JP5665875B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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Description

本発明は医用Ｘ線ＣＴ装置に係り、特に多焦点Ｘ線源を用いたシステムにおいて撮影視野を高速かつ適正に変更することで、被検者の無効被曝を低減すると共に検査スループットを向上する技術に関するものである。
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで対向配置されたＸ線管とＸ線検出器の対（以下、撮影系とする）を回転させながら被検体の透過Ｘ線データを撮影してその断層像（以下、ＣＴ像とする）を再構成する装置であり、画像診断の分野で広く使用されている。Ｘ線ＣＴで被検体の３次元領域を計測する場合、撮影中に被検体を撮影系の回転軸方向に移動する螺旋スキャンが実施されるのが一般的である。螺旋スキャンは回転軸方向に任意の範囲で計測ができる利点がある。しかし心電同期を必要とする心臓の撮影においては心拍と被検体移動との同期が難しいという課題がある。一方、近年Ｘ線検出器の多列化が進み、撮影系の１回転のスキャンで回転軸方向に広範囲の３次元ＣＴ像が計測できるようになった。この結果、現在では被検体を静止したままスキャンを行い（以下、静止スキャンとする）、心臓全体の３次元ＣＴ像を計測できる装置も実用化されている。
静止スキャンで計測した３次元ＣＴ像では、回転軸方向の両端部に近づくにつれてコーンビームアーチファクトが発生し、画質が劣化する課題がある。また、上記両端部付近ではＣＴ像の再構成可能領域以外にもＸ線が照射される領域が発生するため、被検体の無効被曝となってしまう課題がある。上記の課題を解決するために、複数のＸ線源を利用したマルチソースＣＴが、非特許文献１等で提案されている。
マルチソースＣＴの別の例としては特許文献３の例があり、既に実用化されている。本例ではＸ線源−Ｘ線検出器の対を２つ用意し、それぞれを撮影系の回転角度方向に９０度ずらして配置している。これにより、撮影系の少ない回転角度で被検体の全周方向からの撮影を行えるため撮影速度を向上できる利点がある。ただし本例では２つのＸ線源の焦点位置は回転軸方向の同一位置に配置されているため、静止スキャンにおける無効被曝の発生をなくすと同時にコーンビームアーチファクトを低減する効果は得られない。
Ｘ線焦点の位置を撮影系の回転軸方向に移動する方法として、下記特許文献１の例がある。本例ではＸ線管の回転陽極の熱膨張に伴いＸ線焦点の位置が撮影系の回転軸方向にシフトするのを防止する。上記Ｘ線焦点位置のシフト量はＸ線管の付近に配置された補助Ｘ線検出器で計測され、上記計測されたシフト量に応じてＸ線管全体を移動し、シフト量がゼロとなるように位置が修正される。これにより、Ｘ線の照射野の位置がＸ線検出器に対して常に一定に保たれるため、無効被曝の発生やＣＴ像の画質劣化を防止できる利点がある。
Ｘ線焦点位置のシフトに伴う無効被曝の発生やＣＴ像の画質劣化を防止する別の方法として、下記特許文献２の例がある。本例では、Ｘ線焦点位置のシフト量に応じてＸ線照射野を制限するコリメータの位置を修正することで、Ｘ線検出器に対する上記Ｘ線照射野の位置を一定に保つことができる。
特開2005-143812号公報 特開平4-329935号公報 United States Patent US 7,616,730 B2
IEEE Trans.Nucl.Sci.25,1135-1143(1978)
マルチソースＣＴでは、２つのＸ線焦点Sa,Sbがある。このSa,Sbが並んでいる軸をZ軸とする。ただしZ軸の方向は撮影系の回転軸方向と同一とする。２つのＸ線焦点Sa,Sbの位置が固定されている場合、撮影領域のＺ軸方向のサイズを変更できない。それゆえ、撮影対象に応じた様々な視野サイズに対応することができないという課題がある。
本発明の目的は、マルチソースＣＴにおいてＸ線源の高精度かつ高速な移動を実現することで、被検体の無効被曝を発生させることなく高精度なＣＴ計測を実現することにある。
本発明の目的および新規な特徴の詳細は，本明細書の記述および添付図面に詳述する。
撮影対象に応じて撮影領域３０を変更するために、Ｘ線焦点のＺ軸方向の位置を可変にする必要がある。すなわち、複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部とを有するＸ線ＣＴ装置により、上記課題を解決することができる。
本願において開示される発明のうち代表的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば，以下の通りである。
複数のＸ線源を有するマルチソース型Ｘ線ＣＴ装置において、様々な撮影視野サイズに対して被検体の無効被曝を発生させることなく高精度なＣＴ計測を実現する。また、視野サイズ変更時の撮影準備時間を短縮して検査スループットを向上できる。
本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点Sa, SbとＸ線検出器４との位置関係を説明するための斜視図。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域13aとＸ線焦点SbのＸ線照射領域13bとの位置関係の一例を説明するための側面図。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域13aと１８０度回転したＸ線焦点SbのＸ線照射領域13bとの位置関係を説明するための側面図。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点Saの拡張されたＸ線照射領域13aと、１８０度回転したＸ線焦点Sbの拡張されたＸ線照射領域13bとの位置関係を説明するための側面図。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点SbのＺ軸方向の位置を変えた場合のＸ線焦点Sbと撮影領域６０との位置関係を説明するための側面図である。 本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線焦点Sbのみを用いてシングルソース撮影を行う際のＸ線照射領域13bとＸ線検出器４の位置関係を説明するための側面図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影系の構造を説明するための側面断面図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影系の構造を説明するための、Ｘ線管１ｂ位置における正面断面図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影手順を説明するためのフローチャート。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、撮影領域の指定方法を説明するための図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線管１ｂの位置調整手順を説明するためのフローチャート。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニット８７の内部構成を説明するための図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニット８７の検出信号の一例を示す図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニットの別の構成例を示す図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニットの別の構成例を示す図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニットの別の構成例を示す図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、コリメータ２ａ、２ｂの位置調整方法を説明するための図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、コリメータ２ａ、２ｂの位置調整方法を説明するための図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、ＣＴ像の作成手順を説明するためのフローチャート。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４の入力面上における非検出領域３３ａ、３３ｂの位置を示す図。 本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４の計測信号のＺ方向のプロファイル２２０ａ、２２０ｂの例を示す図。 プロファイル２２０ａ、２２０ｂに基づいて散乱Ｘ線分布２３１を推定する方法を説明するための図。 本発明の実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図。 本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置の撮影手順を説明するためのフローチャート。 本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置において、コリメータ２ａ、２ｂのＺ方向の位置ずれ量を計測するためにＸ線検出器４の入力面上に設けられた位置ずれ検出領域２６０、２６１の位置を示す図。 本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４上の位置ずれ検出領域２６０、２６１において計測されたエアデータのＺ方向のプロファイル２７０の例を示した図。 図２７に示したプロファイル２７０のＺ方向の１次微分の絶対値を示した図。
以下，本発明の実施形態の例を図面に基づいて詳細に説明する。
〔実施の形態１〕
図１は本発明の実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図である。なお図１において紙面左右方向、上下方向、および垂直方向をそれぞれＸ、Ｙ、Ｚ方向とする。本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管１ａ、１ｂ、コリメータ２ａ、２ｂ、散乱線除去コリメータ３、Ｘ線検出器４，回転板５，寝台天板６，スリット７，補助Ｘ線検出器８、ガントリー９、コンソール（ＣＮＳ）３０１，モニタ（ＭＯＮ）３０２，制御装置（ＣＮＴ）３０３、計算機（ＣＰＵ）３０４、メモリ（ＭＥＭ）３０５等から構成される。Ｘ線管１ａおよび１ｂは、それぞれのＸ線焦点Ｓａ, ＳｂがＸＹ方向の同一位置であると共に、Ｚ方向に異なる位置となるように回転板５上に設置されている。また回転板５上にはＸ線管１ａ、１ｂの他にもコリメータ２ａ、２ｂ、Ｘ線検出器４、Ｘ線検出器４の前面に固定された散乱線除去コリメータ３、スリット７および補助Ｘ線検出器８等が設置してあり、以下ではこれらのデバイスを総称して撮影系と呼ぶ。撮影系は回転板５により回転できるようになっている。回転板５および撮影系はガントリー９の内部に格納されている。
ガントリー９の中央部には開口部１１が設けられており，開口部１１の中心付近には被検体１０が配置される。本実施の形態１では被検体１０として人体を想定しており，被検体１０は寝台天板６上に横たわった状態で計測される。回転板５は図示しない駆動装置によって回転し，被検体１０の全周方向からのＸ線透過像を撮影する。回転板５は開口部１１の中心を通りＺ軸に平行な回転軸を中心に回転する。また寝台天板６は図示しない駆動装置によって、その位置をＺ方向に移動できる。上記回転板５の回転と上記寝台天板６の移動を同時に行うことで、公知の螺旋スキャンを行うことも可能である。
図１において，Ｘ線管１ａ、１ｂのＸ線発生点とＸ線検出器４のＸ線入力面との距離の代表例は1040 [mm]である。また開口部１１の直径の代表例は650 [mm]である。回転板５の回転速度の代表例は３ [回転/秒]であり、撮影系は様々な回転角度から被検体１０のＸ線透過像を撮影する。撮影系の１回転における撮影回数の代表例は2000回であり，回転板５が0.18度回転する毎に１回の撮影が行われる。また撮影はＸ線管１ａおよび１ｂから交互に照射されるパルスＸ線を用いて行われる。即ち撮影時には、回転板５の0.18度の回転毎にＸ線管１ａ、Ｘ線管１ｂ、Ｘ線管１ａ、・・・という順番でパルスＸ線が照射され、一方のＸ線管からのＸ線照射がオンになっている期間は他方のＸ線管からのＸ線照射はオフとなる。
コリメータ２ａ、２ｂはそれぞれＸ線管１ａ、１ｂから照射されるＸ線１２ａ、１２ｂの一部をＸＹ面方向およびＺ方向に遮蔽し、Ｘ線照射領域１３ａ、１３ｂを形成する。ＸＹ面方向に関しては、Ｘ線照射領域１３ａ、１３ｂはＸ線検出器４の撮影視野と同一になるように形成される。またＺ方向のＸ線照射領域１３ａ、１３ｂの形成方法については後述する。
補助Ｘ線検出器８は、Ｘ線管１ｂから照射されるＸ線１２ｂのうちスリット７を通過したＸ線を検出する。スリット７および補助Ｘ線検出器８は、これらがＸ線焦点Ｓｂから照射されてＸ線検出器４に入射するＸ線を遮ることがないよう、Ｘ方向の端部に配置されている。補助Ｘ線検出器８で検出した信号は、Ｘ線焦点ＳｂのＺ方向の位置を計算するために利用される。スリット７、補助Ｘ線検出器８および上記位置計算方法の詳細については後述する。
Ｘ線検出器４はシンチレータおよびフォトダイオード等から構成される公知のＸ線検出器である。Ｘ線検出器４は、多数のＸ線検出素子をマトリクス状に配列した２次元入力面を有しており、前記入力面がＸ線管１ａ、１ｂに対向するように配置されている。前記配列数の代表例は900素子（ＸＹ面方向）×160素子（Ｚ方向）である。上記Ｘ線検出素子は、Ｘ線発生点Ｓａ、Ｓｂに対してＸＹ面方向に略等距離となる円弧上に配置されている。各Ｘ線検出素子のＸＹ面方向およびＺ方向のサイズの代表例は1[mm]である。
散乱線除去コリメータ３は多数のＸ線遮蔽板から構成される公知の散乱線除去コリメータであり、Ｘ線検出器４の入力面上に固定されている。上記Ｘ線遮蔽板はその板面がＸ線検出器４の入力面に対して垂直になるように、Ｘ線検出素子のＸＹ面方向の各素子間に配置されており、Ｘ線検出器４の入力面上でＺ方向に多数のスリットを形成する。上記スリットは被検体１０の内部で散乱した散乱Ｘ線のうち、ＸＹ面方向に入射角度の大きいＸ線のＸ線検出器４への入射を遮断する。従って散乱Ｘ線に起因する計測精度の低下や量子ノイズの増加を防止できる。
次に，本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作を説明する。
まず検者は被検体１０を寝台天板６の上に配置した後に、コンソール３０１を介して撮影条件を設定する。撮影条件の代表的なものには、被検体１０の撮影位置、スキャン方式（静止スキャン、ステップスキャン、または螺旋スキャンの選択）、ソースモードの選択（シングルソースモード、またはマルチソースモード）、Ｘ線管１ａ、１ｂの管電圧および管電流、撮影系の回転速度等があり、これらは公知の方法を用いて設定される。次に検者はコンソール３０１を介して撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると同時に，制御装置３０３は回転板５の回転を開始する。回転板５の回転は、後述する所定の低回転速度に達するまで回転速度を増加し、上記低回転速度に達した時点で一定速度を保持する。制御装置３０３はまた、回転板５の回転を開始すると同時に、Ｘ線管１ｂの移動を開始してＺ方向の所定位置に移動すると共に、寝台天板６の移動を開始して被検体１０を予め設定した撮影位置に配置する。詳細については後述するが、Ｘ線管１ｂの上記移動に際しては、まずＸ線管１ｂが所定の位置付近に粗配置されると同時にコリメータ２ｂが遮蔽される。次にＸ線管１ｂからＸ線が照射され、スリット７を通過したＸ線が補助Ｘ線検出器８により検出される。上記検出信号はメモリ３０５に記録される。計算機３０４はメモリ３０５に記録された上記検出信号に基づいてＸ線管１ｂのＺ方向の位置を計算し、上記計算結果に基づいて制御装置３０３はＸ線管１ｂの位置を修正する。Ｘ線管１ｂの移動および被検体１０の配置が共に終了すると、次に制御装置３０３は、回転板５の回転速度を増加して高回転速度に変更する。回転板５の回転が所定の定速状態に入った時点で制御装置３０３はＸ線管１ａ、１ｂからのＸ線照射およびＸ線検出器４の信号検出を指示し、撮影を開始する。撮影中にＸ線検出器４から出力された検出信号のデータはメモリ３０５に順次格納される。上記データの格納が開始されると同時に計算機３０４は公知の再構成アルゴリズムを用いて被検体１０のＣＴ像を計算し，計算結果をメモリ３０５に記録する。また計算機３０４は上記計算されたＣＴ像をモニタ３０２に表示する。データの取得からＣＴ像の表示に至る上記の一連の動作は、予め指定された撮影範囲における撮影が全て終了するまで順次繰り返される。
図２は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴにおける、Ｘ線焦点Sa, SbとＸ線検出器４との位置関係を説明するための斜視図である。また図３〜７は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置における、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域13aとＸ線焦点SbのＸ線照射領域13bとの位置関係を説明するための側面図である。まず、マルチソースＣＴの原理と、Ｘ線焦点Ｓａ、ＳｂとそれぞれのＸ線照射領域１３ａ、１３ｂ、およびＸ線検出器４との位置関係について、図２〜７を用いて説明する。
図２はマルチソースＣＴにおける、Ｘ線焦点Sa,SbとＸ線検出器４との位置関係を説明するための斜視図である。本例ではアレイ状の検出素子を有する１台のＸ線検出器４に対して、２台のＸ線源（Ｘ線管１ａ、１ｂ）が対向配置される。各Ｘ線源のＸ線焦点Sa,Sbは回転軸方向であるＺ軸方向の異なる位置に配置される。また、上記Ｘ線焦点Sa,Sbは回転面（Ｚ軸に垂直な面）方向には同一位置に配置されている。Ｘ線焦点Sa,Sbからそれぞれ照射されたＸ線13a,13bは、被検体１０を透過した後にＸ線検出器４に入射する。
図３はマルチソースＣＴにおいて、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域13aとＸ線焦点SbのＸ線照射領域13bとの位置関係の一例を説明するための側面図である。図３では、Ｚ軸方向を紙面の上下方向に描いているので、Ｚ軸方向を上下方向と便宜上表現する。本例ではＸ線焦点Sa, SbはそれぞれＸ線検出器４のＺ軸方向の上端、下端位置と同一となるように配置される。またＸ線焦点SaのＸ線照射領域の上端13a1、およびＸ線焦点SbのＸ線照射領域の下端13b1は、それぞれＸ線検出器４のＺ軸方向の上端、下端位置に垂直に入射するようにコリメータ2a, 2bによってそれぞれ制限されている。このため本例では、撮影領域は図中太線で示した領域30の内部に制限される。一方、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域の下端13a2、およびＸ線焦点SbのＸ線照射領域の上端13b2は、撮影系の回転軸であるＺ軸上にて交差するようにコリメータ2a, 2bによってそれぞれ制限されている。Ｘ線焦点Sa, Sbからは同時にＸ線照射されることがないよう、異なるタイミングでＸ線照射が行われ、それぞれＸ線検出器４により検出される。上記タイミングは、例えば時間的にパルス状のＸ線をＸ線焦点Sa,Sbから交互に照射することで実現できる。このときＸ線焦点Saから照射されたＸ線照射領域13aに対しては、Ｘ線検出器4上でＸ線が検出されない非検出領域33aが生じる。また同様に、Ｘ線焦点Sbから照射されたＸ線照射領域13bに対しては、Ｘ線検出器4上でＸ線が検出されない非検出領域33bが生じる。本例のマルチソースＣＴでは撮影領域30中の外部にはＸ線が照射されないため、従来のシングルソースＣＴで課題になっていた無効被曝が発生しない利点がある。なお、本図に示したような同一投影角度方向のＸ線焦点Sa, Sbに対しては、撮影領域３０中にＸ線が照射される計測領域３１と照射されない非計測領域３２が生じる。
図４は図３に示したマルチソースＣＴにおいて、Ｘ線焦点SaのＸ線照射領域13aと１８０度回転したＸ線焦点SbのＸ線照射領域13bとの位置関係を説明するための側面図である。図３中に示した非計測領域32は、撮影系の回転によりＸ線焦点Sbが１８０度回転した位置におけるＸ線照射領域13bに包含されるため、結局撮影系の１回転で計測される全データを利用すれば、撮影領域３０中の全域を計測できる。また、上記のように撮影領域３０中のＺ軸方向の中央部付近の領域ではＸ線焦点SaおよびSbから照射された両撮影データの情報を用いてＣＴ像を再構成できるため、従来のシングルソースＣＴで課題になっていたコーンビームアーチファクトを低減できる利点がある。
図５は図３に示したマルチソースＣＴにおいて、Ｘ線焦点Saの拡張されたＸ線照射領域13aと、１８０度回転したＸ線焦点Sbの拡張されたＸ線照射領域13bとの位置関係を説明するための側面図である。図３、４に示した例では、Ｘ線検出器4上の非検出領域33a、33bはＸ線焦点SaのＸ線照射領域の下端13a2、およびＸ線焦点SbのＸ線照射領域の上端13b2が、撮影系の回転軸であるＺ軸上にて交差するようにコリメータ2a, 2bによって決定されていた。しかし図５に示したように、非検出領域33a、33bが図３および４に示した例より狭くなるようにコリメータ2a, 2bの配置を変えてもよい。この場合、撮影領域３０中に重複して計測される領域５０が生じて、Ｘ線焦点SaおよびSbから照射された両撮影データの情報を用いてＣＴ像を再構成できる領域が増加するため、コーンビームアーチファクトを低減できる領域を拡大できる。
以上図２〜５を用いて説明したように、マルチソースＣＴでは従来のシングルソースＣＴで課題になっていた静止スキャンにおける無効被曝の発生をなくし、同時にコーンビームアーチファクトを低減できる利点がある。
なお本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置においては、図６に示すようにＸ線焦点ＳｂのＺ軸方向の位置を移動できる機能を有している。詳細を説明すると、図６は図３に示したマルチソースＣＴにおいて、Ｘ線焦点SbのＺ軸方向の位置を変えた場合のＸ線焦点Sbと撮影領域６０との位置関係を説明するための側面図である。本図ではＸ線焦点位置SbのＺ軸方向の位置が当初の位置６１より上方に移動している。本図に示されるように、撮影領域６０のＺ軸方向の幅はＸ線焦点SaとSbの間の距離と等しくなる。従ってＸ線焦点Sbの位置を可変にすることで、撮影領域６０のＺ軸方向の幅を撮影対象に応じて自由に変えることができる。
一方マルチソースＣＴにおいても、場合によっては１つのＸ線焦点を利用する従来のシングルソース撮影を行いたいというニーズが発生する場合が想定される。Ｘ線焦点SbのＺ軸方向の位置を可変にした場合、以下に説明するように、シングルソース撮影においてコーンビームアーチファクトを低減できるという別の利点も生じる。
図７に示すようにＸ線焦点Ｓｂのみを用いたシングルソーススキャンの撮影機能を有している。詳細を説明すると、図７は図３に示したマルチソースＣＴにおいて、Ｘ線焦点Sbのみを用いてシングルソース撮影を行う際のＸ線照射領域13bとＸ線検出器４の位置関係を説明するための側面図である。マルチソースＣＴにおいてシングルソース撮影を行う場合、Ｘ線焦点Sbの位置を当初の位置６１に配置したままで撮影することも可能である。しかしこの場合、Ｘ線焦点SbとＸ線検出器４の上端部との間の距離が長くなるため、Ｚ軸上方位置においてＣＴ像中のコーンビームアーチファクトが大きくなる問題が生じる。一方、本図のようにＸ線焦点SbのＺ軸方向の位置をＸ線検出器４の視野中心に配置した場合、Ｘ線焦点SbとＸ線検出器４の両端部との距離を短くできるのでコーンビームアーチファクトによる画質劣化をより少なくできる利点がある。
以上のように、マルチソースＣＴにおいてＺ軸方向の撮影領域を撮影対象に応じて変化させたり、シングルソース撮影におけるコーンビームアーチファクトを低減するためには、少なくとも１つのＸ線焦点に対して、そのＺ軸方向の位置を可変にする機構を設ける必要がある。これを解決する本発明の手段をまとめると、以下のようになる。
（手段１）
複数のＸ線発生部と、Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、Ｘ線発生部とＸ線検出部を支持する支持部と、支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の支持部に対する位置を回転軸方向に移動する移動機構部と、Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。これにより、マルチソースＣＴにおいてＸ線源の高精度かつ高速な移動を実現でき、被検体の無効被曝を発生させることなく高精度なＣＴ計測を実現できる。
Ｘ線焦点のＺ軸方向の移動を実現する方法としては、例えば特許文献１に記載されているようなＸ線源全体をＺ軸方向に移動する機構を設ける方法が考えられる。しかし、上記特許文献１に記載の方法を採用する場合、以下のような課題が生じうる。
課題１：特許文献１の例ではＸ線管回転陽極の熱膨張に伴うＸ線焦点位置のシフトを修正するためにＸ線源を移動する。このとき必要な移動ストロークは高々数百μmであるのに対し、マルチソースＣＴにおいては数ｃｍ〜十数cmの移動ストロークが必要となる。従って移動距離が大幅に長いため移動に時間がかかり、検査のスループットが低下する。マルチソースＣＴにおいて、移動ストロークが長くなる理由は、図６、図７に示したように撮影対象に応じて撮影範囲が変化させる必要があり、その変更範囲が数ｃｍ〜十数ｃｍに及ぶためである。
課題２：Ｘ線焦点の位置ずれは被検体の無効被曝やＣＴ像中におけるアーチファクトの発生要因となる。このため特許文献１の例と同様、マルチソースＣＴにおいてもＸ線焦点の移動には高い位置精度が必要とされ、一般的に公差を±数十μmとする必要がある。
課題３：検査スループットを向上するためには撮影準備期間中に行われる撮影系の助走回転とＸ線源の移動を同時に行い、撮影準備期間を短縮する方法が考えられるが、撮影系の回転中はＸ線源に大きな遠心力がかかるため、移動には大きな駆動力が必要とされる。
特許文献１に記されたＸ線源の移動機構には、通常、ステッピングモーター等で駆動された移動ステージが用いられる。このとき、課題１、３への対策としてそれぞれ高速移動、高駆動力を実現しようとすると、大型のモーターが必要となり低コスト化および省スペース化が困難となる。また課題２への対策として高精度化を実現しようとすると、上記高速移動が困難となる。
上記課題を解決する手段の概略を、下記に纏める。
（手段２）
複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部とを有し、被写体に対して種々の角度から撮影したＸ線透過像に基づいて前記被写体のＣＴ画像を生成するＸ線ＣＴ装置において、前記移動機構部による移動期間中において前記回転機構部による回転の速度を所定値以下に保つ機能を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。これにより、Ｘ線発生部の移動期間中にＸ線発生部にかかる遠心力を所定値より小さくできるため、比較的小型の移動機構部を用いて高速にＸ線発生部を移動できる。また回転機構部による回転と移動機構部による移動を同時に行えると共に、移動機構部による移動の終了後に回転機構部による回転速度を速やかに高速に変更できるので、撮影準備期間に要する時間を短縮して検査スループットを向上できる。
（手段３）
手段２に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能を有することを特徴とする。これにより、検者はプリセットされた複数の撮影視野の中から所望の撮影視野を選択できるため、検者による撮影条件の設定を簡易化できる。
（手段４）
手段３に記載のＸ線ＣＴ装置において、撮影に先立って被写体の撮影領域を指定する機能と、前記複数のプリセット位置のうち前記撮影領域をカバーする最小の撮影視野を実現するプリセット位置を自動選択する機能を有することを特徴とする。これにより、検者が所望の撮影領域を指定するだけで、最適な撮影視野が自動的に選択できるため、検者による撮影条件の設定を簡易化できる。
（手段５）
手段３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線発生部の前記プリセット位置において予め計測したＸ線キャリブレーション信号を記録する記録部を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線発生部のプリセット位置毎に予め計測した最適なＸ線キャリブレーションデータを利用できるため、不適正なキャリブレーションデータの利用に起因するＸ線ＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止できる。
（手段６）
手段２および３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記プリセット位置付近にて前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出する補助Ｘ線検出部を有し、前記補助Ｘ線検出部の検出信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部の位置を修正する機能を有することを特徴とする。これにより、被写体の撮影中においてＸ線発生部の位置を正確な位置に修正できるため、Ｘ線発生部の位置ずれに起因する無効被曝の発生およびＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止できる。
（手段７）
手段６に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記ずれ量が所定値より小さくなるまで前記コリメータ部を閉じて被写体へのＸ線照射を遮断する機能を有することを特徴とする。これにより、被写体の撮影に先立ってＸ線発生部の位置を正確な位置に修正できるため、Ｘ線発生部の位置ずれに起因する無効被曝の発生およびＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止できる。
（手段８）
手段２および３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記プリセット位置付近にて前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出する補助Ｘ線検出部を有し、前記補助Ｘ線検出部の検出信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部から前記Ｘ線検出部に照射されるＸ線の照射範囲が所定の位置となるように前記コリメータ部の位置を修正する機能を有することを特徴とする。これにより、回転機構部による回転が高速であるため移動機構部によるＸ線発生部の移動が困難な場合も、Ｘ線発生部の位置ずれに起因するＸ線照射範囲のずれを修正できるため、無効被曝の発生およびＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止できる。
（手段９）
手段６および８に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のプリセット位置のそれぞれに対して前記補助Ｘ線検出部が個別に設けられていることを特徴とする。これにより、全てのプリセット位置に対してＸ線発生部の位置ずれを精度よく計測し、位置を修正できる。
（手段１０）
手段６および８に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のプリセット位置の一部または全部に対して前記補助Ｘ線検出部が共通に設けられていることを特徴とする。これにより、補助Ｘ線検出部の個数および／または面積を減少して製造コストを低減できる。
（手段１１）
手段３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部上の前記Ｘ線照射範囲および前記非照射範囲においてそれぞれ検出された信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部の位置を修正する機能を有することを特徴とする。これにより、補助Ｘ線検出部を用いることなくＸ線発生部の位置を正確な位置に修正できるため、Ｘ線発生部の位置ずれに起因する無効被曝の発生およびＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止すると共に、製造コストを抑えることができる。
（手段１２）
手段３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部上の前記Ｘ線照射範囲および前記非照射範囲においてそれぞれ検出された信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部から前記Ｘ線検出部に照射されるＸ線の照射範囲が所定の位置となるように前記コリメータ部の位置を修正する機能を有することを特徴とする。これにより、回転機構部による回転が高速であるため移動機構部によるＸ線発生部の移動が困難な場合も、補助Ｘ線検出部を用いることなくＸ線発生部の位置ずれに起因するＸ線照射範囲のずれを修正できるため、無効被曝の発生およびＣＴ画像中のアーチファクトの発生を防止すると共に、製造コストを抑えることができる。
（手段１３）
手段２に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部の検出信号のうち前記非照射範囲にて検出された信号に基づいて前記Ｘ線照射範囲にて検出された信号中に含まれる散乱Ｘ線成分量を計算して除去する機能を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線照射範囲中に含まれる散乱Ｘ線成分を除去できるため、散乱Ｘ線に起因して発生するＣＴ画像中のＣＴ値の変動やアーチファクトの発生を低減できる。
図８は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影系の構造を説明するための側面断面図である。また図９は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影系の構造を説明するための、Ｘ線管１ｂ位置における正面断面図である。図１に示した回転板５は回転板５ａおよび５ｂの２層構造となっており、両者はＺ方向に円柱形状を有するドラム型フレーム８０の両端面を挟むように配置されている。Ｘ線管１ａ、１ｂはそれぞれＸ線管支持フレーム８６ａ、８６ｂの内部に固定されており、Ｘ線管支持フレーム８６ａは回転板５ａおよびドラム型フレーム８０の内部に固定されている。またＸ線管支持フレーム８６ｂは移動ステージ８５の上に配置されており、移動ステージ８５はドラム型フレーム８０の内部に固定されている。移動ステージ８５は図示しないモーターと移動テーブルから成る公知の移動ステージであり、Ｘ線管支持フレーム８６ｂ全体をＺ軸方向に移動する。Ｘ線管支持フレーム８６ａ、８６ｂの内部には、線質補償フィルタ８８ａ、８８ｂがそれぞれ固定されている。線質補償フィルタ８８ａ、８８ｂはＸ線管１ａ、１ｂから照射されるＸ線の被検体１０透過時におけるエネルギースペクトルの変化を補償するために用いられる公知のフィルタである。
Ｘ線管支持フレーム８６ａ、８６ｂの内部にはまた、公知の移動ステージ８４ａ、８４ｂがそれぞれ固定されている。移動ステージ８４ａ、８４ｂは、同じくＸ線管支持フレーム８６ａ、８６ｂの内部にそれぞれ配置されたコリメータ２ａ、２ｂのＺ軸方向の位置および開口幅を変化させる機能を有する。
Ｘ線管支持フレーム８６ａの内部には、位置検出ユニット８７ａが配置されている。位置検出ユニット８７ａは、図１３に示すようにスリット７、補助Ｘ線検出器８およびこれらを支持するフレーム等から構成されている。Ｘ線管１ａの回転陽極の熱膨張に伴うＸ線焦点ＳａのＺ軸方向の位置シフトは、位置検出ユニット８７ａの検出信号に基づいて後述する方法により計算される。また上記計算結果に基づいて、Ｘ線焦点Ｓａから照射されるＸ線の照射位置が適正になるようにコリメータ２ａの位置が修正される。
Ｘ線管支持フレーム８６ｂの上面および下面には、位置検出ユニット支持フレーム８１を貫通するための孔８２、８３がそれぞれ設けられている。位置検出ユニット支持フレーム８１の両端はそれぞれＸ線管支持フレーム８６ａおよび回転板５ｂに固定されている。位置検出ユニット支持フレーム８１には、４つの位置検出ユニット８７ｂ１〜８７ｂ４がＺ方向の異なる位置に配置されている。本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線焦点ＳｂのＺ方向位置として、予めプリセットされた４つの位置Ｚ１〜Ｚ４が用意されており、検者は撮影対象に応じて後述する方法で所望の位置を選択できる。基本的には両方を動かす必要はないが、両方を同時に動かすことで高速移動が可能となる等の利点が生じる。このため、発明の実施の形態の最後の部分に補足の説明を追加した。
位置検出ユニット８７ｂ１〜８７ｂ４は上記プリセット位置Ｚ１〜Ｚ４にそれぞれ対応して配置されたものであり、各位置におけるＸ線焦点Ｓｂのプリセット位置からのずれを計測するために用いられる。本実施の形態１では、特にプリセット位置Ｚ４はＸ線検出器４のＺ方向の下端位置に、プリセット位置Ｚ１はＸ線検出器４のＺ方向の中央位置にそれぞれ配置されている。またプリセット位置Ｚ２、Ｚ３は上記Ｚ１とＺ４の間を等分割するように配置されているが、プリセット位置の数および配置は本例に限定されるものではない。なおプリセット位置Ｚｎ（ｎ＝１〜４）においてマルチソース撮影を実施した場合、Ｚ方向の撮影視野であるスキャン幅はＤｎ＝（Ｚ０−Ｚｎ）となる。ただしＺ０はＸ線焦点ＳａのＺ軸方向の位置である。
図１０は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置の撮影手順を説明するためのフローチャートである。以下、本フローチャートを用いて撮影手順を説明する。ＣＴ撮影に先立って、まず公知のスキャノグラム撮影が行われる（ステップＳ１）。スキャノグラム撮影は、撮影系を回転させないで静止したまま被検体１０を載せた寝台天板６をＺ方向に移動し、被検体１０のＸ線透過像を計測するものである。次に検者はモニタ３０２上に表示された設定画面を用いて、コンソール３０１を介して撮影条件を指定する（ステップＳ２）。ステップＳ２で指定される主な撮影条件としては、スキャン方式の選択（静止スキャン、ステップスキャン、螺旋スキャン）、ソースモードの選択（シングルソースモード、またはマルチソースモード）、スキャン幅の設定、Ｘ線管の管電圧および管電流の設定、撮影系の回転速度の設定等がある。なお、スキャン幅はＸ線検出器４のＺ方向の撮影視野であり、マルチソースモードにおいては上記のようにプリセット位置に応じてスキャン幅Ｄｎ（ｎ＝１〜４）が決まる。
次に検者はモニタ３０２上に表示されたスキャノグラムの画像を用いて、後述する方法でコンソール３０１を介して撮影領域を指定する（ステップＳ３）。次に検者はコンソール３０１を介してＣＴ撮影の開始を指定する（ステップＳ４）。このとき、計算機３０４はＸ線管１ｂのプリセット位置への移動が必要かどうか判断し（ステップＳ５）、必要な場合は撮影系の低速回転が開始される（ステップＳ６）。また必要でない場合は撮影系の高速回転が開始される（ステップＳ９）。
ステップＳ６に進んだ場合、回転板５の回転は徐々に加速され、所定の低回転速度に至った時点で上記回転速度を維持する。なお、低速回転の回転速度の代表例は0.5 [回転/秒]である。ステップＳ６において撮影系の回転が開始されると同時に、次に移動ステージ８５はＸ線管１ｂを所定のプリセット位置に移動して粗配置する（ステップＳ７）。上記粗配置では、移動ステージの位置精度不足やＸ線管１ｂの回転陽極の熱膨張に伴うＸ線焦点ＳｂのＺ軸方向の位置シフトにより、Ｘ線焦点Ｓｂは所定のプリセット位置からずれている場合がある。従って次に、Ｘ線焦点Ｓｂの上記位置ずれを修正するためにＸ線管１ｂの位置調整が行われる（ステップＳ８）。なお、上記位置調整方法の詳細は後述する。
Ｘ線管１ｂの位置調整が終了すると、次に撮影系の高速回転が開始される（ステップＳ９）。高速回転の回転速度の代表例は3 [回転/秒]である。撮影系が所定の高回転速度に至った時点で、次に撮影が開始される（ステップＳ１０）。撮影中においてはＸ線管１ａ、１ｂから照射されるＸ線の一部は位置検出ユニット８７ａ、８７ｂにより検出され、回転陽極の熱膨張に伴うＸ線焦点Ｓａ、ＳｂのＺ軸方向の位置シフト量が計算機３０４によって計算される。また上記計算結果に基づき、後述する方法でコリメータ２ａ、２ｂの位置が修正される（ステップＳ１１）。なお上記ステップＳ１１の過程は撮影中においてＸ線が照射されている間は何度も繰り返し実施され、Ｘ線焦点Ｓａ、Ｓｂの位置ずれが随時修正される。撮影データは順次メモリ３０５に格納される。計算機３０４は上記メモリ３０５に格納された撮影データを順次読み出して後述する手順でＣＴ像を作成する（ステップＳ１２）。最後に撮影領域の全ての計測が終了した時点で、Ｘ線照射を停止し撮影を終了する（ステップＳ１３）。
以上のように、本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置ではＸ線管１ｂのプリセット位置への移動中は撮影系の回転速度が低速に保たれるため、Ｘ線管１ｂにかかる遠心力を所定値以下に抑えることができる。このため、移動ステージ８５の駆動機構の小型化、低コスト化、および移動の高速化が可能である。また撮影準備中の低速回転から撮影時の高速回転に速やかに移行できるため、撮影準備時間を短縮して撮影のスループットを向上できる。
図１１は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、撮影領域の指定方法を説明するための図である。特に本図は図１０に示したフローチャート中のステップＳ３について、具体的な実施方法を説明するためのものである。図１０のステップ１にて取得された被検体１０のスキャノグラム像１１０は、モニタ３０２上に表示される。検者は、上記スキャノグラム像１１０を見ながら、コンソール３０１を介して撮影希望領域の上端位置１１２および下端位置１１３を指定できる。このとき、もしステップＳ２の撮影条件設定において静止スキャンおよびマルチソースモードが選択されている場合、計算機３０４は上記撮影希望領域全域をカバーする最小のスキャン幅Ｄｎの撮影領域を計算して、撮影領域候補１１１としてスキャノグラム像１１０上に表示する。また、撮影希望領域全域をカバーできるスキャン幅が存在しない場合は、最大スキャン幅Ｄ４の撮影領域を撮影領域候補としてスキャノグラム１１０上に表示する。検者は上記表示された撮影領域候補１１１に基づき、撮影領域の位置を種々変更できる。また必要であればステップＳ２に戻って、スキャン方式、ソースモード、スキャン幅等の撮影条件を変更することもできる。
図１２は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線管１ｂの位置調整手順を説明するためのフローチャートである。特に本図は図１０に示したフローチャート中のステップＳ８について、具体的な実施方法を説明するためのものである。ステップＳ７でＸ線管１ｂの粗配置が終了すると、まず移動ステージ８４を移動してコリメータ２ｂを閉じる（ステップＴ１）。これは引続き行われるＸ線焦点Ｓｂの位置計測のためのＸ線照射において、被検体１０が被曝することがないよう、Ｘ線を遮蔽するためである。
次にＸ線照射が開始される（ステップＴ２）。このとき位置検出ユニット８７で検出された信号はメモリ３０５に記録され、計算機３０４は上記メモリ３０５に記録された検出信号に基づき、後述する方法でＸ線焦点Ｓｂの位置を計算する（ステップＴ３）。次に計算機３０４は上記計算結果に基づき、所定のプリセット位置からのＸ線焦点Ｓｂのずれを計算し、上記位置ずれが許容誤差以内にあるかどうかを判断する（ステップＴ４）。なお上記許容誤差の代表例は５０[μm]である。もし位置ずれが許容誤差以内に入っていない場合は、Ｘ線管１ｂの位置を移動して位置ずれを修正し（ステップＴ５）、その後ステップＴ３に戻って再びＸ線焦点Ｓｂの位置を再計算する。
また、ステップＴ４でもし位置ずれが許容誤差以内に入っていた場合は、Ｘ線照射を終了する（ステップＴ６）。引続きステップＴ１で閉じたコリメータ２ｂを再び開き（ステップＴ７）、その後ステップＳ９の高速回転に移行する。なお、本フローチャートではステップＴ５においてＸ線管１ｂの位置ずれを修正した後にステップＴ３に戻る手順となっているが、撮影準備期間を短縮するためにステップＴ６に進んでも良い。
図１３は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニット８７の内部構成を説明するための図である。位置検出ユニット８７はスリット７、補助Ｘ線検出器８、およびこれらを支持するフレーム１３０等から構成されている。スリット７はスリット部以外に入射するＸ線を遮蔽するための公知ものであり、スリットの長手方向がＸ方向に平行となるように配置される。また補助Ｘ線検出器８は、Ｚ方向に４列の検出素子Ｐ１〜Ｐ４を有する公知のアレイ型Ｘ線検出器である。上記スリット７を通過したＸ線のＺ方向の分布は、上記４列の検出素子Ｐ１〜Ｐ４により検出される。
図１４は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニット８７の検出信号の一例を示す図である。Ｘ線焦点ＳｂのＺ方向の位置が本来のプリセット位置ＺＰ０からずれていると、スリット７を通過して補助Ｘ線検出器８に入射するＸ線の分布１４０はＺＰ０に対して左右非対称になる。このため、上記Ｘ線の分布１４０に基づいてＸ線焦点Ｓｂのプリセット位置ＺＰ０からのずれΔＺを計算できる。例えば、ΔＺは次式を用いて数１で計算できる。
Figure 0005665875
ただしＤＸはＸ線焦点Ｓｂとスリット７のＸ方向の距離、ｄＸはスリット７と補助Ｘ線検出器８の入力面のＸ方向の距離とする。またＺＧはＸ線の分布１４０のＺ方向の重心位置であり、数２にて計算できる。
Figure 0005665875
ただしＺＰｎ（ｎ＝１〜４）を検出素子ＰｎのＺ方向の位置、ｑｎを検出素子Ｐｎ（ｎ＝１〜４）の検出信号とする。
図１５〜１７は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、位置検出ユニットの別の構成例を示す図である。ただし図１５〜１７にはＸ線管１ｂに対して５つの異なるプリセット位置Ｚ１〜Ｚ５を想定した例を示しているが、プリセット位置の配置や個数は本例に限定されるものではない。図８に示した例ではプリセット位置Ｚ１〜Ｚ４に対してそれぞれ位置検出ユニット８７ｂ１〜８７ｂ４が個別に配置されていたが、図１５に示した例では、プリセット位置Ｚ１〜Ｚ５に対して共通の補助Ｘ線検出器１５０が配置されている。このような補助Ｘ線検出器としては、公知のＸ線ラインセンサ等を用いることができる。補助Ｘ線検出器１５０は共通のフレーム１５１の中に配置されており、フレーム１５１の前面にはプリセット位置Ｚ１〜Ｚ５と同一のＺ位置にそれぞれスリットＡ１〜Ａ５が配置されている。このように補助Ｘ線検出器１５０を共通化することで、配置調整作業の低減やコスト低減が可能である利点がある。
また図１６に示した例では、比較的距離の近いプリセット位置Ｚ１〜Ｚ３に対してのみ、補助Ｘ線検出器１６０を共通化させている。補助Ｘ線検出器１６０として、比較的小型の汎用的なＸ線アレイセンサ等を用いることができる利点がある。更に図１７に示した例では、図１６に示した補助Ｘ線検出器１６０の代わりに小型の補助Ｘ線検出器１７０を用いている。上記小型化を実現するために、プリセット位置Ｚ１〜Ｚ３から照射されたＸ線のスリット像がそれぞれ補助Ｘ線検出器１７０上に結像するように、スリットＣ１〜Ｃ３が配置されている。補助Ｘ線検出器１７０として、プリセット位置Ｚ４、Ｚ５用の補助Ｘ線検出器１７１、１７２と同一の、小型Ｘ線アレイセンサを使用する。これにより、補助Ｘ線検出器の部品を共通化してコストを低減できる利点がある。
図１８、１９は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、コリメータ２ａ、２ｂの位置調整方法を説明するための図である。特に本図は図１０に示したフローチャート中のステップＳ１１について、具体的な実施方法を説明するためのものである。図１８に示すように、Ｘ線焦点ＳｂのＺ方向の位置が本来のプリセット位置ＺｏからＺｂにずれている場合、Ｘ線照射領域１３ｂがＸ線検出器４の検出領域１８０からずれてしまう。このようなＸ線照射領域１３ｂのずれは、被検体の無効被曝を発生すると共に、再構成されるＣＴ像中にアーチファクト発生させる原因となる。このため図１９に示すように、移動ステージ８４ｂはコリメータ２ｂの位置を修正して、Ｘ線照射領域１３ｂと検出領域１８０を一致させる。また同様の調整は、コリメータ２ａに対しても実施される。コリメータ２ａ、２ｂはＸ線管１ａ、１ｂに比べて軽量であるため、撮影系が高速回転して強い遠心力がかかっている場合にも比較的小さな力で移動できる。このため、移動ステージ８４ａ、８４ｂの駆動機構として比較的小型のものを使用できるため、省スペース化や低コスト化が可能である。
図２０は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、ＣＴ像の作成手順を説明するためのフローチャートである。特に本図は図１０に示したフローチャート中のステップＳ１２について、具体的な実施方法を説明するためのものである。Ｘ線管１ａ、１ｂから交互に照射されるＸ線に対してＸ線検出器４でそれぞれ検出された撮影データａ、ｂは、順次メモリ３０５中に記録される。計算機３０４は、まず始めに上記撮影データａ、ｂをメモリ３０５から読み出して、散乱線補正計算を実施する（ステップＵ１）。ただし散乱線補正計算は撮影データａ、ｂ中に含まれる散乱Ｘ線成分を推定して除去する計算であり、その具体的な方法については後述する。次に計算機３０４はメモリ３０５からエアデータを読み出して、公知のエアキャリブレーション演算を行う（ステップＵ２）。ただしエアデータは被検体１０の撮影に先立って被検体１０を配置しない状態で計測した撮影データであり、予めメモリ３０５に記録されている。エアデータは、Ｘ線管１ａ、１ｂのそれぞれに対して計測される。特にＸ線管１ｂに対しては、各プリセット位置Ｚ１〜Ｚ４においてそれぞれエアデータｂ１〜ｂ４が計測され、メモリ３０５に記録される。計算機３０４は、被検体１０の撮影時におけるＸ線管１ｂのプリセット位置に応じて、同一位置で計測されたエアデータｂをメモリ３０５から読み出して、エアキャリブレーション演算を行う。
次に計算機３０４はメモリ３０５から吸収係数補正データを読み出して、公知の吸収係数補正演算を行う（ステップＵ３）。吸収係数補正は、Ｘ線のビームハードニング現象に起因して被写体サイズに応じて被写体のＸ線吸収係数が変化するのを防止するための補正であり、補正データの取得および補正演算には例えば特公昭６１−５４４１２に記載された公知の方法を用いることができる。エアデータの場合と同様、吸収係数補正データは被検体１０の撮影に先立って計測されたものが予めメモリ３０５に記録されている。また吸収係数補正データは、Ｘ線管１ａ、１ｂのそれぞれに対して計測され、特にＸ線管１ｂに対しては、各プリセット位置Ｚ１〜Ｚ４においてそれぞれ吸収係数補正データｂ１〜ｂ４が計測され、メモリ３０５に記録される。計算機３０４は、被検体１０の撮影時におけるＸ線管１ｂのプリセット位置に応じて、同一位置で計測された吸収係数補正データｂをメモリ３０５から読み出して、吸収係数補正演算を行う。次に計算機３０４は、吸収係数補正演算後の撮影データを用いて公知の方法で画像再構成演算を行い、被検体１０のＣＴ像を作成する（ステップＵ４）。画像再構成演算方法としては、例えば非特許文献１に記載の方法が利用できる。最後に計算機３０４は、作成されたＣＴ像を公知の方法を用いてモニタ３０２上に表示する（ステップＵ５）。
図２１は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４の入力面上における非検出領域３３ａ、３３ｂの位置を示す図である。図５を用いて説明したように、マルチソースモードにおいてはＸ線管１ａ、１ｂから直接照射されるＸ線が入射しない非検出領域３３ａ、３３ｂが生じる。非検出領域３３ａ、３３ｂでは被検体１０の内部で散乱したＸ線が計測されるため、これらの計測データを用いて後述する散乱線補正計算を行うことができる。なお、図５中に示した重複計測領域５０を最大にすると非検出領域３３ａ、３３ｂの面積が０となり、上記散乱線のデータが計測できなくなってしまうため、散乱線補正を実施する際には最小限の非検出領域３３ａ、３３ｂとして、例えばＺ方向にそれぞれ５画素程度の領域を予め確保しておく必要がある。
図２２は本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４の計測信号のＺ方向のプロファイル２２０ａ、２２０ｂの例を示した図ある。また図２３はプロファイル２２０ａ、２２０ｂに基づいて散乱Ｘ線分布２３１を推定する方法を説明するための図である。特に図２３は図２０に示したフローチャート中のステップＵ１について、具体的な実施方法を説明するためのものである。図２２において、Ｘ線管１ａから照射されたＸ線のプロファイル２２０ａにおいては、非検出領域３３ａの信号が散乱Ｘ線の信号に相当する。またＸ線管１ｂから照射されたＸ線のプロファイル２２０ｂにおいては、非検出領域３３ｂの信号が散乱Ｘ線の信号に相当する。ここで散乱Ｘ線のＺ方向の分布は比較的緩やかに変化する性質を利用すれば、非検出領域３３ａ、３３ｂで計測された信号をＺ方向に線形補間する等して、上記非検出領域３３ａ、３３ｂ以外の領域２３０における散乱Ｘ線プロファイル２３１を推定できる。こうして求めた散乱Ｘ線プロファイル２３１をそれぞれプロファイル２２０ａ、２２０ｂから減算することで、散乱線補正を実施できる。また上記の散乱線補正は、図２１中に示したＸ方向の全ての画素位置ｘｉにおいて実施される。
以上のように、本実施の形態１に係るＸ線ＣＴ装置ではＸ線管１ｂの位置をＺ方向に種々変更できるため、マルチソースモード撮影においてＺ方向に撮影視野を変更したり、シングルソースモード撮影においてＺ方向の撮影視野を拡大したりできる効果がある。また、撮影準備期間中において撮影系を低速回転してＸ線管１ｂにかかる遠心力を抑えることで、Ｘ線管１ｂの高速移動や、低速回転から高速回転への速やかな移行が可能となり、撮影準備期間を短縮して検査のスループットを向上できる効果がある。更に、位置検出ユニット８７を用いてＸ線焦点Ｓａ、Ｓｂの位置をモニタリングすることで、撮影準備期間中におけるＸ線管１ｂの位置修正や、撮影期間中におけるコリメータ２ａ、２ｂの位置修正ができるため、被検体１０の無効被曝の発生やＣＴ像中のアーチファクトの発生を低減できる効果がある。
（実施の形態２）
実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置は，その構成の大部分が実施の形態１と同一であるため，以下では相違点を中心に実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置を説明する。
図２４は本発明の実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図である。本Ｘ線ＣＴ装置の構成の大部分は、実施の形態１において図１に示したＸ線ＣＴ装置と同一であるため説明を省略するが、相違点はＸ線焦点Ｓａ、ＳｂのＺ方向の位置ずれを計測するために用いられていたスリット７および補助Ｘ線検出器８が本Ｘ線ＣＴ装置には存在しないことである。本Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線焦点Ｓａ、ＳｂのＺ方向の位置ずれを許容するかわりにコリメータ２ａ、２ｂの位置を修正して、Ｘ線照射領域１３がＸ線検出器４に対して一定位置に保たれるようにする。また後述するようにコリメータ２ａ、２ｂの適正な位置修正量を、Ｘ線検出器４の検出信号に基づいて計算する。このため、本Ｘ線ＣＴ装置では実施の形態１において使用されていたスリット７、補助Ｘ線検出器８、およびこれらにより構成されていた位置検出ユニット８７、および位置検出ユニット支持フレーム８６等を省略できるので、これらの配置調整作業や製造にかかるコストを低減できる利点がある。
図２５は本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置の撮影手順を説明するためのフローチャートである。本Ｘ線ＣＴ装置の撮影手順の大部分は、実施の形態１において図１０に示した撮影手順と同一であるため説明を省略するが、相違点は図１０にて行っていたＸ線管１ｂ位置調整（ステップＳ８）が、本Ｘ線ＣＴ装置の撮影手順では省略されていることにある。すなわち、Ｘ線管１ｂの粗配置（ステップＶ７）が終了した直後に撮影系の高速回転を開始し（ステップＶ８）、その後撮影が開始される（ステップＶ９）。また撮影中は後述する方法でコリメータ２ａ、２ｂの位置調整が行われる（ステップＶ１０）。Ｘ線管１ｂの位置調整を省略したため、撮影開始直後においてＸ線照射領域１３の位置がＸ線検出器４上の所定の適正位置からずれる可能性があるが、ステップＶ１０において直ちに上記位置の修正を行うことで、被検体１０の無効被曝の発生やＣＴ像中のアーチファクト発生を最小限に抑えることができる。またＸ線管１ｂの位置調整を省略したことにより、撮影準備期間を短縮して検査のスループットを向上できる効果がある。
図２６は本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置において、コリメータ２ａ、２ｂのＺ方向の位置ずれ量を計測するためにＸ線検出器４の入力面上に設けられた位置ずれ検出領域２６０、２６１の位置を示す図である。本図に示すように、位置ずれ検出領域２６０、２６１はＸ線検出器４のＸ方向の両端部に設けられる。通常Ｘ線検出器４の撮影視野サイズは被検体１０に対して十分大きく設計されているため、被検体１０の撮影時においても位置ずれ検出領域２６０、２６１ではエアデータが計測される。従って、上記エアデータを用いることで実施の形態１に示したような補助Ｘ線検出器を用いずにコリメータ２ａ、２ｂの位置ずれ量を計測できる。なお上記位置ずれ量は、検出領域１８０ａと非検出領域３３ａ、および検出領域１８０ｂと非検出領域３３ｂとの境界付近で測定されるＸ線照射領域１３の端部位置のＺ方向へのシフト量に基づいて計算される。このため、コリメータ２ａ、２ｂの位置ずれ量の計測を行うためには、最小限の非検出領域３３ａ、３３ｂとして、例えばＺ方向にそれぞれ５画素程度の領域を予め確保しておく必要がある。
図２７は本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器４上の位置ずれ検出領域２６０、２６１において計測されたエアデータのＺ方向のプロファイル２７０の例を示した図である。なお、本プロファイル２７０は位置ずれ検出領域２６０、２６１に属する全てのＸ方向の画素位置Ｘｉにおいて計測されたプロファイルの平均値として計算される。また本図では特にＸ線管１ｂに対する撮影データの例を示してある。Ｘ線焦点ＳｂにＺ方向の位置ずれが発生すると、図１８において説明したようにＸ線照射領域１３がＺ方向にシフトする。このときプロファイル２７０中におけるＸ線照射領域１３の端部位置２７１が非検出領域３３ｂと検出領域１８０の境界位置２７３に対してＺ方向にずれるので、上記ずれ量に基づき下記の方法でコリメータ２ｂの適正位置への修正量を計算できる。
図２８は図２７に示したプロファイル２７０のＺ方向の１次微分の絶対値を示した図である。本図に示すように、１次微分の絶対値を計算することでＸ線照射領域１３の端部位置２７１、２７２において信号ピーク２８０、２８１が生じるので、これらの重心位置ＺＧを上記端部位置２７１、２７２とすればよい。重心位置ＺＧの計算には数２を用いることができる。ただし、数２においてＺＰ０を境界位置２７３とし、計測データのサンプル数ｎを境界位置２７３付近の適正なサンプル数に変更する。上記重心位置ＺＧが求まれば、コリメータ２ｂの適正位置への修正量ΔＺは数１で計算できる。ただし、数１においてＤＸをＸ線焦点Ｓｂとコリメータ２ｂのＸ方向の距離、ｄＸをＸ線焦点ＳｂとＸ線検出器４の入力面のＸ方向の距離とする。Ｘ線焦点Ｓａに対しても同様の方法で、コリメータ２ａの適正位置への修正量ΔＺを計算できる。
以上のように、本実施の形態２に係るＸ線ＣＴ装置では実施の形態１に示したＸ線ＣＴ装置で使用していた位置検出ユニット８７等の構成部品を省略できるため、その配置調整作業や製造に必要なコストを低減できる効果がある。また撮影準備期間を短縮して検査のスループットをより一層向上できる効果がある。
以上、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施の形態の例を示したが，本発明は本例に限定されるものではなく，その要旨を逸脱しない範囲において種々変更しうることはいうまでもない。例えば、上記実施の形態１および２においては、Ｘ線焦点SbのみのＺ方向位置を移動する構成を示したが、Ｘ線焦点SaおよびSbの両方を移動しても良い。このとき２つのＸ線焦点を同時に移動することで、移動時間を短縮できる利点がある。また例えば、特許文献３に示されるような２つのＸ線源−Ｘ線検出器の対を有するマルチソースＣＴに対して、本発明のような低速回転中のＸ線管の移動機構を設けても良いことは言うまでもない。
１・・・Ｘ線管，
２・・・コリメータ，
３・・・散乱線除去コリメータ，
４・・・Ｘ線検出器，
５・・・回転板，
６・・・寝台天板，
７・・・スリット、
８・・・補助Ｘ線検出器、
９・・・ガントリー、
１０・・・被検体、
１１・・・開口部、
１２・・・Ｘ線照射領域、
１３・・・Ｘ線照射領域、
３０１・・・コンソール（ＣＮＳ）、
３０２・・・モニタ（ＭＯＮ）、
３０３・・・制御装置（ＣＮＴ）、
３０４・・・計算機（ＣＰＵ）、
３０５・・・メモリ（ＭＥＭ）、
３０・・・撮影領域、
３１・・・計測領域、
３２・・・非計測領域、
３３・・・非検出領域、
８０・・・ドラム型フレーム、
８１・・・位置検出ユニット支持フレーム、
８２・・・孔、
８３・・・孔、
８４・・・移動ステージ、
８５・・・移動ステージ、
８６・・・Ｘ線管支持フレーム、
８７・・・位置検出ユニット、
８８・・・線質補償フィルタ、
１１０・・・スキャノグラム像、
１１１・・・撮影候補領域、
１８０・・・検出領域、
２６０・・・位置ずれ検出領域、
２６１・・・位置ずれ検出領域。

Claims (11)

  1. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    前記Ｘ線発生部の前記プリセット位置において予め計測したＸ線キャリブレーション信号を記録する記録部とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    撮影に先立って被写体の撮影領域を指定する機能と、前記複数のプリセット位置のうち前記撮影領域をカバーする最小の撮影視野を実現するプリセット位置を自動選択する機能とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  3. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    前記プリセット位置付近にて前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出する補助Ｘ線検出部と、前記補助Ｘ線検出部の検出信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部の位置を修正する機能とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  4. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    前記プリセット位置付近にて前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線を検出する補助Ｘ線検出部と、前記補助Ｘ線検出部の検出信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部から前記Ｘ線検出部に照射されるＸ線の照射範囲が所定の位置となるように前記コリメータ部の位置を修正する機能とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  5. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部上の前記Ｘ線照射範囲および前記非照射範囲においてそれぞれ検出された信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部の位置を修正する機能とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  6. 複数のＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射されるＸ線の照射範囲を制限するコリメータ部と、前記照射範囲を制限されたＸ線を検出する１つ以上のＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を支持する支持部と、前記支持部を所定の回転軸を中心に回転させる回転機構部と、前記複数のＸ線発生部のうち１つ以上のＸ線発生部の前記支持部に対する位置を前記回転軸方向に移動する移動機構部と、前記Ｘ線検出部で検出された信号を信号処理する信号処理部と、
    前記移動機構部により変更される前記Ｘ線発生部の位置をプリセットされた複数の所定位置の中から選択して指示する機能と、
    前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部上の前記Ｘ線照射範囲および前記非照射範囲においてそれぞれ検出された信号に基づいて前記Ｘ線発生部の位置の前記プリセット位置からのずれ量を計算する機能と、前記ずれ量に基づいて前記Ｘ線発生部から前記Ｘ線検出部に照射されるＸ線の照射範囲が所定の位置となるように前記コリメータ部の位置を修正する機能とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  7. 請求項１ないし６のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記移動機構部による移動期間中において前記回転機構部による回転の速度を所定値以下に保つ機能を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  8. 請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記ずれ量が所定値より小さくなるまで前記コリメータ部を閉じて被写体へのＸ線照射を遮断する機能を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  9. 請求項３または４に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のプリセット位置のそれぞれに対して前記補助Ｘ線検出部が個別に設けられていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  10. 請求項３または４に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のプリセット位置の一部または全部に対して前記補助Ｘ線検出部が共通に設けられていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  11. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記複数のＸ線発生部により被写体に対して重複照射されるＸ線照射範囲の一部に非照射範囲を設けるように前記コリメータ部の位置を制御してＸ線照射範囲を制限する機能と、前記Ｘ線検出部の検出信号のうち前記非照射範囲にて検出された信号に基づいて前記Ｘ線照射範囲にて検出された信号中に含まれる散乱Ｘ線成分量を計算して除去する機能を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。

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