(57)【要約】【課題】被曝線量の低減を可能にするＸ線制御方法、および、そのような方法でＸ線制御を行うＸ線画像撮影装置を実現する。【解決手段】Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置のためのＸ線制御方法において、撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定し（６０２）、被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節する（６０６〜６１０）。管電流の調節は、撮影プロトコルに基づいて被曝線量の予測値を求め、予測値が前記上限値を超えるとき撮影プロトコルにおける管電流設定値を変更することによって行う。【選択図】      図１１
2004173924.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置のためのＸ線制御方法であって、
撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定し、
被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節する、
ことを特徴とするＸ線制御方法。
【請求項２】
前記Ｘ線画像撮影装置はＸ線ＣＴ装置である、
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線制御方法。
【請求項３】
前記Ｘ線ＣＴ装置はヘリカルスキャンによって撮影を行う、ことを特徴とする請求項２に記載のＸ線制御方法。
【請求項４】
前記管電流の調節は、撮影プロトコルに基づいて被曝線量の予測値を求め、予測値が前記上限値を超えるとき撮影プロトコルにおける管電流設定値を変更する、ことによって行う、
ことを特徴とする請求項２または請求項３に記載のＸ線制御方法。
【請求項５】
前記管電流設定値は、スライス位置ごとに設定されている、ことを特徴とする請求項４に記載のＸ線制御方法。
【請求項６】
前記変更は、前記予測値をＤｃとし前記上限値をＤｕとしたとき、管電流設定値Ｉを
【数１】
2004173924.tif 000024
に変更する、ことによって行う、
ことを特徴とする請求項５に記載のＸ線制御方法。
【請求項７】
Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置であって、
撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定する設定手段と、
被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節する調節手段と、
を具備することを特徴とするＸ線画像撮影装置。
【請求項８】
前記Ｘ線画像撮影装置はＸ線ＣＴ装置である、
ことを特徴とする請求項７に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項９】
前記Ｘ線ＣＴ装置はヘリカルスキャンによって撮影を行う、ことを特徴とする請求項８に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１０】
前記調節手段は、撮影プロトコルに基づいて被曝線量の予測値を求め、予測値が前記上限値を超えるとき撮影プロトコルにおける管電流設定値を変更する、
することを特徴とする請求項８または請求項９に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１１】
前記管電流設定値は、スライス位置ごとに設定されている、
ことを特徴とする請求項１０に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１２】
前記調節手段は、前記予測値をＤｃとし前記上限値をＤｕとしたとき、管電流設定値Ｉを
【数２】
2004173924.tif 000025
に変更する、
することを特徴とする請求項１１に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１３】
Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置であって、
撮影の対象の過去のＸ線の被曝線量を計算する計算手段と、
被曝線量の計算値を表示する表示手段と、
を具備することを特徴とするＸ線画像撮影装置。
【請求項１４】
前記計算手段は、撮影の対象の過去の撮影データに基づいて被曝線量を計算する、
ことを特徴とする請求項１３に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１５】
前記計算手段は、過去の撮影データをサーバーから取得する、
ことを特徴とする請求項１４に記載のＸ線画像撮影装置。
【請求項１６】
前記Ｘ線画像撮影装置はＸ線ＣＴ装置である、
ことを特徴とする請求項１３ないし請求項１５のうちのいずれか１つに記載のＸ線画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線制御方法およびＸ線画像撮影装置に関し、特に、Ｘ線管の管電流を制御する方法、および、Ｘ線管の管電流を制御しつつ撮影を行うＸ線画像撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置では、Ｘ線管の管電流が撮影開始前に設定される（例えば特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００１−４３９３３号公報（第４−５頁、図５−９）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
撮影対象にとっては、Ｘ線の被曝線量ができるだけ少ないことが望ましいが、上記のような管電流の設定においては、主として撮影の画質が重視され、被曝線量の低減は必ずしも重要視されない。
【０００５】
そこで、本発明の課題は、被曝線量の低減を可能にするＸ線制御方法、および、そのような方法でＸ線制御を行うＸ線画像撮影装置を実現することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での本発明は、Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置のためのＸ線制御方法であって、撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定し、被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節する、ことを特徴とするＸ線制御方法である。
【０００７】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での本発明は、Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置であって、撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定する設定手段と、被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節する調節手段と、を具備することを特徴とするＸ線画像撮影装置である。
【０００８】
（１）および（２）に記載の各観点での発明では、撮影の対象についてＸ線の被曝線量の上限値を設定し、被曝線量が上限値を超えないようにＸ線管の管電流を調節するので、撮影の対象の被曝線量を低減することができる。
【０００９】
前記Ｘ線画像撮影装置はＸ線ＣＴ装置であることが、低被曝線量で断層像を撮影する点で好ましい。前記Ｘ線ＣＴ装置はヘリカルスキャンによって撮影を行うことが、広範囲にわたる断層像を低被曝線量で撮影する点で好ましい。
【００１０】
前記管電流の調節は、撮影プロトコルに基づいて被曝線量の予測値を求め、予測値が前記上限値を超えるとき撮影プロトコルにおける管電流設定値を変更する、ことによって行うことが、低被曝線量による断層像撮影を適切に行う点で好ましい。
【００１１】
前記管電流設定値は、スライス位置ごとに設定されていることが、スライス位置にかかわらず断層像の品質を一定にする点で好ましい。前記変更は、前記予測値をＤｃとし前記上限値をＤｕとしたとき、管電流設定値Ｉを
【００１２】
【数３】
2004173924.tif 000003
【００１３】
に変更する、ことによって行うことが、スライス位置にかかわらず断層像のイメージＳＤを一定にする点で好ましい。
【００１４】
（３）上記の課題を解決するための他の観点での本発明は、Ｘ線管から撮影の対象にＸ線を照射して透過Ｘ線を検出し、Ｘ線検出信号に基づいて画像を生成するＸ線画像撮影装置であって、撮影の対象の過去のＸ線の被曝線量を計算する計算手段と、被曝線量の計算値を表示する表示手段と、具備することを特徴とするＸ線画像撮影装置である。
【００１５】
この観点での発明では、計算手段で撮影の対象の過去の被曝線量を計算し、表示手段で被曝線量の計算値を表示するので、新規撮影時の被曝線量を低減することが可能となる。
【００１６】
前記計算手段は、撮影の対象の過去の撮影データに基づいて被曝線量を計算することが、被曝線量を正しく計算する点で好ましい。前記計算手段は、過去の撮影データをサーバーから取得することが、データ取得が容易な点で好ましい。前記Ｘ線画像撮影装置はＸ線ＣＴ装置であることが、断層像撮影時の被曝線量を低減する点で好ましい。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１にＸ線ＣＴ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００１８】
図１に示すように、本装置は、走査ガントリ（ｇａｎｔｒｙ）２、撮影テーブル（ｔａｂｌｅ）４および操作コンソール（ｃｏｎｓｏｌｅ）６を備えている。走査ガントリ２はＸ線管２０を有する。Ｘ線管２０から放射された図示しないＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビームすなわちファンビーム（ｆａｎ  ｂｅａｍ）となるように成形され、Ｘ線検出器２４に照射される。
【００１９】
Ｘ線検出器２４は、扇状のＸ線ビームの広がりの方向にアレイ状に配列された複数の検出素子を有する。Ｘ線検出器２４の構成については後にあらためて説明する。Ｘ線管２０、コリメータ２２およびＸ線検出器２４は、Ｘ線照射・検出装置を構成する。Ｘ線照射・検出装置については後にあらためて説明する。
【００２０】
Ｘ線検出器２４にはデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６はＸ線検出器２４の個々の検出素子の検出信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ  ｄａｔａ）として収集する。
【００２１】
Ｘ線管２０からのＸ線の照射は、Ｘ線コントローラ（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２８によって制御される。なお、Ｘ線管２０とＸ線コントローラ２８との接続関係については図示を省略する。コリメータ２２は、コリメータコントローラ３０によって制御される。なお、コリメータ２２とコリメータコントローラ３０との接続関係については図示を省略する。
【００２２】
以上のＸ線管２０からコリメータコントローラ３０までのものが、走査ガントリ２の回転部３４に搭載されている。回転部３４の回転は、回転コントローラ３６によって制御される。なお、回転部３４と回転コントローラ３６との接続関係については図示を省略する。
【００２３】
撮影テーブル４は、図示しない撮影の対象を走査ガントリ２のＸ線照射空間に搬入および搬出するようになっている。対象とＸ線照射空間との関係については後にあらためて説明する。
【００２４】
操作コンソール６はデータ処理装置６０を有する。データ処理装置６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等によって構成される。データ処理装置６０には、制御インタフェース（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）６２が接続されている。制御インタフェース６２には、走査ガントリ２と撮影テーブル４が接続されている。データ処理装置６０は制御インタフェース６２を通じて走査ガントリ２および撮影テーブル４を制御する。
【００２５】
走査ガントリ２内のデータ収集部２６、Ｘ線コントローラ２８、コリメータコントローラ３０および回転コントローラ３６が制御インタフェース６２を通じて制御される。なお、それら各部と制御インタフェース６２との個別の接続については図示を省略する。
【００２６】
データ処理装置６０には、また、データ収集バッファ６４が接続されている。データ収集バッファ６４には、走査ガントリ２のデータ収集部２６が接続されている。データ収集部２６で収集されたデータがデータ収集バッファ６４を通じてデータ処理装置６０に入力される。
【００２７】
データ処理装置６０は、データ収集バッファ６４を通じて収集した複数ビューの透過Ｘ線データを用いて画像再構成を行う。画像再構成には、例えばフィルタード・バックプロジェクション（ｆｉｌｔｅｒｅｄ  ｂａｃｋ  ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法等が用いられる。
【００２８】
データ処理装置６０には、また、記憶装置６６が接続されている。記憶装置６６は各種のデータやプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）等を記憶している。データ処理装置６０が記憶装置６６に記憶されたプログラムを実行することにより、撮影に関わる各種のデータ処理が行われる。
【００２９】
データ処理装置６０には、また、表示装置６８および操作装置７０が接続されている。表示装置６８は、データ処理装置６０から出力される再構成画像やその他の情報を表示する。操作装置７０は、使用者によって操作され、各種の指示や情報等をデータ処理装置６０に入力する。使用者は表示装置６８および操作装置７０を使用してインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００３０】
図２に、Ｘ線検出器２４の模式的構成を示す。同図に示すように、Ｘ線検出器２４は、多数の検出素子２４（ｉ）を１次元のアレイ状に配列した多チャンネルのＸ線検出器となっている。ｉはチャンネル番号であり例えばｉ＝１〜１０００である。検出素子２４（ｉ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。
【００３１】
Ｘ線検出器２４は、図３に示すように、複数の検出素子２４（ｉｋ）を２次元のアレイ状に配列したものであってよい。複数の検出素子２４（ｉｋ）は、全体として、円筒凹面状に湾曲したＸ線入射面を形成する。ｋは列番号であり例えばｋ＝１，２，３，４である。検出素子２４（ｉｋ）は、列番号ｋが同一なもの同士でそれぞれ検出素子列を構成する。なお、Ｘ線検出器２４の検出素子列は４列に限るものではなく、それ以上または以下の複数であってよい。
【００３２】
検出素子２４（ｉｋ）は、例えばシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ）とフォトダイオード（ｐｈｏｔｏ  ｄｉｏｄｅ）の組み合わせによって構成される。なお、これに限るものではなく、例えばカドミウム・テルル（ＣｄＴｅ）等を利用した半導体検出素子、あるいは、キセノン（Ｘｅ）ガスを利用した電離箱型の検出素子であってよい。
【００３３】
図４に、Ｘ線照射・検出装置におけるＸ線管２０とコリメータ２２とＸ線検出器２４の相互関係を示す。なお、図４の（ａ）は走査ガントリ２の正面から見た状態を示す図、（ｂ）は側面から見た状態を示す図である。同図に示すように、Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、コリメータ２２により扇状のＸ線ビーム４００となるように成形されてＸ線検出器２４に照射される。
【００３４】
図４の（ａ）では、扇状のＸ線ビーム４００の広がりを示す。Ｘ線ビーム４００の広がり方向は、Ｘ線検出器２４におけるチャンネルの配列方向に一致する。（ｂ）ではＸ線ビーム４００の厚みを示す。Ｘ線ビーム４００の厚み方向は、Ｘ線検出器２４における複数の検出素子列の並設方向に一致する。
【００３５】
このようなＸ線ビーム４００の扇面に体軸を交差させて、例えば図５に示すように、撮影テーブル４に載置された対象８がＸ線照射空間に搬入される。走査ガントリ２は、内部にＸ線照射・検出装置を包含する筒状の構造になっている。
【００３６】
Ｘ線照射空間は走査ガントリ２の筒状構造の内側空間に形成される。Ｘ線ビーム４００によってスライスされた対象８の像がＸ線検出器２４に投影される。Ｘ線検出器２４によって、対象８を透過したＸ線が検出される。対象８に照射するＸ線ビーム４００の厚みｔｈは、コリメータ２２のアパーチャの開度により調節される。
【００３７】
Ｘ線管２０、コリメータ２２およびＸ線検出器２４からなるＸ線照射・検出装置は、それらの相互関係を保ったまま対象８の体軸の周りを連続的に回転（スキャン）する。Ｘ線照射・検出装置の回転と並行して、矢印４２で示すように撮影テーブル４を対象８の体軸方向に連続的に移動させるときは、Ｘ線照射・検出装置は、対象８に関して相対的に、対象８を包囲する螺旋状の軌道に沿って回転することになり、いわゆるヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ  ｓｃａｎ）が行われる。撮影テーブル４を静止させた状態でスキャンを行うときは、スライス位置を固定したスキャンすなわちアキシャルスキャン（ａｘｉａｌ  ｓｃａｎ）が行われるのはいうまでもない。
【００３８】
スキャンの１回転あたり複数（例えば１０００程度）のビューの投影データが収集される。投影データの収集は、Ｘ線検出器２４−データ収集部２６−データ収集バッファ６４の系列によって行われる。
【００３９】
Ｘ線検出器２４の検出素子列が４列となっている場合、図６に示すように、４スライス分のデータが一挙に収集される。データ処理装置６０は、４スライス分の投影データを使用して画像再構成を行う。
【００４０】
隣り合うスライスの中心間の距離をｓとし、ヘリカルスキャンの１回転あたりの、Ｘ線照射・検出装置の体軸方向の移動距離をＬとしたとき、Ｌ／ｓをヘリカルスキャンのピッチという。
【００４１】
このようなスキャンを行うに先立って、対象８に応じた線量調節が行われる。線量調節はＸ線管の管電流時間積すなわちいわゆるミリアンペア・セカンド（ｍＡｓ）を調節することにより行われる。以下、管電流時間積を単に管電流ともいう。対象８に応じた管電流調節はオートミリアンペア（ａｕｔｏ  ｍＡ）とも呼ばれる。
【００４２】
管電流調節を行うために、対象８のプロジェクションを計測する。プロジェクションの計測は、図７に概念的に示すように、対象８についてＸ線ビーム４００により例えば０°（サジタル（ｓａｇｉｔａｌ））方向および９０°（ラテラル（ｌａｔｅｒａｌ））方向から透視撮影してそれぞれプロジェクションを求める。以下、このような透視撮影をスカウト（ｓｃｏｕｔ）撮影ともいう。
【００４３】
これらプロジェクションについて、プロジェクションエリア（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ  ａｒｅａ）を次式によってそれぞれ計算する。計算はデータ処理装置６０によって行われる。以下同様である。
【００４４】
【数４】
2004173924.tif 000004
【００４５】
【数５】
2004173924.tif 000005
【００４６】
ここで、
ｉ：チャンネル番号
ｐｒｏｊ０ｄｅｇ  ｉ：サジタル方向のチャンネルごとのプロジェクションデータ
ｐｒｏｊ９０ｄｅｇ  ｉ：  ラテラル方向のチャンネルごとのプロジェクションデータ
プロジェクションエリアは（１）式または（２）式のいずれで計算しても同一値となる。
【００４７】
サジタル方向のプロジェクションおよびラテラル方向のプロジェクションについて、それらの中央部の値を次式によってそれぞれ計算する。
【００４８】
【数６】
2004173924.tif 000006
【００４９】
【数７】
2004173924.tif 000007
【００５０】
ここで、
ｃｅｎｔ＋５０：中心チャンネル番号に５０を加えた番号
ｃｅｎｔ−４９：中心チャンネル番号から４９を引いた番号
以下、ｐｒｏｊ＿０ｄｅｇをサジタル中央値ともいい、ｐｒｏｊ＿９０ｄｅｇをラテラル中央値ともいう。
【００５１】
これら中央値を用いて、対象８の断面を楕円と見なしたときのオーバルレシオを計算する。オーバルレシオは次式で与えられる。
【００５２】
【数８】
2004173924.tif 000008
【００５３】
なお、オーバルレシオは１以上の値となるように分子および分母を配置する。したがって、例えば頭部等のようにサジタル中央値がラテラル中央値よりも大きいときは、上式とは逆に、サジタル中央値を分子としラテラル中央値を分母とする。サジタル中央値およびラテラル中央値は、値が大きい方が楕円の長軸に相当し値が小さい方が短軸に相当する。
【００５４】
プロジェクションは、サジタル方向またはラテラル方向のいずれか一方から透視撮影したものだけを得るようにしてもよい。その場合は、プロジェクションエリアは透視撮影の方向に応じて（１）式または（２）式のいずれかによって求められ、プロジェクションの中央値も透視撮影の方向に応じて（３）式または（４）式のいずれかによって求められる。
【００５５】
プロジェクションエリア、サジタル中央値およびラテラル中央値の関係は次式で与えられる。
【００５６】
【数９】
2004173924.tif 000009
【００５７】
ここで、
Ｓ：オーバル係数（ｏｖａｌ  ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）
Ｉ：オーバルオフセット（ｏｖａｌ  ｏｆｆｓｅｔ）
したがって、プロジェクションエリア、サジタル中央値およびラテラル中央値のうちいずれか２つが判明しているとき、他の１つは計算によって求めることができる。
【００５８】
いずれか一方からの透視撮影によって、プロジェクションエリアと一方の中央値が判明しているとき、他方の中央値は次式によって求められる。
【００５９】
【数１０】
2004173924.tif 000010
【００６０】
ここで、
ｐｒｏｊ＿ｍｅａｓｕｒｅ：計測によって判明している中央値
したがって、オーバルレシオは、ｐｒｏｊ＿ｍｅａｓｕｒｅがサジタル中央値であるときは
【００６１】
【数１１】
2004173924.tif 000011
【００６２】
で与えられ、
ｐｒｏｊ＿ｍｅａｓｕｒｅがラテラル中央値であるときは
【００６３】
【数１２】
2004173924.tif 000012
【００６４】
で与えられる。ただし、この場合も、分母および分子をオーバルレシオが１以上となるように配置することはいうまでもない。
【００６５】
再構成画像の品質はイメージＳＤ（ｉｍａｇｅ  ｓｔａｎｄａｒｄ  ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）で表される。対象の断面が円形であるときのイメージＳＤは、所定の基準線量の下ではプロジェクションエリアの関数であり、次式で与えられる。
【００６６】
【数１３】
2004173924.tif 000013
【００６７】
ここで、
α，β，γ：管電圧（ｋＶ）等に依存する定数
対象の断面が楕円となるときは、イメージＳＤはオーバルレシオに応じて変わる。プロジェクションエリアを一定としたとき、オーバルレシオとイメージＳＤの変化率との関係は次式で与えられる。
【００６８】
【数１４】
2004173924.tif 000014
【００６９】
ここで、
Ａ，Ｂ：定数
図８に、（１１）式の関係をグラフによって示す。同図に示すように、オーバルレシオが１のときＳＤレシオは１となる。すなわち、断面が円の場合はイメージＳＤは変わらない。
【００７０】
このような関係から、対象の断面が楕円となるときは、次式によって断面形状に対応した修正イメージＳＤを求める。
【００７１】
【数１５】
2004173924.tif 000015
【００７２】
この修正イメージＳＤは、基準線量で対象８を撮影したときの再構成画像のイメージＳＤの予測値となる。再構成画像についてはイメージＳＤの目標値が予め定められているので、それを満足する画像が得られるような線量にしなければならない。
【００７３】
イメージＳＤの予測値と基準線量、および、イメージＳＤの目標値と必要線量の関係は次式で与えられる。
【００７４】
【数１６】
2004173924.tif 000016
【００７５】
ここで、
ｉｍａｇｅ＿ＳＤｔａｒｇｅｔ：イメージＳＤの目標値
ｉｍａｇｅ＿ＳＤｐｒｅｄｉｃｔｅｄ  ：イメージＳＤの予測値（＝ｉｍａｇｅ＿ＳＤ’）
ｍＡｓｒｅｆｅｒｅｎｃｅ：基準線量
ｍＡｓｓｃａｎ：必要線量
であり、また、
【００７６】
【数１７】
2004173924.tif 000017
【００７７】
である。
なお、ｔｈｉｃｋｎｅｓｓは対象８のアイソセンタ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）におけるＸ線ビーム４００の厚みである。
【００７８】
（１３）式から、必要線量が下記のように求まる。
【００７９】
【数１８】
2004173924.tif 000018
【００８０】
したがって必要線量に対応した管電流が下記のように求まる。
【００８１】
【数１９】
2004173924.tif 000019
【００８２】
ここで、ｓｃａｎ＿ｔｉｍｅは本装置のスキャンタイムすなわちＸ線照射・検出装置が１回転する時間である。
【００８３】
図９に、以上のようなスカウト撮影から管電流計算までの動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）５０２でスカウト撮影が行われる。スカウト撮影により、対象８が体軸方向の所定の範囲にわたってサジタルおよびラテラル両方向からのあるいはいずれか一方からの透視撮影を行い、体軸上の各位置ごとのプロジェクションを獲得する。
【００８４】
次に、ステップ５０４で、ローカライズ（ｌｏｃａｌｉｚｅ）が行われる。ローカライズとは、スカウト撮影によって得られた透視像について、体軸上にスキャン開始点と終了点を設定することである。これによって、撮影範囲の長さが決まり、ヘリカルスキャンを行う場合は１ピッチごとのスキャン位置が定まる。ローカライズは操作装置７０を通じて使用者によって行われる。
【００８５】
次に、ステップ５０６で、イメージＳＤ目標値入力が行われる。この入力も操作装置７０を通じて使用者により行われる。なお、イメージＳＤ目標値として本装置に予め記憶されている標準値を用いる場合は入力を省略（デフォルト：ｄｅｆａｕｌｔ）してよい。
【００８６】
次に、ステップ５０８で、イメージＳＤ計算が行われる。イメージＳＤを計算するにあたり、まずプロジェクションエリアを求める。サジタル方向およびラテラル方向からスカウト撮影した場合は（１）式および（２）式によってそれぞれプロジェクションエリアを求め、いずれか一方からスカウト撮影した場合は、その方向に応じて（１）式または（２）式によってプロジェクションエリアを求める。そして、プロジェクションエリアを用いて（１０）式によりイメージＳＤを計算する。イメージＳＤの計算はヘリカルスキャンの１ピッチごとに行う。以下の各値の計算も同様である。
【００８７】
次に、ステップ５１０で、修正イメージＳＤ計算が行われる。修正イメージＳＤの計算に先立って、（３）式および（４）式によってサジタル中央値およびラテラル中央値をそれぞれ求め、（５）式によってオーバルレシオを求める。あるいは、（３）式または（４）式によってサジタル中央値またはラテラル中央値を求め、（７）式によってラテラル中央値またはサジタル中央値を求め、（８）式または（９）式によってオーバルレシオを求める。オーバルレシオを用いて（１１）式によってＳＤレシオを求め、そのＳＤレシオを用いて（１２）式によって修正イメージＳＤを計算する。
【００８８】
次に、ステップ５１２で、線量計算が行われる。線量計算は（１５）式によって行われる。この式においては、ｉｍａｇｅ＿ＳＤｔａｒｇｅｔとして、ステップ５０６で入力されたイメージＳＤ目標値が用いられ、ｉｍａｇｅ＿ＳＤｐｒｅｄｉｃｔｅｄ  として、上記のようにして求められた２種類の修正イメージＳＤがそれぞれ用いられる。これによって、２種類の線量が計算される。
【００８９】
次に、ステップ５１４で、管電流計算が行われる。管電流計算は（１６）式によって行う。図１０に、そのようにして計算された管電流の一例を実線によって示す。同図にすように、体軸上の各位置ごとに管電流が求められる。なお、破線によって示された管電流については後述する。次に、ステップ５１６で、このような管電流の計算値をメモリに記憶する。このようにして、ヘリカルスキャンの各ピッチについて、管電流が記憶される。
【００９０】
本装置の総合的な動作を説明する。図１１は、本装置の総合的な動作のフロー図である。同図に示すように、ステップ６０２で、被曝線量の上限値を設定することが行われる。この設定は、使用者により表示装置６８および操作装置７０を通じて行われる。表示装置６８および操作装置７０からなる部分は、本発明における設定手段の実施の形態の一例である。
【００９１】
被曝線量はＤＬＰ（Ｄｏｓｅ  Ｌｅｎｇｔｈ  Ｐｒｏｄｕｃｔ）として設定される。ＤＬＰの単位はｍＧｙ・ｃｍ（ミリグレイ・センチメートル）である。ＤＬＰの上限値として、例えば、３００ｍＧｙ・ｃｍが設定される。以下、ＤＬＰの上限値をＤＬＰｕともいう。
【００９２】
次に、ステップ６０４で、撮影プロトコル（ｐｒｏｔｏｃｏｌ）設定が行われる。オートミリアンペアを採用した場合は、プロトコル設定は図９に示したような動作によって行われる。オートミリアンペアにより、対象８に応じた管電流が設定される。オートミリアンペアを採用しない場合は、使用者が所望する撮影プロトコルが設定され、管電流も所望の値に設定される。
【００９３】
次に、ステップ６０６で、被曝線量の予測値を計算することが行われる。被曝線量の予測値の計算は、管電流の設定値に基づいて行われる。すなわち、管電流の設定値に基づいて、まず、ＣＴＤＩｖｏｌ（ＣＴ  Ｄｏｓｅ  Ｉｎｄｅｘ  ｖｏｌｕｍｅ）が計算される。管電流に基づくＣＴＤＩｖｏｌの計算は、所定のアルゴリズム（ａｌｇｏｒｉｔｈｍ）によって行われる。あるいは、ファントム（ｆａｎｔｏｍ）等を用いて予め測定した、ＣＴＤＩｖｏｌと管電流の関係から求められる。ＣＴＤＩｖｏｌの単位はｍＧｙである。このＣＴＤＩｖｏｌに、体軸方向の撮影長さを乗じることによって、被曝線量の予測値が求まる。以下、被曝線量の予測値をＤＬＰｃとする。
【００９４】
なお、被曝線量の上限値はＤＬＰの代わりにＣＴＤＩｖｏｌで設定してもよい。その場合、被曝線量の予測値もＣＴＤＩｖｏｌとして求める。ＣＴＤＩｖｏｌの上限値および予測値はそれぞれＣＴＤＩｖｏｌｕおよびＣＴＤＩｖｏｌｃとなる。
【００９５】
次に、ステップ６０８で、予測値が上限値より大きいか否かが判定される。予測値が上限値より大きいときは、ステップ６１０で、管電流修正が行われる。管電流がオートミリアンペアによって設定されたものであるとき、管電流の修正は、次式によって行われる。
【００９６】
【数２０】
2004173924.tif 000020
【００９７】
または、
【００９８】
【数２１】
2004173924.tif 000021
【００９９】
ここで、Ｉはオートミリアンペアによって設定された管電流すなわち修正前の管電流であり、Ｉ’は修正後の管電流である。このような修正により、図１０に実線で示したオートミリアンペアによる管電流は、例えば、同図に破線で示すように修正される。
【０１００】
管電流Ｉがオートミリアンペアによらずに設定されたものであるときは、管電流の修正は、次のようにして行われる。すなわち、上限値ＤＬＰｕを撮影長さで除算してＣＴＤＩｖｏｌを求め、このＣＴＤＩｖｏｌに基づいて、上記のアルゴリズムによる逆算によって管電流を求める。あるいは、予め測定されたＣＴＤＩｖｏｌと管電流の関係に基づいて管電流を求める。なお、上限値がＣＴＤＩｖｏｌで設定されたときは、撮影長さで除算することなく、ＣＴＤＩｖｏｌから管電流が求められる。以上のステップ６０６〜６１０の処理を行うデータ処理装置６０は、本発明における調節手段の実施の形態の一例である。
【０１０１】
なお、管電流の修正は、次式によって行うようにしてもよい。これによって管電流修正を簡便に行うことができる。
【０１０２】
【数２２】
2004173924.tif 000022
【０１０３】
または、
【０１０４】
【数２３】
2004173924.tif 000023
【０１０５】
次に、ステップ６１２で、スキャンを行う。スキャンには上記のようにして修正された管電流が用いられる。これによって、被曝線量が上限値を超えないスキャンを行うことができる。なお、予測値が上限値を超えないときは無修正の管電流が用いられ、被曝線量が上限値を超えないスキャンが行われる。次に、ステップ６１４で、画像再構成が行われる。再構成画像が、ステップ６１６で、表示装置６８に表示されまたメモリに記憶される。
【０１０６】
以上、ヘリカルスキャンを行う例について説明したが、ヘリカルスキャンのみに限らず、アキシャルスキャンを行う場合も上記の手法により同様な効果が得られることはいうまでもない。
【０１０７】
図１２にＸ線ＣＴ装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。図１２において、図１に示した部分と同様の部分は同一の符号を付して説明を省略する。
【０１０８】
本装置は、通信インタフェース７２を備えている。通信インタフェース７２は、外部の通信ネットワーク（ｎｅｔｗｏｒｋ）とデータ処理装置６０の間に介在する。データ処理装置６０は通信インタフェース７２を通じて外部とデータ通信を行う。
【０１０９】
図１３に、本装置が属する医用画像ネットワークのブロック図を示す。同図に示すように、イメージサーバー（ｉｍａｇｅ  ｓｅｖｅｒ）８０２と複数のＸ線画像撮影装置８１２，８１４，・・・，８１ｎが通信回線８２０で接続され、医用画像ネットワークを構成している。Ｘ線画像撮影装置８１ｉ（ｉ：２，４，・・・，ｎ）は、例えばＸ線ＣＴ装置である。なお、それに限らずＸ線透視撮影装置等、Ｘ線を用いて撮影を行う適宜の撮影装置であってよい。
【０１１０】
イメージサーバー８０２は、各Ｘ線画像撮影装置８１ｉ（ｉ：２，４，・・・，ｎ）で撮影した画像およびその付帯情報を保管する。それらの情報は、各Ｘ線画像撮影装置８１ｉによってアクセス（ａｃｃｅｓｓ）可能になっている。イメージサーバー８０２と別なイメージサーバー９０２が通信回線で接続されているときは、各Ｘ線画像撮影装置８１ｉはそれにもアクセス可能である。イメージサーバー８０２，９０２は、本発明におけるサーバーの実施の形態の一例である。
【０１１１】
本装置はイメージサーバー８０２（あるいは９０２、または両方）にアクセスして特定の患者の過去の情報を取得し、それに基づいて、その患者がこれまでに被曝したＸ線の線量を計算して表示装置６８に表示することができるようになっている。
【０１１２】
すなわち、図１４のフロー図に示すように、ステップ７０２で患者情報入力が行われると、データ処理装置６０は、ステップ７０４で過去の撮影データを取得することを行い、ステップ７０６で被爆量計算を行う。これによって、例えば、過去１年間の被曝線量が求められ、ステップ７０８で表示される。
【０１１３】
ステップ７０４および７０６の処理を行うデータ処理装置６０は、本発明における計算手段の実施の形態の一例である。ステップ７０８の表示を行う表示装置６８は、本発明における表示手段の実施の形態の一例である。
【０１１４】
したがって、本装置の使用者は患者のこれまでの被曝線量を知ることができる。この被曝線量を今後の撮影の参考データとして有効利用することにより、患者の被曝線量の総量を低減することができる。
【０１１５】
以上、好ましい実施の形態の例に基づいて本発明を説明したが、本発明が属する技術の分野における通常の知識を有する者は、上記の実施の形態の例について、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更や置換等をなし得る。したがって、本発明の技術的範囲には、上記の実施の形態の例ばかりでなく、特許請求の範囲に属するすべての実施の形態が含まれる。
【０１１６】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、被曝線量の低減を可能にするＸ線制御方法、および、そのような方法でＸ線制御を行うＸ線画像撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】Ｘ線検出器の模式図である。
【図３】Ｘ線検出器の模式図である。
【図４】Ｘ線照射・検出装置の模式図である。
【図５】Ｘ線照射・検出装置の模式図である。
【図６】Ｘ線照射・検出装置の模式図である。
【図７】スカウト撮影の概念図である。
【図８】オーバルレシオとＳＤレシオの関係を示すグラフである。
【図９】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図１０】体軸上のＸ線照射位置と管電流の関係を示す図である。
【図１１】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図１２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図１３】医用画像ネットワークのブロック図である。
【図１４】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【符号の説明】
２  走査ガントリ
２０  Ｘ線管
２２  コリメータ
２４  Ｘ線検出器
２６  データ収集部
２８  Ｘ線コントローラ
３０  コリメータコントローラ
３４  回転部
３６  回転コントローラ
４  撮影テーブル
６  操作コンソール
６０  データ処理装置
６２  制御インタフェース
６４  データ収集バッファ
６６  記憶装置
６８  表示装置
７０  操作装置
８  対象
４００  Ｘ線ビーム
８０２，９０２  イメージサーバー
８１２〜８１ｎ  Ｘ線画像撮影装置
８２０  通信回線
【図１】
2004173924.tif 000026
【図２】
2004173924.tif 000027
【図３】
2004173924.tif 000028
【図４】
2004173924.tif 000029
【図５】
2004173924.tif 000030
【図６】
2004173924.tif 000031
【図７】
2004173924.tif 000032
【図８】
2004173924.tif 000033
【図９】
2004173924.tif 000034
【図１０】
2004173924.tif 000035
【図１１】
2004173924.tif 000036
【図１２】
2004173924.tif 000037
【図１３】
2004173924.tif 000038
【図１４】
2004173924.tif 000039