(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被検体を透過したＸ線量を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を前記被検体の周囲で回転させるスキャナと、前記被検体を載せるとともに前記被検体の体軸方向に移動するテーブルと、前記透過Ｘ線量に基づき前記被検体の断層像を再構成する手段と、前記断層像を表示する手段を備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記被検体に対して一方向からのスキャノグラム撮影を行って得た前記Ｘ線検出器のチャネル方向におけるＸ線の減衰量分布に基づいて前記被検体に関する前記スキャナの回転角度とＸ線透過長との関係を示す楕円形状のモデルを生成する手段と、
前記モデルに基づきスキャナの回転角度毎のＸ線管電流を設定する手段と、
前記設定管電流をＸ線源に与えて前記被検体に照射するＸ線量を制御する手段と、
をさらに備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記モデルを生成する手段は、前記減衰量分布の中の最大値と前記減衰量分布の内の面積を用いて、前記モデルを生成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記モデルを生成する手段は、前記最大値を用いて前記楕円の第一の軸の長さを求め、前記最大値と前記面積を用いて第一の軸に直交する前記楕円の第二の軸の長さを求めることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記モデルを生成する手段は、前記被検体の体軸位置毎の前記減衰量分布に基づき３次元モデルを作成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記モデルを生成する手段は、前記モデルの材質に応じて第一の軸の長さと第二の軸の長さを修正することを特徴とするＸ線ＣＴ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、被検体の被曝量の軽減及びＸ線量の適量化をはかるＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＸ線ＣＴ装置は、同一断層面では、同一のスキャン条件（管電圧や管電流等）で、撮影を行うようにしている。また、近年被検体をら旋状にスキャンするヘリカルスキャンが広く用いられてきているが、体軸方向のスキャン条件もスキャン中は一定である。
従って、例えば被検体の断面が、スキャナの回転軸に対して同心円ではなく楕円である場合、Ｘ線源の角度に従って、Ｘ線の透過長も大きく変化するため、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、肺等の低密度の臓器と、肝等腹部の実質臓器とでは、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、肺に適当なようにＸ線量を設定すると、肝では不足し、肝に適当なようにＸ線量を設定すると、肺では、不足する事態が生じる。
【０００３】
透過するＸ線量が不足する場合、検出されるＸ線光子の減少からＳ／Ｎが悪化し、結果として再構成によって得られる断層像画像全体のＳ／Ｎが悪化する。
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号の管電圧を制御する方法や、特開平９−１０８２０９号、特開平１０−３０９２７１号の管電流を制御する方法がある。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、特開昭５３−１１０４９５号の管電圧を制御する方法は、スキャン中にＸ線のスペクトルが変化するために、ＣＴ値が決定できない問題点があり、現在主流となるのは、管電流を変化させる方法である。
管電流を、被検体に応じて最適に制御するためには、特開平１０−３０９２７１号のように、スキャナ回転の半周期前の透過データを用いて制御する方法と、特開平９−１０８２０９号のように、異なる２方向からスキャノグラムをもとにしてあらかじ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。
【０００５】
スキャナ回転の半周期前の透過データを用いる方法は、特にヘリカルスキャンで、スキャンピッチを大きくする場合に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、被検体の特性が大きく変わる領域では、対応できない。
異なる２方向からスキャノグラムを取得する方法は、無用な被曝を増加させることになり、管電流制御による低被曝化の目的に相反するものである。
【０００６】
本発明は、上記の問題点を考慮し、被検体を透過するＸ線量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向上させ、かつ無用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を実現することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体に関する、ＣＴ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、該被検体に対してのＣＴ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、当該被検体に照射してＣＴスキャン計測を行い、ＣＴ再構成画像を得るＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００８】
更に本発明は、被検体に対してスキャノグラム撮影を行って得たスキャノグラム画像データから、スライス位置対応の、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透過長との関係を示す二次元又は体軸位置とＣＴスキャナの回転角度とＸ線透過長との関係を示す三次元モデルを作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えてＸ線照射を制御して、当該被検体に対するＣＴスキャン計測を行う第３の手段と、このＣＴスキャンで得た投影データから画像再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置を開示する。
【０００９】
更に本発明は、被検体に対して予備撮影ＣＴヘリカルスキャンを行って得た予備撮影ＣＴ投影データから、体軸方向に沿う、ＣＴスキャナの回転角度とＸ線透過長との関係を体軸方向に沿って示す三次元モデルを作成する第１の手段と、このモデルから定まる体軸位置、スキャナの回転角度毎の管電流を、回転角度毎に設定する第２の手段と、この設定管電流をＸ線源に与えてＸ線照射を制御して、当該被検体に対する本撮影のＣＴヘリカルスキャンを行う第３の手段と、このＣＴスキャンで得た投影データから画像再構成を行う第４の手段と、を備えるＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１０】
更に本発明は、モデルは、均質な材質であって生体に近い材質換算の透過長モデルとするＸ線ＣＴ装置を開示する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
図１を用いて、本発明の実施形態について説明する。
図１は、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。同図に示すように、このＸ線ＣＴ装置は、主として、表示装置１００、装置全体を統括するホストコンピュータ１０１、Ｘ線源２００、Ｘ線検出器２０５等を搭載し、患者に対して連続回転可能なスキャナ１０２、画像の前処理や画像再構成処理、あるいは各種解析処理を担当する画像処理装置１０３、Ｘ線源２００に高電圧を供給する高電圧発生装置１０４、及び患者２０２をのせる患者テーブル１０５等から成る。尚、スキャナ１０２と患者２０２とは、相対的に回転することができればよいので、患者２０２が静止して、スキャナ１０２が回転してもよいし、スキャナ１０２が固定していて患者２０２の方が回転するとしてもよい。
【００１２】
図２は、上記スキャナ１０２の詳細を示す図であり、スキャナ１０２は、Ｘ線源２００とＸ線検出器２５０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２００から発生したＸ線は、コリメータ２０１によって、ビームの幅が制限されたＸ線２０４となって患者２０２に照射される。Ｘ線源２００は、高電圧発生装置１０４を介してホストコンピュータ１０１によって制御される。スキャナ全体は、スキャナ角度検出手段２０６によって角度を検出し、検出した角度に基づいてホストコンピュータ１０１が、スキャナ駆動手段２０７を制御し、スキャナ１０２を駆動する。検出器２５０によって検出された検出データは、画像処理装置１０３において、ホストコンピュータ１０１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の後に、表示装置１００にて表示される。
【００１３】
本発明は、かかるＣＴ装置を用いて、ＣＴスキャン撮影に先立ってスキャノグラム撮影を行い、管電流を制御するための標準モデルを得ておく。標準モデルは、被検体のＸ線透過長をスキャナの回転角度毎に算出可能な、生体に近い材質に換算したモデルである。このモデルとは、スキャナの回転角度と透過長との関係を示す。このＸ線透過長モデルを取得した後で実際のＣＴ計測を行うが、ＣＴ計測に際して管電流の制御を上記モデルを利用して行う。即ち、スキャナの回転角度毎にモデルから透過長を求め、この透過長に適合する管電流を求め、この管電流になるようにその回転角度での管電流制御を行う。回転角度は、その基本ピッチ単位でのものでもよく、又は、数ピッチ単位の回転角度であってもよい。
【００１４】
更に、ＣＴスキャンは、被検体を移動しない単一スライス位置スキャンの例、及び被検体を移動してのヘリカルスキャンの例のいずれにも適用する。前者の場合その単一スライス位置での単一モデル（即ちスキャナの回転角度と透過長との二軸からなる二次元モデル）でよいが、後者の場合、ヘリカルスキャン方向（体軸方向）に沿っての各スライス位置でのそれぞれの二次元モデル（即ち体軸方向位置Ｚで定まるスキャナの回転角度と透過長とから成る二次元モデル）を求めておくことが必要である。この後者の例で、スキャノグラム画像から求めたモデル数が少なく、即ち、互いにある程度離れたスライス位置毎の二次元モデルであれば、隣り合う二次元モデル間で補間によりその中間位置（１つ又は複数）モデルを求めて三次元モデルを構築して利用する。
二次元モデルは、例えば短軸と長軸とを有する楕円とする。短軸と長軸との大きさのそれぞれがスライス位置毎に透過長に応じて種々変わる。モデルは生体に近いある標準材質で均一なものとし、その一例は水又はそれに近いものが好ましい。もちろん、それ以外の材質の採用もある。材質によって定まる係数（材質係数と定義）を事前に求めておき、モデル作成時に短軸、長軸（又は管電流計算時に管電流）に反映させる。
【００１５】
以上の考え方を更に具体的に説明する。
（１）、先ず、本発明の前提について説明する。
図３は、被検体とＸ線源、投影データの関係を示したものである。スキャナ角度が０度（即ちＸ線源が０度）の位置にある時、Ｘ線は被検体の短軸（即ち一番短い経路）を通過する。Ｘ線源が９０度の位置にある時は、Ｘ線は被検体の長軸、即ち一番長い経路を通過する。
【００１６】
投影データは、図３（ｉ）、（ii）に示すようにＸ線検出器が検出したＸ線量から、Ｘ線の減衰量に変換したものである。投影データは、図のようにＸ軸が被検体の幅に相当し、Ｙ軸が被検体によるＸ線の減衰量、つまりＸ線が透過した経路長に相当する。勿論被検体は、その中心がスキャナの回転中心であるアイソセンタにほぼ一致するように設定されている。又、被検体の投影データ上のチャンネル方向の広がりは、Ｘ線源−アイソセンタ間距離ＳＩＤを、Ｘ線源−Ｘ線検出器間距離ＳＯＤで除し、チャンネルピッチを乗することで、アイソセンタ位置での被検体の幅に変換できる。
【００１７】
図４は、投影データに関する吸収率の相異の説明である。一般に生体は、体内に肺や骨などの構造を持つため、密度が不均質である。従って、例えば図４（ｉ）、（ii）に示すように、肺を含む断面をＸ線が透過した時の減衰量は、同一の大きさでも肝臓のような実質臓器を含む断面をＸ線が透過した時の減衰量よりも少ない。つまり、実際にＸ線が透過した経路の長さが同じであっても透過した部位の減衰率によってＸ線の減衰量は異なる。
【００１８】
断層像画像を再構成するためには、一定以上のＸ線量が必要であるのは言うまでもないが、Ｘ線量が多すぎる場合もいたずらに被曝量を増やすだけで利益が少ない。
【００１９】
（２）、透過長モデルの算出について説明する。
ＣＴ計測に先立って、ＣＴ計測を行う被検者に対してスキャノグラム撮影を行い、スキャノグラム画像データを得る。
図５（ｉ）は、かかるスキャノグラム画像３００を示す。図は、胸部から腹の中間部位までの領域を撮影領域とした。かかるスキャノグラム領域の中からＣＴスライス位置が選ばれる。図で、Ｐ1、…、Ｐi、…、Ｐj、…、Ｐnがスライス位置である。このような多数のスライス位置の設定には、ヘリカルスキャンが好ましい。
【００２０】
図５（ii）、（iii）はモデル決定の説明図である。スライス位置Ｐi、Ｐj、（ここで、２つのスライス位置Ｐi、Ｐjは互いに独立であり、関連はない。２つのスライス位置Ｐi、Ｐjとしたのは、楕円の短軸、長軸の値がスライス位置で変わると言うことを主張したいためである）でのＣＴ断層像が図５（ii）の如く仮になっているとすると、その縦方向の減衰量の投影は図５（iii）の如くなるはずである。そこで、図５（iii）の投影で、最大減衰量ｂi、ｂj、及び投影面積Ｓi、Ｓjに注目すると、ｂi、Ｓiはスライス位置Ｐiでの断層画像の透過状況を反映し、ｂj、Ｓjはスライス位置Ｐjでの断層画像の透過状況を反映した値と見てよい。
【００２１】
そこで、楕円をモデル図形とし、短軸をｂi、ｂj、楕円の面積をＳi、Ｓjとする楕円の長軸をａi、ａjとすると、
【数１】
0004519254.tif 000002
から、Ｓi、ｂi、Ｓj、ｂjが既知であるとすれば、ａi、ａjは、以下となる。
【数２】
0004519254.tif 000003
尚、実際上は、楕円体モデルは、その材質によって、Ｓi、ｂi、Ｓj、ｂjの修正が必要である。そこで、材質によって透過長を定めるため、その関係を示す材質係数ｋを導入する。材質係数は、ｂ、Ｓそれぞれ毎に定めてもよいが、例えば短軸ｂで統一し、数２のｂiに変わって、ｂi1＝ｋｂi、ｂj1＝ｋｂjを代入した数３を利用する。
【数３】
0004519254.tif 000004
材質例としては、人体組織に近い水の例がある。それ以外に、同質と見られるポリエチレンやアクリル樹脂の如き例、その他の材質例もある。
【００２２】
図６には、以上の楕円体によるモデルを示す。図６（ｉ）がスキャノグラム画像から楕円体、図５（ii）がそれに材質係数ｋを反映した換算の楕円体モデルを示す。
【００２３】
図７（ｉ）、（ii）は、それぞれ左側の如き断層画像の例での楕円体モデルＭ1、Ｍ2を示す。モデルＭ1は短軸ｂと長軸ａとがａ=ｂとなる真円の例、モデルＭ2は長軸ａが短軸ｂの２倍（ａ＝２ｂ）の楕円の例である。図７（iii）は、体軸方向に複数のモデルＭ1、Ｍ2、Ｍ3を得た例である。モデルＭ1、Ｍ2、Ｍ3の体軸方向ピッチＺpが粗いときには、例えば、隣り合うモデル間で最小自乗法により、その途中の１つ又は２つ以上のモデルを補間で求める。
【００２４】
（３）、管電流の求め方を説明する。
以上求めたモデルは、図５（ii）、 図７（ｉ）、（ii）からわかるようにそのスライス位置での断層画像での断層画像の透過長を反映したものである。モデルは一旦、レジスタを含むメモリに格納しておく。但し、リアルタイムでモデルの作成、その利用をする場合には、レジスタを利用する。そして、あるスライス位置が決定した時、その位置のモデルをメモりから取り出し、スキャナ角度毎に、モデルから得られる透過長に基づいて管電流を決定し、この管電流になるようにその投影角でのＸ線管の管電流を制御する。
【００２５】
これを図８、図７（iii）から説明する。図７は、モデルＭに対するスキャナ回転角度β＝０°での様子を示す。この角度β＝０°でのスキャノグラム投影からモデルＭを求めたものとする。かかるモデルＭに対して、Ｘ線ＣＴ計測での回転角度θだけ傾いているとすると、そのときの楕円体Ｍの中心位置（例えばアイソセンタ）を通るパスの長さＤは、次式となる（図７（iii）参照）。
【数４】
0004519254.tif 000005
ここで、ａとは数３のａiやａjを指す。
【００２６】
被検体をスキャンする全範囲におけるパスの最大値（全スライス位置Ｓ1〜Ｓnの中でのパス最大値）をＤmax、最小値（同じくパスの最小値）をＤminとする。この値はモデルを作るときに既知である。管電流をＩmax（ｍＡ）からＩmin（ｍＡ）の範囲で変化させる場合、パスＤにおける管電流Ｉは次式となる。
【数５】
0004519254.tif 000006
スキャナ回転角度θ毎に、数４、数５により管電流Ｉが求まる。かかる管電流Ｉになるようにその回転角度θでの管電流を制御する。かくして、ＣＴ計測に際して、スキャナの角度毎にモデルＭで定まる管電流ＩでＸ線管が制御され、厚さに対応した適正なＸ線照射を実現する。
【００２７】
第２の実施の形態について説明する。
第１の実施の形態では、透過長モデルは、ＣＴスキャン計測の前に行ったスキャノグラム撮影によって得たスキャノグラム画像データから得るものとした。第２の実施の形態では、ＣＴスキャンの前に、予備撮影、例えば低線量による、ＣＴスキャンを行って透過長モデルを得る。Ｘ線ＣＴ装置は、スキャノグラム撮影を行うことも、低線量によるＣＴスキャンを行うことも（リアルタイム透視を行うＣＴ透視と称せられる技術分野）、可能である故、第１の実施の形態では、前者を選択操作することで、第２の実施の形態では後者を選択操作することで、透過長モデルを求める。
【００２８】
以下では、ヘリカルスキャンの例で予備撮影を利用しての第２の実施の形態を説明する。図９にその計測手順及び処理並びに制御のフローを示す。フローＦ１でベッドに被検者を載せ、フローＦ２で低線量ヘリカルスキャン計測を行う。低線量とは、例えば管電流Ｉが２０ｍＡの例を云う。ヘリカルスキャン計測のための体軸方向の計測位置及びその範囲は本来のＣＴヘリカルスキャン計測の位置と範囲に一致させることが好ましいが、不一致（例えば、範囲を狭くする）の例もありうる。
フローＦ3では、フローＦ2で得た低線量ヘリカルスキャン投影データをもとに、ＣＴ透視、即ち、リアルタイム再構成を行う。かくして複数スライス位置での再構成画像データＧ1、Ｇ2、…、Ｇnを得る。スライスピッチを例えば１ｍｍとし、３００ｍｍの範囲のヘリカルスキャン計測であれば、３００枚の再構成画像データを得る。フローＦ4では、３００枚の各再構成画像それぞれについて、任意の方向から投影したスキャノグラム画像データを求める。そして、第１の実施の形態の考え方又は後述する新しい考え方に従って、３００枚の透過長モデル（これは一種の立体画像）を作り出す。フローＦ6では、本来の通常のＣＴスキャン計測又はヘリカルスキャン計測を行う。この際、前者の通常のＣＴスキャン計測では、単一スライス位置に対してＣＴ計測を行うが、その際、このスライス位置のモデルが選択され、このモデルから各スキャナ回転角度毎に、設定された管電流が流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。一方、後者のＣＴヘリカルスキャン計測では、モデルのある１ｍｍピッチ単位に、該当するモデルを利用して投影角毎に設定された管電流が流れ、適正なＸ線量の照射がなされる。この場合、ヘリカルスキャンでは連続的にＸ線の照射が行われており、１つのピッチ内の照射量をどうするかが問題となる。例えば、隣り合うピッチにあって、前方のピッチ位置でのモデルをこのピッチ内にそのまま適用するやり方をとる。又は、隣り合う２つのピッチ位置のモデルから、この２つのモデルをつなぐモデルを補間で求めるやり方もある。つなぐモデルは、例えば最小自乗法により決定する。
【００２９】
図９でフローＦ4で３００枚の例としたが、この段階で補間により更に細かいピッチの再構成画像を得ておき、そこから両画像を利用してフローＦ5のモデルを得ることも可能である。
図９のフローＦ5のモデルを第１の実施の形態と同じように求めるとしたが、再構成画像の特徴を生かすことで、一層リアルティの高いモデルを作る新しいやり方がある。これを図１０で説明する。第１の実施の形態では１つの方向のスキャノグラム撮影であったが、低線量ヘリカルスキャン計測（Ｆ2）では、０゜〜３６０゜の範囲のスキャノグラム撮影を行ったことを意味する。そこで、０゜〜３６０゜の各投影角（ピッチが０゜であれば連続。ピッチがある値θ0であればθ0単位毎の投影角。ここでθ0は任意に設定可）についてスキャノグラムによるデータ投影を行う。θ0＝４５゜とした例を図１０に示す。その各角度０゜（１８０゜と同じ）、４５゜（２２５゜と同じ）、９０゜（２７０゜と同じ）、１３５゜（３１５゜と同じ）毎に図１０（ｉ）の如くデータ投影を行い、その中の投影データの中の最大値ａ0、ａ1、ａ2、ａ3を求める。これをチャート化したのが、図１０（ii）である。折れ線チャートであるが、第１の実施の形態に比べてはるかに現実に近い透過長モデルである。ピッチθ0を更に細かくすることで、よりリアルティのあるモデルを作ることも可能である。
【００３０】
図１０で、Ｘ線減衰量はエネルギーが決まっていれば、物質を透過した厚さと一対一の関数関係がある。従って物質を生体に近い水とした場合、図１０（ii）のチャート方向ごとに被検体の厚さを示す指標となる。
【００３１】
材質を水とした場合のモデルでの、ＣＴ検出器の検出データ（ＲＡＷＤＡＴＡ、スキャノグラムデータ）と水等価長（水透過長と同義）の関係を以下で説明する。ここで、水等価長とは、素材が不明な物の検出データから、水に換算した時の厚さを云う。従って、水の代わりにポリエチレンに換算した時の厚さであれば、ポリエチレン等価長と呼ぶことになる。
検出データ（ＣＴのＲＡＷＤＡＴＡに相当）の値をｂ0とする。ｂ0の値は、０〜３００００（例）等の正の値をとる（上限は装置によって異なる）。水は、ＣＴ値＝０である。光子のあるエネルギーＥに対する水の線減弱係数をμw（Ｅ）とする。
ある物体Ａに対して、
ＣＴ値：ＣＴ0（Ｅ）、線減弱係数：μ0（Ｅ）とすると、
ＣＴ値の定義から、
【数６】
0004519254.tif 000007
なので、
【数７】
0004519254.tif 000008
である。
エネルギーＥのＸ線に対して、物体Ａの厚さｔ0の層によって、減衰したＸ線が、透過して検出される割合をＤa（ｔ0、Ｅ）とすると、
【数８】
0004519254.tif 000009
である。
従って、トータルの検出されるＸ線量の割合は、全エネルギーにわたって積分したものとなり、
【数９】
0004519254.tif 000010
である。
今、以下の式を近似的に満たすＥeを仮定する。
【数１０】
0004519254.tif 000011
このとき、以下の式が成り立つ。
【数１１】
0004519254.tif 000012
エネルギーＥeに対する線減弱係数を以下のように置く。
【数１２】
0004519254.tif 000013
検出データは、通常、検出したＸ線量の対数をとって反転させるので、
【数１３】
0004519254.tif 000014
である。
この検出データと等しい値を生じる水の厚さ：ｔwが、物体Ａ（厚さｔ0）の水に等価な厚さである。これが水等価長ｔwであり、
【数１４】
0004519254.tif 000015
即ち、
【数１５】
0004519254.tif 000016
である。
今、ＣＴ値がＣＴ0、厚さがｔ0の物体Ａに対する検出データの値が、
【数１６】
0004519254.tif 000017
であると仮定すると、
【数１７】
0004519254.tif 000018
となる。
従って、検出データがｂxである場合の水等価長をｔwxとすると、
【数１８】
0004519254.tif 000019
であり、既知のデータによって表しえる。ここで水の場合、ＣＴ0＝０とする。また水の代わりにポリエチレンの例では、ＣＴ値ＣＴ0＝１５０、厚さｔ0＝３１０ｍｍのポリエチレンファントムの検出データがｂ0＝９０００である事が、既に知られているとき、厚さｔ0＝３１０ｍｍのポリエチレンに相当する水等価長は、ｔw＝３５６．５ｍｍである。そして、例えばポリエチレンのある厚さに対して検出データが、ｂx＝５８０６である時には、水等価長は、ｔwx＝２３０ｍｍという事が計算できる。
【００３２】
操作者の指示や操作のもとに、第１の実施の形態でのスキャノグラム撮影指令、モデルの作成、スキャナ回転角度毎の管電流の算出、その管電流となるような管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行う。第２の実施の形態においても、操作者の指示や操作のもとに、低線量ヘリカルスキャン計測指令、モデルの作成、投影角毎の管電流の算出、その管電流となるような管電流制御指令は、ホストコンピュータ１０１が行う。勿論、画像処理装置１０３と共動して動作することもある。
【００３３】
第１、第２の実施の形態で、モデル作成時に投影データの最大値を検出したが、高周波ノイズ等が乗って最大値を形成することがある。こうしたノイズ等が乗った最大値を除去して、本来の信号のみの最大値を検出することが必要である。そのためには、信号の中の高周波ノイズを除去するためにフィルタを通すとか、平滑化するとか、平均化するとかの処理をすればよい。
【００３４】
尚、スキャナの回転角度度したが、これはＸ線源とＸ線検出器が対向して回転する例であり、Ｘ線検出器が３６０°配置されているシステムにあっては、Ｘ線源の回転角度となる。
【００３５】
【発明の効果】
本発明によれば、被検体を透過するＸ線量を適切に制御し、断層像のＳ／Ｎを向上させ、かつ無用な被曝を抑えて、被検体の低被曝化を実現することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線ＣＴ装置システムを示す図である。
【図２】図１のＸ線ＣＴ装置でのＣＴスキャン時のシステム構成図である。
【図３】投影（０°、９０°）の説明図である。
【図４】被検体部位での投影の違いの説明である。
【図５】スキャノグラム画像とスライス位置投影例図である。
【図６】モデルを示す図である。
【図７】スライス位置とモデルとの対応例図である。
【図８】モデルと投影との関係を示す図である。
【図９】第２の実施の形態での処理フロー図である。
【図１０】その時のモデルを示す図である。
【符号の説明】
１００  表示装置
１０１  ホストコンピュータ
１０２  スキャナ
１０３  画像処理装置
１０４  高電圧発生装置
２００  Ｘ線源
２０１  コリメータ
２０２  患者
２０４  ファンビームＸ線
２０６  スキャナ角度検出手段
２０７  スキャナ駆動手段
【図１】
0004519254.tif 000020
【図２】
0004519254.tif 000021
【図３】
0004519254.tif 000022
【図４】
0004519254.tif 000023
【図５】
0004519254.tif 000024
【図６】
0004519254.tif 000025
【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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