(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コーンビームコンピュータ断層撮影システムであって、
Ｘ線ビームを放出するＸ線源と、
スロットと、
を備え、
前記スロットは、前記Ｘ線源の周囲を回転し、前記Ｘ線ビームを遮ることにより、複数の扇形のＸ線ビームが前記スロットから被検体へ向けて発散されるようにし、前記複数の扇形のＸ線ビームは一群としてコーンビームを構成し、前記コーンビームコンピュータ断層撮影システムはさらに、
前記被検体を通過した後に扇形のＸ線を受け取り、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、を備え、前記検出器によって受け取られた前記複数の扇形のＸ線は一群としてコーンビームを構成し、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記Ｘ線源、前記スロット及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築して３次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記３次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴とするコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２】
前記Ｘ線源は陽極及び陰極を含み、前記陰極は、前記陽極が占有する複数の別個の空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項１に記載のコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項３】
前記Ｘ線源は、陽極及び陰極を含み、前記陰極は前記陽極にぶつかる電子を放出し、該陽極にぶつかる該電子の電流を調節することにより、前記複数の扇形のＸ線ビームの各々の強度が調節される、
ことを特徴とする請求項１に記載のコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項４】
複数の扇形のＸ線ビームを被検体へ向けるステップを含み、このステップにおいて、Ｘ線源の周囲を回転する移動コリメータにより前記単一のＸ線ビームが平行にされ、前記複数の扇形のＸ線ビームは一群としてコーンビームを構成し、
前記複数の扇形のＸ線ビームを向けるステップの結果前記被検体を通過するＸ線を検出するステップと、
前記検出されたＸ線から前記被検体に関する複数の撮像データを生成するステップと、
前記複数の撮像データから３次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成するステップと、
前記３次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップと、
含むことを特徴とする被検体を撮像する方法。
【請求項５】
前記方向付けステップは、Ｘ線源の陽極の異なる領域からＸ線ビームを連続的に形成するステップを含む、
ことを特徴とする請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記方向付けステップは、前記Ｘ線源の単一の陰極から前記異なる領域へ電子を連続的に方向付けることにより、前記陽極の前記異なる領域からＸ線ビームを連続的に形成するステップを含む、
ことを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項７】
デジタルトモシンセシスシステムであって、
Ｘ線ビームを放出するＸ線源と、
スロットと、
を備え、
前記スロットは、前記Ｘ線源に対して動き、前記Ｘ線ビームを遮ることにより、複数の扇形のＸ線ビームが前記スロットから被検体へ向けて発散されるようにし、前記デジタルトモシンセシスシステムはさらに、
前記被検体を通過した後に扇形のＸ線を受け取り、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を作成する検出器と、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記Ｘ線源、前記スロット及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築してデジタルトモシンセシス画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記デジタルトモシンセシス画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴とするデジタルトモシンセシスシステム。
【請求項８】
前記Ｘ線源は陽極及び陰極を含み、前記陰極は、前記陽極が占有する複数の別個の空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項７に記載のデジタルトモシンセシスシステム。
【請求項９】
前記Ｘ線源は標的にぶつかる粒子源を含み、該標的にぶつかる該粒子の電流を調節することにより、前記複数の扇形のＸ線ビームの各々の強度が調節される、
ことを特徴とする請求項７に記載のデジタルトモシンセシスシステム。
【請求項１０】
４面体ビームコンピュータ断層撮影システムであって、
走査方向に沿う異なる位置において複数のＸ線ビームを連続的に放出するＸ線源と、
コリメータと、
を備え、
前記コリメータは、前記複数のＸ線ビームを遮ることにより、４面体容積を形成する複数の扇形のＸ線ビームが前記コリメータから被検体へ向けて発散されるようにし、前記４面体ビームコンピュータ断層撮影システムはさらに、
前記扇形のＸ線が前記被検体を通過した後に前記扇形のＸ線を受け取り、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のＸ線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記Ｘ線源、前記コリメータ及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築して３次元４面体ビームコンピュータ断層撮影画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記３次元４面体ビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴する４面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１１】
前記コリメータは複数のスロットを含み、前記複数の前記スロットの各々は前記異なる位置の１つに対応する、
ことを特徴とする請求項１０に記載の４面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１２】
前記コリメータは前記Ｘ線源に対して固定される、
ことを特徴とする請求項１１に記載の４面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１３】
前記Ｘ線源は、陽極と、前記走査方向に沿って位置合わせされた複数の異なる陰極とを含み、該複数の陰極の各々は、前記異なる位置に対応する前記陽極が占有する空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項１０に記載の４面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１４】
前記Ｘ線源は、陽極と、前記走査方向に沿って位置合わせされた単一の陰極とを含み、前記単一の陰極の異なる領域から電子が放出されて、前記異なる位置に対応する前記陽極が占有する空間領域にぶつかるようにした、
ことを特徴とする請求項１０に記載の４面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１５】
前記Ｘ線源を制御して、前記走査方向に沿う前記異なる位置において前記複数のＸ線ビームを連続的に放出させる制御装置をさらに含む、
ことを特徴とする請求項１０に記載の４面体ビーム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、一般に、１又はそれ以上のスロットを使用して、被検体の撮像に使用するＸ線で被検体を走査する撮像システムに関する。
【０００２】
（関連出願との相互参照）
出願者は、合衆国法典第３５巻第１１９条（ｅ）に基づいて、２００６年４月１４日に出願された米国仮特許出願第６０／７９２，２０７号の上述の出願日の優先権の利益を主張するものであり、該特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。
【背景技術】
【０００３】
公知のＸ線撮像システムに、Ｘ線コーンビームコンピュータ断層撮影システムがある。コーンビームコンピュータ断層撮影システムの機械的動作は、線源及び検出器が最大１回転することにより体積画像全体を取得する点を除き、従来のコンピュータ断層撮影システムの動作と同様である。この動作は、従来のコンピュータ断層撮影に使用される１次元（１Ｄ）検出器とは対照的に２次元（２Ｄ）検出器を使用することにより可能となる。
【０００４】
公知のコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムの１つの例が米国特許第６，８４２，５０２号に記載されており、この特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。この特許は、キロボルトＸ線管と、アモルファスシリコン検出器のアレイを有する平面撮像機とを含むコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムの実施形態について記載している。患者が治療台の上に横たわると、前述したようにＸ線管と平面画像とが一体となって患者の周囲を回転し、複数の画像を撮影する。
【０００５】
上述のようなコーンビームコンピュータ断層撮影システムでは、散乱が画質低下の主な原因であると考えられる。散乱を補正又は除去するための現在の技術は、散乱を計算し、その後この散乱を信号から取り去るステップを含む。しかしながら、散乱を計算する時間の長さは、モンテカルロ法を使用して数時間又は数日間もかかる場合がある。さらに、散乱特性を信号から取り去った後も散乱から生じるノイズが残存し、信号対ノイズ比が低下するようになる。
【０００６】
別の技術では、散乱を測定し、その後信号から取り去る。しかしながら、この技術では、患者が付加的な放射線被曝にさらされ、走査時間が長くなり、散乱特性を測定するための追加の走査が必要となる。さらに、散乱から生じるノイズが残存し、これが信号対ノイズ比を犠牲にする。
【０００７】
さらに別の技術では、検出器の前かつ患者の後にグリッドを位置決めし、散乱をいくらか阻止する。しかしながら、グリッドは一次Ｘ線ビームをも部分的に遮断し、患者が付加的な放射線被曝にさらされることになる。他の技術は、検出器から患者までの距離を増やすことにより得られる空隙を使用し、これにより、検出器が回収する散乱が減少するようになる。しかしながら、機械的な制限により、検出器から患者までの距離は、限られた長さしか増やすことができない。
【０００８】
他の撮像システムの画像は、散乱の影響を受けることが知られている。このような撮像システムの１つに、デジタルトモシンセシスシステムがある。デジタルトモシンセシスは、コーンビームコンピュータ断層撮影と同じ様に動作するが、別様に画像を再構築する。コーンビーム断層撮影と比較すると、デジタルトモシンセシスに必要な投影角の範囲の方が小さい。
【０００９】
散乱を受ける別の公知のＸ線撮像システムに、超高圧電子ポータル撮像システムがある。超高圧電子ポータル撮像システムの動作は、Ｘ線光子のエネルギーが遥かに高いことを除き、デジタルＸ線撮影と同様である。このＸ線源は、線形加速器により生成される放射線治療ビームである。検出器は、金属板、シンチレーションスクリーン及び電荷結合素子（ＣＣＤ）フォトダイオードアレイからなる平面検出器であってもよい。金属板は光子を部分的に電子に転換する。電子に加えて、金属板を通過するいくらかの光子が、シンチレーションスクリーンに可視光を生じさせる。この可視光がＣＣＤフォトダイオードアレイにより検出され、コンピュータディスプレイに画像が形成される。
【００１０】
超高圧ポータル画像は、放射線治療前の患者の位置決めに使用される。しかしながら、低い検出効率及び散乱により、超高圧画像の質は最適なものではない。Ｘ線光子エネルギーが高いため、高エネルギー光子の大部分は、検出されずに金属板及びシンチレーションスクリーンを透過する。検出効率が低いため信号対ノイズ比が劣り、従って適切な被検体の画像を作成するために過剰な放射線が必要となる。さらに、光子が、撮像される被検体を通過するときに散乱され、検出される場合がある。光子の散乱により、コーンビームコンピュータ断層撮影及びデジタルトモシンセシスと同様に、画像コントラストがさらに低下し、ノイズが増大する。
【００１１】
コーンビームコンピュータ断層撮影システムでは、通常、Ｘ線光子を検出するのに平面検出器が使用される。平面検出器は、シンチレーションスクリーン及び電荷結合素子フォトダイオードアレイを含むことができる。シンチレーションスクリーンは、Ｘ線光子を可視光量子に変換する。この結果、可視光量子がフォトダイオードアレイにより検出されるようになる。このような平面検出器の性能は、信号対ノイズ比、検出効率の側面で、診断用らせんコンピュータ断層撮影スキャナに使用される個々のＸ線検出器に劣る。ノイズレベルが高く、検出効率が低いことにより、低コントラストにおける区分化が難しくなり、ノイズの多い画像が得られる結果となる。平面撮像機の性能が次善であることにより、画質がさらに悪くなる可能性がある。コーン角度が（５度よりも）大きい場合、近似再構築によるアーチファクトが認められる。
【００１２】
様々な従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システム、超高圧システム及びデジタルトモシンセシス撮像システムでは、被検体の薄い部分は、厚い部分ほど強力な撮像放射線を必要としないため、撮像放射線が、撮像する被検体を非均一に透過する可能性がある。図１に示すように、（超高圧撮像システム以外の）このようなシステム１００は、患者／被検体１０６にわたってビーム強度特性１０４を調節するために蝶ネクタイ型フィルタ１０２を含むことができる。蝶ネクタイ型フィルタ１０２は、外側が厚く中心が薄いＸ線減衰材料からなるブロックである。フィルタ１０２が、Ｘ線源１１０により生じるＸ線１０８のコーンビームと相互作用することにより、ビームの強度特性が調節され、撮像される被検体のより薄い部分へより強度の小さいＸ線ビームが送達されるようになる。このようなフィルタ１０２の１つの不都合な点は、位置が異なると撮像される被検体の厚さも異なるという点である。例えば、患者の頭部の厚さは、同じ患者の骨盤の厚さとは異なる。また、撮像される被検体の厚さは、撮像する角度によっても変化する。例えば、骨盤は、上下方向に撮像される場合、横方向に撮像される場合よりも薄い。強度特性が蝶ネクタイ型フィルタにより生み出されるため、蝶ネクタイ型フィルタを使用した現在のビーム強度の調節は、撮像される被検体の異なる形状及びビーム角には対応しない。
【００１３】
【特許文献１】米国仮特許出願番号第６０／７９２，２０７号公報
【特許文献２】米国特許第６，８４２，５０２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
従って、本発明の目的は、コーンビームコンピュータ断層撮影システム、デジタルトモシンセシスシステム及び超高圧ポータル撮像システムで発生する散乱を減少させることにある。
【００１５】
本発明の別の目的は、コーンビームコンピュータ断層撮影システム及びデジタルトモシンセシスシステムに蝶ネクタイ型フィルタを使用する必要性を無くし、撮像される被検体の形状及びビーム角に基づいてビーム強度を動的に調節することにある。
【００１６】
本発明の別の目的は、超高圧ポータル撮像システムの検出効率を上昇させることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明の１つの態様は、Ｘ線ビームを放出するＸ線源と、Ｘ線ビームを遮ることにより、スロットから被検体へ向けて複数の扇形のＸ線ビームが発散されるようにするスロットとを含むコーンビームコンピュータ断層撮影システムに関する。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のＸ線を受け取り、受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器を含む。検出器には、受け取った扇形のＸ線の各々に対する撮像信号を受け取るためにコンピュータが接続され、Ｘ線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されて３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイをさらに含む。
【００１８】
本発明の第２の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、ｉ）Ｘ線源からＸ線ビームを扇形の形で被検体へ向けて放出するステップと、ｉｉ）Ｘ線ビーム放出の結果被検体を通過するＸ線を検出器で検出するステップと、ｉｉｉ）検出したＸ線から被検体の画像データを生成するステップとを含む、。この方法は、ｉｖ）被検体に対してＸ線源と検出器とを回転させるステップと、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が形成されるまでステップｉ）〜ｉｖ）を連続的に繰り返すステップとを含む。この方法は、十分な数の撮像データから３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、この３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップを含む。
【００１９】
本発明の第３の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、扇形の形の複数のＸ線ビームを被検体へ方向付けるステップと、複数のＸ線ビームを方向付けた結果被検体を通過するＸ線を検出するステップと、検出したＸ線から被検体に関する複数の撮像データを生成するステップとを含む、。この方法は、複数の撮像データから３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、この３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップをさらに含む。
【００２０】
本発明の第４の態様はデジタルトモシンセシスシステムに関し、該システムは、Ｘ線ビームを放出するＸ線源とスロットとを含み、該スロットがＸ線ビームを遮ることにより、複数の扇形のＸ線ビームがこのスロットから被検体へ向けて発散されるようにする。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のＸ線を受け取り、受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器をさらに含む。受け取った扇形のＸ線の各々に対する撮像信号を受け取るために、検出器にコンピュータが接続され、Ｘ線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、デジタルトモシンセシス画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されてデジタルトモシンセシス画像を表示するディスプレイをさらに含む。
【００２１】
本発明の第５の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、ｉ）Ｘ線源から被検体へ向けて扇形の形のＸ線ビームを放出するステップと、ｉｉ）Ｘ線ビーム放出の結果被検体を通過するＸ線を検出器で検出するステップとを含む。この方法は、ｉｉｉ）検出したＸ線から被検体に関する画像データを生成するステップと、ｉｖ）被検体に対してＸ線源と検出器とを回転させ、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、デジタルトモシンセシス画像が形成されるまでステップｉ）〜ｉｖ）を連続的に繰り返すステップとをさらに含む。この方法は、十分な数の撮像データからデジタルトモシンセシス画像を形成し、デジタルトモシンセシス画像を表示するステップをさらに含む。
【００２２】
本発明の第６の態様は、準コーンビームコンピュータ断層撮影システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のＸ線ビームを連続的に放出するＸ線源と、コリメータとを含み、該コリメータが複数のＸ線ビームを遮ることにより、複数の扇形のＸ線ビームがコリメータから被検体へ向けて発散されるようにする。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のＸ線を受け取り、受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器を含む。受け取った扇形のＸ線の各々に対する撮像信号を受け取るために、検出器にコンピュータが接続され、Ｘ線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されて３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイをさらに含む。
【００２３】
本発明の第７の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、ｉ）走査方向に沿う異なる位置において複数のＸ線ビームをＸ線源から放出するステップと、ｉｉ）Ｘ線源から放出される複数のＸ線ビームから複数の扇形のＸ線ビームを形成するステップとを含む、。この方法は、ｉｉ）Ｘ線ビーム放出の結果被検体を通過するＸ線を検出器で検出するステップと、ｉｉｉ）検出したＸ線から被検体に関する画像データを生成するステップとをさらに含む。この方法は、ｉｖ）被検体に対してＸ線源と検出器とを回転させ、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が形成されるまでステップｉ）〜ｉｖ）を連続的に繰り返すステップを含む。この方法は、十分な数の撮像データから３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、３次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップをさらに含む。
【００２４】
本発明の第８の態様は線形走査システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のＸ線ビームを連続的に放出するＸ線源を含み、このＸ線源は走査方向に沿って整列する陽極と単一の陰極とを有し、単一の陰極の異なる領域から電子が放出されて、異なる位置に対応する陽極が占める空間領域にぶつかる。システムは、走査方向に沿う異なる位置においてＸ線源が複数のＸ線ビームを連続的に放出するように制御するための制御装置をさらに含む。
【００２５】
本発明の第９の態様は走査の方法に関し、該方法は、線源の陽極の異なる領域からＸ線ビームを連続的に形成するステップと、Ｘ線源の単一の陰極から陽極の異なる領域へ電子を連続的に向けることにより、この陽極の異なる領域からＸ線ビームを連続的に形成するステップとを含む。
【００２６】
本発明の第１０の態様は走査システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のＸ線ビームを連続的に放出するＸ線源を含み、このＸ線源は、走査方向に沿って位置合わせされた陽極及び陰極システムを有し、陰極システムの異なる領域から電子が放出されて、この異なる位置に対応する陽極が占有する空間領域にぶつかる。システムは、陽極にぶつかる電子の電流を調節することにより複数のＸ線ビームの各々の強度を調節するための制御装置をさらに含む。
【００２７】
本発明の第１１の態様は走査の方法に関し、該方法は、被検体の異なる領域にぶつかる複数のＸ線ビームを生成するステップと、複数のＸ線ビームを生成する標的に当たる粒子の電流を調節することにより、複数のＸ線ビームの各々の強度を調節するステップとを含む。
【００２８】
本発明の第１２の態様は超高圧撮像システムに関し、該システムは、０〜４ＭＶまでの範囲のエネルギーを有するＸ線ビームを放出する超高圧Ｘ線源と、Ｘ線ビームを遮ることにより、スロットから被検体へ向けて複数の扇形のＸ線ビームを発散するようにするスロットとを含む。システムは、被検体を通過した後の扇形のＸ線を受け取り、受け取った扇形のＸ線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、検出器に接続されて、受け取った扇形のＸ線の各々に関する撮像信号を受け取るコンピュータとをさらに含む。コンピュータにはディスプレイが接続され、この撮像信号に基づいて被検体の画像を表示する。
【００２９】
本発明の第１４の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、扇形の形の複数のＸ線ビームを被検体へ方向付けるステップを含み、複数のＸ線ビームの各々は、０から４ＭＶまでの範囲のエネルギーを有する。この方法は、複数のＸ線ビームを方向付けた結果被検体を通過するＸ線を検出するステップと、検出したＸ線から被検体に関する複数の撮像データを生成するステップとを含む。この方法は、複数の撮像データから画像を形成するステップと、画像を表示するステップとをさらに含む。
【００３０】
本発明の１又はそれ以上の態様は、信号対ノイズ比を損なうことも、或いは患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去するという利点を提供する。
【００３１】
本発明の１又はそれ以上の態様は、患者を横切るビーム強度を調節してアーチファクトを回避し、患者が受ける放射線量を最小化するという利点を提供する。
【００３２】
添付の図面とともに解釈すれば、以下の説明及び添付の特許請求の範囲から本発明の追加の目的、利点及び特徴が明らかになるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
ここで図２〜図１６を参照すると、本発明の原理を具体化した様々な撮像システムが示されており、同一の番号は同様の要素を示す。詳細には、図２ａは、壁装着型走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム２００及び超高圧ポータル撮像システム３００の実施形態を示す図であり、これらを、英国クローリーのＥｌｅｋｔａ社によりＳｙｎｅｒｇｙという商標で販売されているコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムとともに使用するようにすることができる。別個の放射線治療用Ｘ線源を含む現行の又は新規の放射線治療システム上にシステム２００を後付けすることもできる。コーンビームコンピュータ断層撮影システム２００は、Ｘ線管２０２などのＸ線源、ロータリコリメータ２０４、及びガントリ２０８に装着された平面撮像機／検出器２０６を含む。
【００３４】
図２ａに示すように、平面撮像機２０６を、医療用線形加速器３０２のガントリ２０８の平坦な円形の回転可能ドラム２１０の面に装着することができ、この場合、Ｘ線管２０２により生成されるＸ線ビーム２１２は、放射線治療線源３０２により生成される治療ビーム３０４とほぼ直交する。Ｘ線管及び撮像器を回転可能ドラムに装着した例が米国特許第６，８４２，５０２号に記載されており、該特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。
【００３５】
図２ａ及び図３に示すように、システム３００は、線源３０２などの別個の放射線治療用Ｘ線源、及び回転ドラム２１０に別個に装着された検出器３０６を含む。線源３０２は、Ｘ線管２０２よりも高い出力レベルで動作して、可動テーブル２１１（コンピュータ２３４によりｘ、ｙ及びｚ方向に可動）に横たわる患者の標的体積を治療できるようにする。線源３０２は、４ＭｅＶから２５ＭｅＶまでの範囲のエネルギーを有するＸ線などの光子、又は電子などの粒子のいずれかのビーム３０４を生成する。
【００３６】
走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム２００ａ及び超高圧ポータル撮像システム３００ａを図２ｂに示す。この実施形態では、システム２００ａ及びシステム３００ａを、カリフォルニア州パロアルトのＶａｒｉａｎ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍ社によりＴｒｉｌｏｇｙという商標で販売されているコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムとともに使用するようにすることができる。システム２００ａは、図２ａの実施形態で使用されるものと同様のＸ線管２０２、ロータリコリメータ２０４及び平面撮像器／検出器２０６を含む。ドラムに装着されるシステム２００とは異なり、Ｘ線管２０２及びコリメータ２０４は、システム３００ａの支持部３０８に枢動可能に装着されたアーム２１４に装着される。同様に、平面撮像器２０６は、支持部３０８に装着されたアーム２１６に装着される。
【００３７】
図２ａの実施形態と同様に、図２ｂのＸ線管２０２により生成されるＸ線ビーム２１２は、放射線治療線源３０２により生成される治療ビーム３０４とほぼ直行する。図２ｂ及び図３に示すように、システム３００ａは、図２ａに関連して前述したものと同様の線源３０２及び検出器３０６を含む。従って、線源３０２は、４ＭｅＶから２５ＭｅＶまでの範囲のエネルギーを有するＸ線などの光子、又は電子などの粒子のいずれかのビーム３０４を生成して、可動テーブル２１１（コンピュータ２３４によりｘ、ｙ及びｚ方向に可動）に横たわる患者の標的体積を治療できるようにする。ドラムに装着されたシステム３００とは異なり、線源３０２と検出器３０６とは支持部３０８で接続される。
【００３８】
走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム２００ｂの別の実施形態を図２ｃに示す。この実施形態では、システム２００ｂは、図２ａの実施形態に使用するものと同様のキロボルトＸ線管２０２、ロータリコリメータ２０４及び平面撮像器／検出器２０６を含む。ドラムに装着されたシステム２００とは異なり、Ｘ線管２０２及びコリメータ２０４はＣアーム２１８の一方の端部に装着され、平面撮像器２０６はＣアーム２１８の他方の端部に装着される。Ｃアーム２１８は、可動ベース２２０に装着されることにより、図２ｃに示す軸線Ａ及びＢの周りで枢動できるようになる。Ｃアーム２１８及びベース２２０は、様々な周知のコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムのものと同様のものである。
【００３９】
次の考察では、図２ａの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム２００及び超高圧ポータル撮像システム３００について説明するが、この考察は、図２ｂ〜図２ｃの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムにも等しく適用可能である。
【００４０】
図３ａ〜図３ｄに示すように、図２ａの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム２００のＸ線源２０２は、ガラスハウジング２２６に封入された回転陽極２２２及び固定陰極２２４を含み、次にこのガラスハウジング２２６が、複数のスロット２２８を含むロータリコリメータ２０４内に配置される。別の実施形態では、ロータリコリメータ２０４を、コリメータ２０４と同じ動作を再現するためにコリメータ２０４の接線方向と平行な方向に前後移動する長方形スロットと置き換えることができる。
【００４１】
システム２００の使用時には、陰極２２４は、通常タングステン又はモリブデンでできている陽極２２２において電子を放出する。電子が、陽極２２２が占める空間の１つの領域にぶつかると、タングステン又はモリブデン原子がビーム２３０としてＸ線を放出する。このＸ線はｋＶエネルギーの範囲であってもよい。ビーム２３０は、ロータリコリメータ２０４へ向けて発散される。図３ｂ及び図３ｄに示すように、スロット２２８は、互いに等間隔で配置され、各々が２×１５ｃｍの寸法の長方形の領域を定め、走査方向に沿って２ｃｍの幅が測られることが好ましい。当然、望ましいビームの大きさによっては、この長方形スロットに代わる他の寸法も適用可能である。
【００４２】
動作中、ビーム２３０の幅は、図３ｂ及び図３ｄに示す個々のスロット２２８の幅ｄよりも大きい。ビーム２３０がスロット２２８と相互作用し、このスロット２２８に遮られることにより、スロット２２８によって、Ｘ線コーン形ビーム２３０が、検出器２０６を横切って走査する扇形すなわちスロットビーム２１２の形状にされた後に、ガラスハウジング２２６に封入された構成要素とコリメータ２０４と検出器２０６とが、ドラム２１０の回転により患者Ｐの周囲を回転する。詳細には、スロット２２８が回転すると、スロット２２８がビーム２３０の異なる部分を遮り、スロット２２８から複数の扇形ビーム２１２が発散されて、患者の幅Ｗを横切って走査するようになる。図３ｂ及び図３ｄに示すように、患者Ｐの撮像中、Ｘ線の扇形ビーム２１２は、矢印２３２で示すように患者Ｐを横切って横断面の右から左へと走査又は掃引し、検出器２０６において二次元画像を生成する。当然、システム２００を、ビーム２１２が左から右へと走査するようにすることもできる。従って、システム２００を走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムと呼ぶこともできる。
【００４３】
図４に示すように、ホストコンピュータ２３４が、陰極２２４から出された電子ビーム（及び生成されたＸ線ビーム）の配置と、コリメータ２０４の回転と、スロット２２８のサイズとに基づいて、検出器２０６から読み出された領域２３７に同期することにより、領域２３７は、患者がいなければビーム２１２が横切るであろう領域と一致するようになる。黒くした領域２３７で示すように、検出器２０６は、この検出器が一次ビームで放射された領域のみを読み出していることが明らかである。当然、画像全体を読み出し、領域２３７の外部の信号を廃棄することもできる。読み出した領域に対応する撮像信号は、検出器２０６からコンピュータ２３４へ送られる。領域２３７の外部に存在する散乱は全く検出されない。従って、従来のコーンビームが検出器全体に殺到する場合と比較すると分析するデータが少なく、結果として読み出しが早くなる。コリメータ２０４が回転すると、上記のように別に扇形ビーム２１２が生成され、平面検出器２０６の隣接する区域２３６に作用する。この処理は、検出器２０６全体が扇形ビーム２１２から放射線を受け取るまで続く。扇形ビーム２１２は、合成されるとコーンビームを定め、このコーンビームから検出器２０６によって２次元投影が生成される。このようにして、扇形ビーム２１２で患者の幅Ｗを横切って完全に走査した後に、扇形ビーム２１２の各々について検出器２０６全体が読み出した放射線に対応する撮像信号がホストコンピュータ２３４で使用され、コーンビームコンピュータ断層撮影と共に上述した方法と同様の方法で２次元投影が生成される。
【００４４】
連続したコーンビーム断層撮影中又はトモシンセシスの走査中、ドラム２１０（図２ａ）、支持部３０８（図２ｂ）又はＣアーム２１８（図２ｃ）は限られた速度で回転する。個々の扇形ビーム２１２の投影角は僅かに異なり、このため、これらのビームを組み合わせて２次元画像にする場合、少量の歪みが生じる。コーンビーム断層撮影又はトモシンセシス画像の再構築には、個々の扇形ビーム２１２の実際の投影角度を使用して、歪みを避けることが好ましい。
【００４５】
検出器２０６は、各々をアモルファスシリコン（α―Ｓｉ：Ｈ）と薄膜トランジスタとで作ることができる２次元アレイの半導体センサで構成することができる。個々のセンサから得られるアナログ信号を統合してデジタル化する。この値がホストコンピュータ２３４へ転送され、この値に基づいて画像が生成され、図３ａに示すように、この画像がディスプレイ２３６に示される。検出器２０６はまた、受け取ったＸ線を可視光に変換するためのシンチレーションスクリーンを含むこともでき、この可視光が２次元アレイの検出器で検出される。
【００４６】
扇形ビーム２１２が、上記の方法で患者の幅Ｗを横切り、検出器２０６全体に作用した後、コンピュータ２３４がドラム２１０に指示を出してこのドラム２１０を回転させ、Ｘ線源２０２、コリメータ２０４及び検出器２０６が患者Ｐの周辺を別の位置まで回転するようにすることにより、上記の走査処理を繰り返し、別の２次元投影を生成できるようにする。Ｘ線源２０２、コリメータ２０４及び検出器２０６の上記回転は、コーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成するのに十分な数の二次元画像が取得されるまで継続する。この目的には、最大でも１回の完全な回転しか必要とすべきではない（３６０°未満の回転から形成される画像も同じ様に形成できると想像される）。個々の位置から得られる２次元投影は、コンピュータ２３４において合成され、前述のコーンビームコンピュータ断層撮影システムの方法と同様の方法で３次元画像が生成されて、ディスプレイ２３６に表示される。
【００４７】
システム２００、２００ａ及び２００ｂと共に使用するコリメータ２０４に関する上述の実施形態は回転式のものであるが、代わりに直線移動するコリメータを使用することもできる。このようなコリメータには、１又はそれ以上の長方形スロットが含まれ、コリメータは平面に沿って前後に移動することになる。スロットとコリメータの動きとを組み合わせることにより、前述の方法と同様の方法で患者を走査する扇形ビームが生成されるようになる。
【００４８】
画像を形成する代替の好ましい方法では、３次元画像の形成前に、コンピュータ２３４が２次元投影の生成のために扇形ビーム２１２の合成を行わない。その代わりに、ドラム２１０の個々の位置で生成される個々の扇形ビーム２１２に対して読み込まれたデータが直接合成されて、３次元画像が生成される。このような画像生成により生み出される歪みは、前述の歪みよりも小さい。
【００４９】
以下で説明する本発明の別の実施形態と同様に、システム２００の際だった特徴の１つは、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を損なうことも患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去する能力にある。さらに、後述するように、システム２００は、患者を横切るビーム強度も調節してアーチファクトを回避し、患者が受ける放射線量を最小化することができる。
【００５０】
図５〜図７には、スロットコーンビームコンピュータ断層撮影法及び従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法で得られる画質の様々な比較を示している。容易にわかるように、画質は、スロットコーンビームコンピュータ断層撮影法によるものの方が著しく良好である。例えば、図５ａは、１５×１５ｃｍのコリメータで生成される単一のコーンビームから形成された画像を示す図であり、図５ｂは、１．５ｃｍ幅のビームを使用して本発明により生成された同じ被検体の画像を示す図である。また、図６ａは、１５×１５ｃｍのコリメータで生成される単一のコーンビームから形成された画像を示す図であり、図６ｂは、幅２ｃｍで長さ１５ｃｍのビームを使用して本発明により生成された同じ被検体の画像を示す図である。図７ａは、本発明を使用して直径２０ｃｍのファントムから生成する散乱が、図７ｂに示すような同じファントムと相互作用する単一のコーンビームから生成される散乱よりも少ないことを示す図である。図５〜図７は、システム２００により生成される画像が、コンピュータ２３４が放射線源２０２の位置決めを制御して、放射線を患者の望ましい関心領域に正確に方向付けるのに適したものであることを示している。
【００５１】
図２ａ〜図２ｃの撮像システム２００、２００ａ及び２００ｂについての上述の説明はコーンビーム断層画像の形成に関するものであるが、これらの撮像システム２００、２００ａ及び２００ｂを、デジタルトモシンセシス画像を生成するように変更することもできる。唯一の違いは、コンピュータ２３４が、個々の扇形ビームから画像データを取得し、この画像データをコーンビームコンピュータ断層撮影の方法とは異なる周知の方式で再構築するソフトウェアを含むという点である。コリメータ２０４を利用することにより、デジタルトモシンセシス画像における散乱が減少する。
【００５２】
次に、図３ａ〜図３ｄを参照すると、扇形ビームが、撮像する被検体を横切って掃引されるときに、このビームの強度を動的に調節し、物理的蝶ネクタイ型フィルタから得られるビーム強度特性と同様の非均一なビーム強度特性を生み出すことができる。さらに、撮像する被検体の形状に基づいてＸ線強度特性を調節することができる。さらに、Ｘ線の投影角と撮像する被検体の形状とに基づいてＸ線強度特性を調節することができる。
【００５３】
以下で説明する本発明の別の実施形態と同様に、システム２００の際だった特徴の１つは、信号対ノズル比（ＳＮＲ）を損なうことも患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去する能力にある。さらに、後述するように、システム２００は、患者を横切るビーム強度も調節してアーチファクトを回避し、患者がうける放射線量を最小化することができる。
【００５４】
上述したように、ロータリコリメータ（図３ａ〜図３ｄ参照）又は直線移動式スロットコリメータのいずれかを使用して、システム２００、２００ａ及び２００ｂにより形成されるコーンビーム断層画像又はデジタルトモシンセシス画像の散乱を減少させることができる。このようなコリメータを使用して、図２ａ〜図２ｂの超高圧ポータル撮像システム３００及び３００ａの散乱を減少させることもできる。このようなポータル撮像システムは、約４ＭｅＶのエネルギーを有する電子が対象にぶつかるように方向付けて、０から４ＭＶまでの範囲のエネルギーを有するＸ線を生成することが好ましい。このＸ線を使用して、被検体／患者の単一の画像を生成する。
【００５５】
システム３００及び３００ａと共に使用することができるコリメータの例を図８ａ〜図８ｂに示す。システム３００及び３００ａのマシンヘッド３１０内に、動的コリメータ３０９が含まれる。
【００５６】
図８ｂに示すように、コリメータ３０９は、鉛などのＸ線減衰／吸収材料で作られる１対の固定コリメータ顎３１２ａ、ｂを含む。コリメータ３０９は、Ｘ線減衰／吸収材料で作られる１対のコリメータ顎３１４ａ、３１４ｂをさらに含む。顎３１２ａ、３１２ｂ及び３１４ａ、３１４ｂは、長方形スロット３１６を定める。顎３１４ａ、３１４ｂが一体となって前後に移動する（図８ｂの双方向矢印を参照）ことにより、スロット３１６は、面積が一定のまま前後に移動して（図８ａの双方向矢印を参照）、扇形ビーム３０４が患者を走査するようになる。撮像器３０６は平面撮像器、或いは１又はそれ以上の列からなる個々の検出器であってもよく、これらの検出器は、直線的に移動可能なアーム３１８を介して横方向に移動可能であると共に、ビーム３０４を遮って画像を形成する。
【００５７】
前述したように、検出器３０６は、システム２００、２００ａ、２００ｂの２次元撮像器２０６と同様の平面検出器であってもよい、従って、スロット３１６が領域を横切って走査するときに、複数の扇形ビーム３０４が患者を貫いて撮像器３０６へ方向付けられるようになる。撮像器３０６の場合と同様に、ビーム３０４により定められる領域の外部で検出されるあらゆる放射線が除去され、散乱を最小限に抑えた２次元ポータル画像が形成されるようになる。
【００５８】
検出器３０６は、単一又は複数列の個別の検出器アレイであり、個々の検出器はシンチレータ及び光ダイオードを有することが好ましい。この個別の検出器は、前述の平面撮像器よりも遥かに良好な検出効率を有することができる。これは、シンチレータの厚さがシンチレーションスクリーンの厚さよりも遥かに大きなものとなり得ることによる。このようにして、より高い検出効率を達成することができる。
【００５９】
検出器アレイは、単一の直線列の検出器であってもよい。しかしながら、この列を湾曲させて、全ての検出器が超高圧Ｘ線源３０２に合焦するようにすることが好ましい。
【００６０】
動作中、単一の又は複数列の検出器アレイは、スロット３１６が走査する領域全体をカバーするわけではない。患者Ｐが存在しない場合、検出器がスロットに合わせて動くことにより、扇形ビーム３０４の一次光子が常に検出されるようになる。
【００６１】
正確に制御された線形アクチュエータ３１８を使用して、検出器アレイ３０６を動かすことになる。検出器アレイ３０６は、患者の軸線方向、すなわち頭からつま先へ又はつま先から頭へのいずれかの方向に動くことが好ましい。当然、検出器アレイ３０６は左から右へ又は左から右へも動くことができる。
【００６２】
次に図９ａ〜図９ｂを参照すると、本発明の別の実施形態による走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システム４００が概略的に示されている。システム４００は、回転陽極２２２及び固定陰極２２４を有するＸ線源２０２を含む。陰極２２４は、熱放出を通じて電子を生成する金属フィラメントを含むことができる。回転陽極２２２は、タングステン又はモリブデンなどの、電子の衝突時にＸ線を生成する材料で作られる。固定コリメータ４０２が、Ｘ線源２０２のガラスハウジング２２６の内部又は外部のいずれかに配置される。図９ａ〜図９ｂに示すコリメータ４０２は単一のスロット２２９を含むが、このコリメータ４０２は複数のスロットを含むこともでき、この場合、電子がぶつかる陽極２２２の領域の１つに個々のスロットが関連付けられる。
【００６３】
陰極２２４から出される電子ビームの陽極２２２上における焦点スポットは、磁場又は電場によって電子ビームをそらせることにより、双方向矢印４０４で示すように前後に移動する。この磁場又は電場は、制御装置又はコンピュータ２３４内の制御装置により制御される。電子ビームは、陽極２２２が占める空間の複数の別の領域にぶつかる。別の方法では、電子ビームは連続した領域にぶつかることもある。固定コリメータ４０２により、陽極２２２から出されるＸ線ビームはスロット又は扇形ビーム２１２の形状となり、焦点スポットが前後に移動するときに、このＸ線ビームが患者を横切って掃引する。詳細には、陰極２２４が電子を放出すると、この電子が陽極２２２の表面の第１の領域へ方向付けられ、この第１の領域から初期Ｘ線ビーム２３０が生成され、コリメータ４０２の長方形スロット２２９へ向かう第１の方向へ方向付けられる。次に、第１の扇形ビーム２１２が患者の一部へ方向付けられる。陰極２２４から出される電子を陽極２２２の領域の第２の領域へ方向付けることにより、第２の扇形ビーム２１２が生成される。上記の処理を継続することにより、患者の幅Ｗを横切って走査する複数の扇形ビーム２１２が生成されるようになる。患者Ｐの撮像中、Ｘ線の扇形ビーム２１２は、図３ａ〜図３ｄの実施形態に関して前述した方法と同様の方法で患者Ｐの横断面を右から左へ走査又は掃引して、検出器２０６に２Ｄ画像を生成する。当然、ビーム２１２が左から右へ走査するようにシステム４００を構成することもできる。また、２次元検出器２０６を、図３ａ〜図３ｄの実施形態と共に前述した方法で患者Ｐを横切って走査し、二次元画像を生成する扇形ビーム２１２を追跡するように移動する１次元検出器と置き換えることもできる。従って、システム４００を、走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムと呼ぶことができる。
【００６４】
上述したＸ線源２０２、コリメータ４０２及び検出器２０６及びこれらの変形例を、図２ａ〜図２ｃのコンピュータ断層撮影システム及びデジタルトモシンセシスシステム２００、２００ａ及び２００ｂのＸ線源２０２、コリメータ２０４及び検出器２０６と置き換えることができる。このようなシステムによる画像の生成は、図２〜図３の実施形態に関して前述した方法と同様の方法で行われる。
【００６５】
散乱を減少させることにより画質を改善する別のアプローチは、出願者の発明の別の態様による準コーンビームコンピュータ断層撮影システムを使用することである。この側面では、図２ａ〜図２ｃのシステム２００、２００ａ及び２００ｂは、１）後述するようにＸ線源２０２をマルチビームＸ線源に置き換えること、及び、２）平面撮像器／検出器２０６を湾曲形の複数列の検出器と置き換えることにより本質的に変更される。このような準コーンビームコンピュータ断層撮影システム５００を図１０に概略的に示す。詳細には、システム５００は、直線マルチビームＸ線源５０２及び複数列の個別シンチレータ／光ダイオード検出器アレイ５０４を含む。当業で周知のデータ取得ユニットを備える光ダイオード／シンチレータアレイモジュールでアレイ５０４を構成することができる。図２ａのシステム２００と共に使用するようにした場合、Ｘ線源５０２及び検出器アレイ５０４は回転ドラム２１０に装着されて、ドラム２１０により定められる回転平面に垂直（線源５０２）に、及びこの回転平面内（アレイ５０４）に配列される。
【００６６】
図１１ａ〜図１１ｂに示すように、Ｘ線源５０２は、真空圧力内に単一の円筒状ガラス管５０６を含む。管５０６の長さは、ｚ方向に沿って約３８ｃｍであり、アイソセンターにおいてｚ方向に１９ｃｍを覆う。合計２０個などの複数のカーボンナノチューブの陰極５０８が、互いにほぼ２ｃｍの等間隔で配置される。別の方法では、個々の陰極５０８を、ある温度まで加熱された対応する金属フィラメントと置き換えることにより、陰極とゲート電極５１２との間に電位を確立することによって電子を取り出すことができるようになる。
【００６７】
単一のナノチューブ陰極５０８の動作は容易に理解される。詳細には、ナノファイバー先端の半径とナノファイバーの長さとが小さいため、陰極５０８と陽極５１０との間に印加される電位により、高い局所電場が作り出される。これらの高い局所電場により、電位がナノチューブ先端から真空内に突き抜けるようになる。このようなナノチューブの例がＸｉｎｔｅｋ社から市販されており、このナノチューブは５００ｍＡの高さの電流が利用可能である。
【００６８】
ゲート電極５１２と陰極５０８との間に印加される電位Ｖgにより、カーボンナノチューブの陰極５０８から電子が取り出される。電子は電位Ｖaにより加速され、電位Ｖf及び集束電極５１４により小さな焦点スポットに集束する。ヒトの撮像時に、電子がモリブデン又はタングステンの陽極標的５１０にぶつかり、約８０〜１３０ｋｅＶのエネルギーを有するようになると、制動放射効果によってＸ線光子が生成される。集束電極５１４は、図９ａ〜図９ｂのＸ線源２０２に関して記載した方法と同様の方法で、電子を陽極標的５１０の異なる部分へ方向付けて個々のＸ線ビームを生成する。陽極５１０の過熱を防ぐために、陽極５１０内に導管５１６が形成され、この導管を通って冷却水が循環する。管電流、すなわち、陽極５１０にぶつかる電子の電流量は、約１６７ｍＡであることが好ましい。
【００６９】
図１１ａ〜図１１ｂに示すように、Ｘ線源５０２は、図１１ｃの単一の陽極５１０と複数の陰極５０８とを含み、個々の陰極５０８は、ＭＯＳＦＥＴ制御装置（図示せず）などの制御装置に制御されて、望ましい順番及び望ましい電流で活性化される。
【００７０】
陰極５０８は、陽極５１０が占める空間の個別の領域にぶつかる複数のＸ線ビームを生成するために、後述するように連続的に活性化される。動作中、可変ＤＣ電圧Ｖg（＜１ｋＶ）がゲート電極に印加されて陰極５０８から電極が抽出される。別個の制御装置又はコンピュータ２３４を使用して制御装置回路を制御することができる。Ｖgが放出のための臨界電場よりも大きければ、この活性化陰極５０８から電子が放出される。異なる標的の起点から走査Ｘ線ビームを生成するために、予め設定したパルス幅のパルス制御信号が個々の制御装置を横切って掃引される。個々の地点で、特定の陰極５０８から電子ビームを生成するためのチャネルが「開かれ」、この陰極５０８により、対応する陽極の焦点からＸ線ビームが生成される。
【００７１】
陰極５０８は、ゲート電極５１２をプログラムすることにより約３００Ｈｚの速さで連続的にオンオフが切り替えられ、ガントリの回転速度が６０秒／ｒｅｖで、６００回の投影が行われると仮定すると、チューブのｚ方向の走査時間は、陰極が２０個で、検出器の不感時間が５０％の場合約０．１秒となる。１００ｋＨｚよりも大きな速さも実現可能である。図１１ｂに示すように、個々の陰極５０８から発散される電子が、陽極５１０のｚ軸に沿う異なる部分にぶつかることにより、ｚ軸に沿う異なる部分において複数のＸ線ビーム２３０が形成される。Ｘ線ビーム２３０は、対応するフィルタ５２０及び（Ｘ線源５０２に対して）固定されたコリメータ５２２を通過する。コリメータ５２２は、陰極５０８に対応するスロット５２４を１対１の態様で定める。スロット５２４が、ビーム２３０の幅よりも小さい幅の長方形の形状であることにより、図１０及び図１１ｂに示すように扇形ビーム２１２が形成され、このビームを検出器５０４へ方向付けることができるようになる。陰極５０８のオンオフを連続的に切り替えることにより、扇形ビームが、撮像する患者又は被験者を横切って掃引する。この処理中、ドラム２１０が、複数の２次元画像を取り込めるように患者の周囲をゆっくりと回転し、この２次元画像を使用して、３次元の準コーンビームコンピュータ断層撮影画像を生成することができる。
【００７２】
別の方法では、図１０〜図１１のＸ線源５０２を、図１２に概略的に示すＸ線源６００と置き換えることができる。この実施形態では、陰極６０２は連続した直線形となる。ゲート電極５１２のグリッドに印加される電圧６０４により、電子が異なる位置で取り出される。これは、ゲート電圧６０４を異なるゲートに印加することにより制御される。個々の電極の電位６０４は個々に制御することができる。設計したゲート電圧特性６０６を形成して、電子６０８を一次元の形で焦点スポット６１０に集束することができる。ゲート６１２及びそのゲート電圧６１４により、電子６０８を他の次元の形で集束することもできる。ゲート電圧をプログラムすることにより、Ｘ線ビームは、陽極５１０に沿って走査を行うことができる。この実施形態の主な利点は、図１２ａ〜図１２ｃの個別の陰極による方法に比較して、Ｘ線ビーム走査の空間分解能を遥かに高くすることができる点にある。焦点スポット６１０は、陽極５１０に沿ういずれかの位置に存在してもよい。
【００７３】
（図１１のＸ線源を使用するか、或いは図１２のＸ線源を使用するかに関わらず）システム５００の実現可能な変形例の１つは、コリメータ５２２に長方形スロット５２４を使用すること、及び図１０及び図１３ａに示すように検出器５０４の個々の検出器を回転アレソセンターＯに向けて集束させることである。この変形例は、理想的なものではないが、準コーンビームコンピュータ断層撮影法と従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法との間の関係を示すものである。例えば、図１３ａは、Ｘ線源５０２、６００及び検出器アレイ５０４が単一の位置にある場合の患者又は被検体を横切るＸ線ビーム２１２の走査を示す図であり、この場合、Ｘ線源５０２、６００は、線形検出器アレイ５０４に対して垂直となる。Ｓｎという用語は、電子が陽極５１０にぶつかる各個々の焦点スポットを意味する。Ｄｎという用語は、検出器５０４の各各々の検出器の位置を意味する。前述したように、焦点スポットで生成されるＸ線ビームは、対応するスロット５２４により平行にされ、扇形ビーム２１２となる。扇形ビームを、三角形領域Ｓｎ−Ｄ100−Ｄ100で図１３ａに示す。Ｘ線ビームがＳ8−Ｓ―8に沿って走査すると、４面体容積が形成される。従って、単一の位置のＸ線源５０２、６００及び検出器アレイ５０４において走査される容積はコーン形ではなく、従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法の点線源及び２次元検出器により形成されるものとなる。この新しい撮像システムは準コーンビームコンピュータ断層撮影法と呼ばれ、従来のコーンビームコンピュータと区別される。別の方法として、湾曲した検出器アレイを、線形検出器アレイと置き換えることもできる。
【００７４】
図１３ｂは、準コーンビームコンピュータ断層撮影法により複数のガントリ位置で走査される容積を示す図であり、この場合、Ｄ-100−Ｄ0−Ｄ100は、検出器５０４の個別の検出器であり、Ｓ-8−Ｓ0−Ｓ8は、コリメータ５２２のスロット５２４から発散されるＸ線ビーム２１２である。図１３ａに示すように、Ｄ0−Ｓ-8−Ｓ8は三角形の平面を形成する。ドラム２１０（又は図２ｂの支持部３０８又は図２ｃのＣアーム２１８）が時計回りに回転する間、図１３ｂに示すように、検出器Ｄ0はＤo’へ移動し、Ｘ線ビームはＳ-8:8’へ移動する。他の検出器は、Ｄ0の元の位置と正確に同じ場所を占有する。この検出器及び線源アレイＳ-8’―Ｓ8’により、傾斜角度を有する新しい平面が形成される。回転を続けるにつれ、より大きなコーン角度の平面が次々に形成される。従って、データを再分類することにより、準コーンビームコンピュータ断層撮影の形状は、従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムと全く同じになる。従来のコーンビームコンピュータ断層撮影に使用されるものと同じ画像再構築アルゴリズムを、準コーンビームコンピュータ断層撮影の画像の再構築に使用することができる。
【００７５】
前述したように、検出器５０４の個々の検出器を回転アイソセンタに合焦させることは最適な設計ではない。システム５００の最適な変形例は、検出器５０４の個々の検出器をＸ線源５０２に合焦させることにより、Ｘ線のクロストーキングを最小化し、コリメータを使用して散乱をさらに除去できるようにすることである。この構成ではまた、検出器にコリメータグリッドを装着することが容易になり、面内の散乱がさらに除去される。この変形例では、図１４ａに示すように、準コーンビームコンピュータ断層撮影法は、コーンビームコンピュータ断層撮影法とは形状において僅かに異なる。構成は、検出器がＸ線源に合焦されることを除き、図１３ｂと同様である。線Ｓ-8:8−Ｄ0上の検出器は、ガントリが別の角度まで回転した後、検出器Ｄ0の元の位置に正確に配置されるわけではない。僅かに下方にシフトする。ガントリの角度とともに、シフトも増大する。従って、再分類後、コーンは、図１４ｂに概略的に示すように一意の頂点を有さなくなる。
【００７６】
図１１ａ〜図１１ｃに示す別個の陰極を使用する線形走査Ｘ線源の実施形態では、Ｘ線ビームは、各個々の陰極のサイズに起因して、１ｃｍなどの限定された刻み幅で走査を行う。軸線方向の高画像解像度を達成するために、単一列の検出器アレイ５０４が複数列の線形検出器アレイと置き換えられる。この検出器の寸法は、陰極間の間隔よりも遥かに小さくすることができる。このようにして、軸線方向の解像度を増大させることができる。各個々の検出器が正方形であれば、等方的な解像度を実現することができる。
【００７７】
図１５ａに示すように、Ｓ８などの中心平面の左右のＸ線源のビームから見ると、湾曲した検出器アレイは一直線ではない。これに対応するために、コリメータスロットの開口部を、図１５ｂに示すように左右のＸ線源に対して湾曲させる必要がある。コリメータ７００は、中心に一直線の開口部を有し、左右で次第に曲率が増大する湾曲した開口部を有する。スロットの開口部の曲率は、対応するビームから見た検出器の曲率により決定される。
【００７８】
次に図１６を参照してわかるように、準コーンビーム断層撮影システムに平面検出器２０６を使用することができる。線源５０２又は６００から出される走査Ｘ線ビーム２１２は、なおも平行にされて扇形となる。個々の扇形ビームは、平面検出器２０６の表面に対して垂直となる。患者Ｐが存在しなければ、個々の扇形ビーム２１２は、検出器２０６の細いスリット領域２３６を直接照射する。図４に関して前述したように、検出器２０６の他の領域は散乱しか受け取らないため、読み出されない。従って、散乱の大部分が除去されることになる。この実施形態の利点は、正確に再構築された画像の取得が容易な点である。複雑な走査位置は必要ではない。ロバストで効率的なＦｅｌｄｋａｍｐ型の再構築アルゴリズムを使用することができるため、近似コーンビーム再構築から発生するアーチファクトは存在しない。単一の軸線方向走査では、正確なコーンビームコンピュータ断層撮影の再構築のためのデータの十分条件が満たされない。コーン角度が大きい場合、近似再構築により多少のアーチファクトが生じる。不都合な点は、現在、平面検出器の性能が個別の検出器ほど良好でない点である。
【００７９】
図１６に示すシステムの別の実施形態は、集束した複数列の検出器を使用して平面検出器２０６と置換することである。これは、複数列のらせん型ＣＴスキャナにおける状況である。従来のらせん型ＣＴスキャナでは、検出器の列数が増大すると、コーン角度も大きくなる。散乱及び近似再構築は、コーン角度とともに増大する。この実施形態の利点は、散乱を大部分削除できる点にある。別の利点は、個々のＸ線源に対してコーン角度が小さい点にある。
【００８０】
患者を通過する吸収作用は可変であるため、Ｘ線強度を調節することにより、撮像処理が最適化される。例えば、吸収作用が大きい患者の領域ではＸ線強度を増大させることができ、吸収が小さい領域では強度を減少させることができる。図１に関して前述したように、従来は、蝶ネクタイ型フィルタ１０２を使用して、患者を横切るビーム強度特性を調節してきた。本発明は、制御装置を介して又はコンピュータ２３４内の制御装置を介して各個々の扇形ビーム２１２の管電流（ｍＡ）を動的に制御することにより、図２〜図１６のシステムの扇形ビームの強度を調節することで蝶ネクタイ型フィルタの利用を避ける。また、動的なｍＡ制御を蝶ネクタイ型フィルタと組み合わせることにより、ビーム強度を２次元的に調節できるようになる。
【００８１】
各個々の扇形ビームの動的なｍＡ制御でビーム特性を調節することの利点は、管電流をプログラムすることにより特性を容易に調節できる点にある。ビームが通過する体の厚さに基づいて、特性を動的に変化させることができる。厚さは、撮像する被検体の形状に加え、ガントリの角度にも依存する。
【００８２】
次に、図３、図９及び図１１を参照してわかるように、各個々の扇形ビーム２１２（図３）、２３０（図９）、２１２（図１１）に関して患者Ｐの厚さを計算することができる。計算した厚さに基づいて、最適な管電流ｍＡを計算し、プログラムすることができる。走査中、ビーム強度はプログラムしたパターンで制御される。
【００８３】
別の実施形態では、動的なｍＡ制御は、リアルタイムで管電流を調節するステップを含む。１つの扇形ビームの信号強度を処理することができる。患者の形状が１つの扇形ビームの形状と同様であると仮定することにより、この１つの扇形ビームの直後の第２の扇形ビームの最適な強度を決定することができる。第２の扇形ビームは、計算した最適な強度で送達される。第２の扇形ビームの信号を使用して、その後のビームの強度を決定することができる。この処理は、走査が完了するまで次の扇形ビームに繰り返される。再構築のために、個々の扇形ビームの送達強度を記録する必要がある。
【００８４】
オンボードコーンビームコンピュータ断層撮影法放射線治療ユニット、多列検出器らせんコンピュータ断層撮影システム、多列検出器軸線方向コンピュータ断層撮影システム、及びＣアーム平面コーンビームコンピュータ断層撮影システムに加え、他の従来の診断コンピュータ断層撮影システムを含む様々なコーン（幅広）ビームコンピュータ断層撮影システムにおいて、上述した本発明の実施形態を実行することができる。Ｃアームコーンビームコンピュータ断層撮影法による画像誘導手術／生態検査などの他の形の画像誘導診療において、準コーンビームコンピュータ断層撮影法の応用を使用することができる。また、準コーンビームコンピュータ断層撮影法の散乱除去メカニズムは、（現在１０２４ほどの）複数列のらせん型スキャナ及びデジタルトモシンセシスにも適用可能である。
【００８５】
前述の考察では、本発明の例示的な実施形態のみを開示し、説明している。当業者であれば、このような考察、及び添付の図面及び特許請求の範囲から、以下の特許請求の範囲に定義される本発明の思想及び範囲から逸脱することなく、様々な変更、修正及び変形を行うことができることを容易に認識するであろう。
【図面の簡単な説明】
【００８６】
【図１】蝶ネクタイ型フィルタを使用する公知のコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す図である。
【図２ａ】本発明による放射線治療線源とともに使用される走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第１の実施形態及び超高圧ポータル撮像システムの第１の実施形態の斜視図である。
【図２ｂ】本発明による放射線治療線源とともに使用される走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第２の実施形態及び超高圧ポータル撮像システムの第２の実施形態の前部斜視図である。
【図２ｃ】本発明による走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第３の実施形態の側面図である。
【図３ａ】本発明の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った、図２の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
【図３ｂ】図３ａ及び図３ｃの平面を横切る平面で切り取った、図２の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムのを示す断面図である。
【図３ｃ】本発明の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った図２の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
【図３ｄ】図３ａ及び図３ｃの平面を横切る平面で切り取った図２の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
【図４】本発明による図２ａ〜図２ｃのコーンビームコンピュータ断層撮影システムの走査読み出しモードに対応する平面マトリクス検出器の実施形態を示す図である。
【図５ａ】従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較を示す図である。
【図５ｂ】図２ａ及び図３ａ〜図３ｄの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較を示す図である。
【図６ａ】従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
【図６ｂ】図２ａ及び図３ａ〜図３ｄの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
【図７ａ】図２ａ及び図３ａ〜図３ｄの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
【図７ｂ】従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
【図８ａ】本発明による図２ａ〜図２ｂの超高圧ポータル撮像システムとともに使用される超高圧ポータル撮像システムの実施形態を概略的に示す図である。
【図８ｂ】本発明による図８ａの超高圧ポータル撮像システムとともに使用されるコリメータの実施形態を概略的に示す図である。
【図９ａ】本発明の別の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
【図９ｂ】図９ａの平面を横切る平面で切り取った図７ａの走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
【図１０】本発明による放射線治療用線源とともに使用される準コーンビームコンピュータ断層撮影システムの実施形態を概略的に示す図である。
【図１１ａ】本発明による図１０の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用されるＸ線源の実施形態を概略的に示す側部断面図である。
【図１１ｂ】図１１ａのＸ線源を概略的に示す前部断面図である。
【図１１ｃ】図１１ａのＸ線源の陰極の１つの動作を示す図である。
【図１２】本発明による図１０の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用されるＸ線源の第２の実施形態を概略的に示す側部断面図である。
【図１３ａ】本発明による図１０〜図１１の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
【図１３ｂ】本発明による図１０〜図１１の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
【図１３ｃ】本発明による図１０〜図１１の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
【図１４ａ】本発明による図１１の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの第２の実施形態を概略的に示す図である。
【図１４ｂ】本発明による図１１の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの第２の実施形態を概略的に示す図である。
【図１５ａ】図１０〜図１４のシステムとともに線形Ｘ線源及び湾曲スロットコリメータを使用する構成を概略的に示す図である。
【図１５ｂ】図１０〜図１４のシステムとともに線形Ｘ線源及び湾曲スロットコリメータを使用する構成を概略的に示す図である。
【図１６】図１０〜図１４のシステムとともに使用される平面撮像器を示す図である。
【図１】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図２ｃ】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図３ｃ】
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【図３ｄ】
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【図４】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図８ａ】
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【図８ｂ】
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【図９ａ】
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【図９ｂ】
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【図１０】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
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【図１２】
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【図１３ａ】
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【図１３ｂ】
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【図１３ｃ】
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【図１４ａ】
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【図１４ｂ】
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【図１５ａ】
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【図１５ｂ】
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【図１６】
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