JPWO2005092195A1

JPWO2005092195A1 - ヒール効果補正フィルタ、ｘ線照射装置、ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ撮像方法

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Publication number: JPWO2005092195A1
Application number: JP2006511587A
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Inventors: 森　慎一郎; 慎一郎森; 真広遠藤
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Filing date: 2005-03-29
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Abstract

ヒール効果によって不均一になるＸ線束の照射強度分布を均一にして、被検体への必要以上の被ばくを防ぐ。さらには、Ｘ線ＣＴ装置による画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にする。陰極から陽極に熱電子ビーム束を照射して陽極で発生するＸ線束を被検体に向け照射する際に、Ｘ線束が陽極から被検体の体幅方向に広がりつつヒール効果によって体軸線方向に略扇形に広がって形成されるＸ線束照射領域で、被検体の体軸線方向に不均一となるＸ線強度角度分布を均一とする厚さに形成されているヒール効果補正フィルタであって、この厚さは、所定の計算式によって求めることができる。

Description

本発明は、被検体にＸ線束を照射する際に、ヒール効果によるＸ線束のＸ線強度角度分布の不均一を均一に補正するヒール効果補正フィルタ及びＸ線照射装置並びにＸ線ＣＴ装置に関する。さらには、Ｘ線ＣＴ装置による画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にするヒール効果補正フィルタ、Ｘ線照射装置、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ撮像方法に関する。

一般に、Ｘ線発生装置は、陰極から陽極に向け熱電子ビーム束を照射し、陽極でＸ線束を発生する装置である。Ｘ線発生装置から発生するＸ線束を被検体に向け照射し、被検体を透過したＸ線束を所定の検出手段で検出すると、その透過部の断層状態の情報を得ることができる。また、Ｘ線断層撮像装置は、Ｘ線発生装置からＸ線束を被検体に向け照射し、被検体を透過したＸ線束を面状に配設した検出手段で検出し、その検出した情報に基づき作成した断層データを作成する装置であり、その断層データを見て断層の状態を診断するのに使用されている。

また、Ｘ線照射装置を使用する最も代表的な装置としてＸ線ＣＴ装置（以下、「ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」という。）が知られている。ＣＴは、例えば、Ｘ線照射装置と、シンチレータと半導体とを組み合わせた検出手段とで構成されているが、Ｘ線を検出できるものなら何でもＸ線照射装置と組み合わせてＣＴとして用いることが可能である。このようなＸ線ＣＴ装置において、シンチレータと半導体とを組み合わせた多数の検出器が被検体を挟むようにその体軸線周りを周回しながら被検体の体幅方向の断層を体軸線方向に連続的に撮像するＸ線診断装置である。
なお、体軸線方向と体幅方向とは直交する関係にあり、Ｘ線束の照射軸線は、体軸線方向と体幅方向とに直交している。

このＣＴはガントリーと寝台とを有し、ガントリーは薄い円筒状に形成されており、そのガントリーの中空部の中心軸線は熱電子線の入射軸線とＸ線束の照射軸線とを含む平面（以下、「軸平面」という。）と重なるように設定されている。寝台はＸ線束照射を受ける被検体の体軸線がガントリーの中心軸と重なるように、ガントリーの中空部内に進退可能に設けられている。さらに、ガントリーの内部にはＸ線管と、中空部を挟んだその対向位置に多数の検出器とがあり、両者が寝台に横たわって中空部に挿入された被検体の体軸線周りを一体に回転し、一方寝台もそれに伴い進退し、その間にＸ線管から照射されて被検体を透過したＸ線束を各検出器が検出して被検体の体軸線方向の所定長さにわたる断層データを得る。その断層データをコンピュータ解析して多数の断層の画像データを作成することで、被検体内の診断を行っている。
従って、被検体を透過して各検出器に入射するＸ線束の強度の相違から透過した断層部の状態が判定できるわけであるが、被検体の被ばくを軽減するためには、検出器が最低検知可能な範囲まで、Ｘ線束のＸ線強度角度分布をできるだけ低くすると共に、Ｘ線束強度の相違の幅をできるだけ狭くすることが好ましい。

なお、断層データとは、被検体を透過して各検出器に入射するＸ線束の強度の相違から被検体の断層部の状態を電気的なデータとして生成されたものである。
また、画像データとは、この断層データを画像として視覚的に表したデータである。

そこで、ＣＴには被検体に対する過剰な被ばく量を少しでも少なくするために次の手段が講じられている。すなわち、例えば、被検体が人間（以下、「被検者」という。）である場合に、照射位置の被検者は、その体軸線方向に見た場合、体幅方向においてその中央部の厚さが最も厚く、両端部の厚さが最も薄くなっている。したがって、被検者の身体におけるＸ線束照射時のＸ線の吸収は、身体中央部が最も大きく、両端部に寄るほど少なくなる。そこで、そのような被検者の厚さの影響による体幅方向位置でのＸ線束の吸収の相違を補正して前記検出器が最低検知可能な範囲（以下「適正範囲」という）に納めるため、Ｘ線管と被検者間にウェッジフィルタを設けることが従来から行われている。このウェッジフィルタはアルミ材などからなり、その透過面は体軸線方向に見たその縦断面が照射軸線と軸対象な凹レンズ状となる凹円筒状の曲面になっている。これにより、凹円筒状のウェッジフィルタの厚さの薄い中央部分を透過した比較的強いＸ線が身体中央部に到達し、凹円筒状のウェッジフィルタの両端側の厚さの厚い部分を透過した比較的弱いＸ線が身体の薄い両端部に到達するので、Ｘ線束の強度がウェッジフィルタを透過する間に厚さの相違により相殺されて身体の厚みの変化に対応させている。
なお、ウェッジフィルタはＸ線検出器及び検出器と一体に回転するので、実際には被検者の体の断面を真円として設計することが行われている。

一方、被検者の体軸線方向へのＸ線束照射では、Ｘ線発生装置によってＸ線束を照射すると、熱電子ビーム束のビーム照射軸線とＸ線束の照射軸線とを含む軸平面上において、陽極から所定距離離れた照射軸線と直交する軸上でのＸ線強度角度分布がコーンアングル（略扇形状）になる、いわゆるヒール効果という現象が生じる。このヒール効果により、Ｘ線束のＸ線強度角度分布が体軸線方向に不均一な状態で被検者に照射される。すなわち、体軸線方向にわたる断層データを得る際は、被検者の身体の厚さを体軸線方向に均等とみなすので、その方向の照射量は均一でよく、従ってＸ線照射強度の強い部分が必要以上の照射量となってしまい、被検者の身体の一部に過剰な被ばくが生じることとなる。

しかしながら、従来からこのヒール効果による過剰な被ばくは考慮されておらず、また、透過したＸ線束を検出器で検出して得られる断層データが一部不鮮明となっていたが、鮮明な断層データを得るために、得られた断層データ自体を補正することによりヒール効果の影響をキャンセルしていたにすぎなかった。一例としては、被検者が寝台にいない状態であらかじめセンサーなどでＸ線束の照射範囲の各部位の強度分布を測定しておき、Ｘ線画像を得るたびに事前に得ておいたデータを参照して、その強度分布のばらつきをキャンセルするようにコンピュータプログラムで補正のみすることが提案されている（例えば、特許文献１参照）。

最近になって、金属性のフィルタを介することによってＸ線を均一に照射するＸ線均一照射装置が開示されている（例えば、特許文献２参照）。
具体的には、特許文献２に開示される発明は、ターゲットに電子線を照射することにより発生するＸ線をＸ線照射口から外部に出力するＸ線管と、そのＸ線管のＸ線照射口に装着され、当該Ｘ線間の照射口から出力されるＸ線の線量分布の測定結果に基づき、線量の強い部位ほど厚く形成された金属性のフィルタと、を有するＸ線均一照射装置である。

また、Ｘ線ＣＴ撮像において常に問題となるのが、アーチファクト（障害陰影）である。アーチファクトは、装置の故障、画像再構成系に起因するもの、スキャン状況など様々な要因によって、断層の画像データに虚像が入り込んでしまうものである。例えば、リングアーチファクトは検出器の不具合に起因し、ビームハードニングアーチファクトはＸ線束が被検体を透過する際にエネルギが吸収されることによる出射Ｘ線のエネルギの相違に起因すると言われている。アーチファクトの発生によって、断層の画像データに基づいて行われる被検体の診断精度などが低下する。
そこで、一度撮像した後にアーチファクトの種類、形状から発生源を特定して原因を取り除いたり、画像データをコンピュータプログラムで補正することによって、アーチファクトの発生を低減させる工夫がなされている（例えば、非特許文献１参照）。
特開２０００−０７９１１４号公報（段落０００８〜００２９、図２）特開２００４−２１４１３０号公報（請求項１）辻岡勝美、"Ｘ線ＣＴ装置の機器工学（５）−アーチファクト−"（ＰＤＦファイル）、ｐ７３７、６．マルチスライスＣＴのコーン角によるアーチファクト、[online］、藤田保健衛生大学衛生学部、[平成１７年３月１６日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.fujita-hu.ac.jp/~tsujioka/education.html＞

前記のようなＸ線束照射の現状において、現在最新のＣＴの検出器は１６列（ガントリーの中空部の軸線方向に配列）が主流であるが、コンピュータプログラムにおけるＸ線画像の補正の高精度化等により、さらに、例えば、３２、４０、６４、１２４列など、３２列以上に多列化されることで、測定時間短縮、画像の高精度化、三次元画像化などの利点が期待される。同時に、被検体の体軸線方向への照射幅が増加する傾向にある。これにより、Ｘ線断層撮像装置などのＸ線発生装置を用いてＸ線束の照射を受ける被検体（例えば、病院における患者）を、ヒール効果による必要以上の被ばくがますます大きくなることが心配される。Ｘ線束を多量に照射させると被検体に多大な負担がかかり、繰り返しＸ線束を照射されるような場合には、被検者に思わぬ障害（障害には、発ガンや炎症などいろいろな病気を含む。）を発症させてしまうという恐れがある。
また、前記のようなＸ線ＣＴ装置の現状において、アーチファクトの発生源を特定して発生源を取り除いたり、画像データをコンピュータプログラムで補正したりすることは、ＣＴ撮像やデータ処理に時間がかかり、また、手間が増えるなどの問題があった。特に３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置では非特許文献１にあるようにアーチファクトの問題が顕著になる。従って、３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置の開発にあたり、Ｘ線ＣＴ撮像後の処理だけではなく、撮像時において予めアーチファクトの発生を低減させる解決方法が求められている。

そこで、本発明は、前記の問題点を解決するためになされたものであり、ヒール効果によって不均一になるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一にして、被検体への必要以上の被ばくを防ぐヒール効果補正フィルタ及びＸ線照射装置並びにＸ線ＣＴ装置を提供することを課題とする。さらには、Ｘ線ＣＴ装置による画像データの画質を、特に３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置において、体軸線方向に均一かつ良好にするヒール効果補正フィルタ、Ｘ線照射装置、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ撮像方法を提供することを課題とする。

前記課題を解決するため、本発明の請求項１に記載のヒール効果補正フィルタは、陰極から陽極に熱電子ビーム束を照射して陽極で発生するＸ線束を、被検体の体幅方向に凹円筒状の曲面となるウェッジフィルタを介して前記被検体に向け照射する際に、前記Ｘ線束が前記陽極から前記被検体の体幅方向に広がりつつヒール効果によるＸ線強度角度分布によって前記被検体の体幅方向と直交する体軸線方向に略扇形に広がって形成されるＸ線束照射領域で前記被検体の体軸線方向に不均一となる前記Ｘ線強度角度分布を均一とする厚さに形成されているヒール効果補正フィルタであって、前記厚さは、前記Ｘ線束の照射軸線と前記熱電子ビーム束のビーム照射軸線とを含む平面において、Ｘ線束の照射軸線をＹ軸とし、Ｘ線束の照射方向にＹ軸に沿って距離ＦＣＤ離れた位置でＹ軸と直交する軸をＺ軸とし、ｚ´とｙ´が各々Ｚ軸とＹ軸との交点を原点とする各軸方向の位置とし、ＦＦＤが前記陽極位置からＹ軸に沿った所定距離を示し、θが前記陽極位置からこのＸ線束の照射軸線に対して対称に広がって成すコーンアングルの範囲内の所定の角度であり、Ｌａ（θ）が前記角度θにおけるｙ´の方向の長さを示す場合において、次の式１の計算式で求めても良い。

このように、式１の計算式でヒール効果補正フィルタの厚さを求めることにより、ヒール効果を補正してＸ線束のＸ線強度角度分布を均一にすることができる。
また、Ｘ線角度分布の測定値に基づいて厚さを求めるのではなく、計算式によって厚さを求めることにより、設計を容易に行うことができる。
また、このように、式１の計算式でヒール効果補正フィルタの厚さを求めることにより、熱電子ビーム束のビーム照射軸線とＸ線束の照射軸線とを含む軸平面上において、陽極から所定距離離れた照射軸線と直交する軸上での実効エネルギを、高くかつ均一にすることができる。被検体に入射するＸ線の実効エネルギが高いと、被検体を透過する際にエネルギが吸収されにくくなり、被検体から出射するＸ線の実効エネルギの相違が小さくなる。このようなヒール効果補正フィルタをＸ線ＣＴ装置などに適用した場合には、ビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトの発生を減少させ、画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にすることができる。

また、本発明の請求項２に記載のヒール効果補正フィルタは、請求項１に記載のヒール効果補正フィルタであって、複数に分割可能に構成され、使用時において前記Ｘ線束が前記ヒール効果補正フィルタを透過する距離が、前記厚さに一致する構成としたことを特徴とする。

このように、ヒール効果補正フィルタの厚さを、Ｘ線束の透過する距離によって規定することによって、前記した所定の効果を備えつつも多様な形状に形成することができる。

また、本発明の請求項３に記載のヒール効果補正フィルタは、請求項１又は請求項２に記載のヒール効果補正フィルタであって、前記Ｘ線束の入射側透過面又は出射側透過面の一方が前記被検体の体軸線方向に延びる凸円筒状の曲面に形成され、他方が平面に形成しても良い。

このように、ヒール効果補正フィルタのＸ線の入射側透過面又は出射側透過面の一方を曲面に、他方を平面に形成したことにより、ヒール効果補正フィルタの設計が容易となり、同時に加工コストも低く抑えることができる。

また、本発明の請求項４に記載のヒール効果補正フィルタは、請求項１又は請求項２に記載のヒール効果補正フィルタであって、前記Ｘ線束の入射側透過面又は出射側透過面のいずれか一方が前記体軸線方向に延びる凸円筒状の曲面に形成され、他方が前記体軸線方向と直交する体幅方向に延びる凹円筒状の曲面に形成しても良い。

これにより、ヒール効果補正フィルタとウェッジフィルタを兼ねた、一体構成のヒール効果補正フィルタに形成されているので、ヒール効果補正フィルタを備えるＸ線照射装置がコンパクトに設計できる。

また、本発明の請求項５に記載のヒール効果補正フィルタは、請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタであって、Ｘ線検出器を３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置に用いてもよい。

このようなヒール効果補正フィルタは、Ｘ線検出器を３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置に適用されることによって、Ｘ線束のＸ線強度角度分布が均一となるので、被検体に必要以上のＸ線束の照射を防ぐことができる。また、このようなＸ線照射装置を適用したことにより、ビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトを減少させ、体軸線方向の画像データの画質を均一にすることができる。
特に、３２列以上の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置は、例えば、Ｘ線束の実効エネルギが不均一になりやすくなるためにアーチファクトが発生しやすいが、このようなヒール効果補正フィルタを適用することによって、アーチファクトの発生をより効果的に低減させることができる。

また、本発明の請求項６に記載のＸ線照射装置は、陰極から陽極に熱電子ビーム束を照射し、陽極で発生するＸ線束を被検体に向け照射するＸ線照射装置において、前記Ｘ線束が前記陽極から前記被検体の体幅方向に広がりつつヒール効果によって前記被検体の体幅方向と直交する体軸線方向に略扇形に広がるＸ線束照射領域で前記被検体の体軸線方向に不均一となるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一に補正する請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタを、陽極と被検体との間に所定の距離で設けたことを特徴とする。

このように、ヒール効果補正フィルタを陽極と被検体との間に所定の距離で設けたことによりＸ線束のＸ線強度角度分布が均一となるので、被検体に必要以上のＸ線束の照射を防ぐことができる。
また、このように、ヒール効果補正フィルタを陽極と被検体との間に所定の距離で設けたことにより、熱電子ビーム束のビーム照射軸線とＸ線束の照射軸線とを含む軸平面上において、陽極から所定距離離れた照射軸線と直交する軸上での実効エネルギを、高くかつ均一にすることができる。

また、本発明の請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項６に記載のＸ線照射装置を採用したことを特徴とする。

このように、本発明のＸ線ＣＴ装置が、ヒール効果補正フィルタを備えたＸ線照射装置を採用したことにより、Ｘ線束がヒール効果補正フィルタを透過した後に、軸平面及びその平行な平面上においてＸ線束のＸ線強度角度分布が均一となるので、被検体に必要以上のＸ線束の照射を防ぐことができるようになっている。
また、このように、本発明のＸ線ＣＴ装置が、ヒール効果補正フィルタを備えたＸ線照射装置を採用したことにより、Ｘ線束がヒール効果補正フィルタを透過した後に、実効エネルギが所定方向に高くかつ均一になるとともに、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトを減少させ、体軸線方向の画像データの画質を均一にすることができる。

また、本発明の請求項８に記載のＸ線ＣＴ撮像方法は、請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタをＸ線ＣＴ装置に適用し、体軸線方向に沿って撮像される画像データのＣＴ値の差を低減することによって、前記Ｘ線ＣＴ装置で撮像される画像データのアーチファクトを低減させることを特徴とする。

このように、本発明のＸ線ＣＴ撮像方法において、ヒール効果補正フィルタがＸ線ＣＴ装置に適用されることによって、このＸ線ＣＴ装置の陽極から照射されるＸ線束がヒール効果補正フィルタを透過した後に、実効エネルギが所定方向に高くかつ均一になるとともに、体軸線方向に沿って撮像される画像データのＣＴ値の差を低減することによって、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトを減少させ、Ｘ線ＣＴ装置による画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にすることができる。

このようなヒール効果補正フィルタによれば、ヒール効果によって不均一になるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一にすることができる。さらに、このようなヒール効果補正フィルタによれば、所定方向に実効エネルギを高くかつ均一にすることができる。
また、このようなＸ線照射装置によれば、ヒール効果によって不均一になるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一にすることができるため、被検体に与える必要以上の被ばく量をより少なくすることができる。さらに、このようなＸ線照射装置によれば、所定方向に実効エネルギを高くかつ均一にすることができる。
また、このようなＸ線ＣＴ装置によれば、ヒール効果によって不均一になるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一にすることができるため、被検体に与える必要以上の被ばく量をより少なくすることができる。さらに、このようなＸ線ＣＴ装置によれば、所定方向に実効エネルギが高くかつ均一になるとともに、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトを減少させ、体軸線方向の画像データの画質を均一にすることができる。
また、このようなＸ線ＣＴ撮像方法によれば、所定方向に実効エネルギが高くかつ均一になるとともに、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトを減少させ、体軸線方向の画像データの画質を均一にすることができる。

本発明の第一の実施形態に係るＸ線照射装置の一例を模式的に示す平面図である。照射されるＸ線束のＸ線束照射領域の一例を示す模式図である。（ａ）はヒール効果補正フィルタの一例を示す斜視図であり、（ｂ）はウェッジフィルタの一例を示す斜視図である。（ａ）はヒール効果補正フィルタを用いない場合を示す模式図であり、（ｂ）はヒール効果補正フィルタを用いない場合のＸ線の強度分布図であり、（ｃ）はヒール効果補正フィルタを用いた場合を示す模式図であり、（ｄ）はヒール効果補正フィルタを用いた場合のＸ線のＸ線強度角度分布を示すグラフである。計算式で用いられる記号の位置関係を示す模式図である。（ａ）は、Ｘ線の強度の最大値と最小値を示す模式図であり、（ｂ）は、Ｘ線の強度が最小値で均一になっている状態を示す模式図である。ヒール効果補正フィルタの厚さを示すグラフである。（ａ）は本発明の第二の実施形態に係るＸ線照射装置の一例を示す模式図であり、（ｂ）は第二の実施形態におけるＸ線のＸ線強度角度分布を示すグラフであり、（ｃ）は本発明の第三の実施形態に係るＸ線照射装置の一例を示す模式図であり、（ｄ）は第三の実施形態におけるＸ線のＸ線強度角度分布を示すグラフであり、（ｅ）は本発明の第四の実施形態に係るＸ線照射装置の一例を示す模式図であり、（ｆ）は第四の実施形態におけるＸ線のＸ線強度角度分布を示すグラフである。本発明の第五の実施形態に係るＸ線照射装置に用いられるヒール効果補正フィルタの一例を示す斜視図である。Ｘ線強度と厚さとの関係を示すグラフである。線量分布の測定結果を示す図である。実効エネルギの測定結果を示す図であって、（ａ）は比較例のウェッジフィルタを適用した場合、（ｂ）は本実施例のヒール効果補正フィルタを適用した場合である。撮像したＣＴファントムの画像データである。異なる形態のＸ線照射装置におけるＸ線の強度分布図であって、（ａ）は、コリメータを介してＸ線束が照射される場合のＸ線束の強度分布図、（ｃ）は、特にコリメータなどによって規制されずにＸ線束が照射される場合のＸ線強度角度分布図である。また、（ｂ）、(ｄ）は、それぞれ（ａ）、（ｃ）の形態において適切なヒール効果補正フィルタを適用した場合である。

符号の説明

１Ｘ線ＣＴ装置
１０Ｘ線照射装置
１１ａ陽極（Ｘ線源）
１１ｂ陰極
１３ウェッジフィルタ
１３ａ曲面
１４ａ，１５ａ曲面
１３ｂ，１４ｂ平面
１４，１５ヒール効果補正フィルタ
１４ｃ，１５ｃ頂点部
１５ｂ曲面
２０検知手段
ＸＲＸ線束
Ｓ照射軸線
Ｈ被検者（被検体）
Ｂ寝台

次に、本発明を実施するための最良の形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
なお、各実施形態において、被検体を病院における患者（以下、「被検者」という。）として説明する。
また、本発明のヒール効果補正フィルタ及びＸ線照射装置をＸ線ＣＴ装置で用いた場合について説明する。
また、Ｘ線束の照射方向は、被検者Ｈの互いに直交する体幅方向と体軸線方向とに直交する方向とする。

（第一の実施形態）
図１は、本発明の第一の実施形態に係るＸ線照射装置の一例を模式的に示す平面図である。図２は、照射されるＸ線束のＸ線束照射領域の一例を示す模式図である。図３（ａ）はヒール効果補正フィルタの一例を示す斜視図であり、図３（ｂ）はウェッジフィルタの一例を示す斜視図である。図４（ａ）はヒール効果補正フィルタを用いない場合を示す模式図であり、図４（ｂ）はヒール効果補正フィルタを用いない場合のＸ線の強度分布図であり、図４（ｃ）はヒール効果補正フィルタを用いた場合を示す模式図であり、図４（ｄ）はヒール効果補正フィルタを用いた場合のＸ線のＸ線強度角度分布を示すグラフである。図５は、計算式で用いられる記号の位置関係を示す模式図である。図６（ａ）は、Ｘ線の強度の最大値と最小値を示す模式図であり、図６（ｂ）は、Ｘ線の強度が最小値で均一になっている状態を示す模式図である。図７は、ヒール効果補正フィルタの厚さを示すグラフである。

本発明の第一の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、Ｘ線照射装置１０と検知手段２０と寝台Ｂと図示しないガントリーとから構成されており、寝台Ｂに横たわる被検者Ｈに向けてＸ線照射装置１０が被検体の体軸線周りを回転しながらＸ線束を照射し、一方寝台Ｂもそれに伴い進退し、その間、検知手段２０が被検者を透過するＸ線束を検知して断層データを生成し、図示しないコンピュータによりその断層データを画像処理して画像データに変換するものであって、被検者Ｈの体軸線方向の所定長さにわたる画像データをモニターに映したり、フィルムに焼き付けるなどをして、被検者Ｈの診断が行われる。

ここで、ガントリーは円筒形状に形成されており、その円筒周面内部にＸ線照射装置１０と、中空部を挟んだ対向位置に検知手段２０を構成する多数の検出器が陽極を中心とする円弧上に配設されている。また、このガントリーの中空部に進退可能に挿入される寝台Ｂが配置されている。
なお、例えば、被検者Ｈの体軸線方向は、この寝台Ｂの進退方向と平行であり、被検者Ｈの体幅方向は、寝台Ｂの幅方向と平行である。

検知手段２０は、従来から用いられているものを適用することができ、前記したように、Ｘ線照射装置１０と検知手段２０との間に配置される寝台Ｂに横たわる被検者Ｈを透過するＸ線束ＸＲを検知する役割を果たし、また、被検者Ｈを透過したＸ線束ＸＲを検知した後に、その検知したＸ線束ＸＲから断層データを生成する役割も果たす。
この検知手段２０は、体幅方向において、陽極１１ａからの距離が一定の所定間隔Ｒとなるように、陽極１１ａを原点とする半径Ｒの円弧状に配置されている。

Ｘ線照射装置１０は、図示しないガントリー内に設けられる装置であって、図１に示すように、陽極（以下、「Ｘ線源」という。）１１ａから照射されるＸ線束ＸＲが被検者Ｈを透過して寝台Ｂ側の検知手段２０の表面でＸ線強度角度分布が均一となるようにＸ線束ＸＲを照射する装置であって、陰極１１ｂとＸ線源１１ａと、コリメータ１２と、凹円筒状の曲面１３ａを有するウェッジフィルタ１３と、凸円筒状の曲面１４ａを有するヒール効果補正フィルタ１４と、から構成されている。
このＸ線照射装置１０によるＸ線束ＸＲの被検者Ｈの体軸線方向のＸ線強度角度分布は、後記するヒール効果補正フィルタ１４をＸ線束ＸＲが透過することによって、均一となる。

まず、Ｘ線束ＸＲの照射の構造を説明する。
陰極１１ｂから電界で加速した熱電子ビーム束が回転する円盤状（図示せず）のＸ線源１１ａに衝突し、その衝撃でＸ線束ＸＲが発生して、熱電子ビームと所定の角度α（図示せず）をなす一定方向に照射される。なお、一般的に、その陰極１１ｂとＸ線源１１ａは、絶縁油と共に照射方向の安定のために図示しないＸ線管容器内に一体に封入されている。陰極１１ｂには加熱して熱電子を放出させる図示しない線状のフィラメントが設けられており、一方、図示しないが、前記の回転する円盤状のＸ線源１１ａでは全体がタングステンで構成されており、Ｘ線束ＸＲを一定方向に放射するために、ターゲットと呼ばれる熱電子の衝突する面体が傾斜している。熱電子がその傾斜したターゲット面に衝突した衝撃によりターゲットからＸ線束ＸＲが一定方向に照射されるが、軸平面上においてのＸ線強度角度分布は略扇状に分布する。これが、前記したヒール効果と呼ばれている現象である。

ここで、Ｘ線束ＸＲは、図２に示すように、Ｘ線源１１ａから被検者Ｈの体幅方向に広がりつつヒール効果によって被検者Ｈの体幅方向と直交する体軸線方向に略扇形に広がってＸ線束照射領域Ｖを形成する。
このＸ線束照射領域Ｖは、体幅方向がＸ線源１１ａを中心とする円弧状に形成された検知手段２０まで到達する。
このとき、例えば、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓと体幅方向に直交するＡ１−Ａ２ラインに沿って、Ｘ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一となる。
また、検知手段２０上のＡ３−Ａ４及びＡ５−Ａ６ラインに沿っても、Ｘ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一となる。
このように、体幅方向が円弧状となる検知手段２０の体軸線方向の各面上においてもＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一となる。
なお、本実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置の形態を説明する際に用いる「列」とは、Ｘ線ＣＴ装置の形態を説明する場合に通常使用される表現であって、図２においては、検知手段２０に使用されて放射線を検出するシンチレータが、Ａ１−Ａ２、Ａ３−Ａ４、Ａ５−Ａ６ラインなどの体軸線方向に沿って配列する数を示す。

次に、各構成要素の位置関係について説明する。
図１に示すように、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓは陰極１１ｂのビーム照射軸線と一定の角度をなし、寝台Ｂに横たわった被検者Ｈを透過する向きに設定されている。
そして、このＸ線束ＸＲの照射軸線Ｓを跨ぐようにＸ線源１１ａから所定距離ＦＦＤで間隔を開けてヒール効果補正フィルタ１４が配置されている。また、Ｘ線源１１ａとヒール効果補正フィルタ１４との間にコリメータ１２が配置され、Ｘ線源１１ａとコリメータ１２との間にウェッジフィルタ１３が配置されている。以下、各構成要素の詳細について説明する。

Ｘ線源１１ａは、被検者Ｈに向かってＸ線束ＸＲを照射する。このとき、Ｘ線束ＸＲは、被検者Ｈに近づくにつれて照射範囲が照射軸線Ｓに対して、Ｘ線源１１ａを原点にして角度θで広がるように照射される。

コリメータ１２は、板状の部材であって、その表面の中央部に開口部１２ａが形成されている。このコリメータ１２はＸ線源１１ａと被検者Ｈとの間に配置され、開口部１２ａを通過したＸ線束ＸＲのみが被検者Ｈに照射されることとなる。

ヒール効果補正フィルタ１４は、アルミニウムで形成されており、図１及び図３（ａ）に示すように、Ｘ線束ＸＲの入射側透過面が軸平面と直交方向に延びる凸円筒状の曲面（略かまぼこ状）１４ａに、被検者Ｈ側、つまり、凸円筒状の曲面１４ａの反対側の出射側透過面が平面１４ｂに形成されており、Ｘ線源１１ａから照射されるＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布をヒール効果補正フィルタ１４を透過した後は体軸線方向に均一となるように補正する役割を果たす。

このヒール効果補正フィルタ１４の凸円筒状の曲面１４ａは、体軸線方向における平面１４ｂに対して厚さが変化するように形成されている。これにより、Ｘ線束ＸＲがヒール効果補正フィルタ１４を透過すると、Ｘ線束照射領域Ｖの体軸線方向のＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が連続して均一となり、被検体は体軸線方向にその厚みを均等と見なすので、被検体を透過した後も体軸線方向に均一となるといえる。図１においては、ヒール効果補正フィルタ１４は、コリメータ１２と被検者Ｈとの間でコリメータ１２に近接する位置である。さらに、ヒール効果補正フィルタ１４は、照射軸線Ｓと直交し、かつ、ヒール効果補正フィルタ１４の凸円筒状の曲面１４ａの頂点部１４ｃを通る軸から、Ｘ線源１１ａまでの最短距離が、所定距離ＦＦＤ離れた位置となるように配置される。このようにヒール効果補正フィルタ１４を配置すると、Ｘ線源１１ａから所定距離ＦＣＤ離れた位置が前記検知手段２０の位置となり、この検知手段２０に沿ってＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一となる。なお、所定距離ＦＣＤは所定距離ＦＦＤよりも大きい値である。

ヒール効果補正フィルタ１４の厚さは、例えば、図７に示すように、被検者Ｈの体軸線方向において、ヒール効果補正フィルタ１４の一方の端部から次第に厚みが増し、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓから離れた位置で最大厚さとなって頂点部１４ｃを形成し、他方の端部に近づくにつれて厚みが減るようになっている。
ヒール効果補正フィルタ１４の厚さをこのようにしたのは、ヒール効果によってＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が略扇形に広がるため、被検者Ｈの体軸線方向と平行であってＸ線束ＸＲの照射軸線Ｓと直交する体軸線方向の所定の垂直線（例えば、図６（ａ）に示すＸ線強度Ｉｍｉｎ）でこのＸ線強度角度分布を跨ぐと、垂直線とＸ線強度角度分布とが交わる位置のＸ線束ＸＲの強度を基準にした場合、Ｘ線束ＸＲの強度が照射軸線Ｓから離れた位置が最も強く、その位置から垂直線とＸ線強度角度分布とが交わる位置に近づくにつれてしだいにＸ線束ＸＲの強度が小さくなるので、これに対応させるために、厚さをＸ線の強度が強い位置では厚く、Ｘ線の強度が弱い位置では薄くなるようにしている。

なお、ヒール効果補正フィルタ１４の厚さの算出基準となるＸ線強度の最小値Ｉｍｉｎは、適用されるＸ線照射装置１０の形態に応じて選択できる。
図１４は、異なる形態のＸ線照射装置におけるＸ線の強度分布図であって、（ａ）は、Ｘ線束照射領域の形状を規制するコリメータを介してＸ線束が照射される場合のＸ線強度角度分布図、（ｃ）は、Ｘ線束照射領域の形状が特にコリメータなどによって規制されずにＸ線束が照射される場合のＸ線強度角度分布図である。また、（ｂ）、(ｄ）は、それぞれ（ａ）、（ｃ）の形態において適切なヒール効果補正フィルタ１４を適用した場合のＸ線束ＸＲの強度分布図である。

図１４（ａ）においては、コリメータ１２によって、本来のＸ線束照射領域のうち陰極１１ｂ側のＡ´領域と陽極１１ａ側のＢ´領域が規制されている。そして、図１４（ａ）においては、Ａ´領域とＸ線照射領域Ｖとの境界点ａ´が、Ｘ線照射領域Ｖのなかで最も低いＸ線強度（Ｉｍｉｎ）を示している。そして、Ｘ線束ＸＲの強度分布がＩｍｉｎで均一となる厚さにヒール効果補正フィルタ１４を形成することができる。図１４（ａ）で示したＸ線照射装置１０に対し、このようなヒール効果補正フィルタ１４を適用した場合には、図１４（ｂ）に示すようなＸ線の強度分布を示す。

図１４（ｃ）においては、Ｘ線束照射領域Ｖが特にコリメータ１２などによって制限されていない。図１４（ｃ）に示すように、通常、Ｘ線強度角度分布は照射軸線Ｓから所定距離離れた位置にＸ線強度が極大となる極大点Ｋを有し、極大点Ｋから陰極１１ｂ側に離れるに従ってＸ線強度が低下する第一の勾配Ｋ１と、この第一の勾配から連続してこの第一の勾配より大きな勾配によりＸ線強度が低下する第二の勾配Ｋ２とを含んでいる。このとき、第一の勾配Ｋ１と第二の勾配Ｋ２との境界点ａ´におけるＸ線強度をＩｍｉｎと設定し、Ｘ線束ＸＲの強度分布がＩｍｉｎで均一となる厚さにヒール効果補正フィルタ１４を形成することができる。図１４（ｃ）で示したＸ線照射装置に対し、このようなヒール効果補正フィルタを適用した場合には、図１４（ｄ）に示すようなＸ線の強度分布を示す。

このように設定したＸ線強度の最小値Ｉｍｉｎを用いて、ヒール効果補正フィルタ１４の厚さを以下に示すように求めることができる。
つまり、図４（ａ）に示すように、コリメータ１２の開口部１２ａを通過した範囲でヒール効果補正フィルタ１４を用いない場合のＸ線束ＸＲの強度が、図４（ｂ）に示すように、照射軸線Ｓから離れた位置で最大となり、そこから次第に小さくなっているため、このＸ線強度角度分布の不均一を均一にするために前記のごとく凸円筒状の曲面１４ａを形成したものである。
したがって、図４（ｃ）に示すように、このヒール効果補正フィルタ１４を用いた場合は、図４（ｄ）に示すように、ヒール効果補正フィルタ１４に入射するＸ線束ＸＲの強度が最も大きくなる位置ではヒール効果補正フィルタ１４の厚さが最も厚く形成され、Ｘ線束ＸＲの強度がしだいに弱くなる位置に対応してヒール効果補正フィルタ１４の厚さが薄くなるように形成されるので、Ｘ線源１１ａから所定距離ＦＣＤにおいて、被検者Ｈの体軸線方向に沿ってＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一になる。

なお、このヒール効果補正フィルタ１４の厚さは、次の式１から求めることもできる。
すなわち、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓと熱電子ビーム束のビーム照射軸線とを含む平面において、図５に示すように、Ｘ線束ＸＲの照射軸線ＳをＹ軸とし、Ｙ軸上の焦点（Ｘ線源１１ａ）から距離ＦＣＤ離れた位置を座標軸（Ｙ−Ｚ）の原点とする。そして、この原点を通りつつＹ軸と直交し、かつ被検者Ｈの体軸線方向と平行となる向きをＺ軸とする。この距離ＦＣＤは、Ｘ線源１１ａからアイソセンタ、つまり、寝台Ｂ側の検知手段２０までの距離となっている。
また、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓに対するＸ線束ＸＲの広がりの角度θにおけるヒール効果補正フィルタ１４の透過前のＸ線束ＸＲの強度をＩ₀（θ）、ヒール効果補正フィルタ１４の透過後のＸ線束ＸＲの強度をＩ（θ）とする。角度θにおけるヒール効果補正フィルタ１４のみかけ厚さをＬ（θ）とする。このθは、前記Ｘ線源１１ａ位置からこのＸ線束の照射軸線に対して対称に広がって成す±コーンアングルの範囲内の所定の角度である。式中のｚとｙが各々Ｚ軸とＹ軸との交点を原点とする各軸方向の位置とし、ＦＦＤが前記Ｘ線源１１ａ位置からＹ軸に沿った所定距離を示す。
このとき、角度θでヒール効果補正フィルタ１４をＸ線束ＸＲが透過する場合、みかけ厚さをＬ（θ）は、斜距離として表されるので、これをＹ軸の方向の長さ（厚さ）Ｌａ（θ）で示す。

そして、図６（ａ）に示すように、Ｘ線強度角度分布を補正する範囲において、後記するフィッティング関数をあてはめる。このとき、Ｘ線強度の最大値をＩｍａｘ、最小値をＩｍｉｎ、そして角度θにおけるＸ線強度をＩ（θ）とする。また、減弱係数をμとする。
また、図６（ｂ）に示すように、このＩ（θ）をＩｍｉｎにするために以下に示す式２を用いて必要なみかけ厚さＬ（θ）を求める。
Ｉ（θ）=Ｉ₀（θ）ＥＸＰ（−μｘ）（式２）
ここで、ｘはみかけ厚さである。
このとき、ｘにＬ（θ）、Ｉ₀（θ）にＩｍｉｎを代入してＬ（θ）を求めると、以下に示す式３のように表される。
Ｌ(θ)=１／μ×ｌｎ（Ｉ（θ）／Ｉｍｉｎ）（式３）
これを実際の厚さＬａ（θ）を求めるために、以下の式４に示すようにｙ，ｚ成分に分解する。
ヒール効果補正フィルタ１４を設置する位置を、焦点の位置から距離ＦＦＤ離れた位置とすると、式４は、下記に示す式１のように表せる。
ここで、ｙ´とｚ´は、体軸線方向の位置に対する厚さと、体軸線方向の位置と、を示す。
この式から三角関数を消去すると、以下に示す式５のように表すことができる。
この式５をｙ´について解くとヒール効果補正フィルタ１４の厚さＬａ（θ）を求めることができる。
この式１を用いて形成したヒール効果補正フィルタ１４は、その凸円筒状の曲面１４ａが向く向きを、被検者Ｈ側やＸ線源１１ａ側に変えて用いることもできる。
なお、ここでは、ヒール効果補正フィルタ１４を一枚の構成のものとしたが、複数枚に分割した構成とする場合などは、Ｘ線束が透過する距離がこの厚さに一致するように設計すればよい。

ウェッジフィルタ１３は、図３（ｂ）に示すように、被検者Ｈ側の透過面が体軸線方向に延びる凹円筒状をなし、Ｘ線源１１ａ側の透過面が平面１３ｂをなす形状に形成されており、被検者Ｈの胴回りのＸ線束ＸＲの強度を補正する役割を果たし、Ｘ線源１１ａとコリメータ１２との間であってコリメータ１２に近接する位置に配置される。
なお、ウェッジフィルタ１３の配置位置は、コリメータ１２と被検者Ｈとの間や、コリメータ１２とヒール効果補正フィルタ１４との間であってもよい。

（使い方）
次に、本発明のＸ線ＣＴ装置１の使用方法について図１を参照して説明する。
まず、被検者ＨをＸ線照射装置１０のＸ線源１１ａ下方の水平な寝台Ｂに横たわらせる。この状態でＸ線源１１ａからＸ線束ＸＲを照射すると、Ｘ線束ＸＲはウェッジフィルタ１３を透過して体幅方向のＸ線強度角度分布が均一となるように補正されコリメータ１２に到達する。コリメータ１２の開口部１２ａにより照射範囲を制限されたＸ線束ＸＲは、さらにヒール効果補正フィルタ１４を透過しつつ体軸線方向のＸ線強度角度分布を均一に補正されて被検者Ｈに到達する。被検者Ｈを透過したＸ線束ＸＲは、さらに体軸線方向のＸ線強度角度分布が均一なまま多数の検知手段２０に到達することになる。

このように、ヒール効果補正フィルタ１４を構成したので、Ｘ線束ＸＲのヒール効果によるＸ線強度角度分布をヒール効果補正フィルタ１４を透過した後に体軸線方向に均一にすることができる。
また、このようにＸ線照射装置１０を構成したので、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぐことができる。
さらに、このように、Ｘ線ＣＴ装置１を構成したので、Ｘ線源１１ａから所定距離ＦＣＤでＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布を均一にすることができ、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぐことができる。

（第二の実施形態）
本発明の第二の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射装置１０ａが、図８（ａ）に示すように、Ｘ線束ＸＲの入射側透過面となるヒール効果補正フィルタ１４の平面１４ｂがＸ線源１１ａ側に形成され、Ｘ線束ＸＲの出射側透過面となる凸円筒状の曲面１４ａが被検者Ｈ側に形成されている点で第一の実施形態と異なる。
このヒール効果補正フィルタ１４の平面１４ｂがコリメータ１２と被検者Ｈとの間でコリメータ１２に近接しつつＸ線源１１ａから所定距離ＦＦＤ離れた位置に配置されると、Ｘ線源１１ａから所定距離ＦＣＤ離れた位置で、Ｘ線束照射領域Ｖの連続する体軸線方向に沿ってＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布が均一となる。
このように、ヒール効果補正フィルタ１４を配置しても第一の実施形態と同様に、図８（ｂ）に示すように、Ｘ線源１１ａからの所定距離ＦＣＤ（検知手段２０）でＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布を均一にすることができ、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぐことができる。

（第三の実施形態）
本発明の第三の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射装置１０ｂが、図８（ｃ）に示すように、Ｘ線束ＸＲの入射側透過面となるヒール効果補正フィルタ１４の平面１４ｂがＸ線源１１ａ側に形成され、Ｘ線束ＸＲの出射側透過面となる凸円筒状の曲面１４ａが被検者Ｈ側に形成され、ヒール効果補正フィルタ１４がＸ線源１１ａ側に位置するウェッジフィルタ１３と、コリメータ１２との間に配置されている点で第一の実施形態と異なる。
このように、ヒール効果補正フィルタ１４を配置しても第一の実施形態と同様に、図８（ｄ）に示すように、Ｘ線源１１ａからの所定距離ＦＣＤ（検知手段２０）でＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布を均一にすることができ、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぐことができる。

（第四の実施形態）
本発明の第四の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射装置１０ｃが、図８（ｅ）に示すように、Ｘ線束ＸＲの入射側透過面となるヒール効果補正フィルタ１４の凸円筒状の曲面１４ａがＸ線源１１ａ側に形成され、Ｘ線束ＸＲの出射側透過面となる平面１４ｂが被検者Ｈ側に形成され、ヒール効果補正フィルタ１４がＸ線源１１ａ側に位置するウェッジフィルタ１３と、Ｘ線源１１ａとの間に配置されている点で第一の実施形態と異なる。
このように、ヒール効果補正フィルタ１４を配置しても第一の実施形態と同様に、図８（ｆ）に示すように、Ｘ線源１１ａからの所定距離ＦＣＤ（検知手段２０）でＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布を均一にすることができ、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぐことができる。

（第五の実施形態）
本発明の第五の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射装置が、図９に示すヒール効果補正フィルタ１５を、被検者Ｈの体軸線方向に凸円筒状の曲面１５ａと、凸円筒状の曲面１５ａの反対側に体幅方向に凹円筒状の曲面１５ｂとに形成している点で第一の実施形態と異なる。
また、このヒール効果補正フィルタ１５は、被検者Ｈの体軸線方向に凸円筒状の曲面１５ａと、凸円筒状の曲面１５ａの反対側に体幅方向に凹円筒状の曲面１５ｂとが形成されている。また、凸円筒状の曲面１５ａには、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓから離れた位置に頂点部１５ｃが形成されている。
つまり、このヒール効果補正フィルタ１５は、第一の実施形態で用いたヒール効果補正フィルタ１４の平面１４ｂに、第一の実施形態で用いたウェッジフィルタ１３の平面１３ｂを当接させた形状となっている。好ましくは、第一の実施形態で用いたヒール効果補正フィルタ１４とウェッジフィルタ１３とを一体で形成する。
このヒール効果補正フィルタ１５にＸ線束ＸＲを透過させると、Ｘ線源１１ａから所定距離ＦＣＤ（検知手段２０）で、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓに対して垂直となる被検者Ｈの体軸線方向に沿ってＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布を均一にすることができ、また、被検者Ｈの体幅方向に被検者Ｈの厚さの変化に応じてＸ線束ＸＲの強度の補正をすることができるので、被検者Ｈに必要以上に被ばくさせるのを防ぎつつ、鮮明な断層データを得ることができる。

このように、本発明のヒール効果補正フィルタ１４，１５によれば、被検体ＨにＸ線束ＸＲを照射する際に、ヒール効果によるＸ線束ＸＲのＸ線強度角度分布の不均一を体軸線方向で均一になるように補正することができる。

さらに、本発明のヒール効果補正フィルタ１４，１５は、本発明者らによる詳細な技術的検討によって、従来のヒール効果に関する知見からでは推察しえない新たな機能および効果とその用途が見出された。
ここで、本発明のヒール効果補正フィルタ１４，１５が備える新たな機能および効果とその用途を示す。

通常、Ｘ線ＣＴ装置１においてＸ線源１１ａから照射されるＸ線束ＸＲは、広帯域のエネルギスペクトルからなる連続Ｘ線であって、その線質評価には、一般に実効エネルギが用いられる。実効エネルギは、Ｘ線束ＸＲの半価層と等しい半価層を与える単色Ｘ線のエネルギ値であって、従来公知の方法によって、照射されるＸ線束ＸＲの半価層から容易に算出することができる。なお、半価層は、入射Ｘ線量に対し出射Ｘ線量を半減させるフィルタの厚みで表現されるものである。

本発明者らによる調査の結果、従来のウェッジフィルタのみを適用したＸ線照射装置においては、ウェッジフィルタを透過したＸ線束の実効エネルギが、所定方向に不均一であることが見出されていた。従来では、Ｘ線照射装置において、考慮されるのは線量分布のみであって実効エネルギの分布は考慮されず、被検体に照射されるＸ線束の実効エネルギが不均一であることの不利益に関しては、課題にすらなっていなかった。

図１に示したように、本実施形態のＸ線照射装置１０は、陽極（Ｘ線源）１１ａから照射されるＸ線束ＸＲが被検者Ｈを透過して寝台Ｂ側の検知手段２０の表面でＸ線強度角度分布が均一となるようにＸ線束ＸＲを照射する装置であって、陰極１１ｂとＸ線源１１ａと、コリメータ１２と、凹円筒状の曲面１３ａを有するウェッジフィルタ１３と、凸円筒状の曲面１４ａを有するヒール効果補正フィルタ１４と、から構成されている。
このＸ線照射装置１０によるＸ線束ＸＲの被検者Ｈの所定方向の実効エネルギは、ヒール効果補正フィルタ１４をＸ線束ＸＲが透過することによって、高くかつ均一となる。

本実施形態のヒール効果補正フィルタ１４は、Ｘ線源１１ａから照射されるＸ線束ＸＲがヒール効果補正フィルタ１４を透過した後は、その実効エネルギを所定方向に均一となるように補正する役割を果たすものである。具体的には、このようなヒール効果補正フィルタ１４を用いると、ウェッジフィルタ１３を透過後のＸ線束ＸＲの実効エネルギが低い位置では厚く、ウェッジフィルタ１３を透過後のＸ線束ＸＲの実効エネルギが高い位置では薄くなるようになっているため、熱電子ビーム束のビーム照射軸線とＸ線束の照射軸線Ｓとを含む軸平面上において、陽極１１ａから所定距離離れた照射軸線Ｓと直交する軸上での実効エネルギを、高くかつ均一にすることができる。

このように実効エネルギが高くなるのは、ヒール効果補正フィルタ１４は所定の厚さを備えているために、ヒール効果補正フィルタ１４をＸ線束ＸＲが透過することによって、Ｘ線束ＸＲに含まれる低いエネルギのＸ線は吸収され、Ｘ線束ＸＲのエネルギ分布が高エネルギ側にシフトするためと考えられる。被検体Ｈに入射するＸ線の実効エネルギが高いと、被検体Ｈを透過する際にエネルギが吸収されにくくなり、被検体から出射するＸ線の実効エネルギの相違が小さくなる。このようなヒール効果補正フィルタ１４をＸ線ＣＴ装置１などに適用した場合には、ビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトの発生を減少させ、画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にすることができる。

さらには、所定方向に実効エネルギを均一にするヒール効果補正フィルタ１４の厚さを算出する式として、前記した式１を適用してもよい。
ヒール効果補正フィルタ１４を一枚の構成のものとしたが、複数枚に分割した構成とする場合などは、Ｘ線束が透過する距離がこの厚さに一致するように設計すればよい。

また、ヒール効果補正フィルタを所定方向に実効エネルギを均一にする用途に使用する場合においても、前記第一の実施形態〜第五の実施形態で示したように、ヒール効果補正フィルタを多様に配置した構成としてもよい。

なお、このようなヒール効果補正フィルタ１４をＸ線ＣＴ装置１などに適用した場合に低減させることができるアーチファクトは、ビームハードニングアーチファクトに限定されるものではない。例えば、リングアーチファクトは、検出器の不具合により画像データに環状のアーチファクトが生じるものであるが、通常、コンピュータプログラムによって、画像データにおけるリングアーチファクトを検出し、補正する処理がなされている。ところが、画像データにリングアーチファクトとともにビームハードニングアーチファクトが存在すると、コンピュータプログラムによるリングアーチファクトを検出し、補正する処理が正確になされないことがある。従って、本実施形態のヒール効果補正フィルタ１４は、画像データにおけるビームハードニングアーチファクトを低減させるだけでなく、リングアーチファクトなど、他のアーチファクトの低減に対しても効果を奏するものである。

ここで、このように実効エネルギを高くかつ均一にし、アーチファクトを低減するという新たな機能および効果とその用途を備えたヒール効果補正フィルタを用いたＸ線ＣＴ撮像方法について図１を参照して説明する。
図１に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ撮像方法に使用されるＸ線ＣＴ装置１１は、このようなヒール効果補正フィルタ１４が設置されたＸ線照射装置１０と検知手段２０と寝台Ｂと図示しないガントリーとから構成されており、寝台Ｂに横たわる被検者Ｈに向けてＸ線照射装置１０が被検体の体軸線周りを回転しながらＸ線束ＸＲを照射し、一方寝台Ｂもそれに伴い進退し、その間、検知手段２０が被検者を透過するＸ線束を検知して断層データを生成し、図示しないコンピュータによりその断層データを画像処理して画像データに変換するものである。なお、Ｘ線ＣＴ装置１の構成は前記したものと同様であるので説明は省略する。
そして、本実施形態に係るＸ線ＣＴ撮像方法は、まず、被検者ＨをＸ線照射装置１０のＸ線源１１ａ下方の水平な寝台Ｂに横たわらせる。この状態でＸ線源１１ａからＸ線束ＸＲを照射すると、Ｘ線束ＸＲはウェッジフィルタ１３を透過してコリメータ１２に到達する。コリメータ１２の開口部１２ａにより照射範囲を制限されたＸ線束ＸＲは、さらにヒール効果補正フィルタ１４を透過しつつ、熱電子ビーム束のビーム照射軸線とＸ線束ＸＲの照射軸線とを含む軸平面上において、Ｘ線源１１ａから所定距離離れた照射軸線と直交する軸上での実効エネルギを高くかつ均一に補正されて被検者Ｈに到達する。このようなヒール効果補正フィルタ１４を介したＸ線束ＸＲは、被検者Ｈを透過する際にエネルギが吸収されにくくなり、被検体Ｈから出射するＸ線の実効エネルギの相違が小さくなる。被検者Ｈを透過したＸ線束ＸＲは、その実効エネルギを保持したまま多数の検知手段２０に到達する。そして、検知手段２０がこのＸ線束を検知して断層データを生成し、図示しないコンピュータによりその断層データを画像処理して画像データに変換する。
このようなヒール効果補正フィルタ１４を用いたＸ線ＣＴ撮像方法によれば、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトの発生を減少させ、画像データの画室を体軸線方向に均一かつ良好にすることができる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は前記実施形態には限定されない。例えば、Ｘ線束の照射方向は、垂直方向や、水平方向、斜め方向等としても良い。
また、被検体は人体に限るものではなく、動物あるいは植物全般、建物や機械などの構造物であってもよい。
また、各実施形態において、ウェッジフィルタ１３を用いてＸ線束ＸＲを照射しているが、このウェッジフィルタ１３を除いてＸ線束ＸＲを照射しても良い。
また、本発明のＸ線照射装置１０はＣＴでの使用に限定されるものでなく、診療用Ｘ線装置、デジタルラジオグラフィ（ＤＲ）、あるいはその他の一般的なＸ線束を照射する装置においても使用できるものである。
また、角度θは、コリメータ１２の開口部１２ａの開口幅がＸ線束ＸＲの照射軸線Ｓに対して均等にならない状態で配置されても、適宜用いることができる。

以下、実施例により本発明をさらに詳細に説明するが、本発明はこれらの実施例に限定されない。

＜実施例１＞
ここで、式１の計算式から、第一の実施形態で用いたヒール効果補正フィルタ１４の厚さを求める。
ここで、Ｘ線ＣＴ装置１には２５６列ＣＴ、１２０ｋｖ、頭部用ウェッジを用い、Ｘ線強度角度分布がわかるように１３８ｍｍビーム幅で照射した。
そして、二次式となっているフィッティング関数である以下の式６を用いてフィッティングした。
ここで、Ｘ線強度のＩｍａｘを１００％、Ｉｍｉｎを７４％とした。
この条件において、ヒール効果補正フィルタ１４を用いることで、全体のＸ線強度が７４％になるように計算した。
このとき、ヒール効果補正フィルタ１４の厚さとＸ線透過率の関係は、図１０のような測定結果となり、以下の式７で表される。
Ｉ=ＥＸＰ（−０．１３ｘ）（式７）
Ｉ：透過後Ｘ線強度、ｘ：ヒール効果補正フィルタ１４の厚さ
この式７を用いてＸ線強度をＩｍｉｎにするための必要なみかけ厚さＬ（θ）を計算する。
Ｌ（θ）=７．６７ｎ（Ｉ（θ）／７４）（式８）
式１からコーンアングルを考慮し、実際に求めるヒール効果補正フィルタ１４の厚さＬａ（θ）を求める。このとき、ＦＣＤ＝６００ｍｍ、ＦＦＤ＝４０ｍｍ、とした。
これにより求められたヒール効果補正フィルタ１４の厚さＬａ（θ）は、図７に示すように表される。

＜実施例２＞
本実施例では、実際に作製したヒール効果補正フィルタをＸ線ＣＴ装置１に適用し、その効果に関して検証を行った。

本実施例において、ヒール効果補正フィルタは、前記した第五の実施形態で用いた形状のものを使用した。すなわち、このヒール効果補正フィルタは、図９に示すように、体軸線方向に凸円筒状の曲面１５ａと、凸円筒状の曲面１５ａの反対側に体幅方向に凹円筒状の曲面１５ｂとが形成されている。また、凸円筒状の曲面１５ａには、Ｘ線束ＸＲの照射軸線Ｓから離れた位置に頂点部１５ｃが形成されている。言い換えると、本実施例で使用したヒール効果補正フィルタ１５は、第一の実施形態で用いたヒール効果補正フィルタ１４の平面１４ｂに、第一の実施形態で用いたウェッジフィルタ１３の平面１３ｂを当接させた形状である。
比較例として、ヒール効果補正フィルタは用いず、第一の実施形態で用いたウェッジフィルタ１３のみを使用して測定した。
なお、本実施例で使用したヒール効果補正フィルタ１５と比較例で使用したウェッジフィルタ１３の材質は、同一のアルミニウム材からなる。
そして、作製した本実施例のヒール効果補正フィルタ１５および比較例のウェッジフィルタ１３をそれぞれ図１に示すＸ線ＣＴ装置１にセットして、下記の評価を行った。

[線量分布]
線量分布は、Ｘ線ＣＴ装置１として２５６列ＣＴを用い、固定されたＸ線管から管電圧１２０ｋＶ、管電流２００ｍＡの条件で鉛直下方にＸ線を照射し、体軸線方向に沿って配設されている複数の検出器によってＸ線の強度を測定した。検出器には、２．８ｍｍ（体幅方向）×２．８ｍｍ（体軸線方向）×２．７ｍｍ（厚さ方向）の検出感度があるＳｉＰＩＮフォトダイオード線量計（浜松ホトニクス社、Ｓ２５０６−０４）を用いた。
そして、実施例および比較例に関して、それぞれ体軸線方向の線量分布を評価した。

[実効エネルギ]
前記したように、実効エネルギは、Ｘ線束ＸＲの半価層と等しい半価層を与える単色Ｘ線のエネルギ値であって、従来公知の方法によって、照射されるＸ線束の半価層から容易に算出することができる。
半価層は、入射Ｘ線量に対し出射Ｘ線量を半減させるフィルタの厚みで表現される。具体的には、固定されたＸ線管を様々な厚さのアルミニウムフィルタで覆い、Ｘ線管から鉛直下方に照射されるＸ線の強度を電離箱式照射線量計により測定して照射減弱曲線を作成し、この照射減弱曲線に基づいて半価層を算出した。なお、本実施例では、電離箱式照射線量計として、０．６ｍｌ体積の電離箱式照射線量計（応用技研社、Ｃ−１１０）を使用した。
そして、実施例および比較例に関して、それぞれ体軸線方向とこれに直交する体幅方向とを含む平面における実効エネルギ分布を評価した。

[画像データ]
画像データは、Ｘ線ＣＴ装置１として２５６列ＣＴを用い、管電圧１２０ｋＶ、管電流２００ｍＡ、照射時間１秒、ガントリ回転時間１秒、スライス厚１ｍｍの条件で、寝台Ｂに静置されたＣＴファントムを撮像することによって取得した。撮像対象としたＣＴファントムには、低コントラスト評価用ファントム（ＰｈａｎｔｏｍＬａｂｏｒａｔｏｒｙ社、Ｃａｔｐｈａｎ５００）を使用した。
そして、実施例および比較例に関して、それぞれ体軸線方向位置−４０ｍｍ，０ｍｍ，４０ｍｍにおいて撮像された画像データを用いて評価を行った。
以上の評価を行った結果を、図面を参照して説明する。

図１１は、線量分布の測定結果を示す図である。図１１において、縦軸はＸ線強度、横軸は体軸線方向位置（照射軸線と体軸線との交点から陰極側を−、陽極側を＋で示す）である。そして、図１１において、破線は、本実施例のヒール効果補正フィルタ１５を適用した場合（図中では、ＨＥＣＷｅｄｇｅと記載）、実線は、比較例のウェッジフィルタのみを適用した場合（図中では、ＣｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌＷｅｄｇｅと記載）の線量分布を示す。なお、図１１で縦軸に示すＸ線強度は、比較例において最大となるＸ線強度を１．０とした場合の相対値で表している。
図１１に示すように、本実施例では極大値を有する比較例に比べ、体軸線方向に沿って低くかつ均一なＸ線強度分布を示した。
さらに、本実施例によってＸ線強度分布が低くかつ均一となった結果、本実施例の積分線量も比較例に比べて２０％低下させることができた（図１１においては、面積比に相当）。従って、本実施例によれば、Ｘ線ＣＴ装置１で撮像する際に被検者Ｈの被爆を大幅に低減させることができる。
なお、本実施例においては、線量計を使用して線量分布を測定したが、このような測定方法に限定されない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置においてＸ線管球が回転する場合には、Ｘ線管球を固定させて鉛直下方にＸ線束を照射し、体軸線方向に沿って配設された所定のフィルムによって測定することができる。そして、Ｘ線曝射されたフィルムの黒度化をデンシトメータなどで測定し、線量分布を取得する。

図１２は、実効エネルギの測定結果を示す図であって、（ａ）は比較例のウェッジフィルタを適用した場合、（ｂ）は本実施例のヒール効果補正フィルタを適用した場合である。図１２において、縦軸と横軸によって、体軸線方向と体幅方向を含む平面の座標を示し、縦軸は体軸線方向位置（照射軸線と体軸線との交点から陰極側を−、陽極側を＋で示す）、横軸は体幅方向位置（照射軸線と体幅線との交点から一方の側を−、他方の側を＋で示す）である。そして、図１２において、実効エネルギが等しい座標は、等エネルギ線として同一の線で結ばれている。また、濃色で示す領域ほど実効エネルギは低く、淡色で示す領域ほど実効エネルギは高い。
図１２に示すように、比較例では、体軸線方向に陰極側が低く陽極側が高い不均一な分布を示したのに対して、本実施例では、体軸線方向の陰極側から陽極側にかけて、均一な分布を示した。

図１３は、撮像したＣＴファントムの画像データである。図１３に示すように、比較例では陽極側に移るに従ってファントムの中心部に黒い円状のアーチファクトが現れる。その一方で、本実施例においては、どの体軸線方向位置に関わらず、アーチファクトは見られず、画像データの画質は均一であった。
また、このようにアーチファクトの発生に影響される画像データの画質の均一性の評価は、ＣＴ値を用いて行うことができる。ＣＴ値は、次の式９により表される。
式９において、μは、対象物質の線減弱係数を示し、μ_waterは、水の線減弱係数を示す。水のＣＴ値は０、空気は−１０００で定義されている。このときの単位をＨＵ（ハンスフィールドユニット）を用いる。
ここで、比較例の体軸線方向位置−４０ｍｍと４０ｍｍとを比較すると、画像データの中心部のＣＴ値の差が、２〜３％であった。一方で、本実施例の体軸線方向位置−４０ｍｍと４０ｍｍとを比較すると、画像データの中心部のＣＴ値の差が、０．３％であった。すなわち、本実施例は、比較例に比べ、体軸方向位置によるＣＴ値の差を低減することができた。このようにＣＴ値の差が低減されることにより、アーチファクトが低減し、例えば、肝臓などの診断上低コントラストが重要な要素となる部位で、特に、微小な腫瘍や血管などを描出する場合においても、良好な画像データを取得することができる。
なお、本実施例において、Ｘ線束の実効エネルギは５５ｋｅＶであった。ただし、この値は画像データにおいてアーチファクトが低減された場合の実効エネルギ値の一例に過ぎず、本発明を限定するものではない。
なお、測定結果を図示しないが、撮像対象となるファントムを他の種類のものに代えて撮像した場合でも、比較例においては特に陽極側でアーチファクトが現れた一方で、本実施例の画像データにおいてはアーチファクトが現れなかった。本発明によれば、撮像対象に関わらず、アーチファクトを減少させ、体軸線方向に画像データの画質を均一にすることが可能である。
このように本発明のヒール効果補正フィルタによれば、２５６列の検出器を備えたＸ線ＣＴ装置でもアーチファクトを低減させることができる。すなわち、本発明に係るヒール効果補正フィルタは、被検者に照射するＸ線束の所定方向のＸ線角度分布を均一にすることで被検体の被爆を低減し、実効エネルギを所定方向に高くかつ均一にすることで、特にビームハードニングアーチファクトなどのアーチファクトの発生を減少させ、画像データの画質を体軸線方向に均一かつ良好にすることができるという効果を有するヒール効果補正フィルタとして、例えば、３２、４０、６４、１２４列など、３２列以上に多列化した検出器を備えたＸ線ＣＴ装置に好適に用いることができる。

Claims

陰極から陽極に熱電子ビーム束を照射して陽極で発生するＸ線束を、被検体の体幅方向に凹円筒状の曲面となるウェッジフィルタを介して前記被検体に向け照射する際に、
前記Ｘ線束が前記陽極から前記被検体の体幅方向に広がりつつヒール効果によるＸ線強度角度分布によって前記被検体の体幅方向と直交する体軸線方向に略扇形に広がって形成
されるＸ線束照射領域で前記被検体の体軸線方向に不均一となる前記Ｘ線強度角度分布を均一とする厚さに形成されているヒール効果補正フィルタであって、
前記厚さは、
前記Ｘ線束の照射軸線と前記熱電子ビーム束のビーム照射軸線とを含む平面において、Ｘ線束の照射軸線をＹ軸とし、Ｘ線束の照射方向にＹ軸に沿って距離ＦＣＤ離れた位置でＹ軸と直交する軸をＺ軸とし、ｚ´とｙ´が各々Ｚ軸とＹ軸との交点を原点とする各軸方向の位置とし、ＦＦＤが前記陽極位置からＹ軸に沿った所定距離を示し、θが前記陽極位置からこのＸ線束の照射軸線に対して対称に広がって成すコーンアングルの範囲内の所定の角度であり、Ｌａ（θ）が前記角度θにおけるｙ´の方向の長さを示す場合において、次の式１の計算式で求められることを特徴とするヒール効果補正フィルタ。
複数に分割可能に構成され、使用時において前記Ｘ線束が前記ヒール効果補正フィルタを透過する距離が、前記厚さに一致することを特徴とする請求項１に記載のヒール効果補正フィルタ。
前記Ｘ線束の入射側透過面又は出射側透過面の一方が前記被検体の体軸線方向に延びる凸円筒状の曲面に形成され、他方が平面に形成されていることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のヒール効果補正フィルタ。
前記Ｘ線束の入射側透過面又は出射側透過面のいずれか一方が前記体軸線方向に延びる凸円筒状の曲面に形成され、他方が前記体軸線方向と直交する体幅方向に延びる凹円筒状の曲面に形成されていることを特徴とする請求項1又は請求項２に記載のヒール効果補正フィルタ。
Ｘ線検出器を３２列以上備えたＸ線ＣＴ装置に用いられることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタ。
陰極から陽極に熱電子ビーム束を照射し、陽極で発生するＸ線束を被検体に向け照射するＸ線照射装置において、
前記Ｘ線束が前記陽極から前記被検体の体幅方向に広がりつつヒール効果によって前記被検体の体幅方向と直交する体軸線方向に略扇形に広がるＸ線束照射領域で前記被検体の体軸線方向に不均一となるＸ線束のＸ線強度角度分布を均一に補正する請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタを、陽極と被検体との間に所定の距離で設けたことを特徴とするＸ線照射装置。
請求項６に記載のＸ線照射装置を採用したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のヒール効果補正フィルタをＸ線ＣＴ装置に適用し、体軸線方向に沿って撮像される画像データのＣＴ値の差を低減することによって、前記Ｘ線ＣＴ装置で撮像される画像データのアーチファクトを低減させることを特徴とするＸ線ＣＴ撮像方法。