JP3862711B2 - 放射線撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、コーンビームを放射線発生源として３次元画像を撮像する放射線撮影装置に関し、特に放射線発生源と２次元検出器の距離を好適に選択した放射線撮影装置に関する。

近年、大画面のデジタルデータを取得するために、放射線撮影用の２次元検出器（ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）とも呼ぶ）の開発が進んでいる（例えば、特許文献１参照）。特に単純撮影用に、４３ｃｍＸ４３ｃｍの大受光面を有する２次元検出器を用いた撮影装置が実用化されている状況にある。

一方、被検体に対してＸ線を曝射し、該被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出し、このＸ線検出出力（Ｘ線のフォトン数）に基づいて被検体の透視画像（スキャノグラムあるいはＳＣＯＵＴ画像と呼ばれている）、断層像或いは三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置が知られている。

この三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置において、２次元検出器の開発技術の向上もあり、三次元画像を撮像するＸ線ＣＴ装置として、コーンビームＣＴ装置が開発されている。通常のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線ビームはＺ方向に薄く切り出されており、ファンビームと呼ばれるが、コーンビームＣＴ（以後「ＣＢＣＴ」と呼ぶ）では、Ｚ方向にも広がったＸ線ビーム（以後「コーンビーム」と呼ぶ）を用い、このコーンビームを２次元検出器で受像するものである。ファンビームを用いたＣＴに比較してコーンビームＣＴでは一回転でのスキャンで被写体を撮影できる範囲が広いため、回転数が少なくてすみ撮影の効率化が図れる利点がある。つまり、コーンビームの広がりであるコーン角を広く取ることにより撮影の効率化が図れる。しかし、一方で、コーン角を広く取りすぎると再構成画像で再構成エラーが生じる問題がある。

ところで、コーンビームＣＴには、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながらスキャン（投影データの収集）を行うタイプがある（例えば、特許文献２）。しかし、一定のコーン角以下で、広い受光面を有する２次元検出器の受光面の全てに放射線発生源からの放射線を照射するためには２次元検出器と放射線発生源の距離を一定以上とらなければならない問題がある。従って、Ｘ線源と検出器のペアが被検体の周囲を回転しながらスキャン（投影データの収集）を行うタイプのＣＢＣＴでは、２次元検出器と放射線発生源の距離を大受光面が有効に使用される様に配置することは、装置の大きさとの関係で困難である。

他方、Ｘ線源と検出器のペアを固定し、代わりに被写体が回転する（スパイラルを行わない）被写体回転型のＣＢＣＴが実用化に向けて開発が進められている（例えば、特許文献３）。

また、Ｘ線の単純撮影では、１００年程度の伝統の中で、被写体と放射線発生源の距離が試行錯誤的に求められてきた背景があり、被写体と放射線発生源の距離を適切に決めることがＸ線技師の腕の良し悪しの１つとされている。この様に、２次元検出器と放射線発生源との距離を適切に定めることが放射線撮影装置にとって重要であり、Ｘ線技師が撮影経験を有しない、被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴを実用化するためには、２次元検出器と放射線発生源との距離を適切に定めることが特に重要と考えられる。

また、例えば特許文献３に開示されるＣＢＣＴではＸ線発生装置の焦点位置からＸ線Ｉ．Ｉ．の入力面までの距離が１２００（ｍｍ）、Ｘ線発生装置の焦点位置から回転装置の回転中心までの距離すなわちＸ線源の回転半径ｒが８００（ｍｍ）に設定されており、Ｘ線Ｉ．Ｉ．が１６インチ型（水平方向の画面サイズは４００（ｍｍ））の場合の透過Ｘ線像の視野は、直径が約２６０（ｍｍ）の球形となる。この条件から計算するとコーン角は、片側９．５度で合計１９度となっているが、視野周辺領域（主として２次元検出器の周辺領域）での再構成画像の再構成エラーが生じる問題があり、適切なコーン角が求められていない問題がある。

尚、スパイラル型（例えば特許文献２）のものはＣＢＣＴのコーン角を比較的小さく（１−２度）設定して、複数回の回転で目的とした部位全体のデータ収集を行うものであり、再構成エラーが生じるコーン角の検討はスパイラル型ＣＢＣＴではなされていない。

しかし、Ｘ線源と検出器のペアを固定し、代わりに被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴでは、２次元検出器と放射線発生源との距離を適切に定められていない問題がある。また、ＣＢＣＴでは、再構成画像の再構成エラーが生じる問題があり、適切なコーン角が求められていない問題がある。
特開平０９−２８８１８４号公報 特開平１０−２１３７２号公報 特開２０００−２１７８１０号公報

従来は、２次元検出器と放射線発生源との距離を適切に定めることが困難であったため、それに対する種々の対策が望まれていた。

そこで、本発明はＣＢＣＴにおいて２次元検出器と放射線発生源との距離が適切に定められ、再構成エラーの少ない再構成画像を得ることを目的とする。

放射線発生源が被検体に放射線を曝射し、回転手段が放射線発生源が放射した放射線中で人体を回転させ、２次元検出器が放射線を検出し、計算手段が放射線発生源と２次元検出器の間の距離を計算し、放射線発生源移動手段が計算手段で計算された距離に放射線発生源と２次元検出器を配置するものである。本発明の更なる目的又はその他の特徴は、以下添付図面を参照して説明される好ましい実施例によって明らかにされるであろう。

以上説明したように本発明によれば、ＣＢＣＴにおいて２次元検出器と放射線発生源との距離を適切に定められ、再構成エラーの少ない再構成画像を得ることが出来る。

図１は、被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴの構成例を示し、（ａ）図が上面図であり、（ｂ）図が側面図である。図において１０１が被写体に向けてコーンビームの放射線を放射する放射線発生源であり、同時に放射線の焦点でもある。ここで図に示す様に放射線の垂直方向の広がり角をコーン角と呼び、放射線の水平方向の広がりをファン角と呼ぶ。また、１０２が放射線発生源１０１で放射された放射線を照射される被写体１０６を載せて回転する回転テーブルである。また、１０４は被写体を固定する胸当てであり、回転テーブルに固定される支柱１０３で支持される。１０５は２次元検出器であり、放射線発生源１０１から放射された放射線は被写体を固定する胸当て１０４及び被写体１０６及び散乱線除去グリッド（図示しない）を透過し２次元検出器１０５で検出され電気信号に変更されるものである。

また、２次元検出器１０５は、例えば半導体センサから構成され、例えば１画素が２５０ｘ２５０μｍ、センサ外形が４３ｘ４３ｃｍで構成されるものである。この場合、画素数は１７２０ｘ１７２０画素となる。

さらに、図１において焦点１０１と回転テーブル１０３の回転中心間距離（Ｆｏｃｕｓ−Ｃｅｎｔｅｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）をＦＣＤと略して以後呼び、焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５の間の距離（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）をＦＤＤと以後略して呼ぶ。また、ＣＢＣＴで３次元画像が再構成される実空間の範囲を再構成領域と呼び、通常は円柱状の領域となる。この再構成領域の高さを再構成高さ（Ｈｅｉｇｈｔ ｏｆ Ｖｉｅｗ）と呼び、略してＨＯＶと以後呼ぶ。また、再構成領域の半径を有効視野直径（Ｆｉｅｌｄ ｏｆ Ｖｉｅｗ）と呼び、以後ＦＯＶと略して呼ぶ。

図２は本発明のシステム構成図の例を示す図である、図２において、２０１はＢＵＳであり、このＢＵＳを介して制御信号やデータの送信受信が行われる。２０２はコンピュータであればＣＰＵに該当し、システム全体を制御する制御手段であり、２０３は被写体の身長、体重、撮影部位（胸部、腹部、頭部など）の被写体情報を入力する情報入力手段であり、特に胸部撮影の場合には、肺野高（肺野の高さ）の高さを入力する等、撮影部位毎に特有の被写体情報をも情報入力手段から入力する。２０４は撮影開始の指示や、システムの緊急停止などシステムの動作に関する指示をするインターフェース手段である。２０５は、情報入力手段２０３で入力された被写体情報などに基づいて放射線発生源１０１と２次元検出器１０５の好適なＦＤＤ距離を計算する計算手段、２０６は計算手段２０５で計算された距離に放射線発生源１０１と２次元検出器１０５を、図示しないモータを含む移動機構を用いて配置する放射線発生源移動手段である。配置に際して、放射線発生源１０１と２次元検出器１０５のいずれを移動させてもよいのだが、一般に放射線発生源１０１を移動させるものであり、制御手段２０２の制御により放射線発生源移動手段２０６は駆動される。

２０７はインターフェース手段で入力された撮影開始の指示に従い、制御手段２０２の制御により回転テーブル１０２を回転する回転テーブルモータ制御手段である。２０８はインターフェース手段で入力された撮影開始の指示に従い、制御手段２０２の制御により放射線発生源１０１の放射線の放射の開始、終了等の放射状態の制御を行う、放射線発生源の出力制御手段である。２１０は２次元検出器１０５の出力画像から再構成画像（再構成画像から断面画像を得ることができる）を構成する再構成手段である。２１１は再構成手段２１０で再構成された画像を表示し、或いは計算手段２０５で計算された距離を表示する表示手段である。

図３，４は放射線撮影装置の処理の流れを示すフローチャートであり、この処理の流れに従い、被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴの動作を胸部撮影を一例として説明する。

まず、図３の流れに従い、焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５の間の距離（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）であるＦＤＤを好適に算出し、焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５を算出したＦＤＤに配置する処理の流れを説明する。

Ｘ線技師などの操作者は、撮影を開始する前に、情報入力手段２０２を介して被写体の身長、体重等の患者情報を入力する（Ｓ３０１）。次に計算手段２０５では、患者情報に含まれる身長、体重などから統計的に肺野高（肺野の身長方向の長さ）を算出する。計算手段２０５は、身長、体重から肺野高さを換算する換算表を内在しており、身長、体重から肺野高さが算出されるようになっている。一般に身長と肺野高は、相関が高く、既存の統計値から肺野高さを推測することが出来、さらに、患者の体重を情報として加えることで、さらに精度よく肺野高さを推測することが出来るためである。

胸部撮影では、肺野が主として医師の診断領域となるため、肺野高が、再構成領域の高さであるＨＯＶと一致する撮影となる。そのため、肺野高さの推定値がＨＯＶの値として決定される（Ｓ３０２）。特に、精度よく撮影したい場合には、技師が撮影前に患者の外観から肺野高さを計測して入力することも可能である。この場合には、計測値がそのまま、ＨＯＶとなる。

特に胸部の撮影の場合で胸部撮影では、肺野が主として医師の診断の目的領域となるため、肺野高が前述のＨＯＶと一致する撮影となることが望ましいためである。

次に計算手段２０５は、決定したＨＯＶから（１）式を用いて焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５の間の距離（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）であるＦＤＤを算出する（Ｓ３０３）。ここで、計算手段２０５は、情報入力手段での撮影部位情報からコーン角φを概略６°から１０°の間に定める。胸部のように微細構造を有し、肺野周辺も重要な診断目的領域となる部位に対しては、再構成領域全体に高解像度な画像が要求されるためコーン角φを概略１０°以下に選択する。一方、腹部のように、微細な構造の再現性が厳しく要求されない場合には１０°以上を選択してもよい場合がある。この場合には、ＦＤＤが１０°を選択したばあいよりも短くなるため、放射線発生源１０１の放射線量を抑えることが出来る効果がある。コーン角を小さくするほど高解像度な再構成画像が得られるがＦＤＤが長くなり、大きな陽極熱容量の放射線発生源が必要となる。一方、コーン角を大きくする程ＦＤＤが短くなり、放射線発生源の陽極熱容量を小さくできる。しかし、上述のように必要とされる再構成画像の解像度でおのずとコーン角の大きさは制限される。
ＦＤＤ＝０．５＊ＦＯＶ＋０．５＊ＨＯＶ／ｔａｎ（φ／２）［ｍｍ］ （１）

この（１）式は、実験と臨床試験から算出したものであり、ＦＤＤを好適に定めるものであり、コーン角φを１０°以下として計算したＦＤＤ以上の距離に焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５の間の距離を保つと適切な再構成画像の解像度が得れることをあきらかとした。詳細な説明は後述する。また、同時に画像表示手段２１１で算出したＦＤＤが表示される（Ｓ３０３）。

一般に、焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５の間の距離（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）であるＦＤＤを定めるのは、Ｘ線技師にとって熟練を要するものであるが、計算手段２０５でＦＤＤを算出するため、Ｘ線技師は容易に放射線発生源１０１と２次元検出器１０５の配置を好適に定めることが出来る効果がある。特に、これから実用化されようとしている、被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴにおいては、Ｘ線技師は撮影経験を有しないものである。このため、適切にＦＤＤを定めることが撮影の良悪を定める重要な要素となる。

次に、放射線発生源移動手段２０６は、計算手段で算出されたＦＤＤの距離間隔に、焦点（放射線発生源の位置でもある）１０１と２次元検出器１０５を配置する（Ｓ３０４）。ここでは、制御手段２０２で制御される図示しないモータ駆動の移動機構を用いるが、一般的な移動機構であればよいものである。これにより、Ｘ線技師は、情報入力手段２０３の入力を行うことで、自動的に好適な距離である焦点１０１と２次元検出器１０５の配置を得ることが出来る効果がある。これにより、精度のよい撮影が迅速に行える効果がある。また、これにより患者及びＸ線技師の負担が軽減できる効果もある。

さらに、放射線発生源移動手段２０６を自動的に作動する機構を設けることが出来ない場合は、表示手段２１１で表示される計算手段２０５の算出結果であるＦＤＤから、人為的に焦点１０１と２次元検出器１０５の配置をおこなってもよい。尚、人為的に配置が行われる場合にはポテンショメータによりＦＤＤの確認を行う。この場合にも、好適な距離である焦点１０１と２次元検出器１０５の配置を得ることが出来る効果がある。これにより、精度のよい撮影が迅速に行える効果がある。また、これにより患者及びＸ線技師の負担が軽減できる効果もある。

次に、焦点１０１と２次元検出器１０５の配置を終えた後の撮影中の動作について図４の流れに従い説明する。

インタフェース手段２０４から入力された撮影開始の信号に従い、制御手段２０２は回転テーブルモータ制御手段に回転テーブル１０２の回転信号を送信する（Ｓ４０１）。そして、回転が開始された回転テーブル１０２から発生されるエンコーダ信号（図示しない）を制御手段２０２は監視し、所定の一定速度、及び角度に到達したかを確認する（Ｓ４０２）。所定の一定速度、及び角度に到達した時点で制御手段２０２は放射線発生源の出力手段２０８に信号を送りＸ線曝射を開始する（Ｓ４０３）とともにデータの収集を開始する（Ｓ４０４）。該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。尚、被写体１０６の回転は、回転テーブル１０２の上に被写体１０６が立つことで行われる。

テーブル一回転あたり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１０５からデータが収集されることになる。制御手段２０２では該エンコードパルスをカウントして２５パルス毎に積分信号を発生させて、２次元検出器１０５に到達したＸ線量をカウントする。そして所定のカウント数に達するまで撮影を継続する（Ｓ４０４、Ｓ４０５）。

本実施例においては、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、該エンコーダ信号をもとに２次元検出器１０５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１０５からのデータはＢＵＳを介して逐次的に再構成手段２１０に転送される。データの転送は、回転テーブル１０２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（Ｓ４０６）。回転テーブル１０２が所定の回転角度を回転し、所定のビュー数に達すれば、制御手段２０２は放射線発生源の出力手段２０８に指令して、Ｘ線の曝射を停止する（Ｓ４０６）。その後回転テーブル１０２を減速させながら停止まで制御する（Ｓ４０８）。

Ｘ線曝射が完了した直後に最後の投影データが再構成手段２１０に転送される。制御手段２０２は、該収集された投影データをもとにした再構成を再構成手段２１０に指示する。尚、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。再構成は、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、欠陥補正から構成される。フィルタ処理では、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、本実施例でもこれらを使用する。フィルタ処理されたデータは逆投影される。これら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している。逆投影が完了してＣＴの断面画像が再構成されると断面は画像表示手段２１１に表示される（Ｓ４０９）。断面画像を表示し撮影は完了する。

さて、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。参考文献には、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がある。幾何学系を以下に示す。

２次元検出器の幅 ４３０（ｍｍ）
２次元検出器のＺ方向の高さ ４３０（ｍｍ）
焦点−回転中心間距離 ＦＣＤ＝２２２３（ｍｍ）（Ｆｏｃｕｓ−Ｃｅｎｔｅｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）
焦点−検出器間距離 ＦＤＤ＝２４２３（ｍｍ）（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）
再構成高さ ＨＯＶ＝３５０（ｍｍ）（Ｈｅｉｇｈｔ ｏｆ Ｖｉｅｗ）
有効視野直径 ＦＯＶ＝３８９（ｍｍ）（Ｆｉｅｌｄ ｏｆ Ｖｉｅｗ）
コーン角 φ＝１０度

肺野の高さは、３５ｃｍ程度が統計的に高い値域であり、この値をもとにコーン角を片側５°（φ＝１０°）とすると、ＦＣＤ＝２２２３ｍｍとなる。同時に、ＦＯＶ＝３８９ｍｍとし、ＦＯＶの外縁とセンサのギャップを約５ｍｍ確保すれば、ＦＤＤ＝２４２３ｍｍとなる。２次元検出器１０５を正方形とすると実態ＨＯＶ＝３８９ｍｍであるが、３５ｃｍを超える領域はコーン角度が片側５°を越えるので診断に適さない再構成画像と考えられる。

コーン角が片側５°以下であることが好ましいと前述したが、片側５°の数値限定をするにあたっての実験データを以下に示す。実験の撮影系を図５に示すが、管球から９００ｍｍの場所に回転テーブル１０２に載せられた実験ファントムを配置する。実験ファントム中心から約１００ｍｍの距離に実験用ＦＰＤを固定的に配置する。実験に使用したＦＰＤの分解能は０．６４ｘ０．６４ｍｍであり、画素数は３８４画素（横）Ｘ２２４画素（縦）である。

使用した実験ファントムの断面図を図６に示す。実験ファントムはアクリルの板を６方向に組合わせたもので、板の断面の直径方向のサイズは１００ｍｍである。図７は現実の再構成画像の一例を示しているが、再構成画素数は、３８４ｘ３８４画素、再構成領域は１４０ｍｍφであるので、画素サイズは０．３６５ｘ０．３６５ｍｍである。再構成のアルゴリズムは、フェルドカンプのアルゴリズムを使用している。図６中に矩形で白く示される部分はＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）を示している。

コーン角の限界数値を検証するために、図６に示したＲＯＩの平均画素値、および標準偏差を指標にする。図７に再構成した各断面でのＲＯＩの平均画素値、および標準偏差を示す。横軸は再構成断面の番号である。１から３５０までの断面が再構成され、各再構成断面の再構成ピッチは、断面の分解能と同様に０．３６５ｍｍである。つまり、３次元状に等分解能で再構成されたことになる。図中の系列１は平均画素値（下側の波形）、系列２は標準偏差（上側の波形）である。

図７からわかるように、断面位置Ａ１から標準偏差が悪化しているのが読取れる。ただし、図中で断面９０−１２０で標準偏差が悪いのはセンサアーチファクトによるものであり、コーン角によるものではない。断面位置Ａ２以降で平均画素値、および標準偏差が悪くなっているが、これはＸ線管球と実験用ＦＰＤを結ぶ直線が再構成領域と交わる断面を概ね示している。つまり、データ欠損による平均画素値、および標準偏差の悪化を実証している。

断面位置Ａ１のコーン角を求めると、片側５．０７°である。すなわちコーン角は１０．１４°となる。次に、再構成画像中の空気領域のＣＴ値の平均値および標準偏差を示す。空気領域のＲＯＩを図８に示し、断面ごとでの平均値および標準偏差を図９に示す。アクリル部分と同様の傾向を示していることがわかる。ただし、図９で断面９０−１２０で標準偏差が悪いのはセンサアーチファクトによるものであり、コーン角によるものではないことも同様である。

複数のコーン角で実際に撮影した画像を、複数の医師などが評価した結果も、上記実験結果を支持する結果となっている。この様に、多数の実験的結果と多数の臨床的な評価から式（１）が導き出されたものであり、好適なＦＤＤを算出する式となっているものである。

コーン角を小さくすればより再構成エラーの少ない画像が得られるが、コーン角を小さくするに従い２次元検出器１０５と放射線発生源１０１との距離を大きくしなければならず、コーン角を小さくとる場合には、放射線発生源１０１から出力するＸ線量を増加させる必要がある。しかし、できるだけ放射線発生源１０１の放射線量を抑え、かつ良質な再構成画像を得るためには、（１）式で算出された距離に放射線発生源１０１を設置するのが望ましい。

ただし、より良質な再構成画像を得たいという要求がある場合には、高出力の放射線発生源１０１が開発されているので、ＦＣＤおよびＦＤＤを上記の数値よりも大きくすることも可能である。これにより再構成エラーが小で好適な再構成画像をえることもできる。

さて、従来から単純撮影においては、縦４３ｃｍＸ横３５ｃｍのフィルムが使用されてきたが、これは肺野の高さが最も高い人であっても４３ｃｍが限度あったことが原因である。そこで、上記の式にＨＯＶ＝４３０ｍｍを入力すると、ＦＣＤ≒２７３０ｍｍとなる。ただし、上述の式（１）では再構成領域ＦＯＶ＝３８９ｍｍφとしているが、一般の臥位方式のＣＴのＦＯＶ＝５００ｍｍφを採用し、再構成領域からセンサまでの距離を１００ｍｍとすると
ＦＤＤ＝２５０ｍｍ＋１００ｍｍ＋０．５＊ＨＯＶ／ｔａｎ５ （２）
となり、これにＨＯＶ＝４３０ｍｍを入力すると、ＦＤＤ≒３０８０ｍｍとなる。よって、本放射線装置の実用的な範囲としては、概ね２４００−３０００ｍｍが好適な範囲となる。

次に、本発明にかかるＣＢＣＴを実際に運用する場面では、例えば胸部検診のように大量の被写体を短時間に撮影する必要が生じる。この場合には、大多数の被写体に対してＦＤＤを固定して撮影する事も要求される。上述のように一般に肺野高が３５ｃｍ以下の人が大多数であること、放射線発生源の放射線量を極力抑えることを考慮すると概ね２４００ｍｍにＦＤＤを設定することが望ましい。これにより、胸部撮影の場合に、放射線発生源１０１の移動時間をなくすことが出来、撮影効率を上げる効果がある。また、さらに、放射線発生源の放射線量を減じることが出来る。

また、まれに肺野高が４３ｃｍ程度ある人を考慮すると、ＦＤＤを概ね３０００ｍｍまでの範囲で設定することも望ましい。この場合にも放射線発生源１０１の移動時間をなくすことが出来、撮影効率を上げる効果がある。また、さらに、放射線発生源の放射線量を減じることが出来る。さらに、まれに撮影される肺野高３５ｃｍ以上の被写体撮影にも対応できる効果がある。

また、大病院での運用を考えた場合には、胸部のみならず、腹部、腹部、頚椎などの撮影を大量に行う必要が生じる、この場合にも、全ての部位に対応できかつ再構成エラーのない画像を撮影できる距離にＦＤＤを設定する必要が生じる。

この場合には、上述のように胸部撮影にも対応できる２４００ｍｍ以上にＦＤＤを設定することが望ましいものである。医師がより再構成エラーの少ない画像を好む場合には放射線発生源の出力が許容する範囲でＦＤＤの距離を２４００ｍｍ以上に設定することが望ましいものである。この様にＦＤＤの距離を２４００ｍｍ以上に設定した場合には、再構成エラーの画像が得られるとともに、多くの撮影部位に対応できる効果がある。

次に、コーン角を小さくする程高解像度の再構成画像が得られるのは上述の通りであるが、実際に本ＣＢＣＴを実施する場合の実用性からコーン角の範囲を以下に検討する。本ＣＢＣＴは回転を停止した場合には、一般撮影（再構成しない撮影であり単純撮影とも言われる）も行なえることを想定している。従って、本発明に係る装置は一般撮影用Ｘ線装置を使用した撮影にも耐えうる必要がある。尚、一般撮影用Ｘ線装置は、Ｘ線ＣＴ用の管球に較べて安価に作成することができ、クリニックから大学病院まで市場に多数普及しているものである。

Ｘ線ＣＴに使用されるＸ線管球の陽極熱容量が、７０００ＫＨＵ程度であるのに対して、一般撮影用Ｘ線装置の管球陽極熱容量は、２００−３００ＫＨＵである。そして、一般撮影用Ｘ線管球の毎分あたりの冷却能力は、陽極熱容量の１５−２０％である。これは、陽極からの輻射、及び軸受けからの熱伝導を周囲のオイルで受けて、当該オイルをファンで空冷する構造に起因するものである。ここで、胸部臨床におけるＣＢＣＴの撮影線量を、１２０［ＫＶ］、Ｎ［ｍＡ］、５［秒］とすると、当該撮影による陽極熱容量ＨＵは、インバータ方式の場合は経験的に、
１２０［ＫＶ］ Ｘ Ｎ［ｍＡ］ Ｘ ５［秒］ Ｘ １．４１＝８４６ＸＮ ［ＨＵ］ （３）
で表される。

下記は、当該発明の実施であるＣＢＣＴ装置を使用した胸部臨床評価の条件である。

２次元検出器の幅 ４３０（ｍｍ）
２次元検出器のＺ方向の高さ ４３０（ｍｍ）
焦点−回転中心間距離 ＦＣＤ＝３０６７（ｍｍ）（Ｆｏｃｕｓ−Ｃｅｎｔｅｒ−Ｄｉｓｔａｎｃｅ）
焦点−検出器間距離 ＦＤＤ＝３４１７（ｍｍ）（Ｆｏｃｕｓ−Ｄｅｔｅｃｔｏｒ− Ｄｉｓｔａｎｃｅ）
有効視野領域（ＦＯＶ） ＦＯＶ＝３８５ｍｍφ
コーン角 φ＝７．２度
Ｘ線条件 １２０［ＫＶ］、１００［ｍＡ］
Ｘ線フィルタ 銅１．５ｍｍ
散乱線除去のグリッドの一次線透過率 ３０％
一回転のスキャン時間 ５秒

当該条件で、人体２例の胸部臨床実験を行う、医師による画像評価を行った。病気は発見されなかったが、観察できる血管の認識度から、充実性結節１０ｍｍを確実に検出できることが予想された。充実性結節１０ｍｍを確実に検出できる検出能であれば検診などの場で有効な装置となる。

上記条件で撮影した場合のＸ線熱量を式（３）から求めると、８４．６ＫＨＵになる。本発明に係る装置の画質は、Ｘ線線量を増加させれば改善することは経験的に自明であるが、前述のように管球の熱容量を考慮すれば、Ｘ線量を増加させることは患者被曝の増大と伴に撮影インターバールの延長を招来する。そこで、前記撮影条件で提供される画像を基準とすれば、Ｘ線熱量と管球冷却能力Ｃ［ＫＨＵ／分］と撮影インタバールＴ［分］の関係が式（４）を満足する場合には、基準画質が得られることになる。
Ｃ［ＫＨＵ／分］＊Ｔ［分］≧８４．６［ＫＨＵ］ （４）
式（４）を、一般Ｘ線装置を使用したシステムに適用する。管球冷却能力Ｃ［ＫＨＵ／分］は、陽極容量３００ＫＨＵ、冷却能力２０％とすると、Ｃ＝６０［ＫＨＵ／分］となる。撮影インターバルを２分とすると、式（４）は満足されることがわかる。ここで、撮影インターバルは、検診サイトで実施される平均インターバル２−３分の短い方を採用した。この条件において、最大ＦＤＤ（ＦＤＤｍ）を計算すると、式（５）より、ＦＤＤｍ≦４０６９ｍｍとなる。
１２０ＫＨＵ≧８４．６ＫＨＵ＊（ＦＤＤｍ／３４１７）^２ （５）

以上のまとめると、陽極容量Ｄ［ＫＨＵ］以下、冷却能力Ｅ［１／分］以下、撮影インターバルＴ［分］以下、再構成高さ（ＨＯＶ）、有効視野領域（ＦＯＶ）とした場合において、ＦＤＤ下限（ＦＤＤｍｉｎ）とＦＤＤ上限（ＦＤＤｍａｘ）は以下の式で得ることが出来る。
ＦＤＤｍｉｎ＝０．５＊ＦＯＶ＋０．５＊ＨＯＶ／ｔａｎ（φ／２） 式（６）
ＦＤＤｍａｘ＝３４１７＊ＳＱＲＴ（Ｄ＊Ｅ＊Ｔ／８４．６） 式（７）
ここで、φはコーン角を表し、実験により最大は１０度である。式（６）に対して、ＨＯＶ＝３５０ｍｍ、ＦＯＶ＝３８９ｍｍを代入するとＦＤＤ＝２４１８ｍｍとなる。一般撮影装置を使用したＣＢＣＴにおいて、撮影インターバル２分を実現するためには、ＦＤＤを概ね４ｍ以下に設定しなければならないことがわかる。そして、ＦＤＤを４ｍにした場合、コーン角φ＝６度となる。

被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴの構成例を示す図である。 被写体が回転する被写体回転型のＣＢＣＴのシステム構成例を示す図である。 ＦＤＤを決定する処理の流れを示すフローチャートである。 ＣＢＣＴの撮影の流れを示すフローチャートである。 実験に用いた撮影形態を示す図である。 実験ファントムの断面図である。 ＲＯＩの平均画素値、および標準偏差を示す図である。 実験ファントムの断面図である。 ＲＯＩの平均画素値、および標準偏差を示す図である。

符号の説明

１０１ 放射線発生源
１０２ 回転テーブル
１０５ ２次元検出器
１０６ 被写体
２０３ 情報入力手段
２０５ 計算手段
２０６ 放射線発生源移動手段
２１０ 再構成手段
２１１ 画像表示手段

Claims (5)

1. 被検体に放射線を曝射する放射線発生源と、該放射線発生源が放射した放射線中で被写体を回転させる回転手段と、前記放射線を検出する２次元検出器と、放射線発生源と２次元検出器の間の距離を計算する計算手段と、被写体の肺野高さ、身長、体重等の被写体情報を入力する入力手段とを備え、前記計算手段は該被写体情報に基づいて前記放射線発生源と前記２次元検出器の間の距離を計算することを特徴とする放射線撮影装置。
2. 被検体に放射線を曝射する放射線発生源と、該放射線発生源が放射した放射線中で人体を回転させる回転手段と、前記放射線を検出する２次元検出器と、放射線発生源と２次元検出器の間の距離を計算する計算手段と、該計算手段で計算された距離に前記放射線発生源と前記２次元検出器を配置する放射線発生源移動手段と、被写体の肺野高さ、身長、体重等の被写体情報を入力する入力手段とを備え、前記計算手段は該被写体情報に基づいて前記放射線発生源と前記２次元検出器の間の距離を計算することを特徴とする放射線撮影装置。
3. 被写体情報、撮影条件に関する情報のいずれかに基づいて、前記放射線発生源の放射線のコーン角を６°から１０°の範囲で選択し、選択したコーン角に基づいて前記放射線発生源と前記２次元検出器の間の距離を前記計算手段は計算することを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線撮影装置。
4. 前記計算手段では、有効視野直径をＦＯＶ［ｍｍ］、再構成高さをＨＯＶ［ｍｍ］コーン角をφ［度］とした場合に、以下の式に基づいて前記放射線発生源と前記２次元検出器の間の距離ＦＤＤ［ｍｍ］を計算することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
   ＦＤＤ＝０．５ Ｘ ＦＯＶ＋０．５ Ｘ ＨＯＶ／ｔａｎ（φ／２）［ｍｍ］
5. 前記計算手段において被写体の肺野高さ、身長、体重等の被写体情報を入力する入力手段を備え、前記計算手段は該被写体情報に基づいてＨＯＶを計算することを特徴とする請求項４に記載の放射線撮影装置。

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