(57)【要約】【課題】計算機式断層写真法アセンブリにおいて、ＣＴＤＩｖｏｌ報告の信頼性を高める。また、目下撮像されている特定の患者／撮像部位にＣＴＤＩｖｏｌ報告を適合させる。【解決手段】計算機式断層写真法アセンブリは、Ｘ線ガントリ・アセンブリ、Ｘ線ビームを投射するＸ線源、Ｘ線源に対向配置されており、Ｘ線ビームを受光する検出器アセンブリ、並びにＸ線源及び検出器アセンブリと連絡している制御機構を含んでいる。制御機構は、対象について第一のスカウト走査画像を形成する少なくとも１回のスカウト走査を実行し、第一のスカウト走査画像に基づいて楕円患者モデルを生成し、楕円患者モデルをファントム径近似と一致させ、ファントム径近似に基づいて線量報告を生成して、制御機構と連絡している表示器にこの線量報告を表示するように構成された論理を含んでいる。【選択図】        図３
2006026417.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線ガントリ・アセンブリと、
Ｘ線ビーム（１６）を投射するＸ線源（１４）と、
該Ｘ線源（１４）に対向配置されており、前記Ｘ線ビーム（１６）が対象を透過した後に前記Ｘ線ビーム（１６）を受光する検出器アセンブリ（１８）と、
前記Ｘ線源（１４）及び前記検出器アセンブリ（１８）と連絡している制御機構（２６）と、
を備えた計算機式断層写真法アセンブリ（１０）であって、前記制御機構（２６）は、
前記対象（２２）について第一のスカウト走査画像を形成する少なくとも１回のスカウト走査を実行し、
前記第一のスカウト走査画像（６０）に基づいて楕円患者モデル（６４）を生成して、
該楕円患者モデル（６４）をファントム径近似（８６）と一致させ、
該ファントム径近似（８６）に基づいて線量報告を生成し、
当該制御機構（２６）と連絡している表示器（８２）に前記線量報告を表示する（８２）ように構成された論理を含んでいる、計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項２】
前記少なくとも１回のスカウト走査（６０）は二つの直交スカウト走査（６０）を含んでいる、請求項１に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項３】
前記少なくとも１回のスカウト走査（５４）は、
体側方向スカウト走査（５６）と、
体前後方向スカウト走査（５８）と、
を含んでいる、請求項１に記載の計算機式断層写真法アセンブリ。
【請求項４】
前記制御機構（２６）と連絡している高さ参照をさらに含んでおり、
前記論理（５０）は、前記少なくとも１回のスカウト走査（５４）と共に前記高さ参照を利用して前記楕円患者モデル（３０）を生成するように構成されている、請求項１に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項５】
前記制御機構（２６）と連絡している少なくとも１個のレーザ位置測定装置をさらに含んでおり、
前記論理は、前記少なくとも１回のスカウト走査（５４）と共に前記レーザ位置測定装置を利用して前記楕円患者モデルを生成するように構成されている、請求項１に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項６】
Ｘ線ガントリ・アセンブリと、
Ｘ線ビーム（１６）を投射するＸ線源（１４）と、
該Ｘ線源（１４）に対向配置されており、前記Ｘ線ビーム（１６）が対象を透過した後に前記Ｘ線ビーム（１６）を受光する検出器アセンブリ（１８）と、
前記Ｘ線源（１４）及び前記検出器アセンブリ（１８）と連絡している制御機構（２６）と、
を備えた計算機式断層写真法アセンブリ（１０）であって、前記制御機構（２６）は、
前記対象について第一の走査画像を形成する少なくとも１回の走査を実行し、
前記第一の走査画像に基づいて楕円患者モデル（６４）を生成し、
該楕円患者モデル（６４）をファントム径近似と一致させ、
該ファントム径近似（８６）に基づいて線量報告を生成し、
当該制御機構と連絡している表示器（８２）に前記線量報告を表示して、
前記楕円患者モデル（６４）を利用して線量最小化型撮像系列を形成するように構成された論理を含んでいる、計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項７】
線量最小化型撮像系列は、前記対象の放射線被曝を最小限にするように前記Ｘ線源の内部に配置されているボウタイ要素（７６）を調節するステップを含んでいる、請求項６に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項８】
線量最小化型撮像系列は、前記対象の放射線被曝を最小限にするように前記Ｘ線源（１４）の電流変調を調節するステップを含んでいる、請求項６に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項９】
線量最小化型撮像系列は、
対象の位置揃え情報を算出するステップと、
前記対象の位置揃え情報を補償するように前記Ｘ線源（１４）の電流変調（７８）を調節するステップと、
を含んでいる、請求項６に記載の計算機式断層写真法アセンブリ（１０）。
【請求項１０】
対象（２２）について第一のスカウト走査画像を形成する少なくとも１回のスカウト走査を実行するステップと、
制御機構（２６）を用いて前記第一のスカウト走査画像に基づいて楕円患者モデル（６４）を生成するステップと、
前記制御機構（２６）を用いて前記楕円患者モデルをファントム径近似（８６）と一致させるステップと、
前記ファントム径近似（８６）に基づいて自動的に線量報告を生成するステップと、
前記制御機構（２６）と連絡している表示器に前記線量報告を表示するステップと、
を備えた計算機式断層写真法アセンブリ（１０）を利用して対象を撮像する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般的には、計算機式断層写真法アセンブリに関し、さらに具体的には、線量報告用のファントム選択を改良した計算機式断層写真法アセンブリに関する。
【背景技術】
【０００２】
計算機式断層写真法は多様な撮像応用に利用されている。かかる応用範疇の一つは医療撮像で構成される。計算機式断層写真法は、医療産業内で多様な構成を取り得ることは公知であるが、一般には低エネルギ線の身体構造への透過に基づいている。これらのエネルギ線は引き続き受光され処理されてしばしば三次元である身体構造の画像を形成し、この画像を診断目的として医師によって分析することができる。
【０００３】
γ線又はＸ線のようなエネルギ線の受光はしばしば、検出器アセンブリと呼ばれる装置を用いて行なわれる。検出器アセンブリは典型的には、身体構造を透過した後の入射エネルギ線を受光して処理するように協働する複数の構造で構成される。検出器アセンブリは、フォトンを吸収してフォトンのエネルギを可視光に変換するシンチレータを利用する。これにより、シンチレータ検出器によって受光されたエネルギ線を有用な情報に変換することが可能となる。シンチレータ素子は多様な形態を取っていてよく、多様な入射線を受光するように構成することができる。シンチレータ素子によって発生された光は一般に、シンチレータ素子からの光を電気信号に変換する感光性フォトダイオードのような素子によって処理される。このようにして、シンチレータ検出器からの情報は電子的モジュールにより容易に転送され変換されて処理され、医師による観察及び操作を容易にすることができる。
【特許文献１】特開２００３−２９０２１４
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ＣＴ走査は極めて有用且つ重要な医療診断要素を提供するが、不適切に利用されれば利用された患者に対し懸念を引き起こし得るツールであると依然認識されねばならない。この方法は、限度内の人体被曝に適しただけのγ線及びＸ線の利用によって作用する。人体は、ＣＴ撮像工程での被曝中に放射線を吸収する。かかる放射線を過度に被曝するとさらなる医学的懸念が生ずる。患者の寸法、撮像領域断面、撮像領域の面積が全て、鮮明な撮像に必要な最小限の放射線被曝量を決定するのに役立つ。計算機式断層写真法線量指標測定（ＣＴＤＩ）は、全ての計算機式断層写真法製品によって用いられることが要求されている標準的線量測定方法である。この方法では、典型的な頭部投与線量及び胴部投与線量を報告するファントムを利用する。新しい規制では、走査を選択した後で且つ走査を実行する前に、操作者に対しＣＴＤＩｖｏｌを表示することが求められている。ＣＴＤＩｖｏｌを決定する方法は一般に、患者の寸法に関する仮定を利用して、撮像の前にかかる推定ＣＴＤＩｖｏｌを提供する。適切なファントムの寸法は、患者の寸法ばかりでなく身体の撮像部位にも依存する。成人／頭部又は小児／胴部といった操作者の推定に頼るのではなく、さらに正確且つ整合的なＣＴＤＩｖｏｌ線量報告を行なえるとが好ましい。
【０００５】
従って、ＣＴＤＩｖｏｌ報告の信頼性を高めた計算機式断層写真法アセンブリを提供できると極めて望ましい。加えて、目下撮像されている特定の患者／撮像部位にＣＴＤＩｖｏｌ報告を適合させた計算機式断層写真法アセンブリを提供できると極めて望ましい。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
計算機式断層写真法アセンブリが提供され、このアセンブリは、Ｘ線ガントリ・アセンブリ、Ｘ線ビームを投射するＸ線源、Ｘ線源に対向配置されており、Ｘ線ビームを受光する検出器アセンブリ、並びにＸ線源及び検出器アセンブリと連絡している制御機構を含んでいる。制御機構は、対象について第一のスカウト走査画像を形成する少なくとも１回のスカウト走査を実行し、第一のスカウト走査画像に基づいて楕円患者モデルを生成し、楕円患者モデルをファントム径近似と一致させ、ファントム径近似に基づいて線量報告を生成して、制御機構と連絡している表示器にこの線量報告を表示するように構成された論理を含んでいる。
【０００７】
本発明のその他の諸特徴は、添付の図面及び特許請求の範囲と共に好適実施形態の詳細な説明に照らして検討すると明らかとなろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００８】
図１及び図２は、本発明の検出器アセンブリ１８と共に用いられる計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０の図である。特定のＣＴイメージング・システム１０が示されているが、本発明の検出器アセンブリ１８は多様なイメージング・システムにおいて利用され得ることを理解されたい。ＣＴイメージング・システム１０は、ガントリ・アセンブリとして図示されているスキャナ・アセンブリ１２を含んでいる。スキャナ・アセンブリ１２はＸ線源１４を含んでおり、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をＸ線源１４に対向配置されている検出器アセンブリ１８に向かって投射する。検出器アセンブリ１８は検出器アレイと呼ばれる複数の検出器素子２０を含んでおり、検出器素子２０は協働して、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線１６を感知する。複数の検出器素子２０の各々が、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って対象である患者２２を透過する際のビーム１６の減弱を表わす電気信号を発生する。一般に、Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、スキャナ・アセンブリ１２は回転中心２４の周りを回転する。図２に示す一実施形態では、１回の走査中に単一の画像スライスに対応する投影データが取得されるように検出器素子２０が１列に配列されている。他の実施形態では、１回の走査中に複数の平行スライスに対応する投影データが同時に取得され得るように、検出器素子２０は複数の平行な列として配列することができる。
【０００９】
スキャナ・アセンブリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は好ましくは、制御機構２６によって制御される。制御機構２６は好ましくは、Ｘ線制御器２８とスキャナ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２９はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、スキャナ・モータ制御器３０はスキャナ・アセンブリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内のデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が、一般には光検出器アレイである検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１０】
コンピュータ３６はまた、キーボード又は同様の入力装置を有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取ることができる。付設されている表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２９及びスキャナ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、電動式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をスキャナ・アセンブリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をスキャナ開口４８を通して移動させる。
【００１１】
計算機式断層写真法アセンブリ１０の操作に関する重要な特徴は、走査の実行前の計算機式断層写真法総線量指標の表示である。これにより、操作者は、患者２２が経験する放射線の投与線量を、かかる被曝を実際に受ける前に適正に評価することができる。このようなＣＴＤＩｖｏｌ値を適正に与えるために、本発明は先ず、実際の患者２２の寸法及び位置の正確な概念を展開しなければならない。従って、本発明は、かかる情報を提供するように独自に構成されている論理５０を制御機構２６内に含む。論理５０の図を図３に示す。論理５０は、対象／患者２２の少なくとも１回のスカウト走査を実行するように構成されている。スカウト走査５４は、完全な計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像の前に位置情報及び全般的情報を取得するために利用される低強度走査である。この少なくとも１回のスカウト走査５４は、体側方向スカウト走査５６、体前後方向スカウト走査５８、又は多数の直交スカウト走査で構成されるものと思量される。スカウト走査５４の各々がスカウト走査画像６０を形成し、次いでこのスカウト走査画像６０を利用して線量計算のための患者寸法の推定値を算出することができる。患者寸法の算出に用いるスカウト走査５４と共に、又はかかるスカウト走査５４の代わりに、患者輪郭走査６３を用いてもよいことを理解されたい。
【００１２】
本発明は、１回又は複数のスカウト走査５４又は患者輪郭走査６３から、患者２２の寸法、形状及び位置揃え（centering）を算出する手段を提供する。図４は、スカウト走査５４（１回又は複数）を用いて楕円患者モデル６４を生成する原理を示している。エッジ検出のような多様な公知の撮像処理方法が思量される。楕円患者モデル６４は、投影面積（ＰＡ）及び投影振幅（投影測度ＰＭ）に基づいて楕円として表わされた患者の断面積の近似である。単一のスカウトを用いて、楕円率＝ｘ／ｙの場合の楕円面積の公式Ｘ＝４Ａ／πＹを用いて直交投影測度（ＯＰＭ）を算出することができる。予測される臨床分野での寸法及び形状の範囲に相当する一組のファントム（図５参照）をＯＰＭと比較して、適当な楕円患者モデル６４が得られるようにすることができる。多数回の走査すなわち三次元走査が思量される場合には、楕円患者モデル６４はｚ走査軸に沿った各位置について評価されることを理解されたい。このように、本発明を螺旋走査のような複雑な走査に利用することができる。本発明は、単一のスカウト走査画像６０又は多数の画像を用いた楕円患者モデル６４の評価を思量する。二つの直交スカウト投影からスカウト走査画像６０の重心（質量中心）を算出することができる。重心のアイソセンタ・チャネルからの距離を用いて、患者２２のＸ及びＹでの位置揃え誤差を幾何学的に算出することができる。エッジ検出方法よりも重心の計算を用いる方がよい。というのは、重心の計算を用いると、対象２２のエッジに対する物理的中心ばかりなく最大Ｘ線照射野に位置しているべき最大減弱の中心が得られるからである。このようにして、スカウト走査画像６０を用いて、患者２２の寸法ばかりでなく位置揃えを決定することができる。
【００１３】
体前後方向スカウト走査５８のような単一のスカウト走査５４を用いる場合に、患者の配向の知識が無いと垂直方向の位置揃え誤差の算出が困難になる場合がある。従って、本発明は、図６で示すように変位センサ６６を用いることにより表面高さ（elevation）情報を利用する。図示の一方法では、Ｙ軸位置揃え誤差を決定するために高さ参照６８すなわちテーブルの高さの利用が思量されている。しかしながら、この推定は、広く行なわれているように患者２２が枕又は他の配置装置で支えられている場合には正確でなくなる。従って、本発明は、レーザ変位センサ７０又は音波変位センサ７２を用いて、患者２２の輪郭に従って垂直方向位置揃え調節を行なうことを思量している。最後に、複数の変位センサ７０を用いて患者輪郭７２を測定することができ、この場合には、スカウト走査５４を利用した計算を行なわずに済ませることが可能である。
【００１４】
従って、本発明は、スカウト走査５４及び／又は他のセンサ走査を用いてｚ軸に沿った各々の走査点毎の楕円患者モデル６４を生成した。本発明は、患者の寸法、配置及び適正な位置揃えを調節して正確な楕円表現を形成することができる。本発明はさらに、線量最小化型撮像系列７４を生成するためにもかかる楕円患者モデル６４を利用する。この線量最小化型撮像系列７４は、患者２２が受ける総線量を最小限にしながら分解能を高めることができる。一実施形態では、本発明は線量最小化型撮像系列７４を思量して、Ｘ線源１４の内部に配置されているボウタイ要素７６の寸法を調節することを思量する。このことは、ボウタイ要素７６の置き換えによるか又は調節自在型ボウタイ・アセンブリ（図７参照）の利用によって達成することができる。さらに、楕円患者モデル６４に基づいてＸ線源１４の電流変調７８を調節することができる。ボウタイ７６及び電流変調７８を用いて、Ｘ線源に対する患者２２の位置ずれを補償することもできる。
【００１５】
患者２２の放射線被曝を最小限にする撮像系列７４を算出する一方で、本発明は、撮像８４の実際の具現化に先立ってＣＴＤＩｖｏｌの適正な計算値８０及びこの総線量の表示器８２への連絡を思量している。本発明はこのことを、患者楕円モデル６４をファントム径近似８６（図５参照）の一つと比較することにより行なう。患者楕円モデル６４に近いファントム径近似８６が選択される。ファントムは、ＣＴアセンブリ１０の内部に配置されて所与の曝露設定（撮像系列）での投与線量を測定する公知の物理的装置を表わしている。一定のｋｖ及びｍＡについてのファントム寸法対ＣＴＤＩのデータベースが含められて、所与のファントム寸法及び所与の電流について特定の総投与線量を算出し得るようにすることができる（図８）。様々な寸法のファントムが形成され得るが、ＣＴＤＩ用の標準的な二つの寸法は１６ｃｍ及び３２ｃｍのファントムである。従って、本発明は、線量最小化型撮像系列７４との比較によって選択されたファントム径近似８６に基づいて線量報告を生成した。線量最小化型撮像系列７４及びファントム径近似８６の両方を患者２２に沿った各々の撮像スライスについて変化させることにより、本発明は既存の方法よりも遥かに信頼性の高い正確な投与線量報告を可能にする。
【００１６】
本発明の具体的な実施例を図示して説明したが、当業者には多数の変形及び代替的実施形態が想到されよう。従って、本発明は添付の特許請求の範囲の観点からのみ限定されるものとする。特許請求の範囲において図中の参照番号に対応する参照番号は、請求される発明を分かり易くすることのみを目的としており、請求される発明の範囲を制限するものではない。本発明の特許請求の範囲に記載されている内容は、明細書に組み入れられて、かかる明細書の記載の一部を成す。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明による計算機式断層写真法アセンブリの図である。
【図２】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリの線図である。
【図３】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリに用いられる制御機構の流れ図である。
【図４】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリに用いられるスカウト走査画像の楕円患者モデルへの変換の図である。
【図５】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリに用いられるファントム径近似の図である。
【図６】図４に示す患者楕円モデルを生成することが可能な代替的な構成要素の図である。
【図７】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリによって用いられる可変型ボウタイ要素の図である。
【図８】図１に示す計算機式断層写真法アセンブリに用いられるファントム径近似に対するＣＴＤＩｖｏｌのデータベースの図である。
【符号の説明】
【００１８】
１２  スキャナ・アセンブリ
１４  Ｘ線源
１６  Ｘ線ビーム
１８  検出器アセンブリ
２０  検出器素子
２２  患者
２４  回転中心
２６  制御機構
４２  表示器
４６  電動式テーブル
４８  スキャナ開口
５０  論理
５４  スカウト走査
５６  体側方向スカウト走査
５８  体前後方向スカウト走査
６０  スカウト走査画像
６３  患者輪郭走査
６４  楕円患者モデル
６６  変位センサ
６８  高さ参照
７０  レーザ変位センサ
７２  音波変位センサ
７４  線量最小化型撮像系列
７６  ボウタイ要素
７８  電流変調
８６  ファントム径近似
【図１】
2006026417.tif 000003
【図２】
2006026417.tif 000004
【図３】
2006026417.tif 000005
【図４】
2006026417.tif 000006
【図５】
2006026417.tif 000007
【図６】
2006026417.tif 000008
【図７】
2006026417.tif 000009
【図８】
2006026417.tif 000010
【外国語明細書】
2006026417000001.pdf