WO2015093248A1 - Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法 - Google Patents

Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2015093248A1
WO2015093248A1 PCT/JP2014/081340 JP2014081340W WO2015093248A1 WO 2015093248 A1 WO2015093248 A1 WO 2015093248A1 JP 2014081340 W JP2014081340 W JP 2014081340W WO 2015093248 A1 WO2015093248 A1 WO 2015093248A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
arm
ray
displacement
tomography apparatus
ray detector
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/081340
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
正和 岡部
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to JP2015553449A priority Critical patent/JPWO2015093248A1/ja
Publication of WO2015093248A1 publication Critical patent/WO2015093248A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/587—Alignment of source unit to detector unit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
    • A61B6/4441—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure the rigid structure being a C-arm or U-arm
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5264—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion
    • A61B6/527—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion using data from a motion artifact sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/547—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving tracking of position of the device or parts of the device
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4405—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis the apparatus being movable or portable, e.g. handheld or mounted on a trolley
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4464—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit or the detector unit being mounted to ceiling
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

　C型アームの回転角度によって変わるX線源とX線検出器の幾何学的変位が画像に与える影響を補正し、歪みがなく精度の高いCT像を得るために、一端側にX線源20、他端側にX線検出器30が固定されたC型アーム10に、その歪を測定する歪センサを固定する。X線検出器30が検出した投影データを用いて被検体の断層像を計算する計算機は、歪センサが計測したC型アーム10の歪を用いて、C型アームの回転中心に対するX線源及びX線検出器の幾何学的変位を計算する変位計算部を備え、変位計算部が計算した幾何学的変位を用いて、前記投影データを補正する。

Description

Ｃ型アームを用いたＸ線断層撮影装置及びその制御方法
　本発明は、C型アームを用いたX線断層撮影装置(以下、X線CT装置という)及びX線断層撮影方法に係り、特に、C型アームに生じる力学的歪みが画像に与える影響を補正する機能を備えたX線CT装置及びその制御方法に関する。
　C型アームを用いたX線CT装置は、C型アームの両端にX線源とX線検出器を対向配置し、C型アームを平面内の半円状軌跡でスライド回転させたり、支持軸を中心として旋回(プロペラ回転)させたりすることにより、X線源とX線検出器との間に配置された被検体の断層像を撮像する。このようなC型アームの回転駆動の際に、C型アームにかかる力学的歪みが回転の角度ごとに変化し、これに起因してX線源とX線検出器の相対的な位置もわずかながら変化する。この幾何学変位によって投影画像が角度毎に変化し、最終的な断層像をゆがませる原因となる。
　C型アームの幾何学的変位を補正する技術として、ワイヤーファントムを回転撮影し、該ワイヤーのCT再構成像が結像するように、投影画像ごとに回転中心座標を較正する機能を備えたX線CT装置が提案されている(特許文献1)。
特許第5019879号公報
　特許文献1のX線CT装置により実現される幾何学補正は、X線検出器に写るワイヤーファントムの像(投影像)の座標の変位量に基づく補正であり、X線源とX線検出器の横方向のずれ、すなわちX線検出器の面内方向のずれに対しては有効であるが、X線源とX線検出器を結ぶ方向(C型アームの半径方向)の幾何学変位を補正することはできない。
半径方向の幾何学的変位は、画像の拡大率に影響を与えるため、小さな構造物のCT像は結像しても、臓器のような大きな物体のCT像では輪郭形状に歪みを生じる可能性があった。
　本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、C型アームの角度によって変わるX線源とX線検出器の幾何学的変位が画像に与える影響を補正し、歪みがなく精度の高いCT像を得ることが可能なX線CT装置及びその制御方法を提供することを目的とする。
　上記課題を解決するため、本発明のX線CT装置は、C型アームにその力学的歪み量を計測する手段(歪センサ)を設けるとともに、計測した歪み量を用いてX線源とX線検出器を結ぶ方向(半径方向)の幾何学変位を較正する手段を備えることを特徴とする。
　すなわち、本発明のX線CT装置は、C型アームと、当該C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器と、前記C型アームを回転可能に支持する支持装置と、前記X線検出器が検出した投影データをもとに前記X線源と前記X線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機と、前記C型アームの歪量を測定する歪計測装置と、を備え、前記計算機は、前記歪計測装置が計測した前記C型アームの歪量を用いて前記X線源及び前記X線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算する変位計算部と、前記変位計算部が計算した幾何学的変位を用いて、前記投影データを補正する画像補正部と、を備えたことを特徴とする。
　本発明は、C型アームの回転が、その円弧に沿ったスライド回転、支軸を中心とする旋回のいずれの場合にも適用することができる。
　本発明によれば、歪計測装置が計測したC型アームの歪量からX線源及び/又はX線検出器の変位(半径方向の変位)を計算することにより、C型アームのほぼ回転中心に配置された被検体とX線源及び/又はX線検出器の距離の変化を把握することができ、距離変化に伴う拡大率の変化をC型アームの角度毎、すなわち各角度の投影データ毎に補正することができる。これにより大視野のCT画像においても画像の歪みのない精度のよいCT画像を得ることができる。
　特にC型アームを手動で回転させるX線CT装置において、C型アームにかかる応力の変化とそれに伴う変位の変化に対応することで、半径方向の変位に起因する画像の歪みをリアルタイムで補正することができる。
本発明が適用されるX線CT装置の一例を示す全体概要図 本発明が適用されるX線CT装置の他の例を示す全体概要図 本発明が適用されるX線CT装置のさらに別の例を示す全体概要図 第1実施形態のX線CT装置の演算部の機能ブロック図 C型アームスライド回転時のX線源及びX線検出器の変位を説明する図で、(a)と(b)はX線源の位置が約90°異なる状態を示している。 拡大率の補正を説明する図 横方向変位の補正を説明する図 第2実施形態のX線CT装置の全体概要を示す図 第2実施形態における歪センサの配置を説明する図 C型アーム旋回時のX線源及びX線検出器の変位を説明する図で、(a)と(b)は旋回角度が異なる状態を示している。
　本実施形態に係るX線CT装置(X線断層撮影装置)は、C型アームと、当該C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器と、前記C型アームを回転可能に支持する支持装置と、前記X線検出器が検出した投影データをもとに前記X線源と前記X線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機と、前記C型アームの歪を測定する歪計測装置と、を備え、前記計算機は、前記歪計測装置が計測した前記C型アームの歪を用いて前記X線源及び前記X線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算する変位計算部と、前記変位計算部が計算した幾何学的変位を用いて、前記投影データを補正する画像補正部と、を備えたことを特徴とする。
　また、前記歪計測装置は、前記C型アームの側面に固定された歪センサであることを特徴とする。
　また、前記歪センサは、前記C型アームの中央部と前記X線源との間及び/又は前記中央部と前記X線検出器との間に固定されていることを特徴とする。
　また、前記歪センサは、前記C型アームの、互いに角度を持つ2以上の面に固定されていることを特徴とする。
　また、前記支持装置は、前記C型アームをその円弧に沿ってスライド回転するスライド回転機構部を備えたことを特徴とする。
　また、前記スライド回転機構部は、前記C型アームを手動でスライド回転させるためのハンドル部を備えたことを特徴とする。
　また、前記支持装置は、車輪を備えた台車と、台車に搭載されたC型アーム支持部とを有することを特徴とする。
　また、前記支持装置は、X線断層撮影装置が置かれる部屋の天井に固定されたレール部材と、前記レール部材に係合する係合部を有し前記レール部材の走行方向に沿って移動可能なC型アーム支持部とを有することを特徴とする。
　また、被検体を載置する寝台をさらに備え、前記支持装置は、前記C型アームをその円弧に沿ってスライド回転可能に支持するC型アーム支持部と、前記寝台の長手方向に沿った前記C型アーム支持部と前記寝台との相対位置を可変にするガイド部材とを有することを特徴とする。
　また、前記支持装置は、前記C型アーム支持部を、旋回軸を中心に回転する旋回機構部を有することを特徴とする。
　また、前記画像補正部は、前記Cアームの回転角度毎に、前記X線検出器が検出した投影データを補正し、前記計算機は前記画像補正部によって補正された各角度の投影データを合成して前記断層像を得ることを特徴とする。
　また、本実施形態に係るX線CT装置(X線断層撮影装置)は、C型アームと、当該C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器と、前記C型アームを回転可能に支持する支持装置と、前記X線検出器が検出した投影データをもとに前記X線源と前記X線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機と、を備え、前記計算機は、予め算出された前記C型アームの回転角度毎の半径方向の変位量を格納する記憶部と、前記記憶部に格納された回転角度毎の変位量を用いて、回転角度毎に得られる投影データの拡大率を補正する投影データ補正部と、前記投影データ補正部が補正した回転角度毎の投影データを用いて断層像を生成する画像再構成部と、を備えたことを特徴とする。
　また、本実施形態に係るX線CT装置(X線断層撮影装置)の制御方法は、C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算するステップと、前記計算した幾何学的変位を用いて前記X線検出器が検出した投影データを補正するステップと、前記補正した投影データを用いて断層像を生成するステップと、を含むことを特徴とする。
　以下、本発明のC型アームを用いたX線CT装置の実施の形態につき、詳細に説明する。
　本実施形態のX線CT装置は、C型アーム(10)と、C型アームの一端側に固定されたX線源(20)と、X線源と対向してC型アームの他端側に固定されたX線検出器(30)と、C型アームを回転可能に支持する支持装置(40)と、X線検出器が検出した投影データをもとにX線源とX線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機(50)と、C型アームの歪量を測定する歪計測装置(60)と、を備える。計算機(50)は、歪計測装置(60)が計測したC型アームの歪量を用いて、X線源及びX線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算する変位計算部(53)と、変位計算部が計算した幾何学的変位を用いて、画像を補正する画像補正部(55)と、を備える。
　本実施形態のX線CT装置は、支持装置(40)が、C型アームをその円弧に沿ってスライド回転するスライド回転機構部(41)、及び、C型アームを、支持軸を中心に旋回する旋回部(43)のいずれか一方又は両方を備える。変位計算部(53)は、C型アームの歪量とスライド回転の回転角度及び/又は旋回の角度とを用いて幾何学的変位を計算する。
　歪計測装置(60)は、歪センサ(61)を用いることができ、C型アームの側面に固定される。歪センサ(61)は、C型アームの一側面に固定してもよいし、異なる2以上のC型アーム側面に固定してもよい。X線源(20)とX線検出器(30)とを結ぶ線が垂直方向に対し角度を持つ場合には、2以上の側面に固定することが好適である。
　また歪センサ(61)を固定する位置は、C型アームの中央部とX線源との間(第1の位置)、及びC型アームの中央部とX線検出器との間(第2の位置)、の少なくとも一方とすることが好ましい。第1の位置で計測した歪量は、例えば、X線源の幾何学的変位を計算するために用いることができる。第2の位置で計測した歪量は、例えば、X線検出器の幾何学的変位を計算するために用いることができる。
　以下、図面を参照して、X線CT装置の各実施形態を説明する。図1～図3に、本発明が適用される異なるタイプのX線CT装置を示す。図1は移動型X線CT装置100、図2は吊下げ型X線CT装置200、図3は据置型X線CT装置300を示している。いずれも、端部にX線源20とX線検出器30を対向して配置したC型アーム10を、C型アーム10の円弧に沿ってスライド回転する機構を備えた支持装置40で支持した構造を有することが共通している。またいずれの装置でも、被検体(不図示)はC型アーム10のほぼ回転中心Cに置かれ、X線源20からのX線の照射を受け、被検体を透過したX線がX線検出器30で検出される。C型アーム10を回転中心Cに対し回転させることにより、回転角度の異なるX線透過データが得られ、これを画像処理することにより3次元断層画像が得られる。
　図1～図3に示すX線CT装置100、200、300は、C型アーム10を横から支持している、つまり支点がC型アームの横に位置し、C型アームの先端は自由端になっている。支点から先端までには主として重力による応力がかかっており、この応力がC型アームに歪を与える。本発明は、C型アームの歪によって生じる回転中心とX線源との距離及び回転中心とX線検出器との距離の変位が画像に与える影響を補正する技術であり、図1～図3に示すいずれのX線CT装置にも等しく適用できる。従って、以下、図1に示す移動型X線CT装置100を例にして説明を進めるが、本発明は移動型X線CT装置100に限定されるものでないことは言うまでもない。
　図1に示すX線CT装置100は、X線源20とX線検出器30を対向して配置したC型アーム10と、C型アーム10を回転可能に支持する支持装置40と、支持装置40に含まれる機構やX線源20及びX線検出器30の動作を制御する制御部70と、X線検出器30が検出した透過X線データを用いて断層像を再構成する演算部(計算機)50と、得られた画像を表示する表示装置80を備えている。また支持装置40は、車輪を備えた台車90上に、垂直方向に可動に支持されており、検査室や手術室など所望の場所に移動できるようになっている。
　C型アーム10は、図示するように、円弧状の剛性の高い材料から成り、その一端側にX線源20が固定され、他端側にX線検出器30が固定されている。X線源20とX線検出器30とは、X線源20から照射されるX線ビームの中心がX線検出器30の中心に照射されるように、被検体(不図示)を挟んで対向しており、C型アーム10が図中矢印で示す方向にスライド回転することによって、X線源20(X線焦点)とX線検出器30とを結ぶ直線の中央を回転中心Cとして、回転する。C型アーム10が回転する角度範囲は、CT画像の再構成に必要な角度、約200度である。
　X線源20は、X線を発生するX線管21と、X線管21からのX線照射の方向を円錐、四角錐状、あるいは多辺角錐状に制御するコリメータ22を備える。本実施形態において、X線源20とC型アーム10の回転中心Cとの距離とは、X線管21の焦点と回転中心Cとの距離を意味する。
　X線検出器30は、X線源20から照射され、被検体を透過したX線をX線透過像(画素データ)として出力するものであり、本実施形態では2次元方向に検出素子(画素)を配列したものが用いられる。2次元X線検出器としては、たとえばTFT素子を用いたフラットパネルディテクター(FPD)が一般的であるが、X線透過像を可視光像に変換するX線イメージインテンシファイアと、X線イメージインテンシファイアの像を結像する光学レンズ及び光学レンズにより結像されたX線イメージインテンシファイアの可視光像を撮影するCCDテレビカメラ等の組み合わせから構成される2次元X線検出器を用いてもよい。X線検出器30の撮影視野は円形、方形など任意の形状とすることができる。
　支持装置40には、上述したC型アーム10を回転駆動する回転機構部が備えられている。C型アーム10の回転は、C型アーム10をその円弧に沿った円弧状の軌跡で移動させる回転(スライド回転と呼ぶ)と、C型アーム10をその中央を通る旋回軸Jを中心として旋回させる回転(旋回と呼ぶ)とを含み、回転機構部はその一方を実現する機構でもよいし、両方を実現するものでもよい。図示するX線CT装置100は、回転機構部として、スライド回転するためのスライド回転機構部41、及び、C型アーム10を旋回するための旋回機構部43を備えている。
　スライド回転機構部41は、例えば、C型アーム10に形成されたレール状溝と係合するガイド部材、ベアリング機構など公知の機構及びそれを駆動するための駆動源、例えばモータで構成される。スライド回転機構部41は、モータ等の駆動源による駆動の他に手動による駆動を可能にするために、ハンドル42が備えられている。ハンドル42は、C型アーム10に固定されており、操作者がハンドル42を操作することによりC型アーム10を回転させることができる。旋回機構部43は、旋回軸と旋回軸を回転させる駆動源、例えばモータで構成される。旋回機構部43についても操作用のハンドルを設けることも可能であるが、実用上、旋回用ハンドルは設けられない。スライド回転機構部41及び旋回機構部43は、C型アーム10のスライド回転角度(α)や旋回角度(β)を検出する角度検出部45が備えられていてもよい。角度検出部45としては電気的或いは機械的に回転量を検知できるものであれば特に限定されず公知のエンコーダ等を用いることができる。
　X線CT装置100は、例えば、支持装置40の高さを調整して寝台に寝かせられた被検体がX線源20とX線検出器30との間に配置されるように位置付け、被検体の所定の検査部位がC型アーム10の回転中心Cに位置するようにする。被検体の撮影に際して、C型アーム10を回転中心Cを中心としてスライド回転させることにより、X線源20とX線検出器30は対向配置された状態で、ほぼ同一の平面上にある円弧状の軌道を移動し、所定の投影角度毎にX線撮影を行う。
　このC型アームの回転移動において、理想的な状態では、X線源20とX線検出器30との位置関係は変化せず、またC型アーム10の回転中心Cや旋回軸Jの位置は一定である。しかし、実際には、例えばX線検出器(検出器平面)の基準角度(0°)からのずれなど、取付や組み立て精度に依存する理論値からのずれが存在する。そのうち、X線検出器の取付角の基準角度からのずれ及び回転中心Cや旋回軸Jのずれは、予め計測することができ幾何学パラメータとして演算部50内のメモリ(記憶部)に記憶されている。演算部50は画像再構成演算においてこれら幾何学パラメータを用いて画像を補正する。C型アーム10の回転に伴ってX線源20とX線検出器30との位置関係が変動するが、位置の変動のうち、検出器平面に平行な方向(横方向)のずれは、例えば特許文献1に開示された方法を用いて補正することができる。すなわち事前計測により画像から横方向のずれを求め、幾何学パラメータとして記憶し、画像再構成演算に使用される。
　一方、X線源20とX線検出器30との位置関係のうち、X線源20とX線検出器30とを結ぶ直線に平行な方向(半径方向)の変位は、事前計測の画像から求めることが困難である。本実施形態では、C型アーム10の一側面(外側となる側面)の2か所に歪センサ60を固定し、歪センサ60の出力値を用いて回転中心Cに対するX線源20の変位及び回転中心Cに対するX線検出器30の変位を算出する。
　すなわちX線源20とX線検出器30の半径方向の変位は、回転時にC型アームにかかる応力に依存する。この応力は、特に手動でC型アームを回転させる場合には事前計測によって求めることはできないが、C型アーム10に固定された歪センサ60により計測することができる。
　C型アーム上の、歪センサ60を固定する位置は、C型アーム10の両端から等距離にある位置をC型アームの中央位置Pとすると、この中央位置Pを挟んでX線源側とX線検出器側の両側である。中央位置Pから歪センサ60が固定される位置までの長さは特に限定されないが、中央位置PとX線源20との中点の近傍が好ましい。同様に中央位置PとX線検出器30との中点の近傍が好ましい。
　歪センサ60としては、公知のピエゾ抵抗効果を利用した歪センサを用いることができる。歪センサ60が検出した歪量、ここではC型アームの側面(歪センサを固定した側面)の長手方向に沿った変位量は、演算部50に入力され、C型アーム回転に伴うX線源20とX線検出器30との距離の変化を算出するために用いられる。
　演算部50は、図4に示すように、画像再構成部51、X線源20とX線検出器30の変位を算出する変位計算部53、画像補正部55、及び記憶部57を備えている。
　画像再構成部51は、X線検出器30で検出された画素データに対し、前処理を行う前処理部511、フィルタリング部513、逆投影部515などを備えている。前処理部511が行う前処理は、X線透過像(画素データ)をX線吸収係数の分布像(投影データ)に変換する処理、撮影視野内に被検体や寝台がない状態で撮影された空気のX線透過像の各画素データを用いたエア補正、自然対数変換演算などを含む。フィルタリング部513は、所定の空間フィルタを用いてノイズ除去等の処理を行う。逆投影部515は、前処理やフィルタリング処理後の投影データに対し、例えばフェルドカンプの方法に基いて逆投演算を行い、CT像を生成する。得られたCT画像は、CRT装置や液晶ディスプレイ装置等の表示装置80に表示される。
　変位計算部53は、C型アームの回転角度毎に、歪センサ60が検出したC型アームの歪量を入力し、歪量に基き、当該回転角度におけるX線源20の変位及びX線検出器30の変位を算出する。X線源20の変位は、C型アームが所定の回転角度にある位置を基準位置とするとき、その基準位置から、C型アームの半径方向の変位である。同様にX線検出器30の変位は、基準位置から、C型アームの半径方向の変位である。歪量から変位を算出する手法は後述する。
　画像補正部55は、変位計算部53が算出したX線源20の変位及びX線検出器30の変位を用いて、投影データを補正する。補正は、主として投影データの拡大率を変位量に基いて補正する。画像補正部55は、この拡大率の補正のほか、幾何学パラメータを用いた検出器平面に平行な方向(横方向)のずれの補正を行う補正部(横方向補正部)を備えていてもよい。
　記憶部57は、画像再構成部51、変位計算部53及び画像補正部55が行う演算に必要なパラメータ(幾何学パラメータ)や係数テーブルなどを格納する。これら各部が行う演算は、例えば、プログラムとして格納されており、各部がプログラムを動作させて演算を実行する。その際、必要なパラメータ等が同時に記憶部57から読み出され、演算に使用される。
　制御部70は、上述したX線源20、X線検出器30、支持装置40のC型アーム回転駆動部、演算部60、表示装置80の動作を制御する。制御部70には、制御に必要な指令や条件などを操作者が設定するためのマウス、キーボード、あるいはトラックボール等からなる入力部75が備えられている。入力部75は、入力部と表示部とが一体化したコンソールとしては備えられていてもよい。その場合、コンソールの表示部が表示装置80を兼ねることも可能である。
　次に上述したX線CT装置の動作の概要を説明する。
　まず支持装置40のスライド回転機構部41を駆動し、回転中心Cを中心にC型アーム10のスライド回転を開始する。手動の場合はハンドルを操作することによりスライド回転させる。自動の場合には、制御部70が所定の回転速度でスライド回転機構部41の駆動源を動作させる。スライド回転は、例えば図5(b)に示すように、X線検出器30が支点(スライド回転機構部41)に近い位置(支点から10°程度の位置)をスタートとして、それと対向する位置までの約200°の範囲或いはその逆の範囲で行われる。回転と同時にX線管21からX線を照射し、X線検出器30による撮像を開始する。X線管21から照射されたX線は、被検体を透過した後、X線検出器30に取り込まれる。X線検出器30の信号は、A/D変換を経た後、デジタル信号からなるX線透過像として画像再構成部51に収集される。自動の場合、標準的な走査モードは、毎秒30フレームで、回転撮影における投影角度間隔は1．33度で、5秒間に150枚のX線透過像を収集する。約200度の回転撮影が完了すると、X線管21のX線照射を終了し、回転を停止する。
　画像再構成部51は、以上の回転撮影動作中に、X線検出器30からX線透過像を読み出し、このX線透過像に基づいて再構成演算を行い、被検体の3次元CT像を生成する。
　画像表示部80には、CT像や、必要に応じて、X線透過像が表示される。
　次に変位計算部53及び画像補正部55が行う演算について、図5を参照して説明する。以下の説明では、説明を簡単にするために、C型アーム10の旋回軸周りの回転角βが0°の場合を説明する。この状態では、C型アーム10はほぼ垂直面に平行である。この垂直面において、C型アームの回転中心Cの座標を中心とし、半径方向をr方向、C型アームの円弧に沿った周方向をp方向とする。
　図5(a)は、X線源20が上側に、X線検出器30が下側に、配置されるC型アーム10の位置を示している。このとき、C型アーム10に力学的歪みがない場合と比べ、X線源20とX線検出器30はともに、重力により地面方向(垂直方向)にその位置が変位する。これによりX線源20は回転中心Cに置かれた被検体に近づき、X線検出器30は遠ざかる。被検体のX線透過像の拡大率Eは、被検体の位置(回転中心Cからの距離)によっても異なるが、X線源20と回転中心Cとの距離をSOD、X線源20とX線検出器との距離をSFDとすると、概ね、E＝SFD/SODで表される。従って、図5(a)の位置では、X線検出器30に写る、被検体のX線透過像は、C型アームに力学的歪みが無い場合と比べ、拡大される。
　一方、図5(b)は、X線源20とX線検出器30が左右に、配置されるC型アーム10の位置を示している。このとき、X線源20及びX線検出器30のうち支持装置40に近い側にある方(図ではX線検出器30)は、C型アーム10の力学的歪みの影響を殆ど受けないので、被検体との距離は変わらないが、支持装置40と反対側の位置する方(図ではX線源20)は、C型アーム10に力学的歪みが無い場合と比べ、重力により地面方向(垂直方向)にその位置が変位するとともに、水平方向にもわずかに変位する。しかし水平方向の変化はわずかであり、X線検出器30に写る、被検体のX線透過像の拡大率の変化は図5(a)の場合に比べ小さい。
　このようにX線源20とX線検出器30は、それぞれ、C型アーム10の回転角度によって異なる変位量で変位するが、この変位量はC型アーム10にかかる応力によって異なる。C型アーム10が回転している状態でC型アーム10にかかる応力は、C型アーム10の速度(加速度)による力と重力であるが、C型アーム10は周方向に移動する(速度を持つ)ので、応力のうち速度(加速度)成分は、C型アーム10の半径方向の変位に影響を与えないか無視することができる。
　C型アーム10の半径方向の変位は、主に、C型アーム10及びX線源或いはX線検出器の重みによってC型アーム10にかかる重力のうち半径方向の成分によってもたらされる。C型アーム10にかかる重力は、C型アーム10の支点から先端までの長さに依存し、支点からの長さが長いほどC型アーム10にかかる重力は大きくなるが、その半径方向の成分の大きさはC型アームの回転角度によって異なる。また手動でC型アームを回転させる場合には、人の力がC型アームに作用し重力自体が変化する。従って、C型アーム10に固定した歪センサ60の出力とC型アーム10の回転角度或いは支点から先端までの長さがわかれば、C型アーム先端の変位量を算出することができる。
　具体的には、C型アーム先端のr方向の位置(X線源20が固定されている位置又はX線検出器30が固定されている位置、以下単にC型アーム先端の位置という)の、C型アーム10に力学的歪がないときの先端位置(理想位置という)からの変位量ΔG(式(1))は、歪センサ60の値g、及び、支点からC型アーム先端の位置までの距離lの関数である(式(2))。なお基準位置G0は、C型アーム10の回転中心とX線源20或いはX線検出器30との距離(r方向の距離)でありC型アーム10の形状(幾何学パラメータ)から求めることができる。そして、支点からC型アーム先端の位置までの距離lが一定の条件では、ΔGは歪センサ60の値gの一変数関数であり、変位量が小さいときには一次関数(式(3))で近似できる。
　ΔG＝G－G0　　　　(1)
　ΔG＝f(g，l)　　　(2)
　ΔG＝Cl×g　　　　(3)
　式(3)中、Clは支点から先端までの距離lに応じて異なる係数であり、予め異なる距離lについて求めることができる。また支点からC型アームの位置までの距離lは、式(4)で示すように回転角度α［°］で決まる変数である。
　l＝R・α・(π/180)　　　(4)
　式(4)中、RはC型アームの半径である。
　従って、回転角度αにおいて歪センサ60の値がわかれば、式(3)より、X線源20或いはX線検出器30の理想位置からのr方向変位量ΔGが求められる。回転角度の情報は角度検出器45から得ることができる。
　ところで、式(3)は理想位置からの変位量ΔGを求めているが、現実にはC型アームのすべての回転角度において、C型アーム先端位置は理想位置からのずれを内包しており、r方向の変位に伴う拡大率の変動を補正する場合、理想位置を基準にする必要はなく、C型アームの所定の位置を基準とすることができる。C型アームの所定の位置を基準とする場合は、基準位置における変位ΔG0(理想位置からの変位量)を用いて、式(5)により変位量ΔGを算出することができる。
　ΔG＝Cg・g・ΔG0(g0，l)＋Cl・l・ΔG0(g0，l)
　　＝(Cg・g＋Cl・l)・ΔG0(g0，l)　　　(5)
　式(5)中、g0は、C型アームの基準位置における歪センサ60の値である。基準位置としては、任意のスライド回転角度の位置を設定することができ、例えば、C型アームの回転を開始するスタート位置を基準位置としてもよい。基準位置における理想位置からの変位ΔG0は、基準位置におけるC型アーム先端の位置とC型アームの幾何学パラメータを用いて求めておくことができる。
　Cg、Clはそれぞれ、歪センサの値g、C型アームの支点から先端までの距離lが変化したときの、C型アームの幾何学変位を与える比例係数であり、製品出荷検査時に、複数のg、lに対してC型アームの幾何学変位ΔGを実測し、あらかじめ求めておく。これにより、式(3)と同様に、歪センサの出力値gが分かれば、式(5)によりC型アームの幾何学変位ΔGを計算することができる。
　なお式(3)や式(5)の適用にあたり、事前計測ですべての距離lについて係数Clを求めておくことは多大な負担となるが、C型アームの数か所について実測値から係数を求め距離方向に補間することができ、これにより事前計測の負担を軽減することができる。例えば、距離l(C型アーム回転角度α)であればαが－90°から90°の範囲の数点を実測し、その間の値は補間或いは一次又は二次関数で埋めてもよい。求めた係数は、横方向補正のための幾何学パラメータとともに記憶部57に格納される。
　変位計算部53は、X線源20側に配置された歪センサ60の出力値から、式(3)又は式(5)を用いて、回転中心CとX線源20との距離の変位量ΔG1を算出するとともに、X線検出器30側の歪センサ60の出力値から、回転中心CとX線検出器30との距離の変位量ΔG2を算出する。次に、これらΔG1、ΔG2を用いて回転中心CとX線源20との距離(SOD)と、X線源20(X線焦点)とX線検出器30(検出面の中心)との距離(SFD)を計算し、変位後の距離(SOD、SFD)を用いて投影データを補正する。既に述べたように、X線透過像の拡大率Eは、E＝SFD/SODで表されるので、変位量がΔG1、ΔG2であるスライド回転角度で取得した投影データに対し、その拡大率が基準位置における拡大率E0と等しくなるように補正する。具体的には、拡大率Eで得られたX線透過像に、補正値E0/Eを掛けることにより、拡大率を較正することができる。拡大率の基準とする基準位置は、式(5)で変位量の基準として用いた基準位置としてもよいし、それ以外の位置であってもよい。拡大率較正の様子を図6に示す。
　以上、重力によってもたらされる、X線源及びX線検出器のC型アーム半径方向の変位(ΔG)を検出し、それによって拡大率を補正する場合を説明したが、図5(a)、(b)に示したように、C型アームの変位にはX線源とX線検出器とを結ぶ線と直交する方向(横方向)の変位(横方向の幾何学変位)も存在する。この横方向の変位は、特許文献1に記載した技術で補正できることは前述したが、歪センサ60の出力すなわち歪センサが検出する変位の周方向成分から補正量を算出することも可能である。補正は、図7に示すように、X線透過像をX－Y面内でシフトすることにより容易に行うことができる。この横方向の補正は、要素の取付・組み立て精度に起因する幾何学パラメータの補正とともに、画像補正部55の横方向補正部が補正する。
　画像再構成部51は、画像補正部55によって奥行き方向及び横方向の補正がなされた投影データ(透過像)に対し、逆投影を行い、3次元CT画像を得る。
　本実施形態のX線CT装置によれば、歪センサ60の値を用いてX線源とX線検出器のC型アーム半径方向の変位を検出し、それを用いて透過データの拡大率を補正するので、CT画像を構成する各投影データの拡大率の不均一をなくすことができ、精度のよい画像を得ることができる。特に拡大率の変化の影響を受けやすい比較的大きな被検体についてもその周辺部分の画像の歪が抑制された精度のよい画像を得ることができる。
　なおX線源とX線検出器を含むC型アームの重量以外にC型アームにかかる応力に影響を与える力が加わらない場合には、出荷検査時に、所定の距離lに対する幾何学変位ΔG(r方向の変位)を実測しておけば、これを幾何学パラメータとして格納することにより、歪を計測することなく、r方向の補正をすることも考えられるが、手動でC型アームを駆動した場合には重力に変化を与えることになるため、歪センサ60で計測した値を用いることにより精度良い補正を行うことができる。
　＜第2実施形態＞
　本実施形態は、歪センサ(61、62)が、C型アーム(10)の、異なる2以上の側面に固定されていることが特徴であり、C型アーム10の旋回軸周りの種々の回転角度に対応している。以下、図面を参照して、本実施形態を説明する。
　図8は、本実施形態のX線CT装置800の全体概要を示す図であり、図1と同じ要素は同じ符号で示し、説明を省略する。また図8では、X線CT装置800の支持装置は省略しているが、支持装置は、図1に示すような移動型、図2に示す天井吊下げ型、図3に示す据置型のいずれでもよい。また演算部50の機能ブロック図は、図4に示す機能ブロック図と同様であり、以下、適宜図4を参照して説明する。
　図8に示すX線CT装置800は、C型アーム10のX線源20に近い側とX線検出器30に近い側に、それぞれ歪センサが固定されていることは第1実施形態と同様であるが、図8にC型アームの一部拡大図で示すように、C型アーム10を構成する4つの側面、円弧に沿った二側面(外側の側面と内側の側面)とこれら二側面をつなぐ互いに平行な側面、のうち2つの互いに直交する側面にそれぞれ歪センサ61A、61B及び62A、62Bが固定されている。側面の組み合わせは直交する側面であれば任意である。なおC型アーム10の断面は矩形とは限らず丸みを帯びた形状をしている場合もある。その場合、直交する側面はないが、歪センサ61A(62A)が固定された面と歪センサ61B(62B)が固定された面がその接線方向において直交する関係になっていればよい。
　歪センサ61A、61B及び62A、62Bからの出力値は、演算部50の変位計算部53に入力され、変位計算部53においてC型アーム10の先端の変位が計算される。変位量の計算は、基本的には第1実施形態と同様であるが、本実施形態では、直交する2つの面に固定された歪センサ61A、61B(62A、62B)の出力値を用いて、C型アーム10先端に半径方向の変位を与える歪量成分を算出する。C型アーム10の半径方向の歪量は、近似的にはC型アームのスライド面における重力Fの半径方向の成分Frに比例する。説明を簡単にするために、一方のC型アーム先端(X線源側或いはX線検出器側)について説明すると、図9(a)に示すように、C型アーム10の旋回角度βが0°の場合、スライド面は垂直面であり、周方向の側面に配置された一つの歪センサ60の出力値を用いて半径方向の変位を算出することができるが、図9(b)に示すように、C型アーム10が旋回した場合(β≠0°)、スライド面も垂直面に対し角度を持つため、歪センサ60の出力値は歪センサ61A、61Bの出力値に分散される。そこで本実施形態では、両歪センサ61A、61Bの出力値(半径方向成分)を合成することにより、半径方向の変位を算出する。具体的には、式(3)又は式(5)に対応する式(6)又は(7)を用いて変位ΔGを算出する。
　ΔG＝Cl×(gA/cosβ＋gB/cosβ)　　　(6)
　式中、gA、gBは、それぞれ歪センサ61A、61Bの出力、Clは式(3)におけるClと同じ係数である(以下、同じ)。
　ΔG＝Cg・g・ΔG0(g0，l)＋Cl・l・ΔG0(g0，l)
　　＝(Cg・g＋Cl・l)・ΔG0(g0，l)　　　　　(7)
　(但し、g＝gA/cosβ＋gB/cosβ、g0＝g0A/cosβ＋g0B/cosβ)
　上述した説明では、歪センサで得られるせん断歪(歪を与える半径方向の応力成分)から半径方向の変位を算出する場合を説明したが、歪センサで得られる周方向の変位量をもとに半径方向の変位を算出することも可能である。
　具体的には、X線源20については、歪センサ61Aの周方向の伸び率(TA)と歪センサ61Bの周方向の伸び率(TB)との比(TA/TB)からX線源20の回転中心軸Cに対する円軌道からの変位量(ΔG1：r方向のずれ)を算出し(式(8))、X線検出器30については、歪センサ62Aの周方向の伸び率(T1A)と歪センサ62Bの周方向の伸び率(T1B)との比(T1A/T1B)からX線源20の回転中心軸Cに対する円軌道からの変位量(ΔG2：r方向のずれ)を算出する(式(8))。
　ΔG1＝CT・T1A/T1B　(8)
　ΔG2＝CT・T2A/T2B　(9)
　CTは、比例係数であり、歪センサの位置について一義的に決まる。
　本実施形態においても、このように変位計算部53で、X線源及びX線検出器についてそれぞれ算出した半径方向の変位をもとに、画像補正部55が投影データの拡大率を補正すること、必要に応じて横方向補正を行うこと、最後に画像再構成部51が補正後の投影データを逆投影して3次元CT像を形成することは第1実施形態と同様である。
　本実施形態によれば、C型アーム10に対し、歪センサを固定面が互いに直交するように配置したことにより、旋回角度が異なる場合にも精度よく、C型アーム10にかかる重力の変化によってもたらされるC型アームの半径方向の変位を検出することができ、画像周辺の歪みを補正したCT画像を得ることができる。
　＜第2実施形態の変更例＞
　なお以上の説明では、旋回角度を固定してC型アーム10をスライド回転する場合を説明したが、本実施形態のX線CT装置は旋回角度が異なった場合にも重力によるC型アームの半径方向の変位を精度よく補正することができるので、C型アーム10の旋回により3次元CT像用の投影データを得る場合についてもC型アーム10の半径方向の歪を検出し、補正することができる。
　C型アーム10を旋回軸Jの周りに旋回した場合のC型アーム10の変位の様子を図10に示す。図10(a)に示すように、X線源20が上側でX線検出器30が下側で上下(垂直)方向に位置する状態(β＝0°)では、C型アーム10のX線源20側端部及びX線検出器30側端部はともに下側に変位するが、そのときX線源20側の変位を検出する歪センサ61A、61Bのうち、円弧に沿った側面に固定された歪センサ61Bは周方向に沿って伸びる方向に歪むが、それと直交する側面に固定された歪センサ61Aは周方向には伸びない。またX線検出器30側の変位を検出する歪センサ62A、62Bのうち、円弧に沿った側面に固定された歪センサ62Bは周方向に沿って縮む方向に歪むが、それと直交する側面に固定された歪センサ62Aは周方向には伸びない。
　また図10(b)に示すように、X線源20とX線検出器30が水平方向に位置する状態(β＝180°)では、円弧に沿った側面に固定された歪センサ61B、62Bは歪まず、それと直交する側面に固定された歪センサ61A、62Aがともに縮む方向に歪む。
　角度が異なる毎に歪センサの出力を表1に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
 　表1において、W1、W2はそれぞれ支点とC型アーム先端との間に配置される歪センサの位置に依存する定数であり、事前計測により求めておくことができる。歪センサの出力として周方向の歪量がわかれば、式(3)或いは式(6)で示したように、C型アーム先端の半径方向の変位ΔGを求めることができる。
　これによりC型アームの旋回の場合にも、旋回に伴うC型アーム先端の変位に基き投影データを補正し、CT画像の歪みを補正することができる。
　なお旋回を自動で行い、その速度が一定の場合には、事前計測により角度毎の変位量を求めておくことができ、実際の撮像では歪センサの出力を用いなくても事前計測した変位量を用いて画像の補正が可能であるが、第1実施形態と同様に手動で旋回する機能を備える場合や、複数の旋回速度で旋回駆動することが可能な装置では、速度の変更に伴う加速度によって生じるC型アーム10の応力変動とそれによる変位量の変動を歪センサでリアルタイムに測定できるので、本実施形態の有効性が高い。
　＜第3実施形態＞
　本実施形態は、第1及び第2実施形態のX線CT装置の変更例であり、演算部50(変位計算部53)が行う演算に必要な条件を設定する入力部を備えたことが特徴である。また本実施形態のX線CTは、C型アームの回転機構であるスライド回転機構部41及び旋回機構部43がC型アームの回転角度(α、β)を検出する角度検出部45を備えている。
　装置の概要及び演算部50の機能ブロック図は、第1実施形態と共通しているので、以下、適宜、図1及び図4を援用して説明する。本実施形態においても、変位計算部53が歪センサ60(61A、61B及び62A、62B)からの出力値を用いて、C型アーム10の端部に固定されたX線源20及びX線検出器30のC型アーム回転中心Cからの距離の変位量を算出することは第1及び第2実施形態と同じである。
　本実施形態では変位計算部53における変位量の計算を前掲の式(5)或いは式(7)を用いて行う。これら式を用いた変位量の計算では、C型アーム10の基準位置における歪センサの出力値g0及び理想値からの変位量G0が必要となる。
　本実施形態の入力部75は、C型アーム10が所定の位置にあるとき操作者がその位置を基準位置として指定するための入力ボタンが備えられている。所定の位置は、撮像開始時の位置でもよいし、例えばX線源20とX線検出器20とが垂直線上で対向する位置でもよい。或いは経験上、理想値からの変位量が最も少ない位置を基準位置としてもよい。
　基準位置は、その位置における投影データの拡大率Eが画像の拡大率の基準となる位置とすることができる。
　C型アームが所定の位置にあるときに、操作者が入力ボタンを操作すると変位計算部53はその時点の歪センサの出力値を読み込み、基準出力値g0として記憶部57に格納する。また入力ボタンが操作されたときに角度検出器45が検出したC型アームの回転角度と、C型アームの幾何学から、そのときのX線源20とX線検出器30の位置(理想値)G0を求めておく。
　その後、変位計算部53は、C型アームの回転角度(α、β)毎に歪センサの出力値を読み込み、記憶部57に格納された基準位置の歪センサの出力値を用いて、式(4)または式(7)により、角度毎の変位量を算出する。
　本実施形態によれば、操作者が所定の位置を基準位置と設定する機能を追加したことにより、例えば、複数の計測において常に同一の位置を基準とする一定の拡大率の画像を得ることができる。これにより複数の計測で得られた画像を比較する際に精度のよい比較を行うことができる。
　＜第4実施形態＞
　上述した第1実施形態～第3実施形態のX線CT装置は、歪センサの出力値とC型アーム先端の変位量との関係を表す係数(C型アームの回転位置の関数としての係数)を事前計測の実測値から求め記憶しておき、実際の計測では歪センサの出力値と記憶された係数を用いてリアルタイムでX線源及びX線検出器のC型アーム半径方向の変位に起因する拡大率の変動を補正するというものである。本実施形態のX線CT装置は、被検体の断層像を計算する計算機が、予め算出されたC型アームの回転角度毎の半径方向の変位量を格納する記憶部を有していることが特徴である。
　C型アームの回転角度毎の半径方向の変位量は、テーブルとして記憶部57に記憶しておく。変位計算部53は、C型アームの回転機構部に備えられた角度検出部45からC型アームの角度位置情報を得て、C型アーム10の回転角度毎に対応するC型アーム先端の変位量をテーブルから読み出し、その回転角度で取得した投影データの拡大率を補正する。
　本実施形態はC型アームの回転が自動回転の場合に有効である。
　以上、図面を参照して本発明のX線CT装置の各実施形態を説明したが、本発明は図面に示す実施形態に限定されることなく、C型アームの支持機構や形状を変更することが可能であり、また技術的に矛盾がない限り各実施形態を組み合わせることも可能である。
　本発明によれば、C型アームを備えたX線CT装置において、X線源とX線検出器の回転中心からの距離の変位に起因する画像の歪みを補正し、画質の良好な断層像を提供することができる。
　10　C型アーム、20　X線源(X線管)、30　X線検出器、40　C型アーム支持装置、45　角度検出部、50　演算部(計算機)、51　画像再構成部、53　変位計算部、55　画像補正部、57　記憶部、60、61A、61B、62A、62B　歪センサ、70　制御部、75　入力部、80　表示装置、90　台車、100、200、300、800　X線CT装置。

Claims (13)

  1. 　C型アームと、当該C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器と、前記C型アームを回転可能に支持する支持装置と、前記X線検出器が検出した投影データをもとに前記X線源と前記X線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機と、前記C型アームの歪を測定する歪計測装置と、を備え、
    　前記計算機は、前記歪計測装置が計測した前記C型アームの歪を用いて前記X線源及び前記X線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算する変位計算部と、前記変位計算部が計算した幾何学的変位を用いて、前記投影データを補正する画像補正部と、を備えたことを特徴とするX線断層撮影装置。
  2. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記歪計測装置は、前記C型アームの側面に固定された歪センサであることを特徴とするX線断層撮影装置。
  3. 　請求項2に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記歪センサは、前記C型アームの中央部と前記X線源との間及び/又は前記中央部と前記X線検出器との間に固定されていることを特徴とするX線断層撮影装置。
  4. 　請求項2に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記歪センサは、前記C型アームの、互いに角度を持つ2以上の面に固定されていることを特徴とするX線断層撮影装置。
  5. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記支持装置は、前記C型アームをその円弧に沿ってスライド回転するスライド回転機構部を備えたことを特徴とするX線断層撮影装置。
  6. 　請求項5に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記スライド回転機構部は、前記C型アームを手動でスライド回転させるためのハンドル部を備えたことを特徴とするX線断層撮影装置。
  7. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記支持装置は、車輪を備えた台車と、台車に搭載されたC型アーム支持部とを有することを特徴とするX線断層撮影装置。
  8. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記支持装置は、X線断層撮影装置が置かれる部屋の天井に固定されたレール部材と、前記レール部材に係合する係合部を有し前記レール部材の走行方向に沿って移動可能なC型アーム支持部とを有することを特徴とするX線断層撮影装置。
  9. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　被検体を載置する寝台をさらに備え、前記支持装置は、前記C型アームをその円弧に沿ってスライド回転可能に支持するC型アーム支持部と、前記寝台の長手方向に沿った前記C型アーム支持部と前記寝台との相対位置を可変にするガイド部材とを有することを特徴とするX線断層撮影装置。
  10. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記支持装置は、前記C型アーム支持部を、旋回軸を中心に回転する旋回機構部を有することを特徴とするX線断層撮影装置。
  11. 　請求項1に記載のX線断層撮影装置であって、
    　前記画像補正部は、前記Cアームの回転角度毎に、前記X線検出器が検出した投影データを補正し、前記計算機は前記画像補正部によって補正された各角度の投影データを合成して前記断層像を得ることを特徴とするX線断層撮影装置。
  12. 　C型アームと、当該C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器と、前記C型アームを回転可能に支持する支持装置と、前記X線検出器が検出した投影データをもとに前記X線源と前記X線検出器との間に置かれた被検体の断層像を計算する計算機と、を備え、
    　前記計算機は、予め算出された前記C型アームの回転角度毎の半径方向の変位量を格納する記憶部と、前記記憶部に格納された回転角度毎の変位量を用いて、回転角度毎に得られる投影データの拡大率を補正する投影データ補正部と、前記投影データ補正部が補正した回転角度毎の投影データを用いて断層像を生成する画像再構成部と、を備えたことを特徴とするX線断層撮影装置。
  13. 　C型アームの一端側に固定されたX線源と、当該X線源と対向して前記C型アームの他端側に固定されたX線検出器の少なくとも一方の幾何学的変位を計算するステップと、前記計算した幾何学的変位を用いて前記X線検出器が検出した投影データを補正するステップと、前記補正した投影データを用いて断層像を生成するステップと、を含むことを特徴とするX線断層撮影装置の制御方法。
PCT/JP2014/081340 2013-12-19 2014-11-27 Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法 WO2015093248A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015553449A JPWO2015093248A1 (ja) 2013-12-19 2014-11-27 Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013262997 2013-12-19
JP2013-262997 2013-12-19

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015093248A1 true WO2015093248A1 (ja) 2015-06-25

Family

ID=53402601

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/081340 WO2015093248A1 (ja) 2013-12-19 2014-11-27 Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JPWO2015093248A1 (ja)
WO (1) WO2015093248A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2019048034A (ja) * 2017-07-11 2019-03-28 タレス 医療用ｘ線デバイスのオンライン較正のための方法およびシステム
CN111780695A (zh) * 2020-07-06 2020-10-16 东南大学 一种用dvc变形算法来评价ct尺寸测量精度的方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001292987A (ja) * 2000-04-17 2001-10-23 Shimadzu Corp 医用装置
JP2003180668A (ja) * 2001-11-16 2003-07-02 Koninkl Philips Electronics Nv 重力に感応な画像捕捉装置を校正し、画像捕捉装置を用いて撮像する方法及び装置
JP2005040604A (ja) * 2003-07-18 2005-02-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｃｔガントリのバランス・システム
JP2011136028A (ja) * 2009-12-28 2011-07-14 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置
JP5019879B2 (ja) * 2004-09-09 2012-09-05 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置、画像処理プログラム、及び画像処理方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001292987A (ja) * 2000-04-17 2001-10-23 Shimadzu Corp 医用装置
JP2003180668A (ja) * 2001-11-16 2003-07-02 Koninkl Philips Electronics Nv 重力に感応な画像捕捉装置を校正し、画像捕捉装置を用いて撮像する方法及び装置
JP2005040604A (ja) * 2003-07-18 2005-02-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｃｔガントリのバランス・システム
JP5019879B2 (ja) * 2004-09-09 2012-09-05 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置、画像処理プログラム、及び画像処理方法
JP2011136028A (ja) * 2009-12-28 2011-07-14 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2019048034A (ja) * 2017-07-11 2019-03-28 タレス 医療用ｘ線デバイスのオンライン較正のための方法およびシステム
JP7254457B2 (ja) 2017-07-11 2023-04-10 タレス 医療用ｘ線デバイスのオンライン較正のための方法およびシステム
CN111780695A (zh) * 2020-07-06 2020-10-16 东南大学 一种用dvc变形算法来评价ct尺寸测量精度的方法
CN111780695B (zh) * 2020-07-06 2022-04-12 东南大学 一种用dvc变形算法来评价ct尺寸测量精度的方法

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2015093248A1 (ja) 2017-03-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
FI126218B (fi) Röntgentietokonetomografiaskanneri ja skannausmenetelmä
US7712961B2 (en) Methods and systems for improving 3D volume reconstruction from 2D X-ray images
US20150030121A1 (en) Coordinate measuring apparatus and method for measuring an object
JP6388587B2 (ja) 微分位相コントラストイメージングにおけるミスアライメントの対処
JP4959223B2 (ja) 断層撮影装置
CN101909524B (zh) 用于校准数字x光设备的方法(变型)
JP4611225B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2015518765A (ja) Ｘ線ｃｔイメージの動き層分解較正
JP5522345B2 (ja) Ｃｔ装置およびｃｔ装置の較正方法
US20170119335A1 (en) X-ray ct device and processing device
JP2011067248A (ja) 放射線画像撮影装置
JP5830753B2 (ja) Ｘ線ｃｔ撮影装置及びｘ線ｃｔ画像の表示方法
CN111657986A (zh) 一种新型的移动ct中扫描机架驱动系统及驱动方法
JP4408664B2 (ja) コーンビームｘ線ｃｔ装置及びそれに用いるファントム
US20160363544A1 (en) Radiation inspecting apparatus
JP5060862B2 (ja) 断層撮影装置
JP2012112790A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US20080144913A1 (en) Composite apparatus for radiation therapy and alignment correction data producing method
WO2015093248A1 (ja) Ｃ型アームを用いたｘ線断層撮影装置及びその制御方法
JP5442363B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
CN104173066B (zh) 检测x射线摄影系统源像距的方法
JP4573593B2 (ja) Ｘ線画像補正方法及び装置
WO2017069812A1 (en) Deflection compensating mechanism for medical imaging
JP2008012129A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4732886B2 (ja) Ｘ線透視検査装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14872179

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2015553449

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14872179

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1