JP4363683B2 - 放射線ｃｔ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、透過放射線の計測により被検体内部を画像化する放射線ＣＴ装置に関し、特に円錐状又は多角錐状の放射線を使用する放射線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、医用診断装置としてＸ線ＣＴ装置などの透過放射線の計測により被検体内部を画像化するＣＴ装置が使用されている。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線ビームを被検体に曝射し、被検体を透過したＸ線ビームを、円弧状に配列した複数個のＸ線検出素子から成るＸ線検出器で検出する。そして、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出器を被検体の周囲に回転させ、収集された複数の収集データを基に被検体の所望部位の断層画像を再構成する。
【０００３】
図４は、従来のＸ線ＣＴ装置の構成概略図である。同図（ａ）及び（ｂ）に示すように、Ｘ線ビーム発生源１０から曝射されたＸ線は、ウエッジ２０及びフィルタ３０を透過し、スリット４０によりファン状に切り出された後に被検体６０に照射される。被検体６０を透過したファンビーム５０はＸ線検出器７０にて収集される。なお、Ｚ軸はＸ線ビーム発生源１０が被検体６０の周囲を回転する際の回転軸である。
【０００４】
ウエッジ２０は、被検体６０とＸ線ビーム発生源１０の間に配置されたＸ線減弱体である。フィルタ３０は、Ｘ線の線質を調整するものであり、ウエッジ２０の近傍に配置される。ウエッジ２０とフィルタ３０とは必ずしも区別された別物として設けられず、ウエッジ２０だけでフィルタ３０の機能をまかなうものもある。いずれにせよ、ウエッジ２０とフィルタ３０とがＸ線減弱体として機能しうる。スリット４０は、ウエッジ２０とフィルタ３０の近傍に配置される。
【０００５】
ファンビーム５０の端部（図４（ｂ）の左右端部）近傍は、被検体６０に余計な被曝を与えないために、Ｘ線を十分に減弱させる必要がある。このため、同図（ｂ）に示すように、Ｚ軸方向から見たウエッジ２０の断面形状は、中央部が薄く、端部が厚いという、いわゆる蝶ネクタイ形状となっている。しかし、同図（ａ）に示すように、Ｘ軸方向から見たウエッジ２０の厚さは一定である。
【０００６】
つまり、Ｚ軸方向の厚さが極めて薄いファンビーム５０を用いる従来のＸ線ＣＴ装置では、ウエッジ２０はＺ軸方向については厚さや減弱係数が特にコントロールされていない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ファンビームを用いる従来のＸ線ＣＴ装置に関しては、上記の様な形状のウエッジが使用可能である。しかしながら、かかるウエッジを円錐状又は多角錐状の放射線ビーム（以下、「コーンビーム」と称する。）を用いるＣＴ装置（以下、「コーンビームＣＴ装置」と称する。）に使用すると、被検体の放射線被曝量が不均一になってしまう等の問題が生じる。コーンビームＣＴ装置を人体に適用するためには、この問題は解決されなければならない。
【０００８】
図５は、コーンビームＣＴ装置の構成概略図である。同図に示すように、コーンビームＣＴ装置も従来のファンビームＣＴ装置と同様に、Ｘ線ビーム発生源１２、ウエッジ２２、フィルタ３２、スリット４２、Ｘ線検出器７２を具備する。スリット４２のスリット幅は広く、これによりＸ線ビームはＺ軸方向にも厚みを有するコーン状となる。さらにＸ線検出器７２はＸ線検出素子をＺ軸方向にも多数列配置するものである。かかるコーンビームＣＴ装置は、従来のファンビームＣＴ装置のように一断面を計測するものではなく、複数断面を一度に計測して総検査時間を短縮するものである。
【０００９】
図５のウエッジ２２は、コーン角φｃに応じて厚さが変化していない。つまり、Ｘ軸方向から見た断面は単なる長方形である。このようなウエッジ２２を用いるコーンビームＣＴ装置では、後述の理由により、Ｚ軸方向に被曝量不均一、線質不均一、画質不均一などの問題が生じる。なお、コーン角φｃおよびファン角φｆは図６のように定義する。また、同図（ｂ）において１４はＸ線焦点、６０は被検体である。被曝量不均一等の問題が生じる理由は次の通りである。
【００１０】
１）図７は、コーン角φｃと線量密度との関係を示す図である。同図に示すように、コーン角φｃが異なると、Ｘ線線量密度（正確には、Ｘ線フルエンス）は異なる。このように、Ｘ線ビームが焦点の面に対して為す角度によって線量密度が異なることはヒール角効果として知られている。
【００１１】
φｃ＝０の近傍では比較的線量密度が高く、そこから離れると線量密度は低下する。従って、Ｘ線曝射量は、φｃ＝０近傍では多いが、φｃが０から遠ざかるにつれて少なくなってしまう。
【００１２】
２）図８は、コーン角φｃとウエッジのパス長との関係を示す図である。同図に示すように、ウエッジ２２のパス長は、ファン角φｆのみならず、コーン角φｃにも依存する。φｆが一定でも、同図に示すように、φｃ＝０近傍ではパス長が短く、φｃが０から遠ざかるにつれてパス長が長くなりＸ線減弱が著しくなる。よって、ウエッジ２２ではφｃが０から遠くなると、線量が不足する。また、φｃが０から遠い部位でも充分な線量を確保しようとして曝射量を増加させると、φｃ＝０近傍の被曝量が過剰になってしまう。
【００１３】
３）被検体である人体は円筒型に近い、つまりＺ軸方向の厚さが一定に近い。このため、上記２）と同様に、φｃ＝±φｃmaxに近づくにつれパス長が長くなり、検出器に到達する線量はφｃ＝０の近傍に比べると減る傾向にある。従って、φｃの絶対値が大きな場所の画像はＳ／Ｎ比（信号雑音比）が不足気味である。
【００１４】
４）さらに、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出器を被検体の体軸方向（Ｚ軸方向）を中心として回転させながら被検体を載せた寝台を被検体の体軸方向に移動させることにより被検体の断層画像を得るヘリカルスキャンにコーンビームを適用した場合、ヘリカルピッチ（１回転当たりの寝台送り量）が大きいと、ヘリカル移動範囲の中程では繰り返し曝射を受けるため線量の総和は十分であるが、移動開始直後付近及び移動終了直前付近では繰り返し曝射を受けないため線量の総和が不足してしまう（Kalender et.al.“Spiral CT：Medical Use and Potential Industrial Applications”，SPIE Vol.3149,page199参照）。
【００１５】
上記の如く、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ＝０近傍に比し、発生するＸ線の線量が少なく、減弱体による減弱量が多い。このため、φｃ＝±φｃmax近傍は、被検体への曝射線量が少なくなってしまう。
【００１６】
さらに、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ＝０近傍に比し、被検体による減弱量も多いため、検出器に到達する線量が少なくなり、φｃ＝０近傍のアキシャル面のＳ／Ｎ比は良好だが、φｃ＝±φｃmax近傍のアキシャル面はフォトンが不足し、Ｓ／Ｎ比が劣ってしまう。一方、φｃ＝±φｃmax近傍のＳ／Ｎ比の改善のためにＸ線の曝射線量を増加させると、φｃ＝０近傍の被曝線量が過剰になってしまう。
【００１７】
本発明は、このような従来の課題を解決するためになされたものであり、その目的は、コーン角φｃにかかわらず被曝線量、検出器到達線量が一定となるＣＴ装置を提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、請求項１の発明は、円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角に関わらず一定となるように組成を変化させた放射線減弱体と、を有することを特徴とする。
【００１９】
なお、「円錐状又は多角錐状の放射線ビーム」とは、放射線源から有意に広い立体角方向に発するビームを意味する。「多角錐状のビーム」には、四角錐状のビームなどが含まれる。
【００２０】
また、請求項２の発明は、円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角およびファン角に関わらず一定となるように厚さを変化させた放射線減弱体とを有し、前記放射線減弱体のコーン角に応じた厚さの変化の度合いは、ファン角に応じて異なることを特徴とする。
【００２３】
上記発明によれば、放射線減弱体を透過する放射線の線量がコーン角φｃに関わらずほぼ一定になる。このため、被検体の被曝量の均一化、不必要な被曝の低減が図れると共に、放射線検出器に到達する線量もほぼ一定になるため、画像の均質化を図ることが可能となる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明をする。図１は、本発明の第１の実施形態であるＸ線ＣＴ装置の構成概略図である。同図に示すように、Ｘ線ビーム発生源１２から曝射されたＸ線は、ウエッジ２４及びフィルタ３２を通過し、スリット４２により円錐状（コーン状）に切り出された後に被検体６０に照射される。被検体６０を透過したコーンビーム５２はＸ線検出器７２にて収集される。
【００２５】
コーンビームＣＴ装置も、ファンビームＣＴ装置と同様に、ファン角φｆ＝±φｆmax近傍では被検体６０に余計な被曝を与えないためにＸ線を十分に減弱させる必要がある。このため、図１（ｂ）に示すようにＺ軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、図４（ｂ）に示すようにファンビームＣＴ装置に使用されているウエッジ２０と同様に、蝶ネクタイ形状とする。
【００２６】
図２は、図１のウエッジ２４のＸ軸方向から見た断面図である。コーン角φｃに関わらずＸ線の曝射量を均一にするために、図２（ａ）に示すように、Ｘ軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、φｃ＝０近傍では厚く、φｃが０から離れるに従い（つまり、±φｃmaxに近づくに従い）薄くなるような形状とする。ウエッジ２４に入射するＸ線の線量がコーン角φｃにかかわらず一定であり、ウエッジ２４の組成がコーン角にかかわらず均一であるならば、ウエッジ２４の形状をパス長がコーン角φｃにかかわらずほぼ一定となるようにすることにより、透過したＸ線の線量は均一になる。
【００２７】
ヒール効果の影響によりウエッジ２４に入射するＸ線の線量がコーン角φｃに応じて大きく変化する場合は、この変化の度合いを考慮してウエッジ２４のパス長を決定する必要がある。つまり、ヒール効果の影響によりコーン角φｃの絶対値が大きい位置での入射Ｘ線の線量が小であるなら、この位置のパス長は、入射Ｘ線の線量がコーン角によらずに均一である場合に比し、短くする必要がある。
【００２８】
また、ファン角φｆに応じてパス長が変化していることに注意する必要がある。ファン角φｆに応じて減弱体の厚さを変化させる（つまり、ファン角φｆに応じて減弱体のパス長を変化させる）という従来のウエッジ設計の意図は、ファン角φｆが大きい部位について減弱体のパス長を長くし減弱体による減弱量を増加させて、被検体への不必要な被曝を避けようというものである。
【００２９】
図２（ｂ）はファン角φｆ＝０でのウエッジ２４の断面形状を示し、同図（ｃ）はファン角φｆ＝φｆmaxでのウエッジ２４の断面形状を示す。これらの図に示すように、コーン角φｃが同じでも、ファン角φｆによってパス長は変化する。
【００３０】
コーン角φｃに応じてウエッジの厚さを変化させる場合、その厚さの変化の度合いを図２（ｂ）及び（ｃ）に示すように、ファン角φｆに応じて変えなければ、Ｚ軸方向における放射線量の均一化という目的を十分に達成することができない。即ちファン角φｆに関わらず断面の凸形状を一定とすると、あるファン角φｆではＺ軸方向にほぼ一定の被曝分布（あるいは線量分布）になるとしても、別のファン角φｆでは必ずしも一定にはならない。
【００３１】
従って、図２（ｂ）及び（ｃ）のように、ファン角φｆに応じて凸面形状を変化させることが好ましい。即ち、ファン角φｆ＝０近辺では凸の度合いが小さく、ファン角φｆが大きくなるにつれ凸の度合いを大きくすることが好ましい。
【００３２】
図３は、ウエッジの断面形状とＸ線ビームプロファイルとの関係を示す。前述のウエッジ２４は、Ｘ軸の方向から見ると図３（ａ）に示すように上に凸の断面形状を有するものであった。しかし、図３（ｂ）に示すように、下に凸の断面形状とする方が望ましい場合がある。具体的には、焦点１４の形状分布とＸ線検出素子７４の寸法とで決まるＸ線ビームプロファイルが、焦点１４の方により支配される場合である。焦点１４に近い部分はビームプロファイルがぼけており、Ｘ線検出素子７４に近い部分はビームプロファイルがシャープなため、ウエッジの減弱パス長の微妙な設計をするにはビームプロファイルのシャープな場所で行う方が容易だからである。ここで、「焦点１４に近い部分のビームプロファイルがぼけており、Ｘ線検出素子７４に近い部分はビームプロファイルがシャープ」とは、図３（ａ）のａｂ間距離が、同図（ｂ）のｃｄ間距離よりも広いことを意味する。
【００３３】
また、Ｚ軸方向から見たウエッジの断面は、焦点１４側は上に凹の曲面であるが、Ｘ線検出器７４側は平面であるから、平面であるＸ線検出器７４側を加工する方が凹面である焦点１４側を加工するより容易であるという利点もある。
【００３４】
なお、本実施の形態では、Ｚ軸の方向から見て上に凹の断面形状を有するウエッジを使用しているが、下に凹の断面形状を有するウエッジでも同様に使用可能である。
【００３５】
また、Ｘ線減弱の程度が制御可能であれば良いので、ウエッジの厚さを変えることによりパス長を変化させる替わりに、Ｘ線減弱体の組成をコーン角φｃに応じて変化させることでも同様の効果が得られる。例えば、コーン角φｃ＝０付近はＸ線が透過しにくい成分の含有量を多くし、コーン角φｃ＝±φｃmaxに近づくにつれＸ線が透過しにくい成分の含有量を少なくする。また、成分が均一であってもコーン角φｃに応じて密度を変化させることによっても同様の効果が得られる。
【００３６】
また、上記実施の形態においては、放射線減弱体としてウエッジを使用したが、ウエッジの代わりにフィルタを用いてＺ軸方向の線量を制御することも可能である。
【００３７】
【発明の効果】
コーン角φｃに依存することなく、曝射線量をほぼ同程度とすることが可能となる。これにより、不必要な被曝の低減、被曝量の均一化を図ることが可能となる。
【００３８】
また、コーン角φｃに依存することなく、検出器に到達する線量を均一化することにより、画質の均質化を図ることも可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＣＴ装置の第１の実施の形態を示す図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態に用いられるウエッジのＸ軸方向から見た断面図である。
【図３】ウエッジの断面形状とＸ線ビームプロファイルとの関係を示す。
【図４】従来のファンビームＣＴ装置の構成の概要を説明する図である。
【図５】コーンビームＣＴ装置の構成の概要を説明する図である。
【図６】コーン角φｃ及びファン角φｆを説明する図である。
【図７】コーン角φｃと線量密度の関係を示す図である。
【図８】コーン角φｃとウエッジのパス長との関係を示す図である。
【符号の説明】
１０、１２ Ｘ線ビーム発生源
１４ 焦点
２０、２２、２４ ウエッジ
３０、３２ フィルタ
４０、４２ スリット
５０ ファンビーム
５２ コーンビーム
６０ 被検体
７０、７２ Ｘ線検出器
【発明の属する技術分野】
本発明は、透過放射線の計測により被検体内部を画像化する放射線ＣＴ装置に関し、特に円錐状又は多角錐状の放射線を使用する放射線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、医用診断装置としてＸ線ＣＴ装置などの透過放射線の計測により被検体内部を画像化するＣＴ装置が使用されている。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線ビームを被検体に曝射し、被検体を透過したＸ線ビームを、円弧状に配列した複数個のＸ線検出素子から成るＸ線検出器で検出する。そして、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出器を被検体の周囲に回転させ、収集された複数の収集データを基に被検体の所望部位の断層画像を再構成する。
【０００３】
図４は、従来のＸ線ＣＴ装置の構成概略図である。同図（ａ）及び（ｂ）に示すように、Ｘ線ビーム発生源１０から曝射されたＸ線は、ウエッジ２０及びフィルタ３０を透過し、スリット４０によりファン状に切り出された後に被検体６０に照射される。被検体６０を透過したファンビーム５０はＸ線検出器７０にて収集される。なお、Ｚ軸はＸ線ビーム発生源１０が被検体６０の周囲を回転する際の回転軸である。
【０００４】
ウエッジ２０は、被検体６０とＸ線ビーム発生源１０の間に配置されたＸ線減弱体である。フィルタ３０は、Ｘ線の線質を調整するものであり、ウエッジ２０の近傍に配置される。ウエッジ２０とフィルタ３０とは必ずしも区別された別物として設けられず、ウエッジ２０だけでフィルタ３０の機能をまかなうものもある。いずれにせよ、ウエッジ２０とフィルタ３０とがＸ線減弱体として機能しうる。スリット４０は、ウエッジ２０とフィルタ３０の近傍に配置される。
【０００５】
ファンビーム５０の端部（図４（ｂ）の左右端部）近傍は、被検体６０に余計な被曝を与えないために、Ｘ線を十分に減弱させる必要がある。このため、同図（ｂ）に示すように、Ｚ軸方向から見たウエッジ２０の断面形状は、中央部が薄く、端部が厚いという、いわゆる蝶ネクタイ形状となっている。しかし、同図（ａ）に示すように、Ｘ軸方向から見たウエッジ２０の厚さは一定である。
【０００６】
つまり、Ｚ軸方向の厚さが極めて薄いファンビーム５０を用いる従来のＸ線ＣＴ装置では、ウエッジ２０はＺ軸方向については厚さや減弱係数が特にコントロールされていない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ファンビームを用いる従来のＸ線ＣＴ装置に関しては、上記の様な形状のウエッジが使用可能である。しかしながら、かかるウエッジを円錐状又は多角錐状の放射線ビーム（以下、「コーンビーム」と称する。）を用いるＣＴ装置（以下、「コーンビームＣＴ装置」と称する。）に使用すると、被検体の放射線被曝量が不均一になってしまう等の問題が生じる。コーンビームＣＴ装置を人体に適用するためには、この問題は解決されなければならない。
【０００８】
図５は、コーンビームＣＴ装置の構成概略図である。同図に示すように、コーンビームＣＴ装置も従来のファンビームＣＴ装置と同様に、Ｘ線ビーム発生源１２、ウエッジ２２、フィルタ３２、スリット４２、Ｘ線検出器７２を具備する。スリット４２のスリット幅は広く、これによりＸ線ビームはＺ軸方向にも厚みを有するコーン状となる。さらにＸ線検出器７２はＸ線検出素子をＺ軸方向にも多数列配置するものである。かかるコーンビームＣＴ装置は、従来のファンビームＣＴ装置のように一断面を計測するものではなく、複数断面を一度に計測して総検査時間を短縮するものである。
【０００９】
図５のウエッジ２２は、コーン角φｃに応じて厚さが変化していない。つまり、Ｘ軸方向から見た断面は単なる長方形である。このようなウエッジ２２を用いるコーンビームＣＴ装置では、後述の理由により、Ｚ軸方向に被曝量不均一、線質不均一、画質不均一などの問題が生じる。なお、コーン角φｃおよびファン角φｆは図６のように定義する。また、同図（ｂ）において１４はＸ線焦点、６０は被検体である。被曝量不均一等の問題が生じる理由は次の通りである。
【００１０】
１）図７は、コーン角φｃと線量密度との関係を示す図である。同図に示すように、コーン角φｃが異なると、Ｘ線線量密度（正確には、Ｘ線フルエンス）は異なる。このように、Ｘ線ビームが焦点の面に対して為す角度によって線量密度が異なることはヒール角効果として知られている。
【００１１】
φｃ＝０の近傍では比較的線量密度が高く、そこから離れると線量密度は低下する。従って、Ｘ線曝射量は、φｃ＝０近傍では多いが、φｃが０から遠ざかるにつれて少なくなってしまう。
【００１２】
２）図８は、コーン角φｃとウエッジのパス長との関係を示す図である。同図に示すように、ウエッジ２２のパス長は、ファン角φｆのみならず、コーン角φｃにも依存する。φｆが一定でも、同図に示すように、φｃ＝０近傍ではパス長が短く、φｃが０から遠ざかるにつれてパス長が長くなりＸ線減弱が著しくなる。よって、ウエッジ２２ではφｃが０から遠くなると、線量が不足する。また、φｃが０から遠い部位でも充分な線量を確保しようとして曝射量を増加させると、φｃ＝０近傍の被曝量が過剰になってしまう。
【００１３】
３）被検体である人体は円筒型に近い、つまりＺ軸方向の厚さが一定に近い。このため、上記２）と同様に、φｃ＝±φｃmaxに近づくにつれパス長が長くなり、検出器に到達する線量はφｃ＝０の近傍に比べると減る傾向にある。従って、φｃの絶対値が大きな場所の画像はＳ／Ｎ比（信号雑音比）が不足気味である。
【００１４】
４）さらに、Ｘ線ビーム発生源とＸ線検出器を被検体の体軸方向（Ｚ軸方向）を中心として回転させながら被検体を載せた寝台を被検体の体軸方向に移動させることにより被検体の断層画像を得るヘリカルスキャンにコーンビームを適用した場合、ヘリカルピッチ（１回転当たりの寝台送り量）が大きいと、ヘリカル移動範囲の中程では繰り返し曝射を受けるため線量の総和は十分であるが、移動開始直後付近及び移動終了直前付近では繰り返し曝射を受けないため線量の総和が不足してしまう（Kalender et.al.“Spiral CT：Medical Use and Potential Industrial Applications”，SPIE Vol.3149,page199参照）。
【００１５】
上記の如く、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ＝０近傍に比し、発生するＸ線の線量が少なく、減弱体による減弱量が多い。このため、φｃ＝±φｃmax近傍は、被検体への曝射線量が少なくなってしまう。
【００１６】
さらに、φｃ＝±φｃmax近傍はφｃ＝０近傍に比し、被検体による減弱量も多いため、検出器に到達する線量が少なくなり、φｃ＝０近傍のアキシャル面のＳ／Ｎ比は良好だが、φｃ＝±φｃmax近傍のアキシャル面はフォトンが不足し、Ｓ／Ｎ比が劣ってしまう。一方、φｃ＝±φｃmax近傍のＳ／Ｎ比の改善のためにＸ線の曝射線量を増加させると、φｃ＝０近傍の被曝線量が過剰になってしまう。
【００１７】
本発明は、このような従来の課題を解決するためになされたものであり、その目的は、コーン角φｃにかかわらず被曝線量、検出器到達線量が一定となるＣＴ装置を提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、請求項１の発明は、円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角に関わらず一定となるように組成を変化させた放射線減弱体と、を有することを特徴とする。
【００１９】
なお、「円錐状又は多角錐状の放射線ビーム」とは、放射線源から有意に広い立体角方向に発するビームを意味する。「多角錐状のビーム」には、四角錐状のビームなどが含まれる。
【００２０】
また、請求項２の発明は、円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角およびファン角に関わらず一定となるように厚さを変化させた放射線減弱体とを有し、前記放射線減弱体のコーン角に応じた厚さの変化の度合いは、ファン角に応じて異なることを特徴とする。
【００２３】
上記発明によれば、放射線減弱体を透過する放射線の線量がコーン角φｃに関わらずほぼ一定になる。このため、被検体の被曝量の均一化、不必要な被曝の低減が図れると共に、放射線検出器に到達する線量もほぼ一定になるため、画像の均質化を図ることが可能となる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明をする。図１は、本発明の第１の実施形態であるＸ線ＣＴ装置の構成概略図である。同図に示すように、Ｘ線ビーム発生源１２から曝射されたＸ線は、ウエッジ２４及びフィルタ３２を通過し、スリット４２により円錐状（コーン状）に切り出された後に被検体６０に照射される。被検体６０を透過したコーンビーム５２はＸ線検出器７２にて収集される。
【００２５】
コーンビームＣＴ装置も、ファンビームＣＴ装置と同様に、ファン角φｆ＝±φｆmax近傍では被検体６０に余計な被曝を与えないためにＸ線を十分に減弱させる必要がある。このため、図１（ｂ）に示すようにＺ軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、図４（ｂ）に示すようにファンビームＣＴ装置に使用されているウエッジ２０と同様に、蝶ネクタイ形状とする。
【００２６】
図２は、図１のウエッジ２４のＸ軸方向から見た断面図である。コーン角φｃに関わらずＸ線の曝射量を均一にするために、図２（ａ）に示すように、Ｘ軸方向から見たウエッジ２４の断面形状は、φｃ＝０近傍では厚く、φｃが０から離れるに従い（つまり、±φｃmaxに近づくに従い）薄くなるような形状とする。ウエッジ２４に入射するＸ線の線量がコーン角φｃにかかわらず一定であり、ウエッジ２４の組成がコーン角にかかわらず均一であるならば、ウエッジ２４の形状をパス長がコーン角φｃにかかわらずほぼ一定となるようにすることにより、透過したＸ線の線量は均一になる。
【００２７】
ヒール効果の影響によりウエッジ２４に入射するＸ線の線量がコーン角φｃに応じて大きく変化する場合は、この変化の度合いを考慮してウエッジ２４のパス長を決定する必要がある。つまり、ヒール効果の影響によりコーン角φｃの絶対値が大きい位置での入射Ｘ線の線量が小であるなら、この位置のパス長は、入射Ｘ線の線量がコーン角によらずに均一である場合に比し、短くする必要がある。
【００２８】
また、ファン角φｆに応じてパス長が変化していることに注意する必要がある。ファン角φｆに応じて減弱体の厚さを変化させる（つまり、ファン角φｆに応じて減弱体のパス長を変化させる）という従来のウエッジ設計の意図は、ファン角φｆが大きい部位について減弱体のパス長を長くし減弱体による減弱量を増加させて、被検体への不必要な被曝を避けようというものである。
【００２９】
図２（ｂ）はファン角φｆ＝０でのウエッジ２４の断面形状を示し、同図（ｃ）はファン角φｆ＝φｆmaxでのウエッジ２４の断面形状を示す。これらの図に示すように、コーン角φｃが同じでも、ファン角φｆによってパス長は変化する。
【００３０】
コーン角φｃに応じてウエッジの厚さを変化させる場合、その厚さの変化の度合いを図２（ｂ）及び（ｃ）に示すように、ファン角φｆに応じて変えなければ、Ｚ軸方向における放射線量の均一化という目的を十分に達成することができない。即ちファン角φｆに関わらず断面の凸形状を一定とすると、あるファン角φｆではＺ軸方向にほぼ一定の被曝分布（あるいは線量分布）になるとしても、別のファン角φｆでは必ずしも一定にはならない。
【００３１】
従って、図２（ｂ）及び（ｃ）のように、ファン角φｆに応じて凸面形状を変化させることが好ましい。即ち、ファン角φｆ＝０近辺では凸の度合いが小さく、ファン角φｆが大きくなるにつれ凸の度合いを大きくすることが好ましい。
【００３２】
図３は、ウエッジの断面形状とＸ線ビームプロファイルとの関係を示す。前述のウエッジ２４は、Ｘ軸の方向から見ると図３（ａ）に示すように上に凸の断面形状を有するものであった。しかし、図３（ｂ）に示すように、下に凸の断面形状とする方が望ましい場合がある。具体的には、焦点１４の形状分布とＸ線検出素子７４の寸法とで決まるＸ線ビームプロファイルが、焦点１４の方により支配される場合である。焦点１４に近い部分はビームプロファイルがぼけており、Ｘ線検出素子７４に近い部分はビームプロファイルがシャープなため、ウエッジの減弱パス長の微妙な設計をするにはビームプロファイルのシャープな場所で行う方が容易だからである。ここで、「焦点１４に近い部分のビームプロファイルがぼけており、Ｘ線検出素子７４に近い部分はビームプロファイルがシャープ」とは、図３（ａ）のａｂ間距離が、同図（ｂ）のｃｄ間距離よりも広いことを意味する。
【００３３】
また、Ｚ軸方向から見たウエッジの断面は、焦点１４側は上に凹の曲面であるが、Ｘ線検出器７４側は平面であるから、平面であるＸ線検出器７４側を加工する方が凹面である焦点１４側を加工するより容易であるという利点もある。
【００３４】
なお、本実施の形態では、Ｚ軸の方向から見て上に凹の断面形状を有するウエッジを使用しているが、下に凹の断面形状を有するウエッジでも同様に使用可能である。
【００３５】
また、Ｘ線減弱の程度が制御可能であれば良いので、ウエッジの厚さを変えることによりパス長を変化させる替わりに、Ｘ線減弱体の組成をコーン角φｃに応じて変化させることでも同様の効果が得られる。例えば、コーン角φｃ＝０付近はＸ線が透過しにくい成分の含有量を多くし、コーン角φｃ＝±φｃmaxに近づくにつれＸ線が透過しにくい成分の含有量を少なくする。また、成分が均一であってもコーン角φｃに応じて密度を変化させることによっても同様の効果が得られる。
【００３６】
また、上記実施の形態においては、放射線減弱体としてウエッジを使用したが、ウエッジの代わりにフィルタを用いてＺ軸方向の線量を制御することも可能である。
【００３７】
【発明の効果】
コーン角φｃに依存することなく、曝射線量をほぼ同程度とすることが可能となる。これにより、不必要な被曝の低減、被曝量の均一化を図ることが可能となる。
【００３８】
また、コーン角φｃに依存することなく、検出器に到達する線量を均一化することにより、画質の均質化を図ることも可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＣＴ装置の第１の実施の形態を示す図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態に用いられるウエッジのＸ軸方向から見た断面図である。
【図３】ウエッジの断面形状とＸ線ビームプロファイルとの関係を示す。
【図４】従来のファンビームＣＴ装置の構成の概要を説明する図である。
【図５】コーンビームＣＴ装置の構成の概要を説明する図である。
【図６】コーン角φｃ及びファン角φｆを説明する図である。
【図７】コーン角φｃと線量密度の関係を示す図である。
【図８】コーン角φｃとウエッジのパス長との関係を示す図である。
【符号の説明】
１０、１２ Ｘ線ビーム発生源
１４ 焦点
２０、２２、２４ ウエッジ
３０、３２ フィルタ
４０、４２ スリット
５０ ファンビーム
５２ コーンビーム
６０ 被検体
７０、７２ Ｘ線検出器
Claims (4)
- 円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、
前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、
前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角に関わらず一定となるように組成を変化させた放射線減弱体と、
を有することを特徴とする放射線ＣＴ装置。 - 円錐状又は多角錐状の放射線ビームを被検体に向けて曝射する放射線ビーム発生源と、
前記被検体を透過した前記放射線ビームを検出する少なくとも２つの検出器列を有する検出手段と、
前記放射線ビームを減弱させるために前記放射線ビーム発生源と前記被検体との間に配置される放射線減弱体であって、この放射線減弱体を透過した放射線ビームの線量がコーン角およびファン角に関わらず一定となるように厚さを変化させた放射線減弱体と、
を有することを特徴とする放射線ＣＴ装置。 - 前記放射線減弱体は、前記放射線ビーム発生源側と前記検出器側の一方に形成された曲面により線量がファン角に関わらず一定となるように、他方に形成された曲面により線量がコーン角に関わらず一定となるように構成されたことを特徴とする請求項２に記載の放射線ＣＴ装置。
- 前記放射線ビームがＸ線ビームであることを特徴とする請求項１乃至請求項３に記載の放射線ＣＴ装置。
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