JP2000051194A

JP2000051194A - 放射線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP2000051194A
Application number: JP10226206A
Authority: JP
Inventors: Kazuo Mori; 一生森
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-08-10
Filing date: 1998-08-10
Publication date: 2000-02-22
Anticipated expiration: 2018-08-10
Also published as: JP4363683B2

Abstract

(57)【要約】【課題】円錐状又は多角錐状の放射線を用いたＣＴ装
置であって、コーン角に関わらず放射線被曝量等が均一
なコーンビームＣＴ装置を提供する。【解決手段】円錐状又は多角錐状のコーンビーム５２
を被検体６０に向けて曝射する放射線ビーム発生源１２
と、被検体６０を透過したコーンビーム５２を検出する
少なくとも２つの検出器列を有する検出器７２と、コー
ンビーム５２を減弱させるために放射線ビーム発生源１
２と被検体６０との間に配置され、透過した放射線ビー
ムの線量がコーン角にかかわらず一定となるように性状
を変化させたウエッジ２４とからなる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、透過放射線の計測
により被検体内部を画像化する放射線ＣＴ装置に関し、
特に円錐状又は多角錐状の放射線を使用する放射線ＣＴ
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、医用診断装置としてＸ線ＣＴ装置
などの透過放射線の計測により被検体内部を画像化する
ＣＴ装置が使用されている。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線ビー
ムを被検体に曝射し、被検体を透過したＸ線ビームを、
円弧状に配列した複数個のＸ線検出素子から成るＸ線検
出器で検出する。そして、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出
器を被検体の周囲に回転させ、収集された複数の収集デ
ータを基に被検体の所望部位の断層画像を再構成する。

【０００３】図４は、従来のＸ線ＣＴ装置の構成概略図
である。同図（ａ）及び（ｂ）に示すように、Ｘ線ビー
ム発生源１０から曝射されたＸ線は、ウエッジ２０及び
フィルタ３０を透過し、スリット４０によりファン状に
切り出された後に被検体６０に照射される。被検体６０
を透過したファンビーム５０はＸ線検出器７０にて収集
される。なお、Ｚ軸はＸ線ビーム発生源１０が被検体６
０の周囲を回転する際の回転軸である。

【０００４】ウエッジ２０は、被検体６０とＸ線ビーム
発生源１０の間に配置されたＸ線減弱体である。フィル
タ３０は、Ｘ線の線質を調整するものであり、ウエッジ
２０の近傍に配置される。ウエッジ２０とフィルタ３０
とは必ずしも区別された別物として設けられず、ウエッ
ジ２０だけでフィルタ３０の機能をまかなうものもあ
る。いずれにせよ、ウエッジ２０とフィルタ３０とがＸ
線減弱体として機能しうる。スリット４０は、ウエッジ
２０とフィルタ３０の近傍に配置される。

【０００５】ファンビーム５０の端部（図４（ｂ）の左
右端部）近傍は、被検体６０に余計な被曝を与えないた
めに、Ｘ線を十分に減弱させる必要がある。このため、
同図（ｂ）に示すように、Ｚ軸方向から見たウエッジ２
０の断面形状は、中央部が薄く、端部が厚いという、い
わゆる蝶ネクタイ形状となっている。しかし、同図
（ａ）に示すように、Ｘ軸方向から見たウエッジ２０の
厚さは一定である。

【０００６】つまり、Ｚ軸方向の厚さが極めて薄いファ
ンビーム５０を用いる従来のＸ線ＣＴ装置では、ウエッ
ジ２０はＺ軸方向については厚さや減弱係数が特にコン
トロールされていない。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ファンビームを用いる
従来のＸ線ＣＴ装置に関しては、上記の様な形状のウエ
ッジが使用可能である。しかしながら、かかるウエッジ
を円錐状又は多角錐状の放射線ビーム（以下、「コーン
ビーム」と称する。）を用いるＣＴ装置（以下、「コー
ンビームＣＴ装置」と称する。）に使用すると、被検体
の放射線被曝量が不均一になってしまう等の問題が生じ
る。コーンビームＣＴ装置を人体に適用するためには、
この問題は解決されなければならない。

【０００８】図５は、コーンビームＣＴ装置の構成概略
図である。同図に示すように、コーンビームＣＴ装置も
従来のファンビームＣＴ装置と同様に、Ｘ線ビーム発生
源１２、ウエッジ２２、フィルタ３２、スリット４２、
Ｘ線検出器７２を具備する。スリット４２のスリット幅
は広く、これによりＸ線ビームはＺ軸方向にも厚みを有
するコーン状となる。さらにＸ線検出器７２はＸ線検出
素子をＺ軸方向にも多数列配置するものである。かかる
コーンビームＣＴ装置は、従来のファンビームＣＴ装置
のように一断面を計測するものではなく、複数断面を一
度に計測して総検査時間を短縮するものである。

【０００９】図５のウエッジ２２は、コーン角φｃに応
じて厚さが変化していない。つまり、Ｘ軸方向から見た
断面は単なる長方形である。このようなウエッジ２２を
用いるコーンビームＣＴ装置では、後述の理由により、
Ｚ軸方向に被曝量不均一、線質不均一、画質不均一など
の問題が生じる。なお、コーン角φｃおよびファン角φ
ｆは図６のように定義する。また、同図（ｂ）において
１４はＸ線焦点、６０は被検体である。被曝量不均一等
の問題が生じる理由は次の通りである。

【００１０】１）図７は、コーン角φｃと線量密度との
関係を示す図である。同図に示すように、コーン角φｃ
が異なると、Ｘ線線量密度（正確には、Ｘ線フルエン
ス）は異なる。このように、Ｘ線ビームが焦点の面に対
して為す角度によって線量密度が異なることはヒール角
効果として知られている。

【００１１】φｃ＝０の近傍では比較的線量密度が高
く、そこから離れると線量密度は低下する。従って、Ｘ
線曝射量は、φｃ＝０近傍では多いが、φｃが０から遠
ざかるにつれて少なくなってしまう。

【００１２】２）図８は、コーン角φｃとウエッジのパ
ス長との関係を示す図である。同図に示すように、ウエ
ッジ２２のパス長は、ファン角φｆのみならず、コーン
角φｃにも依存する。φｆが一定でも、同図に示すよう
に、φｃ＝０近傍ではパス長が短く、φｃが０から遠ざ
かるにつれてパス長が長くなりＸ線減弱が著しくなる。
よって、ウエッジ２２ではφｃが０から遠くなると、線
量が不足する。また、φｃが０から遠い部位でも充分な
線量を確保しようとして曝射量を増加させると、φｃ＝
０近傍の被曝量が過剰になってしまう。

【００１３】３）被検体である人体は円筒型に近い、つ
まりＺ軸方向の厚さが一定に近い。このため、上記２）
と同様に、φｃ＝±φｃmaxに近づくにつれパス長が長
くなり、検出器に到達する線量はφｃ＝０の近傍に比べ
ると減る傾向にある。従って、φｃの絶対値が大きな場
所の画像はＳ／Ｎ比（信号雑音比）が不足気味である。

【００１４】４）さらに、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出
器を被検体の体軸方向（Ｚ軸方向）を中心として回転さ
せながら被検体を載せた寝台を被検体の体軸方向に移動
させることにより被検体の断層画像を得るヘリカルスキ
ャンにコーンビームを適用した場合、ヘリカルピッチ
（１回転当たりの寝台送り量）が大きいと、ヘリカル移
動範囲の中程では繰り返し曝射を受けるため線量の総和
は十分であるが、移動開始直後付近及び移動終了直前付
近では繰り返し曝射を受けないため線量の総和が不足し
てしまう（Kalender et.al.“Spiral CT：Medical Use
and Potential Industrial Applications”，SPIE Vol.
3149,page199参照）。

【００１５】上記の如く、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ
＝０近傍に比し、発生するＸ線の線量が少なく、減弱体
による減弱量が多い。このため、φｃ＝±φｃmax近傍
は、被検体への曝射線量が少なくなってしまう。

【００１６】さらに、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ＝０
近傍に比し、被検体による減弱量も多いため、検出器に
到達する線量が少なくなり、φｃ＝０近傍のアキシャル
面のＳ／Ｎ比は良好だが、φｃ＝±φｃmax近傍のアキ
シャル面はフォトンが不足し、Ｓ／Ｎ比が劣ってしま
う。一方、φｃ＝±φｃmax近傍のＳ／Ｎ比の改善のた
めにＸ線の曝射線量を増加させると、φｃ＝０近傍の被
曝線量が過剰になってしまう。

【００１７】本発明は、このような従来の課題を解決す
るためになされたものであり、その目的は、コーン角φ
ｃにかかわらず被曝線量、検出器到達線量が一定となる
ＣＴ装置を提供することにある。

【００１８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、請求項１の発明は、円錐状又は多角錐状の放射線ビ
ームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、
前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少な
くとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線
ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前
記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、こ
の放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン
角に関わらず一定となるように性状を変化させた放射線
減弱体と、を有することを特徴とする。

【００１９】なお、「円錐状又は多角錐状の放射線ビー
ム」とは、放射線源から有意に広い立体角方向に発する
ビームを意味する。「多角錐状のビーム」には、四角錐
状のビームなどが含まれる。

【００２０】また、請求項２の発明は、前記性状が厚み
であることを特徴とする。

【００２１】また、請求項３の発明は、前記性状が組成
であることを特徴とする。

【００２２】さらに、請求項４の発明は、前記放射線ビ
ームがＸ線ビームであることを特徴とする。

【００２３】上記発明によれば、放射線減弱体を透過す
る放射線の線量がコーン角φｃに関わらずほぼ一定にな
る。このため、被検体の被曝量の均一化、不必要な被曝
の低減が図れると共に、放射線検出器に到達する線量も
ほぼ一定になるため、画像の均質化を図ることが可能と
なる。

【００２４】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
に基づいて説明をする。図１は、本発明の第１の実施形
態であるＸ線ＣＴ装置の構成概略図である。同図に示す
ように、Ｘ線ビーム発生源１２から曝射されたＸ線は、
ウエッジ２４及びフィルタ３２を通過し、スリット４２
により円錐状（コーン状）に切り出された後に被検体６
０に照射される。被検体６０を透過したコーンビーム５
２はＸ線検出器７２にて収集される。

【００２５】コーンビームＣＴ装置も、ファンビームＣ
Ｔ装置と同様に、ファン角φｆ＝±φｆmax近傍では被
検体６０に余計な被曝を与えないためにＸ線を十分に減
弱させる必要がある。このため、図１（ｂ）に示すよう
にＺ軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、図４
（ｂ）に示すようにファンビームＣＴ装置に使用されて
いるウエッジ２０と同様に、蝶ネクタイ形状とする。

【００２６】図２は、図１のウエッジ２４のＸ軸方向か
ら見た断面図である。コーン角φｃに関わらずＸ線の曝
射量を均一にするために、図２（ａ）に示すように、Ｘ
軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、φｃ＝０近
傍では厚く、φｃが０から離れるに従い（つまり、±φ
ｃmaxに近づくに従い）薄くなるような形状とする。ウ
エッジ２４に入射するＸ線の線量がコーン角φｃにかか
わらず一定であり、ウエッジ２４の組成がコーン角にか
かわらず均一であるならば、ウエッジ２４の形状をパス
長がコーン角φｃにかかわらずほぼ一定となるようにす
ることにより、透過したＸ線の線量は均一になる。

【００２７】ヒール効果の影響によりウエッジ２４に入
射するＸ線の線量がコーン角φｃに応じて大きく変化す
る場合は、この変化の度合いを考慮してウエッジ２４の
パス長を決定する必要がある。つまり、ヒール効果の影
響によりコーン角φｃの絶対値が大きい位置での入射Ｘ
線の線量が小であるなら、この位置のパス長は、入射Ｘ
線の線量がコーン角によらずに均一である場合に比し、
短くする必要がある。

【００２８】また、ファン角φｆに応じてパス長が変化
していることに注意する必要がある。ファン角φｆに応
じて減弱体の厚さを変化させる（つまり、ファン角φｆ
に応じて減弱体のパス長を変化させる）という従来のウ
エッジ設計の意図は、ファン角φｆが大きい部位につい
て減弱体のパス長を長くし減弱体による減弱量を増加さ
せて、被検体への不必要な被曝を避けようというもので
ある。

【００２９】図２（ｂ）はファン角φｆ＝０でのウエッ
ジ２４の断面形状を示し、同図（ｃ）はファン角φｆ＝
φｆmaxでのウエッジ２４の断面形状を示す。これらの
図に示すように、コーン角φｃが同じでも、ファン角φ
ｆによってパス長は変化する。

【００３０】コーン角φｃに応じてウエッジの厚さを変
化させる場合、その厚さの変化の度合いを図２（ｂ）及
び（ｃ）に示すように、ファン角φｆに応じて変えなけ
れば、Ｚ軸方向における放射線量の均一化という目的を
十分に達成することができない。即ちファン角φｆに関
わらず断面の凸形状を一定とすると、あるファン角φｆ
ではＺ軸方向にほぼ一定の被曝分布（あるいは線量分
布）になるとしても、別のファン角φｆでは必ずしも一
定にはならない。

【００３１】従って、図２（ｂ）及び（ｃ）のように、
ファン角φｆに応じて凸面形状を変化させることが好ま
しい。即ち、ファン角φｆ＝０近辺では凸の度合いが小
さく、ファン角φｆが大きくなるにつれ凸の度合いを大
きくすることが好ましい。

【００３２】図３は、ウエッジの断面形状とＸ線ビーム
プロファイルとの関係を示す。前述のウエッジ２４は、
Ｘ軸の方向から見ると図３（ａ）に示すように上に凸の
断面形状を有するものであった。しかし、図３（ｂ）に
示すように、下に凸の断面形状とする方が望ましい場合
がある。具体的には、焦点１４の形状分布とＸ線検出素
子７４の寸法とで決まるＸ線ビームプロファイルが、焦
点１４の方により支配される場合である。焦点１４に近
い部分はビームプロファイルがぼけており、Ｘ線検出素
子７４に近い部分はビームプロファイルがシャープなた
め、ウエッジの減弱パス長の微妙な設計をするにはビー
ムプロファイルのシャープな場所で行う方が容易だから
である。ここで、「焦点１４に近い部分のビームプロフ
ァイルがぼけており、Ｘ線検出素子７４に近い部分はビ
ームプロファイルがシャープ」とは、図３（ａ）のａｂ
間距離が、同図（ｂ）のｃｄ間距離よりも広いことを意
味する。

【００３３】また、Ｚ軸方向から見たウエッジの断面
は、焦点１４側は上に凹の曲面であるが、Ｘ線検出器７
４側は平面であるから、平面であるＸ線検出器７４側を
加工する方が凹面である焦点１４側を加工するより容易
であるという利点もある。

【００３４】なお、本実施の形態では、Ｚ軸の方向から
見て上に凹の断面形状を有するウエッジを使用している
が、下に凹の断面形状を有するウエッジでも同様に使用
可能である。

【００３５】また、Ｘ線減弱の程度が制御可能であれば
良いので、ウエッジの厚さを変えることによりパス長を
変化させる替わりに、Ｘ線減弱体の組成をコーン角φｃ
に応じて変化させることでも同様の効果が得られる。例
えば、コーン角φｃ＝０付近はＸ線が透過しにくい成分
の含有量を多くし、コーン角φｃ＝±φｃmaxに近づく
につれＸ線が透過しにくい成分の含有量を少なくする。
また、成分が均一であってもコーン角φｃに応じて密度
を変化させることによっても同様の効果が得られる。

【００３６】また、上記実施の形態においては、放射線
減弱体としてウエッジを使用したが、ウエッジの代わり
にフィルタを用いてＺ軸方向の線量を制御することも可
能である。

【００３７】

【発明の効果】コーン角φｃに依存することなく、曝射
線量をほぼ同程度とすることが可能となる。これによ
り、不必要な被曝の低減、被曝量の均一化を図ることが
可能となる。

【００３８】また、コーン角φｃに依存することなく、
検出器に到達する線量を均一化することにより、画質の
均質化を図ることも可能となる。

【００３９】さらに、ヘリカルスキャン時のスキャン開
始直後付近及びスキャン終了直前付近の線量不足を緩和
することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＣＴ装置の第１の実施の形態を示す図
である。

【図２】本発明の第１の実施の形態に用いられるウエッ
ジのＸ軸方向から見た断面図である。

【図３】ウエッジの断面形状とＸ線ビームプロファイル
との関係を示す。

【図４】従来のファンビームＣＴ装置の構成の概要を説
明する図である。

【図５】コーンビームＣＴ装置の構成の概要を説明する
図である。

【図６】コーン角φｃ及びファン角φｆを説明する図で
ある。

【図７】コーン角φｃと線量密度の関係を示す図であ
る。

【図８】コーン角φｃとウエッジのパス長との関係を示
す図である。

【符号の説明】

１０、１２Ｘ線ビーム発生源１４焦点２０、２２、２４ウエッジ３０、３２フィルタ４０、４２スリット５０ファンビーム５２コーンビーム６０被検体７０、７２Ｘ線検出器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被
検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少な
くとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム
発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体で
あって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線
量がコーン角に関わらず一定となるように性状を変化さ
せた放射線減弱体と、を有することを特徴とする放射線ＣＴ装置。
【請求項２】前記性状が厚みであることを特徴とする
請求項１に記載の放射線ＣＴ装置。
【請求項３】前記性状が組成であることを特徴とする
請求項１に記載の放射線ＣＴ装置。
【請求項４】前記放射線ビームがＸ線ビームであるこ
とを特徴とする請求項１、２又は３に記載の放射線ＣＴ
装置。