(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
多列検出器を持つＸ線ＣＴ装置を利用した冠状動脈ＣＴ血管造影法における照射線量制御装置において、
造影前のＣＴ撮影画像から算出されるＣＴ値の標準偏差値を複数のレベルに区分し、各レベルに対応する管電流情報をあらかじめ設定したテーブルを保存する管電流調整テーブル保存部と、
少なくとも一つの造影前の心臓撮影画像から各ＣＴ値の標準偏差を算出し、前記算出されたＣＴ値の標準偏差に対応する管電流情報を上記管電流調整表保存部から抽出し、造影後撮影画像を得るためのＣＴ撮影時のスキャン動作を前記抽出された管電流情報に基づいて制御するスキャン制御プロセスを含む処理装置を備え、
前記処理装置は、前記造影前の画像の中から選択された撮影画像に対するＣＴ値の標準偏差を各々算出し、その算出された各標準偏差の平均値を求め、その平均値に基づいて前記管電流情報を抽出することを特徴とする照射線量調節装置。
【請求項２】
前記管電流調整テーブルは、前記各区分に対して複数種類の画像品質を得るための管電流情報が対応付けられていることを特徴とする請求項１記載の照射線量制御装置。
【請求項３】
Ｘ線管と、
被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
被検体に関する造影前のＣＴ画像からノイズインデックスを算出するノイズインデックス算出部と、
前記算出されたノイズインデックスに基づいて、前記被検体に関する造影後の画像を得るためのスキャンにおける管電流値を求める管電流値決定部と、
前記管電流決定部により求められた管電流値に従って、前記被検体に造影剤注入後のスキャンにおける前記Ｘ線管の管電流を制御する制御部とを具備し、
前記ノイズインデックス算出部は、前記スキャンにより発生された複数のＣＴ画像から算出したノイズインデックスの平均を求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記ノイズインデックス算出部は、造影前のＣＴ画像の部分領域に限局して前記ノイズインデックスを算出することを特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記部分領域は、前記被検体の心臓左心房、心室又は大動脈を含む領域に設定されることを特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記管電流値決定部は、ＣＴ値の標準偏差に関する区分に対して管電流情報を対応付けた標準偏差−管電流情報テーブルのデータを保存する管電流調整テーブル保存部を備え、その標準偏差−管電流情報テーブルに基づいて前記管電流値を決定するものであることを特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、多列検出器を使用して心臓のＣＴ検査におけるＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の管電流を調節する装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
一般的に、冠状動脈検査のために心臓ＣＴを用いて、造影剤投与前（以下、“造影前”と略する）のＣＴスキャンにより冠状動脈の石灰化を観察し、精密なスキャン範囲（Ｚ軸）と位置（Ｘ，Ｙ軸）を決定する。この石灰化を観察するための撮影法は、カルシウムスコアリングＣＴ撮影法と言う。これには、ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ  ＥＣＧ（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ：心電情報のことで以下ＥＣＧと称する）  ｇａｔｉｎｇ（スキャン中にＥＣＧ信号に同期してＸ線の照射線量を制御する：心電同期撮影という）技術とハーフ再構成（Ｈａｌｆ−ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）技術（被ばく線量を減らすための技術で、約１８０度回転する間の情報だけがあれば画像構成が可能な技術）を使用することが一般的である。
【０００３】
造影前画像の撮影後に、造影剤投与後のＣＴスキャンが実行される。造影後冠動脈撮影（血管が造影されて見える画像）においては、ｒｅｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ  ＥＣＧ  ｇａｔｉｎｇ技術（心臓から出るＥＣＧ信号と共にスキャンにより収集されたデータを記録し、比較的動きの小さい心位相を選択し、その心位相に対応する画像をスキャンにより収集されたデータ及びＥＣＧ信号に基づいて再構成して画像を得る技術：心電同期撮影という）を使用する。これら２つの検査（造影前と造影後）は、照射線量が相違する。このような冠状動脈のＣＴ撮影では、ターゲットは、心臓の表面に位置しており、心臓が収縮と弛緩を繰り返すことによって速い速度で動き（毎分６０〜７０回）、又、大きさは非常に小さい。この冠状動脈の撮影技術は複雑かつ面倒で、多様なプログラムに強く依存している。最近の多列検出器ＣＴの発達により診断の正確性だけでなく使用範囲や頻度も共に増え、発ガン物質に規定されている放射線に対する有害性が問題になってきている。
【０００４】
最近では、多列検出器を含むＣＴ装置の技術に加えて、ＥＣＧ  ｇａｔｉｎｇ技術等の動く心臓の撮影技術の発展によって冠状動脈ＣＴ血管撮影法によって意味のある冠状動脈狭窄（ここで言う意味のある冠状動脈の狭窄とは５０％以上の狭窄を意味する）を発見できる正確性が向上している。
【０００５】
こうしたプラスの結果は、冠状動脈狭窄の定量化に対する研究や急性心臓発作を発症しやすい患者を見つけられるソフトプラーク（ｓｏｆｔ  ｐｌａｑｕｅ：血管壁に生成される物質で、石灰化されたハードプラーク（ｈａｒｄ  ｐｌａｑｕｅ）とは違って、主にコラーゲンが豊富な繊維性プラークまたは脂肪が主物質であるリピッドコア（ｌｉｐｉｄ  ｃｏｒｅ）で形成される）の構成成分分析のための冠状動脈ＣＴ血管撮影法の有用性評価に向けて、研究者などから大きな関心が寄せられている。
【０００６】
一般的に多列検出器を含みヘリカルスキャン撮影を行うＸ線ＣＴ装置は、撮影前に操作者が患者に合わせて撮影条件を設定することになるが、その撮影条件は撮影の対象や目的によって異なる設定がなされることがある。つまり、管電圧、管電流、Ｘ線ビーム厚、撮影視野（ＦＯＶ）のサイズ、画像再構成スライス厚、ヘリカルピッチ（天板移動速度）、再構成アルゴリズム、被検体の位置、ビームハードニング、心電同期の手法等の各種パラメータが撮影条件に応じて設定され、撮影条件において患者の被ばく線量を表示し、読影者が撮影条件の適合性を判定することができるようになる。
【０００７】
一般的に多列検出器を含むＸ線ＣＴ装置において、照射線量は検査対象部位、体重、身長、胴回りに応じて決められている。または、照射線量はスカウトビューにより決定される。スカウトビューとは、断層撮影ではないＸ線透過画像で、Ｘ線管を回転せずに収集する撮影範囲を指定するための画像であって、スキャノグラムとも言う。
【０００８】
しかし、こうして決定した照射線量は撮影部位の大きさあるいは組織的な構成の違いによって実際の画像ノイズレベルは所定のスキャン条件において期待される画像ノイズ値より大きく、または小さくなり、もし実際の画像ノイズレベルが許容値よりも大きい場合は要求される画像品質を得られないという問題点がある。それに加えて、実際の画像ノイズレベルが診断量に対する許容値よりも小さい場合は、Ｘ線の照射線量が必要となる理想的な量より大きくなる。スカウトビューからの減衰情報を利用している自動管電流調整（ＡＴＣＭ）は、長いスキャン範囲幅変数減衰を有する身体のＣＴ撮影に利用されてきたが、比較的均一な減衰を示す心臓のＣＴには適していない。それに加えて、上述した種々の撮影条件や方法を用いた結果として得られる再構成されたＣＴ画像からの情報を直接利用していないため、造影後画像の放射線量を正確に調整することはできない。
【０００９】
この異なる種類のＣＴ検査のうちで、被ばく量を減少させることが冠状動脈のＣＴ造影において特に重要である。放射線に敏感な部分である胸部に対するＸ線の被ばくを防止することは困難であった。胸部の解剖学的位置によっては、体重だけでは正確な測定を行うことは困難であり、特に、胸部のサイズや存在する組織の種類（腺や脂肪）に個人差がある場合は困難さが増大する。撮影部位（心臓やその上部にある胸部）の大きさや組織の種類に加えスキャンパラメータを反映する再構成された造影前画像から直接得られるＣＴ値（ハンスフィールド値とも呼ばれる）の標準偏差を用いて正確な調整の必要性があった。身体の大きさ、照射線量、ノイズ間の指数関係は（ＣＴ値の標準偏差）は確立されており（数式１）、同質の流体や組織を含む再構成像のノイズレベルの測定に用いられてきた。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明の目的は、Ｘ線の照射線量を正確に調整し、被検体への被ばくを低減し、画質を均一化する装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の第１局面は、多列検出器を持つＸ線ＣＴ装置を利用した冠状動脈ＣＴ血管造影法における照射線量制御装置において、造影前のＣＴ撮影画像から算出されるＣＴ値の標準偏差値を複数のレベルに区分し、各レベルに対応する管電流情報をあらかじめ設定したテーブルを保存する管電流調整テーブル保存部と、少なくとも一つの造影前の心臓撮影画像から各ＣＴ値の標準偏差を算出し、前記算出されたＣＴ値の標準偏差に対応する管電流情報を上記管電流調整表保存部から抽出し、造影後撮影画像を得るためのＣＴ撮影時のスキャン動作を前記抽出された管電流情報に基づいて制御するスキャン制御プロセスを含む処理装置を備える。  
本発明の第２局面は、多列検出器を持つＸ線ＣＴ装置を利用した冠状動脈ＣＴ血管造影法における照射線量制御方法において、一方向以上のスカウトビューに対する患者のスカウト画像を得て撮影領域を決定し、造影前に所定量の管電流を印加して少なくとも一つの造影前の画像を得て、その造影前の画像に基づいて、撮影範囲を決め、且つ、照射線量を調節する方法であり、（ａ）互いに異なる大きさのファントム及び異なる所定のスキャンパラメータに対応し、心電同期撮影法を用いた検査を通じて、ＣＴ値の標準偏差によって区分された管電流情報を対応付けたテーブルをあらかじめ作成して保存する段階と；（ｂ）前記造影前に所定量の管電流印加を通じて得られた造影前の画像の中から少なくとも一つの画像を選択して、前記選択された画像内の左心房、心室、大動脈、又は、その他の体部分に所定の大きさの関心領域（ＲＯＩ）を設定し、前記造影前の画像から得た各ＣＴ値の標準偏差を算出する段階と；（ｃ）前記算出されたＣＴ値の標準偏差に基づいて、前記テーブルから管電流情報を求め、これを使用して造影後画像を得るためのＣＴ撮影スキャン動作を行なう段階を含む。  
本発明の第３局面は、Ｘ線管と、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、被検体に関する造影前のＣＴ画像からノイズインデックスを算出するノイズインデックス算出部と、前記算出されたノイズインデックスに基づいて、前記被検体に関する造影後の画像を得るためのスキャンにおける管電流値を求める管電流値決定部と、前記管電流決定部により求められた管電流値に従って、前記被検体に造影剤注入後のスキャンにおける前記Ｘ線管の管電流を制御する制御部とを具備する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、Ｘ線の照射線量を正確に調整し、被検体への被ばくを低減し、画質を均一化することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
（概要）  
本発明の目的は、Ｘ線照射量の調整において、精度の良い方法で且つ使用し易い装置を提供することであり、被検体に対するＸ線照射量を増減することにより、均一で最適な画質の画像を得るものである。
【００１４】
より詳細には、冠状動脈ＣＴ血管造影法において得ようとする画像のノイズレベルを造影剤投与前の画像から測定して算出したＣＴ値の標準偏差を利用することによって、冠状動脈ＣＴ血管造影法における管電流を最適化して均一な品質の画像を収集し、且つ、診断に影響を与えることなく被ばく線量を減らすことを可能にするものである。
【００１５】
本発明は、均質な血液を持つ左心房が中心に位置するという心臓の解剖学的特徴と、Ｚ軸（体の上下を連結する軸）に対する減衰変動がほとんどなく短いスキャン範囲を持つ冠状動脈のＣＴ血管造影法の特性を利用している。
【００１６】
造影剤投与前の撮影技術と造影剤投与後の撮影技術との間で大きな違いがあるためにＣＴ値の標準偏差の違いを示すＣＴ血管造影法の特性に基づき、実際と同じ条件でファントムを利用した撮影を通じて換算表を作成した。冠状動脈ＣＴ血管撮影法において、造影前に撮影した左心房から得た画像に対するＣＴ値の標準偏差を造影後のＣＴ装置の管電流調節のための媒介変数として使用することにより、診断に必要な画像品質を得られるように管電流の最適化して放射線照射量を調節するものである。
【００１７】
（詳細説明）
以下、添付された図面を参照し、本発明の望ましい実施形態の構成およびその作用効果について詳細に説明する。本実施形態の理論的背景は、ＣＴ画像品質（ノイズレベル）は画像部位の中心部に均質な物質が存在する場合にその物質のＣＴ値の標準偏差で示されうるという事実と、下記の数式１で示されるように撮影部位の大きさが増加又は管電流が減少すれば、画像ノイズは指数曲線を描きながら増加するという相関関係に基づいている。
【００１８】
図１は本発明の実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法において使用されるＸ線ＣＴ装置の概略的な構成を図示したブロック図であり、図２は図１のＣＴ装置による冠状動脈撮影プロセスのフロー図であり、図３は本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法において管電流調整表（標準偏差と管電流情報の対応テーブル）の生成のためのプロセスのフロー図である。
【００１９】
図１は本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法において使用されるＸ線ＣＴ装置の概略的な構成を図示したブロック図であり、図面に図示されたようにＸ線ＣＴ装置（１００）は操作コンソール（１）、患者を載せる天板を備えた寝台（１０）およびスキャン架台（２０）を含む。前記操作コンソール（１）は操作者によって供給された命令または情報を入力する入力装置（２）と、前記入力装置を通じて入力される命令または情報を利用してＸ線管（２３）でのＸ線照射を制御し、データ収集バッファ（５）を通じて受信されたデータに基づいて生成された少なくとも一つの造影前冠状動脈画像内の複数のＣＴ値およびその標準偏差を算出し、前記算出されたＣＴ値の標準偏差に対応する管電流値を管電流調整表から抽出し、造影後冠状動脈画像を得るための断層撮影時のスキャン動作を前記抽出された管電流値で制御するスキャン制御プロセスを実行する中央処理装置（３）と、天板（１０）およびスキャン架台（２０）と制御信号などを交換する制御インターフェース（４）と、スキャン架台（２０）において収集されたデータを収集するデータ収集バッファ（５）と、データから復元された断層画像を表示する表示部（６）と、操作コンソールの全体的な動作を制御するための動作制御プログラム、関連データおよびＸ線断層画像を保存する主記憶装置（７）と、造影前冠状動脈画像から算出可能なＣＴ値の標準偏差値を多数のレベルに区分して各レベルに対応する管電流調整値をあらかじめ設定した管電流調整表を保存する管電流調整表保存部（以下、管電流調整表保存部という）（８）を含む。
【００２０】
尚、本実施形態では、管電流調整表は、ＣＴ値の標準偏差値と管電流値を対応付けて記憶しているが、画像のノイズの程度を表す値として標準偏差以外のノイズインデックスを用いても良い。又、直接的に管電流値を記憶せずに、管電流を決定するためのパラメータを管電流情報として記憶しておき、この管電流情報から管電流値を決定するようにしても良い。
【００２１】
前記管電流調整表保存部（８）に保存された管電流調整表は、下記の表１に例示されている。ＣＴスキャンのため、複数の管電流調整表を、視野ＦＯＶ、管電流及び再構成厚などのスキャンパラメータに対応付けて記憶しても良い。  特に本実施形態で例示している表１は管電流調整値を各レベルの標準偏差に対して複数段階に区分した形を例示している。この表では、造影後の画像で得ようとする画像ノイズレベルを３種類の画像品質（ＳＤ１３，１２，１１）に区分しているが、それ以上のレベルに区分して各レベルに対応する管電流調整値を得るようにしても良い。
【００２２】
。そのそれぞれの画像ノイズレベルに対する管電流調整値が対応するよう構成されていおり、これによって要求される画像ノイズレベルを持つ冠状動脈画像を選択的に得ることができるようになる。
【表１】
0004512609.tif 000002
【００２３】
ただし、前記表１で例示された値は実験による調整値であり、本実施形態を具現するための実験において実際に１５０〜５００［ｍＡ］を使用することができる。括弧内は推定値で、１３０［ｍＡ］は該当する患者がおらず、５００［ｍＡ］以上は使用装置の機械的限界値である。
【００２４】
一方、スキャン架台（２０）はＸ線管（２１）と、Ｘ線制御器（２２）と、コリメータ（２３）と、コリメータ制御器（２４）と、スキャン中心周辺でＸ線管（２１）を回転させる回転制御器（２６）と、平行に配列された多数の検出器の列を持つ多列検出器（２７）と、多列検出器（２７）から抽出されたデータを収集するデータ収集部（２８）を含み、Ｘ線管（２１）から放射されたＸ線はコリメータ（２３）の開口部を通過した後にＸ線ビームの形で多列検出器（２７）の各検出器列上に入射し、多列検出器（２７）からそのＸ線入射量に対応するデータが抽出されればデータ収集部（２８）でそれを収集して操作コンソール（１）のデータ収集バッファ（５）を通じて中央処理装置（３）に提供できるようになる。
【００２５】
図２は図１のＣＴ装置による冠状動脈撮影プロセスのフロー図であり、図２に例示されたように本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法におけるＣＴ値の標準偏差を利用した照射線量の調節方法は、大きく分けて第１ないし第４段階のスキャン制御プロセスからなり、図１の中央処理装置（３）に搭載されるか、もしくは別途のモジュールの形態で搭載され、前記中央処理装置によって処理されるよう構成可能である。
【００２６】
第１段階は、ＣＴ装置におけるＸ線撮影によって自動的に演算および提示されるＣＴ値およびその標準偏差値によってそれぞれの管電流調整値を区分し対応させた表、すなわち表１に例示されたような表を作成して保存する段階（Ｓ１０１）である。
【００２７】
第２段階は、一方向以上のスカウトビューに対する患者（被検体）のスカウト（偵察）画像を得て冠状動脈撮影領域および位置などを決定する段階（Ｓ１０２）と、造影前に一定量（３００［ｍＡ］）の管電流を印加して造影前スキャンによる少なくとも一つの冠状動脈血管画像を得る段階（Ｓ１０３）からなる。スキャンは、造影後スキャンの前に実施される非造影のスキャンであり、例えばカルシウムスコアリングのためのスキャンが適用される。このカルシウムスコアリングのためのスキャンは、被検体に対してＸ線管（２１）が円軌道状を移動する非ヘリカルスキャンであり、後述する造影後スキャンは、患者に対してＸ線管（２１）が螺旋軌道上を移動するヘリカルスキャンである。
【００２８】
第３段階は、前記造影前に撮影された冠状動脈血管画像の中から少なくとも一つの血管画像を選択し、前記選択された血管画像内の左心房中心に部分領域（以下、関心領域ＲＯＩという）カーソルを一定の大きさ（例えば２００［ｍｍ２］）にして配置する段階（Ｓ１０４）と、前記造影前血管画像に対するＣＴ値およびその標準偏差を算出する段階（Ｓ１０５）からなる。関心領域（ＲＯＩ）は、少なくとも左心房を含む位置及び大きさに設定される。典型的には、関心領域（ＲＯＩ）はマニュアル操作で設定される。しかし、関心領域（ＲＯＩ）は、自動的に設定するようにしても良い関心領域（ＲＯＩ）を自動的に設定する場合、関心領域（ＲＯＩ）は造影前画像の中心に配置するのが良い。なぜなら、多くの場合、撮影視野の中心に左心房が配置されるからである。
【００２９】
なお、左心房を含む関心領域に限局して標準偏差を計算するのは、左心房には肺野からフレッシュな血液が送り込まれるため、その血液部分に関心領域（ＲＯＩ）を設定することにより、ノイズ因子が少なく、ノイズインデックスが最も安定的に得られることをその理由としている。
【００３０】
前記第３段階では造影前に得た多数の冠状動脈画像の中から複数の画像を選択することができ、この場合にはその選択された画像に対する各ＣＴ値の標準偏差をそれぞれ算出した後に前記算出された各標準偏差の平均値を再度求め、前記管電流値に対応させるＣＴ値の標準偏差を得られるようプロセスを構成することができ、これによって各患者に対してより正確な診断が可能な冠状動脈画像を得られることになる。
【００３１】
第４段階は、前記算出されたＣＴ値の標準偏差に対応する管電流値を前記管電流調整表から設定する段階（Ｓ１０６）と、前記設定された管電流値を使用して造影後の画像を得るための断層撮影スキャンの動作を制御し、換言するとスキャンのための制御信号を発生する段階（Ｓ１０７）である。これら制御信号には、管電流を制御するための制御信号が含まれる。造影後検査では、中心に十分な量の均質な液体を持っていてＺ軸にそって減衰が激しく変化する複雑な解剖学上の部位を対象としている。
【００３２】
図３は本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法において管電流調整表作成のための前処理過程を例示したフロー図であり、前記図１のスキャン制御プロセスにおいて行われる第１段階の管電流調整表作成のための前処理過程に対する詳細な処理の流れを例示している。
【００３３】
図３に図示されたように、（ａ１）円錘形ファントムを使用し、もしくは互い異なる大きさを持つファントムを多数設定し、それぞれのファントムに一定の間隔で分類した様々な大きさの管電流を順々に印加し、造影前および造影後の冠状動脈ＣＴ血管造影法に使用する撮影条件と同じ条件で断層撮影を実施するのと同様の多数のパラメータ、照射線量、画像ノイズ、ファントムの大きさなどを設定する段階と；（ａ２）前記それぞれのファントムから得ることのできる同一撮影条件のＣＴ画像に対するＣＴ値の標準偏差をそれぞれ算出し、それらの相関関係を比較することが可能なように図表化する段階と；（ａ３）一定量の管電流を印加する条件から算出されたＣＴ値の標準偏差を基準として求める水準の画像ノイズレベルを得るための一種類以上の管電流値を前記図表から求めてＣＴ値の標準偏差に対応する管電流値を持つ表を作成する段階のプロセスを順々に実行する過程を通じてあらかじめ作成可能になる。
【００３４】
図４Ａは、造影前冠状動脈ＣＴ血管造影法と同じ撮影条件を使用してファントム撮影を実施した画像からＣＴ値の標準偏差値を算出し図表化したグラフである。ＣＴ値の標準偏差における雑音レベルと、造影前パラメータ（１２０ｋｅＶの管電圧、１８０ｍｍのＦＯＶ、４×３ｍｍのコリメーション、シーケンシャルスキャン、心電同期、ハーフ再構成）でスキャンされたファントムのサイズとの関係は図４Ａに示されている。各指数曲線は所定の管電流におけるファントムのサイズと標準偏差値との関係を表している。
【００３５】
図４Ｂは造影後冠状動脈ＣＴ血管造影法と同じ撮影条件を使用してファントム撮影を実施した画像から得ることのできるＣＴ値の標準偏差値を算出して図表化したグラフである。ＣＴ値の標準偏差値におけるノイズレベルと造影後パラメータ（管電圧が１２０ｋｅＶ、ヘリカルスキャン、事後的心電同期，  ６４列ｘ０．５  ｍｍのコリメーション、０．２０４のヘリカルピッチ、ハーフ再構成）でスキャンされたファントムのサイズとの関係が図４Ｂに表されている。各指数曲線は所定の管電流におけるファントムのサイズと標準偏差値との関係を表している。放射線量（ＣＴＤＩｖｏｌ  （ｍＧｙ））は、管電流に比例して増加する。その管電流と放射線量との関係は、スキャナの特性により個々に決まる。ファントムサイズが１８０  ｍｍ  から３００  ｍｍ  まで増加すると、造影前画像の標準偏差は、造影後画像のそれより、０．５  〜  １．５  高くなる。この相違は、心電同期法と再構成法による放射線量の相違に応じている。
【００３６】
また、図４Ａと図４Ｂは直径（ｄ）が１８５［ｍｍ］から３５０［ｍｍ］の範囲内にあり内部が水で満たされている円盤形のファントムに１５０［ｍＡ］から５００［ｍＡ］の範囲内で５０［ｍＡ］間隔で管電流を順々に印加してＸ線撮影を実施する場合に６４列多列検出器を持つＣＴ装置から得ることのできるＣＴ値の標準偏差（ＳＤ）値を数値的に計算して図表化したグラフであり、下記の数式１を使用してＣＴ値の標準偏差値を算出して図表化したグラフである。円錐形のファントムを用いたとき、式１は不要になる。前記二つのグラフ両方において心電図信号は撮影室の外に位置する人（心拍数６２回）につなぎ、スキャンパラメータと再構成パラメータを含むすべての条件を実際の条件と同じように提供する。しかし、Ｘ線管の線量だけは１５０［ｍＡ］から５００［ｍＡ］まで５０［ｍＡ］間隔で増加させながら異なるようにして撮影して結果を得たものである。ＣＴ値の標準偏差は、４種類の状態で得た６４セットの画像（合計で２５６枚の画像）の中心の２００ｍｍ２のサイズのカーソルを測定し、平均値を計算することにより生成されるグラフにより表される。
【００３７】
図４Ｃは二つの撮影条件を使用したファントム画像のＣＴ値の標準偏差値の差異値を算出して図表化したグラフであり、若干の曲線を示しているが求める画像品質を得ることのできる３００［ｍｍ］以下ではほとんど一定の傾きの水平線を示している。  
ＣＴＤＩＷ  ×  σ２  ∝  Ｅ（μ・Ｄ）
ここでσ２は画像ノイズ、すなわちＣＴ値の標準偏差であり、ＣＴＤＩＷは水ファントムに対する被ばく線量、すなわち管電流に該当し、Ｅは自然対数値で一定であり、μは一定の管電圧において水（ファントム）の放射線減衰係数の中間値であり、Ｄはファントムの撮影部位の直径である。前記数式１は被写体（ファントム）の直径が増加したり管電流が減少すれば画像ノイズは指数曲線を描きながら増加するという相関関係を示している。前記数式１からわかるように、ＣＴ画像品質と管電流および患者の大きさの相関関係は撮影対象の直径（Ｄ）が増加したり管電流（ＣＴＤＩＷ）が減少すれば画像ノイズ（σ）すなわちＣＴ値の標準偏差は指数曲線を描きながら増加するという相関関係を持つ。
【００３８】
図４Ｄは、管電流調整テーブル（表１）の計算のプロセスを示している。これは、所定の管電流（３００ｍＡ）で得られた造影前画像でＳＤが１０である被検体の１２の所望の目標レベルに関している。１）線Ａは、３００ｍＡの指数曲線が１２のＳＤに交差する箇所（円ａ）に設定される。右（スロープＡ）への正の角度への水平線は、図４Ｃから挿入される。ファントムサイズが１８０  ｍｍ  から３００  ｍｍへと増加するに応じて、造影前後のＳＤ値の差が拡大していく様子が示されている。これは、２つのパラメータ間の放射線量の左に応じている。２）垂直線Ｂは、３００ｍＡの指数曲線がＳＤが１０と交差する位置（円ｂ）に設けられる。３）垂直線と横断線との交点が特定される。２００ｍＡと２５０ｍＡの指数曲線の間では２００ｍＡ（円ｃ）に接近していく。４）測定されたＳＤが１２の被検体に関して、交点は３００ｍＡの指数曲線上に位置する（線Ｃ）。換言すると、造影後画像を得るためのヘリカルスキャンにおいては、Ｘ線は管電流２１０ｍＡまで放射される。そのときヘリカルスキャンでないスキャンで得られた造影前画像のＳＤ値は、９になる。ＳＤが１２の造影後画像が、この投影データを再構成し処理することにより得られる。
【００３９】
特に、図４Ｄの左から右への正勾配とともに水平線は、造影前後の画像品質（ＣＴ値の標準偏差）に対応する値を表す。この例では、この線は、造影後画像のＳＤが１２になるのに必要な線である。
【００４０】
以上のように構成される本実施形態の動作および作用効果を説明すれば次の通りである。
【００４１】
ＣＴ装置におけるＸ線撮影によって自動的に演算および提示されるＣＴ値およびその標準偏差値によってそれぞれの管電流調整値を区分して対応させた表をまず図１の保存部（８）に保存（Ｓ１０１）しておいた状態で、正面や側面などの一方向以上のスカウトビューに対する患者のスカウト（偵察）画像を得て冠状動脈撮影領域および位置などを決定（Ｓ１０２）し、造影剤投与前に図４Ａの図表上で中心に位置する一定量の管電流を印加して造影前撮影を実施することによって少なくとも一つの冠状動脈血管画像を得る（Ｓ１０３）第２段階を順次実施する。
【００４２】
次に第３段階では、ストリークアーチファクトを有する画像を除いて、造影前に撮影された冠状動脈血管画像の中から少なくとも一つの画像を選択する。そして前記選択された画像内の左心房中心に関心領域（ＲＯＩ）カーソルを一定の大きさ２００［ｍｍ２］にして配置（Ｓ１０４）し、前記造影前血管画像に対するＣＴ値およびその標準偏差を算出（Ｓ１０５）する。
【００４３】
特に望ましくは、造影前に得た多数の冠状動脈画像の中から例えば４つの画像を選択し、その選択されたそれぞれの画像に対する各ＣＴ値の標準偏差を前記方法でそれぞれ算出してから前記算出された各標準偏差に対する平均値を再度求め、前記管電流値に対応させるＣＴ値の標準偏差を得る。これによって各患者に対してより正確な値のＣＴ値の標準偏差を得ることが可能になり、今後より正確な診断を可能にする冠状動脈画像を得ることが可能になる。
【００４４】
最後に第４段階では、前記第３段階において算出されたＣＴ値の標準偏差に対応する管電流値を前記管電流調整表から設定（Ｓ１０６）し、こうして設定された管電流値でＸ線管（２１）の動作を制御し、造影後の画像を得るための断層撮影スキャン動作を制御（Ｓ１０７）することが可能になり、したがって本実施形態では管電流の個別的調節のための正確かつ実際的な媒介変数としてＣＴ値の標準偏差を利用することが可能なため、冠状動脈の正確な診断に必要な均一な画像品質を得ることができ、同時に体形の小さい患者において画像品質を適切に維持しながら被ばく線量を減らすことが可能になる。
【００４５】
＜実験例＞  
患者からは直接に実験的ＣＴ画像を得られないため、患者の体に類似した放射線減衰特性（ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）を持つ水を満たして作った直径が互いに異なる円形ディスク状のファントム（１８０、２４５、３００、３５０ｍｍ）を使用して、実際の冠状動脈撮影条件と同じ条件でＣＴ撮影を行うファントム検査を実施する。ＣＴ冠状動脈撮影は造影前撮影と造影後撮影を実施するが、両方とも心電図信号（ＥＣＧｓｉｇｎａｌ）と同時に撮影情報を記録し、ただし造影前撮影はｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅＥＣＧｇａｔｉｎｇ（心電図を利用して心臓が相対的に動かない時期だけを選んで放射線を出す方法）を使用し、造影後撮影はｒｅｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅＥＣＧｇａｔｉｎｇ技術（心臓のすべてのサイクルに放射線を照射し撮影して得た情報を、最も動きのない部分だけを選んで画像を構成する心電同期再構成方法）を使用する。
【００４６】
本実施形態のファントム検査では二つの方法を全て使用し、心電図信号は撮影室の外に位置する人とつないですべての条件を実際の条件と同じように提供するが、ただしＸ線管の線量だけは異なるように、すなわち管電流を１５０［ｍＡ］から５００［ｍＡ］まで５０ｍＡ間隔で増加させながらＣＴ撮影を実施して結果を得た。
【００４７】
得られた検査結果はＸ線管電流［ｍＡ］、ファントム（ｐｈａｎｔｏｍ）の大きさ（患者の大きさ）、そして画像信号ノイズ（ＣＴ値の標準偏差）の相関関係を造影前（図４ａ）と造影後（図４Ｂ）をそれぞれ図表で示し、ファントムの大きさの間の値は前記数式１を使用して求めた。この図表は一定の画像品質（信号ノイズレベル）を得るためには患者の大きさによってＸ線被ばく線量がどのように変化するのかを示している。また造影前と造影後のＣＴ値の標準偏差（ＳＤ）がどのような違いを示すのか、それぞれの値の差を求めて図表を作った。
【００４８】
そして、冠状動脈画像品質評価は造影後の画像において可能である。造影前の画像は先に記述したように石灰化の程度を測定して検査位置を正確に決定するのに使用される。石灰化が多ければ冠状動脈硬化の頻度や程度が比例して増加する。造影後の画像において均一なノイズレベル（低いほど良いが、発ガン物質に規定されているＸ線の被ばく線量が多くなるので可能な限り小さい量のＸ線を使用するよう努力すること）を得ることが目標であり、これは造影前のファントム画像のうち３００［ｍＡ］を使用した画像の標準偏差値を求めて求める標準偏差水準を得るための管電流値を図表から求めて標準偏差値にともなう管電流値の表を作った。造影前と造影後の標準偏差（ＳＤ）値は違いが生じるが、これはＥＣＧｇａｔｉｎｇ方式が互いに異なり（ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅとｒｅｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ）、スキャン方式が互いに異なっている結果（造影前はヘリカルスキャン方式ではなく造影後はヘリカルスキャン方式である）である。
【００４９】
二つのスキャン方式の違いによるＳＤ値の違いは、小さなファントム（１８５ｍｍ）では平均約０．５であり３００ｍｍファントムでは２．０程度で、前記図４Ｄにおいて、本実験例で使用した装置の最大管電流で改善が可能な範囲では０．５から１．５程度の違いを示した。
【００５０】
以上述べた本実施形態によれば、画像信号強度（ＣＴ値）の標準偏差を造影前画像から直接的に測定し、管電流調節表に基づいて求めた管電流を使用して造影後の画像の撮影を行なうため、正確な診断に必要な均一な画像品質を得ることができる。特に前記過程をモジュール化してＣＴ撮影装置に装着することによって求める品質の画像を体重や胴回りなどの間接的方法ではなく患者の撮影部位の画像から得た直接的な測定値によってさらに正確な管電流の選択が可能なＣＴ装置を実現可能になる。
【００５１】
また本実施形態は、正確な信号ノイズレベルを造影前画像から直接得て管電流の個別的調節による均質な画像品質を得ることが可能なため、体重、身長、胴回り、断面像から得られる減衰を使用する方法よりも正確である。その結果として、体格が小さい患者において画像の質を適切に維持しながら放射線被ばく量を飛躍的に減らすことが可能になる。
【００５２】
この例では、本実施形態は冠状動脈造影において効果を奏したが、本実施形態は中央部に同質な流体を含みＺ軸方向における減衰量がほとんど変化しない短いスキャン範囲を有する器官の検査に容易に適用できる。たとえば、同質な流体である尿（心室の例での血液に類似した流体）を含む膀胱に隣接する器官の検査に容易に適用できる。すなわち、膀胱のみならず前立腺のような生殖器官の検査に適用できる。冠状動脈ＣＴ造影は、心臓の早い動きやこの動きを克服するに必要な心電同期技術（ＥＣＧ  ｇａｔｉｎｇ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）  のゆえに、ＣＴ造影法の中でも特に技術を試される造影法である。この新規な発明は画質に影響を与えるすべての変化パラメータの影響に対処できるものであり、ＣＴ造影法の他の種類の例を模倣する場合のように、心電同期パラメータ（ＥＣＧ  ｇａｔｉｎｇ  ｐａｒａｍｅｔｅｒ）を除去することで障害物を除去したのと等価になり、最終的な画像の診断のレベル、すなわち検査結果に悪影響を及ぼすことはない。
【００５３】
又、本発明の方法により、均一な画質の画像を得ることは、組織の種類の分類を正確（ＣＴ値の閾値処理の精度の向上による）に行なうことができ、診断精度の向上に有用である。
【００５４】
なお、本発明は前記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、前記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】図１は本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法において使用されるＸ線ＣＴ装置の概略的な構成を図示したブロック図。
【図２】図２は図１のＣＴ装置による冠状動脈ＣＴ撮影プロセスのフロー図
【図３】図３は本実施形態による冠状動脈ＣＴ血管造影法における管電流調整表生成のためのプロセスのフロー図。
【図４Ａ】図４Ａは造影前冠状動脈ＣＴ血管造影法と同じ撮影条件を使用してファントム撮影を実施した画像からＣＴ値の標準偏差値を算出して図表化したグラフ。
【図４Ｂ】図４Ｂは造影後冠状動脈ＣＴ血管造影法と同じ撮影条件を使用してファントム撮影を実施した画像から得ることのできるＣＴ値の標準偏差値を算出して図表化したグラフ。
【図４Ｃ】図４Ｃは二つの撮影条件を使用したファントム画像のＣＴ値の標準偏差値の差異値を算出して図表化したグラフ。
【図４Ｄ】図４Ｄは管電流調整テーブルの計算工程を示すグラフ。
【符号の説明】
【００５６】
１…操作コンソール、２…入力装置、３…中央処理装置、４…制御インターフェース、５…データ収集バッファ、６…表示部、７…主記憶装置、８…管電流調整表保存部、…寝台、２０…スキャン架台、２１…Ｘ線管、２２…Ｘ線制御器、２３…コリメータ、２４…コリメータ制御器、２６…回転制御器、２７…多列検出器、２８…データ収集部、１００…Ｘ線ＣＴ装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図４Ｄ】
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