(57)【要約】【目的】被検体の実際のＣＴ撮影に忠実な被曝線量を提供できることを課題とする。【構成】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装置の線量検出方法であって、予め基準となるファントム６０をスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、被検体１００をスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備える。【選択図】　　図１
2004105382.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
被検体のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から対応する位置の線量を求める線量演算手段と、
前記求めた線量の情報を出力する出力手段とを備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
線量演算手段は、ＣＴ断層像の画像雑音をＣＴ値の標準偏差σ２で表し、所定の係数パラメータをｋとするときに、対応する位置の線量ＣＴＤＩ２を、
ＣＴＤＩ２＝（σ２／ｋ）２
の関係により求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
線量演算手段は、被検体のＣＴ断層像につき求めた画像のＳ／Ｎ値から対応する位置の線量を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
被検体のＣＴ断層像を画面に表示する表示手段と、
表示画面上でＣＴ断層像の任意画像領域を指定させる指定手段とを備え、
線量演算手段は、前記指定された領域のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から該指定領域に対する線量を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
被検体のＣＴ断層像につき、別途に入力されたＣＴ閾値の範囲に含まれる組織の部分を抽出する抽出手段と、
前記抽出した組織のＣＴ断層像を他の組織のＣＴ断層像と区別できる態様で画面に表示する表示手段とを備え、
線量演算手段は、前記抽出された組織のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から該抽出組織に対する線量を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
線量演算手段は、被検体のＣＴ断層像につき各画素位置の対応に求めた画像雑音から各画素位置に対応する線量を求め、
出力手段は、前記求めた各線量値で構成される線量画像を出力することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
出力手段は、線量値に応じて色分けした線量画像を出力することを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
線量演算手段は、被検体のＣＴ断層像の中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音から各対応する位置の線量を求め、これらの重み付け平均により１スライス分の平均線量値を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
線量演算手段は、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで１撮影分の線量値を求めることを特徴とする請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
基準となるファントムのＣＴ断層像につき求めた画像雑音をＣＴ値の標準偏差σ１で表し、かつ前記ファントム中の対応位置で実測された線量をＣＴＤＩ１とするときに、前記画像雑音σ１を前記線量ＣＴＤＩ１に変換するための係数パラメータｋを、
ｋ＝σ１／√ＣＴＤＩ１
の関係により求める係数演算手段を備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
基準となるファントムは、均質な材料からなる円柱様体の中心軸及びその外周付近の各所定位置の前記中心軸と平行に複数の線量センサを備えることを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
線量センサはペンシル型イオンチェンバよりなることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】
線量演算手段は、前記ファントムのＣＴ断層像につきその中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音の加重平均をＣＴ値の標準偏差σで表し、かつ前記ファントム中の各対応位置で実測され、前記と同じ方法で加重平均された１スライス分の平均線量をＣＴＤＩとするときに、前記画像雑音σを前記線量ＣＴＤＩに変換するための係数パラメータｋを
ｋ＝σ／√ＣＴＤＩ
の関係により求めることを特徴とする請求項１２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】
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装置の線量検出方法であって、
予め基準となるファントムをスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、
被検体をスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備えることを特徴とする線量検出方法。
【請求項１５】
基準となるファントムのＣＴ断層像につき求めた画像雑音をσ１、かつ該ファントムの対応位置で実測された線量値をＣＴＤＩ１とするときに、係数パラメータｋを、
ｋ＝σ１／√ＣＴＤＩ１
の関係により求めるステップと、
被検体のＣＴ断層像につき求めた画像雑音をσ２とするときに、対応する位置の線量値ＣＴＤＩ２を、
ＣＴＤＩ２＝（σ２／ｋ）２
の関係により求めるステップとを備えることを特徴とする請求項１４に記載の線量検出方法。
【請求項１６】
コンピュータに請求項１５に記載の線量検出方法を実行させるためのコンピュ−タ実行可能なプログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ＣＴ装置及び線量検出方法並びにプログラムに関し、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装置及び線量検出方法並びにプログラムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置では、ＩＥＣ規格に従い、被検体のＣＴ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、ＩＣＥ規格の概要を説明する。
【０００３】
まず、Ｘ線撮影系（ガントリ）を基準ファントムの回りに１回転させた時の線量プロフィールＤ（ｚ）を該ファントムに挿入した各所定位置（ファントム中央部ｃ及び周辺部ｐ）のイオンチェンバにより測定する。こうして得られた線量プロフィールＤ（ｚ）は、１回転のスキャンによりイオンチェンバで検出されたファントム中心（ｚ）軸に沿った線量を表し、Ｘ線によるスライス厚の所で高い線量を示す。こうして得られた線量プロフィールＤ（ｚ）に基づき、規格化された単位長当たりのＣＴ線量値（ＣＴＤＩ：Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　Ｄｏｓｅ　Ｉｎｄｅｘ）は（１）式で与えられる。
【０００４】
【数１】
2004105382.tif 000003
【０００５】
ここで、Ｔ：スライス厚
Ｄ（ｚ）：線量プロフィール（ｄｏｓｅ　ｐｒｏｆｉｌｅ）
次に、１スライス及び１ｍＡｓ当たりの規格化された平均線量ｎＣＴＤＩｗは、ファントムの中央部ｃと周辺部ｐの各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。
【０００６】
【数２】
2004105382.tif 000004
【０００７】
ここで、Ｃ：Ｘ線放射線量（ｍＡｓ）
ＣＴＤＩ１００，ｃ：ファントム中心部ｃの厚さ１００ｍｍに制限されたＣＴ　ＤＩ値
ＣＴＤＩ１００，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、臨床（診断）で使用される１スライス当たりの平均線量ＣＴＤＩｗは、ｎＣＴＤＩｗにｍＡｓを掛けたものとして、（３）式で与えられる。
【０００８】
【数３】
2004105382.tif 000005
【０００９】
ここで、Ｃ：Ｘ線放射線量（ｍＡｓ）
更に、スライス数Ｎを考慮した場合の被曝線量ＤＬＰ（Ｄｏｓｅ−Ｌｅｎｇｔｈ　Ｐｒｏｄｕｃｔ）は（４）式で表される。
【００１０】
【数４】
2004105382.tif 000006
【００１１】
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（ｃｍ）
Ｎ：スライス数
また、ヘリカルスキャンの場合の被曝線量ＤＬＰは（５）式で表される。
【００１２】
【数５】
2004105382.tif 000007
【００１３】
ここで、Ｔ：公称スライス厚（ｃｍ）
Ａ：管電流（ｍＡ）
ｔ：トータルの曝射時間
このような規格の下で、従来は、予め身体用及び頭部用の各基準ファントム（ＣＴ　ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ　ｐｈａｎｔｏｍ）を使用して測定したＣＴＤＩｗ値に基づき、被検体のＣＴ撮影による被曝線量を、その被検体サイズ（体型，体格等）によらず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、予め頭部用ファントムを使用して求められたｎＣＴＤＩｗを基に、被検体の被曝線量（ＣＴＤＩｗ，ＤＬＰ）を求めて表示し、また被検体の胴体部を撮影した場合は、予め胴体用ファントムを使用して求められたｎＣＴＤＩｗを基に、被検体の被曝線量（ＣＴＤＩｗ，ＤＬＰ）を求めて表示していた。
【００１４】
しかし、上記従来方式によると、特にサイズが基準ファントムよりも小さいような幼児や子供等に対しては、被曝線量が実際よりも低く見積もられる傾向があり、非常に危険であった。
【００１５】
この点、本件出願人は、予め被検体サイズを検出することにより、最適のＸ線照射条件（管電流）を決定するＸ線ＣＴ装置を既に提案している（例えば特許文献１，２）。
【００１６】
【特許文献１】
特開２００１−４３９９３号公報（段落「００３４」〜「００３６」，図６）。
【００１７】
【特許文献２】
特開２００１−２１８７６１号公報（段落「００９３」〜「００９７」，図６，図７）。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記何れの場合も、予め被検体サイズを検出するために、事前の透視撮影（スカウトスキャン）が必要であり、被検体に余分な被曝を与える不利益があった。
【００１９】
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、被検体の実際のＣＴ撮影に忠実な被曝線量を提供できるＸ線ＣＴ装置及び線量検出方法並びにプログラムを提供することにある。
【００２０】
【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、被検体１００のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から対応する位置の線量を求める線量演算手段３と、前記求めた線量の情報を出力する出力手段４とを備えるものである。
【００２１】
ところで、Ｘ線ＣＴ装置のように、被検体を透過するＸ線光子数をできるだけ少なくしたいような撮影系の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）が画像雑音の主な要因となり、この場合に、ＣＴ値の信号成分が線量（光子数の平均値）に比例するとすると、ＣＴ値の雑音成分（標準偏差）は、ポアソン過程に従い、線量の平方根に比例することになる。
【００２２】
本発明（１）では、線量演算手段３は、被検体１００のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から対応する位置（部位）の線量を求めるため、実際に被検体１００をＣＴ撮影した際の各位置の線量、即ち、実際の被検体サイズや撮影状況が加味された各位置の被曝線量をより忠実に提供できる。従って、幼児等のサイズの小さい被検体に対して過被曝となってしまうような状況を有効に回避できる。また、従来の様に、単に１スライス当たりの平均線量ＣＴＤＩｗを一律に提供するのではなく、ＣＴ断層像を構成する各位置（組織）毎の被曝線量を提供できるため、臨床上からも、より多様で有用な被曝情報が得られる。
【００２３】
また本発明（２）では、上記本発明（１）において、線量演算手段３は、ＣＴ断層像の画像雑音をＣＴ値の標準偏差σ２で表し、所定の係数パラメータをｋとするときに、対応する位置の線量ＣＴＤＩ２を、ＣＴＤＩ２＝（σ２／ｋ）２　の関係により求めるものである。
【００２４】
本発明（２）によれば、予めＸ線ＣＴ装置に固有の係数パラメータｋを求めておくことにより、被検体の各部位の被曝線量ＣＴＤＩ２を、各対応する部位のＣＴ値の標準偏差σ２から容易に求められる。
【００２５】
また本発明（３）では、上記本発明（１）において、線量演算手段３は、被検体１００のＣＴ断層像につき求めた画像のＳ／Ｎ値から対応する位置の線量を求めるものである。
【００２６】
本発明（３）によれば、ＣＴ断層像における各部位の信号対雑音（Ｓ／Ｎ）比は、対応する部位の線量の平方根に比例することになるため、上記本発明（１）と同様に、実際に被検体１００をＣＴ撮影した際の各位置の線量をより忠実に提供できる。また逆に、ＣＴ断層像につき所要の画像のＳ／Ｎ値を得るための線量を有効に制限できる。
【００２７】
また本発明（４）では、上記本発明（１）において、被検体のＣＴ断層像を画面に表示する表示手段と、表示画面上でＣＴ断層像の任意画像領域を指定させる指定手段とを備え、線量演算手段３は、前記指定された領域のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から該指定領域に対する線量を求める。従って、任意の組織（脳，脂肪，肝臓，肺等）に対する被曝線量を容易に検出できる。
【００２８】
また本発明（５）では、上記本発明（１）において、被検体のＣＴ断層像につき、別途に入力されたＣＴ閾値の範囲に含まれる組織の部分を抽出する抽出手段と、前記抽出した組織のＣＴ断層像を他の組織のＣＴ断層像と区別できる態様で画面に表示する表示手段とを備え、線量演算手段３は、前記抽出された組織のＣＴ断層像につき求めた画像雑音から該抽出組織に対する線量を求めるものである。
【００２９】
本発明（５）によれば、技師はＣＴ閾値の範囲を指定するだけで対応する組織（脳，眼球，骨，脂肪，肝臓，肺等）の複雑な部位を容易に抽出でき、その被曝線量を容易に検出できる。
【００３０】
また本発明（６）では、上記本発明（１）において、線量演算手段３は、被検体のＣＴ断層像につき各画素位置の対応に求めた画像雑音から各画素位置に対応する線量を求め、出力手段４は、前記求めた各線量値で構成される被曝線量画像を出力する。
【００３１】
本発明（６）によれば、ＣＴ断層像の各画素位置の対応に求めた被曝線量が得られるため、被検体の被曝状況を精密（高分解能）に把握できる。
【００３２】
また本発明（７）では、上記本発明（６）において、出力手段４は、線量値に応じて色分けした線量画像を出力する。従って、精密な被曝状況を容易に認識できる。
【００３３】
また、本発明（８）では、上記本発明（１）において、線量演算手段３は、被検体のＣＴ断層像の中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音から各対応する位置の線量を求め、これらの重み付け平均により１スライス分の平均線量値を求める。
【００３４】
本発明（８）によれば、従来より一般に採用されているような、上記（２），（３）式による線量値ＣＴＤＩｗと同様の線量値を提供でき、従来システムとの診断の共通性も容易に確保できる。
【００３５】
また本発明（９）では、上記本発明（８）において、線量演算手段３は、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで１撮影分の線量値を求める。
【００３６】
本発明（９）によれば、従来と同様に、１撮影分の被曝線量値を容易に提供できる。また、この場合でも、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで、１撮影分の線量値をより精密に提供できる。
【００３７】
また、本発明（１０）では、上記本発明（２）において、基準となるファントム６０のＣＴ断層像につき求めた画像雑音をＣＴ値の標準偏差σ１で表し、かつ前記ファントム中の対応位置で実測された線量をＣＴＤＩ１とするときに、前記画像雑音σ１を前記線量ＣＴＤＩ１に変換するための係数パラメータｋを、ｋ＝σ１／√ＣＴＤＩ１の関係により求める係数演算手段２を備えるものである。
【００３８】
本発明（１０）によれば、基準ファントム６０のＣＴ断層像につき求めた画像雑音（標準偏差）σ１と、基準ファントム６０中で実測された線量との間を、予め装置に固有の係数パラメータｋの形で関係付けておく構成により、その後は、被検体１００のＣＴ断層像に含まれる画像雑音から、実際のＣＴ撮影に応じた被曝線量を容易に正確に求められる。また、本発明方法によりＣＴ断層像から求められる被曝線量値も、基準ファントム６０で測定された実測値に近いものとなる。
【００３９】
また、本発明（１１）では、上記本発明（１０）において、基準となるファントム６０は、均質な材料からなる円柱様体の中心軸及びその外周付近の各所定位置の前記中心軸と平行に複数の線量センサ６２を備えるものである。従って、材料の均質な円柱様体からはＣＴ断層像の画像雑音を精密に求められる。
【００４０】
また、本発明（１２）では、上記本発明（１１）において、線量センサ６２はペンシル型イオンチェンバよりなる。
【００４１】
また、本発明（１３）では、上記本発明（１２）において、線量演算手段３は、前記ファントム６０のＣＴ断層像につきその中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音の加重平均をＣＴ値の標準偏差σで表し、かつ前記ファントム中の各対応位置で実測され、前記と同じ方法で加重平均された１スライス分の平均線量をＣＴＤＩとするときに、前記画像雑音σを前記線量ＣＴＤＩに変換するための係数パラメータｋを、ｋ＝σ／√ＣＴＤＩの関係により求める。
【００４２】
本発明（１３）によれば、基準ファントム６０につき上記（２）式と同様の方法で加重平均された画像雑音σを、該（２）式と同じ方法で加重平均された平均線量値ＣＴＤＩに簡単な係数パラメータｋで関係つけることにより、従来より、一般に採用されていると同様の被曝線量値ＣＴＤＩｗを容易に求められる。
【００４３】
また、本発明（１４）の線量検出方法は、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装置の線量検出方法であって、予め基準となるファントム６０をスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、被検体１００をスキャンしたＣＴ断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備えるものである。
【００４４】
また、本発明（１５）では、上記本発明（１４）において、基準となるファントム６０のＣＴ断層像につき求めた画像雑音をσ１、かつ該ファントムの対応位置で実測された線量値をＣＴＤＩ１とするときに、係数パラメータｋを、ｋ＝σ１／√ＣＴＤＩ１の関係により求めるステップと、被検体１００のＣＴ断層像につき求めた画像雑音をσ２とするときに、対応する位置の線量値ＣＴＤＩ２を、ＣＴＤＩ２＝（σ２／ｋ）２の関係により求めるステップとを備えるものである。
【００４５】
また本発明（１６）のプログラムは、コンピュータに請求項１５に記載の線量検出方法を実行させるためのコンピュ−タ実行可能なプログラムである。このようなプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に記録して、又は通信回線を介したオンライン通信により提供可能である。
【００４６】
【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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
被検体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、又はスキャン実行に追従（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。そして、本実施の形態ではこのＣＴ断層像のデータを利用して、被検体の被爆線量を求め、画面に表示可能である。以下、詳細に説明する。
【００５１】
図５は実施の形態による装置パラメータ決定処理のフローチャート、図６，図７は該処理のイメージ図（１），（２）であり、予め基準ファントムを読み取った際のＣＴ断層像に含まれる画像雑音から対応する被曝線量を求めるための装置固有のパラメータｋを決定する処理を示している。
【００５２】
図５において、ステップＳ１１では寝台２０の先端部にＣＴ線量測定用の基準ァントムを装着する。その装着イメージを図６（Ａ）に示す。また図７（Ａ）にＣＴ線量測定用ファントム（基準ファントム）の例を示す。図７（Ａ）において、胴部用ファントム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４箇所ｐに、夫々実行長が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。一方、頭部用ファントム６０ｈ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。
【００５３】
図５に戻り、ステップＳ１２では技師が基準ファントム（例えば６０ｂ）に対する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Ｓ１３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Ｓ１４ではその投影データを収集する。ステップＳ１５では基準ファントム６０ｂのＣＴ断層像を再構成する。得られたＣＴ断層像の各画素データは均質なアクリル樹脂のＣＴ値からなり、（６）式で表される。
【００５４】
【数６】
2004105382.tif 000008
【００５５】
ここで、μｗ：水の線減弱係数
μｍ：物質（この例ではアクリル樹脂）の線減弱係数
上記、均質なアクリル樹脂をスキャンしたので、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（光子雑音）により、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。
【００５６】
図６（Ｂ）に基準ファントム６０ｂの画像雑音を含むＣＴイメージを示す。Ｘ線ＣＴ装置のように、被検体１００を透過するＸ線光子数（被曝線量）をできるだけ少なくしたいような撮影系の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）が画像雑音の主な要因となっており、この場合に、ＣＴ値の信号成分が線量（光子数の平均値）に比例するとすると、ＣＴ値の雑音成分（標準偏差）は、ポアソン過程に従い、線量の平方根に比例する。即ち、ＣＴ断層像の信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）は、（７）式で表される。
【００５７】
【数７】
2004105382.tif 000009
【００５８】
ここで、ａ：定数
Ｄｏｓｅ：線量
また、画像雑音Ｎと線量Ｄｏｓｅとの間には（８）式の関係がある。
【００５９】
【数８】
2004105382.tif 000010
【００６０】
ここで、ｋ：定数
今、基準ファントム６０ｂの各位置ｃ，ｐにおける線量をＤｏｓｅｃ，Ｄｏｓｅｐで表し、各位置ｃ，ｐにおける画像雑音Ｎを夫々ＣＴ値についての標準偏差σｃ，σｐで評価したとすると、画像雑音σｃ，σｐと線量Ｄｏｓｅｃ，Ｄｏｓｅｐとの間には（９）式の関係がある。
【００６１】
【数９】
2004105382.tif 000011
【００６２】
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
基準ファントム６０ｂ内の各位置ｃ，ｐにおける線量ＣＴＤＩ１００，ｃ，ＣＴＤＩ１００，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、図５のステップＳ１６では各イオンチェンバ６２の測定データを収集し、ステップＳ１７では各位置ｃ，ｐにおける線量値ＣＴＤＩ１００，ｃ，ＣＴＤＩ１００，ｐを求める。
【００６３】
図７（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、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軸方向に広がりがあるため、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。
【００６４】
図５に戻り、一方、ステップＳ１８ではＣＴ断層像上の各位置ｃ，ｐの近傍画素の各ＣＴ値からその標準偏差σｃ，σｐを求める。図６（Ｂ）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ＣＴｉ（ｉ＝１〜２５）につきＣＴ値の標準偏差σ（ｘ，ｙ）を（１０）式により求め、これを注目画素位置の標準偏差σｐｉｘｅｌとする。
【００６５】
【数１０】
2004105382.tif 000012
【００６６】
必要なら、注目画素Ｐ（ｘ，ｙ）を１画素づつ移動させた各ブロック領域における各標準偏差σ（ｘ，ｙ）を求め、これらを各注目画素の標準偏差σｐｉｘｅｌとする。
【００６７】
好ましくは、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σｐｉｘｅｌの平均をとって各位置ｃ，ｐの標準偏差σｃ，σｐとする。そして、これらを（１１）式により、各位置ｃ，ｐの規格化された線量ＣＴＤＩに対応付ける。
【００６８】
【数１１】
2004105382.tif 000013
【００６９】
従って、上記（１１）式の関係より次の（１２）式の関係が得られ、ステップＳ１９では（１２）式の関係に従い、装置固有の係数パラメータＱ・Ｋ（本発明の係数パラメータｋに相当）を求める。
【００７０】
【数１２】
2004105382.tif 000014
【００７１】
この（１２）式を満足するような一例の各値（σ，ＣＴＤＩ）は、ファントム中心部ｃにおける画像雑音と線量の実測値を夫々σｃ，ＣＴＤＩ１００，ｃ　、ファントム周辺部ｐにおける４つの画像雑音と線量の実測値を夫々σｐ，ＣＴＤＩ１００，ｐとするときに、上記（２）式と同様の方法で加重平均された画像雑音σと、該（２）式と同じ方法で加重平均された平均線量値ｎＣＴＤＩｗとを（１２）式の関係で関係付けるような、装置固有の係数パラメータｋ（＝Ｑ・Ｋ）として求められる。
【００７２】
なお、線量ＣＴＤＩｗはＸ線の曝射エネルギーＣ（ｍＡｓ）に比例するため、予めｍＡｓ等の撮影条件を変えて上記同様の測定を行い、いくつかの代表的な各ｍＡｓ値に対応する複数の装置パラメータＱ・Ｋを求め、これらをｍＡｓ値の対応に表にしておいても良いし、又は各ｍＡｓ値に対応する複数の装置パラメータＱ・Ｋの平均を求めて、装置の係数パラメータとしても良い。また、必要なら、再構成関数を変えた場合の各係数パラメータを個々に求め、これらを再構成関数の対応に表にしておいても良い。また、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被曝線量ＣＴＤＩｗを求めておく。
【００７３】
図３は実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャート、図４は該処理のイメージ図であり、上記求めた装置固有の係数パラメータｋ（＝Ｑ・Ｋ）を使用して、被検体１００の実際のＣＴ撮影状況に忠実な被曝線量を出力する場合を示している。
【００７４】
ステップＳ３１では、技師が、スキャン計画情報（スキャンパラメータ，ＣＴ断層像の再構成パラメータ等）を設定する。ステップＳ３２では設定確認ボタン「ＣＯＮＦＩＲＭ」の入力を待ち、やがて、入力されると、ステップＳ３３では上記設定されたスキャンパラメータに従って被検体１００のスキャン・読取制御を行う。ステップＳ３４では被検体１００の投影データを収集・蓄積する。ステップＳ３５では所要撮影領域についての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Ｓ３３に戻る。こうして、やがて、スキャン完了すると、ステップＳ３６では再構成パラメータに従って被検体１００のＣＴ断層像を再構成する。ステップＳ３７では被検体のＣＴ断層像を表示装置１３に表示する。図４（Ａ）に頭部Ｘ線ＣＴ断層像の表示イメージを示す。
【００７５】
ステップＳ３８では表示ＣＴ断層上で技師が被爆線量を知りたい部位（領域）を指定する。この指定方法には幾つか考えられる。例えば１スライス分のＣＴ断層像の全体を指定する。又は関心のある特定の臓器の部分のみを指定する。従って、特定の臓器，器官についての被曝線量を知ることが可能となる。
【００７６】
ところで、一般に特定の臓器を構成するような組織のＣＴ値は、その公称ＣＴ値を中心とするような所定の範囲内に収まるものと考えられる。例えば脂肪を抽出するためのＣＴ閾値範囲は−１５０＜ＣＴ数＜−５０とできる．そこで、予め、ＣＴ断層像から所望のＣＴ閾値範囲内に含まれるような組織（眼球，骨、脂肪等）を抽出しておくことが可能である。こうすれば、ある組織（例えば眼球）についてのＣＴ値の標準偏差σを求める場合に、予め不要な組織（骨等）のＣＴ値を演算から除外しておくことが可能となるため、ＣＴ値に関する画像雑音の演算の信頼性が大幅に向上する。
【００７７】
ステップＳ３９では、上記（１０）式に従い、注目画素位置近傍の各画素のＣＴ値から注目画素位置についてのＣＴ値の標準偏差σｐｉｘｅｌ）を求める。ステップＳ４０では（１３）式に従って標準偏差σｐｉｘｅｌを対応する被曝線量値ＣＴＤＩｐｉｘｅｌに変換する。
【００７８】
【数１３】
2004105382.tif 000015
【００７９】
ステップＳ４２では画素値を被曝線量値ＣＴＤＩｐｉｘｅｌとした被爆線量画像を作成する。そして、ステップＳ４２では被爆線量画像を表示部１３に表示する。図４（Ｂ）に頭部Ｘ線被曝線量画像の表示イメージを示す。このとき、好ましくは、元のＣＴイメージの輪郭線等を重ねて表示することで、臓器や組織に対する被曝線量の把握が容易となる。また、各線量値の大きさを色分けして表示すれば、被曝線量値の相違を認識し易い。また、上記（２），（３）式に従って、従来と同様に１スライス分の平均の被曝線量値を求めて、これを数値表示しても良い。更には、ｎスライス分の各平均線量値を加算することで、１撮影分の被曝線量を提供することも可能である。
【００８０】
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、例えば水ファントム等を使用しても良い。
【００８１】
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。
【００８２】
また、上記各実施の形態では、走査ガントリ３５上にＸ線管３１及び円弧状のＸ線検出器３３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３１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。
【００８３】
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。
【００８４】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、被検体のサイズ等によらず、実際のＣＴ撮影に即した被曝線量を提供できるため、Ｘ線ＣＴ診断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である。
【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のイメージ図である。
【図５】実施の形態による装置パラメータ決定処理のフローチャートである。
【図６】実施の形態による装置パラメータ決定処理のイメージ図（１）である。
【図７】実施の形態による装置パラメータ決定処理のイメージ図（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
３０　走査ガントリ部
３５　ガントリ
４０　Ｘ線管
５０　コリメータ
６０　ＣＴ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
９０　Ｘ線検出器
【図１】
2004105382.tif 000016
【図２】
2004105382.tif 000017
【図３】
2004105382.tif 000018
【図４】
2004105382.tif 000019
【図５】
2004105382.tif 000020
【図６】
2004105382.tif 000021
【図７】
2004105382.tif 000022