また、図６（ｃ）のようにＸ線線量分布ＤＰよりｚ方向に広い範囲を用いた多列Ｘ線検出器２４の場合のＸ線線量効率は９０％以上の値になる場合もある。

通常、ＣＴＤＩ値は各X線管電圧、例えば８０ｋＶ,１２０ｋＶ,１４０ｋＶというように各X線管電圧において、あるスライス厚、あるX線管電流値、ある撮影時間のX線線量値を持っておき、それに対して実際のスライス厚、X線管電流値、撮影時間の条件に対応する補正をかけてその撮影条件のＣＴＤＩ値とする。

次に少なくとも１ビューごとでＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影におけるＸ線線量の予測値であるＣＴＤＩ値の求め方について説明する。
尚、少なくとも１ビューごとでＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影は、例えば、図７（ａ），図７（ｂ）、図７（ｃ）に示されるように、ビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧ｋＶが切り換えられる。
撮影条件設定部３６は、ビュー数をｎ１＋ｎ２ビューおきに低いＸ線管電圧ｋＶ１をｎ１ビュー、高いＸ線管電圧ｋＶ２をｎ２ビュー切り換えながらＸ線データ収集を行う場合のＣＴＤＩ値をＤｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）とし、上述の方法を用いて求めた、撮影条件と同じビーム形成Ｘ線フィルタ、スライス厚、及びＸ線管電流値の、低いＸ線管電圧ｋＶ１のＣＴＤＩ値をＤ８０、高いＸ線管電圧ｋＶ２のＣＴＤＩ値をＤ１４０とすると、Ｄｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）は、Ｄ８０とＤ１４０とをビュー数の割合に基づく加重係数を用いた加重加算により、（数式９）のように、算出することができる。この概念図を図８（ａ）に示す。
．．．（数式９）

但し、この方法は、撮影条件設定部３６は充分にＸ線管電圧ｋＶの切り換え時間がある場合、例えば、１回転のＸ線投影データのビュー数が多くない場合又は１回転の回転速度が速くない場合において有効であり、より切り換え周期が短いほどそのＸ線管電圧ｋＶの過渡状態におけるＸ線管電圧ｋＶの応答性による影響も無視できなくなる。例えば、図８（ｂ）はＸ線管電圧ｋＶの設定値ＰＶと実測値ＡＭとのずれを示す。これらを考慮したＣＴＤＩ値の計算方法を下記に示す。
Ｘ線制御部２２はＸ線管電圧ｋＶを低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２とで高速に切り換えた場合に、Ｘ線管電流ｍＡが制御しきれずにＸ線管電流ｍＡの設定値Ａｓｅｔに対してＸ線管電流ｍＡがずれてＡｍｅｓになる場合がある。この場合に撮影条件設定部３６は以下の（数式１０）のようにＸ線管電流ｍＡの補正項を付ければ良い。なお、Ａｓｅｔ８０は低いＸ線管電圧ｋＶ１におけるＸ線管電流ｍＡの設定値、Ａｍｅｓ８０はその実測値、Ａｓｅｔ１４０は高いＸ線管電圧ｋＶ２におけるＸ線管電流ｍＡの設定値及びＡｍｅｓ１４０はその実測値とする。
．．．（数式１０）

さらに、Ｘ線制御部２２はＸ線管電圧ｋＶの切り換え時間を上記より高速にする場合に、図８（ｂ）に示すように設定したＸ線管電圧値に達するまでの遅れ時間が無視できなくなり、過渡的なＸ線管電圧値が支配的になってくる。また、Ｘ線制御部２２は図８（ｃ）のようにＸ線管電圧ｋＶが設定値に達するまでの応答時間よりも短い周期でＸ線管電圧ｋＶを切り換えた場合に、実測値が高いＸ線管電圧ｋＶ２の設定値の１４０ｋＶまで上がり切らず、また、低いＸ線管電圧ｋＶ１の設定値の８０ｋＶまで下がり切らないという現象が起きてしまう。この場合の現象は１回転のＸ線投影データのビュー数が多くなった場合又は１回転の回転速度が速くなった場合に起きやすい。

通常、Ｘ線線量はＸ線管電圧ｋＶの２乗から３乗に比例するので高いＸ線管電圧ｋＶ１のビューが短いほど、１回のスキャンにおけるＸ線線量が少なくなる。このため、補正係数ｆ（ｓ）は図８（ｄ）で示すようにＸ線管電圧ｋＶの切り換え周波数ｓビュー／秒に依存して少なくなる。Ｘ線線量は補正係数ｆ（ｓ）を用いて（数式９），（数式１０）を補正する必要がある。低いＸ線管電圧ｋＶの補正係数はｆ８０（ｓ）とし、高いＸ線管電圧の補正係数をｆ１４０（ｓ）とすると、（数式９）は以下の（数式１１）に補正される。
．．．（数式１１）
また、（数式１０）は以下の（数式１２）のように補正される。
．．．（数式１２）
このようにして、撮影条件設定部３６はｎ１＋ｎ２ビューおきに低いＸ線管電圧ｋＶ１のｎ１ビューと高いＸ線管電圧ｋＶ２のｎ２ビューとを切り換えながらＸ線データ収集を行う場合のＣＴＤＩ値であるＤｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）を求めることができる。またビーム形成Ｘ線フィルタが異なる場合においても撮影条件設定部３６はビーム形成Ｘ線フィルタごとに上記を同様に行えば良い。

さらに、撮影条件設定部３６はｚ方向の撮影範囲にＤｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）を加算することで、ＤＬＰ値を求めることができる。
このようにして、操作者はデュアルエネルギー撮影の各部位の被曝Ｘ線線量を知ることができ、必要に応じて撮影条件を変更することで、適切な撮影条件を設定することができる。

尚、上記数式９、１０、１１、１２において、ビュー数ｎ１、ｎ２は、ビュー方向の角度に置き換えることができる。

＜撮影条件の最適化＞
図９はビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧ｋＶを切り換えるデュアルエネルギー撮影において操作者がＸ線線量情報で撮影条件を最適化するフローチャートを示す。以下の低いＸ線管電圧ｋＶ１は８０ｋＶとし、高いＸ線管電圧ｋＶ２は１４０ｋＶとする。

ステップＤ１において、操作者はスカウト像撮影を行う。
ステップＤ２において、操作者は本スキャンの撮影条件設定を行い、撮影条件設定部３６は予測したＸ線線量値Ｄｆａｓｔ（ｎ１，ｎ２）を表示する。

ステップＤ３において、操作者は適正な被曝線量かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ４へ行き、ＮＯであればステップＤ５へ行く。

ステップＤ４において、ガントリ制御部２９はビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧ｋＶを切り換えるデュアルエネルギー撮影を行う。
ステップＤ５おいて、操作者は撮影条件の変更を行う。

＜デュアルエネルギー画像再構成方法＞
ステップＤ４においての、ビューごと又は数ビューごとのデュアルエネルギー撮影後の画像再構成は以下のように行う。

デュアルエネルギー撮影で収集したＸ線投影データは低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データと高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データに分けて抽出し、各Ｘ線管電圧のＸ線投影データの抜けているビューを隣り合うＸ線投影データを用いて補間処理又は加重加算処理を行って求める。

図１０は、Ｘ線管電圧ｋＶを切り換えた場合のＸ線投影データの補間処理を示す図である。
例えば、低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データをＤ８０（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）、高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データをＤ１４０（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）、元のＸ線投影データをＤ（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）とすると、図１０のように２ビューおきにＸ線管電圧ｋＶを切り換えた場合に以下のような補間処理で求めることができる。
．．．（数式１３）
．．．（数式１４）
．．．（数式１５）
．．．（数式１６）
このように２点で補間処理を行っても良いし、又は３点の加重加算処理を行っても良い。

次に、デュアルエネルギー画像再構成部３５は補間処理、加重加算処理した低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データとを画像再構成し断層像を得る。デュアルエネルギー画像再構成部３５はこの断層像を用いデュアルエネルギー比による断層像を求める。これは実効質量数に関連した断層像となる。

例えば、デュアルエネルギー画像再構成部３５は低いＸ線管電圧ｋＶ１の断層像の各画素値Ｇ８０（ｘ、ｙ）と、高いＸ線管電圧ｋＶ２の断層像の各画素値Ｇ１４０（ｘ，ｙ）とにより、以下の（数式１７）に示すデュアルエネルギー比Ｚ（ｘ，ｙ）を各画素について求める。
．．．（数式１７）

このデュアルエネルギー比Ｚ（ｘ，ｙ）は、物質ごと又は元素ごとで傾きが異なる。この傾きは実効質量数に比例した数を表しているため、デュアルエネルギー比Ｚ（ｘ、ｙ）は実効質量数に比例すると言える。このため、各々の物質の傾き方向における各々の範囲で各々の物質又は元素に分類できる。つまり、実効質量数に比例した値のデュアルエネルギー比Ｚ（ｘ、ｙ）から成分分布、組成分布情報の画像を得ることができる。

図１１は、画像空間又はＸ線投影データ空間におけるデュアルエネルギー断層像を画像再構成する概念図である。
デュアルエネルギー画像再構成部３５は、補間処理及び加重加算処理した低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データと高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データとを画像再構成し、低いＸ線管電圧ｋＶ１の断層像と高いＸ線管電圧ｋＶ２の断層像とを求める。図１１（ａ）は、画像空間におけるデュアルエネルギー断層像を画像再構成する概念図を示す。

デュアルエネルギー画像再構成部３５は造影剤等価画像であるカルシウム強調画像、カルシウム等価画像である造影剤強調画像の画像再構成を行う。
例えば、任意の物質Ｍの等価画像ＧＭ（ｘ，ｙ）は図１１（ａ）に示すように低いＸ線管電圧ｋＶ１の断層像Ｇ８０（ｘ，ｙ）と高いＸ線管電圧ｋＶ２の断層像Ｇ１４０（ｘ，ｙ）とに加重加算係数ｗ１，ｗ２を用いて以下の（数式１８）のように加重加算処理することで得ることができる。この任意の物質Ｍの等価画像とは、任意の物質Ｍの画素値が“０”になるように、加重加算係数ｗ１，ｗ２を調整した画像である。またＣはバイアス値（ゲタばき？）を調整する定数とする。
．．．（数式１８）
ただし、ｗ１＝−ｗ２の時は以下の（数式１９）の通りとする。
．．．（数式１９）
また通常、ｗ２は負の数になるので以下の（数式２０）のように書くこともできる。
．．．（数式２０）
ただし、ｋ＝１の場合はの（数式１９）の通りとなる。

このようにして、低いＸ線管電圧ｋＶ１の断層像Ｇ８０（ｘ，ｙ）と高いＸ線管電圧ｋＶ２の断層像Ｇ１４０（ｘ，ｙ）との加重加算処理でデュアルエネルギー撮影の断層像の１つである、任意の物質Ｍの等価画像が得られる。なお、この時の任意の物質Ｍは骨又は石灰化（カルシウム）と造影剤とを求めれば良い。

図１１（ｂ）は上記の画像空間における加重加算処理と同様に、Ｘ線投影データ空間において加重加算処理し、そのＸ線投影データを画像再構成することで、任意の物質Ｍの等価画像を得ることを示す。この場合も同様に、デュアルエネルギー画像再構成部３５は造影剤等価画像、骨等価画像又は石灰化（カルシウム）等価画像を得ることができる。

なお、デュアルエネルギー画像再構成部３５はこれらの造影剤等価Ｘ線投影データ、骨等価Ｘ線投影データ又は石灰化（カルシウム）等価Ｘ線投影データを投影データ空間上でビームハードニング補正することで、Ｘ線吸収係数が水と傾向の異なる造影剤、骨又は石灰化（カルシウム）などもビームハードニング補正することができる。このため、デュアルエネルギー画像再構成部３５は断層像としてもデュアルエネルギー撮影の断層像としてもビームハードニングを緩和することができる。

例えば、任意の物質Ｍの等価Ｘ線投影データをＲＭ（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）とすると、低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データＲ８０（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）に加重加算係数ｗ１を乗算し、高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データＲ１４０（ｖｉｅｗ，ｒｏｗ，ｃｈ）に加重加算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃとともに加重加算処理を行うことで、任意の物質Ｍの等価Ｘ線投影データを求めることができる。この処理を以下の（数式２１）に示す。
．．．（数式２１）
なお、低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データ、高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データは加重加算処理する前に前処理とビームハードニング補正とをすでに処理したＸ線投影データを用いる。

このようにして得られた、任意の物質Ｍの等価Ｘ線投影データをｚフィルタ重畳処理、再構成関数重畳処理、三次元逆投影処理又は後処理を行うことで、任意の物質Ｍの等価画像を得ることができる。なお、ｚフィルタ重畳処理は等価Ｘ線投影データを求める前に行っておいても良い。

このようにして、低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線投影データと高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線投影データをＸ線投影データ空間において加重加算処理したＸ線投影データを画像再構成処理して、任意の物質Ｍの等価画像を求めることもできる。

なお、本実施例においては、図７（ａ）のようにビューごとにＸ線管電圧ｋＶを切り換えたり、図７（ｂ）のように低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２とを等しくない非対称なビュー数によりＸ線管電圧ｋＶを切り換えたり、又は図７（ｃ）のように数ビューおきにＸ線管電圧ｋＶを切り換えたりしてデュアルエネルギー撮影を行っている。これらのデュアルエネルギー撮影方法は、拍動による体動、呼吸による体動、心拍による体動に対して、ロバスト（ｒｏｂｕｓｔ）なデュアルエネルギー撮影方法となる。しかし、頭部など体動の少ない部位においては図７（ａ），図７（ｂ）に示すように、フルスキャンＦ−Ｓｃａｎ又はハーフスキャンＨ-ＳｃａｎごとのでＸ線管電圧を切り換える撮影方法でもデュアルエネルギー撮影を行うことができる。

＜デュアルエネルギー撮影でのＸ線線量値の算出の他の例＞
上記の例は、Ｘ線管電圧８０ｋＶと１４０ｋＶとを用いてＣＴＤＩを求めたが、あらかじめＸ線管電圧８０ｋＶ，１４０ｋV以外に、過渡的なＸ線管電圧値である１００ｋＶ，１２０ｋＶのＣＴＤＩ値を求める、それらを用いてデュアルエネルギー撮影のＸ線線量値を求めることもできる。

例えば、撮影条件設定部３６は低いＸ線管電圧ｋＶ１、高いＸ線管電圧ｋＶ２、又は過渡管電圧より、Ｘ線管電圧８０ｋＶ，１００ｋＶ，１２０ｋＶ又は１４０ｋＶの線型加重加算係数Ｗ８０、Ｗ１００、Ｗ１２０、及びＷ１４０を求める。次に、撮影条件設定部３６はＷ８０・ＣＴＤＩ８０＋Ｗ１００・ＣＴＤＩ１００＋Ｗ１２０・ＣＴＤＩ１２０＋Ｗ１４０・ＣＴＤＩ１４０を計算することで、低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２とをビューごと又は数ビューごとで切り換えた場合のＣＴＤＩ値を求めることができる。

＜撮影条件の最適化の他の例１＞
本例においては、デュアルエネルギー撮影においてあらかじめ撮影したスカウト像ＳＣ上に、撮影範囲を設定したときにＸ線線量の閾値（上限値）ＴＨを超えた部分に色付け表示（カラー表示）することで、操作者に注意を促し、より最適な撮影条件を設定できる例を示す。この場合も撮影条件設定部３６はＣＴＤＩ値、ＤＬＰ値を求めて、数値又はグラフ表示を行う。

図１２（ａ）はデュアルエネルギー撮影のＸ線線量値とその閾値ＴＨとを表示することでより最適な撮影条件の設定を行うフローチャートを示す。

ステップＤ２１おいて、操作者はスカウト撮影を行う。
ステップＤ２２おいて、操作者は本スキャンの撮影条件設定を行い、撮影条件設定部３６はあらかじめ登録しておいたプロトコル（protocol）よりＸ線線量の閾値を設定する。例えば、プロトコルは年齢、体重又は撮影部位ごとにあらかじめＸ線線量の閾値の推奨値を設定しておくことができる。

ステップＤ２３おいて、撮影条件設定部３６はスカウト像上にＸ線線量情報であるＣＴＤＩ値のグラフ表示、数値表示、ＤＬＰ値の数値表示を行い、ＣＴＤＩ値の閾値ＴＨを超えた部分をカラー表示ＣＬする。例えば、図１２（ｂ）で示すように、撮影条件設定部３６はモニタ６上にＣＴＤＩ値の閾値ＴＨを超えた部分を赤色又は点滅表示することで、操作者に必要な撮影条件なのか又は設定の変更が可能な撮影条件なのかの注意を促す。

ステップＤ２４おいて、撮影条件設定部３６は適正なＸ線線量かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ２５へ行き、ＮＯであればステップＤ２６へ行く。

ステップＤ２５おいて、ガントリ制御部２９は本スキャンを行い、１ビューごと又は数ビューごとに低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２とを切り換えながらＸ線データ収集を行う。

ステップＤ２６おいて、操作者は撮影条件の変更を行う。また必要であればＣＴＤＩ値の閾値ＤＨの変更を行う。その後、ステップＤ２２へ戻る。
＜撮影条件の最適化の他の例２＞

本例は、デュアルエネルギー撮影の撮影条件設定時に画質の目標値を定めて、その目標値に沿うように自動でＸ線を制御するＸ線自動露出制御部３７を用いることで、ｚ方向の撮影範囲の各位置における撮影条件を定める。さらに、操作者はそのＸ線自動露出制御部３７が定めた撮影条件のＣＴＤＩ値、ＤＬＰ値を検証することができる実施例を示す。
図１３はデュアルエネルギー撮影においてＸ線自動露出制御部３７を用い、さらにＸ線線量情報を求めることで最適な撮影条件を設定することができるフローチャートを示す。

ステップＤ４１おいて、操作者はスカウト撮影を行う。
ステップＤ４２おいて、操作者は本スキャンの撮影条件設定を行い、Ｘ線自動露出制御も設定する。Ｘ線自動露出制御部３７にはデュアルエネルギー断層像の画質の目標である画像ノイズ指標値を入力する。例えば、画像ノイズ指標値は、断層像の各画素におけるＣＴ値の標準偏差又はデュアルエネルギー撮影の断層像の各画素におけるＣＴ値の標準偏差を設定する。

ステップＤ４３おいて、撮影条件設定部３６はスカウト像ＳＣのｚ方向の各位置におけるプロファイルデータの幾何学的特徴量を求めて、各位置の最適なＸ線管電圧ｋＶを求めデュアルエネルギー撮影の撮影条件を設定する。撮影条件設定部３６はあらかじめ求めてあるプロファイルデータの幾何学的特徴量と最適なＸ線管電流ｍＡとの関係より、ｚ方向の各位置における断層像撮影又はデュアルエネルギー撮影における最適なＸ線管電流ｍＡを求める。この時用いるスカウト像ＳＣはスカウト像ＳＣのＸ線投影データでもよい。また、プロファイルデータの幾何学的特徴量としては、プロファイル面積、プロファイルエリアを楕円近似した時の楕円の長径と短径、楕円率、プロファイルの幅、プロファイルの最大値及び最大値に続く大きな値又はいくつかの平均値などが考えられる。

ステップＤ４４おいて、Ｘ線自動露出制御部３７は低いＸ線管電圧ｋＶ１のＸ線管電流が上限値又は高いＸ線管電圧ｋＶ２のＸ線管電流が上限値を超えているかを判断し、ＹＥＳであればステップＤ４５へ行き、ＮＯであればステップＤ４６へ行く。

ステップＤ４５おいて、ヘリカルピッチを小さくする。Ｘ線自動露出制御部３７はヘリカルピッチを小さくすることで実効的なＸ線管電流ｍＡを大きくする効果がある。また、ＣＴＤＩ値も増加する。

ステップＤ４６おいて、操作者は本スキャンの撮影条件を確定し、撮影条件設定部３６はＣＴＤＩ値、ＤＬＰ値及びＸ線利用効率を求めて表示する。

ステップＤ４７おいて、操作者は適正なＸ線線量値かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ４８へ行き、ＮＯであればステップＤ４９へ行く。操作者は設定された各撮影条件のＣＴＤＩ値、ＤＬＰ値などをチェックし、適正なＸ線線量か否かを判断するが、実施例２のようにあらかじめプロトコルで推奨の閾値を設定しておく方法でも良い。

ステップＤ４８おいて、ガントリ制御部２９は本スキャンを行い、１ビューごと又は数ビューごとに低いＸ線管電圧ｋＶ１と高いＸ線管電圧ｋＶ２とを切り換えながらＸ線データ収集を行う。
ステップＤ４９おいて、撮影条件の変更を行う。

以上のＸ線ＣＴ装置１００において、高速にＸ線管電圧を切り換えるデュアルエネルギー撮影においてＸ線線量情報を求めることができ、被曝低減と画質と被曝の最適化とを実現する効果がある。

尚、上記実施例は、ビューごと又は数ビューごとのデュアルエネルギー撮影について説明したが、頭部など体動の少ない部位においては図１４（ａ），図１４（ｂ）に示すように、フルスキャンＦ−Ｓｃａｎ又はハーフスキャンＨ-ＳｃａｎごとのでＸ線管電圧を切り換える撮影方法でもデュアルエネルギー撮影を行うことができる。

図１４（ａ）に示される方法は、ＩＳＤ（Inter Scan Delay）の存在するスキャンでＸ線管電圧ｋＶを切り換える方法であり、ＣＴＤＩ値は、数式９に基づく方法で算出することができる。デュアルエネルギー撮影、図１４（ｂ）に示される方法は、スキャンとスキャンとの間でＸ線管電圧ｋＶの切り換え時間が無く過渡管電圧の発生するおそれのあることから、例えば数式１０のように補正係数を用いて、或いは、過渡的なＸ線管電圧値のＸ線線量値を用いた上述の方法で、ＣＴＤＩ値を求めることができる。

さらに、複数のＸ線管２１及び多列Ｘ線検出器２４を用いるデュアルエネルギー撮影に適用することもできる。
図１５（ａ）には２つのＸ線管２１（第１Ｘ線管２１−１，第２Ｘ線管２１−２）及び多列Ｘ線検出器２４（第１多列Ｘ線検出器２４−１，第２多列Ｘ線検出器２４−２）を持つＸ線ＣＴ装置、図１５（ｂ）には３つのＸ線管２１（第１Ｘ線管２１−１，第２Ｘ線管２１−２，第３Ｘ線管２１−３）及び多列Ｘ線検出器２４（第１多列Ｘ線検出器２４−１，第２多列Ｘ線検出器２４−２，第３多列Ｘ線検出器２４−３）を持つＸ線ＣＴ装置を示す。これらのＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線データ収集系ごとで異なるＸ線管電圧を出力する場合と各Ｘ線データ収集系がＸ線管電圧を切り換えて出力する場合とがある。いずれの場合も、撮影条件設定部３６はあるｚ方向の１ｃｍ単位長さあたりにどれだけのＸ線投影データのビューが通り、それらのビューのＸ線線量を加算することによりＣＴＤＩ値を求めることができる。また、ＤＬＰ値はＣＴＤＩ値をｚ方向の長さ方向に加算することで求めることができる。

また、上記実施例では、ヘリカルスキャンによるデュアルエネルギー撮影の主に説明してきたが可変ピッチヘリカルスキャン又はヘリカルシャトルシャトルであってもよい。なお、本実施例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三次元画像再構成法でもよい。さらに、他の三次元画像再構成方法でもよい。

また、上記実施例は、走査ガントリ２０が傾斜していない場合について記載しているが、走査ガントリ２０が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。Ｘ線自動露出制御部３７は、Ｘ線管電流、ヘリカルピッチ、走査ガントリ回転速度などを変更することでＸ線自動露出制御を行うこともできる。

また、上記実施例では、多列Ｘ線検出器について書かれているが、フラットパネルＸ線検出器又は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。なお、本実施例においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かしているが、走査ガントリ２０又は走査ガントリ２０内のガントリ回転部１５をクレードル１２に対して動かすことによっても、相対的に同様な効果を得ることができる。

１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置 （３２ … 前処理部，３４ … 画像再構成部，３５ … デュアルエネルギー画像再構成部， ３６ … 撮影条件設定部，３７ … ラベリング部， ３８ … 排他処理部）
５ … データ収集部
６ … モニタ表示部
７ … 記憶装置
１０ … 撮影テーブル
１２ … クレードル
１５ … ガントリ回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管 （２１−１ … 第１Ｘ線管，２１−２ … 第２Ｘ線管，２１−３ … 第３Ｘ線管）
２２ … Ｘ線制御部２２
２３ … コリメータ２３
２４ … 多列Ｘ線検出器２４ （２４−１ … 第１多列Ｘ線検出器，２４−２ … 第２多列Ｘ線検出器，２４−３ … 第３多列Ｘ線検出器）
２５ … データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ … 回転制御部
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … ガントリ制御部

Claims (7)

1. 第１Ｘ線管電圧によるＸ線と、前記第１Ｘ線管電圧とは異なる第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに切り換えて被検体に照射するＸ線照射部と、
   
   前記被検体に照射した前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線の第１エネルギー投影データ及び前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線の第２エネルギー投影データを収集するＸ線データ収集部と、
   
   前記第１エネルギー投影データと前記第２エネルギー投影データとに基づいて、デュアルエネルギー撮影の断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部と、
   
   前記第１Ｘ線管電圧と前記第２Ｘ線管電圧とを少なくとも１ビューごとに複数回切り換えて、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を算出し表示する撮影条件設定部と、
   
   を備え、
   前記撮影条件設定部は、前記Ｘ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値との、前記切り換えられる第１Ｘ線管電圧と第２Ｘ線管電圧とのビューの割合に基づく加重係数を用いた加重加算により算出する
   
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記撮影条件設定部は、前記Ｘ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値との、前記切り換えられる第１Ｘ線管電圧と第２Ｘ線管電圧とのビューの割合に基づく加重係数と、前記切り換えに伴うＸ線管電流及び／またはＸ線管電圧の設定値からのずれを補正する補正係数とを用いた加重加算により、算出する
   
   ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記撮影条件設定部は、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線とを少なくとも１ビューごとに被検体に照射した場合のＸ線線量の予測値を、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と、前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と、前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線との切り替え区間のＸ線に基づくＸ線線量値とを、前記第１エネルギー投影データ、前記第２エネルギー投影データ、及び前記切り替え区間の投影データのビューの割合に基づく加重係数を用いた加重加算により算出するものであることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
4. 前記第１Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値と前記第２Ｘ線管電圧によるＸ線に基づくＸ線線量値とは、前記Ｘ線ＣＴ装置を用いて収集したファントムの投影データに基づきそれぞれ算出された値であることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
5. 前記Ｘ線線量の予測値が、ＣＴＤＩ（CT Dose Index）及びＤＬＰ（
   Dose Length Product）の少なくとも一方であることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
6. 前記撮影条件設定部は、前記Ｘ線線量の予測値を、あらかじめ撮影しておいたスカウト像上に表示することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
   
7. 前記撮影条件設定部は、前記Ｘ線線量の予測値を、前記Ｘ線線量の予測値が、あらかじめ指定しておいたＸ線線量の閾値を超えことを表示することを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。