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明細書 :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

発行国 日本国特許庁(JP)
公報種別 特許公報(B2)
特許番号 特許第5920770号 (P5920770)
公開番号 特開2013-146480 (P2013-146480A)
登録日 平成28年4月22日(2016.4.22)
発行日 平成28年5月18日(2016.5.18)
公開日 平成25年8月1日(2013.8.1)
発明の名称または考案の名称 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
国際特許分類 A61B   6/00        (2006.01)
G01T   7/00        (2006.01)
FI A61B 6/00 300S
A61B 6/00 331A
A61B 6/00 333
A61B 6/00 330Z
A61B 6/00 ZDM
G01T 7/00 C
請求項の数または発明の数 9
全頁数 16
出願番号 特願2012-010923 (P2012-010923)
出願日 平成24年1月23日(2012.1.23)
審査請求日 平成26年12月9日(2014.12.9)
特許権者または実用新案権者 【識別番号】505374783
【氏名又は名称】国立研究開発法人日本原子力研究開発機構
発明者または考案者 【氏名】神野 郁夫
【氏名】荒 邦章
個別代理人の代理人 【識別番号】100139114、【弁理士】、【氏名又は名称】田中 貞嗣
【識別番号】100092495、【弁理士】、【氏名又は名称】蛭川 昌信
【識別番号】100139103、【弁理士】、【氏名又は名称】小山 卓志
【識別番号】100095980、【弁理士】、【氏名又は名称】菅井 英雄
【識別番号】100094787、【弁理士】、【氏名又は名称】青木 健二
【識別番号】100097777、【弁理士】、【氏名又は名称】韮澤 弘
【識別番号】100091971、【弁理士】、【氏名又は名称】米澤 明
【識別番号】100157118、【弁理士】、【氏名又は名称】南 義明
【識別番号】100119220、【弁理士】、【氏名又は名称】片寄 武彦
審査官 【審査官】野田 洋平
参考文献・文献 特開2001-133554(JP,A)
特開2012-007888(JP,A)
特表2011-526521(JP,A)
特開2009-061253(JP,A)
国際公開第2011/133662(WO,A1)
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,Journal of Nuclear Science and Technology,2008年,vol. 45, No. 11,第1165-1170頁
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,Journal of Nuclear Science and Technology,2011年11月 1日,Vol. 48, No. 11,第1377-1384頁
調査した分野 A61B 6/00-6/14
G01T 7/00
特許請求の範囲 【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
発明の詳細な説明 【技術分野】
【0001】
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。
【背景技術】
【0002】
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。
【0003】
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。
【0004】
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。
【0005】
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。
【0006】
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。
【0007】
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)。
【0008】
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。
【0009】
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。
【0010】
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)。
【0011】
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。
【先行技術文献】
【0012】

【特許文献1】特開2005-077152号公報
【特許文献2】特開2004-223158号公報
【特許文献3】特開2007-071602号公報
【特許文献4】特願2011-050851号明細書及び図面
【特許文献5】特願2011-195023号明細書及び図面
【0013】

【非特許文献1】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).
【非特許文献2】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).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0014】
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。
【0015】
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。
【課題を解決するための手段】
【0016】
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。

【0017】
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。
【0018】
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。
【0019】
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。

【0020】
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。

【0021】
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。

【0022】
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。

【0023】
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。

【発明の効果】
【0024】
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。
【0025】
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。
【0026】
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。
【0027】
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。
【0028】
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。
【図面の簡単な説明】
【0029】
【図1】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。
【図2】本発明の放射線検出器の実施例を示す概略図である。
【図3】アクリル厚さ-ヨウ素厚さの2次元地図である。
【図4】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。
【図5】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。
【図6】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。
【図7】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。
【図8】(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。
【図9】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。
【図10】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11】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。
【図12】画像化処理のフローチャートである。
【図13-1】(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。
【図13-2】(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。
【発明を実施するための形態】
【0030】
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。

【0031】
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。

【0032】
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。

【0033】
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。

【0034】
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。

【0035】
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。
【実施例1】
【0036】
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。
【実施例1】
【0037】
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。
【実施例1】
【0038】
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。
【実施例1】
【0039】
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。
【実施例1】
【0040】
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。
【実施例1】
【0041】
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。
【実施例1】
【0042】
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
2/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。
【実施例1】
【0043】
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。
【実施例1】
【0044】
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
1、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。
【実施例1】
【0045】
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。
【実施例1】
【0046】
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。
【実施例1】
【0047】
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。
【実施例1】
【0048】
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
3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
しても良い。この例を図8(a)及び(b)に示す。
【実施例1】
【0049】
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。
【実施例1】
【0050】
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。
【実施例1】
【0051】
【数1】
JP0005920770B2_000002t.gif
【実施例1】
【0052】
【数2】
JP0005920770B2_000003t.gif
【実施例1】
【0053】
【数3】
JP0005920770B2_000004t.gif
【実施例1】
【0054】
【数4】
JP0005920770B2_000005t.gif
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。
【実施例1】
【0055】
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。
【実施例1】
【0056】
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。
【実施例1】
【0057】
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。
【実施例1】
【0058】
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。
【実施例1】
【0059】
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。
【実施例1】
【0060】
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。
【実施例1】
【0061】
画像化処理は、基本的には、図12に示すステップより行う。
【実施例1】
【0062】
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。
【実施例1】
【0063】
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。
【実施例1】
【0064】
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。
【実施例1】
【0065】
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。
【実施例1】
【0066】
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。
【実施例1】
【0067】
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。
【実施例1】
【0068】
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。
【実施例1】
【0069】
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。
【実施例1】
【0070】
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。
【実施例1】
【0071】
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。
【実施例1】
【0072】
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。
【実施例1】
【0073】
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。
【実施例1】
【0074】
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。
【実施例1】
【0075】
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。
【実施例1】
【0076】
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。
【実施例1】
【0077】
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。
【実施例1】
【0078】
具体的には、
(1)R(i,m)×T(i,n)の演算を行う。
【実施例1】
【0079】
(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。
【実施例1】
【0080】
(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。
【実施例1】
【0081】
(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。
【実施例1】
【0082】
(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。
【実施例1】
【0083】
(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。
【実施例1】
【0084】
(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。
【符号の説明】
【0085】
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
図面
【図1】
0
【図2】
1
【図3】
2
【図4】
3
【図5】
4
【図6】
5
【図7】
6
【図8】
7
【図9】
8
【図10】
9
【図11】
10
【図12】
11
【図13-1】
12
【図13-2】
13