JP2007125174A - 放射線画像撮影方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ハーフスキャンによるＣＴ撮影において、患者が被爆する実効線量を小さくすること。
【解決手段】放射線撮影装置を用いて、１８０度＋ファン角の回転範囲の投影データを収集してＣＴスキャン撮影を行う放射線画像撮影方法は、放射線源と放射線検出器に対して被検体を相対的に回転させ、この回転の間に放射線源より放射線を照射し、放射線検出器により、被検体を透過した放射線を検出して得られる放射線画像から断面画像を再構成する。当該放射線撮影装置は回転の中心から被検体の背面への背面方向を規定しながら当該被検体を支持する支持部材を有する。そして、背面方向と放射線源から回転の中心への照射方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置を放射線の照射開始位置及び照射終了位置とし、これら２つの回転位置のうち、背面方向と照射方向のなす角度が回転につれて減少する範囲にある方の回転位置を照射開始位置とする。
【選択図】 図１

Description

本発明は、Ｘ線等の放射線を利用して画像撮影を行うＸ線ＣＴ装置のような、放射線一般を使用して被検体内の放射線特性分布を画像化する放射線撮像装置に関する。

ＣＴ撮影には、フルスキャンとハーフスキャンがある。フルスキャンは３６０度の範囲でデータを収集し、ハーフスキャンは１８０度＋ファン角の範囲でデータを収集する。ハーフスキャンのメリットは撮影時間が短くなることから、体動あるいは心臓などの臓器移動に起因するアーチファクトの軽減が上げられる。

ＣＴ撮影は、一般撮影に較べて病気の発見確率が高くなるため、検診にも使用されるようになってきている。しかしながら、Ｘ線被曝量が増えるという課題がある。患者に対する被曝量は、非特許文献１に記載されているように、各臓器の吸収線量から実効線量を計算して比較される。このようなＸ線被爆量に関して、医師などの術者の放射線被曝量を低減するためのスキャン方法を検討した発明が提案されている。

例えば、特許文献１は、Ｘ線管球を回転させながらデータを収集する際、Ｘ線管球−術者の手−被検体の順に並ぶ場合の角度を含む所定の角度範囲でのＸ線照射量を“０”にし、その角度範囲以外の角度では通常のＸ線照射量とすることを開示する。また、特許文献２によれば、術者が被写体に処置を施すためのＩＶＲ領域を予め設定する。そして、Ｘ線管球の１回転中に、Ｘ線管球が予め設定したＩＶＲ領域に対応する角度範囲を通過する間はＸ線照射を停止又は低減し、それ以外の角度範囲を通過する間は通常通りＸ線照射を行う。これにより、ＩＶＲ領域での術者の大幅な被曝量低下を達成することができる。
平成１４年度から平成１５年度科学研究補助金（基板研究（C）(２)）研究成果報告書 Ｘ線医学診断に伴う医療被曝による臓器線量計測システムの開発（研究課題番号14580568）代表研究者 青山孝彦、平成１６年度 特開平１０−３３５２５号公報 特開平１１−２９０３０９号公報

しかしながら、患者へのＸ線の被曝量を低減するためのＣＴ撮影におけるスキャン方法に関する検討はされていない。フルスキャンであれば回転の開始角度と終了角度により被曝量が変化することはなく、また、フルスキャン及びハーフスキャンのいずれの方法により撮影するにしても、同量のＸ線量、つまりは同量のＸ線被曝が必要であると考えられてきたためである。

本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、ハーフスキャンによるＣＴ撮影において、患者が被爆する実効線量を小さくすることを目的とする。

上記の課題を解決するための本発明の一態様による放射線画像撮影方法は、
放射線撮影装置を用いて１８０度＋ファン角の回転範囲の投影データを収集してＣＴスキャンによる撮影を行う放射線画像撮影方法であって、
放射線源と放射線検出器に対して被検体を相対的に回転させる回転工程と、
前記回転工程による回転の間に前記放射線源より放射線を照射する照射工程と、
前記放射線検出器により、前記被検体を透過した放射線を検出して得られる放射線画像から断面画像を再構成する再構成工程とを備え、
前記放射線装置は前記回転の中心から前記被検体の背面への背面方向を規定しながら前記被検体を支持する支持部材を有し、
前記照射工程は、前記背面方向と前記放射線源から前記回転の中心への照射方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置を前記放射線の照射開始位置及び照射終了位置とし、前記２つの回転位置のうち、前記背面方向と前記照射方向のなす角度が前記回転工程による回転につれて減少する範囲にある方の回転位置を前記照射開始位置とする。

本発明によれば、ハーフスキャンによるＣＴ撮影において、人体背面から放射線が照射されるようにハーフスキャンの撮影開始及び終了位置が決定される。そして、このようなスキャン方法の採用によって患者が被爆する実効線量（被曝線量）を小さくすることができる。このように被曝線量を小さくすることにより、検診や病気の経過観察のためのＣＴ撮影を定期的、或は頻回に行っても放射線に起因する弊害の発生を低減することができる。

以下、添付の図面を参照して本発明の好ましい実施形態を説明する。

本発明者らは、ハーフスキャンの場合には、開始角度によって実効線量が変化することを実験により見出した。以下の実施形態では、このような実効線量の変化を利用して、患者の実効線量を小さくするようにＣＴ撮影におけるハーフスキャンの開始位置を決定する。なお、以下の実施形態では、被検体を回転させながらＸ線による撮影を行うコーンビームＣＴ装置において、患者の実効線量を小さくするようにハーフスキャンの開始位置を決定する場合を説明する。但し、本願発明はこの例示によって限定するものではなく、ファンビームＣＴに適用してもよいし、被検体に対して放射線源と検出器を回転させる装置に適用してもよい。

図１は、実施形態によるＣＴ撮影装置の構成例を示す図である。本実施形態では放射線としてＸ線を用いる。図１に示される状態において、Ｘ線発生部１１から発射されたＸ線は、被検体である人体１６及び背当て１３を透過した後に２次元検出器１２に到達する。２次元検出器１２は、半導体センサから構成され、たとえば画素数は８６０ｘ８６０画素、１画素の大きさは５００ｘ５００μｍ、センサ外形は４３ｘ４３ｃｍである。２次元検出器１２で取得されたデータは、再構成部１４に転送されて画像が再構成される。Ｘ線発生部１１（Ｘ線焦点）と２次元検出器１２の幾何学的配置によりファン角、コーン角が決定される。本実施形態では、正方形の２次元検出器を使用しているので、ファン角とコーン角は同じである。

図２は、本実施形態によるＣＴ撮影装置の構成を示すシステムブロック図である。システム全体は一つのコンピュータシステムを中心に構成される。ＢＵＳ２４は、例えばコンピュータの内部バスであり、このＢＵＳ２４を介して制御信号やデータの送信受信が行われる。制御部１８はコンピュータのＣＰＵに対応する。インタフェース部２１を介してスキャンモード（フルスキャンかハーフスキャンか）、回転開始位置、回転方向などが入力された後に撮影開始の指示が出される。制御部１８は、スキャンモード（フルスキャンかハーフスキャンか）、回転開始位置、回転方向の入力情報に基づいて、回転テーブル１５、Ｘ線発生部１１、２次元検出器１２を制御する。回転制御部１７は、回転テーブル１５に取り付けられた位置センサ（不図示）やエンコーダ（不図示）からの信号をもとに回転テーブル１５の動作を制御する。制御部１８は、回転制御部１７、２次元検出器１２、Ｘ線発生部１１から撮影準備完了信号を受信すると、インタフェース部２１に撮影準備完了の表示を行う（不図示）。そして、操作者により撮影開始の指示が出されると、制御部１８からの指示により人体１６を載せた回転テーブル１５の回転を開始させる。

回転テーブル１５の回転動作中、制御部１８は回転制御部１７から発生される角度情報を監視し、所定の一定速度、及び角度に到達したかを確認する。所定の一定速度、及び角度に到達した時点でＸ線発生部１１に信号を送りＸ線曝射を開始する。

回転テーブル１５の一回転あたり２５０００パルスを発生させるエンコーダが使用される場合、一回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５パルス毎に２次元検出器１２からデータが収集されることになる。回転制御部１７は該エンコードパルスをカウントして２５パルス毎にタイミング信号を２次元検出器１２に出力し、２次元検出器１２の各画素に到達したＸ線量をカウントする。本実施形態においては、Ｘ線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、上記エンコーダ信号をもとに２次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。２次元検出器１２から得られたデータはＢＵＳ２４を介して逐次的に再構成部１４に転送される。データの転送は、回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが収集される。収集された投影データは、再構成部１４で３Ｄボクセルデータに再構成される。

再構成部１４による再構成処理は、前処理、フィルタ処理、逆投影処理から構成される。前処理は、オフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、欠陥補正を含む。フィルタ処理は、ラマチャンドラン関数あるいはシェップローガン関数が一般的であり、本実施形態でもこれらを使用する。そして、フィルタ処理されたデータは、逆投影処理によって逆投影される。なお、これらフィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムには、例えばフェルドカンプのアルゴリズムを使用することができる。上記の逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると、再構成された断面が画像表示部１９に表示される。

ここで、再構成アルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用するが、これに限定されるものではない。なお、再構成アルゴリズムに関する参考文献として、フェルドカンプ（Feldkamp）とデイビス（Davis）およびクレス（Kress）が記載した方法（「実用コーンビームアルゴリズム」（“Practical Cone-Beam Algorithm”），J.Opt.Soc.Am.A1,612〜619,1984が挙げられる。

次に、図３のフローチャートを参照して、本実施形態によるＣＴ撮影動作を説明する。まず、ステップＳ１００において、スキャンモード（フルスキャンかハーフスキャンか）、回転開始位置、回転方向、回転開始角度及び経過角度の分解能の撮影条件設定が行われる。スキャンモードがフルハーフスキャン、フルスキャンに関係なく、回転開始角度から指定された経過角度の経過後に、Ｘ線の曝射が開始される。ここで、経過角度とは回転開始角度からＸ線曝射が開始される撮影開始角度までの角度差を云う。従って、この角度差には、テーブル回転立上り角度が含まれる。

次に、ステップＳ１０１において、上述の撮影条件をもとに被曝線量（実効線量）を好適にする経過角度（撮影開始角度）が計算される。ここでは、スキャンモードがハーフスキャンである場合の、Ｘ線の曝射を開始するまでの経過角度の、回転開始位置、回転方向毎の決定方法を述べる。なお、古スキャンにおいては、３６０度方向からのデータが収集されるので、フルスキャンについては述べない。

まず図４に示すように回転開始角度の定義を行う。図４は撮影幾何学系を上方から観察したものである。人体が乗った回転テーブルの回転方向は、図の矢印が示すようにＣＷ回転（時計回り）とＣＣＷ回転（反時計回り）を定義する。また、回転開始角度は、Ｘ線発生部（Ｘ線焦点）１１から２次元検出器１２に向かう方向、すなわちＸ線照射軸方向を基準にする。例えば、図４に示すような回転開始位置であれば、回転開始角度は「Ｐ」となる。同様に、人体がＸ線発生装置１１に向かっている状態が回転開始であれば回転開始角度は「Ａ」となる。更に、人体左手がＸ線発生装置１１に向かっている状態が回転開始であれば回転開始角度は「Ｌ」となり、人体右手がＸ線発生装置１１に向かっている状態が回転開始であれば回転開始角度は「Ｒ」となる。なお、回転開始角度分解能を４５度にすると、図４に示すように「ＰＬ」、「ＰＲ」、「ＡＬ」、「ＡＲ」をそれぞれ定義できる。

ハーフスキャンモードにおいて、回転開始角度、回転方向から被曝線量を好適にする目的で決定される経過角度を表１と表２に示す。それぞれパターン(1)〜(8)とパターン(9)〜(16)が含まれる。表１は、回転開始角度及び経過角度の分解能を９０度にした場合、表２は、回転開始角度及び経過角度の分解能を４５度にした場合を示す。

経過角度の決定理由の詳細は後述するが、表に示される経過角度は、撮影開始角度が回転方向に依存して一定であり、ＣＷ回転であれば「Ｌ」、ＣＣＷ回転であれば「Ｒ」となるように決定される。このようにすることによって、Ｘ線発生装置１１からのＸ線は、主として人体の背後から入射されることになり、心臓、胃など主な臓器が、人体の前面に配置されていることから、被曝線量（実効線量）を低減することができる。

次に、ステップＳ１０２において、インタフェース部２１を介して撮影開始の指示が出される。撮影開始の指示が出されると、ステップＳ１０３において、制御部１８からの指示により人体１６を載せた回転テーブル１５が回転を開始する。

制御部１８は回転テーブル１５から発生されるエンコーダ信号（不図示）を監視し、所定の一定速度、及びデータ収集開始位置（撮影開始角度）に到達したかを確認する。そして、所定の一定速度、及び撮影開始角度に到達すると、ステップＳ１０４からステップＳ１０５へ進む。ステップＳ１０５において、制御部１８はＸ線発生部１１に信号を送り、Ｘ線曝射を開始させる。回転テーブル１５からのエンコーダ信号はデータの積分タイミング決定にも使用される。例えば、回転テーブル１５の一回転あたり２５０００パルスを発生させるエンコーダを使用する場合に、一回転に対して１０００ビューの投影データを収集するとすれば、エンコーダ信号２５パルス毎に２次元検出器１２からデータが収集されることになる。制御部１８は、ステップＳ１０６においてこのエンコードパルスをカウントし、２５パルス毎に積分信号を発生させて、２次元検出器１２に到達したＸ線量をカウントする。

なお、本実施形態においては、Ｘ線は連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでなく、エンコーダ信号をもとに２次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。なお、２次元検出器１２からのデータはＢＵＳ２４を介して逐次的に再構成部１４に転送される。データの転送は、回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数が収集されるまで続く。ステップＳ１０７において、回転テーブル１５が所定の回転角度を回転し、収集された所定のビュー数に達したことが検出されると、処理はステップＳ１０８に進む。ステップＳ１０８において、制御部１８はＸ線発生部にＸ線の曝射を停止するべく指令を出す。その後、制御部１８は、ステップＳ１０９において、回転テーブル１５を減速させながら停止させる。

Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが再構成部１４に転送される。ステップＳ１１０において、制御部１８は、収集された投影データをもとにした再構成の実行を再構成部１４に指示する。なお、再構成部１４は撮影データを収集しながら再構成を行ってもよいし、全体のデータ収集が完了してから再構成を開始してもよい。また、上述したように、再構成部１４による処理は、前処理、フィルタ処理、逆投影処理から構成される。前処理はオフセット処理、ＬＯＧ変換、ゲイン補正、欠陥補正を含む。フィルタ処理としては、ラマチャンドラン関数あるいはシェップローガン関数を使用する。更に、フィルタ処理から逆投影までのアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用する。逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると、ステップＳ１１１に進み、画像表示部１９はこの断面画像を表示器に表示する。以上の処理により本実施形態の撮影処理を終える（ステップＳ１１２）。

ところで、特に検診撮影では撮影時間の短縮のみならず、被検体（人体１６）の入替え時間なども含めたトータルの撮影サイクルの短縮が要望される。本実施形態のハーフスキャン撮影もその例外ではない。

実際の撮影動作では、
・回転テーブル１５の回転が所定速度に到達し撮影が開始される撮影開始角度までの回転立上り角度、
・撮影が終了し回転テーブル１５の回転が所定速度から減速して回転終了角度で停止するまでの回転立下り角度、および
・ファン角、
を考慮する必要がある。これらを考慮すると、上記実施形態で説明した表１と表２のうち、パターン(1)、(6)、(7)、(8)、(13)、(14)、(15)、(16)では、１撮影フローにおける総回転角度が３６０度を少なくとも９０度以上越えてしまう。

一方、パターン(2)、(3)、(4)、(5)、(9)、(10)、(11)、(12)では、図５に示すように、人体１６がＸ線照射軸方向でＸ線発生部１１に向かっている状態を基準状態とし、該基準状態から左右それぞれ９０度以下の範囲を回転開始角度に設定される。これらの回転開始角度が設定された場合、１撮影フローにおける総回転角度を概ね３６０度以内にすることが可能となる。更に、このような回転開始角度を採用すれば、例えばパターン(7)、(8)、(13)、(14)、(15)、(16)の回転開始角度のように、人体１６の正面側に障害物となるような２次元検出器１２が配置されることがない。このため、人体１６の入替えや背当てへの固定作業が容易になり、ハーフスキャンモードでの好適な回転開始角度となる。

以上説明したように、回転開始角度を、人体１６がＸ線照射軸方向でＸ線発生部１１に向かっている状態を基準状態とし、該基準状態から左右それぞれ９０度以下の範囲に設定することにより次のような利点がえら得られる。即ち、１撮影フローでの人体１６の回転角度を３６０度以内に収めることが可能となり、回転に伴う人体への負荷が低減するので、撮影サイクルが短縮される。

さらに、回転テーブル１５の回転開始角度と回転終了角度とを一致させるようにすれば、撮影サイクル間での回転テーブル１５の回転操作が不要となり、無駄な操作やロスタイムの発生がなくなる。そのため、さらなる撮影サイクルの短縮、スループットの向上が実現する。

なお、本実施形態では、Ｘ線が連続に発生されることを想定しているが、これに限定されるものでない。例えば、該エンコーダ信号をもとに２次元検出器１２の積分区間に合わせてパルス状のＸ線を発生させてもよい。

また、撮影開始角度は必ずしも「Ｌ」、「Ｒ」に厳格に一致する必要がなく、概略側面でよい。本発明の効果を逸脱しない範囲でＣＷ方向もしくはＣＣＷ方向にずれていてもかまわない。

また、人体１６のみの回転により撮影が行われる形態に限定されず、Ｘ線発生部と２次元検出器１２とから成る撮影系が人体１６の周りを一体的に回転しながら撮影を行なうシステムにも本発明は適用可能である。

次に、回転開始角度、回転方向から被曝線量を最小にする撮影開始角度（経過角度）を決定する過程（Ｓ１０１）について詳細に説明する。

まず、被曝線量の定義について説明する。本発明の被曝線量の算定は、国際放射線防護委員会（ＩＣＲＰ）の考え方に基づいている。ＩＣＲＰでは、被曝、つまり、全身にわたる確率的影響のリスクを評価する線量として実効線量（単位はmSv）を採用している。この、実効線量は、以下の式で計算される。

［実効線量］＝［等価線量]×［組織荷重係数（Ｗ_T）］ …式（１）
ここで、組織荷重係数Ｗ_Tとは、臓器或は組織の確率的影響に対する感受性の相対的割合である。表３に、各組織・臓器ごとの組織荷重係数を示す。

また、式（１）の等価線量（単位はmSv）は、放射線の種類・エネルギーによって異なる放射線の人体に対する影響を表すための線量であって、臓器・組織の平均吸収線量に基づき、式（２）で求められる。

［等価線量］＝［吸収線量］×［放射線荷重係数（Ｗ_R）］ …式（２）
ここで、放射線荷重係数（Ｗ_R）は、表４のように決められている。なお、吸収線量（単位はmGy）は、１Ｋｇあたり１Ｊのエネルギーを吸収したときの線量であり、臓器・組織毎に求められる。

よって、撮影開始角度を変化させてハーフスキャンをした場合の、各組織・臓器の吸収線量を求め、式（２）、式（１）を計算することによって、実効線量を求めることができる。

以上説明したように、上記のハーフスキャン方法によれば、ハーフスキャンによるＣＴ撮影において、人体背面から放射線が照射されるようにハーフスキャンの撮影開始及び終了位置が決定され、患者の被爆線量（実効線量）を小さくすることができる。この結果、検診や病気の経過観察のためにＣＴ撮影を定期的、或は頻回に行っても、放射線に起因するリスクを小さくすることができる。

次に、本実施形態の主要部をなすハーフスキャンの撮影開始角度の決定方法を説明する。まず、発明者は、人体の構造に着目した。表３に示される組織荷重係数の対象となる臓器は、殆どが人体中の前面あるいは中央に配置されている。人体中の背面に配置されるのは、赤色骨髄とその他に分類される背筋のみと考えてよい。概略的に人間の臓器配置を考えると、背筋が臓器をガードするように配置されている。背筋は、表３中では「その他」に分類され、組織荷重係数は小さい。つまり、ハーフスキャンをする場合において、人体の背面からＸ線を入射させると、Ｘ線は背筋で最初に減衰し、その後に臓器で吸収される。Ｘ線を人体正面あるいは背面から入射しても、原理的には検出への到達線量は同じであるから、組織荷重係数の小さい組織・臓器がある背面方向からＸ線を入射させた方が、被曝線量（実効線量）的には有利な筈である。

そこで、上記仮説を実証するために、参考文献１に示されるような人体ファントムを使用して実際に実験を行った。表５はその結果を示す。撮像装置の撮影条件は、本発明者が病院で臨床実験を行っている条件と同等である。即ち、管電圧１２０ＫＶ、管電流４０ｍＡ、付加フィルター銅０．１５ｍｍ、５秒スキャン（フルスキャン）、２．６秒（ハーフスキャン）である。また、撮影部位は、胸部全域（高さ３５０ｍｍ）である。Ｘ線の実効エネルギーは、５１．５ＫｅＶである。また、表５において、吸収線量（mGy）は、左からフルスキャン、人体前面入射のハーフスキャン、人体背面入射のハーフスキャンをそれぞれ２回測定している。ここで、人体前面入射のハーフスキャンとは、図４において、「Ｒ→Ａ→Ｌ」又は「Ｌ→Ａ→Ｒ」とＸ線を入射させた場合である。同様に、人体背面入射のハーフスキャンとは、図４において、「Ｒ→Ｐ→Ｌ」又は「Ｌ→Ｐ→Ｒ」とＸ線を入射させた場合である。ただし、本実施形態においては、ファン角は７．２度である。よって、ハーフスキャンのデータ収集角度は１８７．２度になるが、概略１８０度として説明している。

人体ファントムにより得られた実効線量から式（１）、式（２）及び表３、４をもとに、実効線量が計算される。実効線量の平均を求めると、フルスキャンは０．４９ｍＳｖ、人体前面入射のハーフスキャンは０．３０ｍＳｖ、人体背面入射のハーフスキャンは０．１９ｍＳｖであった。人体背面入射のハーフスキャンは、前面入射に較べて３５％の被曝低減になる。ちなみに、人体前面入射のハーフスキャンと人体背面入射のハーフスキャンの合計がフルスキャンの線量になっており、実験が信憑性を有することを示している。

なお、上記実施形態では、ハーフスキャンにおける放射線の照射範囲を被検体の側面から開始して、背中を経て反対側の側面に至るまでとしている。そして、このような照射制御を実現するために、ＣＴ撮影装置は、被検体の背中に対向する背当て１３を設け、これが被検体の背中と一致するものとして制御を行う。即ち、ＣＴ撮影装置の観点からすれば、上述した照射範囲は、回転の中心から背当て１３への第１の方向と、回転の中心からＸ線発生部１１への第２の方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置が放射線の照射開始位置及び照射終了位置となる。そして、これら２つの回転位置のうち、前記第１及び第２の方向のなす角度が前記回転工程による回転につれて減少する範囲にある方の回転位置が照射開始位置となる。このように、上記実施形態では、背当て１３を回転位置（被検体の回転位置）を規定するための基準としているが、背当て１３に限定されるものではない。例えば、人体の正面（腹部、胸部）を支持する支持部を設け、これが被検体の正面側に一致するものとして制御を行ってもよい。或いは、座る向きが設定されている椅子であってもよい。

この場合、次のようにすればよい。即ち、ＣＴスキャン装置に、被検体（人体１６）の相対的回転の中心から被検体の背面への背面方向を規定しながら被検体を支持する支持部材を設ける。そして、被検体の背面方向とＸ線発生部１１から相対的回転の中心への照射方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置を放射線の照射開始位置及び照射終了位置とする。そして、これら２つの回転位置のうち、背面方向と照射方向のなす角度が上記相対的回転につれて減少する範囲にある方の回転位置を照射開始位置とする。

実施形態による放射線撮影システムを示すブロック図である。 本実施形態によるＣＴ撮影装置の構成を示すシステムブロック図である。 本実施形態のＣＴ撮影装置の動作を説明するフローチャートである。 撮影動作に係る角度の定義を説明する図である。 本実施形態による好適な回転開始角度を説明する図である。

Claims (6)

1. 放射線撮影装置を用いて１８０度＋ファン角の回転範囲の投影データを収集してＣＴスキャンによる撮影を行う放射線画像撮影方法であって、
   放射線源と放射線検出器に対して被検体を相対的に回転させる回転工程と、
   前記回転工程による回転の間に前記放射線源より放射線を照射する照射工程と、
   前記放射線検出器により、前記被検体を透過した放射線を検出して得られる放射線画像から断面画像を再構成する再構成工程とを備え、
   前記放射線装置は前記回転の中心から前記被検体の背面への背面方向を規定しながら前記被検体を支持する支持部材を有し、
   前記照射工程は、前記背面方向と前記放射線源から前記回転の中心への照射方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置を前記放射線の照射開始位置及び照射終了位置とし、前記２つの回転位置のうち、前記背面方向と前記照射方向のなす角度が前記回転工程による回転につれて減少する範囲にある方の回転位置を前記照射開始位置とすることを特徴とする放射線画像撮影方法。
2. 前記背面方向と前記照射方向が１８０度の状態を基準状態とし、該基準状態から左右それぞれ９０度以下の範囲を、前記開始工程による回転開始位置とすることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影方法。
3. 前記回転工程は、ハーフスキャン撮影の終了後に、前記回転開始位置にて前記回転を停止することを特徴とする請求項２に記載の放射線画像撮影方法。
4. １８０度＋ファン角の回転範囲の投影データを収集してＣＴスキャン撮影を行う放射線画像撮影装置であって、
   放射線源と放射線検出器に対して被検体を相対的に回転させる回転手段と、
   前記回転手段による回転の間に前記放射線源より放射線を照射させる照射手段と、
   前記放射線検出器により、前記被検体を透過した放射線を検出して得られる放射線画像から断面画像を再構成する再構成手段と、
   前記回転の中心から前記被検体の背面への背面方向を規定しながら前記被検体を支持する支持部材とを備え、
   前記照射手段は、前記背面方向と前記放射線源から前記回転の中心への照射方向とのなす角度が略直交する２つの回転位置を前記放射線の照射開始位置及び照射終了位置とし、前記２つの回転位置のうち、前記背面方向と前記照射方向のなす角度が前記回転手段による回転につれて減少する範囲にある方の回転位置を前記照射開始位置とすることを特徴とする放射線画像撮影装置。
5. 前記背面方向と前記照射方向が１８０度の状態を基準状態とし、該基準状態から左右それぞれ９０度以下の範囲を、前記開始手段による回転開始位置とすることを特徴とする請求項４に記載の放射線画像撮影装置。
6. 前記回転手段は、ハーフスキャン撮影の終了後に、前記回転開始位置にて前記回転を停止することを特徴とする請求項５に記載の放射線画像撮影装置。

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