JP2009273745A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】１回転のスキャンにおいて、被検体を透過するＸ線の線量を適正にし、被検体を透過しないＸ線の線量を所定値を超えないように抑えることにより、被検体の画像の画質を向上することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】Ｘ線源と被検体との間にファン角を覆うように配され、所定の減衰率をもってＸ線を透過するウェッジフィルタを設け、ウェッジフィルタは、ファン角の広がり方向の中央部に対応するウェッジフィルタの中央部に形成された、Ｘ線の透過距離が短い薄肉部と、薄肉部から広がり方向に連続して形成された、Ｘ線の透過距離が長い厚肉部とを有し、回転部の回転に伴って被検体の周囲を回るＸ線源から照射され、前記厚肉部を透過するＸ線が被検体の外側を通過し、Ｘ線源から照射され、薄肉部の端部を透過するＸ線が被検体の体表を通るように、ウェッジフィルタを駆動させる。
【選択図】図１

Description

この発明は、Ｘ線を被検体に照射して収集された検出信号に基づき被検体の画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関し、特に、Ｘ線源と被検体との間に、Ｘ線を減衰させるウェッジフィルタを設けたＸ線ＣＴ装置に関する。

人間の体厚は、人間に対してＸ線源が位置する方向であるスキャン角が０°又は１８０°である正面方向と、スキャン角が９０°、２７０°である横方向とで異なる。一定の線量でスキャンを行うと、被検体を透過し、Ｘ線検出部に検出されるＸ線の検出線量は、体厚が少ない正面方向のスキャンでは多く、体厚が多い横方向のスキャンでは少なくなる。すなわち、スキャン角によって、検出線量にムラができて、被検体の画像の画質レベルを変化させてしまう。

検出線量のムラをなくすため、スキャン角に応じてばく射線量を変化させる第１の技術がある。この第１の技術では、１回転中に被検体の体厚が多くなる横方向からのスキャンのタイミングで、ばく射線量を多くし、検出線量の減少を回避し、被検体の画像の画質レベルを一定に保っている。また、同時に、１回転中に被検体の体厚が少なくなる正面方向からのスキャンのタイミングで、ばく射線量を少なくし、無駄な被ばくを低減している。

一方、ファン角方向のＸ線線量分布を調整するために、複数種類のウェッジフィルタが用いられる。

被検体を正面方向からスキャンする場合は、ファン角方向のＸ線線量分布が広い範囲であって高低差の少ない、全体的に板厚の薄いウェッジフィルタが適している。しかし、このウェッジフィルタを用いて、被検体を横方向からスキャンする場合、ファン角の広がり方向の中央部以外のＸ線は、被検体を透過せずにＸ線検出部に到達してしまい、また、ばく射線量の多い被検体の横方向からのスキャン時に、被検体を透過せずにＸ線検出部に到達したＸ線の線量が、その後に用いられるＡ／Ｄ変換部に対してそのダイナミックレンジの限界値を超え、オーバーフローを生じさせるおそれがある。

反対に、被検体を横方向からスキャンする場合は、ファン角方向のＸ線線量分布が狭い範囲であって高低差の多い、中央部の板厚が薄く両端部の板厚が厚いウェッジフィルタが適している。しかし、このウェッジフィルタを用いて、被検体を正面方向からスキャンする場合、ファン角の広がり方向の中央部のＸ線減衰率に比べて広がり方向の両端部のＸ線減衰率が急に高くなり、ばく射線量の少ない被検体の正面方向からのスキャン時に、被検体の両側部を透過するＸ線の検出線量が少なくなってしまい、被検体の両側部の画像に対し十分な画質レベルを得られないおそれがある。

１回転中に、被検体のファン角方向の体厚は、一般的に連続的に変化するため、被検体の画像の画質レベルを一定に保つためには、１回転中に、被検体透過面におけるＸ線線量分布を連続的に変化させる第２の技術が必要となる。

第２の技術に関連して、１回転中に、被検体透過面におけるＸ線線量分布を変化させるために、回転中に、ウェッジフィルタを入れ替える技術も考えられるが、被検体透過面におけるＸ線線量分布の変化が連続的にならないという問題がある。

また、第２の技術に関連して、次の技術がある。Ｘ線源と被検体との間に、減衰体であるウェッジフィルタが設けられている。ウェッジフィルタのＸ線の出射面が凹円筒状の曲面を有している。Ｘ線源等の回転に応じて、ウェッジフィルタを移動させることにより、Ｘ線源と被検体の体軸中心とを結ぶ線上にウェッジフィルタの中央部（板厚が薄い部分）を位置させ、Ｘ線検出部に入射するＸ線の強度がＸ線検出部のダイナミックレンジの範囲に収まるようにした装置である（例えば、特許文献１）。

特開２００７−３１９３４０号公報

しかしながら、上記特許文献１に記載されたＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線源等の回転に応じて、Ｘ線源と被検体の体軸中心とを結ぶ直線上にウェッジフィルタの中央部を位置させるため、同公報の図５や図６に示す円形の断層像を有する被検体であれば、Ｘ線を被検体の横方向から照射したときも、被検体の体表を通るＸ線の線量が、その後に用いたれるＡ／Ｄ変換部に対してそのダイナミックレンジの範囲に収まる。しかし、被検体は、円形の断層像を有しない場合が多いため、Ｘ線源等の１回転の中では、被検体の体表を通るＸ線がウェッジフィルタによって十分に減弱されないままＸ線検出部に達してしまうので、被検体の体表を通るＸ線の線量が、Ａ／Ｄ変換部に対してそのダイナミックレンジの限界値を超え、オーバーフローを生じさせるおそれがあるという問題点があった。

この発明は、上記の問題を解決するものであり、１回転のスキャンにおいて、被検体を透過するＸ線の線量を適正にし、被検体を透過しないＸ線の線量を所定値を超えないように抑えることにより、被検体の画像の画質を向上することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、この発明は、Ｘ線が透過するウェッジフィルタに薄肉部と厚肉部とを設け、ウェッジフィルタを移動させると、Ｘ線検出部に検出されるＸ線の線量を変更可能であることに着目した。
具体的には、この発明の第１の形態は、ファン角を有するＸ線源と、前記Ｘ線源から照射され、被検体を透過したＸ線を検出し、検出信号を出力するＸ線検出部と、前記検出信号を変換したディジタル信号に基づき、画像を再構成する画像再構成部と、前記Ｘ線源と前記被検体との間に前記ファン角を覆うように配され、所定の減衰率をもってＸ線を透過するウェッジフィルタであって、Ｘ線の透過距離の短い薄肉部が前記ファン角の広がり方向の中央部に対応する前記ウェッジフィルタの中央部に形成され、前記Ｘ線の透過距離の長い厚肉部が前記薄肉部から前記広がり方向に連続して形成されたウェッジフィルタと、前記Ｘ線源及び前記ウェッジフィルタを支持し、前記被検体の周囲にて回転可能な回転部と、前記回転部の回転に伴って前記被検体の周囲を回る前記Ｘ線源から照射され、前記厚肉部を透過したＸ線が前記被検体の外側を通過し、前記Ｘ線源から照射され、前記厚肉部に隣接する前記薄肉部を透過するＸ線が前記被検体の体表を通るように、前記ウェッジフィルタを移動させる駆動部と、を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

この発明の第１の形態によると、回転部の回転に対応させて、ウェッジフィルタを移動させることにより、ウェッジフィルタの厚肉部を透過したＸ線が被検体の外側を通過し、ウェッジフィルタの薄肉部を透過したＸ線が被検体の体表を通るようにしたので、１回転のスキャンにおいて、被検体を透過するＸ線の線量を適正にし、被検体を透過しないＸ線の線量を所定値を超えないように抑え、被検体の画像の画質を向上することが可能となる。

［第１の実施の形態］
（構成）
この発明の第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成について図１を参照して説明する。図１は、Ｘ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。

Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管であるＸ線源１０とＸ線検出部２０とが１体として被検体Ｐの周囲を共に回転するタイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線源１０のみが被検体Ｐの周囲を回転するタイプ等様々なタイプがある。この発明は、いずれのタイプであっても適用可能である。

以下、Ｘ線源１０とＸ線検出部２０とが共に回転するタイプとして説明する。図外の架台には、被検体Ｐの周囲を回転可能に回転部４４が設けられている。回転駆動部４３は、制御部５０の制御信号を受けて、回転部４４を回転させる。回転部４４には、Ｘ線源１０及びＸ線検出部２０が支持されている。

被検体Ｐは、回転部４４の回転中心軸に沿った体軸方向に移動可能に、また、上下方向に移動可能に天板（図示省略）に載置される。天板駆動部４２は、制御部５０の制御信号を受けて、天板を所定方向に移動させる。

Ｘ線源１０の陰極−陽極間には高圧発生装置１１から高電圧が印加され、高圧発生装置１１からＸ線源１０に管電流が供給される。高圧発生装置１１は、制御部５０の制御信号を受けて、Ｘ線源１０に供給される管電流を可変し、Ｘ線源１０から発生させるＸ線の線量を調整する。

Ｘ線源１０から照射されたＸ線は被検体Ｐを透過し、Ｘ線検出部２０に入射する。Ｘ線検出部２０は、被検体Ｐを透過したＸ線の線量に基づく検出信号を出力する。Ｘ線源１０は、ファン角を有する。ここで、ファン角とは、Ｘ線源１０の回転中心軸に直交する方向のＸ線広がりをいう。

Ｘ線検出部２０において、入射されたＸ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ２１等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオート２２等の光電変換素子で電気信号に変換する。この電気信号を信号増幅部２３で増幅し、増幅された電気信号（検出信号）をＡ／Ｄ変換部２４でディジタル信号に変換する。画像再構成部３１は、検出信号に基づき画像を再構成し、画像データを表示部３２に出力する。

この第１実施形態では、Ａ／Ｄ変換部２４は、一定の大きさの範囲にあるアナログの電圧信号を１６ビットのディジタルの検出データに変換するものとする。つまり、換言すれば、表示部３２の一つの画素が持つ値の幅であるダイナミックレンジは１６ビットである。しかし、電圧信号がＡ／Ｄ変換可能な一定の大きさの範囲を超えた場合、Ａ／Ｄ変換部２４は、飽和状態となり、オーバーフローを起こす。上記の一定の大きさの範囲がＡ／Ｄ変換部２４がリニアに変換可能なダイナミックレンジである。

１スライスの断層像データを再構成するには、フル再構成法では、被検体Ｐの周囲１周、約３６０°分の投影データが必要とされる。なお、ハーフ再構成法でも１８０°にファン角を加算した分の投影データが必要とされる。

回転部４４には、ウェッジフィルタ６０が移動可能に設けられている。ウェッジフィルタ６０は、回転部４４に設けられることによって、Ｘ線源１０と共に被検体Ｐの周囲に回転可能に構成される。ウェッジフィルタ６０は、Ｘ線源１０と被検体Ｐとの間に設けられ、Ｘ線を減衰させる減衰率を有している。

第１実施形態では、駆動部４１は、制御部５０の制御信号を受けて、Ｘ線がウェッジフィルタ６０を透過する方向であるラジアル方向にウェッジフィルタ６０を移動させる。ラジアル方向がウェッジフィルタ６０の板厚方向に相当する。

次に、ウェッジフィルタ６０について図２を参照にして説明する。図２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）及び（ｄ）は、ウェッジフィルタ６０の斜視図、正面図、側面図及び平面図である。ウェッジフィルタ６０の説明においては、ファン角の広がり方向をウェッジフィルタ６０の幅方向とする。また、ウェッジフィルタ６０の幅方向、及び上記するＸ線がウェッジフィルタ６０を透過する方向であるラジアル方向に対してそれぞれ直交する方向をアキシャル方向とする。したがって、アキシャル方向とは、Ｘ線がウェッジフィルタ６０を透過する断面に対して直交する方向をいう。アキシャル方向が、ウェッジフィルタ６０の奥行き方向に相当する。

ウェッジフィルタ６０は、略直方体に形成されている。Ｘ線をＸ線源１０から受ける側の面であるウェッジフィルタ６０の入射面６１は、凹形状に形成されている。Ｘ線を被検体Ｐに向けて出射する側の面であるウェッジフィルタの出射面６２は平らに形成されている。入射面６１が凹形状に形成されたウェッジフィルタ６０を図２（ａ）に示す。

入射面６１を凹形状に形成したことにより、ファン角の広がり方向の中央部に対応するウェッジフィルタ６０の中央部に、Ｘ線の透過距離が短い薄肉部６３が形成されている。ウェッジフィルタ６０の両端部に、薄肉部６３から広がり方向に連続して、Ｘ線の透過距離が長い厚肉部６４が形成されている。薄肉部６３を図２（ｂ）に曲率の小さい領域（Ｂ〜Ｃ間）として示す。

薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）がアキシャル方向に対して一定である薄肉部６３を図２（ｂ）及び（ｄ）に示す。薄肉部６３の端は、点Ｂ及び点Ｃで厚肉部６４にそれぞれ隣接している。また、薄肉部６３の板厚ｔがアキシャル方向に対して一定である薄肉部６３を図２（ｃ）に示す。

薄肉部６３の端部は、点Ｂ又は点Ｃを含む部位である。薄肉部６３の端部は、薄肉部６３の端部を透過し、被検体Ｐの体表に接する体表接線の経路を通るＸ線を検出した検出信号が、その後に用いられるＡ／Ｄ変換部２４でディジタル信号に変換するときに、オーバーフローを生じさせる所定値を超えないような板厚を有している。

なお、厳密に言えば、薄肉部６３の端である点Ｂ及び点Ｃの位置は、Ｘを透過する被検体Ｐの断層形状に応じて異なるため、被検体Ｐの断層形状の種類に応じてウェッジフィルタ６０を用意する必要がある。しかし、被検体Ｐの断層形状は他種類にわたり、それに対応するウェッジフィルタ６０を用意するのは現実的でない。したがって、予め定めた所定の複数種類の被検体Ｐの断層形状に対応するウェッジフィルタ６０を用意することとなる。薄肉部６３の端である点Ｂ及び点Ｃの位置は、その複数種類の被検体Ｐの断層形状に応じた位置となる。

また、第１実施形態では、被検体Ｐの体表接線の経路を通るＸ線は、薄肉部６３の端部を透過するものを示したが、薄肉部６３の端部に限らず、薄肉部６３の中央部であっても良く、薄肉部６３に隣接する厚肉部６４側であっても良い。

次に、ウェッジフィルタ６０の薄肉部６３及び厚肉部６４をどのように設けるかについて、図３を参照にして説明する。図３はウェッジフィルタの動作を示す動作説明図である。デュアルスキャノ画像から被検体Ｐの正面方向と横方向の体厚をそれぞれ測定し、被検体Ｐの正面方向からのスキャンにおける、ＦＯＶ（ｆｉｅｌｄ ｏｆ Ｖｉｅｗ）に必要なファン角αを算出する。ファン角αを図３（ａ）に示す。同様に、被検体Ｐの横方向からのスキャンにおける、ＦＯＶに必要なファン角βを算出する。ファン角βを図３（ｂ）に示す。

ＦＯＶに必要なファン角αが薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）におさまるようなウェッジフィルタ６０のラジアル方向の位置ｒ１、ｒ２を算出する。また、位置ｒ１、ｒ２を図３（ａ）、（ｂ）に示す。ウェッジフィルタ６０は、制御部５０により、回転部４４の制御と同じパラメータで制御され、スキャン角に応じてｒ１〜ｒ２間を往復移動する。

ウェッジフィルタ６０のアキシャル方向の幅は、Ｘ線源１０から最も離間したラジアル方向の位置ｒ２に移動したウェッジフィルタ６０において、Ｘ線源１０から照射されるＸ線のコーン角を覆うことが可能な幅となる。

なお、ウェッジフィルタ６０の出射面６２を凹形状に形成し、薄肉部６３及び厚肉部６４を設けても良い。薄肉部６３は、Ｘ線を透過する被検体Ｐの断層形状に応じた形状に形成される。また、ウェッジフィルタ６０に例えば略楕円断面形状の穴をアキシャル方向に貫通させることにより、薄肉部６３及び厚肉部６４を設けても良い。

ウェッジフィルタ６０のラジアル方向の移動と、ウェッジフィルタ６０を透過するＸ線の透過距離との関係は次の通りである。Ｘ線源１０から遠ざけたウェッジフィルタ６０をＸ線が透過する場合、ファン角方向の中央部に対応するウェッジフィルタ６０の中央部である薄肉部６３を透過するＸ線の透過距離に比べて、ファン角方向の両端部に対応するウェッジフィルタ６０の両端部である厚肉部６４を透過するＸ線の透過距離が長くなり、被検体Ｐの透過面におけるＸ線の線量分布は、中央部である薄肉部６３で高く、両端部である厚肉部で低くなる。

Ｘ線源１０に近づけたウェッジフィルタ６０をＸ線が透過する場合、ファン角方向にわたってＸ線が薄肉部６３を透過する透過距離はほぼ均一となり、被検体Ｐの透過面におけるＸ線の線量分布が平坦なものとなる。なお、Ｘ線源１０に対して、ウェッジフィルタ６０を遠ざけた場合、及び近づけた場合のいずれであっても、薄肉部６３の中央部付近のＸ線減衰量は変化しない。

駆動部４１は、回転部４４の回転に対応させて、被検体Ｐの周囲を回るＸ線源１０から照射され、被検体Ｐの外側を通過するＸ線が厚肉部６４を透過し、Ｘ線源１０から照射され、被検体Ｐの体表に接する体表接線の経路を通るＸ線が薄肉部６３の端部を透過するように、ウェッジフィルタ６０を駆動させる。

次に、ウェッジフィルタ６０の移動について、図３を参照にして説明する。Ｘ線源−ウェッジ間距離は、被検体Ｐの腹部を正面方向（スキャン角が０°、１８０°）からスキャンするとき、ｒ１である。広い範囲にわたるＸ線の線量の分布を図３（ａ）に示す。また、被検体Ｐの腹部を横方向（スキャン角が９０°、２７０°）からスキャンするとき、ｒ２である。狭い範囲にわたるＸ線の線量の分布を図３（ｂ）に示す。

次に、Ｘ線源１０から照射されるＸ線の線量について、図３及び図４（ａ）を参照にして説明する。スキャン角と管電流との関係を図４（ａ）に曲線で示す。制御部５０は、回転部４４の回転に対応させて、高圧発生装置１１に制御信号を送る。高圧発生装置１１は、制御信号を受けて、Ｘ線源１０から照射されるＸ線の線量を変化させる。図４（ａ）では、被検体Ｐの腹部を正面方向（スキャン角が０°、１８０°）からスキャンするとき、管電流は小さく、Ｘ線源１０から照射されるＸ線の線量を少なくしている。反対に、被検体Ｐの腹部を横方向（スキャン角が９０°、２７０°）からスキャンするとき、管電流は大きく、Ｘ線源１０から照射されるＸ線の線量を多くしている。なお、制御部５０は、ウェッジフィルタ６０の移動に対応させて、高圧発生装置１１を制御しても良い。

被検体Ｐの体表接線の経路を通過するＸ線の線量Ｓｍａｘを図３（ａ）、（ｂ）に示す。このＸ線の線量Ｓｍａｘに基づく検出信号が、その後のＡ／Ｄ変換部２４でディジタルデータに変換されるときに、オーバーフローを生じさせる所定値を超えない値にとなる。

次に、ウェッジフィルタ６０の動作について、図４（ｂ）を参照にして説明する。駆動部４１は、ウェッジフィルタ６０の移動速度を加減する。スキャン角とＸ線源−ウェッジフィルタ間距離との関係を図４（ｂ）に曲線で示す。図４（ｂ）では、ウェッジフィルタ６０の移動速度は、曲線の傾きで示される。また、ウェッジフィルタ６０の加速度は、傾きの変化率で示される。例えば、被検体Ｐの腹部を横方向（スキャン角が９０°、２７０°）からスキャンする前後で、ウェッジフィルタ６０の加速度は大きい。反対に、被検体Ｐの腹部を正面方向（スキャン角が０°、１８０°）からスキャンする前後で、ウェッジフィルタ６０の加速度は小さい。

（動作）
このＸ線ＣＴ装置による被検体Ｐのスキャンにおいて、回転部４４の回転（スキャン角）に応じて、高圧発生装置１１は、Ｘ線源１０に供給する管電流を加減する。供給すべき管電流の大きさを図４（ａ）に示す。また、回転部４４の回転（スキャン角）に応じて、駆動部４１は、ウェッジフィルタ６０をラジアル方向に往復移動する。ウェッジフィルタ６０の移動位置は、図４（ｂ）に示すＸ線源−ウェッジ間距離に基づく。

回転部４４の回転に応じて、Ｘ線の線量が加減される。また、回転部４４の１回転に応じて、ウェッジフィルタ６０がＸ線源１０と被検体Ｐとの間を往復移動する。このとき、駆動部４１は、ウェッジフィルタ６０の移動速度を加減する。それにより、薄肉部６３を透過したＸ線が被検体Ｐを透過するので、Ｘ線の線量を適正にする。また、厚肉部６４を透過したＸ線が被検体Ｐの外側を通過するので、所定値を超えないようにＸ線の線量を抑える。さらに、薄肉部６３の端部を透過したＸ線が被検体Ｐの体表接線の経路を通るので、Ｘ線の線量を適正にする。Ｘ線の線量が適正になることにより、Ｘ線検出部の検出信号が、その後にディジタルデータに変換するときに、オーバーフローを生じさせない数値となり、ディジタルデータに基づき再構成される被検体の画像の画質を向上することができる。

［第２の実施の形態］
次に、この発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図５及び図６を参照して説明する。図５は、ウェッジフィルタ６０を示す説明図である。図６は、ウェッジフィルタ６０の動作を示す動作説明図である。なお、第２実施形態では、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置と異なる２つの構成についてのみ説明し、同一構成についてはその説明を省略する。

第１実施形態と異なる第１の構成について図５を参照にして説明する。第１実施形態に係るウェッジフィルタ６０では、薄肉部６３のファン角の広がり方向の幅である領域（Ｂ〜Ｃ間）はアキシャル方向に対して一定であるのに対して、第２実施形態では、薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）はアキシャル方向に徐々に変化している。薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）がアキシャル方向（Ａ１方向）に徐々に狭くなっているウェッジフィルタ６０を図５（ｂ）に示す。

以上のように、薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）は変化するが、薄肉部６３の板厚ｔは、第１実施形態と同様に、アキシャル方向に対して一定である。板厚ｔが一定である薄肉部６３を図５（ｃ）に示す。

なお、第１実施形態と同様に、薄肉部６３及び厚肉部６４を、ウェッジフィルタ６０の出射面６２を凹形状に成形することにより設けても良く、ウェッジフィルタ６０に穴を貫通させることにより設けても良い。

第１実施形態と異なる第２の構成は、ウェッジフィルタ６０の動作である。ウェッジフィルタ６０の動作について、図６を参照にして説明する。駆動部４１は、制御部５０の制御信号を受けて、回転部４４の回転に対応させて、ウェッジフィルタ６０をアキシャル方向に移動させる。

被検体Ｐの腹部を正面方向（スキャン角が０°、１８０°）からスキャンするとき、ウェッジフィルタ６０は図５（ａ）でＡ１方向に移動する。それにより、Ｘ線の焦点は、薄肉部６３の領域が広い部分に位置するようになる。この広い部分は、曲率の小さい部分であり、Ｘ線が透過する場合、ファン角方向の中央部から両端部にわたってＸ線の透過距離が均一となり、被検体Ｐの透過面におけるＸ線の線量分布は平坦なものとなる。このときのＸ線の線量分布を図６（ａ）に示す。

また、被検体Ｐの腹部を横方向（スキャン角が９０°、２７０°）からスキャンするとき、ウェッジフィルタ６０は図５（ａ）でＡ２方向に移動する。それにより、Ｘ線の焦点は、薄肉部６３の領域が狭い部分に位置するようになる。狭い部分の両側は厚肉部６４となる。Ｘ線が薄肉部６３の狭い部分を透過する場合、Ｘ線の透過距離が短く、Ｘ線が厚肉部６４を透過する場合、Ｘ線の透過距離が長くなる。被検体Ｐの透過面におけるＸ線の線量分布は、Ｘ線が薄肉部６３を透過した中央部と、厚肉部６４を透過した両端部とで高低差が大きなものとなる。このときのＸ線の線量分布を図６（ｂ）に示す。

なお、図６（ｂ）に示す薄肉部６３を透過するＸ線の線量が、図６（ａ）に示す薄肉部６３を透過するＸ線の線量より多い。これは、第１実施形態と同様に、被検体Ｐの腹部を横方向からスキャンするときの管電流を、腹部を正面方向からスキャンするときの管電流より大きくしたためである。

第１実施形態では、ウェッジフィルタ６０をラジアル方向に移動させたが、第２実施形態では、ウェッジフィルタ６０をラジアル方向に移動させず、Ｘ線源１０とウェッジフィルタ６０との間の距離ｒは常に一定である。

以上の構成により、ラジアル方向にウェッジフィルタ６０を移動するためのスペースを確保できない場合、第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、適している。

なお、第２実施形態においても、駆動部４１は、回転部４４の回転に対応させて、被検体Ｐの周囲を回るＸ線源１０から照射され、被検体Ｐの外側を通過するＸ線が厚肉部６４を透過し、Ｘ線源１０から照射され、被検体Ｐの体表に接する体表接線の経路を通るＸ線が薄肉部６３の端部を透過するように、ウェッジフィルタ６０を移動させる。被検体Ｐの体表接線の経路を通るＸ線の線量も図６（ａ）及び（ｂ）にそれぞれ示すＳｍａｘであり、Ｘ線の線量Ｓｍａｘに基づく検出信号が、その後のＡ／Ｄ変換部２４でディジタルデータに変換されるときに、オーバーフローを生じさえる所定値を超えない値となる。

［第３の実施の形態］
次に、この発明の第３実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図７及び図８を参照して説明する。図７は、ウェッジフィルタ６０を示す説明図である。図８は、ウェッジフィルタ６０の動作を示す動作説明図である。なお、第３実施形態では、第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置と異なる構成についてのみ説明し、同一構成についてはその説明を省略する。

第２実施形態と異なる第１の構成について図７を参照にして説明する。第２実施形態では、ウェッジフィルタ６０の薄肉部６３の板厚ｔは一定であるのに対して、第３実施形態では、薄肉部６３の板厚は、薄肉部６３のファン角の広がり方向の幅である領域（Ｂ〜Ｃ間）がアキシャル方向に狭くなるに応じて減少する。入射面６１に形成される凹形状の深さを増加させることにより、薄肉部６３の板厚がｔ１からｔ２アキシャル方向（Ａ１方向）に減少するウェッジフィルタ６０を図７（ｃ）に示す。

ウェッジフィルタ６０がＡ１方向に移動することにより、Ｘ線の照射方向（ラジアル方向）の線上に薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）の広い部分が位置し、ウェッジフィルタ６０がＡ２方向に移動することにより、Ｘ線の照射方向（ラジアル方向）の線上に薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）の狭い部分が位置するウェッジフィルタ６０を図７（ａ）及び（ｂ）に示す。

なお、第１実施形態及び第２実施形態と同様に、薄肉部６３及び厚肉部６４を、ウェッジフィルタ６０の出射面６２を凹形状に成形することにより設けても良く、ウェッジフィルタ６０に穴を貫通させることにより設けても良い。

第２実施形態と異なる第２の構成は、高圧発生装置１１が、回転部４４の回転に対応させることなく、Ｘ線源１０から照射されるＸ線の線量を変化させずに、一定にした点にある。回転部４４の回転に応じて、Ｘ線の線量を加減せずに済み、高圧発生装置１１の制御が簡単となる。

なお、第２実施形態と同様に、図８（ｂ）に示す薄肉部６３を透過するＸ線の線量が、図８（ａ）に示す薄肉部６３を透過するＸ線の線量より多い。これは、被検体Ｐの腹部を横方向からスキャンする図８（ａ）に示すときに、Ｘ線が透過するウェッジフィルタ６０の薄肉部６３の板厚をｔ２に減少するために、透過するＸ線の線量が増加することに拠る。反対に、被検体Ｐの腹部を横方向からスキャンする図８（ｂ）に示すときに薄肉部６３の板厚をｔ１に増加するために、透過するＸ線の線量が減少することに拠る。

上記第３実施形態では、薄肉部６３の領域（Ｂ〜Ｃ間）がアキシャル方向へ徐々に狭くなるに応じて、ウェッジフィルタ６０の薄肉部６３を、入射面６１に形成される凹形状の深さを増加させることにより、アキシャル方向に板厚をｔ１からｔ２に減少させたが、出射面６２を斜面に形成することにより、薄肉部６３の板厚をｔ１からｔ２に減少させるように形成しても良い。出射面６２が斜面に形成されたウェッジフィルタ６０を図９に示す。図９はウェッジフィルタの他の例を示す説明図、図９（ａ）、（ｂ）、（ｃ）及び（ｄ）は、ウェッジフィルタ６０の斜視図、正面図、側面図及び平面図である。他の例に係るウェッジフィルタ６０によれば、凹形状に形成される入射面６１の形状を複雑にしないで済み、ウェッジフィルタ６０を比較的簡単に成形することが可能となる。

また、前記実施形態では、ウェッジフィルタ６０を一体的に成形したものを示したが、例えば、薄肉部６３及び厚肉部６４の形状が複雑なことにより、ウェッジフィルタ６０の成形が困難である場合、複数の部材を組み合わせて、ウェッジフィルタ６０を成形しても良い。

さらに、前記実施形態では、Ｘ線の線量を加減したり、ウェッジフィルタを移動させることにより、被検体Ｐの体表接線の経路を通過するＸ線の検出信号を、その後のディジタルデータに変換するときに、オーバーフローを生じさせない所定値を超えない限界値としたが、限界値以下の数値となるように設定しても良い。

本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。 本発明の第１実施形態に係るウェッジフィルタを示す説明図である。 本発明の第１実施形態に係るウェッジフィルタの動作を示す動作説明図である。 （ａ）は、本発明の第１実施形態に係るスキャン角と管電流との関係を示す説明図、（ｂ）は、スキャン角とＸ線源−ウェッジフィルタ間距離との関係を示す説明図である。 本発明の第２実施形態に係るウェッジフィルタを示す説明図である。 本発明の第２実施形態に係るウェッジフィルタの動作を示す動作説明図である。 本発明の第３実施形態に係るウェッジフィルタを示す説明図である。 本発明の第３実施形態に係るウェッジフィルタの動作を示す動作説明図である。 本発明の第３実施形態に係るウェッジフィルタの他の例を示す説明図である。

符号の説明

１０ Ｘ線源 １１ 高圧発生装置 ２０ Ｘ線検出部
２１ シンチレータ ２２ フォトダイオード ２３ 信号増幅器
２４ Ａ／Ｄ変換部 ３１ 画像再構成部 ３２ 表示部 ４１ 駆動部
４２ 天板駆動部 ４３ 回転駆動部 ４４ 回転部 ５０ 制御部
６０ ウェッジフィルタ ６１ 入射面 ６２ 出射面 ６３ 薄肉部
６４ 厚肉部

Claims (7)

1. ファン角を有するＸ線源と、
   前記Ｘ線源から照射され、被検体を透過したＸ線を検出し、検出信号を出力するＸ線検出部と、
   前記検出信号を変換したディジタル信号に基づき、画像を再構成する画像再構成部と、
   前記Ｘ線源と前記被検体との間に前記ファン角を覆うように配され、所定の減衰率をもってＸ線を透過するウェッジフィルタであって、Ｘ線の透過距離の短い薄肉部が前記ファン角の広がり方向の中央部に対応する前記ウェッジフィルタの中央部に形成され、前記Ｘ線の透過距離の長い厚肉部が前記薄肉部から前記広がり方向に連続して形成されたウェッジフィルタと、
   前記Ｘ線源及び前記ウェッジフィルタを支持し、前記被検体の周囲にて回転可能な回転部と、
   前記回転部の回転に伴って前記被検体の周囲を回る前記Ｘ線源から照射され、前記厚肉部を透過したＸ線が前記被検体の外側を通過し、前記Ｘ線源から照射され、前記厚肉部に隣接する前記薄肉部を透過するＸ線が前記被検体の体表を通るように、前記ウェッジフィルタを移動させる駆動部と、
   を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記厚肉部に隣接する前記薄肉部の端部は、該薄肉部の端部を透過し前記被検体の体表を透過したＸ線の検出信号が、前記ディジタル信号に変換されるときにオーバーフローを生じさせる所定値を超えないような板厚を有していることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記駆動部は、前記回転部の回転に応じて、前記ウェッジフィルタの移動速度を加減することを特徴とする請求項１又は請求項２のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記ウェッジフィルタは、Ｘ線が前記ウェッジフィルタを透過する方向であるラジアル方向に移動可能に支持され、
   前記薄肉部は、Ｘ線が前記ウェッジフィルタを透過する断面に対し直交する方向であるアキシャル方向へ一定の前記広がり方向の幅を有し、
   前記駆動部は、前記薄肉部の端部を透過したＸ線が前記被検体の体表を通るように、前記ウェッジフィルタを前記ラジアル方向に移動させることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記ウェッジフィルタは、Ｘ線が前記ウェッジフィルタを透過する断面に対し直交する方向であるアキシャル方向に移動可能に支持され、
   前記薄肉部は、Ｘ線が前記ウェッジフィルタを透過する断面に対し直交する方向であるアキシャル方向へ変化する前記広がり方向の幅を有し、
   前記駆動部は、前記薄肉部の端部を透過したＸ線が前記被検体の体表を通るように、前記ウェッジフィルタを前記アキシャル方向に移動させることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記回転部の回転又は前記ウェッジフィルタの移動のいずれか一方に対応させて、前記Ｘ線源から照射されるＸ線の線量を調整する制御部を有することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記薄肉部は、前記アキシャル方向へ徐々に狭くなる前記広がり方向の幅を有し、前記広がり方向の幅が狭くなるに応じて、前記薄肉部の板厚を減少させるように形成されていることを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。

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