JPH11188030A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 Ｘ線源の回転軌道の歪みを補正することでス
トリーク・アーチファクト等の偽画像を低減したＸ線Ｃ
Ｔ装置を提供する。 【解決手段】 上記課題は、データ前処理５が検出デー
タに含まれるＸ線管装置１の回転歪み量を補正演算する
ファン−パラレル変換部５３および等距離変換部５４を
備えたことで解決される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、複数の検出データ
を投影データに変換する前処理手段を具備するＸ線ＣＴ
装置に係り、特に前記Ｘ線源の回転時の歪みによる本来
の回転軌道からのずれ量を補正して、断層像の画質を改
良したＸ線ＣＴ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線を被検体に
照射するＸ線源と，前記被検体の所望断層部位について
前記Ｘ線源を回転して複数の角度から複数の検出データ
を得るＸ線データ検出系と，前記検出データを投影デー
タに変換する前処理演算手段と，前記投影データに基づ
き前記所望断層部位の断層像を得る画像再構成手段とを
有していた。

【０００３】また、前記前処理演算手段は、前記Ｘ線源
の回転する回転軌道が真円を描くことを前提として検出
データから投影データへの変換処理していた。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記回
転軌道が歪むことが配慮されていない投影データで画像
再構成処理を行うと、Ｘ線吸収係数が大きく異なる組織
（例えば骨とその周辺の組織）の境界周辺に線状のアー
チファクト（ストリーク・アーチファクト、という）が
表れるので、診断者は解剖学的知識に基づいて画像診断
をするから誤診を招くおそれはないものの、断層像の画
質に対する信頼性を欠くおそれがあるという問題があっ
た。

【０００５】また、上記従来技術は、Ｘ線源に多用され
るＸ線管装置をいかに強固なフレームで固定しても、Ｘ
線管装置の焦点を形成する陽極は回転する機構が必要で
あるので、前記焦点を固定できないから、重力や遠心力
の影響を原理的に回避できないという問題があった。

【０００６】また、Ｘ線ＣＴ装置の撮影時間も１スキャ
ン毎秒以下に短縮する要求があり、その要求に伴いＸ線
源の回転速度も高速化するので、この高速化されたＸ線
源の回転速度の下で更に遠心力の影響が大きくなると想
定されることから、Ｘ線管の遠心力と重力による回転軌
道のずれの補正は根本的に対策すべき問題となりつつあ
る。

【０００７】本発明は、上記問題点の少なくとも一つを
解決するためになされたものであり、その目的は、Ｘ線
源の回転軌道の歪みを補正することでストリーク・アー
チファクト等の偽画像を低減したＸ線ＣＴ装置を提供す
ることにある。また、Ｘ線源の高速化による遠心力が起
こすあらゆる不具合について対処できるＸ線ＣＴ装置を
提供することにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的は、Ｘ線を被検
体に照射するＸ線源と，前記被検体の所望断層部位につ
いて前記Ｘ線源を回転して複数の角度から複数の検出デ
ータを得るＸ線データ検出系と，前記検出データに含ま
れる前記Ｘ線源の回転歪み量を補正演算する手段と，前
記補正演算手段で補正した検出データを投影データに変
換する前処理演算手段と，前記投影データに基づき前記
所望断層部位の断層像を得る画像再構成手段を備えたＸ
線ＣＴ装置によって達成される。

【０００９】また、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と，
前記被検体の所望断層部位について前記Ｘ線源を回転し
て複数の角度から複数の検出データを得るＸ線データ検
出系と，前記検出データを投影データに変換する前処理
演算手段と，前記投影データに含まれる前記Ｘ線源の回
転歪み量を補正演算する手段と，前記補正演算手段で補
正した投影データに基づき前記所望断層部位の断層像を
得る画像再構成手段を備えたＸ線ＣＴ装置によって達成
される。

【００１０】また、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と，
前記被検体の所望断層部位について前記Ｘ線源を回転し
て複数の角度から複数の検出データを得るＸ線データ検
出系と，前記検出データを投影データに変換する前処理
演算手段と，前記投影データに基づき前記所望断層部位
の断層像を得る画像再構成手段を備えたＸ線ＣＴ装置
は、データ収集時における計測系の幾何学的な歪みを検
出する手段を備えたことで達成される。

【００１１】また、検出された歪みデータにより、（臨
床時に用いる）実測データの歪みがない計測系で得られ
たように前記実測データを補正する手段を備えたことで
達成される。

【００１２】

【発明の実施の形態】本発明のＸ線ＣＴ装置の実施の形
態について、図面を用いて説明する。図１は本発明の実
施の形態を説明するＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
まず、本発明を適用するＸ線ＣＴ装置の構成を図１を用
いて説明する。

【００１３】Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管装置１（Ｘ線源に
相当）と，Ｘ線管装置１に対向配置されるＸ線検出器２
と，Ｘ線管装置１とＸ線検出器２を固定するスキャナ部
３（Ｘ線データ検出系に相当）と，装置設置床に配置さ
れる患者ベッド４と，Ｘ線検出器２と電気的に接続され
るデータ前処理部５と，データ前処理部５と電気的に接
続される画像再構成部６と，画像再構成部６と電気的に
接続される表示器７と，Ｘ線管装置１と電気的に接続さ
れるＸ線制御部８と，スキャナ部３と電気的に接続され
るスキャナ制御部９と，データ前処理部５と画像再構成
部６と表示器７とＸ線制御部８とスキャナ制御部９とを
それぞれ電気的に接続される統括制御部１０と，統括制
御部１０と電気的に接続される操作卓１１を備えてい
る。

【００１４】Ｘ線管装置１は被検体の所望の断層面方向
へ扇状のＸ線ビームを照射する。Ｘ線検出器２は前記被
検体を透過したＸ線ビームを検出し、電気信号に変換す
る。また、Ｘ線検出器２は扇状のＸ線ビームを同時に検
出することができるようにＸ線のビーム形状に沿った複
数チャンネルのＸ線検出素子を配列してなる。本実施の
形態では、図面右方を第１チャンネル（Ｃｈ１），左方
を第ｎチャンネル（Ｃｈｎ）としている。スキャナ部３
はＸ線管装置１とＸ線検出器２を被検体の所望の断層面
方向に回転できるようにそれぞれを支持する。患者ベッ
ド４は前記被検体を乗せ、被検体をスキャナ部３の開口
部（Ｘ線管装置１とＸ線検出器２の間）に位置させる。
データ前処理部５はＸ線検出器２で検出した電気信号を
増幅，積分，Ａ／Ｄ変換および対数変換し、この対数変
換した電気信号を扇状ビームから平行ビームに変換し、
平行ビームを逆投影変換処理して投影データを求める。
画像再構成部６は所望の断層面に関する複数の投影デー
タから画像再構成処理して所望の断層像を得る。表示器
７は画像再構成部６で得た断層像データをその接続線で
転送し、表示器７の画面に断層像を表示する。Ｘ線制御
部８はＸ線管装置１に供給する電源の電圧，電流および
Ｘ線の照射時間等のＸ線発生条件を制御する。スキャナ
制御部９はスキャナ部３にあるＸ線管装置１とＸ線検出
器２を対向位置のまま回転するように、回転速度および
その方向を制御する。操作卓１１はオペレータ（図示し
ない）がＸ線発生条件，スキャナの回転条件などを入力
する。統括制御部１０は操作卓１１に入力された各種条
件が機能するようにデータ前処理部５と画像再構成部６
と表示器７とＸ線制御部８とスキャナ制御部９のそれぞ
れと制御信号を送信，受信の少なくとも一方の信号のや
り取りをして制御する。

【００１５】図２は図１のデータ前処理部のブロック図
である。データ前処理部５は、Ｘ線検出器２と電気的に
接続される計測値データ記憶部５１と，計測値データ記
憶部５１と理論値データ記憶部５２とそれぞれ電気的に
接続されるファン−パラレル変換部５３と，ファン−パ
ラレル変換部５３と電気的に接続される等距離変換部５
４とから構成される。また、等距離変換部５４の出力端
は画像再構成部６と電気的に接続される。

【００１６】計測値データ記憶部５１は、Ｘ線検出器２
からのφ１０ｍｍ程度の棒状のテフロン材（ロッド、と
いう）を検出した検出データ（通常、信号増幅され、デ
ジタル信号に変換されている）を一時的に記憶する。理
論値データ記憶部５２は、距離方向ずれおよび相対ずれ
のない本来ロッドが検出されるべき理論値の検出データ
が予め記憶されている。ファン−パラレル変換部５３
は、扇状ビームのＸ線で得た検出データを不等間隔の平
行ビームのＸ線データに変換する。等距離変換部５４
は、不等間隔の平行ビームを後述する数７で示される基
準長のサンプル点での検出データを補間で求めて投影デ
ータとし、この投影データを画像再構成部６に出力す
る。この変換の際には距離方向ずれおよび相対ずれが後
述する数４に示される如く加味され演算される。

【００１７】次に、計測データ収集の実際上の問題点の
概説する。被検体の周囲を回転するＸ線管装置は、その
回転運動に係る遠心力と重力加速度の影響を受けてＸ線
の焦点が移動する原因の一つとなる。すなわち焦点が描
く回転軌跡は円でなく歪んでいる。

【００１８】このような状況で収集された計測データで
円軌道として再構成画像演算をしてしまうと、前記ずれ
のため再構成画像にストリーク・アーチファクト等の偽
画像が生じる。

【００１９】上記実際上の問題点の対策について、図３
を用いて説明する。図３は１８０度対向計測データ相関
の説明図である。Ｘ線管の焦点に働く遠心力の方向はＸ
線管の回転軌道の位置に依存する。この回転軌道のうち
の特異な点を例として説明することとし、図３（ａ）の
上方の点を角度０度，右方の点を角度９０度，下方の点
を角度１８０度，左方の点を角度２７０度とする。

【００２０】Ｘ線管の焦点の回転中心にロッドを配置し
て、Ｘ線ＣＴの通常の較正計測モード（エアキャリブレ
ーション計測，ファントムキャリブレーション計測とい
っている）と同等の手順で検出データを収集する。

【００２１】収集したロッドの検出データは、本来のプ
ロファイル（理論プロファイル）を点線で、実際のプロ
ファイル（実プロファイル）を実線で表すとき、重力と
遠心力が作用してＸ線管の焦点位置がずれるために実プ
ロファイルが理論プロファイルからずれるので、このず
れについてそれぞれのスキャナの回転角度位置で説明す
る。

【００２２】スキャナの回転角度０度位置ではＸ線管の
焦点には図面下方向に重力が働くと共に、Ｘ線管の回転
に係る遠心力（遠心力＞重力）が図面上方向に働くこと
から、焦点の回転半径の理論値より大きな位置ｆ０とな
り、実プロファイルは理論プロファイルより上方に伸び
た位置にずれるが、重力によってずれが若干抑制される
（図３（ｂ））。

【００２３】スキャナの回転角度９０度位置ではＸ線管
の焦点には図面下方向に重力が働くと共に、Ｘ線管の回
転に係る遠心力が図面右方向に働くことから、重力と遠
心力の合成力によりＸ線管の焦点はスキャナの回転角度
より進んだ位置でかつその回転半径も理論値より大きい
位置ｆ９０となるので、実プロファイルは理論プロファ
イルより上方に若干伸びてかつＸ線検出器側から見たと
き進んだ即ち、第１チャンネル側にずれる（図３
（ｃ））。

【００２４】スキャナの回転角度１８０度位置ではＸ線
管の焦点には図面下方向に重力が働くと共に、Ｘ線管の
回転に係る遠心力が重力と同一方向に働くことから、重
力と遠心力が合成されて焦点位置はｆ１８０となるか
ら、実プロファイルは理論プロファイルより上方に大き
く伸びた位置にずれる（図３（ｄ））。

【００２５】スキャナの回転角度２７０度位置ではＸ線
管の焦点には図面下方向に重力が働くと共に、Ｘ線管の
回転に係る遠心力が図面左方方向に働くことから、重力
と遠心力の合成力によりＸ線管の焦点はスキャナの回転
角度より遅れた位置でかつその回転半径も理論値より大
きい位置ｆ２７０となるので、実プロファイルは理論プ
ロファイルより上方に若干伸びてかつＸ線検出器側から
見たとき遅れた即ち、第ｎチャンネル側ににずれる（図
３（ｅ））。

【００２６】このような特異点を含めＸ線管装置の各回
転角度でロッドの検出データを得て、理論プロファイル
と実プロファイルのデータずれを計算によって求める。
上記求められた理論プロファイルと実プロファイルのデ
ータずれをパラメータとしてメモリに記憶し、実際の被
検体の検出データの補正を前記パラメータで行う。この
補正は対向した検出データの補間計算での等距離変換の
際に補正計算することが望ましい。

【００２７】これらのデータ処理は、次のステップから
概ね説明される。 （１）ロッドを有効視野内に挿入して較正計測モードで
計測することにより、断層像を計測するに足りる全ての
検出データに前記ロッドが入っており、それらに１８０
度の対向した検出データを得る。 （２）対向データのロッドの射影の大きさ、片より（具
体的には重心等）を計算して回転座標上でのずれ方向の
ずれ量を計算する。 （３）計測した扇状ビームを平行ビームに変換した後、
平行ビームデータを等距離変換する際、上記ずれ量を参
照して検出データを補正する。 （４）補正された平行ビームを従来から知られたデータ
処理でもって再構成画像を求めて、偽画像のない断層像
を得る。

【００２８】上記概説した処理を、図４を用いて具体的
に上記ステップ（１）〜（３）に対応づけて説明する。
図４は、１８０度対向ビームの関係を説明する図であ
る。

【００２９】（１）簡単のためオフセットデテクタなし
のＮチャンネルのＸ線検出器を例示する。従って、扇状
ビームを平行ビームに変換した後、あるビューのｉチャ
ンネルとその１８０度対向ビューのＮ−ｉチャンネルは
同一パスを通ることとなる。 （２）回転座標上のずれは、Ｘ線管装置の回転中心から
Ｘ線管装置までの距離方向に関するずれ（距離方向ず
れ、という）と、対向データの相対的な位置ずれ（相対
ずれ、という）の２方向に大別され、それぞれ個別に計
算する必要がある。

【００３０】（ａ）距離方向ずれの計算 扇状ビームデータを平行ビームに変換したデータにてロ
ッドの射影の大きさを１８０度対向データと比較する。
平行ビームに変換された検出データは、歪みがなければ
全ビューともロッドの値の総和値（ＳＵＭ）は同じ値の
はずである。そこでロッドの射影が入りきる部分のチャ
ンネルの検出データの総和値を１８０度対向データのも
のと差をとり、距離方向ずれ量を計算する。

【００３１】具体的には、ある位置Ａのビューの総和値
をＳＵＭ＿Ａ、その対向位置Ｂのビューの総和値をＳＵ
Ｍ＿Ｂとした場合、位置Ａのビューのずれ量は数１から
計算される。

【数１】

【００３２】ＳＵＭ＿Ａ＜ＳＵＭ＿ＢであればｄＡに負
の符号をつけ、ＳＵＭ＿Ａ＞ＳＵＭ＿ＢであればｄＡに
正の符号をつける。このようなｄＡをＸ線管装置の回転
軌道に係る全てのビューについて同様に求め、それぞれ
ｄＡ１，ｄＡ２，ｄＡ３，…，ｄＡｖとする。

【００３３】（ｂ）相対ずれの計算 上記（ａ）と同様に、扇状ビームデータを平行ビームに
変換したデータにてロッドの射影データの重心を求め、
重心位置のずれをパスのずれとするものである。

【００３４】具体的には、ある位置Ａのロッドの重心を
通るＸ線検出器のチャンネルをｆＡチャンネル（実数部
と小数部を含む）とし、位置Ａの１８０度対向ビューＢ
のロッドの重心を通るＸ線検出器のチャンネルをｆＢチ
ャンネル（ｆＢは位置Ａのビュー相当のチャンネル表
示）とすると、位置Ａにおける相対ずれ量は数２で求め
る。

【数２】

【００３５】このようなαＡをＸ線管装置の回転軌道に
係る全ての位置のビューについて同様に求め、それぞれ
αＡ１，αＡ２，αＡ３，…，αＡｖ（単位はチャンネ
ル）とする。

【００３６】（３）以上で求めた「距離方向ずれ」と
「相対ずれ」を等間隔データへの変換時に利用する。な
お、ファンビームを平行ビームに変換してバックプロジ
ェクション（逆投影）演算をする方式において、ファン
ビームを一旦不等間隔の平行ビームに変換する処理は本
発明の主旨とは直接関係しないので説明を省略し、等間
隔データへの変換処理について、図６，図７を用いて説
明する。

【００３７】図６は、不等間隔の平行ビームを等間隔へ
変換する必要性を説明する図である。ファンビームから
平行ビームに変換されただけのデータは、チャンネル方
向のサンプル間隔は同じ長さではなく、データ中心から
端に向かって余弦関数的にサンプル間隔が次第に小さく
なっている。この様子を図６（ａ）に示す。図中、Ｔｐ
はＸ線の焦点から見た時の隣り合う検出素子間の開き角
度，ＬはＸ線の焦点と検出器と間の距離，ｕ１，ｕ２，
ｕ３…は、再構成平面でのサンプル点を示すものであ
る。またサンプル点間隔の最小関係は、ｕ０−ｕ１間隔
＞ｕ１−ｕ２間隔＞ｕ２−ｕ３間隔＞…となっている。
このような不等間隔の平行ビームデータをフィルタリン
グ処理して逆投影演算するためには、図６（ｂ）に示す
ように、上記不等間隔のサンプルデータを再構成の幾何
学系にあわせて等間隔に再サンプルする必要がある。こ
の再サンプルには、図６（ｃ）に示すような座標系を考
える必要がある。図中、ｌ０は再構成面における中心検
出器と隣り合う検出素子間の距離を示すものである。そ
の等間隔サンプルは不等間隔サンプルデータを線形ある
いはラグランジュ補間等の高次補間することで求められ
る。

【００３８】ラグランジュ補間により求める方式を数
３，数４に示す。

【数３】

【数４】

【００３９】本発明の特徴点のうちの一つは、計測時平
行不等間隔サンプル（Ｐｓ）の位置を実際の計測に即し
て正確に求めることにより、それと等間隔サンプル（Ａ
ｊ）の差（ｘｊ）を求めラグランジュパラメータ（Ｉｉ
ｊ）に反映させることにある。この具体的な手順につい
て、図７を用いて説明する。

【００４０】図７は、不等間隔の平行ビームを等間隔へ
変換する一例を説明する図である。ｉ番目のサンプル
（Ｐｉ）の、再構成平面での中心からの距離Ｄｉは、図
７（ａ），図７（ｂ）の如く表され、Ｄｉを求める数式
は、数５で示される。

【数５】

【００４１】そして、数６は、数５においての長さＬを
パラメータ作成の際の相対的なものとしてと表現し、さ
らに距離ずれと相対ずれを反映させた再構成平面での中
心からの距離を補正した距離Ｃｉｊである。

【数６】

【００４２】このＣｉｊにより平行不等間隔サンプル点
Ｐｓが定まりそれをもとに平行間隔サンプルＡｊとの差
ｘｊが求まり、それから計測の実態に合致するラグラン
ジュパラメータＩｉｊを計算できる。

【００４３】つまり、Ｃｉｊは平行変換された不均一の
平行ビームデータであるので、Ｃｉｊを等間隔のサンプ
ル点を補間することにより最終的に等距離平行ビームに
変換される。この際等等間隔サンプルの基準長は、数７
で与えられる。

【数７】

【００４４】補間計算はラグランジェ多項式を用いる。
この補間計算に上記ずれ量が適用されることにより、適
切な補間データを得ることができ、この補間データを従
来から知られた方法で画像再構成すれば偽画像のない断
層像を得ることができる。

【００４５】また、上述したずれ量の計算は、上記説明
した方法が一般的であるが、要は理論値プロファイルと
計測値プロファイルのデータずれを求めればよいのであ
って、このずれを求めるためのあらゆる数学的手法は本
発明の技術思想に含まれる。また、ロッドを入れないで
空気をスキャンしたデータすなわちエアキャルデータで
もロッド有の場合と同様に上記ずれ量の計算が可能であ
る。また、予め補正用のスキャンを行わなくとも実際の
被検体の検出データで直接に対向するデータを比較して
も同様に上記ずれ量の計算が可能である。しかしなが
ら、ロッドの射影データを用いてずれ量を補正するやり
方がより好適である。

【００４６】次に、本発明のＸ線ＣＴ装置の具体的動作
について、図５を用いて説明する。図５は図１のＸ線Ｃ
Ｔ装置の動作を説明するフローチャートである。

【００４７】統括制御部１１は、スキャナ制御部９を介
してスキャナ部３に被検体の所望断層部位の複数の回転
角度で検出データを収集させる（ステップ５０１）。

【００４８】統括制御部１１は、前ステップで収集した
検出データを計測値データ記憶部５１に時的に記憶させ
る（ステップ５０２）。

【００４９】統括制御部１１は、ファン−パラレル変換
部５３に、距離方向ずれおよび相対ずれのない本来ロッ
ドが検出されるべき理論値の検出データが予め記憶され
ている理論値データ記憶部５２を参照して、扇状ビーム
のＸ線で得た検出データを不等間隔の平行ビームのＸ線
データに数４に従って変換させる（ステップ５０３）。

【００５０】統括制御部１１は、等距離変換部５４に、
不等間隔の平行ビームを数５で示される基準長のサンプ
ル点での検出データを補間で求めて投影データとし、こ
の投影データを画像再構成部６に出力させる（ステップ
５０４）。

【００５１】統括制御部１１は、画像再構成部６に前ス
テップの投影データを従来から知られたデータ処理でも
って再構成画像を演算させる（ステップ５０５）。

【００５２】以上の説明したように、距離方向ずれと相
対ずれをそれぞれを含む検出データから理論値との差を
参照しながら扇状ビームのＸ線で得た検出データを不等
間隔の平行ビームのＸ線データに変換し、不等間隔の平
行ビームを基準長のサンプル点での検出データを補間で
求めて投影データに変換し、画像再構成部６に補正され
た平行ビームを従来から知られたデータ処理でもって再
構成画像を演算することで、再構成画像のストリーク・
アーチファクト等の偽画像を低減できる。

【００５３】また、上記は検出データに含まれる距離方
向ずれと相対ずれを補正することで説明したが、投影デ
ータに含まれる距離方向ずれと相対ずれを補正すること
としてもよい。また、第３世代方式と呼ばれる計測方式
のＸ線ＣＴ装置で説明したが、あらゆる世代のＸ線ＣＴ
装置に採用できることはいうまでもない。また、特開昭
６２−８７１３７号公報、特開昭６２−１３９６３０号
公報に開示されているら旋走査式のＸ線ＣＴ装置が描く
軌道にも、データ補間処理を行えば採用できることはい
うまでもない。

【００５４】

【発明の効果】本発明は、Ｘ線源の回転軌道の歪みを補
正することでストリーク・アーチファクト等の偽画像を
低減したＸ線ＣＴ装置を提供するという効果を奏する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態を説明するＸ線ＣＴ装置の
ブロック図。

【図２】図１のデータ前処理部のブロック図。

【図３】１８０度対向計測データ相関の説明図。

【図４】１８０度対向ビームの関係を説明する図。

【図５】図１のＸ線ＣＴ装置の動作を説明するフローチ
ャート。

【図６】不等間隔の平行ビームを等間隔へ変換する必要
性を説明する図。

【図７】不等間隔の平行ビームを等間隔へ変換する一例
を説明する図。

【符号の説明】

５ データ前処理部 ５１ 計測値データ記憶部 ５２ 理論値データ記憶部 ５３ ファン−パラレル変換部 ５４ 等距離変換部

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と，前記
   被検体の所望断層部位について前記Ｘ線源を回転して複
   数の角度から複数の検出データを得るＸ線データ検出系
   と，前記検出データに含まれる前記Ｘ線源の回転歪み量
   を補正演算する手段と，前記補正演算手段で補正した検
   出データを投影データに変換する前処理演算手段と，前
   記投影データに基づき前記所望断層部位の断層像を得る
   画像再構成手段を備えたＸ線ＣＴ装置。