JP2002078704A

JP2002078704A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2002078704A
Application number: JP2000254921A
Authority: JP
Inventors: Masaya Kumazaki; 昌也熊▲崎▼
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-08-25
Filing date: 2000-08-25
Publication date: 2002-03-19
Anticipated expiration: 2020-08-25
Also published as: JP4397513B2

Abstract

(57)【要約】【課題】Ｘ線ＣＴ装置に関し、Ｘ線の焦点移動によら
ず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られることを課題とす
る。【解決手段】Ｘ線管４０と平行スリット板からなるコ
リメータ５０とを含むＸ線源が、被検体１００を挟んで
Ｘ線検出器アレイ７０と対向し、Ｘ線検出器アレイの検
出信号に基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線Ｃ
Ｔ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の撮影条
件が得られる方向にＸ線撮影系１を調整する調整手段２
と、被検体スキャン時の焦点Ｆの移動量を検出し、メモ
リに蓄積する検出手段３と、Ｘ線ＣＴ断層像再構成時の
ＣＴ値を前記保持した焦点の移動量に応じた補正データ
で補正する補正手段５とを備える。又は、上記補正手段
５に代え、被検体のスキャンにより得られた投影データ
を前記検出した焦点の移動量に応じた補正データで補正
する補正手段４を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明はＸ線ＣＴ装置に関
し、更に詳しくは、Ｘ線管と平行スリット板からなるコ
リメータとを含むＸ線源が、被検体を挟んでＸ線検出器
アレイと対向し、Ｘ線検出器アレイの検出信号に基づき
被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関す
る。

【０００２】この種のＸ線ＣＴ装置では、コリメータ通
過後のＸ線ファンビームの線路長（各検出チャネルに至
るまでの距離）がＸ線検出器アレイの各検出チャネル毎
に異なるため、特にＸ線焦点がその中心位置から体軸方
向にオフセットしている場合には、アーチファクトの原
因となる。以下、詳細に説明する。

【０００３】

【従来の技術】図１４〜図１６は従来技術を説明する図
（１）〜（３）で、図１４は従来のＸ線ＣＴ装置におけ
るＸ線撮影系（走査ガントリ）の要部構成を示してい
る。図１４（Ａ）は走査ガントリを背後から見た場合の
正面図、図１４（Ｂ）はその右側面図、図１４（Ｃ）は
上面図である。なお、（ｘ，ｙ，ｚ）は走査ガントリに
固定された直交座標系である。

【０００４】図において、４０は回転陽極型のＸ線管、
４０ａはその回転陽極、ＦはＸ線の焦点、５０はＸ線の
曝射範囲（主に体軸ＣＬｂ方向）を制限するコリメー
タ、１００は被検体、２０は被検体１００を載せて体軸
方向に移動させる撮影テーブル、７０は多数（ｎ＝１０
００程度）のＸ線検出器（検出チャネル）が円弧状の２
列（Ａ，Ｂ）に配列されているＸ線検出器アレイであ
る。

【０００５】図１４（Ａ）において、Ｘ線管４０と平行
スリット板からなるコリメータ５０とを含むＸ線源が、
被検体１００を挟んでＸ線検出器アレイ７０と対向し、
Ｘ線検出器アレイ７０の検出信号に基づき被検体のＣＴ
断層像を再構成する。このＸ線検出器アレイ７０は、検
出チャネル１〜ｎ及び端部のレファレンスチャネルＲ _ef
を備え、各検出器１〜ｎ，Ｒ_efは焦点Ｆを中心とする半
径Ｒの円弧上に配列されている。そして、操作ガントリ
は被検体１００お体軸ＣＬｂを中心として回転する。

【０００６】係る構成では、焦点Ｆから射出したＸ線
は、コリメータ５０で制限されてＸ線ファンビームＸＬ
ＦＢとなり、被検体１００を透過して対向するＸ線検出
器アレイ７０に一斉に入射する。しかるに、コリメータ
５０はスリット幅ｗの平行板スリットから成るため、こ
こを通過したＸ線ファンビームＸＬＦＢは、各Ｘ線検出
器１〜ｎ，Ｒ_efに至るまでの距離が検出チャネル毎に異
なる。この状態を図１５で説明する。

【０００７】図１５は上記図１４（Ａ）の右半分を示し
ている。中心部の検出チャネルｊにおいて、焦点Ｆから
コリメータ５０までの距離をｒ、コリメータ５０から検
出チャネルｊまでの距離をＬとすると、Ｌ＝Ｒ−ｒの関
係がある。この中心部から任意角度θだけ離れたところ
では、ｒ'ｃｏｓθ＝ｒの関係があるから、ｒ’＝ｒ／
ｃｏｓθの関係にあり、よって、焦点Ｆからコリメータ
５０までの距離ｒ’は角度θの増加と共に長くなる。一
方，Ｌ’＝Ｒ−ｒ’の関係より、コリメータ５０から任
意検出チャネルまでの距離Ｌ’は角度θの増加と共に短
くなる。この距離Ｌ’を所定角度毎にθ＝３０°までプ
ロットとすると曲線Ｃのような関係が得られる。

【０００８】図１４（Ｂ）に戻り、中央部の検出チャネ
ルｊの距離Ｌと、端部のレファレンスチャネルＲ_efの距
離Ｌ’との間にはＬ＞Ｌ’の関係がある。従って、今、
レファレンスチャネルＲ_efにおける検出列Ａ，Ｂの各検
出出力（ビーム厚）が等しくなるようにコリメータ５０
のスリット幅ｗを調節したとすると、中央の検出チャネ
ルｉ，ｊではＸ線ファンビームが斜めの方向により長い
距離Ｌを走る結果、検出チャネルｉ，ｊにおけるビーム
幅（厚）はレファレンスチャネルＲ_efにおけるものより
も広がってしまう。この状態を図１４（Ｃ）に示す。

【０００９】図１４（Ｃ）において、曲線Ｐa，Ｐb
は焦点Ｆが基準位置ｚ₀にある場合のＸ線ファンビーム
の照射パターンを示しており、レファレンスチャネルＲ
_efにおけるビーム幅よりも中央の検出チャネルｉ，ｊに
おけるビーム幅の方が広くなっている。このため、レフ
ァレンスチャネルＲ_efにおける検出出力（検出電流）よ
りも中央の検出チャネルｉ，ｊにおける検出出力の方が
大きくなる傾向にある。

【００１０】従来は、このようなＸ線照射幅の相違によ
り生じる検出出力の歪みを所謂チャネル間感度補正処理
により補正していた。挿入図（ｃ）にチャネル間感度補
正の処理イメージを示す。図において、横軸は検出チャ
ネル、縦軸は投影データ（積分・Ａ／Ｄ変換後の出力Ｃ
ＯＵＮＴ）である。焦点Ｆが基準位置ｚ₀にある時の検
出列Ａの投影データｇa'は、チャネル間感度補正によ
り、均一な出力の投影データｇaに補正されていた。
検出列Ｂについても同様である。

【００１１】しかるに、図１４（Ｂ）において、実際の
スキャン時における焦点Ｆは、Ｘ線管４０の動作温度Ｔ
及び他の様々なスキャンパラメータ｛走査ガントリのチ
ルト角，その回転速度（スキャン時間），焦点Ｆの大／
小等｝により、その位置が基準位置ｚ₀から±ｚ_OFの方
向に変位することが知られており、これによってＸ線検
出器アレイ７０への線照射状態が変化する。

【００１２】この点、従来は、例えば焦点Ｆが−ｚ_OFの
側に変位したとすると、これに応じてコリメータ５０の
スリット位置を−ｚ_OFの側に移動することで、検出列
Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出力が一定
かつ等しくなるように制御していた。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】しかし，上記コリメー
タ５０を−ｚ_OFの側に移動すると、検出列Ｂの側ではよ
り真上の方向からＸ線ファンビームを受けることになる
が、検出列Ａの側ではより斜めの方向からＸ線ファンビ
ームを受けることになるため、検出列Ａ，Ｂにおける線
照射パターンの相違が顕在化する。これを図１４（Ｃ）
で具体的に説明する。

【００１４】図１４（Ｃ）において、今、焦点Ｆが中心
のＦからＦの方向に変位すると、Ｘ線検出器アレイ
７０に対する照射パターンは図の（Ｐa，Ｐb）から
（Ｐa，Ｐb）の方向に変化するため、特に検出列Ａ
においては、レファレンスチャネルＲ_efにおけるビュー
毎の検出出力が一定となるように制御しているにも関わ
らず、中央部の検出チャネルｉ，ｊにおける検出出力
（投影データｇa）が相対的に大きく表れることとな
り、これが検出列ＡのＣＴ断層像に悪影響を及ぼしてい
た。

【００１５】また検出列Ａ，Ｂ間においては、各レファ
レンスチャネルＲ_efの検出出力が等しくなるように制御
しているにも関わらず、特に中央部の検出チャネルｉ，
ｊでは検出列Ａの検出出力が検出列Ｂの検出出力よりも
大きくなるため、これが検出列Ａ，ＢのＣＴ断層像を不
均一にしていた。なお、焦点Ｆが＋ｚ_OFの側に移動した
場合はこの逆である。

【００１６】図１６（Ａ）は焦点Ｆが−ｚ_OFの側に移動
した場合のＣＴ断層像の２次元表示例を示しており、被
検体１００のスライス順にＣＴ断層像＃１〜＃３が並ん
でいる。このうちの、Ａ−１，Ａ−２は検出列Ａにつき
再構成したＣＴ断層像、Ｂ−１は検出列Ｂにつき再構成
したＣＴ断層像である。上記レファレンスチャネルＲ _ef
への入射Ｘ線量が変わらないように制御しても、検出列
Ａでは中心部の入射Ｘ線量が相対的に大きくなり、その
ＣＴ断層像ではＣＴ値がＡｉｒ側に近づく。一方、検出
列Ｂでは、逆に、ＣＴ値がＡｉｒから遠ざかる。

【００１７】図１６（Ｂ）は同状態における３次元断面
表示例を示しており、上記同様の理由で各検出列ＡのＣ
Ｔ値がＡｉｒ側に近づくように表れている。

【００１８】このように、上記従来方式では、焦点Ｆの
移動に応じてそのＣＴ断層像に不均一が生じるばかり
か、被検体１００の組織（ＣＴ値）を誤って判定する恐
れもあり、Ｘ線ＣＴ医療に少なからず悪影響を与えてい
た。この問題は産業用Ｘ線ＣＴ装置についても同様であ
る。

【００１９】本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなさ
れたもので、その目的とする所は、Ｘ線の焦点移動によ
らず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られるＸ線ＣＴ装置
を提供することにある。

【００２０】

【課題を解決するための手段】上記の課題は例えば図１
の構成により解決される。即ち、本発明（１）のＸ線Ｃ
Ｔ装置は、Ｘ線管４０と平行スリット板からなるコリメ
ータ５０とを含むＸ線源が、被検体１００を挟んでＸ線
検出器アレイ７０と対向し、Ｘ線検出器アレイ７０の検
出信号に基づき被検体１００のＣＴ断層像を再構成する
Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の
撮影条件が得られる方向にＸ線撮影系１を調整する調整
手段２と、被検体スキャン時の焦点Ｆの移動量を検出
し、メモリに蓄積する検出手段３と、Ｘ線ＣＴ断層像再
構成時のＣＴ値を前記保持した焦点の移動量に応じた補
正データで補正する補正手段５とを備えるものである。

【００２１】本発明（１）によれば、Ｘ線ＣＴ断層像再
構成時のＣＴ値を、被検体スキャン時の焦点の移動量に
応じたＣＴ値の補正データで補正する構成により、Ｘ線
の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られ
る。

【００２２】なお、調整手段２は焦点Ｆの移動に応じて
一定の撮影条件が得られる方向にコリメータ５０及び又
はＸ線検出器アレイ７０を調整する。またＸ線検出器ア
レイ７０としてはその検出列が１列又は２列以上のもの
に適用できる。

【００２３】また本発明（２）のＸ線ＣＴ装置は、上記
前提となるＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応
じて一定の撮影条件が得られる方向にＸ線撮影系１を調
整する調整手段２と、被検体スキャン時の焦点の移動量
を検出する検出手段３と、被検体のスキャンにより得ら
れた投影データを前記検出した焦点の移動量に応じた補
正データで補正する補正手段４とを備えるものである。

【００２４】本発明（２）によれば、被検体のスキャン
により得られた投影データを、被検体スキャン時の焦点
の移動量に応じた投影データの補正データで補正する構
成により、Ｘ線の焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ
断層像が得られる。

【００２５】なお、調整手段２は焦点Ｆの移動に応じて
一定の撮影条件が得られる方向にコリメータ５０及び又
はＸ線検出器アレイ７０を調整する。またＸ線検出器ア
レイ７０としてはその検出列が１列又は２列以上のもの
に適用できる。

【００２６】好ましくは本発明（３）においては、上記
本発明（１）又は（２）において、検出手段３は、調整
手段２の調整量に基づき焦点の移動量を検出する。

【００２７】従って、Ｘ線焦点Ｆの移動につき、別段の
移動量検出段を設けなくても、調整手段２のＸ線撮影系
１に対する調整量から焦点Ｆの移動量を有効に検出でき
る。

【００２８】また好ましくは本発明（４）においては、
上記本発明（１）又は（２）において、検出手段３は、
Ｘ線管４０の蓄熱／冷却特性と所定のスキャンパラメー
タとに基づき焦点Ｆの移動量を推定する。

【００２９】従って、Ｘ線焦点Ｆの移動につき、別段の
移動量検出段を設けなくても、本装置の運用下における
Ｘ線管４０の蓄熱／冷却特性と所定のスキャンパラメー
タとに基づき焦点Ｆの移動量をリアルタイムに有効に推
定（検出）できる。

【００３０】また好ましくは本発明（５）においては、
上記本発明（１）において、補正データは、予めＣＴ値
の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、焦点
Ｆの移動量対応にＣＴ断層像を再構成すると共に、基準
となるＣＴ値からの相違に基づき作成されたものであ
る。

【００３１】ＣＴ値の基準となるファントムをアキシャ
ルスキャンし、そのＣＴ断層像を焦点Ｆの移動量対応に
再構成すれば、焦点Ｆの移動量対応のＣＴ値補正データ
を容易にかつ正確に得られる。

【００３２】また好ましくは本発明（６）においては、
上記本発明（２）において、補正データは、予め線減弱
係数の基準となるファントムをアキシャルスキャンし、
焦点Ｆの移動量対応に投影データを収集すると共に、基
準となる投影データからの相違に基づき作成されたもの
である。

【００３３】線減弱係数の基準となるファントムをアキ
シャルスキャンし、その投影データを焦点Ｆの移動量対
応に基準となる投影データと比較をすれば、焦点Ｆの移
動量対応の投影データの補正データを容易にかつ正確に
得られる。

【００３４】

【発明の実施の形態】以下、添付図面に従って本発明に
好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通
して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。

【００３５】図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要
部構成図で、図において、１０はユーザが操作する操作
コンソール部、２０は撮影テーブル、３０はＸ線ファン
ビームＸＬＦＢにより被検体１００のアキシャル／ヘリ
カル等によるスキャン・読取を行う走査ガントリであ
る。なお、走査ガントリ３０に固定された直交座標系を
（ｘ，ｙ，ｚ）で示す。

【００３６】走査ガントリ３０において、４０は回転陽
極型のＸ線管、４０ａはその回転陽極、ＦはＸ線の焦
点、４１はＸ線管４０の管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，曝射
時間Ｓｅｃ等を制御するＸ線制御部、５０はコリメー
タ、５１はコリメータ５０の体軸方向の平行移動ｐ及び
その開口幅（被検体のスライス厚に対応）ｗの制御を行
うコリメータ制御部、７０は例えば検出列Ａ，Ｂを有す
るＸ線検出器アレイ、８０はＸ線検出器アレイ７０の各
列の検出出力に基づき、投影データを生成し、収集する
データ収集部（ＤＡＳ）、６０は走査ガントリ３０を体
軸ＣＬｂの回りに回転させる回転制御部、６１はＸ線撮
像系の傾き（チルト）角を制御するチルト制御部であ
る。

【００３７】操作コンソール部１０において、１１はＸ
線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ断層像
再構成処理，本発明に係るＣＴ値／投影データの補正処
理等）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１
ｂはＣＰＵ１１ａが使用するＲＡＭ，ＲＯＭ等からなる
主メモリ（ＭＭ）、１２はキーボードやマウス等を含む
入力装置、１３はＣＲＴ等による表示装置（ＣＲＴ）、
１４はＣＰＵ１１ａと走査ガントリ３０及び撮影テーブ
ル２０との間で各種制御信号ＣＳやモニタ信号ＭＳのや
り取りを行う制御インタフェース、１５はデータ収集部
８０からの投影データｇ（Ｘ，θ）を一時的に蓄積する
データ収集バッファ、１６は、被検体１００の投影デー
タｇ（Ｘ，θ）、並びにＸ線ＣＴ装置の運用に必要な各
種アプリケーションプログラムやデータ等を記憶する二
次記憶装置（ハードディスク装置等）である。

【００３８】係る構成により、Ｘ線管４０からのファン
ビームＸＬＦＢは被検体１００を透過してＸ線検出器ア
レイ７０の各検出列Ａ，Ｂに一斉に入射する。データ収
集部８０は各検出列Ａ，Ｂに係る投影データｇa（Ｘ，
θ），ｇb（Ｘ，θ）を生成・収集してデータ収集バッ
ファ１５に格納する。更に、走査ガントリ３０が僅かに
回転した各ビューで上記同様の投影を行い、こうして走
査ガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積する。更
に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テ
ーブル２０を被検体１００の体軸方向に間欠的／連続的
に移動させ、こうして被検体１００の所要撮像領域につ
いての全投影データを収集・蓄積する。そして、ＣＰＵ
１１ａは得られた全投影データに基づき被検体１００の
ＣＴ断層像を再構成し、これらを表示装置１３に表示す
る。

【００３９】図３は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正デ
ータ生成処理のフローチャートである。撮影テーブル２
０の先端部に大きな径の円筒形のＣＴ値校正用ファント
ム（例えば水ファントム）をセットし、この撮影処理に
入る。

【００４０】ステップＳ１１ではスキャンパラメータを
設定する。スキャンタイプは例えばアキシャルスキャン
とする。このアキシャルスキャンは、好ましくは、焦点
Ｆの最大変位が得られる範囲内で行う。焦点ＦはＸ線管
４０の動作温度Ｔにより変位するので、Ｘ線管４０が冷
えた状態（使用温度の下限）でスキャンを開始し、所定
の上限温度となる時点でスキャンを停止する。この場合
に、Ｘ線管４０の動作温度Ｔは、管電圧ｋＶ，管電流ｍ
Ａが決まると曝射時間ｔの関数として計算可能であるか
ら、この上限温度より曝射時間ｔが求まる。なお、必要
ならＸ線管４０に動作温度Ｔを測定するための温度セン
サを設けても良い。また、焦点Ｆは走査ガントリのチル
ト角，回転速度（スキャン時間に対応），焦点Ｆの大／
小等によっても変位するので、必要なら、上記動作温度
Ｔに加え、焦点Ｆの変位が最大となるような組み合わせ
を採用する。

【００４１】ステップＳ１２では確認「ＣＯＮＦＩＲ
Ｍ」ボタンの入力を待ち、やがて、「ＣＯＮＦＩＲＭ」
ボタンが入力されると、ステップＳ１３ではスキャンを
開始する。

【００４２】ステップＳ１４では焦点Ｆの変位量に応じ
て検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出
力が所定の一定値となるようにコリメータ５０の位置ｐ
及び開口幅ｗを制御する。なお、開口幅ｗはスキャンパ
ラメータで設定された被検体（ここでは水ファントム）
のスライス厚に対応する。ステップＳ１５では焦点Ｆの
変位量を検出し、メモリ１１ｂに蓄積する。焦点Ｆの変
位量は、例えば上記コリメータ５０に対する制御量（移
動量）から幾何学的に逆算できる。ステップＳ１６では
ファントムのビュースキャンを行い、ステップＳ１７で
はその投影データｇa（Ｘ，θ），ｇb（Ｘ，θ）を収集
し、最終的にはこれらをディスク１６に蓄積する。ステ
ップＳ１８ではスキャン完了か否かを判別し、完了でな
い場合はステップＳ１４に戻る。

【００４３】こうして、やがてスキャン完了すると、ス
テップＳ１９では投影データの補正処理（公知のレファ
レンス補正，チャネル間感度補正等）を行う。このチャ
ネル間感度補正には、各検出素子間の感度バラツキの補
正、及び上記図１４（ｃ）につき述べた、Ｘ線焦点Ｆが
その基準位置ｚ₀にある時のチャネル間感度補正が含ま
れる。ステップＳ２０では全投影データに対するフィル
タ及び逆投影処理により水ファントムの断層像を再構成
し、ステップＳ２１では各再構成画素を対応するＣＴ値
に変換する。因みに、得られた各ＣＴ値は、もし装置が
正しくキャリブレーションされ、かつ焦点Ｆが基準位置
ｚ₀にあれば、各ＣＴ値＝０（水のＣＴ数）のはずであ
る。

【００４４】しかし、実際には上記様々な撮影環境の変
化により焦点Ｆが変位し、これに応じてＸ線検出器アレ
イ７０への線照射パターンが変化するため、常にＣＴ値
＝０となるとは限らない。ステップＳ２２では上記蓄積
した焦点Ｆの各変位量と得られたＣＴ値とに基づきＣＴ
値の補正データを求める。

【００４５】図４は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正デ
ータ生成処理のイメージ図で、図４（Ａ）は一般的な線
減弱係数μとＣＴ値（ＣＴ数）の関係を示している。あ
る組織ｔのＣＴ値（ＣＴ）_tは、水ｗと組織ｔの線減弱
係数を夫々μ_w，μ_tとするときに、（１）式により与え
られる。

【００４６】

【数１】

【００４７】空気の線減弱係数μ_air≒０であるので、
空気のＣＴ値は−１０００となり、水のＣＴ値は０（基
準）となる。また骨の線減弱係数μ_b≒２μ_wと考える
と、骨のＣＴ値は略１０００となる。

【００４８】図４（Ｂ）は上記図１４（Ｃ）で述べたと
同様のＸ線照射パターンを示している。焦点Ｆが基準位
置ｚ₀のＦにあるとすると、検出列Ａ，Ｂへの照射パ
ターンはＰa，Ｐbとなる。この状態における入射Ｘ
線量（即ち、上記チャネル間感度補正後の投影データ）
を基準として、Ａｉｒ及び水の各ＣＴ値を夫々−１００
０，０と定めている。

【００４９】一方、今、例えば焦点Ｆが上記Ｆから−
ｚ_OF方向のＦに変位したとすると、検出列Ａへの照射
パターンはＰaからＰaに変化し、かつ検出列Ｂへの
照射パターンはＰbからＰbに変化する。この状態で
は、検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efへの入
射Ｘ線量が変化しないように制御していても、検出列Ａ
側では中央部における入射Ｘ線量が上記基準量よりも大
きくなるため、そのＣＴ値はＡｉｒ側に近づく。また、
検出列Ｂ側では逆に中央部における入射Ｘ線量が上記基
準量よりも小さくなるため、そのＣＴ値はＡｉｒから遠
ざかる。以下、係る状態の検出列Ａに対するＣＴ値補正
データの生成イメージを具体的に説明する。

【００５０】図４（Ｃ）は検出列ＡにおけるＣＴ値補正
データ生成処理のイメージ図である。今、基準となる水
ファントムをアキシャルスキャンした際に、焦点ＦがＦ
に変位していたため、そのＣＴ断層像Ｃa'が再構成
されたとする。このＣＴ断層像Ｃa'は、中央部におけ
るＣＴ値が相対的に小さくなっており、即ち、Ａｉｒ側
に近づいている。係るＣＴ断層像Ｃa'の歪みを２次元
（平面）的に補正し、全体として本来あるべきフラット
な水ファントムのＣＴ断層像Ｃaを得るための補正デ
ータは図のＨaである。この補正データＨaは、上記
再構成されたＣＴ断層像Ｃa'のＸＹ平面上における各
ＣＴ値につき、基準ＣＴ値（＝０）との差分を画素対応
に求めることにより容易に得られる。この場合に、必要
なら、符号を反転する。なお、図示しないが、検出列Ｂ
に対するＣＴ値補正データの生成イメージも同様であ
る。

【００５１】こうして、予め、係るＣＴ値補正データを
焦点Ｆの各変位量対応に１又は２以上生成しておき、こ
れらをメモリ１１ｂに格納することにより、被検体１０
０のＸ線ＣＴ撮影の際には焦点Ｆの変位によらず、常に
正しいＣＴ値に変換可能となる。以下、これを説明す
る。

【００５２】図５は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正撮
影処理のフローチャートである。撮影テーブル２０に被
検体（患者）１００を載置し、この撮影処理に入る。ス
テップＳ３１ではスキャンパラメータ（アキシャル／ヘ
リカルスキャン，管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，被検体のス
ライス厚、スライス位置、スライス枚数等）を設定す
る。ステップＳ３２では確認「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタン
の入力を待ち、やがて、「ＣＯＮＦＩＲＭ」ボタンが入
力されると、ステップＳ３３ではスキャンを開始する。

【００５３】ステップＳ３４では焦点Ｆの変位量に応じ
て検出列Ａ，Ｂの各レファレンスチャネルＲ_efの検出出
力が所定の一定値となるようにコリメータ５０の位置ｐ
及び開口幅ｗを制御する。この開口幅ｗはスキャンパラ
メータで設定された被検体１００のスライス厚に対応す
る。ステップＳ３５では焦点Ｆの変位量を検出し、メモ
リ１１ｂに蓄積する。焦点Ｆの変位量は、上記コリメー
タ５０に対する制御量（移動量）から幾何学的に逆算で
きる。ステップＳ３６では被検体１００のビュースキャ
ンを行い、ステップＳ３７ではその投影データｇa
（Ｘ，θ），ｇb（Ｘ，θ）を収集し、最終的にはディ
スク１６に蓄積する。ステップＳ３８ではスキャン完了
か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ３４に戻
る。

【００５４】こうして、やがてスキャン完了すると、ス
テップＳ３９では投影データの補正処理（公知のレファ
レンス補正，チャネル間感度補正等）を行う。ステップ
Ｓ４０では蓄積した全投影データに対するフィルタ及び
逆投影処理により被検体１００のＸ線断層像を再構成す
る。ステップＳ４１では再構成画像上の各画素を対応す
るＣＴ値に変換すると共に、該ＣＴ値を焦点Ｆの移動量
対応の補正データで補正する。この補正は検出列Ａ，Ｂ
の各再構成画像につき夫々に行う。ステップＳ４２では
得られたＸ線ＣＴ断層像を表示装置１３に表示する。

【００５５】図６は実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正処
理のイメージ図で、図６（Ａ）は頭部撮影時のＸ線ＣＴ
値補正処理の一例を示している。図において、被検体１
００のスライス順にＣＴ断層像＃１，＃２が描かれてお
り、このうちの、（Ａ−１）は検出列Ａの投影データに
つき再構成したＣＴ断層像、（Ｂ−１）は検出列Ｂの投
影データにつき再構成したＣＴ断層像である。

【００５６】図６（Ａ）−（ａ）において、今、検出列
ＡにつきＣＴ断層像Ｃa'が再構成されたとすると、そ
の撮影時に蓄積された焦点Ｆの移動量Ｆ（例えばガン
トリ１回転分を代表する値又はガントリ１回転分の移動
量平均値等）に基づき同図（ｂ）のＣＴ値補正データＨ
aが読み出され、補正される。これにより、同図
（ｃ）に示す如く、補正後の正しいＣＴ断層像Ｃaが
得られる。

【００５７】また図６（Ａ）−（d）において、今、検
出列ＢにつきＣＴ断層像Ｃb'が再構成されたとする
と、その撮影時に蓄積された焦点Ｆの移動量Ｆに基づ
き同図（ｅ）のＣＴ値補正データＨbが読み出され、
補正される。これにより、同図（ｆ）に示す如く、補正
後の正しいＣＴ断層像Ｃbが得られる。なお、上記一
例のＣＴ値補正データの態様を示したが、これに限らな
い。

【００５８】図６（Ｂ）はＸ線ＣＴ値補正データの他の
態様を示している。図６（Ｂ）−（ａ）は検出列Ａに対
応するものであり、このＣＴ値補正データＨaは、そ
の中央部における補正値が正側の一定値（例えば平円盤
形）となっている。また図６（Ｂ）−（ｂ）は検出列Ｂ
に対応するものであり、このＣＴ値補正データＨb
は、その中央部における補正値が負側の一定値（例えば
平円盤形）となっている。

【００５９】このような形の補正データは、そのデータ
構造が単純であるため、上記のように高価なメモリ（Ｒ
ＡＭ）を使用するまでも無く、例えば、補正処理の中心
座標とその半径の情報とから円（又は楕円等）の演算に
より容易（リアルタイム）に生成できる。また、例えば
頭部のように被検対象が比較的小さい場合には、その画
像再構成領域内で生じるＣＴ値の歪成分も小さいから、
よって上記のような平円盤形の補正データでも十分な補
正精度が得られる。なお、精度を上げたいなら、このよ
うな平円盤形の補正データを複数枚重ねて補正しても良
い。

【００６０】ところで、以上は焦点Ｆの変位によるＣＴ
断層像の歪み（アーチファクト）をＣＴ値補正データを
使用して補正する場合を述べたが、これに限らない。そ
れ以前の、例えば投影データを補正することによっても
ＣＴ断層像の歪みを有効に補正可能である．以下、これ
を説明する。

【００６１】図７は実施の形態によるＸ線投影データ補
正値生成処理のフローチャートである。撮影テーブル２
０の先端部に大きな径の円筒形の線減弱係数校正用ファ
ントム（例えば水ファントム）をセットし、この撮影処
理に入る。なお、上記図３と同様の処理には同一のステ
ップ番号を付して説明を省略する。

【００６２】ここでは基準となる水ファントムをスキャ
ンする結果、その一定の線減弱係数に対応する投影デー
タは一定のはずである。しかし、実際には焦点Ｆの変位
に応じてＸ線検出器アレイ７０への線照射パターンが変
化するため、各検出チャネルの投影データが常に一定に
なるとは限らない。そこで、ステップＳ２２’では上記
ステップＳ１５で蓄積した焦点Ｆの各変位量とその際に
得られた投影データとに基づき投影データの補正データ
を求める。

【００６３】図８は実施の形態によるＸ線投影データ補
正値生成処理のイメージ図で、図８（Ａ）は上記図１４
（Ｃ）と同様の線照射パターンを示している。

【００６４】図８（Ｂ）は検出列Ａにおける投影データ
の補正特性を示している。今、線照射パターンＰaに
対応する投影データのチャネル出力特性がｇa'である
とすると、この歪みを相殺し、本来あるべきフラットな
投影データｇaを得るための補正データはｈaとな
る。なお、図は水ファントムの線減弱係数μ_wに対応す
る投影データの出力レベルを０に正規化して表してい
る。

【００６５】図８（Ｃ）は検出列Ｂにおける投影データ
の補正特性を示している。上記同様にして、線照射パタ
ーンＰbに対応する投影データのチャネル出力特性が
ｇb’であるとすると、この歪みを相殺し、本来ある
べきフラットな投影データｇbを得るための補正デー
タはｈbとなる。

【００６６】予め、係る投影データの補正データを焦点
Ｆの各変位量対応に求め、これらをメモリ１１ｂに格納
することにより、被検体１００のＸ線ＣＴ撮影時には焦
点Ｆの変位によらず、最終的には常に正しいＣＴ値に変
換可能となる。以下、これを説明する。

【００６７】図９は実施の形態によるＸ線投影データ補
正撮影処理のフローチャートである。撮影テーブル２０
に被検体（患者）１００を載置し、この撮影処理に入
る。なお、上記図５と同一の処理には同一のステップ番
号を付して説明を省略する。

【００６８】ステップＳ３９’では投影データの通常の
補正処理（公知のレファレンス補正，チャネル間感度補
正等）を行うと共に、該投影データをそのスキャン時に
おける焦点Ｆの移動量対応の補正データで補正する。ま
たステップＳ４１’では再構成画像上の各画素を対応す
るＣＴ値に変換する。この実施の形態では、上記ステッ
プＳ３９’の処理で予め投影データが正しく補正されて
いるため、このステップＳ４１’では再構成画像の各画
素を対応するＣＴ値に変換するだけで、正しいＸ線ＣＴ
断層像が得られる。

【００６９】図１０は実施の形態によるＸ線投影データ
補正処理のイメージ図である。図１０（Ａ）は被検体の
投影（スキャン）時のイメージ図であり、ここでは焦点
Ｆが−ｚ_OFの側に移動したことにより、各ビューの投影
データｇa'（Ｘ，θ_i），ｇa'（Ｘ，θ_j）等は、その中
心部の検出レベルが本来のレベルよりも大きく（Ａｉｒ
側に近づいて）表れている。

【００７０】図１０（Ｂ）は逆投影（再構成）時のイメ
ージ図であり、ここでは、上記各ビューの投影データｇ
a'（Ｘ，θ_i），ｇa'（Ｘ，θ_j）等を焦点Ｆの移動量対
応の補正データｈa等で補正したことにより、補正後
の投影データｇa（Ｘ，θ_i），ｇa（Ｘ，θ_j）等は、夫
々に本来の正しい出力レベルになっている。従って、こ
れらを逆投影することで、正しいＸ線ＣＴ断層像が得ら
れる。また、このように投影データの補正の場合は、各
ビュー毎の焦点移動を、夫々について補正可能である。

【００７１】なお、上記は焦点Ｆの移動に対し、コリメ
ータ５０を移動制御する場合を述べたが、これに限らな
い。図１１は焦点Ｆの移動に対し、Ｘ線検出器アレイ７
０を移動制御する場合のイメージ図である。図におい
て、例えば焦点Ｆが−ｚ_OFの側に変位したとすると、こ
れに応じてＸ線検出器アレイ７０を＋ｚ_OFの側に移動す
ることで、検出列Ａ，Ｂの各Ｒ_efの検出出力が等しくな
るようにＸ線撮影系を制御できる。この場合も、Ｘ線フ
ァンビームは、焦点Ｆが移動すると、Ｘ線検出器アレイ
７０にz軸方向の斜めから照射されることになるため、
上記コリメータ５０を制御する場合と同様の問題が生じ
る。そこで、このようなＸ線撮影系に対しても、上記コ
リメータ制御方式で述べたと同様のＣＴ値又は投影デー
タの補正処理を適用できる。

【００７２】また、上記は焦点Ｆの移動量を、コリメー
タ５０及び又はＸ線検出器アレイ７０に対する制御量か
ら幾何構造的に逆算する場合を述べたが、これに限らな
い。焦点Ｆの移動量はＸ線管４０の蓄熱／冷却特性と所
定のスキャンパラメータとに基づきリアルタイムに推定
（演算）可能であり、以下、この場合を説明する。

【００７３】図１２，図１３は実施の形態による焦点移
動の予測処理を説明する図（１），（２）で、図１２
（Ａ）は実スキャンに伴うＸ線管（陽極）温度Ｔの推移
を示している。図において、横軸は時刻ｔ、縦軸はＸ線
管４０の蓄積温度Ｔである。今、時刻ｔ₀で前回のスキ
ャンが終了し、その後はＸ線管温度Ｔが所定の冷却カー
ブで徐々に低下している。次に時刻ｔ₁で次のスキャン
を開始したとすると、Ｘ線管４０はその際の投入電力Ｐ
₁により加熱され、開始時刻ｔ₁における温度Ｔ₁から終
了時刻ｔ₂における温度Ｔ₂にまで上昇する。又は上記に
代えて、時刻ｔ₃で次のスキャンを開始した場合は温度
Ｔ₄にまで上昇する。本実施の形態では図１２（Ａ）の
蓄熱／冷却曲線に従う演算により、Ｘ線管４０の温度Ｔ
を時々刻々と推定する。

【００７４】この温度Ｔに所定のスキャンパラメータを
含めた焦点Ｆの基準位置ｚ₀からの移動距離ｚは（２）
式により与えられる。

【００７５】

【数２】

【００７６】ここで、ｋ，ａ，ｂ，ｃ，ｄ：定数Ｔ：Ｘ線管の温度(但し、使用温度範囲の百分率）Ｔ１：温度範囲の上限（例えば９０％）Ｔ２：温度範囲の下限（例えば１０％）Ｕ：チルト角度Ｕ１：チルト角度の＋方向の上限（例えば３０°）Ｕ２：チルト角度の−方向の上限（例えば３０°）Ｖ：スキャン時間Ｖ１：最長スキャン時間（例えば３秒）Ｖ２：最短スキャン時間（例えば０．８秒）Ｗ：焦点の大小（大＝１，小＝０）である。

【００７７】図１２（Ｂ）〜（Ｅ）は上記（２）式の移
動距離ｚに対する各変動要因の寄与分を示している。図
１２（Ｂ）は温度Ｔの寄与分、図１２（Ｃ）はチルト角
Ｕの寄与分、図１２（Ｄ）はスキャン時間Ｖの寄与分、
そして、図１２（Ｅ）は焦点サイズＷの寄与分を夫々グ
ラフ化したものである。但し、各グラフは上記（２）式
における各｛｝内の値をグラフ化したもので、これに
各寄与分に応じた定数ａ，ｂ，ｃ，ｄが掛けられる。ま
た図１２（Ｂ）〜（Ｅ）の各特性は全て右上がりで示さ
れているが、走査ガントリ３０の構造によっては、ある
特性が右下がり態様で寄与する場合もあり得る。

【００７８】図１３に定数ｋ，ａ，ｂ，ｃ，ｄを決める
ためのスキャン条件を示す。但し、Ｘ線撮影系をコリメ
ータ制御で調整する場合である。まず条件１でアキシャ
ルスキャンを行い、その際の自動調整作用により得られ
たコリメータ５０の移動距離Ｚ１を取得する。次に条件
２でアキシャルスキャンを行い、上記同様にして得られ
たコリメータ５０の移動距離Ｚ２を取得する。この条件
１，２間ではチルト角Ｕのみが変化している。次に条件
３でアキシャルスキャンを行い、その際のコリメータ５
０の移動距離Ｚ３を取得する。この条件２，３間では焦
点Ｆの大きさＷのみが変化している。更に、スキャン時
間Ｖ、Ｘ線管４０の温度Ｔのみを夫々変化させた状態
で、第４，第５のアキシャルスキャンを行い、その際の
コリメータ５０の移動距離Ｚ４，Ｚ５を夫々取得する。

【００７９】こうして条件１〜５の全スキャンを完了す
ると、コリメータ５０の各移動距離Ｚ１〜Ｚ５から本装
置の幾何学的構造（寸法）情報に基づき、同じ条件１〜
５下でスキャンした場合におけるＸ線焦点Ｆの移動距離
ｚ１〜ｚ５を逆算できる。そして、上記（２）式につ
き、チルト角Ｕ、焦点Ｆの大きさＷ、スキャン時間Ｖ、
温度Ｔのみを変化させた各方程式から定数ｋ，ａ，ｂ，
ｃ，ｄが求まる。但し、ｋ＝ｚ１である。かくして、本
実施の形態によればアキシャル／ヘリカルスキャン時の
焦点移動量を時々刻々と推定できる。

【００８０】なお、上記実施の形態ではＸ線検出アレイ
の検出列が２列の場合を述べたがこれに限らない。例え
ば検出列が１列の場合でもＸ線の焦点移動に応じて一定
の撮影条件（レファレンスチャネルＲ_efの出力が一定）
が得られる方向にＸ線撮影系を調整することが行われ得
るから、本発明を適用できる。また検出列が多列（３列
以上）の場合も同様に考えられる。

【００８１】また、上記実施の形態では、Ｘ線焦点Ｆの
基準位置からの変位による、Ｘ線検出器アレイ７０に対
する一例のＸ線照射パターンの変化例を述べたが、本発
明はこれに限定されない。本発明は、Ｘ線焦点Ｆの基準
位置からの変位による、他の様々な照射パターンの変化
に対しても同様に適用できるものである。

【００８２】また、上記本発明に好適なる実施の形態を
述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構
成、制御、処理及びこれらの組合せの様々な変更が行え
ることは言うまでもない。

【００８３】

【発明の効果】以上述べた如く本発明によれば、Ｘ線の
焦点移動によらず常に正しいＸ線ＣＴ断層像が得られ、
医療用のみならず産業用のＸ線ＣＴ装置の信頼性向上に
寄与するところが極めて大きい。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の原理を説明する図である。

【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の要部構成図で
ある。

【図３】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処
理のフローチャートである。

【図４】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正データ生成処
理のイメージ図である。

【図５】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正撮影処理のフ
ローチャートである。

【図６】実施の形態によるＸ線ＣＴ値補正処理のイメー
ジ図である。

【図７】実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処
理のフローチャートである。

【図８】実施の形態によるＸ線投影データ補正値生成処
理のイメージ図である。

【図９】実施の形態によるＸ線投影データ補正撮影処理
のフローチャートである。

【図１０】実施の形態によるＸ線投影データ補正処理の
イメージ図である。

【図１１】焦点Ｆの移動に対しＸ線検出器アレイを移動
制御する場合のイメージ図である。

【図１２】実施の形態による焦点移動の予測処理を説明
する図（１）である。

【図１３】実施の形態による焦点移動の予測処理を説明
する図（２）である。

【図１４】従来技術を説明する図（１）である。

【図１５】従来技術を説明する図（２）である。

【図１６】従来技術を説明する図（３）である。

【符号の説明】

１０操作コンソール部１１中央処理装置１１ａ主メモリ（ＭＭ）１２入力装置１３表示装置（ＣＲＴ）１４制御インタフェース１５データ収集バッファ１６二次記憶装置２０撮影テーブル３０走査ガントリ４０Ｘ線管４０ａ回転陽極５０コリメータ７０Ｘ線検出器アレイ８０データ収集部（ＤＡＳ）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者熊▲崎▼ 昌也東京都日野市旭が丘４丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社内Ｆターム(参考） 2G001 AA01 BA11 CA01 DA07 FA06 FA16 GA13 HA08 HA13 JA01 JA06 JA09 JA13 KA03 LA01 PA11 SA02 4C093 AA22 BA03 CA13 EA02 EA14 FA16 FA44 FC14 FC16 FC18

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】Ｘ線管と平行スリット板からなるコリメ
ータとを含むＸ線源が、被検体を挟んでＸ線検出器アレ
イと対向し、Ｘ線検出器アレイの検出信号に基づき被検
体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向
にＸ線撮影系を調整する調整手段と、被検体スキャン時の焦点の移動量を検出し、メモリに蓄
積する検出手段と、Ｘ線ＣＴ断層像再構成時のＣＴ値を前記保持した焦点の
移動量に応じた補正データで補正する補正手段とを備え
ることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】Ｘ線管と平行スリット板からなるコリメ
ータとを含むＸ線源が、被検体を挟んでＸ線検出器アレ
イと対向し、Ｘ線検出器アレイの検出信号に基づき被検
体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線の焦点移動に応じて一定の撮影条件が得られる方向
にＸ線撮影系を調整する調整手段と、被検体スキャン時の焦点の移動量を検出する検出手段
と、被検体のスキャンにより得られた投影データを前記検出
した焦点の移動量に応じた補正データで補正する補正手
段とを備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】検出手段は、調整手段の調整量に基づき
焦点の移動量を検出することを特徴とする請求項１又は
２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】検出手段は、Ｘ線管の蓄熱／冷却特性と
所定のスキャンパラメータとに基づき焦点の移動量を推
定することを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。
【請求項５】補正データは、予めＣＴ値の基準となる
ファントムをアキシャルスキャンし、焦点の移動量対応
にＣＴ断層像を再構成すると共に、基準となるＣＴ値か
らの相違に基づき作成されたものであることを特徴とす
る請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】補正データは、予め線減弱係数の基準と
なるファントムをアキシャルスキャンし、焦点の移動量
対応に投影データを収集すると共に、基準となる投影デ
ータからの相違に基づき作成されたものであることを特
徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。