JP2020146383A

JP2020146383A - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP2020146383A
Application number: JP2019048696A
Authority: JP
Inventors: 喬山口; Takashi Yamaguchi
Original assignee: Sumitomo Heavy Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Heavy Industries Ltd
Priority date: 2019-03-15
Filing date: 2019-03-15
Publication date: 2020-09-17
Anticipated expiration: 2039-03-15
Also published as: JP7272833B2; US11443463B2; US20200294281A1; CN111685786A; CN111685786B

Abstract

【課題】画質が向上したＣＴ画像を得る。【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置１は、被照射体が載置される載置部周りに周回可能であり、Ｘ線を照射するＸ線照射部と、Ｘ線照射部から照射されて被照射体を通過したＸ線を検出するＸ線検出部と、Ｘ線検出部で検出されたＸ線画像データに基づいて、被照射体の断層の画像を再構成する画像再構成部と、を備える。画像再構成部１７は、被照射体を所定の大きさで区画した複数の３次元空間に含まれる区画のそれぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度及び原子番号を考慮して、Ｘ線検出部において検出されたＸ線のうち複数の３次元空間それぞれにおいて散乱された散乱線成分を算出し、当該散乱線成分を考慮して画像の再構成を行う。【選択図】図３

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

従来、被照射体の断層の画像の再構成を行うＸ線ＣＴ装置が搭載された荷電粒子線治療装置として、特許文献１に記載されたものが知られている。Ｘ線ＣＴ装置は、被照射体にＸ線を照射してＸ線検出部にて、被照射体を通過したＸ線画像データを取得する。また、Ｘ線ＣＴ装置は、検出されたＸ線画像データに基づいて、画像の再構成を行う。

特開２０１４−１２４２０６号公報

Ｘ線検出器で検出するＸ線には、被照射体を通過した直接線と散乱線とが含まれる。このうち散乱線は画像再構成の際のノイズとなり得る成分であり、再構成された画像の画質を低下させる可能性がある。

このような問題に鑑み、本発明は、画質が向上したＣＴ画像を得ることができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の一形態に係るＸ線ＣＴ装置は、被照射体が載置される載置部周りに周回可能であり、Ｘ線を照射するＸ線照射部と、前記Ｘ線照射部から照射されて前記被照射体を通過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部で検出されたＸ線画像データに基づいて、前記被照射体の断層の画像を再構成する画像再構成部と、を備え、前記画像再構成部は、前記被照射体を所定の大きさで区画した複数の３次元空間に含まれる区画のそれぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度及び原子番号を考慮して、前記Ｘ線検出部において検出された前記Ｘ線のうち前記複数の３次元空間それぞれにおいて散乱された散乱線成分を算出し、当該散乱線成分を考慮して前記画像の再構成を行う。

上記のように、被照射体を所定の大きさで区画した複数の３次元空間それぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度及び原子番号を考慮して、Ｘ線検出部において検出されたＸ線のうち複数の３次元空間それぞれにおいて散乱された散乱線成分を算出し、この算出結果を考慮して画像の再構成を行う構成とすることで、被照射体の内部の組織等を考慮してより正確に散乱線成分を算出することができる。そして、このように算出された散乱線成分を考慮して画像の再構成を行う構成とすることで、散乱線成分が少ない状態での画像の再構成が可能となるため、得られるＣＴ画像の画質を向上させることができる。

ここで、Ｘ線ＣＴ装置がコーンビームＣＴ装置である場合、上記の作用か効果的に奏される。コーンビームＣＴ装置は、画角が大きくなり、散乱線成分の影響を受けて画質が低下する可能性が高い。したがって、コーンビームＣＴ装置に対して上記の構成を適用した場合、画質の向上効果がより高くなる。

本発明によれば、画質が向上したＣＴ画像を得ることができるＸ線ＣＴ装置が提供される。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が組み込まれた荷電粒子線治療システムを示す図である。荷電粒子線治療システムの回転ガントリを示す斜視図である。Ｘ線ＣＴ装置の機能的な構成要素を示すブロック図である。通常の画像再構成の手法について説明する図である。散乱線成分を算出する際の手法について説明する図である。画像再構成部が被照射体の画像を再構成する際の制御処理を示すフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための形態を詳細に説明する。なお、図面の説明においては同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

図１及び図２に示されるように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、荷電粒子線治療システム５１（例えば陽子線治療システム）に組み込まれている。荷電粒子線治療システム５１は、例えば、患者Ｐ（被照射体）の内部の病巣（例えば、腫瘍等）に対して、荷電粒子線を照射して治療を行う装置である。荷電粒子線治療システム５１は、荷電粒子（例えば水素イオン）を加速して荷電粒子線（陽子線）を出射する加速器５２と、荷電粒子線を患者Ｐに照射する照射部（照射ノズル）３と、照射部３を患者Ｐが載置される治療台７の周囲で回転軸線Ａ周りに回転させる回転ガントリ１３と、加速器５２と照射部３とを接続して加速器５２から出射された荷電粒子線を照射部３まで輸送する輸送ライン５４と、を備えている。

Ｘ線ＣＴ装置１は、ＣＢＣＴ装置（コーンビームＣＴ装置）と呼ばれるタイプのＣＴ装置であり、荷電粒子線治療システム５１の治療台７上での患者Ｐの位置を正確に合わせる目的で使用される。具体的には、陽子線照射治療に先立ち、治療台７にセッティングされた状態における患者Ｐの断層画像（ＣＴ画像）がＸ線ＣＴ装置１を用いて作成され、このＣＴ画像に基づいて患者Ｐの病巣等の位置が認識される。このＸ線ＣＴ装置１によるＣＴ画像が、事前に別のＣＴ装置で作成された患者Ｐの治療計画ＣＴ画像と比較されて、治療台７上における患者Ｐの位置合わせが行われる。なお、治療台７上における患者Ｐの位置合わせが、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ画像に基づいて直接行われてもよい。

Ｘ線ＣＴ装置１は、患者ＰにＸ線を照射するＸ線管５（Ｘ線照射部）と、患者Ｐを載置する治療台７（載置部）と、Ｘ線を検出するＸ線検出器（Ｘ線検出部）９と、を備えている。図２に示されるように本実施形態のＸ線ＣＴ装置１はＸ線管５とＸ線検出器９との組を２組備えているが、Ｘ線管５とＸ線検出器９との組は１組であってもよい。さらに、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線検出器９で検出したＸ線に基づいて、患者Ｐの内部のＣＴ画像を生成する画像再構成部１７を備えている。また、図３に示されるように、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管５、Ｘ線検出器９、回転ガントリ１３（支持部）、及び画像再構成部１７を制御する制御部１０を備えている。画像再構成部１７は、散乱成分算出部１７ａと、再構成処理部１７ｂと、を備える。画像再構成部１７の機能については後述する。

図２に示されるように、Ｘ線管５とＸ線検出器９とは上記の回転ガントリ１３によって支持され回転可能に構成されており、Ｘ線管５及びＸ線検出器９が一体として回転軸線Ａ周りに回転する。すなわち、Ｘ線管５とＸ線検出器９は、治療台７周りに周回可能である。なお、本実施形態では、Ｘ線管５及びＸ線検出器９が回転軸線Ａを中心とする円軌道で回転する場合を例として説明する。Ｘ線管５は、当該Ｘ線管５を頂点とする円錐状のＸ線のビーム（コーンビーム）を治療台７に向けて照射する。Ｘ線検出器９は、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）であり、Ｘ線管５からのＸ線を検出する多数の検出画素９ａを有する。検出画素９ａは、Ｘ線検出器９において上記の円錐の軸に直交する平面上で２次元に配置されている。

Ｘ線管５とＸ線検出器９とは、回転ガントリ１３上において、治療台７を挟んで互いに反対側の位置に配置されている。Ｘ線管５からＸ線が照射され、治療台７上の患者Ｐを通過したＸ線がＸ線検出器９に検出され、Ｘ線検出器９には患者ＰのＸ線画像データが取得される。このとき回転ガントリ１３が所定の角度（例えば約１８０°）回転することで、投射角度を変えながら、各投射角度に対応するＸ線画像データを収集することができる。またこのとき、患者Ｐが載置される治療台７は、建物の床に固定された支持装置７ａにより支持されており、回転ガントリ１３の回転とは無関係に患者Ｐは回転軸線Ａの近傍に配置される。そして、画像再構成部１７は、Ｘ線検出器９で収集された上記のＸ線画像データに基づいて、所定の演算による画像再構成処理を実行し、患者Ｐの内部のＣＴ画像を生成する。

続いて、Ｘ線ＣＴ装置１の画像再構成部１７が、Ｘ線検出器９で収集されたＸ線画像データに基づいて患者ＰのＣＴ画像（断層画像）を生成する画像再構成処理について説明する。ここでは、回転軸線Ａに直交する平断面に沿った断層のＣＴ画像が生成されるものとする。Ｘ線検出器９は、各検出画素９ａで検出されたＸ線強度を示す検出データを電気信号として画像再構成部１７に出力し、画像再構成部１７は入力された上記検出データに基づいて所定の画像再構成処理を行い、患者ＰのＣＴ画像を得る。例えば、画像再構成部１７は、予め準備された画像再構成処理プログラムに従って動作するコンピュータで構成される。画像再構成部１７が備える前述の散乱成分算出部１７ａ及び再構成処理部１７ｂは、上記のようなコンピュータの動作により実現される構成要素である。

Ｘ線検出器９に含まれる各検出画素９ａには、Ｘ線管５から出射されて、患者Ｐを通過したＸ線が入射する。ただし、検出画素９ａに入射するＸ線には、照射したＸ線（一次Ｘ線：直接線）が患者Ｐ内で相互作用することで発生する散乱Ｘ線（散乱線）が含まれる。検出画素９ａは直接線及び散乱線の両方を検出するため、Ｘ線画像データには直接線及び散乱線の両方を含むＸ線強度に係る情報が含まれる。そのため、画像再構成部１７において画像再構成処理を行った場合、散乱線の影響を受けて画質が低下する可能性がある。

これに対して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の画像再構成部１７では、散乱成分算出部１７ａにおいて、各検出画素９ａで検出したＸ線強度（検出データ）に含まれる散乱線成分を特定する処理を行う。そして、再構成処理部１７ｂでは、各検出画素９ａでの検出データに含まれる散乱線成分を推定した上で、画像再構成処理において、これを減算する処理を行う。

散乱成分算出部１７ａにおける散乱線成分の特定には、各検出画素９ａに入射するＸ線がどのような成分から構成されているかを特定する必要がある。

まず、通常行われている画像再構成の手法（最尤推定−期待値最大化法：ＭＬ−ＥＭ法）について、図４を参照しながら説明する。この画像再構成処理では逐次近似法を用いている。従来の画像再構成の手法では、目的関数（尤度関数）を設定し、当該関数を最大化するパラメータｘを見つける。図３に示すように、Ｘ線管５から照射されたＸ線が患者Ｐを通過してＸ線検出器９に含まれる特定の検出画素９ａに対応する検出器素子ｄに入射したとする。ここで、検出器素子ｄが検出するＸ線強度をｙとすると、目的関数Ｐ（ｙ）は以下の数式（１）のように示すことができる。なお、ｘは、検出器素子ｄに入射するＸ線（直接線）の光路上の患者Ｐの特定の位置を示している。また、λ（ｘ）とは、検出器素子ｄにおいて検出するＸ線強度ｙの期待値であり、ｘの関数として示すことができる。

このとき、Ｐ（ｙ）を最大とするｘが特定されるとき、Ｐ（ｙ）は以下の数式（２）を満たす。

また、期待値λ（ｘ）は、Ｘ線管５からのＸ線の照射量をｂとし、Ｘ線の透過長をｌとし、位置ｘにおけるＸ線の線減弱係数をμ（ｘ）とした場合に、以下の数式（３）で示すことができる。

従来の方法では、上記の数式に基づいて位置ｘにおける線減弱係数μ（ｘ）を求め、この線減弱係数から患者Ｐの各部の組織等を特定する処理が行われている。

しかしながら、実際に検出器素子ｄで検出されるＸ線には、直接線だけでなく散乱線が含まれる。すなわち、実際の測定値ｙは、直接線及び散乱線の和となっているはずである。すなわち、上記で示した直接線に係る期待値λ（ｘ）のほかに、期待値λ（ｘ）は、直接線と散乱線の期待値の和として示されるはずである。そこで、上記の手法（最尤推定−期待値最大化法：ＭＬ−ＥＭ法）の目的関数を凸変換しニュートン法を適用したＣｏｎｖｅｘ法を用いる。

散乱線の期待値について、図５を参照しながら説明する。ここでは、患者Ｐ内の特定の３次元空間の１区画であるボクセルｊに着目する。そして、Ｘ線管５から出射されたＸ線がこの特定のボクセルｊにおいて散乱して、Ｘ線検出器９に含まれる特定の検出画素９ａに対応する検出器素子ｉ（検出器素子ｄとは異なる検出器素子）に入射した場合を考える。

ボクセルｊにおいて散乱して検出器素子ｉに入射するＸ線の期待値ｓ_{ｉｅ-ｄｊ}を以下の数式（４）の通り記述することができる。期待値ｓ_{ｉｅ-ｄｊ}とは、ボクセルｊを経て検出器素子ｄに入射するＸ線が、ボクセルｊにおいて散乱して検出器素子ｉに入射することにより、検出器素子ｉにおいて検出されるエネルギーｅの値を示している。

なお、数式（４）に含まれる各要素は以下の通りである。
ｄσ_ｃ／ｄΩ：微分散乱断面積である。σ_ｃは、全散乱断面積を示す。光散乱の散乱断面積を与えるクライン仁科の公式に基づいて、特定することができる。
Ａｃｏｓφ／Ｌ_ｉｊ ^２：検出器素子ｉの立体角である。Ａは検出器素子ｉの受光面の面積、φは入射Ｘ線と検出器素子ｉの法線とのなす角であり散乱角θと同じ、Ｌ_ｉｊはボクセルｊから検出器素子ｉまでの距離である。
Ｎ_ｊ：ボクセルｊが単一物質からなると仮定した場合の単位体積当たりの原子個数密度である。
Ｚ_ｊ：ボクセルｊが単一物質からなると仮定した場合の原子番号である。
１−ｅｘｐ（−ｌ_ｉｊ・μ_ｊ（ｅ’））：ボクセルｊ内でＸ線が患者Ｐと反応する確率である。ｌ_ｉｊは、検出器素子ｉに入射するＸ線のボクセルｊに対する透過長であり、ｅは、Ｘ線のエネルギーインデックスである。所定の範囲のエネルギーを有するＸ線毎にインデックスを付与したものである。
μ_ｊ（ｅ’）：ボクセルｊでのエネルギーｅ’のＸ線の線減弱係数である。
ｂ_ｄｅｘｐ（−Σｌ_ｄ・μ（ｅ’））：Ｘ線管５からボクセルｊまでＸ線が透過する確率である。Σｌ_ｄは、ボクセルｊから検出器までの距離である。
ｅｘｐ（−Σｌ’_ｉ・μ（ｅ））：ボクセルｊから検出器素子ｉまでＸ線が透過する確率である。ｌ’_ｉは、ボクセルｊから検出器素子ｉまでの透過長である。

数式（４）は、ボクセルｊに着目した散乱線成分であるが、実際には、他のボクセルにおいても散乱線が生じ、検出器素子ｉに入射する。したがって、検出器素子ｉで検出される散乱線成分は、数式（４）に基づいて、以下の数式（５）として記述することができる。

上記の数式（５）で示す散乱線成分を特定することができれば、検出器素子ｉで検出する散乱線成分の期待値を得ることができる。ただし、数式（４）で示したように、散乱線成分には、ボクセルｊが単一物質からなると仮定した場合の単位体積当たりの原子個数密度Ｎ_ｊと、ボクセルｊが単一物質からなると仮定した場合の原子番号Ｚ_ｊと、が含まれる。これらは、患者Ｐの体内における組織または病巣の配置によって変化する値であるから、ボクセルによって互いに異なる値を取り得る。

一方、上記のボクセルｊにおける単位体積当たりの原子個数密度Ｎ_ｊ及び原子番号Ｚ_ｊは直接線の計算にも表れる。数式（６）に示すように、線減弱係数μは、光電効果による光電吸収係数μ_ｐｈｏｔ、コンプトン散乱による線減弱係数μ_{ｃｏｍｐｔ}、及び、対生成による線減弱係数μ_ｐａｉｒの和として記述することができる。
μ＝μ_ｐｈｏｔ＋μ_{ｃｏｍｐｔ}＋μ_ｐａｉｒ …（６）

このうち、μ_ｐａｉｒは無視できるため、μはμ_ｐｈｏｔとμ_{ｃｏｍｐｔ}との和として記述することができる。μ_ｐｈｏｔ及びμ_{ｃｏｍｐｔ}はそれぞれ以下の数式（７）及び数式（８）として記述することができる。

なお、φ_０はトムソン散乱の全断面積、ｍ_ｅは電子質量、ｃは光速、ｈはプランク定数、νは入射光子の周波数である。

上記数式（７）及び数式（８）に示すように、μ_ｐｈｏｔ及びμ_{ｃｏｍｐｔ}はそれぞれＮ，Ｚを含む関数である。すなわち、これらの和で記述されるμもＮ，Ｚを含む関数であるといえる。したがって、エネルギーが決まればＮ，Ｚを用いて、μを数式（９）〜（１１）のように求めることができる。

ここで、システム全体の目的関数Ｑとすると、Ｑは、次の数式（１２）として記述することができる。

目的関数Ｑにはμ（ｘ）が含まれていることから、上記の式を用いてＮ，Ｚの関数として記述することができる。これを利用して、ニュートン法を用いて逐次近似式を作成すると、Ｎ及びＺは、以下の数式（１３）及び数式（１４）として記述することができる。

なお、ｆ_ｐｈｏｔ及びｆ_{ｃｏｍｐｔ}は、上記の数式（１０）及び数式（１１）に対応する。

上記の数式（１３）及び数式（１４）を用いることで、ボクセルｊにおけるＮ_ｊ，Ｚ_ｊを算出することができる。そして、このＮ_ｊ，Ｚ_ｊを用いて、数式（４）に基づいて、ボクセルｊからの散乱線成分を算出することができる。各ボクセルにおけるＮ，Ｚをそれぞれ算出すると、各ボクセルからの散乱線成分を算出することができる。すなわち、数式（５）に基づいて検出器素子ｉで検出される散乱線成分を算出することができる。

上記の一連の計算を行うことにより、各検出画素９ａ（上記の検出器素子）で検出するＸ線のうち散乱線成分を算出することができるので、各検出画素９ａの検出値から散乱線による影響を除いた正確な物性値を算出することが可能となる。

次に、画像再構成部１７が被照射体３０の画像を再構成する際の制御処理について、図６のフローチャートを参照して説明する。

まず、画像再構成部１７は、Ｘ線検出器９からそれぞれの投影角度におけるＸ線画像データを取得する（ステップＳ１０）。次に、画像再構成部１７は取得したＸ線画像データから各ボクセルのＮ，Ｚを推定する。推定したＮ，Ｚを元に、散乱成分算出部１７ａは、投影角度と検出画素毎に、散乱線成分を算出する（ステップＳ２０）。散乱線成分の算出方法としては、例えば上記で説明した手法を用いることができる。なお、散乱成分の算出は、画像再構成後の画像が必要となるため、画像再構成処理の繰り返し計算１回毎に行われる。次に、再構成処理部１７ｂにおいて、Ｘ線検出器９において取得されたＸ線画像データから散乱線成分を除去する（ステップＳ３０）。上記のＳ２０及びＳ３０に係る処理は、それぞれの投影角度において撮像された複数のＸ線画像データそれぞれについて、その画像データに含まれる複数の検出画素毎に行われる。その後、再構成処理部１７ｂにおいて、散乱線成分を除去した後のＸ線画像データを用いて画像の再構成を行う（ステップＳ４０）。以上によって、再構成された画像が完成し、図６に示す処理が終了する。

次に、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の作用・効果について説明する。

上記のように、Ｘ線ＣＴ装置１では、被照射体である患者Ｐを所定の大きさで区画した複数の３次元空間に含まれる区画（上記実施形態ではボクセルに対応する）のそれぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度Ｎ及び原子番号Ｚを考慮して、Ｘ線検出器９（Ｘ線検出部）において検出されたＸ線のうち複数の３次元空間それぞれにおいて散乱された散乱線成分を算出し、この算出結果を考慮して画像の再構成を行う。このような構成とすることで、被照射体の内部の組織等を考慮してより正確に散乱線成分を算出することができる。そして、このように算出された散乱線成分を考慮して画像の再構成を行う構成とすることで、散乱線成分が少ない状態での画像の再構成が可能となるため、得られるＣＴ画像の画質を向上させることができる。

荷電粒子線治療システムを用いた患者の治療等においては、治療期間中の患者Ｐ（被照射体）の内部の病巣の移動や変形に対応するために、Ｘ線ＣＴ装置等を用いて患者Ｐの内部の病巣の位置等を特定し、治療計画の調整が行われる。この治療計画の調整のための患者Ｐの内部の計測を行う方法として、荷電粒子線治療システムに搭載されているＸ線ＣＴ装置を利用することが検討されている。しかしながら、荷電粒子線治療システムに搭載されているＸ線ＣＴ装置の従来の使用方法は、荷電粒子線の照射の際の患者の位置決めに用いているものであり、治療計画の調整に利用可能な程度の画質が求められていなかった。

これに対して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出器において検出されるＸ線に含まれる散乱線成分が画質の低下に大きく寄与していることに着目し、散乱線成分を精度良く算出することを実現している。特に、患者Ｐを所定の大きさで区画した複数の３次元空間それぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度Ｎ及び原子番号Ｚを考慮して散乱線成分を算出する構成とされているため、病巣等を含む患者Ｐの内部組織を考慮して散乱線成分を算出することが可能となっている。したがって、これまで検討されていた散乱線成分の低減の方法と比較して、より精度良く散乱線成分を算出し、その結果を考慮した画像の再構成を行うことが可能となっている。その結果、散乱線成分の影響をより小さくすることができ、再構成後の画像の画質を向上させることができる。

また、Ｘ線ＣＴ装置１がコーンビームＣＴ装置である場合、上記の作用か効果的に奏される。コーンビームＣＴ装置は、ＦＰＤがＸ線検出器として用いられるため、Ｘ線検出器に入射する散乱線成分が大きくなると言う特徴がある。そのため、コーンビームＣＴ装置により撮像して再構成を行ったＣＴ画像は、散乱線成分の影響を受けて画質が低下する可能性が高い。換言すると、散乱線成分を考慮した画像の再構成を行うことにより、画質の向上が顕著となる。したがって、コーンビームＣＴ装置に対して上記の構成を適用した場合、画質の向上効果がより高くなる。

本発明は、上述の実施形態に限定されるものではない。

例えば、上述の実施形態では、荷電粒子線治療システム５１として、陽子線治療システムに組み込まれたＸ線ＣＴ装置１を例として説明したが、陽子線治療システムに限られず、例えば、重粒子（重イオン）線、パイ中間子線等の荷電粒子線を用いた治療システムに対しても、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１を適用することができる。また、Ｘ線ＣＴ装置１は、荷電粒子線治療システム５１等の放射線治療システムに取り付けられる構成に限らず、Ｘ線ＣＴ装置単体として設けられた構成としてもよい。

また、上述の実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１がコーンビームＣＴ装置である場合について説明したが、コーンビームＣＴ装置には限定されない。また、Ｘ線ＣＴ装置に含まれる各部の構成についても、その仕様に応じて適宜変更することができる。

また、上述の実施形態では、上記の目的関数をＮ，Ｚの関数として記述した上でニュートン法を用いて逐次近似式を作成する方法を用いて、Ｎ，Ｚを特定し散乱線成分を算出したが、散乱線成分の算出方法は上記の手法に限定されない。また、散乱線成分を算出した後に、散乱線成分を考慮して画像を再構成する際の処理として、単純に散乱線成分を除去する方法とは異なる方法（例えば、何らかの統計処理等を加えることで、散乱線成分が画質に影響を与えないようにする、等）を用いてもよい。また、Ｎ，Ｚを算出する対象となる３次元空間はボクセルに限定されず、例えば、複数のボクセルを組み合わせたより大きな３次元空間を規定してもよい。

１…Ｘ線ＣＴ装置、５…Ｘ線管（Ｘ線照射部）、７…治療台（載置部）、９…Ｘ線検出器（Ｘ線検出部）、１７…画像再構成部、３０…被照射体、５１…荷電粒子線治療システム、Ｐ…患者（被照射体）。

Claims

被照射体が載置される載置部周りに周回可能であり、Ｘ線を照射するＸ線照射部と、
前記Ｘ線照射部から照射されて前記被照射体を通過したＸ線を検出するＸ線検出部と、
前記Ｘ線検出部で検出されたＸ線画像データに基づいて、前記被照射体の断層の画像を再構成する画像再構成部と、を備え、
前記画像再構成部は、前記被照射体を所定の大きさで区画した複数の３次元空間に含まれる区画のそれぞれにおける単位体積当たりの原子個数密度及び原子番号を考慮して、前記Ｘ線検出部において検出された前記Ｘ線のうち前記複数の３次元空間それぞれにおいて散乱された散乱線成分を算出し、当該散乱線成分を考慮して前記画像の再構成を行う、Ｘ線ＣＴ装置。
コーンビームＣＴ装置である、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。