JP5920770B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影方法及びｘ線コンピュータ断層撮影システム - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線検出器及びこのＸ線検出器を使用したＸ線コンピュータ断層撮影（Ｘ線ＣＴ）方法及びＸ線コンピュータ断層撮影システムに関する。詳しくは、Ｘ線検出器は、入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生して電流を出力する複数個のＸ線検出素子をＸ線の進行方向に順に一列に配置し、前記Ｘ線検出素子のうちの最前のものを除く複数のＸ線検出素子のＸ線入射側に吸収体を配置した構成とし、このＸ線検出器を使用して被検体の２方向からのX線透過撮影を行うことで好ましいCＴ画像（データ）を取得するＸ線コンピュータ断層撮影（Ｘ線ＣＴ）方法及びＸ線コンピュータ断層撮影システムに関する。

人体（被検体）内部の病巣、特に癌組織を観察するために、Ｘ線透過撮影方法が利用されている。人体の一つの方向からＸ線を入射させ、人体を挟んだ反対側に透過するＸ線の多寡を測定する、いわゆるレントゲン撮影によって癌組織を発見することが可能である。このような測定を人体に対して３６０度の方向から行って多数のＸ線透過画像データを取得し、それらのデータをコンピュータを用いて処理することにより画像（データ）を再構築するコンピュータ断層撮影（ＣＴ）を行うことにより、更に詳細な画像（データ）を得ることができ、より小さい癌組織を発見することができる。この画像処理によれば、人体を輪切りにしたような断層写真を得ることができるため、例えば骨の裏側にある癌組織も観測し易くなる。

このＸ線ＣＴにおいては、Ｘ線を測定するために、例えばＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータでＸ線を吸収し、このシンチレータで発生した光を光電子増倍管などで電子に変換し、更に増幅して測定する。この際、一つ一つのＸ線のエネルギー測定は行わず、ＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータに吸収された多数のＸ線によって生成された光を電流値として測定し、人体を通過したＸ線の多寡により、そのＸ線が通過した線上の平均的なＸ線吸収係数を導き、癌組織の存否を判断するようにしている。

しかし、元来、癌組織も人体組織の一種であり、癌組織のＸ線吸収係数は正常組織のそれと余り変わらない。このため、Ｘ線の吸収の多寡だけでは癌組織と正常組織とを識別することが容易ではない。そこで、一般的には、事前にヨウ素造影剤を人体に注入して識別を容易にするようにしている。すなわち、癌組織は正常組織に比べて血管の割合が大きいことから、血管に注入されたヨウ素造影剤が癌組織に滞留する割合が正常組織に比べ大きい。ヨウ素は３３．２ｋｅＶにＸ線の吸収端を持ち吸収が大きいので、ヨウ素含有割合が大きい組織を癌組織として識別することができる。

ヨウ素造影剤を用いることでＸ線の吸収を大きくすることができるが、Ｘ線の吸収の多寡のみではその吸収がヨウ素によるものと断定することはできない。すなわち、血管に付着するカルシウムでもＸ線が吸収され、しばしばヨウ素とカルシウムの区別がつかないことがある。このような物質を識別するために、従来のＸ線ＣＴ装置を使用する場合には、Ｘ線管電圧を例えば１００ｋＶｐと１４０ｋＶｐとに変化させ、２回のＸ線照射を行っている。それぞれの加速電圧におけるＸ線の実効エネルギーが６２ｋｅＶと７４ｋｅＶであり、エネルギーの関数として物質ごとに吸収係数が異なるので、ヨウ素とカルシウムを識別することができるようになる。

このような従来の測定方法では、物質を識別するために、加速電圧を変えた２回以上の
CＴ測定が必要であり、かつ、１回につき３６０度の方向から多数回の撮影を行ってＸ線
透過画像データを取得する必要があることから、被検体の被曝線量が増大する。また、Ｘ線を電流として測定すると、Ｘ線が被検体を通過中に低いエネルギーのＸ線が優先的に吸収され、被検体透過後には高いエネルギーのＸ線の割合が増大する。これをビームハードニング効果と呼ぶ。このビームハードニング効果が起こると、ヨウ素に吸収され易い３３．２〜４０ｋｅＶ程度のエネルギーのＸ線の数が少なくなるため、ヨウ素による吸収の効果が観察し難くなるという欠点がある。

このような欠点を克服するために、Ｘ線を従来通りに電流として測定しつつ、Ｘ線のエネルギー情報を得る「transXend検出器」が開発された（非特許文献１）。

このtransXend検出器は、Ｘ線の進行方向に並べた複数のＸ線検出素子を備える。このtransXend検出器によれば、各Ｘ線検出素子のＸ線に対する応答関数を求めておくことで、アンフォールディングによりＸ線のエネルギー分布を求めることができる。

このtransＸend検出器におけるＸ線検出素子の応答関数は、相互に変化することが望ましい。類似の応答関数を持つＸ線検出素子から成るtransXend検出器は、アンフォールデ
ィング結果が初期推定エネルギー分布に大きく影響するため、多数の初期推定エネルギー分布を用意し、これらの中で最も実験値に近いエネルギー分布を選択するという解析法をとることとなる。

一方、Ｘ線検出素子として、実効原子番号と密度が異なるシンチレータを用いることで、各Ｘ線検出素子の応答関数が変化し、初期推定エネルギー分布に依存しない安定な解が得られること、また、より少ないＸ線量を用いたCＴ測定が可能なことが提案されている
（特許文献４、非特許文献２）。

ただ、これらのＸ線検出器は、同一形態のＸ線検出素子を配列しているために構成が簡素化され、高い線量のＸ線の検出とエネルギー情報の収集とを同時に行えるという優れた特徴を有するものの、各々のＸ線検出素子の入射Ｘ線のエネルギーに対する応答特性が類似しているため、エネルギー情報を精度良く求めるには、多大な計算を要するという問題があった。また、解析結果であるX線通過線上のヨウ素の厚さを精度良く求めるためには
、多数の初期推定X線エネルギー分布を用意し、アンフォールディングコードに入力する
必要があった。更に、X線が被検体を通過した距離に対して求めておいた応答関数を解析
に用いる必要があり、このため、測定電流値から再構成したCＴ画像データを用いて各測
定点においてX線が被検体を通過した距離を算出する必要があった。

特開２００５−０７７１５２号公報 特開２００４−２２３１５８号公報 特開２００７−０７１６０２号公報 特願２０１１−０５０８５１号明細書及び図面 特願２０１１−１９５０２３号明細書及び図面

I. Kanno, R. Imamura, K. Mikami, A. Uesaka, M. Hashimoto, M. Ohtaka, K. Ara, S. Nomiya, and H. Onabe, "A Current Mode Detector for Unfolding X-ray Energy Distribution", J. Nucl. Sci. and Technol., 45, 1165-1170 (2008). I. Kanno, Y. Minami, R. Imamura, H. Shimazaki, K. Fukuda, M. Ohtaka, M. Hashimoto, K. Ara and H. Onabe, "Advantages of Resopnse Function Change in a transXend Detector with Various Scintillators as Substrates of Segment Detectors", J. Nucl. Sci. and Technol., 48, 1377-1384 (2011).

本発明の目的は、従来技術の問題点に鑑み、少ない回数のＸ線透過撮影で、撮影方向も２方向程度で、撮影後の画像解析も簡略化することができるＸ線コンピュータ断層撮影方法、被検体である人体の被曝線量が少ないＸ線コンピュータ断層撮影方法、Ｘ線コンピュータ断層撮影システム及び放射線検出器を実現することにある。

具体的には、本願発明者らが研究し、特許出願した特願２０１１−０５０８５１号（特許文献４）及び特願２０１１−１９５０２３号（特許文献５）で提案した「放射線検出器」を更に改良して採用することで、前記課題を解決するものである。

本発明のＸ線コンピュータ断層撮影システムの１つの特徴は、被検体を透過して入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生する複数のＸ線検出素子がＸ線の入射線上に入射端からの距離が互いに異なる位置となるように一列に配設され、このＸ線検出素子の列の検出素子間の複数箇所にＸ線の一部を吸収して減衰させる吸収体が設置されたＸ線検出器を用いて被検体のＸ線透過撮影を行い、Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から厚さ演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨の厚さを測定することを特徴とする。

そして、前記吸収体は、原子番号１３のＡｌから原子番号８３のＢｉまでの元素（但し、原子番号４３のＴｃ及び原子番号６１のＰｍを除く）を含む材料であることを特徴とする。

また、前記各Ｘ線検出素子は、全て同一材質の検出媒体で構成され、それらが少なくとも４個、Ｘ線の入射線上に一列に配列されており、前記吸収体は、前記Ｘ線検出素子の列の中間部のＸ線検出素子及び最後尾のＸ線検出素子のＸ線入射端側に配置されていることを特徴とする。

そして、前記被検体内の複数の組成が、人体の軟組織、癌組織及び骨であることを特徴とする。

そして、前記被検体の外形は、レーザーを用いた表面形状測定によって得た表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示することを特徴とする。

また、本発明のＸ線コンピュータ断層撮影システムの１つの特徴は、被検体を透過して入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生する複数のＸ線検出素子がＸ線の入射線上に入射端からの距離が互いに異なる位置となるように一列に配設され、このＸ線検出素子の列の検出素子間の複数箇所にＸ線の一部を吸収して減衰させる吸収体が設置されたＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器を用いて被検体のＸ線透過撮影を行う手段と、前記Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨の厚さを測定する演算装置を備えた構成とすることにある。

そして、前記被検体の外形は、レーザーを用いて被検体の表面形状を測定した表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示することを特徴とする。

そして、前記吸収体は、原子番号１３のＡｌから原子番号８３のＢｉまでの元素（但し、原子番号４３のＴｃ及び原子番号６１のＰｍを除く）を含む材料であることを特徴とする。
そして、前記各Ｘ線検出素子は、全て同一材質の検出媒体であり、それらが少なくとも４個、Ｘ線の入射線上に一列に配列されており、前記吸収体は、前記Ｘ線検出素子の列の中間部のＸ線検出素子及び最後尾のＸ線検出素子のＸ線入射端側に配置されていることを特徴とする。

本発明によれば、被曝線量の少ないＸ線透過撮影によってヨウ素造影剤を含有した癌組織の存否を識別することができる。

また、撮影方向を変えた２回のＸ線透過撮影で人体中の癌組織の位置と形状を識別することができる３次元の人体透過撮影像データを得ることができ、Ｘ線透過撮影を短時間に行うことができる。

このことから、従来のＸ線ＣＴに比べて、Ｘ線透過撮影による被曝線量を低減することができるＸ線CＴ測定方法及びシステムを実現することができる。

更に、この低被曝線量のＸ線ＣＴであれば、多数回の受診でも積算被曝線量が低いため、健康診断などを含めた広範囲の医療分野に応用が可能である。

また、本発明のＸ線検出器、Ｘ線コンピュータ断層撮影方法及びシステムによれば、ヨウ素のみならず、Ｘ線吸収端を数１０ｋｅＶに持つ他の物質の検出にも応用することが可能である。

本発明の放射線検出器を用いたＸ線検査装置の実施例を示す概略構成図である。 本発明の放射線検出器の実施例を示す概略図である。 アクリル厚さ−ヨウ素厚さの２次元地図である。 図３に示した２次元地図を得るために用いるアクリルとヨウ素の階段状ファントムである。 アクリル厚さ、ヨウ素厚さ検証のための測定に用いるファントムである。 検証のために図５に示したファントムを測定した結果、得られたアクリル厚さ、ヨウ素厚さの分布である。 アクリル厚さ、ヨウ素厚さ及びアルミニウム厚さの３次元地図である。 （ａ）はアクリル厚さ−ヨウ素厚さの２次元地図、（ｂ）はアクリル厚さ−アルミニウム厚さの２次元地図である。 アクリル厚さ、ヨウ素厚さ及びアルミニウム厚さ検証のための測定に用いるファントムである。 検証のために図９に示したファントムを測定した結果、得られたアクリル厚さ−ヨウ素厚さ及びアクリル厚さ−アルミニウム厚さの分布である。 図１０のように得られた結果を解析して求めた、アクリル厚さ、ヨウ素厚さ及びアルミニウム厚さの分布である。 画像化処理のフローチャートである。 （ａ）は元素別３次元画像作成処理のフローチャート、（ｂ）は２方向から撮像して得られた元素別厚さデータの関係を概念図として示したものである。 （ｃ）は２方向から撮像して得られた元素別厚さデータの関係を概念図として示したものである。

本発明のＸ線検出器は、被検体を透過して入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生する複数のＸ線検出素子がＸ線の入射線上に入射端からの距離が互いに異なる位置となるように一列に配設され、このＸ線検出素子の列の検出素子間の複数箇所にＸ線の一部を吸収して減衰させる吸収体が設置された構成とし、
前記吸収体は、原子番号１３のＡｌから原子番号８３のＢｉまでの元素（但し、原子番号４３のＴｃ及び原子番号６１のＰｍを除く）を含む材料から選択してＸ線進行方向の上流側から下流側に向けて元素番号が大きくなるように配置し、
前記各Ｘ線検出素子は、全て同一材質の検出媒体で構成され、それらが少なくとも４個、Ｘ線の入射線上に一列に配列されており、前記吸収体は、前記Ｘ線検出素子の列の中間部のＸ線検出素子及び最後尾のＸ線検出素子のＸ線入射端側に配置された構成とする。

本発明のＸ線コンピュータ断層撮影方法は、前記Ｘ線検出器を用いて被検体の２方向からＸ線透過撮影を行い、Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から厚さ演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨（人体の軟組織、癌組織、骨組織）の厚さを測定する構成とする。前記被検体の外形は、レーザーを用いた表面形状測定によって得た表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示する。

本発明のＸ線コンピュータ断層撮影システムは、前記Ｘ線検出器を用いて被検体の２方向からＸ線透過撮影を行う手段と、前記Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨の厚さを測定する演算装置を備えた構成とし、前記被検体の外形は、レーザーを用いて被検体の表面形状を測定して表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示する構成とする。

前記Ｘ線コンピュータ断層撮影方法及びシステムにおいて、被検体を通過したＸ線によってＸ線検出器のＸ線検出素子から出力される電流値Ｉ₁〜Ｉ₃の比Ｉ₂／Ｉ₁及びＩ₃
／Ｉ₁を演算して用いることで、１度の透過撮影により、Ｘ線が通過した線上の人体の軟
組織の厚さ及びヨウ素の厚さを推定し、癌組織の存否を識別することができる。ここで、Ｉ₁はＸ線進行方向の最前位置のＸ線検出素子から得られる出力電流値、Ｉ₂は前記最前位置のＸ線検出素子の後方に位置するＸ線検出素子から得られる出力電流値、Ｉ₃は前記後
方に位置するＸ線検出素子の更に後方に位置するＸ線検出素子から得られる出力電流値である。そして、吸収体は、前記電流値比Ｉ₂／Ｉ₁及びＩ₃／Ｉ₁の値を大きくして厚
さ演算を容易にするように機能する。

また、Ｘ線透過撮影を人体に対して正面方向と側面方向の２方向から行うことで、人体中の癌組織の位置及びその形状を立体的に識別することができる少ない被曝線量でＸ線透過撮影を実現するものである。

人体中には、軟組織、癌組織の他に、骨も存在するが、本Ｘ線透過撮影によれば軟組織、癌組織（ヨウ素）及び骨の識別も可能である。このときには、更に後方に位置するＸ線検出素子から出力される出力電流値Ｉ₄をも使用し、更にＩ₄／Ｉ₁またはＩ₄／Ｉ₃を演算
して使用する。

以下、図面を参照して、本発明のＸ線コンピュータ断層撮影方法、Ｘ線コンピュータ断層撮影システム及びＸ線検出器の実施例を詳細に説明する。

図１は、Ｘ線検出器を用いたＸ線検査装置の実施例を示す概略構成図であり、図２はＸ線検出器の実施例を示す概略図である。

この実施例１のＸ線検査装置１は、図１に示すように、Ｘ線管２、Ｘ線検出器３を縦横に配置してなるＸ線検出器アレイ４、前置増幅器５、主増幅器６、２〜３種の除算器７、８、軟組織厚さ−造影剤厚さ及び骨厚さ演算装置９、厚さ演算支援手段１０、画像化装置
１１等から構成されている。
＜Ｘ線検出器＞
本実施例のＸ線検出器３について詳細に説明する。以下の説明では、図２を参照して、Ｘ線検出素子の材料（媒体）としてＳｉ（Ｌｉ含有）半導体を用いる態様について説明するが、ＣｄＴｅなど他種の半導体を用いることも可能である。また、各種シンチレータなど、一般的なＸ線検出器の母材を利用することもできる。

また、Ｘ線の進行方向に並べるＸ線検出素子の数は、数が多いほどエネルギー情報を精度よく得ることができるため、３個以上とすることが好ましい。しかし、数が過剰に多いとＸ線検出器の製作にかかるコストが高くなるため、６個以下とすることが好ましい。軟組織とヨウ素（癌組織）の厚さを求めるためには３個で十分であり、更に骨の厚さを求めるようにしても４個で十分である。

本実施例のＸ線検出器３は、図２に示すように、Ｓｉ（Ｌｉ含有）半導体で構成した４つのＸ線検出素子３ａ，３ｂ，３ｃ，３ｄを備える。この４つのＸ線検出素子３ａ，３ｂ，３ｃ，３ｄは、Ｘ線の入射（進行）方向に沿って順に並ぶかたちで設置されている。４つのＸ線検出素子３ａ，３ｂ，３ｃ，３ｄのそれぞれから出力される電流Ｉ₁〜Ｉ₄は前述した前置増幅器５（５ａ〜５ｄ）に入力する。Ｘ線進行方向における３番目と４番目のＸ線検出素子３ｃ，３ｄの前には、通過するＸ線の低エネルギー成分を吸収して減衰させる厚さ６０μｍの錫吸収体３ｅと厚さ７５μｍのガドリニウム吸収体３ｆを設置している。この吸収体３ｅ，３ｆの厚さは６０μｍ，７５μｍに限るものではなく、一例として示している。吸収体３ｆの物質は、ガドリニウムに限るものではないが、基本的に原子番号がガドリニウムに近い物質が好適である。吸収体３ｅ，３ｆの材料は、錫とガドリニウムに限定されるものではなく、他の物質を使用することも可能であるが、元素番号が大きい物質をより後方に位置する吸収体の材料とすることが望ましい。

このＸ線検査装置１において、Ｘ線管２から被検体ＳにＸ線が照射されると、被検体Ｓを透過したＸ線がＸ線検出器アレイ４内のＸ線検出器３に入射する。なお、Ｘ線管２から照射されるＸ線は、特に限定されないが、例えば１２０ｋＶに加速した電子をタングステンターゲットに衝突させることにより放出された白色Ｘ線からアルミニウムフィルタによって低エネルギーＸ線を除去したＸ線等が好適に用いられる。

Ｘ線検出器３にＸ線が入射すると、各Ｘ線検出素子３ａ，３ｂ，３ｃ，３ｄは、入射したＸ線により付与されたエネルギーに応じてそれぞれ電流Ｉ₁〜Ｉ₄を出力する。電流Ｉ₁
〜Ｉ₄は、前置増幅器５と主増幅器６により増幅する。除算器７、８によって、それぞれ
Ｉ₂／Ｉ₁及びＩ₃／Ｉ₁を計算する。軟組織厚さ−造影剤厚さ及び骨厚さ演算装置９
では、両除算器７、８の計算結果に基づき、厚さ演算支援手段１０に予め設定された換算参照テーブルを参照して被検体Ｓ内の軟組織厚さ、ヨウ素造影剤の厚さを演算する。そして、画像化装置１１は、その演算結果に基づいてＸ線透過画像（画像データ）を生成する。

軟組織厚さ−造影剤厚さ及び骨厚さ演算装置９で軟組織厚さ及び造影剤厚さを求めるために、図３に示すような軟組織（アクリル相当）厚さ−ヨウ素（癌組織相当）厚さの２次元地図（換算参照テーブル）を予め作成して厚さ演算支援手段１０に記憶させておく。この換算参照テーブルを作成するために、アクリル及びヨウ素からなる階段状のファントムを用いる。このファントムは、例えば図４に示すようなものである。

検証するために、図５に示すようなアクリル（人体の軟組織部分相当）の中にヨウ素（癌組織部分相当）を含むファントムのＸ線透過撮影を行い、このＸ線透過撮影結果からアクリルとヨウ素の２種類の物質の厚さを測定する場合には、各測定点における測定電流値
Ｉ₁、Ｉ₂及びＩ₃を用いて図３の２次元地図に各測定点におけるＩ₂／Ｉ₁とＩ₃／Ｉ
₁の２次元データ（換参照算テーブル）を参照することにより、それぞれの厚さを得るこ
とができる。得られた例を図６に示す。このような測定を被検体Ｓに対して、正面方向と側面方向とから行うことで、被検体Ｓ中のヨウ素（癌組織相当）部分の位置及び形状を決定することができる。

ただし、上記方法によって得られるのは、Ｘ線が通過した線上にあるアクリルとヨウ素の厚さであり、被検体Ｓの形状は決定することができない。従来のＸ線ＣＴにおいては、３６０度に渡ってＸ線透過撮影を行っているため、被検体Ｓの外郭形状を決定することができる。しかし、本実施例の方法では、被曝線量が少ない２回の透過撮影から癌組織の位置と形状を決定する（画像データを得る）ことを目的としているので、被検体Ｓの外郭形状を決定するための補助的な測定として、Ｘ線を使用せずにレーザーを用いた表面形状の測定を行う。この表面形状測定方法は、下着メーカーなどで人体の凹凸を計測するために使用されているレーザースキャン技術であるので、図示説明は省略する。Ｘ線ＣＴと前後して、被検体Ｓの例えば正面から見える半身部分をレーザースキャンすることで、正面形状を決定することができ、その正面形状データにＸ線透過撮影によって測定された軟組織厚さを付加することで、被検体Ｓの背面形状データを得ることができる。このことから、レーザースキャンによって得た被検体Ｓの正面形状データと２回の異なる方向からのＸ線透過撮影によって得た画像データに基づいて被検体Ｓ中の癌組織の位置と形状を決定することが可能となる。

次に、被検体Ｓの中に軟組織、ヨウ素（癌組織）及び骨がある場合について記述する。骨の相当物としてアルミニウムを用いることが一般的であるので、アルミニウムの厚さ測定について述べる。厚さを測定したい物質が３種類あるので、前記Ｘ線検出器３におけるＸ線検出素子３ａ〜３ｄの４個の出力電流Ｉ₁〜Ｉ₄を使用する。

３種類の物質の厚さを測定するために、それぞれの物質が被検体Ｓの中に存在する可能性がある厚さを包括する厚さまで、アクリル（軟組織相当）−ヨウ素（癌組織相当）−アルミニウム（骨組織相当）を使用して図４に示すような階段状でヨウ素の階段の前にアルミニウムの階段を付加した形状のファントムを構成し、このファントムの３次元地図データを求めて換算参照テーブルとして厚さ演算支援手段１０に記憶させておくことが望ましい。図７は、このときに作成される３次元地図データ（換算参照テーブル）を示している。

しかし、この方法は複雑であるので、代替として、図４に示すようなアクリルとヨウ素から成る階段状ファントムと、アクリルとアルミニウムからなる階段状ファントムを使用して、アクリル厚さ−ヨウ素厚さの２次元地図データと、アクリル厚さ−アルミニウム厚さの２次元地図データの２種の２次元地図データを予め求め、これを２つの換算参照テーブルとして厚さ演算支援手段１０に記憶しておくようにしても良い。ただし、Ｘ線検出素子３ｄにより測定される電流値Ｉ₄が小さい場合には、縦軸にＩ₄／Ｉ₁に代わりＩ₄／
Ｉ₃を用いるのが好適である。また、この場合、横軸をＩ₂／Ｉ₁に代わりＩ₃／Ｉ₁と
しても良い。この例を図８（ａ）及び（ｂ）に示す。

検証するために、図９に示す直径３０ｍｍのアクリル円柱（軟組織相当）に、直径５ｍｍのヨウ素層（癌組織相当）と直径２ｍｍのアルミニウム棒（骨組織相当）が入ったファントムを測定した。その結果から推定したアクリル厚さ−ヨウ素厚さ、及びアクリル厚さ−アルミニウム厚さを図１０の（ａ）及び（ｂ）に示す。２つの２次元地図データ（換算参照テーブル）から推測したそれぞれの物質の厚さは、アクリル厚さ−ヨウ素厚さにおいてはアルミニウムがある場所においてアクリル厚さが過大評価され、また、アクリル厚さ−アルミニウム厚さでは、ヨウ素がある場所においてアクリル厚さ及びアルミニウム厚さ
が過大評価されている。

この評価結果について、アクリル厚さ−ヨウ素厚さにおけるアクリル厚さをＰ₁（ｘ）
、ヨウ素厚さをＰ₂（ｘ）とおき、また、アクリル厚さ−アルミニウム厚さにおいてアク
リル厚さをＱ₁（ｘ）、アルミニウム厚さをＱ₂（ｘ）とおく。また、各位置ｘにおけるアクリル厚さをＡ（ｘ）、ヨウ素厚さをＢ（ｘ）、及びアルミニウム厚さをＣ（ｘ）とおくと、以下の関係式が得られる。

これらを用いることにより、アクリル厚さ、ヨウ素厚さ、及びアルミニウム厚さは図１１のように得られる。

以上により、被検体中に軟組織、ヨウ素(癌組織)及び骨がある場合にも、本実施例の方法を適用することができることを検証できる。

上記の数式は、Ｘ線エネルギースペクトルに応じたものであり、また、測定する場合のＸ線管２、被検体Ｓ、Ｘ線検出器３の配置に依存する。その測定配置について、式を求めておくことで、様々な被検体に適用することができる。また、アクリル厚さ−ヨウ素厚さ及びアクリル厚さ−アルミニウム厚さの２つの２次元地図（換算参照テーブル）を用いるのではなく、図７に示したようなアクリル厚さ−ヨウ素厚さ−アルミニウム厚さの３次元地図（換算参照テーブル）を予め求めておくことにより、このような数式を用いずとも、図１１に示すアクリル厚さ、ヨウ素厚さ、及びアルミニウム厚さを得ることができる。

前述した測定例などは、１ｃｍ×１ｃｍ×１ｍｍ寸法を持つＳｉ（Ｌｉ含有）半導体で構成した４個のＸ線検出素子３ａ〜３ｄをＸ線の進行方向に並べたtransXend検出器３を
使用して行った。Ｘ線検出器３の前には、２ｍｍ幅のみＸ線が通過するようにコリメータを置き、被検体Ｓを移動させて測定した。

Ｓｉ（Ｌｉ含有）半導体の面積を更に小さくし、これを図示説明したように平面上に配置した２次元配列のtransXend検出器とすることにより、より迅速な測定が可能となる。

また、イメージングプレートなどの位置分解能が高い２次元検出器をＸ線の進行方向に並べることにより、位置分解能が１００μm以下の測定が可能となる。イメージングプレ
ートは、レントゲン撮影に用いられている検出器であり、これを用いたtransXend検出器
を利用することで、レントゲン写真と同様の解像度で、癌の有無を確認できる。

ここで、画像化処理について、図１２，図１３−１、図１３−２を参照して説明する。

画像化処理は、基本的には、図１２に示すステップより行う。

ステップＳ−１ Ｘ線検査装置１の個々のＸ線検出素子３ａ〜３ｄによって得られた撮像データを、軟組織厚さ−造影剤厚さ及び骨厚さ演算装置９及び厚さ演算支援手段１０によって演算された軟組織厚さ、造影剤厚さ及び骨厚さのデータを、元素別で、かつ、異なる２方向から撮像したデータ（以下、厚さデータと略す。）をまとめて、画像化装置１１に読み込む。

ステップＳ−２ 読み込んだ厚さデータを元素別に３次元に展開し、元素別３次元画像データとする。

ステップＳ−３ ステップＳ−２で作成した元素別３次元画像データを、全ての元素分を合成して３次元合成画像データを作成する。

ステップＳ−４ ３次元合成画像データ及び元素別３次元画像データについて、表示する画像の形態を画像表示装置１１の入力手段から選択して入力する。選択入力する内容は、例えば、「元素別に表示、あるいはすべての元素を表示」等また、「どの部分を切断して表示するかの切断面指示入力」等である。

ステップＳ−５ ステップＳ−４にて指定された元素別、切断面の角度等を判断し、元素別３次元画像データ及び３次元合成画像データを座標変換し、画像表示を行う。ここで、切断面の角度に応じて行う座標変換は、一般的な座標変換プログラムによって行うことができる。

これらのステップＳ−１〜Ｓ−５に関する処理は、画像表示装置１１の入力手段からの指示によって、画像表示装置に内蔵された対応する個々には既知の各処理プログラムを起動させて行う。

画像化の基本となるステップＳ−２の元素別３次元画像作成の処理内容は、図１３−１の（ａ）に示すように行う。ここで、（ｂ）及び（ｃ）は、軟組織厚さ、造影剤厚さ及び骨厚さのデータ、いわゆる、２方向から撮像して得られた元素別厚さデータの関係を概念図として示したものである。一方向から測定した厚さデータ群をＲとし、他方向から測定した厚さデータ群をＴとして表示している。Ｒ（ｉ，ｍ）の厚さデータと、Ｔ（ｉ，ｎ）の厚さデータを交錯させ、Ｒ（ｉ，ｍ）とＴ（ｉ，ｎ）の両厚さデータが存在するときに、元素が存在する部分として特定し、そのときの厚さデータをＺ（ｉ，ｍ，ｎ）の値として合成し元素別３次元画像を作成する。（図１３−２の（ｃ）の「１」に相当する。）
また、Ｒ（ｉ，ｍ）の厚さデータと、Ｔ（ｉ，ｎ）の厚さデータを交錯させ、Ｒ（ｉ，ｍ）とＴ（ｉ，ｎ）の両厚さデータが存在するが、両厚さデータが等しくなかった場合にはＲ（ｉ，ｍ）がＴ（ｉ，ｎ）より大きいとき、あるいは、Ｒ（ｉ，ｍ）よりＴ（ｉ、ｎ）が大きいときの２通りの処理を行う。

Ｒ（ｉ，ｍ）がＴ（ｉ，ｎ）より大きいときは、小さい方の厚さデータ値を元素が存在する部分として特定して、そのときの厚さデータをＺ（ｉ，ｍ，ｎ）の値とする。Ｒ（ｉ，ｍ）とＴ（ｉ，ｎ）との厚さデータ値の差分を、他のＴ（ｉ，ｎ'）と比較するという
次の処理を行う。（図１３−２の（ｃ）の「２」に相当し、同図中の一点鎖線で示す部分が他のＴ（ｉ，ｎ'）との比較を表す。）
一方、Ｒ（ｉ，ｍ）よりＴ（ｉ、ｎ）が大きいときも、小さい方の厚さデータ値を元素が存在する部分として特定して、そのときの厚さデータをＺ（ｉ，ｍ，ｎ）の値とする。Ｒ（ｉ，ｍ）とＴ（ｉ，ｎ）との厚さデータ値の差分を、他のＲ（ｉ，ｍ'）と比較する
という次の処理を行う。（図１３−２の（ｃ）の「３」に相当し、同図中の一点鎖線で示す部分が他のＲ（ｉ，ｎ'）との比較を表す。）
ここで、ｉ，ｍは、一方向から撮影したときの放射線検出器の２次元の配列番号であり、ｍ，ｎは、他方向から撮影したときの放射線検出器の２次元の配列番号である。また、ｎ'、ｍ'は、ｎ、ｍ以外の配列番号を表す。

具体的には（ａ）に示す手順に沿って行う。この処理は便宜上、Ｒ（ｉ，ｍ）＞Ｔ（ｉ，ｎ）の優先度で作成しているが、適宜変更してもよい。

ステップＳ２、Ｓ３、Ｓ４は、最大値Ｎｍａｘ、Ｍｍａｘ、Ｉｍａｘに対するコントロールキーの処理である。

ステップＳ５、Ｓ６は、Ｒ（ｉ，ｍ）の値が“０”、及び、Ｒ（ｉ，ｍ）の値が“０”ではないが交錯するＴデータがないためスキップする処理である。

ステップＳ７は、厚さデータ値が“０”ではないＲ（ｉ，ｍ）とＴ（ｉ，ｎ）とを比較し、Ｚ（ｉ，ｍ，ｎ）を特定する処理を選択する処理である。Ｒ（ｉ，ｍ）＝Ｔ（ｉ，ｎ）の場合は、ステップＳ８へ移行し、Ｒ（ｉ，ｍ）＞Ｔ（ｉ，ｎ）の場合は、ステップＳ１０へ移行する。更に、Ｒ（ｉ，ｍ）＜Ｔ（ｉ，ｎ）の場合は、ステップＳ１２へ移行して処理を行う。

ステップＳ８、Ｓ９は、Ｒ（ｉ，ｍ）と交錯するＴデータが存在し、かつ、Ｒ（ｉ，ｍ）とＴデータとが一致したときに、Ｚ（ｉ，ｍ，ｎ）を特定する処理である。（図１３−２の（ｃ）の「１」に相当する。）
ステップＳ１０、Ｓ１１は、Ｒ（ｉ，ｍ）と交錯するＴデータが存在し、かつ、Ｒ（ｉ，ｍ）＞Ｔデータであったときに、小さい方の値であるＴ（ｉ、ｎ）をＺ（ｉ，ｍ，ｎ）として特定し、超える値の部分をＲ（ｉ，ｍ）として残して、別のＴデータに割り付けるための準備処理である。（図１３−２の（ｃ）の「２」に相当する。）
ステップＳ１２、Ｓ１３は、Ｒ（ｉ，ｍ）と交錯するＴデータが存在するが、逆に、Ｒ（ｉ，ｍ）＜Ｔデータであったときに、小さい方の値であるＲ（ｉ，ｍ）をＺ（ｉ，ｍ，ｎ）として特定し、超える値の部分をＴデータとして残して、別のＲ（ｉ，ｍ）に割り付けるための準備処理である。（図１３−２の（ｃ）の「３」に相当する。）
この一連の処理を元素単位に行うことで、元素別３次元画像データを作成することができる。

また、図１２におけるステップＳ−３の元素別３次元画像データの合成は、この図１３−１，図１３−２の処理にて作成した元素別３次元画像データであるＺ（ｉ，ｍ，ｎ）を、ｉ，ｍ，ｎの位置に合わせて合成する処理である。

次に、図１３−１、図１３−２を基に説明した元素別３次元画像作成の応用例について説明する。

被検体Ｓである人体に癌組織があるか否か、また、人体のどの部位に癌組織が存在するかを検査する場合には、ヨウ素に注目することでＸ線透過撮影の目的を達成することができる。すなわち、ヨウ素についての一方向から測定した厚さデータ群のＲ（ｉ，ｍ）と、他方向から測定した厚さデータ群のＴ（ｉ，ｎ）を基に、図１３−１（ａ）のステップＳ−５〜Ｓ−１３の処理を、次の一連の処理に変更することで人体に癌組織があるか否か、また、人体のどの部位に癌組織が存在するかを３次元画像に表すことができる。

具体的には、
（１）Ｒ（ｉ，ｍ）×Ｔ（ｉ，ｎ）の演算を行う。

（２）演算結果が“０”の場合には、ヨウ素（癌組織）が存在しないとする。

（３）演算結果が“０”ではない場合には、演算結果と閾値とを比較する。

（４）演算結果が閾値より低い場合には、演算結果を“０”とみなし、ヨウ素（癌組織）が存在しないとする。

（５）演算結果が閾値より高い場合には、ヨウ素（癌組織）が存在するとして、Ｚ（ｉ，ｍ，ｎ）に、例えば、Ｒ（ｉ，ｍ）×Ｔ（ｉ，ｎ）の平方根を厚みデータとして特定する。

（６）上記（１）〜（５）を繰り返すことによって、ヨウ素（癌組織）の３次元画像を作成する。

（７）また、この閾値を、適宜変更することによって、正常組織の血管中にあるヨウ素と癌組織中にあるヨウ素の識別の精度を高めることができる。

１ Ｘ線検査装置
２ Ｘ線管
３ Ｘ線検出器
３ａ〜３ｄ Ｘ線検出素子
３ｅ，３ｆ 吸収体
４ Ｘ線検出器アレイ
５ 前置増幅器
６ 主増幅器
７ 除算器
８ 除算器
９ 軟組織厚さ−造影剤厚さ及び骨厚さ演算装置
１０ 厚さ演算支援手段
１１ 画像化装置

Claims (9)

1. 被検体を透過して入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生する複数のＸ線検出素子がＸ線の入射線上に入射端からの距離が互いに異なる位置となるように一列に配設され、このＸ線検出素子の列の検出素子間の複数箇所にＸ線の一部を吸収して減衰させる吸収体が設置されたＸ線検出器を用いて被検体のＸ線透過撮影を行い、Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から厚さ演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨の厚さを測定することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影方法。
2. 請求項１において、前記吸収体は、原子番号１３のＡｌから原子番号８３のＢｉまでの元素（但し、原子番号４３のＴｃ及び原子番号６１のＰｍを除く）を含む材料であることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影方法。
3. 請求項１または２において、前記各Ｘ線検出素子は、全て同一材質の検出媒体であり、それらが少なくとも４個、Ｘ線の入射線上に一列に配列されており、
   前記吸収体は、前記Ｘ線検出素子の列の中間部のＸ線検出素子及び最後尾のＸ線検出素子のＸ線入射端側に配置されていることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影方法。
4. 請求項１〜３の何れか１項において、前記被検体内の複数の組成が、人体の軟組織、癌組織及び骨であることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影方法。
5. 請求項１〜４の何れか１項において、前記被検体の外形は、レーザーを用いた表面形状測定によって得た表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影方法。
6. 被検体を透過して入射したＸ線により付与されたエネルギーによって電荷を発生する複数のＸ線検出素子がＸ線の入射線上に入射端からの距離が互いに異なる位置となるように一列に配設され、このＸ線検出素子の列の検出素子間の複数箇所にＸ線の一部を吸収して減衰させる吸収体が設置されたＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器を用いて被検体のＸ線透過撮影を行う手段と、前記Ｘ線検出器の複数個のＸ線検出素子の出力電流値の比から演算によって被検体内の軟組織、造影剤及び骨の厚さを測定する演算装置を備えたことを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。
7. 請求項６において、前記被検体の外形は、レーザーを用いて被検体の表面形状を測定した表面形状画像データと前記Ｘ線透過撮影によって得た被検体中の軟組織の画像データに基づいて求め、被検体の外形内に軟組織、造影剤及び骨の形状を合成して表示することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。
8. 請求項６または７において、前記吸収体は、原子番号１３のＡｌから原子番号８３のＢｉまでの元素（但し、原子番号４３のＴｃ及び原子番号６１のＰｍを除く）を含む材料であることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。
9. 請求項６〜７の何れか１項において、前記各Ｘ線検出素子は、全て同一材質の検出媒体であり、それらが少なくとも４個、Ｘ線の入射線上に一列に配列されており、
   前記吸収体は、前記Ｘ線検出素子の列の中間部のＸ線検出素子及び最後尾のＸ線検出素子のＸ線入射端側に配置されていることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影システム。

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