JP2012148028A

JP2012148028A - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP2012148028A
Application number: JP2011010874A
Authority: JP
Inventors: Fumiaki Yoshino; 史章吉野; Yukio Kumagai; 幸夫熊谷; Akira Yoshida; 亮吉田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2011-01-21
Filing date: 2011-01-21
Publication date: 2012-08-09

Abstract

【課題】被検体の体軸方向のサイズ変化、かつ、本スキャンにおける撮影態様を考慮し、実際の被曝線量を精度良く算出する。
【解決手段】被曝線量算出装置２７は、Ｎ枚の最小画像スライス厚の２次元画像群から各画像において被検体領域を検出する（ステップＳ３１）。次に、２次元画像群の各々から検出した被検体領域の面積Ｓｎを算出する（ステップＳ３２）。次に、求めたＳｎから被検体１７の断層像を円形に近似し、半径ｒｎを求める（ステップＳ３３）。次に、単位被曝線量テーブルから、ステップＳ３３において求められる半径ｒｎに相当する単位被曝線量を選択する（ステップＳ３４）。次に、被曝線量ＣＴＤＩｎを加算し（ステップＳ３５）、全ての画像に対してステップＳ３１〜ステップＳ３５を繰り返し（ステップＳ３６）、総被曝線量を算出する（ステップＳ３７）。
【選択図】図６

Description

本発明は、被検体にＸ線を照射して医用画像を得るＸ線ＣＴ装置に関する。詳細には、被検体の被曝線量の評価技術に関する。

近年、医療被曝への関心が高まり、検査における被曝履歴を各医療機関または被検体個人が管理したいという要望が高まっている。従来のＸ線ＣＴ装置においては、ＩＥＣ６０６０１−２−４４に定められたＣＴＤＩ（ＣＴＤｏＳｅＩｎｄｅＸ）を、スキャン時の被曝線量として、スキャンを行う前に操作卓の表示装置に表示するように構成されている。しかし、ＩＥＣ規格に従って操作卓の表示装置に表示される被曝線量は、頭部用、腹部用として各々１種類ずつ、基準ファントムにおいて予め測定される被曝線量を、実際に適用するスキャン条件を考慮して換算したものに過ぎず、被検体の実際の体格を考慮した被曝線量とは異なる。

このような誤差を改善する技術として、特許文献１には、Ｘ線ＣＴ装置によって取得されるＣＴ値分布から、Ｘ線吸収係数の分布を算出し、実際に被検体が受けた被曝線量を算出することが提案されている。
また、特許文献２には、Ｘ線ＣＴ装置によって生成される再構成画像から各組織をセグメントし（領域分けをし）、その目的領域の大きさに対応した被曝線量を算出することが提案されている。

更に、特許文献３には、被検体を少なくとも１方向からスカウトスキャン（「スキャノグラム撮影」とも言う。）して得た各チャネルの投影データに基づき該被検体体軸に垂直な断面のサイズ情報を求めて、サイズ対線量の関係を規定した情報を参照して、被曝線量を算出することが提案されている。
具体的には、まず、スカウトスキャンして得た各チャネルの投影データに基づいて、高さｔ_jの系列で表される被検体断面のプロフィールを得る。次に、被検体断面のプロフィールに基づいて、被検体断面の最大の高さａ＝ｍａｘ（ｔ_j）を求める。次に、Ｘ線検出器のチャネルピッチΔCPに基づいて、被検体断面の最大の幅ｂ＝（ｍ−１）×ΔCPを求める。次に、ａ＜ｂの場合は、被検体断面の楕円率γをγ＝ｂ／ａにより求め、ａ＞ｂの場合は、γ＝ａ／ｂにより求める。被曝線量は、被検体断面の楕円率γに基づいて補正された正規化線量ｎＣＴＤＩｗ’に基づいて算出される。

特開２００６−７４０００号公報特開２００７−１８１６２３号公報特開２００４−７３３９７号公報

しかしながら、特許文献１から３に提案された手法では、いずれも、実際の被曝線量を精度良く算出することができていない。

特許文献１の手法では、Ｘ線ＣＴ装置によって取得されるＣＴ値分布から、Ｘ線吸収係数の分布を算出しているところ、Ｘ線吸収係数は、直接Ｘ線の減弱率を示す指標であり、被検体内における散乱Ｘ線を算出するための指標ではない。そのため、特許文献１の手法では、散乱線の影響が考慮されていないことになる。

特許文献１の手法における問題点に対して、特許文献２の手法では、散乱線の影響を考慮し、各組織・各部位・体格を円筒形に見立て被曝線量を求めている。しかしながら、実際の体格は円筒形になっていないため、特許文献２の手法でも、被検体の体軸方向のサイズ変化を考慮した被曝線量が算出されるとは言えない。

特許文献２の手法における問題点に対して、特許文献３の手法では、被検体の体軸方向のサイズ変化を考慮し、スカウトスキャンして得た投影データに基づいて算出された被検体断面の楕円率γを用いて、被曝線量を求めている。しかしながら、スカウトスキャンは、本スキャンの撮影計画（例えば、位置決めなど）の為に行なうものであり、本スキャンとＸ線の照射態様が異なる（例えば、スカウトスキャンは、ガントリが回転せずに撮影されるが、本スキャンは、一般にガントリが回転して撮影される。）。従って、スカウトスキャンして得た投影データを用いる限り、本スキャンにおける撮影態様が正確に考慮されたものとは言えない。

本発明は、前述した問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とすることは、被検体の体軸方向のサイズ変化、かつ、本スキャンにおける撮影態様を考慮し、実際の被曝線量を精度良く算出することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することである。

前述した目的を達成するために本発明は、被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向配置され前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記Ｘ線検出器によって検出される計測データを取得し、前記被検体の断層像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置で再構成した断層像を表示する画像表示装置と、を備えるＸ線ＣＴ装置であって、ファントムサイズ情報及び画像スライス厚情報ごとに、ファントムに対する被曝線量の測定結果に基づいて算出される単位被曝線量を記憶する記憶手段と、前記計測データに基づいて、前記被検体の体軸に垂直な断面の２次元画像を、撮影範囲全体に亘って所定間隔ごとに作成する画像作成手段と、前記２次元画像ごとに、被検体のＣＴ値を有する画素の集合である被検体領域を検出し、前記被検体領域のサイズ情報を算出するサイズ情報算出手段と、前記２次元画像ごとに、前記被検体領域のサイズ情報に対応する前記ファントムサイズ情報、及び、前記所定間隔に対応する前記画像スライス厚情報を検索することによって前記単位被曝線量を特定し、更に、全ての前記２次元画像に対する前記単位被曝線量を合算することによって、前記被検体の総被曝線量を算出する被曝量算出手段と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

本発明により、被検体の体軸方向のサイズ変化、かつ、本スキャンにおける撮影態様を考慮し、実際の被曝線量を精度良く算出することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

Ｘ線ＣＴ装置の外観図Ｘ線ＣＴ装置の構成図Ｘ線検出器及びＸ線照射の関係を説明する模式図スキャナ、患者テーブル、被検体の関係を側面方向から見た模式図Ｘ線ＣＴ装置の全体の処理の流れを示すフローチャート被曝線量算出処理の流れを示すフローチャート２次元画像を示す図単位被曝線量テーブルの例使用ファントム径を決定する判定式の例被曝線量算出結果の表示例らせんスキャンにおける画像スライス厚及び画像再構成間隔の関係を説明する模式図ファントム半径とＣＴＤIの関係式の例

以下図面に基づいて、本発明の実施形態を詳細に説明する。
最初に、図１から図４を参照しながら、本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。

図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置は、主として、スキャナ１、患者（被検体）テーブル２、操作卓３、患者テーブル２に設けられている天板４、表示装置５、操作装置６等によって構成される。
スキャナ１は、図２に示すように、主として、Ｘ線管制御装置７、Ｘ線管８（Ｘ線源）、コリメータ制御装置９、コリメータ１０、Ｘ線検出器１１、データ収集装置１２、回転板１３、回転制御装置１４、回転板駆動装置１５、駆動力伝達系１６等によって構成される。

Ｘ線管８は、被検体１７にＸ線を照射するものであり、Ｘ線を照射するためにＸ線管８に供給される管電圧・管電流は、Ｘ線管制御装置７によって制御される。
コリメータ１０は、Ｘ線管８から照射されたＸ線を、例えば、角錐形のＸ線ビームすなわちコーンビームＸ線として被検体１７に照射するためにＸ線照射野を調整するものであり、コリメータ制御装置９によって制御される。
Ｘ線検出器１１は、図３に示すように、チャネル方向と列方向とに二次元的に設けられた複数のＸ線検出素子１８を備え、Ｘ線管８と対向する位置に配置される。Ｘ線管８から放射されたＸ線は、被検体１７を透過してＸ線検出器１１に入射する。なお、Ｘ線検出器１１の構成については、後に詳述する。
データ収集装置１２は、Ｘ線検出器１１に接続されており、Ｘ線検出器１１の個々のＸ線検出素子１８の検出データを収集するものである。

回転板１３には、上述のＸ線管制御装置７、Ｘ線管８、コリメータ制御装置９、コリメータ１０、Ｘ線検出器１１、データ収集装置１２が搭載されている。回転板１３は、回転制御装置１４によって制御される回転板駆動装置１５から、駆動力伝達系１６を通じて伝達される駆動力によって回転される。
患者テーブル２は、図２に示すように、主として、天板４、患者テーブル制御装置１９、患者テーブル上下動装置２０、天板駆動装置２１、天板位置センサ２５によって構成される。
患者テーブル制御装置１９は、天板位置センサ２５からの情報を基に患者テーブル上下動装置２０を制御して、天板４を適切なテーブル高さに制御する。また、患者テーブル制御装置１９は、天板駆動装置２１を制御して天板４を前後動させる。これにより、被検体１７がスキャナ１のＸ線照射空間に搬入および搬出される。

操作卓３は、図２に示すように、主として、表示装置５、操作装置６、画像再構成装置２２、記憶装置２３、スキャン計画装置２４、システム制御装置２６、被曝線量算出装置２７によって構成される。
表示装置５は、システム制御装置２６に接続されており、画像再構成装置２２から出力される再構成画像やシステム制御装置２６が取り扱う種々の情報を表示するものである。
操作装置６は、システム制御装置２６に接続されており、操作者によって各種の指示、情報等をシステム制御装置２６に入力するものである。
操作者は、表示装置５及び操作装置６を使用して、対話的にＸ線ＣＴ装置を操作することができる。

画像再構成装置２２は、システム制御装置２６の制御によってスキャナ１内のデータ収集装置１２によって収集されたデータが入力され、スキャノグラム撮影時には、データ収集装置１２が収集したスキャノグラム投影データ（被検体透視データ）を用いてスキャノグラム画像を作成し、スキャン時には、データ収集装置１２が収集した複数ビューの投影データを用いてＣＴ画像（断層像）を再構成するものである。
記憶装置２３は、システム制御装置２６に接続されており、画像再構成装置２２において作成されたスキャノグラム画像、再構成されたＣＴ画像、各種データ、およびＸ線ＣＴ装置の機能を実現するためのプログラム等を格納するものである。

スキャン計画装置２４は、システム制御装置２６に接続されており、操作装置６から入力された指示と記憶装置２３から読み出されたスキャノグラム画像を用いて、操作者がスキャンの事前計画を作成するものである。すなわち、記憶装置２３から読み出されたスキャノグラム画像が表示装置５に表示され、操作者は表示された被検体スキャノグラム画像上で操作装置６を用いてＣＴ画像の再構成位置（以下、「スライス位置」という。）の座標を指定することにより、スライス位置の計画を立てることができる。更に、ここで計画したスライス位置の情報は記憶装置２３に保存され、スキャン計画装置２４によってＸ線制御条件等の計画を立てるためにも用いられる。

システム制御装置２６は、スキャナ１と患者テーブル２とに接続されており、スキャナ１内のＸ線管制御装置７、コリメータ制御装置９、データ収集装置１２、および回転制御装置１４を制御し、また、患者テーブル２内の患者テーブル制御装置１９を制御するものである。

被曝線量算出装置２７は、システム制御装置２６に接続されており、Ｘ線検出器１１において検出された被検体１７の計測データから、被検体１７の被曝線量を算出するものである。被検体１７の被曝線量を算出する方法については、後に詳述する。

ここで、Ｘ線検出器１１について詳細に説明する。図３に示すように、Ｘ線検出器１１は、例えばシンチレータとフォトダイオードとの組み合わせによって構成される複数のＸ線検出素子１８をチャネル方向と列方向（スライス方向）とに二次元的に配列した構成となっている。
Ｘ線検出素子１８は、全体として円筒面状もしくはチャンネル方向に関して折れ線状に湾曲したＸ線入射面を構成しており、チャネル番号ｉは例えば１〜１０００程度（すなわち、Ｘ線検出素子１８がチャネル方向に１〜１０００程度配設されている。）、列番号ｊは例えば１〜３２０程度（すなわち、Ｘ線検出素子１８が列方向に１〜３２０程度配設されている。）である。
図３、図４に示すように、コリメータ１０の開口幅によりファン角度αとコーン角度γを調整したコーンビームＸ線が、患者テーブル２の天板４に載せられてスキャナ１の開口部に搬入された被検体１７に照射される。これに対して、Ｘ線検出器１１は被検体１７を透過したＸ線を検出する。

次に、図５を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置の処理の流れについて説明する。以下の処理は、システム制御装置２６の制御下で行われる。なお、ここでは非らせんスキャンを想定して説明を行うが、本発明の実施の形態は、非らせんスキャンに限られるものでなく、らせんスキャンについても適用可能である。らせんスキャンに適用する場合の特別な処理については、後に詳述する。

まず、操作者が操作装置６を操作することによって、スキャノグラムの撮影を実施するか否かをシステム制御装置２６に対して指示し、その指示に基づいて以下の処理が決定される（ステップＳ１０）。

スキャノグラムの撮影を実施する場合（ステップＳ１０のＹＥＳ）、スキャノグラムデータを用いてスキャン条件を設定する処理（ステップＳ１１〜Ｓ１２）に進む。すなわち、システム制御装置２６の制御の下、被検体のスキャノグラム撮影が行われ（ステップＳ１１）、撮影されたスキャノグラム像を利用して、スキャン計画装置２４によってスキャン計画の設定が行われる（ステップＳ１２）。
ここで設定されるスキャン計画とは、例えば、先頭ＣＴ画像・末尾ＣＴ画像の体軸方向位置、体軸方向におけるＣＴ画像再構成間隔、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流、スキャン時間（１回転に要する時間）、Ｘ線コリメーション条件、再構成フィルター関数の種類、視野サイズ、等の諸条件を指す。

スキャノグラムの撮影を実施しない場合（ステップＳ１０のＮＯ）、スキャノグラム像が無い状態で、スキャン計画装置２４によってスキャン計画の設定が行われる（ステップＳ１３）。
ここで設定されるスキャン計画は、ステップＳ１２で述べたものと同様であるが、それらのうち先頭ＣＴ画像・末尾ＣＴ画像の体軸方向位置については、図示しない位置決め用の投光器によって基準位置を定めて、基準位置との相対位置によって定めることができるようになっている。

スキャン計画の設定がなされたら、スキャンが行われる（ステップＳ１４〜Ｓ２３）。
まず、患者テーブル制御装置１９が、所定の体軸方向初期位置に天板４を移動させる（ステップＳ１４）。
次に、システム制御装置２６の制御の下、所定の体軸方向位置において、スキャンが行われる（ステップＳ１５）。

次に、各種の補正・変換処理（ステップＳ１６〜Ｓ１８）について説明する。
スキャンで得られた被検体１７の計測データに対し、画像再構成装置２２が、Ｘ線無照射時のデータ収集装置１２からの出力（オフセット出力）を、被検体計測時のデータ収集装置１２からの出力から差し引くオフセット補正処理を行い（ステップＳ１６）、Ｘ線検出器素子１８の感度ばらつきを補正する感度ばらつき補正処理を行い（ステップＳ１７）、補正後の計測データをＸ線透過経路におけるＸ線吸収係数積分値に比例した投影データに変換するＬｏｇ変換処理を行う（ステップＳ１８）。
なお、被検体１７の投影データを作成するための計測データに対する各種の補正・変換処理（ステップＳ１６〜Ｓ１８）によって作成されたデータは、ＣＴ画像の再構成処理（ステップＳ１９〜Ｓ２０）のために用いられる。その後、その再構成データは、被曝線量算出装置２７による被曝線量算出処理（ステップＳ２１）に利用される。

次に、ＣＴ画像の再構成処理（ステップＳ１９〜Ｓ２０）について説明する。
ステップＳ１８において作成された被検体１７の投影データに対し、画像再構成装置２２が、ぼけ補正のための再構成フィルタリング処理を行なう（ステップＳ１９）。そして、画像再構成装置２２が、再構成フィルタリング処理後の投影データを逆投影することにより、被検体１７の体軸方向所定位置におけるＣＴ画像を再構成する（ステップＳ２０）。

次に、被曝線量算出装置２７が、画像データの再構成処理（ステップＳ１９〜Ｓ２０）によって作成されたデータを解析し、被曝線量の算出処理を行なう（ステップＳ２１）。なお、被曝線量の算出処理については、後に詳述する。
次に、ステップＳ２０において再構成されたＣＴ画像が、ステップＳ２１において算出された被曝線量や、他のスキャン条件等の付帯情報と共に記憶装置２４に格納されるとともに、表示装置５に表示される（ステップＳ２２）。表示例については、後に詳述する。

次に、システム制御装置２６によって、全スキャン終了したか否かが判断される（ステップＳ２３）。
全スキャン終了している場合（ステップＳ２３のＹＥＳ）、一連の処理を終了する。
全スキャン終了していない場合（ステップＳ２３のＮＯ）、患者テーブル制御装置１９が、体軸方向の次の天板位置へ天板４を移動させる（ステップＳ２４）。その後、再度スキャンを実行する（ステップＳ１５）。このように、必要な分だけスキャンが繰り返され、一連の処理が終了する。

以下、図６〜図１２を参照しながら、被曝線量算出処理について、詳細に説明する。
被曝線量算出装置２７は、予め、少なくとも、ファントム半径ｒｎ（ファントムサイズ情報）、及び、コリメーション幅（最小画像スライス厚Ｍ（ｍｍ）×列数Ｒ：画像スライス厚情報）ごとに、ファントムに対する被曝線量の測定結果に基づいて画像１枚あたりのＣＴＤＩ（単位被曝線量）を算出し、記憶装置２３に単位被曝線量テーブルとして記憶しておく。

そして、スキャンの実行後、被曝線量算出装置２７は、計測データに基づいて、被検体１７の体軸に垂直な断面の２次元画像を、撮影範囲全体に亘って所定間隔ごとに作成する。例えば、被曝線量算出装置２７は、Ｎ枚の最小画像スライス厚の２次元画像群を作成する。
次に、被曝線量算出装置２７は、２次元画像ごとに、被検体１７のＣＴ値を有する画素の集合である被検体領域を検出し、被検体領域の面積を算出し、被検体領域を円形近似した場合の半径（被検体領域のサイズ情報）を求める。
次に、被曝線量算出装置２７は、２次元画像ごとに、被検体領域のサイズ情報に対応するファントムサイズ情報、及び、所定間隔に対応する画像スライス厚情報を検索することによって単位被曝線量を特定し、更に、全ての２次元画像に対する単位被曝線量を合算することによって、被検体１７の総被曝線量を算出する。
尚、らせんスキャンの場合は、計測データを得るための撮影条件として設定された画像スライス厚と同じ間隔にて作成された２次元画像群を使用する。

図６に示す処理は、被曝線量算出装置２７によって行われる。
まず、被曝線量算出装置２７は、ステップＳ２０において作成されたＮ枚の最小画像スライス厚の２次元画像群から各画像において被検体領域を検出する（ステップＳ３１）。被検体領域は、ＣＴ値の閾値を定めて検出する。

ここで、閾値の説明を行う。Ｘ線照射経路には、大きく分けると、空気、被検体１７が存在する。Ｘ線は被検体１７を透過する際に吸収されるが、空気では吸収されない。ステップＳ２０において作成される画像データは、ＣＴ値として、空気と被検体１７の差がはっきりと表されている。そこで、２次元画像に含まれる空気のＣＴ値（-１０００ＨＵ付近）から閾値Ａを設定する。例えば、閾値Ａを-８００ＨＵ程度とする。そして、閾値Ａよりも高いＣＴ値の領域は、Ｘ線吸収を行うと判断して「１」、閾値Ａよりも低いＣＴ値の領域はＸ線吸収が無いと判断して「０」というように２値化することによって、被検体領域を検出する。

また、Ｘ線照射経路には、天板４も存在する。そこで、天板４の影響を除くために、天板４のＣＴ値に基づいて閾値を設けても良い。天板４は、人を支えるためのものであるから、空気のＣＴ値に近い（Ｘ線吸収量の小さい）材料を使用している。一方、天板４を除去するための閾値は、被検体１７において最もＣＴ値が小さい脂肪のＣＴ値（-１００ＨＵ付近）よりも小さいＣＴ値とする必要がある。そこで、天板４を除去するための閾値は、−１０００＜天板ＣＴ値＜−１００の範囲とすれば良い。
また、被検体領域を検出する為の手法は、様々な文献において報告されており（例えば、特開２００７-１８１６２３号公報）、本手法に限らず既知の手法を利用しても構わない。

次に、被曝線量算出装置２７は、２次元画像群の各々から検出した被検体領域の面積Ｓｎを算出する（ステップＳ３２）。
２次元画像群中のｎ枚目の画像における被検体領域の面積算出処理について、図７を用いて説明する。図７では、ｎ枚目の２次元画像３０をピクセルごとに簡易的に図示している。２次元画像３０は、Ｘ方向とＹ方向それぞれに、例えば５１２×５１２ピクセル表示しており、空気領域３２には「０」、被検体領域３１には「１」のピクセル値となっている。
例えば、被曝線量算出装置２７は、２次元画像３０のＦＯＶサイズＤ[ｍｍ]から１ピクセルあたりの面積を算出し、「１」のピクセル値を持つ総ピクセル数Ｔｎを乗算することによって（次式参照）、被検体領域３１の面積を求める。

尚、ここでは、５１２×５１２ピクセル表示として説明したが、これに限定されるものではない。
次に、被曝線量算出装置２７は、求めたＳｎから被検体１７の断層像を円形に近似し、次式によって半径ｒｎを求める（ステップＳ３３）。

尚、２次元画像３０における被検体領域３１の面積を求める手法は、様々な文献において報告されており（例えば２００７-１８１６２３号公報）、本手法に限らず既知の手法を利用しても構わない。

次に、被曝線量算出装置２７は、単位被曝線量テーブルから、ステップＳ３３において求められる半径ｒｎに相当する単位被曝線量を選択する（ステップＳ３４）。

ここで、単位被曝線量テーブルについて説明する。単位被曝線量テーブルは、数種類の異なる半径のアクリルファントムを用いて計測したＣＴＤＩ値から、画像単位のＣＴＤＩ値に換算したテーブルである。本発明のＸ線ＣＴ装置の記憶装置２３には、予め半径の異なる複数のアクリルファントムを用いたＣＴＤＩ値が記憶されているものとする。

以下では、説明を簡略化する為に、半径ｒ１ｍｍ、ｒ２ｍｍ、・・・、ｒ８ｍｍの８つのアクリルファントムを使用した場合を記述する。当然ながら、ファントムの大きさ及び数は、適宜変更可能である。
また、単位被曝線量テーブルに登録されるＣＴＤＩ値は、コリメーション幅別に計測したＣＴＤＩ値を最小画像スライス厚Ｍ[ｍｍ]相当になるように、そのコリメーション幅における最大列数Ｒによって除算した値を用いている。
ここで、最小画像スライス厚Ｍとは、Ｘ線ＣＴ装置において撮影可能な最小の画像スライス厚、すなち、撮影条件の画像スライス厚として設定可能な最小値である。コリメーション幅とは、コリメータ１０の列方向（図３参照）の開口幅のことである。コリメーション幅における最大列数Ｒとは、コーン角度γ（図３参照）を調整したコーンビームＸ線を検出するＸ線検出素子１８の列方向の最大個数のことである。
例えば、Ｘ線ＣＴ装置が６４列装置（Ｘ線検出素子１８が列方向に６４個配列される装置）であって、コリメーション幅が、最小画像スライス厚Ｍ[ｍｍ]×列数６４個の場合、画像１枚あたりのＣＴＤＩ値＝計測されたＣＴＤＩ値／６４と算出される。

図８に示す単位被曝線量テーブル４０では、管電圧、コリメーション幅（最小画像スライス厚Ｍ×列数Ｒ）、及び、ファントム半径ごとに、画像１枚あたりのＣＴＤＩ値が登録されている。
例えば、左から１番目の表には、管電圧４１ａが「○○ＫＶ」、及び、コリメーション幅４２ａが「最小画像スライス厚Ｍ（ｍｍ）×Ｒ１」の撮影条件によって、ファントムの半径４４が「ｒ１〜ｒ８」（ファントム名４３が「円形ファントム１〜円形ファントム８」）を用いて計測した８個のＣＴＤＩ値「ＣＴＤＩ−ａ_１〜ＣＴＤＩ−ａ_８」を列数Ｒ１によって除した値が、それぞれ、ファントムの半径４４に対応付けられて、画像１枚あたりのＣＴＤＩ４５「ＣＴＤＩ−ａ_１／Ｒ１〜ＣＴＤＩ−ａ_８／Ｒ１」として登録されている。
また、例えば、左から２番目の表には、管電圧４１ａが「○○ＫＶ」、及び、コリメーション幅４２ｂが「最小画像スライス厚Ｍ（ｍｍ）×Ｒ２」の撮影条件によって、ファントムの半径４４が「ｒ１〜ｒ８」を用いて計測した８個のＣＴＤＩ値「ＣＴＤＩ−ａ_９〜ＣＴＤＩ−ａ_１６」を列数Ｒ２によって除した値が、それぞれ、ファントムの半径４４に対応付けられて、画像１枚あたりのＣＴＤＩ４５「ＣＴＤＩ−ａ_９／Ｒ２〜ＣＴＤＩ−ａ_１６／Ｒ２」として登録されている。
また、例えば、左から３番目の表には、管電圧４１ｂが「△△ＫＶ」、及び、コリメーション幅４２ａが「最小画像スライス厚Ｍ（ｍｍ）×Ｒ１」の撮影条件によって、ファントムの半径４４が「ｒ１〜ｒ８」を用いて計測した８個のＣＴＤＩ値「ＣＴＤＩ−ｂ_１〜ＣＴＤＩ−ｂ_８」を列数Ｒ１によって除した値が、それぞれ、ファントムの半径４４に対応付けられて、画像１枚あたりのＣＴＤＩ４５「ＣＴＤＩ−ｂ_１／Ｒ１〜ＣＴＤＩ−ｂ_８／Ｒ１」として登録されている。

尚、単位被曝線量テーブル４０は、少なくとも、ファントムの半径（ファントムサイズ情報）及びコリメーション幅（最小画像スライス厚Ｍ（ｍｍ）×列数Ｒ：画像スライス厚情報）ごとに、画像１枚あたりのＣＴＤＩが登録されていれば良い。更に、図８に示すように、管電圧やその他の線質を変化させるパラメータごとに、画像１枚あたりのＣＴＤＩが登録されていることによって、被検体の実被曝線量を高精度に算出することができる。

ステップＳ３３において求められる半径ｒｎと、単位被曝線量テーブル４０に登録されているファントムの半径４４との対応付けは、図９の判定式５２によって定める。
例えば、ｒｎ≦（ｒ１＋ｒ２）／２の場合、使用ファントム径５１がｒ１となる。また、例えば、（ｒ１＋ｒ２）／２＜ｒｎ≦（ｒ２＋ｒ３）／２の場合、使用ファントム径５１がｒ２となる。以下、同様である。
被曝線量算出装置２７は、このように使用ファントム径５１を定めて、単位被曝線量テーブル４０から、画像１枚あたりのＣＴＤＩ４５を特定し、ｎ枚目の画像の被曝線量ＣＴＤIｎとする。

被曝線量算出装置２７は、ステップＳ３５において被曝線量ＣＴＤＩｎを加算し、全ての画像に対してステップＳ３１〜ステップＳ３５を繰り返す（ステップＳ３６）。
すなわち、被曝線量算出装置２７は、次式の通り、総被曝線量を算出する（ステップＳ３７）。

図１０では、被曝線量の表示例を示している。図１０（ａ）は、被検体１７の上面図、図１０（ｂ）は、被検体１７の側面図、図１０（ｃ）は、領域ごとの被曝線量（ＣＴＤＩ値）、図１０（ｄ）は、体軸方向の形状変化に伴う使用ファントム径（ｍｍ）の変化を図示している。

被曝線量算出装置２７は、２次元画像ごとに被曝線量を算出していることから、図１０（ｃ）に示すように、体軸方向の任意の領域ごとに被曝線量を計算し、表示することができる。

図１０（ｄ）のグラフは、被検体１７の体軸方向の位置を横軸、被曝線量算出装置２７によって特定される使用ファントム径（ファントムのサイズ情報）を縦軸としている。
これまでＩＥＣ６０６０１-２-４４によって規定される基準のファントムは、図１０（ｄ）に示すように、頭部領域（半径８０ｍｍ）と体幹部領域（半径１６０ｍｍ）の２種類のみ使用しており、体軸方向の形状変化を考慮することができなかった。一方、本発明では、図１０（ｄ）に示すように、被曝線量を求める際に体軸方向の画像毎に被検体の面積をアクリルファントム半径相当に換算して体軸方向の被検体の形状変化を考慮した被曝線量を表現することができる。

従来、肥満体の患者に対して、読影に適した画像を撮影するための撮影条件を決定することが非常に困難であった。これに対して、図１０（ｄ）に示す縦軸を使用ファントム径としたグラフは、次回の撮影において撮影条件を決定する際に参考となる情報である。なぜなら、ファントムによる計測結果は、撮影条件及び画質の良否が予め分かっていることから、被検体の体型をファントムに近似して考えることができれば、読影に適した画像を撮影するための撮影条件も容易に判断できるからである。

尚、図１０（ｄ）のグラフでは、縦軸を使用ファントム径としたが、縦軸を被曝線量算出装置２７によって特定される画像１枚あたりのＣＴＤＩ（単位被曝線量）としても良い。縦軸を単位被曝線量とすることによって、画像単位の詳細な被曝状況が分かる。

本発明の実施の形態によれば、体軸方向の被検体の形状変化を考慮した被曝線量を求めることが可能であることから、被曝線量を精度良く算出することが可能となる。更に、スキャノグラム撮影の計測データではなく、本スキャンの計測データに基づいて被検体領域のサイズ情報を算出し、その被検体領域のサイズ情報に基づいて被曝線量を求めていることから、本スキャンにおける撮影態様が正確に考慮されたものとなっている。

尚、前述の説明では、体軸方向の被曝線量計算をより精度良く算出するために、単位被曝線量テーブルには、最小画像スライス厚に基づく単位被曝線量を登録するものとしたが、最小画像スライス厚を数枚加算したような厚い画像スライス厚に基づく単位被曝線量を登録するものとしても良い。
また、前述の説明では、円形ファントムを前提として、被検体１７の断層像を円形に近似し、半径ｒｎを求めることとしたが、楕円形ファントムを前提として、被検体１７の断層像を楕円形に近似しても良い。

＜変形例１＞
らせんスキャンに適用する場合の特別な処理について説明する。
らせんスキャンでは長いらせん状の軌跡の何処からでも画像再構成が可能であり、多くの画像を再構成することができる。ただし、この場合、一枚一枚の持つスライス厚はコリメーション、ヘリカルピッチによるものであり、画像再構成間隔を細かくすることによりオーバーラップした画像が得られる。

図１１に示すように、らせんスキャンによって取得される計測データに基づく２次元画像（らせんスキャン画像）は、画像スライス厚と同じ画像再構成間隔にて作成した画像であれば、互いにオーバーラップした領域がない。
一方、画像スライス厚よりも画像再構成間隔を細かくすることによって、らせんスキャン画像は、互いにオーバーラップした画像となる。
従って、画像再構成間隔が画像スライス厚よりも細かくして２次元画像を作成する場合、被曝線量算出装置２７によって算出される総被曝線量は、実際の被曝線量よりもかさ増しして計算することになってしまう。
そこで、らせんスキャンの場合は、被曝線量算出装置２７は、計測データを得るための撮影条件として設定された画像スライス厚と同じ間隔にて作成された２次元画像群を使用し、被曝線量を算出する。

＜変形例２＞
前述の説明では、図９の判定式５２を用いて、単位被曝線量を特定したが、本発明の実施の形態はこの例に限定されない。
変形例２では、予め半径の異なる複数のアクリルファントムから、アクリルファントムの半径とＣＴＤＩの相関式を算出し、その相関式から被検体の総被曝線量を算出するものである。

図１１には、ファントム半径とＣＴＤＩの関係式６０が示されている。図１１に示すように、ファントム半径が大きくなると被曝線量が小さくなることがわかる。そこで、この時のファントム半径と被曝線量の相関式を作ることにより、測定したファントム半径に捉われず、被曝線量を求めることができる。この時の相関式は次式によって表せる。

但し、Ｚ：係数、ｒ：アクリル半径、ｋ：測定ファントム数（ｋ≧２）である。
この時の測定ファントム数は、数が多いほど望ましい。また、相関式は、少なくとも２つ以上のファントムの測定を必要とする。
単位被曝線量算出装置２７は、ここで求めた相関式に基づいて使用ファントム径、画像１枚あたりＣＴＤＩ（単位被曝線量）を算出する。
この例では、最小画像スライス厚の画像１枚あたりのＣＴＤＩ値がアクリルファントム数に限定されずに算出できるため、前述の例よりも正確な総被曝線量を求めることができる。

以上、添付図面を参照しながら、本発明に係るＸ線ＣＴ装置等の好適な実施形態について説明したが、本発明はかかる例に限定されない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例又は修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。

１………スキャナ
２………患者テーブル
３………操作卓
４………天板
６………表示装置
６………操作装置
７………Ｘ線管制御装置
８………Ｘ線管
９………コリメータ制御装置
１０………コリメータ
１１………Ｘ線検出器
１２………データ収集装置
１３………回転板
１４………回転制御装置
１６………回転板駆動装置
１６………駆動力伝達系
１７………被検体
１８………Ｘ線検出素子
１９………患者テーブル制御装置
２０………患者テーブル上下動装置
２１………天板駆動装置
２２………画像再構成装置
２３………記憶装置
２４………スキャン計画装置
２６………天板位置センサ
２６………システム制御装置
２７………被曝線量算出装置

Claims

被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向配置され前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転するスキャナと、前記Ｘ線検出器によって検出される計測データを取得し、前記被検体の断層像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置で再構成した断層像を表示する画像表示装置と、を備えるＸ線ＣＴ装置であって、
ファントムサイズ情報及び画像スライス厚情報ごとに、ファントムに対する被曝線量の測定結果に基づいて算出される単位被曝線量を記憶する記憶手段と、
前記計測データに基づいて、前記被検体の体軸に垂直な断面の２次元画像を、撮影範囲全体に亘って所定間隔ごとに作成する画像作成手段と、
前記２次元画像ごとに、被検体のＣＴ値を有する画素の集合である被検体領域を検出し、前記被検体領域のサイズ情報を算出するサイズ情報算出手段と、
前記２次元画像ごとに、前記被検体領域のサイズ情報に対応する前記ファントムサイズ情報、及び、前記所定間隔に対応する前記画像スライス厚情報を検索することによって前記単位被曝線量を特定し、更に、全ての前記２次元画像に対する前記単位被曝線量を合算することによって、前記被検体の総被曝線量を算出する被曝量算出手段と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記画像作成手段は、らせんスキャンの場合、前記所定間隔を、前記計測データを得るための撮影条件として設定された画像スライス厚と同一にすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記被検体の体軸方向の位置を横軸、前記被曝線量算出手段によって特定される前記単位被曝線量、及び／又は、前記ファントムのサイズ情報を縦軸とするグラフを前記画像表示装置に表示する表示手段、
を更に具備することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。