JP2012020193A

JP2012020193A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2012020193A
Application number: JP2011238759A
Authority: JP
Inventors: Misako Wakai; 美紗子若井; Shinsuke Tsukagoshi; 伸介塚越
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2005-09-22
Filing date: 2011-10-31
Publication date: 2012-02-02
Anticipated expiration: 2026-08-24
Also published as: CN1935090A; US20070064864A1; US7583781B2; JP5380514B2

Abstract

【課題】非対称形状を有するＸ線検出器を備えたＸ線ＣＴ装置であっても、欠損部分がない適正なスキャノグラムを取得することができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置は、被検体の体軸及びＸ線照射軸に直交する方向に第１の端及び第２の端を有し、第２の端よりも第１の端がＸ線照射軸の近くに位置し、第１の端よりも前記第２の端がＸ線照射軸から遠くに位置するＸ線検出器を備えている。このＸ線ＣＴ装置は、第１の方向から投影データを取得し、且つ第２の方向から投影データを取得する。また、このＸ線ＣＴ装置は、第１の端側と前記第２の端側のＸ線照射範囲を投光により示す投光手段を備える。
【選択図】図４

Description

本発明は、Ｘ線管の焦点と回転中心とを結ぶ線に対して非対称形状を有する検出器が配置されていても、欠損部のない適正なスキャノグラム（スキャン範囲設定用画像）を作成することができるＸ線ＣＴ装置に関するものである。

一般に、Ｘ線ＣＴ装置により被検体内部の撮影を行う際には、まず、スキャン範囲設定用画像を得る（例えば、「特許文献１」参照。）。スキャン範囲設定用画像は、被検体の所定範囲の部位のＸ線透視像であるスキャノグラムである。被検体内部の撮影では、このスキャノグラムを基にして断層像を撮影する位置が決められる。そして、Ｘ線ＣＴ装置は、決められた位置に対してＸ線によるスキャンを行なうことで断層像を得る。スキャノグラムを得るときには、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管は回転させずに、被検体を載置した寝台天板を被検体の体軸方向に移動させながら、Ｘ線を照射する。このＸ線照射により得られる投影データを基にして図１に示すようなスキャノグラム３０が作成されて、表示手段の画面上に表示される。

断層像を撮影するための位置決めでは、スキャノグラム上に断層像を撮影する位置が設定される。設定された位置は、例えば、図１示す線Ｌ_１，Ｌ_２・・・Ｌ_ｎによって表される。断層像を得るためのスキャンを行う際、被検体を載置した寝台天板は、スキャノグラム作成の為の撮影の後に一旦元の位置に戻されてから、再び移動する。寝台天板を移動させて、Ｘ線管を上記位置Ｌ_１〜Ｌ_ｎの位置に配置する。Ｘ線管は、各位置で被検体の回りを回転しながらＸ線照射を行う。上記位置Ｌ_１〜Ｌ_ｎの被検体の断層像は、Ｘ線照射によって得られる投影データを基にして撮影画像として得られる。

近年では、Ｘ線ＣＴ装置に備えられるＸ線検出器は、Ｘ線管の焦点からＸ線管及びＸ線検出器の回転中心を通って延びる放射線の照射軸に対して非対称形状を有するケースがある。この非対称形状を有するＸ線検出器は、Ｘ線管から照射される放射線の照射軸から左右に非対称になるように形成され、検出器のエッジが照射軸に近い側と前記照射軸に遠い側とに分けられる。

しかしながら、非対称形状を有するＸ線検出器を備えたＸ線ＣＴ装置を用いてスキャノグラム撮影を行った場合、被検体を透過したＸ線を収集する機器であるＸ線検出器の形状が照射軸において左右非対称となっているため、収集ＦＯＶ（ＦｉｅｌｄＯｆＶｉｅｗ）から被検体の撮影領域の一部が欠損するという問題があった。

特開平５−１９２３２７号公報

本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたものであって、その目的は、非対称形状を有するＸ線検出器を備えたＸ線ＣＴ装置であっても、欠損部分がない適正なスキャノグラムを取得することができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。

上記課題を解決するための、この発明の態様では、Ｘ線管と、被検体の体軸及びＸ線照射軸に直交する方向に第１の端及び第２の端を有し、前記第２の端よりも前記第１の端がＸ線照射軸の近くに位置し、前記第１の端よりも前記第２の端が前記Ｘ線照射軸から遠くに位置するＸ線検出器と、前記第１の端側と前記第２の端側のＸ線照射範囲を投光により示す投光手段と、を備えること、を特徴とする。

この態様によると、投光手段により投光されたＸ線照射範囲により、予め一方からスキャノグラム撮影した場合に被検体の一部が欠損するか否かを判別することができるため、スキャノグラムの撮り直しを防ぎ、無駄な曝射を防止できる。

従来のＸ線ＣＴ装置により撮影されたスキャノグラムを示す。Ｘ線ＣＴ装置の概略的な構成を示すブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置の架台の構成を示す模式図である。Ｘ線ＣＴ装置に備えられるレーザ投光器による投光を示し、（ａ）は、本実施形態に係る投光を示し、（ｂ）は、従来の投光を示す。Ｘ線ＣＴ装置の駆動部の動作を示すフローチャートである。Ｘ線ＣＴ装置による位置決めのための撮影が可能な範囲を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置の画像処理手段が処理する一の方向スキャノグラムデータを示し、（ａ）は、そのスキャノグラムデータを示し、（ｂ）は、照射軸から第２の端側のスキャノグラムデータを抽出した状態を示す。Ｘ線ＣＴ装置の画像処理手段が処理する他の方向スキャノグラムデータを示し、（ａ）は、そのスキャノグラムデータを示し、（ｂ）は、照射軸から第２の端側のスキャノグラムデータを抽出した状態を示す。Ｘ線ＣＴ装置が表示するスキャン計画の画面例を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置が表示するスキャン計画の画面に管電流を設定するためのプルダウンメニューが表示された状態を示す。Ｘ線ＣＴ装置がスキャノグラムを撮影する場合の第一の変形例を示す。Ｘ線ＣＴ装置がスキャノグラムを撮影する場合の第二の変形例を示す。第二の変形例により撮影されたスキャノグラムのうち、重複範囲のスキャノグラムデータを示す。

以下、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の一実施の形態について、図面を参照して詳しく説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

また、Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子が配置され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、本発明は、いずれのタイプでも適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。

また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが必要とされ、またはハーフスキャン法により１８０°＋ビュー角分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、約３６０°分の投影データから断層像を再構成する場合で説明する。

また、入射したＸ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換型と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換型とが主流である。Ｘ線検出器としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。ここでは、前者の間接変換形として説明する。

また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転フレームに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。
（構成）
図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。図２に示すように、Ｘ線ＣＴは、架台１と計算機システム３とを有する。架台１は、Ｘ線管１０とＸ線検出器２３を有する。Ｘ線管１０とＸ線検出器２３は、リング状の回転フレーム１２に搭載される。回転フレーム１２は、架台駆動装置２５により、Ｚ軸を中心として回転駆動される。

回転フレーム１２の中央部分は開口されている。その開口部には、寝台２の天板２ａ上に載置された被検体Ｐが挿入される。Ｘ線管１０と開口部との間には、コリメータ２２が配置される。コリメータ２２は、鉛やタングステン等のＸ線を遮蔽する物質で組成され、Ｘ線の照射範囲を絞る。寝台２には、天板２ａをその長軸（回転軸と平行）の方向に移動させるための天板駆動部２ｂが装備されている。天板駆動部２ｂは、天板２ａの位置を検出するためのロータリーエンコーダ等の天板位置検出部を有している。

Ｘ線管１０の陰極と陽極との間には、高電圧発生器２１により管電圧が印加される。またＸ線管１０のフィラメントには、高電圧発生器２１からフィラメント電流が供給される。Ｘ線は、管電圧の印加及びフィラメント電流の供給により発生する。

Ｘ線検出器２３は、例えば０．５ｍｍ×０．５ｍｍの等方性を有する複数の検出素子２６の２次元アレイ構造を有する。例えば９１６個の検出素子が０．５ｍｍのピッチでチャンネル方向に配列される。例えばこの９１６個の検出素子の列が、同じく０．５ｍｍのピッチでスライス方向に４０列配列される。

このＸ線検出器２３は、図３に示すように、Ｘ線管１０及びＸ線検出器２３の回転中心とＸ線管１０の焦点とを結ぶ照射軸ＣＬに対して非対称形状を有している。この非対称形状を有するＸ線検出器２３では、体軸と照射軸ＣＬとに直交する方向において、一方側にある第１の端２３ａは、他方側にある第２の端２３ｂよりも照射軸ＣＬに近いところに位置し、第２の端２３ｂは、第１の端２３ａよりも照射軸ＣＬから遠いところに位置する。

このような非対称形状を有するＸ線検出器２３を用いて一方向からＦＯＶに収まらない被検体Ｐに対するスキャン範囲設定用画像の撮影を行った場合、撮影により取得されたスキャノグラムデータは、被検体Ｐの端２３ａ側に欠損部Ｄが生じた画像として出力される。

そこで、本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、スキャンコントローラ３０により架台駆動装置２５を介して回転フレーム１２を回転させて、図３に示すように一方向からスキャノグラムデータを取得するとともに（図６（ａ）参照）、相対する方向からスキャノグラムデータを取得（図６（ｂ）参照）する。そして、２つのスキャノグラムデータを合成して欠損部Ｄの無いスキャノグラムデータを生成する（詳細は後述）。

データ収集装置２４は、一般的にＤＡＳ（ＤａｔａＡｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍ）と呼ばれている。データ収集装置２４は、Ｘ線検出器２３からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、その電圧信号を増幅し、増幅された電圧信号をディジタル信号に変換する。生データとも呼ばれるこのディジタル信号は、架台１の外部の計算機システム３に供給される。

計算機システム３の前処理ユニット３４は、データ収集装置２４から出力される生データに感度補正等の補正処理を施して、投影データとして出力する。この投影データは、計算機システム３のデータ記憶装置３５に送られ記憶される。

計算機システム３は、上記前処理ユニット３４及び記憶装置３５とともに、キーボードやマウス等を備えた入力部３９、ディスプレイ３８、スキャンコントローラ３０、画像処理手段３１、再構成ユニット３６、スキャン計画設定部４３、管電流計算部３７から構成される。

再構成ユニット３６では、一般的なファンビーム再構成法（ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう）、ヘリカル補間法、フェルドカンプ法、及びコーンビーム再構成法等の各種再構成処理を選択的に使用可能となっている。

ヘリカル補間法は、ファンビーム再構成法と併用され得る例えば２回転分の投影データから再構成面上の投影データを補間により求める再構成法である。フェルドカンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドカンプ法よりもコーン角エラーが抑えられる方法として再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。

画像処理手段３１は、被検体Ｐに対して相対向する２方向からＸ線を照射して得た２つのスキャノグラムデータを組み合わせることで１つの適正なスキャノグラムデータを生成する。ここで、２つのスキャノグラムデータを組み合わせるとは、例えば、２つのスキャノグラムデータからそれぞれ照射軸ＣＬから照射軸ＣＬに遠い第２の端２３ｂ側のスキャノグラムデータを抽出し、照射軸ＣＬを中心に据えて合成するものである。

本実施形態に用いられるＸ線検出器２３は、照射軸ＣＬに近い第１の端２３ａ側に欠損部Ｄが生じてしまう。そこで、その欠損部Ｄのスキャノグラムデータを補充するのに、相対する方向から照射して得たスキャノグラムデータのうち、欠損部Ｄが生じた側のスキャノグラムデータを用いるのである。

なお、これらのスキャノグラムデータの合成では、相対する２方向において、Ｘ線管１０及びＸ線検出器２３に対する被検体Ｐの相対位置（空間座標）がほぼ同じとなるように、それぞれのスキャノグラムデータの画像倍率（サイズ）を調整しておくことが望ましい。このＸ線管１０及びＸ線検出器２３に対する被検体Ｐの相対位置（空間座標）は、被検体Ｐを載置する寝台２の位置情報（具体的には寝台２の天板２ａとＸ線検出器２３との距離）を基に決定すればよい。

スキャン計画設定部４３は、操作者によるスキャン計画の決定を対話形式で案内するために必要な機能を備えている。例えば、スキャン計画設定部４３は、患者情報、検査目的、検査部位等の事項の入力を促す画面を構築し、ディスプレイ３８に表示させる。

管電流計算部３７は、スキャン計画の設定の際にＸ線管１０に供給する管電流を計算する。

また、本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、レーザ表示器が架台１に設けられている。レーザ表示器は、非対称に配置されるＸ線検出器２３によって一方向からのみスキャノグラムを撮影した場合に撮影可能な範囲を明示する。このレーザ表示器は、Ｘ線管１０の設置位置からＸ線検出器２３の第１の端２３ａ及び第２の端２３ｂに向けてレーザを照射する。寝台２に被検体Ｐが載置されたときにレーザを照射することで、レーザ表示器は、例えば図４（ａ）に示すように被検体Ｐの体表面上、又は、寝台２上に第１の端２３ａ及び第２の端２３ｂの位置を示すラインＬをマーキングする。なお、従来のレーザ表示器では、被検体ＰをＸ線管１０の照射軸ＣＬに対して適正に載置するための補助として、上方向（寝台２に載置された被検体Ｐの前面方向）と左右方向（寝台２に載置された被検体Ｐの左右方向）から中心位置のみを示すラインＬをマーキングしていた（図４（ｂ）参照）。

図５は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置に係るスキャノグラム撮影の流れを示すフローチャートである。まず、被検体Ｐを寝台２に仰向けに載置させる（Ｓ１）。

次に、架台１に設けられたレーザ表示器により、一方向からのみスキャノグラムを撮影した場合の撮影範囲をレーザで表示する（Ｓ２）。このレーザ表示器からは、Ｘ線管１０の設置位置から第１の端２３ａ及び第２の端２３ｂに向けてレーザが照射され、それを遮る被検体Ｐの体表上に撮影範囲がマーキングされる（図４（ａ）参照）。

このとき、２つのレーザ表示に挟まれる範囲（ＦＯＶ内）に被検体Ｐが収まってない場合（Ｓ３−Ｎｏ）、検者は、「２方向からのスキャノグラム撮影」モードを入力部３９を用いて選択する。「２方向からのスキャノグラム撮影」モードが選択されたことを受け付けたスキャンコントローラ３０は、「２方向からのスキャノグラム撮影」を行わせる。

一方、２つのレーザ表示に挟まれる範囲（撮影可能領域内）に被検体Ｐが収まっている場合（Ｓ３−Ｙｅｓ）、検者は、「通常」モードを入力部３９を用いて選択する。「通常」モードが選択されたことを受け付けたスキャンコントローラ３０は、第１の方向（例えば、上方向（寝台２に仰向けに載置された被検体Ｐの顔面方向））からスキャノグラム撮影を行わせて（Ｓ６）、得られたスキャノグラムデータに基づいてスキャンを開始させる（Ｓ８）。

「２方向からのスキャノグラム撮影」では、まず、図６（ａ）に示すように、スキャンコントローラ３０は、第１の位置におけるスキャノグラム撮影を行わせる（Ｓ４）。第１の位置におけるスキャノグラム撮影において、スキャンコントローラ３０は、Ｘ線管１０を第１の方向に位置させてから、被検体ＰにＸ線を曝射させる。ここで、本実施形態における第１の方向からのスキャノグラム撮影とは、被検体Ｐの上方向（寝台２に仰向けに載置された被検体Ｐの顔面方向）にＸ線管１０が位置し、被検体Ｐを挟んでＸ線検出器２３が下方向（寝台２に仰向けに載置された被検体Ｐの背中方向）に位置する状態でのスキャノグラム撮影をいう。

その後、図６（ｂ）に示すように、スキャンコントローラ３０は、第２の位置におけるスキャノグラム撮影を行わせる（Ｓ５）。つまり、第２の位置におけるスキャノグラム撮影において、スキャンコントローラ３０は、被検体Ｐを中心にＸ線管１０及びＸ線検出器２３を第１の方向から１８０°回転させることによりＸ線管１０を第２の方向に位置させてから、被検体ＰにＸ線を曝射させる。ここで、本実施形態における第２の方向からのスキャノグラム撮影とは、被検体Ｐの下方向（寝台２に仰向けに載置された被検体Ｐの背中方向）にＸ線管１０が位置し、被検体Ｐを挟んでＸ線検出器２３が上方向（寝台２に仰向けに載置された被検体Ｐの顔面方向）に位置する状態でのスキャノグラム撮影をいう。

第１の方向におけるスキャノグラムデータと第２の方向におけるスキャノグラムデータとを取得した後、画像処理手段３１は、それぞれの撮影時における寝台２の位置情報に基づいて各スキャノグラムデータを加工し、合成する。

図７（ａ）及び図８（ａ）は、本実施形態における第１の方向及び第２の方向からスキャノグラム撮影を行った場合の被検体Ｐのスキャノグラムの例であり、図７（ｂ）は、画像処理手段３１が第１の方向における被検体Ｐのスキャノグラムから抽出した抽出部分を示す図であり、図８（ｂ）は、画像処理手段３１が第２の方向における被検体Ｐのスキャノグラムから抽出した抽出部分を示す図である。

図７（ａ）及び図８（ａ）に示すように、それぞれの方向における照射軸ＣＬから近い第１の端２３ａ側では欠損部Ｄが生じることがわかる。従って、図７（ｂ）及び図８（ｂ）に模式されるように、画像処理手段３１は、第１の方向及び第２の方向から撮影したスキャノグラムから、照射軸ＣＬから第２の端２３ｂまでのスキャノグラムデータを抽出し、抽出したスキャノグラムデータを照射軸ＣＬを挟んで並べて合成する。

画像処理手段３１は、合成する前に予め、それぞれのスキャノグラムデータを取得するときに寝台２の天板駆動部２ｂ内の天板位置検出部から送信された天板位置信号を参照して、被検体Ｐを載置する寝台２の位置情報（具体的には寝台２の天板２ａとＸ線検出器２３との距離）がそれぞれ同じとなるようにスキャノグラムデータの画像サイズを調整する。

合成されたスキャノグラムデータは、データ記憶装置３５に記憶される。なお、この調整処理は、スキャノグラムデータの画像サイズ（画像を構成するドット数）を、第１の方向及び第２の方向の何れかの方向において取得したスキャノグラムデータに揃える処理を指す。

このようにして、相対する２方向から撮影したスキャノグラムデータの照射軸ＣＬに遠い第２の端２３ｂ側の部分を合成することにより、非対称形状を有するＸ線検出器２３を備えたＸ線ＣＴ装置であっても、欠損部Ｄのない適正なスキャノグラムデータを得ることが可能となる。

Ｘ線ＣＴ装置では、この欠損部Ｄのない適正なスキャノグラムデータを用いて被検体の断層像撮影のためのスキャン計画が設定される。図９にはスキャン計画設定画面例を示している。スキャン計画画面には、その上部に患者情報表示エリアＥａ、ガントリ情報表示エリアＥｂ、スキャノグラム表示エリアＥｃが表示され、下部には、スキャン条件表示エリアＥｄが表示される。

患者情報表示エリアＥａには、患者情報が表示され、ガントリ情報表示エリアＥｂには、ガントリ情報が表示され、スキャノグラム表示エリアＥｃには、スキャノグラムが表示され、スキャン条件表示エリアＥｄには、詳細なスキャン条件が表示される。

スキャン条件には、スキャノグラム上の枠線を連動したヘリカルスキャンの開始位置の項目Ｉａ及び終了位置の項目Ｉｂ、スキャンモードの項目Ｉｃ、スキャン数の項目Ｉｄ、管電圧（ｋＶ）の項目Ｉｅ、管電流（ｍＡ）の項目Ｉｆ、Ｘ線管１０が１回転するのに要する時間を表すスキャンスピード（括弧内は撮影時間）の項目Ｉｇ、再構成モードの項目Ｉｈ、撮影視野（ＦＯＶ）の項目Ｉｉ、スキャンスピードで天板が移動する距離を表すヘリカルピッチの項目Ｉｊ等の複数項目が含まれる。

管電流（ｍＡ）の項目Ｉｆには、管電流値を直接的に数値入力するボックスとともに、プルダウンメニューＰＭが用意されている（図１０参照）。プルダウンメニューＰＭの選択肢には、複数の管電流値とともに、自動（Ａｕｔｏ）が用意されている。この管電流値の自動設定機能は、画質を表す指標である画像ＳＤを操作者が指定したとき、その指定した画像ＳＤを実現するために必要とされる管電流値をシステム側で自動的に設定する機能である。

ここで、再構成した画像には画像ノイズが不可避である。画像ノイズは、典型的には均質なファントムを撮影した場合に得られるＣＴ値のばらつきを示す標準偏差で表される。通常、この画像ノイズを示す標準偏差を画像ＳＤと称する。再構成した画像を観察して診断を下すには、例えば画像上の陰影がノイズなのか、腫瘍なのかを区別するために、その画像の画像ＳＤを考慮する必要がある。画像ＳＤは、主には管電流と被検体との関係で決まるＸ線の透過線量に依存する傾向が強い。

管電流計算部３７は、操作者が選択した画像ＳＤを実現するために必要な管電流値を計算する。管電流計算部３７は、必要なパラメータが入力されると、予め定められた計算式に従い管電流値を演算する。管電流値は、被検体厚に相当する水等価厚ＤＰｂの関数を含む以下の計算式で表される。

Ｉｂ＝（ＳＤａ^２／ＳＤｉｎｐｕｔ^２）×（ｍＡｓ／ｔ）×ＰｋＶ×Ｐｓｌ×ＰＨＰ×ＰＦＷ×ＰＦＣ×Ｐｍｏｄｅ×ｅｘｐ（−μ（ＤＰａ−ＤＰｂ））
ＳＤａ；基準となる水等価厚ＤＰａの水ファントムを基準管電流、基準管電圧、基準撮影スライス厚、基準画像スライス厚、基準再構成関数で撮影及び再構成することにより得られる画像の画像ＳＤ
ＳＤｉｎｐｕｔ；操作者が最終画像に所望する画像ＳＤ
ｍＡｓ；基準となる管電流時間積（ｓｅｃ）
ｔ；スキャンスピード（ｓｅｃ）
ＰｋＶ；管電圧に応じた係数
Ｐｓｌ；撮影スライス厚に応じた係数
ＰＨＰ；ヘリカルピッチに応じた係数
ＰＦＷ；撮影スライス厚に対する画像スライス厚の比率に応じた係数
ＰＦＣ；再構成関数に応じた係数
Ｐｍｏｄｅ；Ｘ線曝射に関するノーマルモード(normal mode)又は被曝低減モードに応じた係数
μ；水のＸ線吸収係数
ＤＰａ；基準となる水等価厚（ｍｍ）
ＤＰｂ；被検体厚に相当する水等価厚（ｍｍ）

被検体厚に相当する水等価厚ＤＰｂは、２方向から撮影したスキャノグラムを合成することにより欠損部Ｄを補充して得たスキャノグラムにより導かれる。その他のパラメータは、操作者の入力から得るか又は予め記憶されている。

被検体厚に相当する水等価厚ＤＰｂは、合成したスキャノグラムよりパラメータを取得し、以下の計算式に当てはめて計算される。

ＤＰｂ＝ＤＷ×（ＳＰ／ＡＷ）^１／２
ＤＷ；被検体の大きさに近似する水ファントムの直径
ＳＰ；被検体をスキャノグラム撮影して得られるスライス方向１ライン分のピクセル積算値
ＡＷ；水ファントムをスキャノグラム撮影して得られる１ライン分のピクセル積算値

ＡＷは、被検体の大きさに近似した円柱形水ファントムをスキャノグラム撮影して、スキャノグラム内の１ライン分のピクセル値を積算して得る。また、ＳＰは、被検体をスキャノグラム撮影して、スキャノグラム内の１ライン分のピクセル値を積算して得る。非対称形状を有するＸ線検出器２３を有するＸ線ＣＴ装置にあっては、ＡＷ及びＳＰの算出の際に用いられるスキャノグラムは、２方向からスキャノグラムを撮影して、欠損部Ｄを補充するように合成したスキャノグラムである。

被検体厚に相当する水等価厚ＤＰｂは、被検体を水とした場合に換算される被検体の厚みである。欠損部Ｄが生じたスキャノグラムで１ライン分のピクセル値を積算すると、欠損部Ｄを除いた部分の被検体の厚みとして、水等価厚ＤＰｂが算出されてしまう。一方、本実施形態のように、欠損部Ｄを補充するように合成したスキャノグラムから水等価厚ＤＰｂを算出することで、被検体全体の厚みを精度良く表す水等価厚Ｄｐｂを算出できる。これにより、精度の高い管電流値が算出できる。

Ｘ線ＣＴ装置は、２方向からのスキャノグラムを撮影して、この欠損部Ｄを補充するように合成して得たスキャノグラムを基に管電流を算出し、その他、検者の入力によりスキャン計画を設定し、スキャン計画に従って被検体の断層像を作成する。

以下、上述の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の第１の変形例を説明する。

図１１に、２方向からスキャノグラムを撮影する際のＸ線照射の変形例を示す。上述した実施形態では、照射軸ＣＬを跨ぐように、第１の端２３ａ側から第２の端２３ｂ側までをＸ線の照射範囲とした。その他にも、図１１に示すように、２方向からスキャノグラムを撮影する際、それぞれのＸ線照射範囲を照射軸ＣＬから照射軸ＣＬに遠い第２の端２３ｂ側までの範囲としてもよい。

コリメータ２２は、照射軸ＣＬを中心として、接近又は離反する一対のコリメータブロック２２ａ及び２２ｂを複数対並べて構成されている。Ｘ線ＣＴ装置は、スキャノグラム撮影の際、第１の端２３ａ側に位置するコリメータブロック２２ａの先端を照射軸ＣＬに位置させるか又は近接させる。

この結果、コリメータ２２は、照射軸ＣＬから第１の端２３ａ側までの範囲を絞り、当該範囲のＸ線通過を遮る。そのため、照射軸ＣＬから第１の端２３ａ側にはＸ線が照射されない。Ｘ線ＣＴ装置は、コリメータ２２により照射軸ＣＬから第１の端２３ａ側までの範囲が遮られた状態で、２方向からスキャノグラムを撮影する。撮影された２方向のスキャノグラムは、それぞれ照射軸ＣＬから第２の端２３ｂのスキャノグラムデータのみが含まれる。この２方向のスキャノグラムを照射軸ＣＬを中心に合わせて合成する。

これにより、被検体の照射軸ＣＬから照射軸ＣＬに近い第１の端２３ａ側の無駄な放射線被曝は防がれるとともに、欠損部Ｄの生じないスキャノグラムを得ることができる。

さらに、上述の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の第２の変形例を説明する。上述の実施形態では、２方向からのスキャノグラムを合成する際、画像サイズを寝台２の位置情報に基づき調整していた。その他にも、Ｘ線ＣＴ装置は、撮影範囲を一部重複させるようにして２方向からスキャノグラムを撮影し、重複した撮影範囲に写る被検体Ｐの大小を比べて画像サイズを合わせるようにしてもよい。

図１２に、撮影範囲を一部重複させて２方向からスキャノグラムを撮影した状態を模式的に示す。図１２に示すように、一方からのスキャノグラム撮影では、照射軸ＣＬから第２の端２３ｂ側の範囲ＦＯＶ１に照射軸ＣＬから第１の端２３ａ方向への所定範囲を加えた範囲ＦＯＶ２を照射範囲とする。他方からのスキャノグラム撮影では、照射軸ＣＬから第２の端２３ｂ側の範囲のみでもよい。

コリメータ２２は、コリメータブロック２２ａの先端を照射軸ＣＬから所定範囲離間するように位置させる。この状態で被検体Ｐに対してＸ線を照射する。画像処理手段３１は、照射軸ＣＬから第２の端２３ｂ側の範囲ＦＯＶ１を、合成されるスキャノグラムデータとして抽出する。さらに画像処理手段３１は、重複して撮影された範囲ＦＯＶ２をそれぞれのスキャノグラムデータから抽出する。

図１３に、重複した撮影範囲のスキャノグラムを模式的に示す。図１３（ａ）は、第１の方向から撮影した重複範囲を示し、図１３（ｂ）は、第２の方向から撮影した重複範囲を示す。Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管１０とＸ線検出器２３の回転中心と被検体Ｐの体軸とがズレてしまった場合に、２方向から撮影したスキャノグラムに写る被検体Ｐの大きさが異なり、画像サイズの調整が必要となる。回転中心と体軸とがズレると、それぞれの方向からスキャノグラムを撮影するときのＸ線管１０の焦点と体軸との距離が相違する。焦点と体軸との距離が相違すると、スキャノグラムに写る被検体Ｐの大きさが異なる。

画像処理手段３１は、重複した撮影範囲のスキャノグラムに写る被検体Ｐの大きさを比較し、一方を基準に他方の倍率を求める。倍率を求めると、画像処理手段３１は、他方の照射軸ＣＬから第２の端２３ｂ側のスキャノグラムに、求めた倍率の逆数を乗算して、双方のスキャノグラムの画像サイズを合わせる。画像サイズを合わせると、画像処理手段３１は、双方のスキャノグラムを照射軸ＣＬを中心に合成し、欠損部Ｄのないスキャノグラムを生成する。

以上のように、本発明によれば、非対称形状をなすＸ線検出器を備えたＸ線ＣＴ装置によってスキャノグラムを作成する場合でも、相対向する２方向から投影データ（スキャノグラムデータ）を得て、それぞれを組み合わせることで１つの適正な投影データを生成することができるので、スキャン位置の設定精度を損なうことがなくなる。

また、断層像撮影の際には、欠損部分のない適正なスキャノグラムデータを用いて管電流値を決定するため、操作者により指定された画質（画像ＳＤ）を精度よく実現した管電流値を決定でき、操作者は予定した画質で画像を取得することができ、スキャンのやり直し等の作業機会が減少する。

また、第１の端２３ａ側と第２の端２３ｂ側のＸ線照射範囲を投光により示すレーザ投光器により、レーザ投光器の投光により、予め一方からスキャノグラム撮影した場合に被検体の一部が欠損するか否かを判別することができるため、スキャノグラムの撮り直しを防ぎ、無駄な曝射を防止できる。

また、２方向からのスキャノグラム撮影において、照射軸ＣＬから照射軸ＣＬに遠い第２の端２３ｂ側のみを撮影して双方を合成することで、被検体の照射軸ＣＬから照射軸ＣＬに近い第１の端２３ａ側の無駄な放射線被曝は防がれるとともに、欠損部Ｄの生じないスキャノグラムを得ることができる。

本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。

１架台
２寝台
３計算機システム
１０Ｘ線管
１２回転フレーム
２１高電圧発生器
２２コリメータ
２３Ｘ線検出器
２３ａ第１の端
２３ｂ第２の端
２４データ収集装置（ＤＡＳ）
２５架台駆動装置
３０スキャンコントローラ
３１画像処理手段
３４前処理ユニット
３５データ記憶装置
３６再構成ユニット
３７管電流計算部
３８ディスプレイ
３９入力部
４３スキャン計画設定部
Ｐ被検体（患者）
ＣＬ照射軸

Claims

Ｘ線管と、
被検体の体軸及びＸ線照射軸に直交する方向に第１の端及び第２の端を有し、前記第２の端よりも前記第１の端がＸ線照射軸の近くに位置し、前記第１の端よりも前記第２の端が前記Ｘ線照射軸から遠くに位置するＸ線検出器と、
前記第１の端側と前記第２の端側のＸ線照射範囲を投光により示す投光手段と、
を備えること、
を特徴するＸ線ＣＴ装置。
前記投光手段は、
前記Ｘ線軸に交わる中心ラインと、前記第１の端側と前記第２の端側のＸ線照射範囲の境界位置を示すラインとを投光すること、
を特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。