(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
相互に定置された複数のＸ線源（３０１）と、
Ｘ線検出器（３０３）と、
処理装置（３０４）
とを包含する断層撮像システム（３００）において、
前記複数のＸ線源（３０１）によって放出されたＸ線が共通のアイソセンタ（３０２）を有し、
前記複数のＸ線源（３０１）の各Ｘ線源がイネーブル状態と非イネーブル状態との間で異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）で切り換えられ、
前記被検体が前記Ｘ線を吸収する吸収度が、前記異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）のうちのピーク（最大）切替周波数（ｆｎ）の２倍以上の周波数でサンプリングされる、
ことを特徴とする、断層撮像システム。
【請求項２】
放射線源（６０２）を備えた線形粒子加速器（ＬＩＮＡＣ）（６００）を包含する、請求項１記載の断層撮像システム。
【請求項３】
前記放射線源（６０２）によって放出される放射線（６０４）は、前記アイソセンタ（３０２）に交差するようにアラインメントされている、請求項２記載の断層撮像システム。
【請求項４】
前記放射線源（６０２）は、前記アイソセンタ（７０４）に関して前記複数のＸ線源（３０１）と実質的に反対側の位置に配置されている、請求項２記載の断層撮像システム。
【請求項５】
前記複数のＸ線源（３０１）はさらに、カーボンナノチューブ電界放出電子源を含む、請求項１から４までのいずれか１項記載の断層撮像システム。
【請求項６】
断層撮像方法において、
複数のＸ線源が共通のアイソセンタを有するように該複数のＸ線源を相互に固定的な位置に配置する配置ステップ（８０１）と、
複数のＸ線源からＸ線を生成するＸ線生成ステップ（８０２）と、
被検体が前記Ｘ線を吸収する吸収度をサンプリングするサンプリングステップ（８０３）と、
前記被検体の断層画像を生成する断層画像生成ステップ（８０４）と
を実施する方法であって、
前記複数のＸ線源の各Ｘ線源をイネーブル状態と非イネーブル状態との間で異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）で切り換え、
前記被検体が前記Ｘ線を吸収する吸収度を、前記異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）のうちのピーク（最大）切替周波数（ｆｎ）の２倍以上の周波数でサンプリングする、
ことを特徴とする、断層撮像方法。
【請求項７】
前記切替周波数はそれぞれ他の切替周波数の高調波ではない、請求項６記載の断層撮像方法。
【請求項８】
前記複数のＸ線源の１つのＸ線源の画像を分離するステップを実施する、請求項６または７記載の断層撮像方法。
【請求項９】
コンピュータ読出し可能媒体において、
相互に定置された複数のＸ線源からＸ線を生成するＸ線生成ステップ（８０１，８０２）と、
被検体が前記Ｘ線を吸収する吸収度をサンプリングするサンプリングステップ（８０３）と、
前記被検体の断層画像を生成する断層画像生成ステップ（８０４）と
を実施する断層撮像方法を実施するためにプロセッサによって実行するためのコンピュータ読出し可能な命令が記憶されているコンピュータ読出し可能媒体であって、
前記複数のＸ線源（３０１）の各Ｘ線源をイネーブル状態と非イネーブル状態との間で異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）で切り換え、
前記被検体が前記Ｘ線を吸収する吸収度を、前記異なる切替周波数（ｆ１〜ｆｎ）のうちのピーク（最大）切替周波数（ｆｎ）の２倍以上の周波数でサンプリングする、
方法を実施するためにプロセッサによって実行するためのコンピュータ読出し可能な命令が記憶されていることを特徴とする、コンピュータ読出し可能媒体。
【請求項１０】
前記切替周波数はそれぞれ他の切替周波数の高調波ではない、請求項９記載のコンピュータ読出し可能媒体。
【請求項１１】
前記複数のＸ線源の１つのＸ線源の画像を分離するステップ（８０５）を含む、請求項９または１０記載の読出し可能媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
背景技術
撮像被検体内に存在する構造の画像をＸ線投影写真のセットから再構成することが望ましいことが多い。医療用途では、たとえば器官、血管および骨等の解剖学的構造が撮像される。
【０００２】
このような画像を供給するための従来のシステムは、通常使用されるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）技術を使用する。ＣＴでは、Ｘ線源もＸ線検出器も共通の軸を中心とする円形の経路上を運動し、非常に多数の投影写真（または投影画像）が取得される。
【０００３】
それに対してトモシンセシス法では、Ｘ線源の位置を変化するため、取得されるＸ線写真の数は比較的少ない。典型的にはＸ線源は、基本的に被検体の片側の位置をとるのに対し、Ｘ線検出器（またはフィルム）は該被検体の反対側の位置をとる。
【０００４】
デジタルトモシンセシス（ＤＴ）は、３次元体の断面を該３次元体の２次元のＸ線投影像から再構成する手法であり、この手法は、断面を得るためのＣＴ方式より格段に高速の手法である。ＣＴでは、オブジェクトを正確に再構成するためには、被検体を中心として少なくとも１８０°＋扇角から投影像を取得しなければならない。しかしＤＴでは、制限された角度からの投影像を使用して、被検体の断面を再構築する。
【０００５】
このような再構成の精度は比較的低く、再構成平面は１つの方向にのみ制限されているにもかかわらず、ＤＴは、使用される投影数が比較的少ないという利点を有する。このことによりデータ取得は高速化し、スペースおよびサイズが制限されていることによりすべての角度から投影像を取得できない被検体を再構成できるという利点が得られる。臨床場面では正確な再構成を実現しなくてもよい場合があり、高速のＤＴを理想的にする。
【０００６】
一般的には、ＤＴ画像の取得、再構成および読出しは、これらの処理に必要とされる時間が制限されるように処理ユニットによって行われる。撮像時間は光子量の検出に依存するので、画像スクリーンの効率にも、信号雑音比の許容範囲にも依存する。従来の画像検出スクリーンは、１５〜３０の毎秒撮像数で画像を形成することができる。画像取得に必要とされる時間の短縮は、より効率的な撮像スクリーンを使用して撮像能力を上昇することによって最良にすることができる。また、全体的な処理タイミングに対する寄与を無視できる程度にする特殊用途ハードウェアを使用することによってもＤＴ再構成を高速化することができる。
【０００７】
しかし、全撮像処理時間に対するこのようなタイミング特性の寄与は比較的小さい。というのも、全撮像処理時間はまず第一に、Ｘ線源を撮像被検体に対して相対的に位置決めするのに必要とされる機械的な運動に依存するからである。
【０００８】
それゆえ、撮像時間を短縮したＤＴシステムおよびＤＴ方法を提供することが望まれる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】Ｘ線システムの動作を示す。
【図２】Ｘ線源の回転運動を示す。
【図３】断層撮像システムを示す。
【図４】断層撮像システムのフーリエ空間カバー範囲を示す。
【図５】種々の断層撮像システムのフーリエ空間カバー範囲を示す。
【図６】断層撮像システムを示す。
【図７】断層撮像システムを示す。
【図８】断層画像を形成するための方法を示す。
【００１０】
本発明の詳細な説明
当業者であれば、添付図面を参照して本発明の数多くの構成および利点をより良好に理解することができる。
【００１１】
以下の説明は、当業者が本発明の思想を実施できるようにするためになされるものである。当業者であれば、図面中の実施例に種々の変更を容易に施すことができ、本発明から逸脱することなく、本願発明の一般的な基本的思想を別の実施形態および用途にも適用することができる。したがって本発明は、本願で開示した基本的思想および構成に一致する最大の範囲であると見なすべきである。図面を参酌して以下の詳細な説明を読むべきである。図面中の異なる図において同様の要素には同様の参照番号を付している。図面は必ずしも比率通りではなく、各図では選択された実施形態を示しており、各図は本発明の範囲を限定するものではない。当業者であれば、本願で開示した実施例は数多くの有利な択一的形態を有し、本発明の範囲内であることを認識できる。
【００１２】
本発明は、トモシンセシスシステムおよびトモシンセシス方法を被検体とする。添付図面に示した実施例に、本発明のさらなる詳細を開示する。
【００１３】
図１を参照すると、Ｘ線システム１００の一般的な動作を示している。Ｘ線源１０１は複数の平行なＸ線１０２を生成することができ、該Ｘ線１０２は被検体１０３に投射されて透過することにより、Ｘ線吸収投影像１０４が形成される。吸収投影像１０４の各位置が、相応のＸ線１０２に沿ったＸ線吸収の線積分１０５を構成する。たとえば、Ｘ線１０２Ａ，１０２Ｂおよび１０２Ｃの吸収によって線積分値１０５Ａ，１０５Ｂおよび１０５Ｃがそれぞれ得られる（各線積分値の積分値は、被検体１０３の厚さに起因して累積的に大きくなる）。
【００１４】
投影断層定理によると、投影像１０４のフーリエ変換１０６は、Ｘ線１０２に直交する角度θ １０７を有する始点に交差する被検体１０３のフーリエ変換のスライス断面に相応する。
【００１５】
図２を参照すると、従来のＤＴでは、Ｘ線源２０１は円弧２０２に沿って運動し、被検体２０４の吸収投影像２０３がこの円弧２０２上の複数の異なる位置で取得される。各線源位置で投影像２０３が得られ、この投影像２０３のフーリエ変換２０５が、被検体２０４のフーリエ変換の断面を表す。投影像２０３Ａおよび２０３Ｂのフーリエ変換２０５Ａおよび２０５Ｂのプロット２０７Ａおよび２０７Ｂを使用して、図２の右側に示されているように、被検体２０４のフーリエ空間表現２０６を構成する。
【００１６】
このＸ線源が運動する線源運動円弧２０２のカバー範囲を大きくするほど、フーリエ空間のカバー範囲が拡大する。線源運動円弧２０２が１８０°の内因的な限界に到達すると、フーリエ空間のサンプリングは完全になり、被検体２０４を正確に再構成してＤＴ画像の分解能はＣＴ画像の分解能に近づく。しかし、このような集中的なサンプリングプロセスは長時間を要し、必要とされる角度のカバー範囲が小さくなると、このサンプリングプロセスは望まれているもの以下になることがある。
【００１７】
図３を参照すると、ＤＴ画像を得るためのシステムを示している。このシステムは複数のＸ線源３０１を有することができ、該Ｘ線源３０１は相互に相対的に定置されており、各Ｘ線源が共通のアイソセンタ３０２に収束されるように、該Ｘ線源３０１は環状形態で配置される。Ｘ線検出器３０３は、前記複数のＸ線源３０１と該Ｘ線検出器３０３との間に撮像被検体３０４がアラインメントされる位置に配置することができる。このシステムはさらに、Ｘ線制御システム３０６とＸ線検出システム３０７とを含む処理ユニット３０５も包含する。Ｘ線制御システム３０６は、Ｘ線源３０１の照射を制御するためにマイクロプロセッサ上で動作するように構成された特定用途集積回路（ＡＳＩＣ）、ファームウェアまたはソフトウェアを含むことができる。Ｘ線検出システム３０７は、Ｘ線検出器３０３から信号をサンプリングしてこのサンプルに基づいてトモシンセシス計算を実施するために構成されたＡＳＩＣ、ファームウェアまたはソフトウェアを含むことができる。
【００１８】
本発明の１つの詳細な実施形態では、定置された複数のＸ線源３０１を順次照射して相応の断層画像が得られるように、各Ｘ線源３０１をＸ線源コントローラ３０６によって制御することができる。このような方法によって、線源を物理的に全く運動させることなく、複数の線源位置からＸ線投影像を取得することができる。
【００１９】
Ｘ線源３０１はカーボンナノチューブ電界放出電子源を含むことができる。たとえば、文献 S. lijimia による Nature（ロンドン）354, 56（１９９１年）、W. A. de Heer et al による Science, 270, 1179-1180（１９９５年）および Q. H. Wang et al. による Appl. Phys. Lett. 70 (24), 3308-3310,（１９９７年６月１６日）に、このような電子源と、その製造方法が記載されている。これらの文献の記載内容は、引用によって本願の開示内容に含まれるものとする。このような電界放出電子源を上記の種類のＸ線管で使用することにより、過熱を発生させずに高いＸ線管出力を必要とする多くの医療用途で有利になるように該Ｘ線管を小型化することが可能であることが判明している。このようなカーボンナノチューブによって実現されるＸ線源の特徴の１つとして、該Ｘ線源をイネーブル状態と非イネーブル状態との間で非常に高い速度で切り換えられるという特徴がある。このような高速の切替により、得られるＸ線画像を周波数変調することができる。
【００２０】
複数のＸ線源３０１を、それぞれ異なる周波数でイネーブル状態と非イネーブル状態との間で切り換えることができる。たとえば、線源Ｓ１〜Ｓｎ３０１を既知の周波数ｆ１〜ｆｎで切り換えることができる。その際にはｆ１＜ｆ２＜．．．ｆｎであり、ｆｎはピーク切替周波数である。Ｘ線検出器３０３を２ｆｎ（すなわちナイキスト周波数）より高い周波数でサンプリングし、すべての線源Ｓｎ３０１から画像の系列を同時に取得できるようにすることができる。個々の切替周波数ｆｉが別の切替周波数の高調波にならないように、線源切替周波数ｆ１〜ｆｎを選択することができる。このように、周波数多重方式で慣用されているようなフーリエ解析およびバンドパスフィルタリング技術を使用して、各線源の画像を分離することができる。
【００２１】
図４を参照すると、１つの線源４０１のフーリエ空間サンプル４００を示しており、また、環状構成で配置された複数の線源４５１のフーリエ空間サンプル４５０を組み合わせて示す複合図も示している。各線源位置４０１は、被検体のフーリエ空間内の１つの平面４０２に相応する。このような環状構成により、フーリエ空間の等方性サンプリングを行うことができる。
【００２２】
このようなサンプリング特性は、円弧形の線源構成と対照的である。図５を参照すると、環状構成の複数のＸ線源５０１のフーリエサンプリング５００と、円弧形構成の複数のＸ線源５５１のフーリエサンプリング５５０とを示している。ここで図示されているように、円弧形構成５５１ではｘ軸上の空間周波数が高くなると、ｚ方向のサンプリングが良好になる。しかし、ｙ軸上の空間周波数を高くしてもｚ方向のサンプリングには影響がない。このように、所与のスパン角φでは、環状構成によってフーリエ空間のカバー範囲がより完全になる。
【００２３】
上記の説明は環状構成で配置されたＸ線源に関してなされたものであるが、Ｘ線源から放出されるＸ線が共通のアイソセンタを有するのであれば、該Ｘ線源を任意の形状で配置できることも十分に考えられることに留意すべきであり、楕円構成、方形構成または不規則な形状の構成も使用することができる。
【００２４】
図６を参照すると、たとえば線形粒子加速器（ＬＩＮＡＣ）等の治療用放射源６０２を実質的に一周する環状構成で複数の定置型のＸ線源６０１を配置することができる。Ｘ線源６０１と治療用放射線源６０２とをアラインメントして、Ｘ線６０３と治療用放射線６０４とが共通のアイソセンタ６０５を有するようにすることができる。このような構成により、治療用ビーム６０４の主軸上の撮像品質を最大限にすることができる。さらに、治療用放射線に対して垂直な軸６０８を中心として回転運動６０７を行えるＬＩＮＡＣに、環状のＸ線源６０１と、所属の撮像検出パネル６０６とを組み込むことにより、撮像方向のフレキシビリティが拡大する。
【００２５】
図７を参照すると、環状配置されたＸ線源７０１を治療用放射源７０２と実質的に逆の方向に配置することができる。この場合、撮像パネル（図示されていない）を治療用放射線７０３の経路に配置する（すなわち、ＭＶ放射線が撮像パネルを通って伝搬するようにする）。このような構成により、放射線治療を行う間にリアルタイムで断層撮像を行うことができる。
【００２６】
図８を参照すると、断層画像を形成するための方法８００を示している。ステップ８０１において、複数のＸ線源が生成するＸ線が共通のアイソセンタを有するように、該複数のＸ線源を相互に固定的な位置に配置することができる。Ｘ線源の構成は、円形、楕円形、方形または不規則な形状とすることができる。
【００２７】
ステップ８０２においてＸ線をＸ線源によって生成する。複数のＸ線源を、それぞれ異なる周波数でイネーブル状態と非イネーブル状態との間で切り換えることができる。たとえば、線源Ｓ１〜Ｓｎを既知の周波数ｆ１〜ｆｎで切り換えることができる。その際にはｆ１＜ｆ２＜．．．ｆｎであり、ｆｎはピーク切替周波数である。
【００２８】
ステップ８０３において、被検体がＸ線を吸収する吸収度をサンプリングする。これらのサンプルを２ｆｎ（すなわちナイキスト周波数）より高い周波数で生成し、すべての線源Ｓｎから画像の系列を同時に取得できるようにすることができる。個々の切替周波数ｆｉが別の切替周波数の高調波にならないように、線源切替周波数ｆ１〜ｆｎを選択することができる。
【００２９】
ステップ８０４において被検体の断層画像を生成する。得られたサンプルのＸ線吸収投影像の線形積分を計算することにより、画像生成を行うことができる。各投影像のフーリエ変換を計算することにより、被検体のフーリエ変換のスライス断面を得ることができる。
【００３０】
ステップ８０３で行われるサンプリングを、個々の切替周波数ｆｉが他の切替周波数の高調波とならないように行うと、所与のｘ線源の断層画像をステップ８０５で分離することができる。このような分離は、フーリエ解析とバンドパスフィルタリング技術とを使用して行うことができる。
【００３１】
また、方法８００のステップをコンピュータ読出し可能な命令として具現化することができ、このような命令はコンピュータ読出し可能媒体に記憶することができる。このようなコンピュータ読出し可能な命令はファームウェアまたはソフトウェアを含むことができ、たとえばＡＳＩＣまたはマイクロプロセッサ等の処理装置によって実行することができる。
【図１】
0005538227.tif 000002
【図２】
0005538227.tif 000003
【図３】
0005538227.tif 000004
【図４】
0005538227.tif 000005
【図５】
0005538227.tif 000006
【図６】
0005538227.tif 000007
【図７】
0005538227.tif 000008
【図８】
0005538227.tif 000009