(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンピュータを用いた断層撮像装置であって、放射線源と対象とを互いに相対的に移動させ、扇状に放射線が前記対象に、全体的に螺旋状の経路に沿って照射されるようにした手段と、前記扇状放射線を検出し、前記対象周囲の角度位置及び螺旋経路に沿った角度位置によって各々識別可能な、前記対象に関する複数の扇状データを発生する放射線検出器とを有し、複数回の螺旋状走査が実行される断層撮像装置において、
各螺旋の扇状データを空間的に補間する、空間補間手段と、前記空間的に補間された扇状データを、複数の三次元画像に再生する、再生手段と、前記複数の三次元画像を時間的に補間して、前記三次元画像の各々における全データが共通時間に対応するようにした、時間的補間手段とを有することを特徴とする断層撮像装置。
【請求項２】
前記時間的補間の前に、時間的に変位した三次元画像の各々における１つ以上の特徴点を識別し、空間座標をシフトして、各三次元画像内の特徴点が一致するように整合する、整合手段を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の断層撮像装置。
【請求項３】
前記対象に造影剤を注入し、更に、前記三次元画像の各々から基準画像を減算して、一連の時間的に変位した前記造影剤による画像を発生する手段を含むことを特徴とする請求項１に記載の断層撮像装置。
【請求項４】
前記時間的に変位された三次元造影剤画像から、読取可能の二次元表示を選択的に発生する、映像処理手段を更に含むことを特徴とする請求項3に記載の断層撮像装置。
【請求項５】
診断用撮像装置であって、対象と放射線源とを互いに相対的に移動させ、前記対象が、前もって選択した期間にわたって、前もって選択した軸方向長の全体的に螺旋状の経路に沿って照射されるようにする手段と、前記対象を横切った放射線を検出し、各々前記螺旋状経路に沿った対応する位置によって識別可能な前記対象に関する複数の扇状データを生成する検出手段とを有し、複数回の螺旋状走査が実行される診断用撮像装置において、
軸方向に扇状データを、補間関数を用いて補間する手段と、前記扇状データを三次元画像に再生する手段と、前記複数の三次元画像を時間的に補間して、３つの物理的次元と１つの時間次元とから成る四次元画像を生成し、前記四次元画像が４つの次元全てにおいて線形となるようにする手段とを有することを特徴とする診断用撮像装置。
【請求項６】
造影剤を前記対象に注入し、更に、前記四次元画像のデータから、造影剤のない同一体積領域の三次元画像を減算して、前記造影剤の前記体積内での移動を時間と共に表す、四次元画像を発生する手段を含むことを特徴とする請求項５に記載の診断用撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、医学診断用撮像技術に関し、特に、ＣＴスキャナを用いた螺旋状体積撮像（ｓｐｉｒａｌ  ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ）において特に用途を見出すものであるので、それに特定して記載することとする。しかしながら、本発明は、別のタイプの体積撮像、単一スライス多重画像、連続回転ｘ線源画像、同期心撮像（ｇａｔｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ）に関しても、用途を見出すものであることは、認められるべきであろう。
【０００２】
【従来の技術】
螺旋状またはヘリカル走査では、患者を支持するテーブルが一定の線速度で移動するにつれて、ｘ線源即ちｘ線管が連続的に回転する。このようにして収集されたデータは、患者全体に及ぶ一定ピッチの螺旋状経路を、効果的に表わすことができる。従来、こうしたデータは、患者の長手方向軸を横切る、一連の平行面として、より具体的には三次元矩形マトリックス状メモリセルとして、記憶され処理されていた。例えば、スレイヴィン（Ｓｌａｖｉｎ）の米国特許第３４３２６５７号を見られたい。
【０００３】
ある医学的診断では、通常ヨウ素のような高原子番号造影剤である、造影剤を患者に注入することが好都合である。撮像される領域が心臓からどれくらい離れているかに応じて、造影剤は、約３０−９０分の期間にわたって、対象領域においてその最大濃度レベルを保持する。ＣＴ走査技術は、造影剤がその最大濃度レベルに近い間に、対象領域の画像を発生するために開発されたものである。例えば、超高速ＣＴ、即ち電子ビーム走査は、かなり大きな体積に対応するために用いられてきた。サム  ディー．レーン（Ｓａｍ  Ｄ．  Ｌａｎｅ）の「高圧注入ＣＴ造影は血管空間を不明瞭にする」（診断用撮像、１９８８年１１月）を見られたい。しかしながら、この技術はある時間期間にわたって、かなり大きな体積全体に濃淡の変化を表わすことはできない。レーンでは、同一領域の濃淡の変化をある時間にわたって示すには、ソファをある位置に固定しなければならない。このように、レーンの技術には、造影剤の投与量が増大すること、及び１本の観測用軸に関するスライスのみに測定が限定されること等の不都合がある。
【０００４】
体積螺旋状走査技術は、ニシムラらの米国特許第４７８９２９２号で論じられている。これは、ソファの前後の移動を利用して走査される体のサンプリングをより完全に行なうようにするものである。しかし、ニシムラは時間次元における概念には対処していない。更に、データ収集の際の前後の移動が原因で、サンプリングが時間的に非均一となってしまう。これは、特に体の端部付近の対象領域において顕著である。
【０００５】
螺旋状体積走査は、造影剤を用いて、患者に呼吸を止めさせた状態で行なわれていた。カレンダら（Ｋａｌｅｎｄｅｒ  ｅｔ  ａｌ）の「息を止めさせた患者に対する螺旋状体積ＣＴ、連続移動、及び連続スキャナ回転」（放射線学、第１７６巻、第１８１−１８３頁、１９９０年）及び、「螺旋状ＣＴ走査の物理的性能特性」（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．第１８巻、第５号、１９９１年９／１０月）を見られたい。これらの技術の欠点の１つは、螺旋状補間に線形補間器を用いていることであり、このためＣＴスライスの解像度の先鋭度が落ちてしまう。他の欠点は、１回息を止めさせることによって１組の測定データしか得られないことである。
【０００６】
螺旋状に収集したデータを、従来の三次元矩形マトリクスに適合させるには、一連の平行面を、螺旋状収集データ全体に定義し、螺旋の１回転につき１つの平面、例えば回転の０°毎に、割り当てる。データ収集期間中は、患者周囲で予め選択された角度だけ増分させながら、一連の像または扇状領域のデータを収集する。潜在的に、慣習にしたがえば、０°即ち１２時において、１面当り１つの像とすれば、平均化や重み付けをすることなく、面内に像を首尾よく収めることができる。当該面の残りの各像については、その面の前の回転からのものと、その面の次の回転からのものの、対応する像、即ち扇状データの対がある。これらの像は、当該面からのそれらの相対距離に応じて平均または重み付けされる。このようにして、重み付けされた像の全組を作成して、従来の３６０°ＣＴ再生アルゴリズムを実行する。１９８６年１２月に発行された、モリの米国特許第４６３０２０２号を見られたい。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
線形補間技術での問題点の１つは、ソースファン（ｓｏｕｒｃｅ  ｆａｎ）再生を用いる第４世代のスキャナではエラーを生じることである。ｘ−線源と検出器のアークが共にスライス周囲を回転する、第３世代のスキャナでは、各データファン即ち像は、人為的に定義された横断スライスに平行な面において瞬時に収集された。第４世代のスキャナでは、患者の周囲に複数の固定検出器の平行なリングがある。ソースファン再生では、各検出器は、監視され、時間を変位した間隔でサンプルされ、線源が検査領域の背後を回転する際に、像即ち扇状データが発生される。患者は最初と最後の像即ちデータファンのデータサンプルの間に、長手方向に移動するので、像が螺旋状経路に沿って歪むか、あるいは傾いてしまう。線形補間体系では、像が人為的に定義された面に平行であることを仮定しているので、エラーを発生してしまう。
線形補間技術に伴う別の問題は、ｘ−線回転速度の変動、患者を移動させる速度、及びｘ−線管の出力の変動に、特に敏感なことである。
【０００８】
本発明は、新規で改良された螺旋状体積撮像技術を提供するものである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、対象となる体積領域に造影剤がある状態で、複数の螺旋体積走査が、ある持続期間中繰り返し行なわれる。
【００１０】
より具体的には、軸方向移動の時間を調整して、対象領域に造影剤がある間に、複数回の螺旋状走査を実行する。螺旋状走査の間に、患者とＣＴスキャナを、螺旋状走査を行なう間よりも速い速度で、螺旋経路の先端に再度配置させる。このようにして、時間的に一貫性を保持するために、各螺旋状走査が同一方向で行なわれる。
【００１１】
本発明の別の観点によれば、空間位置及び時間データを得ることによって、体積画像データが構成される。このデータは、時間的に補間されて、複数の時間データ集合を発生する。これらデータの各々は、実質的に単一時間期間での体積を表わすものである。
【００１２】
好適実施例に更に特定すると、データは、矩形の三次元格子内に、空間的に補間され、そして時間的に補間されて、均一に時間を変位した間隔で、複数の三次元格子を発生する。
【００１３】
本発明の別の観点によれば、時間的補間を行なう前に、複数の体積走査の各々からのデータ集合を整合する。
【００１４】
本発明の更に限定された観点によれば、時間的に変位させた体積の各々における１つ以上の特徴点を識別し、空間座標をシフトして、各体積内の特徴点が一致するようにする。
【００１５】
本発明の１つの利点は、ある体積の造影測定をある時間にわたって行えるようにすることである。
【００１６】
本発明の別の利点は、高解像度補間により空間的に、そして高速掃引（ｒｅｔｒａｃｅ）および同一方向の螺旋状走査により時間的に、の双方において、対象となる体積の高解像度維持することである。
【００１７】
本発明の別の利点は、流量及びけん流（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）測定ができることである。
【００１８】
本発明の別の利点は、呼吸停止状態での測定を多数回行なえることである。
【００１９】
本発明の更に別の利点は、以下にあげる好適実施例の記載を読み、理解した時、当業者には明白となろう。
【００２０】
【実施例】
図１を参照すると、ＣＴスキャナ１０は、ｘ−線管のような、検査領域即ち走査サークル１４全体に放射線のファンビーム（ｆａｎ  ｂｅａｍ）を投影するための放射線源１２を備えている。ｘ−線管は、回転可能なガントリ（ｇａｎｔｒｙ）１６上に取り付けられており、放射線のファンビームを検査領域周囲で回転させる。コリメータ及びシャッタ手段１８は、放射線ビームを１つ以上の狭い平面ビームにコリメートし、選択的にビームをオン及びオフする。ビームのオン及びオフは、ｘ−線管において電子的に行なってもよい。モータ２０が、ガントリ１６を連続的に検査領域周囲で回転させるための動力を与える。回転位置エンコーダ２２が、モータ及びガントリと接続されており、ガントリの回転位置を計測する。図示の第４世代ＣＴスキャナでは、放射線検出器２４のリングが、検査領域周囲に取り付けられている。機械的及び数学的に説明しやすいように、検出器２４は、ｘ−線管と同一平面において、回転ガントリの周囲に固定的に取り付けられているものとする。
【００２１】
図３を参照すると、放射線源１２が検査領域１４の背後を回転する際、弓状の複数の検出器が、短い時間を増加しながら、同時にサンプルされ、像即ち扇状データの集合を発生する。角度２αにわたる検出器ファンを発生するためには、放射線源が検査領域１４の１辺に接する位置２８ａにある時に、角度位置θにある例示的検出器２６を先ずサンプルし、検査領域の他辺に接する検出器からの線上の点２８ｂに放射線源が到達するまで、監視する。ソースファンの形状について、検出器２６ａ及び２６ｂの間にある検出器の各々で同時に検出して、ソースファン像即ち扇状データの集合を発生する。収集された扇状データの集合は、検査領域周囲のその頂点の角度位置Φによって、識別することができる。この放射線源といづれかの検出器との成す角度は、その各々の角度をβで示す。このソースファンである各放射線は、共通の軸に対して角度γによって識別される。この放射線源は検査領域の中心から半径Ｓの所に配置され、一方検出器のリング２４は、検査領域の中心から半径Ｄの所に配置される。本発明を同等に応用可能な第３世代のスキャナでは、検出器２６ａと２６ｂとの間の単一の円弧状検出器が、ガントリ１６上に線源と共に回転可能に取り付けられている。第３世代のソースファン形状は、数学的には同一に記述される。
【００２２】
再び図１及び図２を参照して、患者用寝台３０が、横臥用位置に、対象特に人間の患者を、支持する。モータ３２のような手段が、寝台の患者支持表面を、検査領域を通過するように、選択可能な速度で前進させる。エンコーダ３４が、モータ３２、可動式患者支持部３０、及びそれらの間にある駆動機構に接続されており、患者支持表面が患者を走査サークル１４を通過させる際の、患者の実際の位置を監視するようになっている。
【００２３】
サンプリング手段４０が、多数の螺旋状走査の各々について、検査領域周囲の各角度位置に対応する、像即ち扇状データの集合を収集する。像プロセッサ４２は、各螺旋状走査による螺旋状に収集された像を、ある限られた時間範囲にわたってサンプルされた平行面に対応する、複数の画像に変換する。この像プロセッサ４２は、像メモリ４４を備えており、この中に扇状データが記憶されており、走査数、（または時間）、回転番号、像角度、及び像内の放射線角度の組合せによってアドレス可能になっている。像プロセッサ４２は、更にフィルタ即ち補間手段を備えており、螺旋状像メモリ４４内の各螺旋状走査による扇状データを補間して、平行なスライスデータを生成する。補間手段４６は、フィルタ機能メモリ４８によって供給されるフィルタまたは補間関数を用いて、対応する角度の複数の扇状データに対して処理を行なう。
【００２４】
制御手段５０は、像角度を、１回の螺旋状走査全体における像角度の各々に、例えば、検査領域周囲で規則的に３６０°増加するごとに得た像の角度に、関連付ける。個々の像角度の各々に対応する複数の像を、補間手段に転送してフィルタ処理を行ない、補間像を得る。各補間像は、１回の螺旋状走査の各補間スライスに対応する補間像が発生されるまで、補間像メモリ手段５２に記憶されている。その後、画像再生手段５４が、従来のフィルタ処理後のバックプロジェクション（ｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）または他の再生アルゴリズムを用いて、複数のスライスの各々を再生し、各螺旋状走査から結果として得られたスライスを、三次元体積データメモリ５６に記憶する。各螺旋状走査に対して、体積データメモリ手段は、複数のスライスの各々に対応する矩形画素アレイを記憶する。このスライスは、各スライスにおける画素の解像度に対応する距離だけ離間されている。このように、体積データメモリ手段に記憶されている各データ集合は、螺旋状走査の１回に対応する矩形データ体積として、概念化することができる。
【００２５】
図４を参照すると、フィルタ機能メモリ手段４８は、複数のフィルタまたは補間関数を記憶している。図４は、修正した線形重み関数６２を、従来技術の線形重み付け６４と比較するものである。修正線形重み関数は、｜Ｒ｜＞１．５に対して、Ｗ（φ）＝０であり、平均幅は１．１であり、φ＝Ｒ・３６０°と表わされる。Ｗ（φ）およびその一次導関数は、丸め近似（ｒｏｕｎｄｉｎｇ  ａｄｊａｃｅｎｔ）Ｒ＝０及びＲ＝±１で表わされるように、両方とも連続である。回転インデックスＲは、統合的回転（ｉｎｔｅｇｒａｌ  ｒｏｔａｔｉｏｎ）インデックスｍと部分的回転ｒとの合計である。更に、重み関数は、１の重み付けを行なう。即ち、
【数１】
0003593617.tif 000002
ここで
【数２】
0003593617.tif 000003
であり、そして最初のモーメントは、ゼロに等しいので、次のようになる。
【数３】
0003593617.tif 000004
【００２６】
図５では、４回の連続回転に及ぶ三次重み関数６６を、従来の線形補間６４と比較してある。三次補間では、
【数４】
0003593617.tif 000005
と表わされ、平均幅は約１．１である。Ｗ（φ）及びその一次導関数は、ここでも連続であり、数１及び数２の条件も有効である。類似的に、曲線６８の三次重み付けを用いることもでき、その場合、
【数５】
0003593617.tif 000006
であり、幅（半高）は１．６回転に等しい。
【００２７】
図６は、従来の線形重み付け６４を、７ローブ（ｌｏｂｅ）螺旋状重み関数７０と比較したものであり、ここで、
【数６】
0003593617.tif 000007
である。ここでも、関数及びその一次導関数は連続であり、数１及び数２の条件は満足されている。
【００２８】
図７を参照すると、曲線６４で表された従来の線形重み付けは、ｚ−軸に沿って比較的限定された周波数応答７２を有している。これに対して７ローブ螺旋状重み関数７０は、ｘ方向により明確な周波数応答を有している。７ローブ螺旋状重み付け７４の周波数応答は、比較的平坦で、比較的急に低下しており、これまで線形重み付け関数に必要とされた平滑化を不要とすることができることに注意されたい。
【００２９】
図４及至図７における回転番号即ち長手方向位置Ｒはデジタル的に測定したものではないことに注意すべきである。即ち、検出器が偶数の整数値Ｒ＝±１、±２、等と、０°で、そして９０°で交差するとすると、Ｒ位置は、−０．７５、＋０．２５、＋１．２５等となる。
【００３０】
本発明の他の実施例によれば、再生手段５４は、ウオルターズ（Ｗａｌｔｅｒｓ）に１９８１年１１月に発行された、米国特許第４２９３９１２号に示されているアルゴリズムのような、１８０°にファン角度を加えた範囲の像を基にした再生アルゴリズムを用いる。データにおいて、上述の形状の補間関数を用いて、１８０°冗長を最も効果的に利用するために、  フィルタメモリ４８からの補間  フィルタを、１８０°を基に再定義する。具体的には、線形重み付け６４によって、画像表現が平面的ではなく、歪む結果となる。
【００３１】
図８を参照して、１８０°を基にした再生技術を用いるための好適な技法は、像の角度と像内の個々の光線各々の角度の双方を基にした重み関数を用いる。曲線集合８０は、像またはファンの中心またはゼロ光線のために、修正線形関数６２を備えている。曲線８２は、ファンの一端における光線のためにシフトされた、修正重み関数を示すものであり、一方曲線８４は、そのファンの他端における光線のためにシフトされた、修正重み関数を示すものである。端部及び中央の光線の間の各光線に対して、重み関数を図示した差の一部だけシフトしてある。各重み付け曲線及びその一次導関数は未だに連続であるが、以下に示す数６及び数７の条件を満足する。互に１８０°対向する光線に対する重み関数の和は、１に等しい。
【数７】
0003593617.tif 000008
また、一次モーメントはゼロに等しい、即ち、
【数８】
0003593617.tif 000009
【００３２】
ソースファンＶs（Φ＋ｎ・３６０°、β）の形状に組織された扇状データに 対して、長手方向補間を行なう。
【数９】
0003593617.tif 000010
ここで、
【数１０】
0003593617.tif 000011
であり、更に、Ｗs（γ、β）は、数７及び数８に示した条件を満足し、φ＝０〜３６０°である。
【数１１】
0003593617.tif 000012
β0は、走査サークルを定義するファン角度である。
【００３３】
結果的に得られる３６０°の扇状データＤ180は、もはや１の重みを有するものではなく、代りに１８０°の範囲の平均の重みを有する。このデータは、φ＝０〜３６０°に対するＤ180（φ、β）の標準畳み込み（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏ ｎ）バックプロジェクションを用いて、再生することができる。検出器のファンＶD（θ＋ｎ・３６０°、α）として組織された扇状データに対して、長手方向補間は、以下のものを発生する。
【数１２】
0003593617.tif 000013
ここで、ＷD（θ＋ｎ・３６０°、α）は、ソースファンフォーマットから検出器ファンフォーマットに、Ｗs（φ＋ｎ・３６０°、α）を再写像することによって得られる。再び、このデータは、φ＝０〜３６０°に対するＤ180（φ、β ）の標準畳み込みバックプロジェクションを用いて、再生することができる。
【００３４】
類似的に、図５の曲線の立体（ｃｕｂｉｃ）重み関数に対する重み関数Ｗ１８０  （γ、β）は、図９に示すように、光線に依存させることができる。具体的には、立体重み関数６６を、中央の光線に用いる。一方の端部における光線に対して、曲線８６によって示されているように、重み関数を歪ませ、一方ファンの他方の端部における光線に対しては、８８に示すように重み曲線を歪ませる。図示の実施例では、曲線８６及び８８の端部の光線は、β＝±２３°に対するものである。
【００３５】
造影撮像では、造影剤を患者に注入する。対象とする領域における造影剤の濃度は、心臓からの当該対象領域の距離、注入速度等に応じて、時間と共に変化する。図１０は、肝臓に適した造影剤濃度対時間を表わすグラフであり、図１１は冠動脈に適した造影剤濃度対時間を表わすグラフである。四次元画像のためには、造影剤の濃度をピーク近くにしたままで、上述の撮像プロセスを複数回繰り返す。加えて、三次元体積データ集合が、造影剤の基本線を与えるために、ピークの前後で収集される。
【００３６】
再び図１を参照し、更に図１２も参照して、制御手段９０は、モータ２０及び２２を制御し、ｘ−線源が約１秒／回転で回転し（曲線９２）、患者用テーブルが約１５ミリ／秒で動くようにする（曲線９４）。これによって、軸方向に１５センチ幅の体積を、１０秒間で走査完了することが可能となる。制御手段９０は、次に寝台制御モータ３２を反転させ、寝台が回転してその開始位置に約２秒後に戻るようにする（９８）。また、制御手段９０は、ｘ−線管をオフにするか、或いはシャッタ１８を閉成して、この帰還期間中患者に照射しないようにする。このプロセスを以後繰り返して、約１２秒毎に、即ち５セット／分で、体積画像データの全集合を発生する。
【００３７】
造影剤濃度手段１００は、走査を始めるべき時に、制御手段９０に通知するものである。造影剤濃度手段１００は、患者内の実際の造影剤濃度を監視することができる。好ましくは、造影剤の導入からそのピーク濃度に近付くまでの時間は、医学的によくわかっているので、この造影剤濃度手段は、単に、造影剤の導入と、公知の時間パラメータに到達するまでの適切な時間期間を指示すればよい。
【００３８】
前記テーブルの速度は、実質的に一定に保持される。しかしながら、各螺旋状走査の開始時の加速及び終了時の減速は、補間中でも容易に操作することができる。更に、摩滅、電力の変動等によって、走査が進むにつれて速度の変動が起きることもある。
【００３９】
図１３を参照して、補間関数６２を再計算して関数１０２を得、±２０％の正弦波速度変化を加える。具体的には、次の式で表わされる。
【数１３】
0003593617.tif 000014
【数１４】
0003593617.tif 000015
ここで、Ｐ（φ）は、回転角φに対するテーブルの位置である。これは平面再生の要件は満足するものであるが、図１４は、曲線１０２の空間解像度が理想的な線形重み関数応答７２には一致していないことを示している。しかしながら、重み関数Ｗ（φ）の値を、Ｗ（Ｐ（φ））に再写像すれば、一定の空間応答を保持することができる。この重みは次のように調整される。
【数１５】
0003593617.tif 000016
【数１６】
0003593617.tif 000017
図１５の新たな重み関数１０４を用いると、図１６の空間応答１０６は、図１４の空間応答と実質的に同一となる。このように、補間関数を利用して、線源及び患者の相対的な動きの速度における変動を、補正することができる。
【００４０】
螺旋状データ収集の各繰り返しが開始される際に、三次元状に再生された画像が、三次元画像メモリ５６から四次元画像メモリ１１０に転送される。ここで４番目の次元は時間である。
整合手段１１２が、各三次元体積画像を以前の体積画像と、空間的に整合する。
パターン認識手段１１４が各三次元画像を１つ以上の特徴点または構造について試験し、これら特徴点または構造の空間位置を、四次元メモリ１１０内の同一特徴点の位置と比較する。
この特徴点は、患者の表面上にｘ−線不透明整合部材を配し、各体積画像における座標位置を、先の体積画像表現におけるそれの位置と比較することによって、定義することができる。
オフセット手段１１６が、各画像に適当な空間的オフセットを加え、新たに獲得した画像表現の特徴点を、既に収集した体積画像の対応する特徴点と整合させるようにする。任意に、手段１１６は３Ｄ画像表現の縮尺を調整して、既に獲得したデータに、より正確に一致させることもできる。
また、認識手段１１４は、各画像を特徴的解剖学パターンについて試験し、そしてこの特徴的解剖学パターンの位置を、四次元メモリ手段１１０内の既に獲得した体積画像内の同一解剖学パターンと比較する、パターン認識手段を含んでいてもよい。
【００４１】
上述のように、螺旋状データ獲得期間は、ある時間、先の例では１０秒を要する。このため、各三次元画像内のデータが、時間的に不均整となる。より具体的には、上述の実施例において、当該体積の第１端部におけるデータの約１０秒後に第２端部のデータが続く。次の体積の第１端部におけるデータは、約２秒後に以前のデータ集合の第２端部におけるデータに続き、最後のデータ集合の開始点におけるデータは、約１２秒後に来る。時間的補間手段１２０が、四次元データを時間方向に補間して、時間間隔が等しいデータ集合を生成する。時間及び空間的に均一な四次元データが、四次元均一画像メモリ手段１２２に記憶されることになる。
【００４２】
診断の目的では、造影剤のみの表示を生成することも有益なことが多い。このためには、減算手段１２４が三次元を基にした、またはゼロ造影剤三次元画像を、均一体積画像メモリ手段１２２内の時間的に均一な三次元体積画像の各々から、減算する。より具体的には、造影剤を導入する前に、制御手段９０が三次元画面を取り、三次元基準画像メモリ手段に記憶させる。選択的に、造影剤が対象領域から出て行った後に、制御手段が他の画像を取り込むこともできる。これら前後の三次元画像を平均化して基本画像を形成し、基本体積画像メモリ手段に記憶することができる。一旦、減算手段１２４が基本体積画像を、時間的に変位した体積画像の各々から減算すると、残るのは、時間の関数としての造影剤の四次元立面画像であり、この造影剤画像は、四次元造影剤画像メモリ手段１２８に記憶される。
【００４３】
図１０及び図１１に示したように、撮像される体積内の造影剤の量は、曲線と共に変化する。適当な部分では、濃度画像を調整して、造影剤投与量におけるこの時間的な変動を考慮することができる。このために、濃度画像調整手段１３０が、所望のように四次元造影画像を調整し、造影剤投与の時間的な変動を考慮する。造影画像濃度曲線は、実際に造影剤の濃度を測定することによって、または先に得てある情報を用いて、造影剤検出手段１００によって、供給することができる。更に、造影剤曲線も、造影剤画像１２８から得ることができる。
【００４４】
画像及び映像処理手段１３２が、コンソール１３４によって制御され、四次元画像データから二次元画像を選択し、表示のために用いる。この処理手段は、種々の角度及び種々の時刻における体積全体の平面スライス、時間的な進展を示す同一スライスの一連の画像、区分または切り欠き図等、種々の二次元画像表現を選択することができる。更に、処理手段１３２は、メモリ１２６からの基準画像のデータを、造影画像１２８と重ね合わせることができる。例えば、造影剤に影響されない周辺組織を見て、放射線専門医が空間的な配向を行なう際の補助にすることが、好都合なことがしばしばある。背景組織を白黒で表示し、一方造影画像を他の単一色またはカラー表示で、その上に重ね合わせることができる。映像処理手段１３６選択された二次元画像表現を適切なフォーマットに変換し、ビデオモニタ１３８上に表示する。選択的に、他の画像処理手段、画像メモリ記憶及び保存（ａｒｃｈｉｖｉｎｇ）手段等を設けることもできる。
【００４５】
造影剤が画像の各画素に到達する速度は、診断上の重要性を持っている。肝臓及び冠動脈のための理想的な造影剤濃度曲線を、図１０及び図１１に示す。しかしながら、造影剤は血液によって運ばれるので、比較的長い時間造影剤が特定の画素に到達しないことは、循環系または他の物質代謝の問題を示しているのである。選択的に、手段１４０が時間を変位した三次元画像の各々の対応するボクセル（ｖｏｘｅｌ）を検査し、造影剤濃度をプロットし、それを理想的なものと比較する。この情報から、当該体積の各ボクセルが適当な速度でその濃度を受けているかを示す、三次元表現を発生し、もし受けていなければ、どれくらい遅れているかを示す三次元表現を発生する。通常１色または斜線で表示し、予想される速度で造影剤を徐々に受けている領域を、徐々に濃くなる複数の色または斜線模様で表示することにより、貴重な診断情報を伝えることができる。各ボクセルに対する個々の造影剤濃度対時間曲線は、個々に表示することができる。
【００４６】
他の時間的体積測定フォーマットを選択することもできる。図１７を参照して、制御手段９０は、再びガントリを１秒／回転で回転させる（９２）。本実施例では、しかしながら、患者は７．５ｃｍ／秒で軸方向に移動し（９４’）、テーブルは約１．５秒後にその７．５ｃｍを追跡する（９８’）。再び、寝台の速度は５秒間の螺旋状走査時間の間実質的に一定となる（９６’）。本実施例では、図１２の実施例の半分の大きさの体積が、６．５秒毎に走査され、１分あたり８回の全域走査を可能にしている。
【００４７】
図１８を参照して、ガントリは再び約１秒／回転で回転する（９２）。しかしながら、より高い解像度のために、テーブルは、約５秒間２．５ｃｍしか移動しない（９４’’）。これによって、テーブルは停止し、１秒後に元の位置に戻り、約６秒間走査される。このようにして、本実施例では、１分あたり１０回の螺旋状走査を行うことができる。
【００４８】
図１９を参照して、患者テーブルは約１０秒間に１５ｃｍ走査し（９）、その間患者は呼吸を続けている。吐出（ｅｘｈａｌｅ）及び吸入（ｉｎｈａｌｅ）のために約８秒の期間１５０が患者に与えられ、次の呼吸を維持するために準備する。この呼吸時間の間、テーブルはその初期開始位置に戻される（１５２）。このように、約１８秒毎、すなわち６４秒に約４回、走査が行われる。
【００４９】
ヒトの患者は、一般的に、楕円断面１５を有し、これが射出された放射線のダイナミックレンジを、配向角度によって変化させる。同期制御手段９０は、更に、ｘ−線管２０のための電源１６０も制御する。この電源は、一般的に、ｘ−線管の各角度位置に対して、患者を通過させる平均減衰経路に比例して、ｘ−線管電流または電圧を調整するものである。このようにして照射を変化させて、再生体積の量子ノイズ統計（ｑｕａｎｔｕｍ  ｎｏｉｓｅ  ｓｔａｔｉｓｔｉｃｓ）をより均一にすることができる。
【００５０】
ガントリの回転またはテーブルの速度が比例的ではなく変化すると、走査は螺旋状でなくなる。しかしながら、（先に示したように）、それでも適切な再生体積を得ることができる。より減衰が大きい投影については、ガントリの回転またはテーブルの移動を遅くして、より高い量子ノイズを補償するようにする。同様に、ｘ−線管電圧、漉過（ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ）、またはｘ−線管電流が変化しても、螺旋状走査は行うことはできる。具体的には、電圧漉過及び／または電流を、減衰がより大きい投影のために増加させる。これらのパラメータの同期は、以前の推定を元に前もって決めておくことができ、或は同じ体積の以前の投影または走査から得た推定値から決定することもできる。
【００５１】
上述のように、像は、１８０°を基にした投影に対して、３６０°に及ぶグループに集合させることができる。他の実施例では、ｘ−線管のエネルギレベル（ｋＶ）は、２つのレベル間で変動、すなわち交互に変化する。図２０の１６２に示すように、先に決めた高及び低の間でｋＶを連続的に変化させることによって、２つの重み関数（６４、１６６）を、それぞれの投影（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ）に印加し、１８０度を基にした投影を２組生成することができる。これらの組は双方とも、同一撮像面に対応するものである。各組における各光線の平均ｋＶ値は、高いｋＶレベルまたは低いｋＶレベルのいずれかに対応する。高ｋＶから低ｋＶへ、そしてまた高ｋＶに戻る各サイクルに対して、正確に１回半の回転が必要である。ｘ−線電流１６８は、サイクルに逆らって変化して、高低ｋＶ投影の双方におけるノイズを維持しつつ、全露出を最少に抑える。曲線１６４は、高ｋＶ重み関数を示すものであり、Ｗhi（Ｒ・１８０、β）＝Ｗhi（γ、β）である。
【００５２】
図２１を参照して、補間手段４６によって印加された重み関数は、高低ｋＶ部分をシフトする。すなわち、重み関数曲線１６４は、高ｋＶまたは電圧投影光線用の好適な重み関数を示し、一方重み関数曲線１６６は、低エネルギ光線と共に用いられる重み関数を示すものである。これらの光線の投影は、２つの別個の組またはグループの、１８０度を基にした投影に再結合される。図示の実施例では、ビーム幅は螺旋（ｈｅｌｉｘ）の約３リングに対応し、再生される画像即ちスライスは、螺旋の約１．５リング毎に得られる。
【００５３】
図２２を参照すると、ファン（＝＋Ｑ）の端部に対する重み値の変動が、高ｋＶの１８０度を基にした投影の組に対して示されている。より具体的には、重み関数曲線１６４を、ファンの一端の光線における曲線１６４ａと、そのファンの他端の光線における曲線１６４ｂとの間でシフトさせる。類似したシフトを、低ｋＶ投影組用の重み関数１６６についても行う。
【００５４】
ｘ−線の収集効率を高めるために、複数の検出器を長手方向に互に隣接して配置する。長手方向に２つの検出器を配置することによって、各検出器から見た放射線の幅を、その検出器において選択的に調整することが可能となる。同様に、３個以上の検出器を長手方向に整合するように配置することもできる。こうすると、３つのインターリーブされた螺旋に沿って、データを同時に収集することが可能になる。一実施例では、３つの螺旋のデータは、同一体積をより高いサンプリング密度で表わすことができる。これは、上述のデュアルモードにおいて、特に有利である。これとは別に、患者のテーブルの速度を三倍にし、３組の検出器が、同一サンプリング密度のデータを３倍高速に収集することもできる。
【００５５】
図２３において、検出器アレイ２は、複数のリング状の検出器２８ａ、２８ｂ、２８ｃから成ることが好ましい。コリメータ１７０ａ、１７０ｂが、中央の検出器リングに衝突するビームの幅を選択的に調整する。外側のコリメータ１７２ａ、１７２ｂは、外部検出器リング２８ａ、２８ｂに衝突するｘ−線ビームの幅を調整する。このようにして、同時に３つの螺旋に対応するデータを収集するように、３本のｘ−線ビームを発生する。また、マルチスポットｘ−線管を用いてｘ−線ビームの厚みを増加させ、複数のビームがより平行になるようにすることもできる。
【００５６】
以上、本発明をその好適実施例を参照しながら記載した。明らかに、先の詳細な説明を読み、理解すれば、他の者にも変更や改造が思い浮かぶであろう。したがって、そのような変更や改造も、本発明の特許請求の範囲またはその同等物に該当する限り、本発明はそれらも含むもとのして解釈するものとする。
【００５７】
本発明は種々の構成要素及び構成要素の配置で、更に種々のステップ及びステップの構成によって、形成することができる。添付図面は好適実施例を例示するためのみのものであり、本発明を限定するものとして解釈すべきではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるＣＴスキャナの概略図。
【図２】本発明によるＣＴスキャナの概略図。
【図３】ＣＴスキャナの幾何学的配置を示す図。
【図４】２つ以上の螺旋状回転間で重み付けするための、重み関数を示すグラフ。
【図５】２つ以上の螺旋状回転間で重み付けするための、重み関数を示すグラフ。
【図６】２つ以上の螺旋状回転間で重み付けするための、重み関数を示すグラフ。
【図７】２つ以上の螺旋状回転間で重み付けするための、重み関数を示すグラフ。
【図８】１８０℃を基本とした再生アルゴリズムに対する、補間または重み付け関数を示すグラフ。
【図９】１８０℃を基本とした再生アルゴリズムに対する、補間または重み付け関数を示すグラフ。
【図１０】肝臓に対する造影剤濃度対時間曲線を示すグラフ。
【図１１】大動脈に対する造影剤濃度対時間曲線を示すグラフ。
【図１２】１秒／回転で、１０秒間で１５センチの体積を走査完了するための、螺旋状回転角、コーチ位置、及びコーチ速度を示すグラフ。
【図１３】ガントリ回転及びテーブル速度の変動、特に補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示すグラフ。
【図１４】ガントリ回転及びテーブル速度の変動、特に補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示すグラフ。
【図１５】ガントリ回転及びテーブル速度の変動、特に補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示すグラフ。
【図１６】ガントリ回転及びテーブル速度の変動、特に補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示すグラフ。
【図１７】図１２と類似しているが、体積の半分のみを包囲する際のグラフ。
【図１８】高解像度目標走査を用いた、２．５センチ体積についてのグラフ。
【図１９】図１２と類似しているが、走査間の呼吸のための時間を与えることを示すグラフ。
【図２０】ｘ−線電流及びｋＶ変動、及び二重ｋＶ撮像用の対応する重み関数を示すグラフ。
【図２１】ｘ−線電流及びｋＶ変動、及び二重ｋＶ撮像用の対応する重み関数を示すグラフ。
【図２２】ｘ−線電流及びｋＶ変動、及び二重ｋＶ撮像用の対応する重み関数を示すグラフ。
【図２３】多数のファンビームデータを同時に収集することを可能にする、区分化検出器配列を示す図。
【符号の説明】
１０．．．ＣＴスキャナ
１４．．．検査領域
１２．．．放射線源
１６．．．ガントリ
１８．．．コリメータ及びシャッタ手段
２０．．．モータ
２２．．．回転位置エンコーダ
２４．．．検出器
３０．．．患者用寝台
３４．．．エンコーダ
４０．．．サンプリング手段
４２．．．像プロセッサ
４４．．．像メモリ
４６．．．補間手段
４８．．．フィルタ機能メモリ
５０．．．制御手段
５２．．．補間像メモリ手段
５４．．．画像再生手段
５６．．．三次元体積データメモリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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