WO2002071946A1

WO2002071946A1 - Tomodensitometre et son procede d'affichage

Info

Publication number: WO2002071946A1
Application number: PCT/JP2002/002190
Authority: WO
Inventors: Takayuki Nagaoka; Osamu Miyazaki
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2001-03-09
Filing date: 2002-03-08
Publication date: 2002-09-19
Also published as: EP1393681A1; US20040086076A1; EP2047799A2; EP2047799B1; US7103139B2; EP2047799A3; EP1393681A4; JP4532005B2; EP1393681B1; JP2002263097A

Description

明細書

X線 C T装置とその画像表示方法技術分野

本発明は、撮影中の X線源（X線管）へ供給する電流（管電流）を制御して被検体の被曝線量を抑制する X線 C T装置に係り、特に被検体の被曝線量と画質とを考慮して、撮影中の管電流の変化曲線を設定できる技術に関するものである。背景技術

従来の X線 C T装置は、同一断層面では、同一の X線管へ供給する管電圧、管電流を含むスキャン条件で撮影を行うようにしている。

また、近年被検体を螺旋状にスキャンして撮影するへリカルスキャンが広く用いられるようになってきているが、体軸方向のスキャン条件もスキャン中一定である。

従って、例えば被検体の断面が、 C Tスキャナ（スキャナともいう）の回転軸に対して同心円ではなく楕円である場合、 X線源の回転角度位置によって、被検体における X線の透過長が大きく変ィヒするため、同一断層面内で、透過する X線量の過不足が発生する問題点を有していた。

また、肺等の胸部の低密度の臓器と、肝臓等の腹部の高密度の臓器とでは、 X線の吸収係数が大きく異なるため、胸部から上腹部へ連続的にスキャンを行う場合、肺に適するような X線量を設定すると、肝臓では不足し、肝臓に適するような X線量を設定すると、肺では過剰となる事態が生じていた。

透過する X線量が不足する場合、 X線検出器（以下、検出器と略称する）によって検出される X線光子の量の減少により S ZN ( S N比）が悪化し、結果として画像再構成によって得られる断層画像全体の S /Nが悪ィ匕する。逆に、透過する X線量が多すぎる場合には、被検体に対して、無効な X線被曝がなされていることになる。これらの問題点を解決する方法として、特開昭 53— 110495号公報で開示された管電圧を制御する方法や、特開平 9一 108209号公報、特開平 10— 309271号公報で開示された管電流を制御する方法が提案されている。

しかしながら、特開昭 53— 110495号公報の管電圧を制御する方法は、スキヤン中に管電圧を変化させるために X線のスぺクトルが変化し、 C T値が決定できないという問題点がある。このため、現在では、管電流を制御する方法が主流となっている。

管電流を被検体に応じて最適に制御しようとする方法として、特開平 10—

309271号公報のように、スキャナ回転の半周期前の透過 X線量データを用いて管電流を制御する方法と、特開平 9— 108209号公報のように、異なる 2方向から撮影したスキヤノグラムをもとにして、予め管電流を制御するパターンを被検体の位置に応じて決定しておく方法がある。

しかし、特開平 10—309271号のスキャナ回転の半周期前の透過 X線量データ' を用いる方法は、特にへリカルスキャンにて、スキャンピッチを大きくする場合に、透過 X線量データのずれが大きくなる問題点がある。また、横隔膜前後のように、被検体の X線吸収特性が大きく変わる領域では、対応することができない。

特開平 9一 108209号の異なる 2方向からのスキヤノグラムを取得する方法は、スキヤノグラム撮影を 2回行うことにより、被検体への無用な X線被曝を增加させることになり、管電流制御による被曝線量の低減の目的に相反するものである。

また、本発明の発明者達も、管電流を被検体に応じて最適に制御する一方法を特開 2001— 276040号公報にて提案している。特開 2001— 276040号公報の発明は、被検体への無用な X線被曝を抑えて、被検体の低被曝ィ匕を実現した X線 C T装置に関するもので、被検体に関するスキャナの回転角度と X線透過長との関係を示すモデルをメモリに格納しておき、被検体に対してのスキャン計測時に、このモデルから定まるスキャナの回転角度毎の設定管電流による X線を、同じ被検体に照射してスキャン計測を行い、断層画像を再構成するものである。特開 2001— 276040号公報の発明では、被検体の X線透過長モデルの生成と、この X線透過長モデルの X線透過長に基づいて管電流を設定することに重点が置かれ、設定された管電流によって被検体に照射される X線量や、被検体内の臓器への X線被曝などについては考慮されていなかった。

上記の問題点を考慮し、本発明では、被検体の X線透過長モデルから自動的に設定した管電流の変化パターンによる被検体の內外における被曝線量を算定し、この被検体の X線被曝を考慮に入れて操作者が管電流の変化パターンを再設定することができる X線 C T装置おょぴそのデータ処理方法を提供することを目的とする。発明の開示

上記目的を達成するため、本発明の X線 C T装置は、

被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及び電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量データを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキヤン条件を設定するスキヤン条件設定手段と、被検体のスキヤノグラム像を得るスキヤノグラム像収集手段と、得られたスキヤノグラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノグラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に設定されたスキャン条件により X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X 線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた X線 C T装置において、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値を高電圧発生装置に設定する電流設定手段とを具備する。この構成では、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値を高電圧発生装置に設定する電流設定手段を備えたので、管電流の変化パターンの再設定及ぴ管電流の制御が自動化できる。また、上記透過長計算手段は、被検体に照射される X線量データと標準人体モデルデータを用いて X線透過長を求めてもよい。

また、上記電流値設定手段は、スキャン条件から第 1の電流値を高電圧発生装置に設定してもよいし、 X線透過長から被検体の部位に応じた第 2の電流値の最大値と最小値を高電圧発生装置に設定してもよい。また、上記電流値設定手段は、スキャン条件から第 1の電流値を求め、その第 1の電流値と X線透過長から被検体の部位に応じた第 2の電流値を求め、その第 2の電流値を高電圧発生装置に設定してもよい。また、上記電流値設定手段は、 X線透過長と X線源に供給する電流値の特性曲線のガンマを被検体の部位によって電流値を高電圧発生装置に設定してもよい。

また、上記制御手段は、被検体の部位に応じて設定される電流値の変化パタ一ンと被検体のスキヤノグラム画像とを並置して、又は重ねて表示してもよい。また、被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及び電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量データを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するスキャン条件設定手段と、被検体のスキヤノグラム像を得るスキヤノグラム像収集手段と、得られたスキヤノグラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノグラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、 C Tスキャナのスキヤン条件を設定する条件設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた X線 C T装置において、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値に応じた線量を計算する線量計算手段とを備え、制御手段は、計算した線量をスキヤノグラム像と並置して、又は重ねて表示手段に表示される。

この構成によって、線量計算手段によってスキャン中の被検体に照射される線量が計算され、表示手段に表示されるので、操作者は被検体への X線被曝を評価することができる。また、 X線被曝の評価結果によって、管電流の変化パターンの設定が可能である。

また、被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及び電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量データを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するスキャン条件設定手段と、被検体のスキャノグラム像を得るスキヤノダラム像収集手段と、得られたスキヤノグラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノグラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、 C Tスキャナのスキヤン条件を設定する条件設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた

X線 C T装置において、スキヤノダラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値に応じた被検体内の線量分布を計算する線量分布計算手段とを備え、制御手段は、計算した線量分布をスキヤノグラム像と並置して、又は重ねて表示手段に表示される。

この構成によって、前記線量計算手段によつて計算された被検体に照射される X線量の経時的積算値を線量分布としてスキヤン中に逐次前記表示手段に表示するものである。この構成では、スキャン中に逐次被検体に照射される X線量の積算値が表示されるので、操作者はスキャン中の被検体への X線被曝量の経緯を容易に把握することができる。

また、被検体の断層像を得るためのスキヤノグラム像を得て、そのスキヤノグラム像を表示装置に表示するステップと、表示されたスキヤノグラム像と対応づけて X線源への第 1の供給電流の変化パターンを表示するステップと、そのスキヤノグラム像を参照しながら第 1の供給電流の変化パターンから第 2の供給電流の変化パタ一ンへ操作手段によつて編集するステップと、編集された第 2の供給電流の変化パターンに基づいて被検体の断層像を得て、その断層像を表示手段に表示するステップとを備えている。この構成によって、表示手段の同一画面上に被検体のスキヤノグラム画像と並置又は重畳して、管電流の変化パターンが表示されるので、操作者などは被検体の撮影部位を見ながら管電流の変化パターンの編集をすることが可能となり、撮影部位に適した管電流の設定を容易に行うことができる。

また、本発明の X線 C T装置では更に、前記管電流設定手段は、前記被検体の 3次元的 X線透過長モデルデータの撮影部位における最大値、最小値に、スキャン条件として設定された管電流の最大値、最小値を対応付け、前記 X線透過長モデルデータのより大き、値に、管電流のより大き!/、値を対応付けるように前記管電流の変化パターンを設定するものである。この構成では、被検体の X線透過長の大きさに対応付けて、 X線源の放射 X線量に比例する管電流の大きさが設定されているので、被検体に照射される線量は被検体の X線透過長の大きさに対応したものとなり、被検体内及び被検体を透過した線量は平準化される。その結果、 C T画像の画質の向上及ぴ被検体内の X線被曝の低減に寄与する。

本発明の X線 C T装箧では更に、任意の X線源位置での被検体の X線透過長モデルデータの値と管電流の設定値との間に、 X線透過長モデルデータの値と最小値との差分と、管電流の設定値と最小値との差分との間に比例関係が保持されるように、前記管電流の変化パターンを設定するものである。この構成では、被検体の X線透過長モデルデータと管電流の変化パターンとの間に γの値で決定される関数関係があるので、管電流の最大値、最小値と γの値を設定するだけで、自動的に管電流の変化パターンを設定することができ、管電流の変化パターンの設定が極めて容易となる。

本発明の X線 C T装置では更に、前記スキヤノグラム解析手段は被検体の正面方向又は側面方向のスキヤノグラム画像に基づき、被検体の複数横断面の X 線透過長の楕円形モデル（2次元的; X線透過長モデル）を作成し、該楕円形モデル複数個を体軸方向に配列することによって被検体の 3次元的 X線透過長モデルを生成する。この構成では、 1回のスキヤノグラム撮影にて被検体の 3次元的

X線透過長モデルを生成することができるので、被検体への： X線被曝を低減することができる。本発明の X線 C T装置では更に、被検体の横断面の X線透過長の前記楕円形モデルは、前記被検体のスキヤノグラム画像の対応する断面における最大 X線減衰量に対応する X線透過長を短軸又は、長軸とし、前記断面における X線透過長方向とは直交する方向に X線減衰量に対応する X線透過長を断面全体にわたって積分した積分値を面積とする楕円形でモデル化される。この構成では、 X線透過長の楕円形モデルが、被検体のスキヤノグラム画像の計測データから容易に作成することができる。

本癸明の X線 C T装置では更に、前記管電流の変化パターン及び予め求めた被検体の 3次元 C T値モデルに基づいて、被検体の体内の線量分布を計算し、計算結果を表示する線量分布計算手段を具備する。この構成では、線量分布計算手段によって、操作者は C T撮影による被検体の体内での線量分布を予め知ることができ、注目する臓器の X線被曝の程度を考慮して、スキャン実行の可否を判断することができる。

本発明の X線 C Τ装置では更に、前記線量分布計算手段は前記線量計算手段が前記管電流の変化パターンに基づいて計算した被検体に照射される X線量と、前記被検体の 3次元 C T値モデルから計算された被検体の 3次元]^ (線減弱係数）値モデルデータに基づいて、前記被検体内の線量分布を計算する。

本発明の X線 C T装置では更に、前記線量分布計算手段は、前記表示手段の同一画面上に被検体の撮影部位に重ねて被検体内の線量分布のグラフを表示する。また、被検体内の線量分布のグラフとしては線量の等線量線を表示する。この構成では、表示画面上に被検体の撮影部位と被検体内の線量分布のダラフが重ねて表示されるので、注目する臓器などの被曝線量が一目で分かり、 X線被曝の過不足の判断を容易に行うことができる。

本発明の X線 C Τ装置では更に、標準的な人体フアントムを C Τ撮影して生成した標準人体 C Τ値モデルデータと、被検体のスキヤノグラム画像データに基づいて、被検体の 3次元的 C T値モデルデータを生成する被検体 C T値モデル生成手段を具備する。この構成では、被検体のスキヤノグラム画像から被検体の 3次元的 C T値モデルを生成する被検体 C T値モデル生成手段を備えているので、以前に C T撮影を実施したことのない被検体について、予備撮影としての一回のスキヤノグラム画像データの取得のみによって、被検体 C T値モデルを生成することができる。

本発明の X線 C T装置では更に、前記被検体 C T値モデル生成手段によって、被検体の過去の C T撮影によって取得した C T画像から被検体の 3次元的 C T 値モデルを生成するものである。この構成では、被検体の過去の C T画像から被検体の 3次元的 C T値モデルデータが得られるので、過去の C T画像の有効利用により、被検体 C T値モデルの生成のための時間を短縮することができる。図面の簡単な説明

図 1は本発明に係る X線 C T装置の全体構成を示すプロック図である。図 2 は本発明に係る X線 C T装置の要部構成要素である。図 3は本発明に係る X線 C T装置を使用した第 1のスキャン操作例の一連の動作のフローチャートである。図 4はスキヤノグラム画像とスライス位置及ぴ投影データ例との対応を示す図である。図 5は 3次元的 X線透過長モデルの 1スライス位置でのモデルを示す図である。図 6はスライス位置 Zにおける X線透過長モデルである。図 7 は管電流の変化パターンの表示例である。図 8は管電流の変化パターンの例である。図 9は本発明に係る X線 C T装置を使用した第 2のスキャン操作例の一連の動作のフローチヤ一トである。図 10は被検体内の線量分布の計算結果の表示例である。図 11は被検体 C T値モデルの作成手順を説明するための図である。図 12は照射 X線量分布計算の手順を説明するための図である。図 13は被検体のスキヤノグラム画像上に管電流の変化パターンを重畳して表示した例である。図 14は管電流と被検体の厚さとの関係を示した図である。発明を実施するための最良の形態

以下、添付図面を用いて、本発明の実施例について説明する。

図 1は、本発明に係る X線 C T装置の全体構成を示すプロック図である。図 1 に示すように、この X線 C T装置は、主として X線源 12と検出器 13等を搭載し、被検体 15に対してその周囲を連続回転可能なスキャナ 11を内蔵するガントリ 10と、装置全体を総括する制御装置 20と、 X線源 12に高電圧を供給する高電圧発生装置 22と、画像データの前処理や画像再構成処理、あるいは各種の解析処理を行う画像処理装置 24と、画像を表示する表示装置 25と、被検体 15 を乗せるベッド（テーブル装置） 18と、操作者がスキャン条件等を入力する操作手段 21等から成る。なお、スキャナ 11と被検体 15とは、相対的に回転することができればよいので、被検体 15が静止してスキャナ 11が回転してもよいし、スキャナ 11が静止して被検体 15の方が回転するとしてもよい。

図 2は、本発明に係る X線 C T装置の要部構成要素を示す。図 2を用いて、先ず、スキャナ 11の詳細について説明する。図 2において、スキャナ 11には、 X線源 12と検出器 13とが 180度対向した位置関係で配置されている。この X 線源 12から放射された X線ビーム 14は、コリメータ 19によってビームの幅及ぴ厚さが制限されたファン状の X線ビーム 14となって、被検体 15に照射される。 X線源 12は、高電圧発生装置 22を介して制御装置 20によって制御される。スキャナ 11全体は、スキャナ角度検出手段 17によって回転角度を検出し、検出した回転角度に基づいて制御装置 20が、スキャナ駆動手段 16を制御し、スキヤナ 11を駆動する。検出器 13は、被検体 15を透過した X線 14を検出し、検出データは被検体 15による X線の減衰量を示す投影データとして取り込まれる。投影データは、画像処理装置 24において、制御装置 20の持つスキャナ角度等のデータと照合され、画像再構成等の処理をされた後に、表示装置 25にて断層画像として表示される。

次に、本発明に係るスキャナ 11以外の要部構成要素について説明する。図 2 において、装置全体を総括する制御装置 20には、スキャナ 11はスキャナ駆動手段 16を介して、 X線源 12は高電圧発生装置 22を介して、検出器 13は画像処理装置 24を介して、それぞれ間接的に接続されており、操作手段 21と、管電流設定手段 22と、画像処理装置 24と、スキヤノグラム解析手段 26は直接接続されている。制御装置 20とスキャナ 11、 X線源 12、検出器 13との接続により、制御装置 20は X線源 12による被検体 15への X線照射と、検出器 13による投影データ（検出データ）の取り込みを制御する。画像処理装置 24は制御装置 20の指令に応じて、取り込まれた投影データに基づき、断層画像を順次再構成する。本発明に係る X線 C T装置では、被検体の断層画像を取得する本スキャンの前に、スキャン条件を設定するために種々の準備操作を行う。この準備操作としては、被検体の位置決めのためのスキヤノグラム画像の撮影、管電流設定のためのスキヤノダラム画像データの解析、スキャン条件としての管電流の変化パターンの決定などが、制御装置 20の介在のもとで行われる。

これらの準備操作に関与する主な構成要素としては、図 2において、制御装置 20と、操作手段 21と、スキヤノグラム解析手段 26と、管電流設定手段 22 と、 X線源 12と、検出器 13などである。この準備操作において、先ず、操作手段 21は主として管電流の設定値 (最大値、最小値）などのスキャン条件をシステムに入力する。 X線源 12と検出器 13はスキャナ 11を回転させずに、スキヤノグラム画像の撮影を行い、画像データを制御装置 20に保存する。スキヤノグラム解析手段 26はスキヤノグラム画像データを解析し、被検体の X線透過長を体軸方向のスライス位置毎及びスキャナの回転角度毎に算出可能な、 3次元形状データとしてモデル化し、このモデル（以下、被検体の 3次元的 X線透過長モデルという）のデータを制御装置 20に保存する。管電流設定手段 22は操作手段 21から入力された管電流設定値と被検体の 3次元的 X線透過長モデルのデータを基にして、スキャン中に被検体の撮影部位の X線透過長の変化に応じて経時的に変化する一連の管電流値すなわち、管電流の変化パターンを自動的に決定する。このように決定された管電流の変化パターンは、制御装置 20に保存され、本スキャン時に被検体の撮影部位に応じて順次呼び出されて、 X線源 12の管電流を変化させる。

本発明では、更に上記で決定された管電流の変化パターンを基に、被検体 15 に照射される X線量を本スキャン前に予め計算する。 X線装置では、通常照射した X線量に対応する量として mAs値が使用されているが、この計算でも mAs 値を採用している。この mAs値は、管電流 (mA) と照射時間（s )'の積であり、管電圧が一定である場合（X線 C T装置では管電圧が一定で使用される場合が多い）には、 X線源 12より照射される X線量の総和に比例するために、 X線量の基準として用いられる。ここで計算された被検体 15に照射される X線量については被検体 15への予測被曝線量として操作者によつて評価されることになる。図 3に、本発明に係る X線 C T装置を使用した第 1のスキャン操作の一連の動作のフローチャートを示す。このスキャン操作では、ステップ 103、 106、 108 の 3次元データ生成、ステップ 110の管電流パターン生成、ステップ 111の mAs 計算、ステップ 114の mAs表示に特徴がある。以下、図 2を参照しながら、図 3 の第 1のスキャン操作の詳細について説明する。

図 3において、先ず、ステップ 101のスキヤノグラム撮影の工程では、被検体 I⁵のスキヤノグラム画像を撮影する。被検体 15のスキヤノグラム画像を撮影する構成と断層画像を撮影する構成とは基本的には同じである。本ステップでは、スキヤノグラム画像データは、スキャナ 11を回転させずに、被検体 15 に正面方向から X線 14を照射して、検出器 13によって検出データを取り込むことによって得られる。このとき得られるスキヤノグラム画像は正面方向のものである。このスキヤノグラム画像データは、検出器 13から制御装置 20に送られる。このスキヤノグラム画像データは、本スキャン時の被検体 15の位置決めのために利用される他、本発明では特に管電流制御のための管電流の変化パターンの決定のために利用される。

次に、ステップ 102のスキヤノグラムデータ解析の工程及ぴステップ 103の第 1の 3次元データ生成の工程では、スキヤノグラム画像データが制御装置 20 に接続されたスキヤノグラム解析手段 26によって解析され、被検体 15の 3次元的 X線透過長モデルが生成される。この 3次元的 X線透過長モデルは、被検体 15を C T撮影する場合の、被検体 15の位置と X線透過長との関係を示すモデルである。被検体 15の 3次元的 X線透過長モデルの作成方法については特開 2001-276040号公報にも開示されている。

以下、被検体 15の 3次元的 X線透過長モデルの作成方法の一例について説明する。図 4はスキヤノグラム画像とスラィス位置及び投影データ例との対応を示す図、図 5は 3次元的 X線透過長モデルの 1スライス位置でのモデルを示す図である。図 4aは、ステップ 101で撮影された被検体のスキヤノグラム画像 29 を示す。このスキヤノグラム画像 29は胸部から腹部の中間位置までの領域を撮影領域としている。このようなスキヤノダラム画像の撮影領域の中からスライス位置が選ばれる。図示の場合 n個のスライス位置が選ばれている。図中、 Pい "ヽ Pi、 ·· ·、 Pj、 '··、 P_nがスライス位置である。

図 4b，図 4c，図 4dは 3次元的 X線透過長モデルのモデル決定の説明図である。任意の 2つのスライス位置 Pい Ρ」での C T断層像が図 4bの如くなつているものと仮定すると、その縦方向（図示の上下方向）の X線減衰量の投影データは図 4cの如くなるはずである。人体の体幹部の横断面は通常楕円形に近いものであるので、任意のスライス位置 Pi、 Ρ」の C T断層像を図 4bで仮定するのは、大きな誤差はないものと判断される。そこで、図 4cの投影データについては、 X線透過長データに換算し、その後横軸に沿って積分して面積を求める。このとき、 X線減衰量の投影データの X線透過長への換算にあたっては、簡単のため人体が水と等価であるとみなしてデータの変換を行う。 X線減衰量を c、 X線透過長を b、水の線減弱係数を/ z _wとしたとき、両者の関係は b = log c _wで表される。また、横軸については、 X線減衰量データの存在する領域全体の幅が人体の幅寸法に一致するように変換する。図 4dは、図 4cの投影データから変換したスライス位置 P_i Ρ』における被検体 15の X線透過長データの分布図である。図 4dにおいてスライス位置 P_t、 Pjにおける最大 X線透過長は！) bj、面積は S_t、となる。図 4dの X線透過長データについて、最大 X線透過長 b_i bj 及び面積 Si、 Sjに注目すると、 1> Siはスライス位置での断層画像の X線透過状況を反映し、 bj、 Sjはスライス位置 Pjでの断層画像の X線透過状況を反映した値と見なすことができる。

そこで、被検体 15の 3次元的 X線透過長モデルとして、各スライス位置でのスライス断面を図 5に示すような楕円形 30でモデルィ匕することにした。このモデル化では、スライス位置 Pi、 Ρ」における楕円形モデル 30ぃ 30』の面積を Si、 Sj、短軸を、 bjとしている。この結果、楕円形モデル 30ぃ 30』の長軸を _ai、とすると、楕円形モデル 30 30』の面積が（1) 式で表されることから、

Si= ( 7T "ai- bi)/4 ）

Sj= ( 7T - aj - bj)/4 長軸、 _ajは（2) 式によって求められる。

' bi) (

aj=4Sj ( 7T 'bj) 上記によって、各スライス位置での断層画像に対応する X線透過長モデルとしての楕円形モデル 30が求められたので、これらの楕円形モデル 30を体軸方向に配列することによって 3次元的 X線透過長モデル 30を作成することができる。体軸方向のスライス位置のピッチが粗いときには、例えば隣り合う楕円形モデル間で最小自乗法により、その途中の 1つ又は 2つ以上の楕円形モデ^^を補間で求める。以上の如き手順により被検体 15の 3次元的 X線透過長モデル 30 のデータとして、 3次元座標（X、 Y、 Ζ) 系での被検体 15の X線透過長データ Τ =Τ (Χ、 Υ、 Ζ) が生成される。

次に、ステップ 104からステップ 110の工程では、上記の 3次元的 X線透過長モデル 30を使用して X線源 12に付与する管電流の変化パターンを設定することになるが、その前に 3次元的 X線透過長モデル 30を使用した管電流の求め方について説明する。図 4、図 5で求めた 3次元的 X線透過長モデル 30は、被検体の各スライス位置での断層画像の X線透過長を反映したものである。 3次元的 X線透過長モデル 30のデータはー且制御装置 20のレジスタを含むメモリに格納されているので、撮影範囲及ぴテーブルピッチなどのスキヤン条件が決定するとその範囲のモデルのデータがメモリから取り出され、第 2、第 3の 3次元データの生成及ぴ管電流の変化パターンの決定に使用される。

管電流は、管電流設定手段 23によって各スライス位置でスキャナ回転角度毎に 3次元的 X線透過長モデル 30から得られる X線透過長に基づいて決定される。図 6には、スライス位置（体軸方向の位置） Ζにおける X線透過長モデル 30を示す。また、あるスキャナ回転角度における管電流は、通常そのスキャナ回転角度における 3次元的 X線透過長モデルの X線透過長のうちの最大値に対応付けて決定される。この最大値を示す X線透過長は図 6の楕円形モデル 30の中心 0を通過するパスで得られるので、管電流を設定するにあたっては、スキャナ回転角度毎にこの楕円形モデル 30の中心 0を通過するパスの X線透過長のみを考慮すればよい。従って、図 6においてスライス位置を Ζ、スキャナ回転角度を ø ( Θの始点は楕円形モデル 30の短軸方向とする）としたとき、その位置における最大 X線透過長 Tは、 Zと 0の関数として T=T (Z、 Θ ) と表すことができる。この最大 X線透過長 Τ (Ζ、 Θ ) は、楕円形モデル 30の中心位置 0を通るパスの長さであるので、長軸を a、短軸を b、スキャナ回転角度を 0とした場合、 (3) 式の如く表すことができる。

… (3)

ここで、 a、 bは（1) 式、（²) 式の a_t、 a』、及ぴ、と対応する。

次に、管電流の設定方法の一例について説明する。先ず、被検体をスキャンする全範囲におけるパスの最大値（全スラィス位置？〜!^の中でのパスの最大値）を T_nax、最小値（同じくパスの最小値）を T_minとする。これらの値は 3次元 '的 X線透過長モデル 30を作るとき既知である。管電流を最大値 I_max (mA) と最小値 I_min (mA) の範囲で変化させる場合、本例では管電流の最大値、最小値とパスの最大値、最小値をそれぞれ対応させて、管電流とパスとの間に直線関係を持たせるものである。管電流 Iとパス Tとの関係は（4) 式の如く表される。

¹⁼={(丁— „) ( — )レ ( 厂 ) + ... (₄)

ここで、パス Tは Τ (Ζ、 Θ )に対応するので、管電流 Iは (Ζ、 Θ )の 1次関数となり、スライス位置 Z及ぴスキャナ回転角度 0ごとに求められる。

次に、図 3のフローチャートに戻って説明する。ステップ 104及ぴステップ 105の工程では、操作者がスキヤノグラム画像を参照して操作手段 21からスキヤン条件としてのテーブルピッチ及ぴスキャン開始位置を入力する。これらのデータにより、被検体の C T撮影範囲とスライス位置とスキヤン回転角度が決定される。このときの座標系としては、上記の如く（Ζ、 Θ )座標系がよく、スキヤン条件のデータも、（z、 0 )座標系のデータで入力するのがよい。 .

次に、ステップ 106の工程では、第 2の 3次元的 X線透過長モデルのデータを生成する。この工程で生成するデータは、各スライス位置 Z、スキャン回転角度 Θ毎の最大 X線透過長であり、第 1の 3次元的 X線透過長モデルのデータから（3)式によって求めることができるので、制御装置 20のメモリから第 1の 3 次元的 X線透過長モデルのデータを呼び出して演算する。この演算結果は、 T= T (Z、 0 )で表される。

次に、ステップ 107の工程では、スキャン条件としてのスキャン時間を操作手段 21より入力する。スキャン開始位置と、テーブルピッチと、スキャン時間が決定すると、スキャン中の X線源 12の位置 (Ζ、 0 )はスキャン開始後の経過時間 tの関数として表すことができるので、各スキャン位置での被検体 15の第 2の 3次元的 X線透過長モデル、すなわち最大 X線透過長 Tも時間 tの関数 T= T (t)として表すことができる。このため、ステップ 108の第 3の 3次元的 X線透過長モデル生成の工程では、最大 X線透過長 Tの関数を、 T=T(Z、 0 )から Τ =Τ (ΐ)に変換する。

次に、ステップ 109の管電流設定値入力の工程では、操作者が操作手段 21より、管電流の設定値、例えばスキャン中の管電流の最大値 I_maxと最小値 I_fflinを入力する。ステップ 110の管電流パターン生成の工程では、管電流設定手段 23が制御装置 20から 3次元的 X線透過長モデルのデータ T(t)を呼び出し、上記の管電流設定値に基づき、被検体 15の撮影部位に応じた管電流の変化パターンを自動的に決定する。このとき、 X線透過長 T(t)に対応付けてスキャン中の管電流の値を設定することになるが、 X線透過長 T(t)が最小の時には最小の管電流を設定し、 X線透過長 T(t)が最大の時には最大の管電流を設定するように管電流の変化パターンを決定する。また、 X線透過長 T(t)と管電流の値との関係として（4) 式に示した 1次関数の他、種々のものがある（但し、（4) 式の Tは T (t) に対応する）。

上記の如くして被検体 15の 3次元的 X線透過長モデルに合わせて、管電流が時間 tの関数として決定される。従って、管電流の変化パターンは、 1 = 1 (t) と表すことができる。このように決定された管電流の変化パターン 1=1 (t) は制御装置 20に保存され、本スキヤン時に被検体 15の撮影部位に応じて順次呼び出されて、高電圧発生装置 22を介してスキャン中の管電流を制御する。図 7に、管電流の変化パターンの表示例を示す (本例も含めて以下の管電流の変化パターンの表示例では、簡単のためスキャナ回転角度 Θの変化に伴う大略周期的な管電流の変化については省略し、スライス位置による変化のみ示している）。これは、表示装置 25の画面上にスキヤノグラム画像 29と対比して表示したものである。管電流の変化パターン 31では、縦軸に管電流値（mA) 、横軸にスキャン開始後の経過時間 tをとつている。表示例の場合、管電流はスキヤンの初期（腹部）には中程度の値で、中期（腹部と胸部との間）には最小値となり、終期（胸部）には最大値となっている。本表示例の如く、管電流の変化パターン 31とスキヤノグラム画像 29を同一画面上に並置することにより、管電流値と撮影部位との対比を一目で行うことができるので、管電流値の妥当'性の判断に有効である。

次に、ステップ 111の mAs計算の工程では、ステップ 110で決定された管電流の変化パターンに基づき、スキャン中に被検体 15に照射される X線量を計算する。ここで、被検体 15に照射される X線量の基準としては上述の如く管電流 (mA) と照射時間（s) との積である mAsが用いられる。従って、本ステップでは、管電流の変化パターン 1=1 (t) を時間で積分して、被検体 15に照射される X線量 mAsを求める。この積分は（5) 式によって行われる。 mAs(t) == J J _n ¹ I(t，）dt，

⁰ … (5)

ここで求めた mAs値は、あくまでも被検体 15に照射される X線量に相当する量であるので、実験等によって X線量と mAs値との正確な対応をとり、両者の間の換算ができるようにしておく必要がある。

図 7に示した管電流の変化パターン 31を例に上げて、被検体 15への照射 X 線量 mAsを計算することを考える。この場合、管電流の変化パターン 31は、 I =1 (t) で、時間の関数であるから、これを積分して mAsを計算することは、管電流の変化パターン 31の図の面積を計算することになり、管電流の変化パタ —ン 31の図の面積 Sが mAsに相当する。

次に、ステップ 112の mAs計算値表示の工程では、ステップ 111にて求めた mAsの計算値を表示装置 25の画面に表示する。ステップ 111では、管電流の変化パターンが生成された段階で、被検体 15のスキャン範囲の全領域にわたって被検体に照射される X線量に対応する mAsが計算されるので、このステップ 112 でこの mAs値がスキャンを開始してもよいか否かを操作者が判断するための資料として操作者に提示される。ステップ 113の mAs判断の工程では、操作者が全体としての mAsの妥当性について判断する。すなわち、操作者はこれから行われる C T撮影による利益と被検体 15への X線被曝による不利益とを比較考量して、全体としての mAsが大きすぎないか否かを判断し、全体としての mAsが大きすぎると判断した場合には管電流の設定値を下げることになる。この場合には、ステップ 109に戻り、管電流設定値を再度入力し、管電流の変化パターンを再設定する。

図 8には、管電流の変化パターンの例を示す。図 8 (a) に示した管電流の変化パターン 31aは、通常の管電流一定（1。）の場合で、管電流の最小値 (I_min) と最大値 (I_nax) が同じ I。である場合の例である。図 8aの管電流の変化パターン 31aのグラフでは、 mAsは面積 Saである。次に、図 8b示した管電流の変化パターン 31bでは、管電流は初期には図 8aと同じ I。で、中期に I。より低い最小値 I_ninとなり、終期に I。より高い最大値 I_naxとなっている。図 8bの管電流の変化パターン 31aのグラフでの mAsは面積 Sbであるが、この面積 Sbは図 8aの面積 Saより小さくなっており、被検体 15の被曝線量は低減している。

図 8cに示した管電流の変化パターン 31cでは、図 8bのグラフと比べて、終期の最大値 I_naxを小さくし、 I。とほぼ同じとしたものである。この場合、スキヤン全体として管電流が低目に抑えられている。図 8cの管電流の変化パターン 31cのグラフでの mAsは面積 Scであるが、この面積 Scは図 8bの面積 Sbより更に小さくなっており、被検体 15の被曝線量は更に低減している。

図 8dに示した管電流の変化パターン 31dでは、図 8bに比べて中期の最小値

I_minを更に小さくし、 I_ainが I。に対し大幅に低下するようにしたものである。図 8 (d) の管電流の変化パターン 31dでの mAsは面積 Sdであるが、図 8cの面積 Scより更に小さくなつている。

図 8cの場合の如く管電流設定値の最大値を下げた場合には、被検体 15の厚さが厚い部分、すなわち X線透過長が大きい部分での管電流を減らすことになる。従って、図 8cの管電流の変化パターン 31cは、特に肺のように低密度の部位での画質を重視し、腹部のように高密度の領域での被曝線量を低減したい場合に適する。

図 8dの場合の如く管電流設定値の最小値を下げた場合には、被検体 15の厚さが薄い部分、すなわち X線透過長が小さい部分での管電流を減らすことになる。従って、図 8dの管電流の変化パターン 31dは、特に骨周辺や実質部のように高密度の部位での画質を重視し、低密度の領域での被曝線量を低減したい場合に適する。

図 8c，図 8dでは、管電流設定値の最大値 I_max又は最小値 I_minのいずれか一方のみを小さくしているが、両方を小さくして、被検体 15の全領域について平均的に被曝線量を低減することも可能である。上記の如く新たに設定した管電流の変化パターンについては、再度 niAsを計算し、問題が無い場合には、そのまま採用する。

次に、ステップ 114のスキャンの工程では、操作者は上記で決定した管電流の変化パターンを含めたスキャン条件にてスキャンを実行する。

次に、ステップ 115の mAs積算値表示の工程では、上記の（5) 式に従って、スキャン中の mAsの積算値を逐次計算し、表示装置 25の画面にリアルタイムで表示し、操作者に提示する。 mAs積算値表示方法としては、全体としての mAs 値に対する比率としての相対値を表示する方法と、 mAs積算値の絶対値を表示する方法のいずれかを選択することができる。もちろん、その両方を同時に表示することも可能である。

次に、本発明に係る X線 C T装置の第 2のスキャン操作例について説明する。図 9は、第 2のスキヤン操作例の一連の動作のフ口一チヤ一トを示したものである。このスキャン操作例では、図 3の第 1のスキャン操作例のフローチヤ一トに対し、ステップ 111の mAs計算及ぴステップ 112の mAs表示の工程の後に、被検体 15内の線量分布の計算及び表示の工程を追カ卩し、操作者が被検体 15内の線量分布をも見てスキヤン実行の判断を下せるようにしたものである。このため、本操作例の説明では、ステップ 201〜205の被検体 15内の線量分布の計算及ぴ表示の工程を重点に説明する。

以下、図 9の第 2のスキャン操作例の中のステップ 201からステップ 205について説明するが、ステップの内容説明に入る前に、被検体 15內の線量分布の 0計算結果の表示例を図 10に示す。図 10aは被検体の横断面 35での線量分布の表示例、図 10bは被検体の体軸方向の側面 36での線量分布の表示例である。両図とも被検体 15内の分布線量の等しい等線量線 38a〜38c、 39a〜39cが示されており、体表に近いほど高線量になっている。本操作例では、被検体 15の線量分布が操作者に提示されるため、操作者は被検体の X線被曝についてより詳細な評価を行うことができるということが大きな特徴となる。

本操作例では、ステップ 203で被検体内の線量分布の計算を行う前に、準備として、ステップ 201で被検体の C T値モデルの生成、ステップ 202で被検体の uモデルの生成を行い、その後で被検体の ίモデルデータと被検体に照射された X線量データを基にして被検体内の線量分布を計算する。

先ず、ステップ 201の被検体 C T値モデル生成の工程では、予め標準的な人体の C T値分布モデル（以下、標準人体 C T値モデルという）データを取得して、制御装置 20の記憶手段に保存しておき、この標準人体 C T値モデルデータを、ステップ 101で取得した被検体 15のスキヤノグラム画像のデータに基づいて補正を行うことによって、被検体 15の C Τ値モデル（以下、被検体 C Τ値モデルという）を作成する。上記の標準人体 C T値モデルデータとしては、例えば標準的な人体ファントムなどを C T撮影した断層画像から得られる 3次元的 C T値分布データが用いられる。断層画像は C T値の分布を表し、実効エネルギー（通常 60keV) の X線に対する線減弱係数の分布を表しているので、この断層画像を 3次元に再構成をした 3次元的 C T値分布データは線減弱係数の 3 次元的な空間分布のデータであり、被検体に照射された X線の減弱量の.計算に利用することができる。

次に、被検体 C T値モデルの生成方法の一例について、図 11を用いて説明する。この例では、ステップ 101で被検体 15を撮影して取得して実測したスキヤノグラム画像データと、上記の標準人体 C T値モデルデータとから、被検体 15 の 3次元的 C T値分布を表す被検体 C T値モデルデータを生成する。この被検体 C T値モデルの生成にあたっては、被検体 15のスキヤノグラム画像データと標準的人体のスキヤノグラム画像データが媒体として利用される。

図 11は、ステップ 201の被検体 C T値モデルの作成手順を説明するための図である。図 11において、図 11aは標準人体 C T値モデルデータ 41の例を、図 li は図 11aの標準人体 C T値モデルデータ 41から計算で求めた標準人体のスキヤノグラム画像データ 42の例を、図 11cは被検体の実測のスキヤノグラム画像データ 43の例を、図 lidは計算で求めた被検体 C T値モデルデータ 44の例を示す。図 11aの標準人体 C T値モデルデータ 41は、人体フアントムなどの標準的な人体の体幹部の C T値分布モデルで、肩から腹部までのスライス位置ごとの断面の C T値分布モデルを示している。

スキヤノグラム画像は、その 3次元的 C T値分布モデルから計算によって生成することができるので、図 libの標準人体スキヤノグラム画像データ 42は図 11aの標準人体 C T値モデルデータ 41について正面方向から投影したデータを求めることによって得られる。図 11cの被検体の実測スキヤノグラム画像データ 4³は、被検体 15の体幹部について標準人体スキヤノグラム画像データ 42と同じ領域を正面方向から撮影したスキヤノダラム画像データである。この画像については、以下被検体スキヤノグラム画像と呼ぶことにする。

図 11においては、体幹部の標準人体スキヤノグラム画像データ 42と被検体スキヤノグラム画像データ 43とを並置して対比できるように示してあるが、両者は普通寸法及び C T値とも異なるものである。このため、標準人体スキヤノグラム画像データ 42と被検体スキヤノグラム画像データ 43とを対比しながら、両者の差異に基づいて、一致する部分はそのままとし、異なる部分については変形させて、被検体 15に合うように標準人体 C T値モデルデータ 41を補正して、被検体 C T値モデルデータ 44を生成する。

図 11の体幹部の例では、先ず体軸方向に関して、標準人体スキヤノグラム画像データ 42と被検体スキヤノグラム画像データ 43の肩から横隔膜までの長さ A と、横隔膜から腸管までの長さ Bとに分けて、それぞれの差異を基に、標準人体 C T値モデルデータ 41を補間、伸長したり、あるいは間引き、短縮したりすることで、標準人体 C T値モデルデータ 41の体軸方向の C T値分布を被検体 15 の実状に近似させる。左右方向に関しても、同様に、体軸を基準にして左と右に分けて、それぞれの差異を基に、左右の広がりを補正し、被検体 15の実状に近似させる。前後方向に関しては、被検体スキヤノグラム画像データ 43から推定される前後方向の X線透過長を基に、標準人体 C T値モデルデータ 41の前後方向のデータを線形に補間する。このようにして、 2つのスキヤノグラム画像データ 42、 43を基に、標準人体 C T値モデルデータ 41を実際の被検体 15に合わせ込むことにより、被検体 C T値モデルデータ 44を生成する。

次に、ステップ 202の被検体 μモデル生成の工程では、ステップ 201で生成した被検体 C T値モデルデータ 44の C T値を線減弱係数//に変換して、被検体 15の 3次元的値分布モデルを生成する。 C Τ値から線減弱係数^への変換は下記の如く行われる。

C Τ値は実効エネルギー (通常 60keVを使用）の X線に対する線減弱係数によつて決定され、水 =0、空気 = 1000、平均的な骨 =1000として定義されている。今、被検体 C T値モデルの位置 Xにおける C T値を C T_Xとすると、その位置 X における実効エネルギー (60keV)での線減弱係数 _xは（6) 式、（7) 式で表される。

U =CTS u、,,一 μ _air) /\ 000+ u、,，（ただし、 CT_v≤0.0)

… (6) .=CT ( U _bone_ U J Z1000+ u、,，（ただし、 CT >0.0)

… (7) ここで、 μ は水の線源弱係数（=0. 206cm-¹)、 μ _airは空気の線減弱係数（=

0. 00025cm-¹)、 μ _boneは骨の線減弱係数（=0. 567cm— ただし密度 1, 8g/cm³の場合)である。

次に、ステップ 203の線量分布計算の工程では、図 12に示す如く、ステップ 111で求めた被検体に照射された X線量のデータ（図 12a)とステップ 202で求めた被検体^モデルデータ 45 (図 12b)を用いて、被検体 15内の線量分布（図 12 (c) ) を計算する。このステップ 203の計算では、被検体に照射される X線のエネルギースぺクトルを考慮して、被検体 15内での X線の減衰を計算し、被検体 15 内の線量の空間的分布を計算する。被検体 15に任意の方向から X線を照射した場合の X線の減弱量は、被検体の 3次元的線減弱係数（）のモデルである被検体モデルデータを用いることにより解析的に計算可能であり、このような計算手法は既に他の分野、例えば放射線治療計画装置などの分野でも行われている（参考文献 1、稲邑清也、放射線治療計画システム、 P. 90〜92、 P. 113〜； 115、篠原出版、平成 4月 20日発行)。

X線の減衰の計算にあたっては、先ず、被検体 15内の注目する位置 Xから X 線源 12に向かって X線が透過する実効距離 δを計算する。実効距離は、 X線が透過する媒質によって 1/eに減衰する距離を 1と定義される。 X線のエネルギ —スぺクトルを考慮しない場合、注目位置 Xから X線源 12までに、組成 iの媒質が実距離で (cm)あり、力組成 iの線減弱係数が em—りであるとき、実効距離 δは（8) 式で表される。

(5 =∑ Ut.'d.

' ¹ … (8)

しかし、 X線のエネルギースぺクトルを考慮すると実効距離は X線のエネルギーに応じて異なる値となる。組成 iの X線のエネルギー jに対する線減弱係数を μ_υ(( ΐΓ とすると、 X線のエネルギー jに対する実効距離 δ』は（9) 式で表される。

6 = ∑ /..-d.

^{1 ,J 1} … (9)

ここで、〃ijは組成 iのエネルギー jの X線に対する線減弱系数 (cm—り、は組成 i中の X線の透過距離 (cm)である。 _i;jについては、 X線のエネルギー jに応じて被検体 15の μ値モデルから求める必要がある。

次に、被検体 15内の注目位置 Xでの線量を計算する。 X線源 12から注目位置 Xまでの距離を r_x(m)、距離 lmにおける線量を I。(C/kg： Cはクーロン）とする。 I。については、例えば実験的に求める。 X線のエネルギースペクトル、つまりエネルギー jの成分比を Sjとすると、注目位置 Xでの線量 I_x(CZkg)は (10) 式で表される。

I_x= Z Sj-Io-expC- d Xr

(単位： C/k g) … （10) ここで、 1₀は線量（X線源 12から単位距離における空中の線量、単位 0 kg)、 r_xは X線源 12から注目位置 Xまでの距離、単位 m)、 Sjは X線のエネルギースぺクトノレである。

(10) 式による計算の結果、 X線源 12がある位置 Q(Z、 0)にある場合の被検体 15内の任意に位置 Xにおける線量が求められる。 X線源 12を 1回転した場合の任意の位置 Xにおける線量は、 X線源 12の位置 Q(Z、 Θ )を被検体 15の周囲で回転させ、上記の線量を 1回転分 ( θ =0~2 π )積算することによって得られる。上記の如き手順で、被検体 15内の設定された各位置での計算を行うことにより、スライス位置 Ζでの被検体 15内の線量分布を求めることができる。また、他のスライス位置における線量分布も同様に計算によって求めることができるので、被検体 15の体軸方向について撮影部位の全領域の計算を進めることにより、被検体 15内の 3次元的な線量分布が得られる。

1スライスの断層画像を撮影する場合 (2次元の場合）には上記の計算によつて被検体 15内の線量の分布が精度良く求められるが、 1回のスキヤン中に複数スライスの C Τ撮影を行う場合 (3次元の場合）には散乱 X線の撮影を考慮しないと計算精度が低下する恐れがある。 X線 C T装置では、 X線のエネルギーが lOOkeV以下のオーダーであるため、散乱線としてはコンプトン (Compton)散乱のみ考慮すればよい (参考文献 1参照)。このコンブトン散乱を考慮することにより、計算精度をより高くすることができる。

上記の如き手順で、被検体 15内の各スライス位置での各設定点における線量を計算することにより、計算された被検体 15の 3次元的線量分布が得られる。この被検体 15の線量分布の計算結果は制御装置 20に一時的に保存され、操作者などにとって見やすい図象、例えば図 10に示したような図象で表示される。次に、ステップ 204の線量分布表示の工程ではステップ 203の計算結果が表示装置 25に表示される。本実施例での表示例としては、図 10に示したような被検体 15の断層面 35内の線量分布（図 10a)又は被検体 15の側面 36の線量分布 (図 10b)が上げられる。これらの図では、被検体 15の臓器と線量分布を示す等線量線を重ねて表示しているので、一目で各臓器への被曝線量を認識することができるので、被検体 15への X線被曝を評価する上では有効である。

次に、ステップ 205の被曝線量判断の工程では、ステップ 204で表示された被検体 15内の線量分布の計算結果を操作者が見て、被検体 15内の臓器への X 線被曝が過剰になる恐れがないかどうかを判断し、 Yesと判断した場合にはステツプ 114のスキャン実行の工程に進み、スキャンを開始することになり、 No と判断した場合にはステップ 109の管電流設定値入力の工程に戻り、管電流設定値の再入力、管電流パターンの再検討を行うことになる。また、ステップ 201での被検体 15の C T値モデルデータの生成方法としては、上記の標準人体 C T値モデルデータを使う方法以外に、過去に撮影した同じ被検体 15の C T撮影データを使用する方法も実施可能である。この場合には、実際に同一の被検体 15の C T値分布データを使用するために、標準人体 C T値モデデータ 41の形状を補正する手順が必要なくなるという利点がある。しかし初回の C T撮影には適さないため、過去に C.T撮影を行った被検体に関して、 2 回目以降の C Τ撮影を行う場合が対象となる。

上記したように、 C Tスキヤン前に被検体 15の体内の線量分布をシミュレ一シヨン計算して、計算結果を、例えば図 10に示す如く表示することにより、操作者は事前に撮影手技に応じた被検体の体内の線量分布を近似的に知ることが可能となる。

この結果、例えば、単純に被検体の全ての組織に関して一律に被曝線量を減らすのではなく、骨髄や肺等の放射線感受性の高い組織に関しては特に被曝線量を低減し、逆に脂肪や筋肉等の放射線感受性の比較的低い組織には、画質が満足できる程度に被曝線量のレベルを維持するというような詳細な設定が可能となる。

次に、図 13を用いて、被検体を C T撮影する管電流の変化パターンの編集例を説明する。図 13は、被検体のスキヤノグラム画像上に管電流の変化パターンを重畳して表示したものである。図 12において、スキヤノダラム画像データ 29a は体幹部のもの、管電流の変化パターンは、編集前の初期の管電流の変化パターン 46aと編集後の修正された管電流の変化パターン 46bである。 .

この管電流の変化パターンの編集工程では、表示装置 25の画面においてスキヤノグラム画像 29a上に表示された初期に設定された管電流の変化パターン 46aに対し、スキヤノグラム画像データ 29aを参照しながら、また場合によつては被検体 15の内部の照射線量分布を参照して、操作手段 21によって修正を加えて、新しい管電流の変化パターン 46bを編集する。この編集操作によって任意の部位の管電流の変化パターンを再設定する。

この編集操作において、例えば、自動的な管電流の変化パターンの設定では、横隔膜付近のように密度が大きく変化する領域では、管電流を平均的な値に設定するが、被曝線量が増えても画質を向上させる必要がある領域などでは、管電流を部分的に高く設定する。管電流の変化パターンは、上記の如くスキャン条件が設定されていれば、時間 tのみの関数になるので、任意時刻の管電流の値を変化させることができる。図 13の例では、初期の管電流の変化パターン 46a に対し、肺の領域の管電流を少し低下させ、横隔膜の領域の管電流を少し増カロさせることで、修正後の管電流の変化パターン 46bに編集している。

図 14は、管電流と被検体の厚さ（X線透過長に相当）との関係を示した図である。上記のステップ 110の工程の説明では、管電流の最大値、最小値と被検体の厚さの最大値、最小値とを一致させて、両者間で線形の関係を持つものとして説明したが、両者の関係については操作者の設定により非線形の関係を持つようにすることが可能である。図 14に示した管電流 Iと被検体の厚さ Tとの関係は、（11) 式で表される。卜 = K(T— T_min) r … （_ιι) ただし、 κ= (ι max -I ) / {Ί

m .m max一 τ m .m y ここで、 I_max、 I_ninは管電流の最大値と最小値、 T„_ax、 T_minは被検体の厚さの最大値と最小値、 γは定数である。 γについては以下ガンマと呼ぶことにする。図 14において、ダラフ 50はガンマ =1の場合で、管電流と被検体の厚さとの関係は線形であり、グラフ 51はガンマく 1の場合、グラフ 52はガンマ > 1の場合で、共に管電流と被検体の厚さとの関係は非線形である。図 14の場合、ガンマの値を決めることによつて管電流と被検体の厚さとの関係が一義的に決まるので、（11) 式のような関係式を装置に組み込んでおくことにより、操作者は操作手段 21からガンマの値を入力することによって、図 14の如く、管電流 I と被検体の厚さ Τとの関係を変化させることができる。また、実際の操作にあたっては、例えば操作者が特別な設定をしない初期設定では管電流の最大値、最小値と被検体の厚さの最大値、最小値を一致させて、線形の関係を持たせることにし、操作者の設定によりガンマを入力することで、非線形の関係を持たせることができる。図 14において、ガンマ =1を基準にした場合、ガンマ >1 のときは被検体の被曝低減を重視する場合とみられ、ガンマく 1のときは画質を重視する場合とみられる。

以上説明した如く、本発明の X線 C T装置では、装置のスキャン条件を設定する操作手段や被検体のスキヤノグラム画像データから被検体の 3次元的 X線透過長モデルを生成するスキヤノダラム解析手段や、スキヤン条件と被検体の 3 次元的 X線透過長モデルとから被検体の撮影部位に応じた管電流の変化パターンを自動的に設定する管電流設定手段や、管電流の変化パターンに基づき被検体に照射される線量を計算し、表示する線量計算手段などを備えているので、スキャン条件として管電流の最大値、最小値を入力することにより、スキャン中の管電流の変化パターンを自動的に設定することができ、かつ被検体への X 線被曝も評価することができる。更に、被検体への X線被曝が過剰になる恐れがある^^には、管電流の変化パターンを再設定することも可能である。

また、本発明の X線 C T装置では、スキャン中の管電流の変化パターンと予め生成した被検体の 3次元 C T値モデルデータに基づいて、被検体の体内の線量分布を計算し、表示する線量分布計算手段を備えているので、 C T撮影による被検体の体内での線量分布を予め知ることができ、注目する臓器の： X線被曝の程度を考慮して、スキャン実行の可否を判断することができる。

また、本発明の X線 C T装置では、上記の被検体の 3次元 C T値モデルデータを人体フアントムなどを C T撮影して取得した標準人体 C T値モデルデータと被検体のスキヤノグラム画像データに基づいて生成する被検体 C T値モデル生成手段を備えているので、以前に C T撮影を実施したことのない被検体についても、予備撮影としての 1回のスキヤノグラム画像データの取得のみによつて、被検体 c T値モデルデータの生成が可能である。

また、本発明の X線 C T装置では、表示手段の同一画面に被検体のスキヤノグラム画像と管電流の変化パターンを並置又は重ねて表示しているので、操作者などは被検体の撮影部位を見ながら管電流の変化パターンの編集を行うことが可能となり、撮影部位に適した管電流の設定を容易に行うことができる。

Claims

求の範囲被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及び電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量データを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するスキヤン条件設定手段と、被検体のスキヤノダラム像を得るスキヤノダラム像収集手段と、得られたスキヤノダラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノダラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に設定されたスキャン条件により X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた X線 C T装置において、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値を高電圧発生装置に設定する電流設定手段とを備えたことを特徴とする X線 C T装置。

上記透過長計算手段は、被検体に照射される X線量データと標準人体モデルデータを用いて X線透過長を求めることを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

上記電流値設定手段は、スキャン条件から第 1 の電流値を高電圧発生装置に設定することを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

4. 上記電流値設定手段は、 X線透過長から被検体の部位に応じた第 2 の電流値の最大値と最小値を高電圧発生装置に設定することを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

上記電流値設定手段は、スキャン条件から第 1 の電流値を求め、その第 1の電流値と X線透過長から被検体の部位に応じた第 2の電流値を求め、その第 2の電流値を高電圧発生装置に設定することを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

6. 上記電流値設定手段は、 X線透過長と X線源に供給する電流値の特性曲線のガンマを被検体の部位によって電流値を高電圧発生装置に設定することを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

7. 上記制御手段は、被検体の部位に応じて設定される電流値の変化パターンと被検体のスキヤノグラム画像とを並置して、又は重ねて表示することを特徴とする請求項 1に記載の X線 C T装置。

8. 被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及び電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量デ

—タを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するスキヤン条件設定手段と、被検体のスキヤノグラム像を得るスキヤノグラム像収集手段と、得られたスキヤノグラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノダラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、 C Tスキャナのスキャン条件を設定する条件設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた X線 C T装置において、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X線透過長とスキャン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値に応じた線量を計算する線量計算手段とを備え、制御手段は、計算した線量をスキヤノグラム像と並置して、又は重ねて表示手段に表示されることを特徴とする X線 C T装置。

9. 被検体に X線を照射する X線源と、 X線源に高電圧及ぴ電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線量データを検出する X線検出器と、被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するスキヤン条件設定手段と、被検体のスキヤノグラム像を得るスキヤノグラム像収集手段と、得られたスキヤノグラム像を表示する表示手段と、表示されたスキヤノダラム像上に被検体の断層像の撮影位置を設定する撮影位置設定手段と、 C Tスキャナのスキャン条件を設定する条件設定手段と、設定された撮影位置を含む被検体の周囲に X線源を回転しながらその X線源から X線を照射し、 X線検出器に検出された被検体の透過 X線データから断層像を再構成する断層像再構成手段と、再構成された断層像を表示手段に表示させる制御手段とを備えた X線 C T装置において、スキヤノグラム像に基づき被検体の X線透過長を計算する透過長計算手段と、計算された X錄透過長とスキヤン条件とから被検体の撮影部位に応じた X線を X線源に発生させるための電流値に応じた被検体内の線量分布を計算する線量分布計算手段とを備え、制御手段は、計算した線量分布をスキヤノグラム像と並置して、又は重ねて表示手段に表示されることを特徴とする X 線 C T装置。'

10. 被検体に X線を照射する X線源に高電圧と電流を供給する高電圧発生装置と、 X線源と対向配置され被検体の透過 X線を検出する X線検出器と、 X線源と X線検出器を被検体の周囲を回転させるスキャナを回転駆動するスキヤナ駆動手段と、被検体の断層像を得るためのスキヤン条件を設定する操作手段と、被検体のスキヤノグラム像を得て、そのスキヤノグラム像を解析し、被検体の X線透過長を求めるスキヤノグラム解析手段と、スキヤン条件と X線透過長とから電流値を高電圧発生装置に設定する電流設定手段と、スキヤナ駆動手段にスキャナを回転させながら、設定された電流値に基づき X線源に X線を照射させて被検体の断層像を得るためのデータを収集する制御装置と、収集されたデ一タを再構成して断層像を再構成する画像処理装置と、再構成された断層像を表示する表示装置とを備えたことを特徴とする X線 C T装置。

11. 被検体の断層像を得るためのスキヤノグラム像を得て、そのスキヤノグラム像を表示装置に表示するステップと、表示されたスキヤノグラム像と対応づけて X線源への第 1の供給電流の変化パターンを表示するステップと、そのスキヤノグラム像を参照しながら第 1の供給電流の変化パターンから第 2の供給電流の変化パターンへ操作手段によつて編集するステップと、編集された第 2の供給電流の変化パターンに基づいて被検体の断層像を得て、その断層像を表示手段に表示するステップとを備えた X線 C T装置の画像表示方法。

12. X線源への供給電流を含む被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するステップと、被検体のスキヤノグラム像を撮影して、そのスキヤノグラム像を表示手段に表示するステップと、表示されたスキヤノグラム像を解析して被検体の X線透過長データを求めるステツプと、 X線源への供給電流と被検体の X線透過長データとから被検体の撮影部位に応じた電流パタ一ンを計算するステップと、計算された電流パターンに基づく電流値を高電圧発生装置に設定し、その電流を

X線源に供給し、その電流とスキヤン条件によつて被検体の断層像を得て、その断層像を表示装置に表示するステップとを備えた X線 C T 装置の画像表示方法。

13. 上記表示ステップは、被検体の部位に応じて設定される電流値の変化パターンと被検体のスキヤノグラム画像とを並置して、又は重ねて表示することを特徴とする請求項 12に記載の X線 C T装置の画像表示方法。

14. X線源への供給電流を含む被検体の断層像を得るためのスキャン条件を設定するステップと、被検体のスキヤノグラム像を撮影して、そのスキヤノグラム像を表示手段に表示するステップと、表示されたスキヤノグラム像を解析して被検体の X線透過長データを求めるステツプと、 X線源への供給電流と被検体の X線透過長データとから被検体の撮影部位に応じた電流パターンと被検体内の線量分布を計算するステツプと、計算された電流パターンと被検体内の線量分布に基づく電流値を高電圧発生装置に設定し、その電流を X線源に供給し、その電流とスキヤン条件によつて被検体の断層像を得て、その断層像を表示装置に表示するステップとを備えた X線 C T装置の画像表示方法。

15. 上記表示ステップは、被検体の部位に応じて設定される電流値の変化パターンと被検体内の線量分布と被検体のスキヤノグラム画像とを並置して、又は重ねて表示することを特徴とする請求項 14に記載の X

He τ装置の画像表示方法。