JP2006158690A - 放射線ｃｔ装置及び放射線ｃｔ装置の放射線制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体の状態及び特徴に応じた被曝低減が可能な放射線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】被検体ＨにＸ線を照射するＸ線管２０を備え、被検体Ｈの体軸周りにＸ線管２０を回転させる走査ガントリ２と、被検体Ｈが載置されるクレードル４１を備え、クレードル４１を被検体Ｈの体軸方向へ移動させるテーブル４と、被検体Ｈの周期的な運動を検出する体動検出部５と、被検体Ｈに対するＸ線管２０の回転位置を特定する回転位置特定部３０ａと、被検体Ｈに対するＸ線管２０の体軸方向の位置を特定する体軸方向位置特定部３０ｂと、回転位置特定部３０ａ及び体軸方向位置特定部３０ｂのうち少なくともいずれか一方により特定された位置と、体動検出手段５により検出された周期的な運動の位相とに基づいてＸ線管２０の管電流を変調させるＸ線管コントローラ２５と、を備える。
【選択図】図８

Description

本発明は、被検体に照射する放射線強度を調整可能な放射線ＣＴ装置及び放射線ＣＴ装置の放射線制御方法に関する。

Ｘ線ＣＴ装置等の放射線ＣＴ装置においては、放射線の強度を増大させることにより画質が向上する一方で、被検体への被曝が増大することが知られている。つまり、放射線の強度の増減に関し、画質向上と被曝低減とはトレードオフの関係にあり、必要な画質に応じて放射線の強度を増減させることが望ましい。

この問題に対する技術として、心拍に同期してＸ線の強度を増減させるＸ線ＣＴ装置が知られている（例えば特許文献１）。この技術では、例えば拍動が安定する特定の位相においてのみＸ線の強度を増加させて投影データを収集することにより、被曝を低減しつつ、当該位相における心臓の画像を高画質で得ることができる。

また、被検体の断層の構造、形状は不均一であるとともに、被検体の体軸方向の位置によっても当該断層の構造、形状が異なるため、被検体に対するＸ線の照射角度及び被検体の体軸方向の位置により被検体のＸ線吸収率は異なる。そこで、被検体とＸ線源との体軸方向周りの相対角度又は体軸方向の相対位置に応じてＸ線の強度を増減させる技術も提案されている（例えば特許文献２）。
特開２０００−１８９４１２号公報 特開２００１−１７８７１３号公報

しかし、心拍に同期してＸ線を放射する技術では、体軸方向又は体軸周りの回転方向における被検体とＸ線源との相対位置に基づく被曝低減については考慮されていない。従って、拍運の特定の位相における断層像を得る場合に、被検体とＸ線源との相対位置によっては無駄な被曝が生じている。一方、被検体とＸ線源との相対位置に基づいて管電流を変調させる技術は、一般にスライス面全体の断層像を得ることを目的としており、心臓等の特定の部位の運動に応じて管電流を変調させることはない。つまり、時間によって変化する被検体の状態に応じた被曝低減と、被検体の構造、形状等の空間的な特徴に応じた被曝低減とは両立していない。

本発明の目的は、被検体の状態及び特徴に応じた被曝低減が可能な放射線ＣＴ装置及び放射線ＣＴ装置の放射線制御方法を提供することにある。

本発明の第１の観点の放射線ＣＴ装置は、被検体に放射線を照射する放射線源を備え、前記被検体の体軸周りに前記放射線源を回転させる走査ガントリと、前記被検体が載置されるクレードルを備え、前記クレードルを前記被検体の体軸方向へ移動させるテーブルと、前記被検体の周期的な運動を検出する体動検出手段と、前記被検体に対する前記放射線源の回転位置を検出する回転位置検出手段と、前記被検体に対する前記放射線源の前記体軸方向の位置を検出する体軸方向位置検出手段と、前記回転位置検出手段及び前記体軸方向位置検出手段のうち少なくともいずれか一方により検出された位置と、前記体動検出手段により検出された周期的な運動の位相とに基づいて前記放射線源の管電流を変調させる変調手段と、を備える。

好適には、前記変調手段は、前記周期的な運動の特定の位相において前記放射線源の管電流が増減するように前記管電流を変調させる。

好適には、前記変調手段は、前記回転位置検出手段及び前記体軸方向位置検出手段のうち少なくともいずれか一方により検出された位置が予め定められた所定範囲にあるときに前記管電流が増加又は減少するように前記管電流を変調させる。

好適には、前記変調手段は、前記周期的な運動の位相に応じて増減する第１の目標管電流と、前記検出された位置の変化に応じて増減する第２の目標管電流とを特定し、前記第１及び第２の目標管電流に基づいて第３の目標管電流を特定し、前記管電流が前記第３の目標管電流になるように前記管電流を変調させる。例えば、第１の目標管電流及び第２の目標管電流の相加平均、相乗平均、和、積、論理積、最大値、最小値、ｆｉｔｔｉｎｇ等の種々の方法により第３の目標管電流を特定してよい。

本発明の第２の観点の放射線ＣＴ装置は、被検体に放射線を照射する放射線源と、前記放射線源を前記被検体に対して相対移動させる移動手段と、前記放射線源により照射される放射線の強度を制御する制御手段と、を備え、前記制御手段は、前記被検体の所定状態を基準とする時間の経過と前記放射線源の前記被検体に対する相対位置の変化とに応じて前記放射線の強度を変化させるように前記放射線の強度を制御する。

好適には、前記放射線源は前記被検体の周期的な運動をする所定部位に放射線を照射し、前記所定状態を基準とする時間は前記周期的運動の位相である。

好適には、前記移動手段は、前記被検体の所定の軸周りに前記放射線源を前記被検体に対して相対的に回転させる回転移動手段と、前記所定の軸の方向へ前記放射線源を前記被検体に対して相対的に移動させる直線移動手段と、を備え、前記制御手段は、前記被検体に対する前記放射線源の回転位置及び前記軸方向への相対位置の少なくともいずれか一方の変化に応じて前記放射線源の強度を変化させるように前記放射線源の強度を制御する

好適には、前記制御手段は、前記所定状態を基準とする時間の経過に応じて増減する第１の目標放射線強度及び前記相対位置の変化に応じて増減する第２の目標放射線強度に基づいて特定される第３の目標放射線強度になるように、前記放射線の強度を制御する。例えば、第１の目標放射線強度及び第２の目標放射線強度の相加平均、相乗平均、和、積、論理積、最大値、最小値、ｆｉｔｔｉｎｇ等の種々の方法により第３の目標放射線強度を特定してよい。

本発明の放射線ＣＴ装置の放射線制御方法は、被検体に対して放射線源を相対移動させつつ複数位置で前記被検体の投影データを収集して画像を再構成する放射線ＣＴ装置の前記放射線源の放射線強度を制御する放射線制御方法であって、前記被検体の所定状態を基準とする時間の経過と前記放射線源の前記被検体に対する相対位置の変化とに応じて前記放射線の強度を変化させる。

本発明によれば、被検体の特定の状態における断層像を得る場合に被曝を低減できる。

図１は、本発明の実施形態に係る放射線ＣＴ装置としてのＸ線ＣＴ装置１の全体構成を示すブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、いわゆるヘリカルスキャンにより複数のビュー方向からの被検体の投影データを収集し、当該投影データに基づいて画像再構成を行うＣＴ装置として構成されている。なお、本発明はノンヘリカルスキャンのＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。

Ｘ線ＣＴ装置１は、走査ガントリ２と、操作コンソール３と、撮影テーブル４と、体動検出部（心電計）５とを備えている。

走査ガントリ２は、放射線源としてのＸ線管２０と、Ｘ線管２０からの放射線を整形するコリメータ２２と、Ｘ線管２０からのＸ線を検出し、検出したＸ線量に応じた電気信号を出力するＸ線検出器２３と、Ｘ線検出器２３の出力した電気信号に基づいて投影データを収集するデータ収集部（ＤＡＳ）２４と、Ｘ線管２０を駆動制御するＸ線管コントローラ２５と、コリメータ２２を駆動制御するコリメータコントローラ２６とを備えている。さらに走査ガントリ２は、Ｘ線管２０及びＸ線検出器２３を有し、これらと一体的に回転する回転部２７と、回転部２７を駆動制御する回転コントローラ２８とを備えている。走査ガントリ２は、被検体が搬入されるボア２９を備え、Ｘ線管２０とＸ線検出器２３とがそのボア（空洞部）２９を挟んで対向配置されている。Ｘ線管コントローラ２５は、例えば中央処理装置３０からの制御信号に基づいてＸ線管２０の管電流（ｍＡ）を制御することにより、Ｘ線管２０の照射するＸ線の強度を調整する。回転部２７は回転コントローラ２８を介して中央処理装置３０からの制御信号に基づいて駆動制御される。

操作コンソール３は、操作者の入力を受け付ける入力装置３１と、入力装置３１や走査ガントリ２等の各種装置からの信号に基づいて、データ収集部２４の収集した投影データに基づく画像再構成処理等の各種処理を実行する中央処理装置３０と、中央処理装置３０により再構成されたＣＴ画像を表示する表示装置３２と、中央処理装置３０の処理に供されるプログラム、データ及びＸ線ＣＴ画像を記憶する記憶装置７とを備えている。

撮影テーブル４は、被検体を乗せて走査ガントリ２のボア２９に出し入れされるクレードル４１を備えている。クレードル４１は、例えば撮影テーブル４に内蔵された不図示のサーボモータにより駆動され、当該サーボモータは不図示のサーボアンプを介して中央処理装置３０からの制御信号に基づいて制御される。

体動検出手段５は、例えば心電計により構成され、被検体の拍動に応じた検出信号を中央処理装置３０に出力する。

中央処理装置３０は、被検体に対するＸ線管２０の回転位置を特定（検出）する回転位置特定部３０ａと、被検体に対するＸ線管２０の体軸方向の位置を特定（検出）する体軸方向位置特定部３０ｂとを備えている。

回転位置特定部３０ａは回転部２７の回転位置を特定可能に構成される。例えば中央処理装置３０により指示される回転コントローラ２８の制御量により回転部２７の回転位置を特定（検出）可能に構成される。あるいは、回転部２７の回転位置を検出して回転位置特定部３０ａに検出結果を出力する検出部がＸ線ＣＴ装置１に設けられる。なお、被検体のクレードル４１上の向きが特定されれば、回転部２７の回転位置と、被検体に対するＸ線管２０の相対位置とは相互に変換可能であるから、回転部２７の回転位置を特定可能である回転位置特定部３０ａは、被検体に対するＸ線管２０の回転位置を特定可能であることに他ならない。従って、以下において、回転部２７の回転位置と、被検体に対するＸ線管２０の相対位置とを特に区別せずに述べる場合がある。

体軸方向位置特定部３０ｂは、例えば以下のように構成される。体軸方向位置特定部３０ｂは、クレードル４１と被検体との相対位置を特定する情報を取得可能に構成される。被検体とクレードル４１との相対位置は、例えばいわゆるスカウト画像と呼ばれる、Ｘ線ＣＴ装置１によりクレードル４１上の被検体を一方向から撮像した画像の取得により特定される。また、体軸方向位置特定部３０ｂは、クレードル４１の位置を特定可能に構成される。例えば中央処理装置３０により指示される撮影テーブル４の制御量によりクレードル４１の位置を特定（検出）可能に構成される。あるいは、クレードル４１の位置を検出して検出結果を体軸方向位置特定部３０ｂに出力する検出部がＸ線ＣＴ装置１に設けられる。そして、体軸方向位置特定部３０ｂは、被検体とクレードル４１との相対位置及びクレードル４１の位置から、被検体とＸ線管２０との相対位置を特定する。なお、被検体とクレードル４１との相対位置が特定されれば、クレードル４１の位置の特定は、被検体に対するＸ線管２０の位置の特定に他ならないから、以下において、クレードル４１の位置と、被検体に対するＸ線管２０の相対位置とを特に区別せずに述べる場合がある。

上記の構成において、中央処理装置３０及びＸ線管コントローラ２５は、調整手段又は制御手段として機能し、回転部２７は回転移動手段として機能し、撮影テーブル１０は直線移動手段として機能する。

図２に示すように、クレードル４１は被検体Ｈを載置して被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動する。これにより、被検体ＨとＸ線管２０との体軸方向の相対位置は変化する。一方、被検体ＨとＸ線管２０との体軸方向への相対移動に伴って、Ｘ線管２０及びＸ線検出器２３は体軸周りに回転する。従って、Ｘ線管２０は被検体Ｈに対して螺旋状に移動し、体軸方向の複数位置及び体軸周りの複数のビュー方向において被検体にＸ線Ｂを照射する。そして、各位置又は各時刻におけるＸ線Ｂの強度は、Ｘ線管コントローラ２５を介して中央処理装置３０によりＸ線管２０の管電流（ｍＡ）が制御されることにより、適宜な値に調整される。

図３は、中央処理装置３０及びＸ線管コントローラ２５による管電流の制御方法を示す概念図である。中央処理装置３０は、被検体Ｈの心拍に基づく目標管電流ｍＡｔ、被検体ＨとＸ線管２０との体軸方向の相対位置に基づく目標管電流ｍＡｚ、被検体ＨとＸ線管２０との体軸周りの回転位置（管球角度）に基づく目標管電流ｍＡθをそれぞれ特定し（ステップＳ１〜Ｓ３）、これら各目標管電流に基づいて、実際の目標管電流ｍＡａを特定する（ステップＳ４）。そして、Ｘ線管２０の管電流を実際の目標管電流ｍＡａにするようにＸ線管コントローラ２５に指示信号を出力する（ステップＳ５）。

以下では、各ステップＳ１〜Ｓ４について詳述する。

図４は、被検体の心拍に基づいて目標管電流ｍＡｔを特定する（ステップＳ１）方法を示している。図４（ａ）は、拍動と目標管電流ｍＡｔとの対応関係を示す図であり、横軸は時間、上段のグラフの縦軸は心電計５の信号強度、下段のグラフの縦軸は管電流である。

心拍運動による体動信号は１周期内に収縮期と拡張期とを有し、図４では４周期分の体動信号を示している。これに対して、実線で示される目標管電流ｍＡｔは、心拍運動に同期して値が増減するように設定される。例えば、心拍運動が比較的安定する安定期にＸ線の強度を強くするように設定される。図４では、心電計５の信号強度がピークとなってからｔ１後に所定の時間間隔Ｔｃだけ目標管電流ｍＡｔを比較的大きい値のｍＡｔＨとし、他の時間では比較的小さい値のｍＡｔＬとする例を示している。

図４（ｂ）は、図４（ａ）において目標管電流ｍＡｔが大きく設定される時間間隔Ｔｃのタイミングを体軸方向の位置に換算して示す図であり、横軸は体軸方向の位置、縦軸は体軸に直交する方向（図２のｙ軸方向）の位置である。楕円で示すＨｃは、周期的な運動をする所定部位としての心臓の形状を模式的に示している。図４（ｂ）の各位置ｚ０〜ｚ３は、図４（ａ）の各時間間隔Ｔｃの中間位置に相当する。

上述のようにＸ線ＣＴ装置１はヘリカルスキャン式のＣＴ装置により構成されており、時間経過とともにＸ線管２０は、被検体Ｈに対して体軸方向に沿って移動する。従って、心拍に同期して一定の周期で目標管電流を大きくすることは、図４（ｂ）に示すように、心臓Ｈｃの体軸方向の各位置ｚ０〜ｚ３において目標管電流を大きくすることに相当する。なお、ノンヘリカルスキャンにおいても、各位置ｚ０〜ｚ３でスキャンする際に、信号強度のピークからｔ１後においてスキャンすれば、図４（ａ）及び図４（ｂ）と同様に、時間間隔Ｔｃの位置は体軸方向の位置に換算される。

図５は、被検体ＨとＸ線管２０との体軸方向の相対位置に基づいて目標管電流ｍＡｚを特定する（ステップＳ２）方法を示している。上段のグラフは目標管電流ｍＡｚを示す図であり、横軸は体軸方向の位置、縦軸は管電流である。下段の図は、被検体Ｈの心臓Ｈｃ、背骨Ｈｂ、肋骨Ｈｒを模式的に示すものであり、横軸は体軸方向の位置、縦軸はｙ方向（図２参照）の位置である。上段及び下段の横軸のスケールは一致している。

被検体Ｈの各部位のＸ線吸収量は背骨Ｈｂ及び肋骨Ｈｒが心臓Ｈｃに比較して高い。従って、背骨Ｈｂ及び肋骨Ｈｒの存在する断層において画質を向上しつつ、被曝を低減するためには、背骨Ｈｂ及び肋骨Ｈｒの存在する体軸方向の位置においてはＸ線の強度を比較的大きく、他の位置では比較的小さくすることが望ましい。そこで、実線で示す目標管電流ｍＡｚは肋骨Ｈｒ等の位置に応じて増減するように設定される。

なお、このような被検体の体軸方向に対する目標管電流ｍＡｚの設定には適宜の技術を用いてよい。例えば、いわゆるスカウト画像と呼ばれる被検体の画像を予め取得しておき、当該画像に基づいて、ユーザが操作コンソール３を介して体軸方向の位置に対して目標管電流ｍＡｚを設定して記憶装置３３に記憶させ、中央演算装置３０が被検体ＨとＸ線管２０との体軸方向の相対位置に基づいて記憶装置３３に記憶された管電流ｍＡｚを適宜読み出して特定してよい。

図６は、管球角度に基づく目標管電流ｍＡθを特定する（ステップＳ３）方法を示している。図６（ａ）は、被検体Ｈの周りにＸ線管２０が回転しながらＸ線を照射する様子を示している。被検体Ｈを体軸方向に見た場合、被検体Ｈの断面は異方性を有しているために管球角度によって被検体ＨのＸ線吸収量は異なる。例えば、θ０、θ２の位置とθ１、θ３の位置とでは、θ１、θ３の位置の方がＸ線の透過距離が長いために、Ｘ線の吸収量は多い。そこで、図６（ｂ）に示すように、θ０、θ２の位置ではＸ線の強度を比較的低く、θ１、θ３の位置ではＸ線の強度を比較的大きくすれば、被曝量を低減しつつ画質の向上を図ることができる。

なお、このような管球角度に基づく目標管電流ｍＡθの設定には適宜の技術を用いてよい。例えば、２以上のビュー方向からスカウト画像を予め取得しておき、当該画像に基づいて被検体の楕円率を特定し、当該楕円率に基づいて管球角度に対して目標管電流ｍＡθを設定する。スカウト画像に基づく楕円率の特定や楕円率に基づく管球角度に対する目標管電流ｍＡθの設定は、ユーザが操作コンソール３を介して行ってもよいし、中央演算装置３０が所定の計算式やデータテーブルに基づいて算出してもよい。

図７は、体軸方向の位置に基づく目標管電流ｍＡｚと、管球角度に基づく目標管電流ｍＡθとに基づいて、目標管電流ｍＡｐを特定する方法を示しており、横軸は体軸方向の位置、縦軸は管電流である。目標管電流ｍＡｐは最終的な目標管電流ｍＡａを特定する（ステップＳ４）過程で特定される。ただし、目標管電流ｍＡｐを特定せずに、目標管電流ｍＡｔ、ｍＡｚ、ｍＡθから直接に目標管電流ｍＡａを特定してもよい。

目標管電流ｍＡｐは、目標管電流ｍＡｚ及びｍＡθのうち一方の管電流に対して他方の管電流の増減を反映させることにより特定される。例えば、以下の式により特定される。

ｍＡｐ＝ｍＡｚ×ｍＡθ／ｍＡθ＿ｍａｘ （１）

この計算式は目標管電流ｍＡｚと目標管電流ｍＡθとの積を、目標管電流ｍＡθの最大値ｍＡθ＿ｍａｘで除したものである。この計算式によれば、図７のように、目標管電流ｍＡｚを包絡線として目標管電流ｍＡθの増減に伴って増減するｍＡｐが算出される。なお、ｍＡθ＿ｍａｘに代えて適宜な値を乗じてよいし、適宜な値を加えて補正してもよい。

図８は、目標管電流ｍＡｔ、ｍＡｚ、ｍＡθから目標管電流ｍＡａを特定する方法を示している。グラフＧ１、Ｇ２、Ｇ３のそれぞれの横軸は時間、被検体Ｈに対するＸ線管２０の体軸方向の位置、管球角度であるが、これらを相互に換算したときに横軸の位置が互いに一致するようにスケールを調整して示している。従って、グラフＧ４の横軸は、時間、体軸方向の位置、管球角度のいずれと捉えてもよい。縦軸は管電流である。

目標管電流ｍＡａは、目標管電流ｍＡａ及びｍＡｐのうち一方の管電流に対して他方の管電流の増減を反映させることにより特定される。例えば、以下の式により特定される。

ｍＡａ＝ｍＡｐ×ｍＡｔ／ｍＡｔ＿ｍａｘ （２）

この計算式は目標管電流ｍＡｐと目標管電流ｍＡｔとの積を、目標管電流ｍＡｔの最大値ｍＡｔ＿ｍａｘで除したものである。この計算式によれば、目標管電流ｍＡｐを包絡線として目標管電流ｍＡｔの増減に伴って増減する目標管電流ｍＡａが算出される。なお、ｍＡｐを（１）式により計算すれば、図８のように、目標管電流ｍＡａは目標管電流ｍＡｚを包絡線として目標管電流ｍＡｔ、ｍＡθの増減に伴って増減する。なお、ｍＡｔ＿ｍａｘに代えて適宜な値を乗じてよいし、適宜な値を加えて補正してもよい。また、（２）式に（１）式を代入した演算式を用いるなどし、ｍＡｐを特定せずにｍＡｔ、ｍＡｚ、ｍＡθからｍＡａを直接算出してもよい。

目標管電流ｍＡａを算出する際には、各目標管電流ｍＡｔ、ｍＡｚ、ｍＡθは、同一時点（同一位置）でのものである必要がある。同一時点の各目標管電流はスキャン開始前、あるいはスキャン開始後に適宜な方法で特定してよい。例えば、スキャン開始前に、クレードル４１の初期位置及び搬送速度、回転部２７の初期位置及び回転速度、クレードル４１及び回転部２７の移動開始時期と心拍のタイミングとの相互関係等の各種の値から、図８の横軸のように、各目標管電流を変化させるパラメータ（時間、体軸方向位置、管球角度）を互いに同一のスケールに換算し、同一時点の各目標管電流を特定してよい。この場合、当該特定はユーザが行ってもよいし、中央演算装置３０が行ってもよい。また、スキャン中に、中央演算処理３０が現時点での心拍の位相、体軸方向の位置、管球角度を特定し、当該特定した値に対応する各目標管電流をそれぞれ特定することにより、図８のように各目標管電流を変化させるパラメータを同一スケールに換算することなく、同一時点の各目標管電流を特定してもよい。

以上の実施形態によれば、体動の心拍に同期して管電流を変調させるとともに、Ｘ線管２０と被検体Ｈとの相対位置に基づいて管電流を変調させるため、心拍運動の特定の位相における断層画像を高画質で得つつ、被曝を低減することができる。さらに、体動の心拍に基づく目標管電流と、Ｘ線管２０と被検体Ｈとの相対位置に基づく目標管電流との積に基づいて実際の目標管電流を特定するため、簡便な方法で適切に管電流を変調させることができる。

本発明は以上の実施形態に限定されず、種々の態様で実施してよい。

Ｘ線ＣＴ装置は、ヘリカルスキャン式のものに限定されず、ノンヘリカルスキャンであってもよい。ノンヘリカルスキャンの場合も、体軸方向への移動中にＸ線が照射されないことを除き、ヘリカルスキャンと同様に、目標管電流ｍＡｔ、ｍＡｚ、ｍＡθを特定し、これらの積に基づいて最終的な目標管電流ｍＡａを特定することができる。また、検出器は、検出素子がチャンネル方向に一列に配列されたシングルディテクト型のものでもよいし、チャンネル方向に直交する方向（列方向）にも検出素子が配列されたマルチディテクタ型のものでもよい。

放射線の強度の制御は適宜な方法で行ってよく、管電流の制御に限定されない。例えば、放射線強度を決定する制御変数として管電圧を利用し、管電流と同様に、管電圧を体軸方向の位置等の各種パラメータに依存して特定してもよい。

第１の目標管電流と、第２の目標管電流とを特定し、前記第１及び第２の目標管電流の積に基づいて第３の目標管電流を特定し、前記管電流が前記第３の目標管電流になるように前記管電流を変調させるという処理には、直接的に管電流について第１、第２、第３の目標管電流を特定する場合のみならず、管電流に比例する各種の制御量あるいは放射線強度そのものについて、第１、第２、第３の制御量又は放射線強度を特定する場合、すなわち、間接的に第１、第２、第３の目標管電流を特定する場合も含む。

被検体の所定状態を基準とする時間は、時間経過に伴って被検体に照射される放射線の強度を変調させることにより、適宜な画質を得つつ被曝を抑制できるものであれば、あらゆるものを含む。例えば、造影剤を投与してからの経過時間であってもよい。また、被検体の部位の周期的な運動も、心臓の収縮運動に限られず、例えば、肺の周期的な運動（呼吸運動）であってもよい。

本発明の第１の実施形態のＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す概略図。 図１のＸ線ＣＴ装置における被検体とＸ線管との相対位置を示す図。 図１のＸ線ＣＴ装置の管電流の変調方法の概念図。 図１のＸ線ＣＴ装置の心拍に基づく管電流の変調方法を示す図。 図１のＸ線ＣＴ装置の被検体とＸ線管との体軸方向の相対位置に基づく管電流の変調方法を示す図。 図１のＸ線ＣＴ装置の管球角度に基づく管電流の変調方法を示す図。 図５及び図６の変調方法により特定した管電流に基づく管電流の変調方法を示す図。 図４〜図６の変調方法により特定した管電流に基づく管電流の変調方法を示す図。

符号の説明

２０…Ｘ線管、Ｈ…被検体、２３…Ｘ線検出器、２…走査ガントリ、４１…クレードル、４…撮影テーブル、５…体動検出手段、３０ａ…回転位置特定手段、３０ｂ…体軸方向位置特定手段、３０，２５…変調手段。

Claims (9)

1. 被検体に放射線を照射する放射線源を備え、前記被検体の体軸周りに前記放射線源を回転させる走査ガントリと、
   前記被検体が載置されるクレードルを備え、前記クレードルを前記被検体の体軸方向へ移動させるテーブルと、
   前記被検体の周期的な運動を検出する体動検出手段と、
   前記被検体に対する前記放射線源の回転位置を検出する回転位置検出手段と、
   前記被検体に対する前記放射線源の前記体軸方向の位置を検出する体軸方向位置検出手段と、
   前記回転位置検出手段及び前記体軸方向位置検出手段のうち少なくともいずれか一方により検出された位置と、前記体動検出手段により検出された周期的な運動の位相とに基づいて前記放射線源の管電流を変調させる変調手段と、
   を備える放射線ＣＴ装置。
2. 前記変調手段は、前記周期的な運動の特定の位相において前記放射線源の管電流が増減するように前記管電流を変調させる
   請求項１に記載の放射線ＣＴ装置。
3. 前記変調手段は、前記回転位置検出手段及び前記体軸方向位置検出手段のうち少なくともいずれか一方により検出された位置が予め定められた所定範囲にあるときに前記管電流が増加又は減少するように前記管電流を変調させる
   請求項１又は２に記載の放射線ＣＴ装置。
4. 前記変調手段は、前記周期的な運動の位相に応じて増減する第１の目標管電流と、前記検出された位置の変化に応じて増減する第２の目標管電流とを特定し、前記第１及び第２の目標管電流に基づいて第３の目標管電流を特定し、前記管電流が前記第３の目標管電流になるように前記管電流を変調させる
   請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線ＣＴ装置。
5. 被検体に放射線を照射する放射線源と、
   前記放射線源を前記被検体に対して相対移動させる移動手段と、
   前記放射線源により照射される放射線の強度を制御する制御手段と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記被検体の所定状態を基準とする時間の経過と前記放射線源の前記被検体に対する相対位置の変化とに応じて前記放射線の強度を変化させるように前記放射線の強度を制御する
   放射線ＣＴ装置。
6. 前記放射線源は前記被検体の周期的な運動をする所定部位に放射線を照射し、
   前記所定状態を基準とする時間は前記周期的運動の位相である
   請求項５に記載の放射線ＣＴ装置。
7. 前記移動手段は、
   前記被検体の所定の軸周りに前記放射線源を前記被検体に対して相対的に回転させる回転移動手段と、
   前記所定の軸の方向へ前記放射線源を前記被検体に対して相対的に移動させる直線移動手段と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記被検体に対する前記放射線源の回転位置及び前記軸方向への相対位置の少なくともいずれか一方の変化に応じて前記放射線源の強度を変化させるように前記放射線源の強度を制御する
   請求項５又は６に記載の放射線ＣＴ装置。
8. 前記制御手段は、前記所定状態を基準とする時間の経過に応じて増減する第１の目標放射線強度及び前記相対位置の変化に応じて増減する第２の目標放射線強度に基づいて特定される第３の目標放射線強度になるように、前記放射線の強度を制御する
   請求項５〜７のいずれか１項に記載の放射線ＣＴ装置。
9. 被検体に対して放射線源を相対移動させつつ複数位置で前記被検体の投影データを収集して画像を再構成する放射線ＣＴ装置の前記放射線源の放射線強度を制御する放射線制御方法であって、
   前記被検体の所定状態を基準とする時間の経過と前記放射線源の前記被検体に対する相対位置の変化とに応じて前記放射線の強度を変化させる
   放射線ＣＴ装置の放射線制御方法。
   

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