(57)【要約】Ｘ線管からの放射線量を変調するするの方法において、また、Ｘ線管を含む装置において、Ｘ線管は少なくとも１つの可変動作パラメータを有し、その可変動作パラメータが変更されると、Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調し、Ｘ線管は、パラメータ範囲内でこのパラメータを変更しながら動作し、動作パラメータの異なる値についてそれぞれＸ線管の変調速度を表わす変調速度データを生成する。被検体が、Ｘ線管からのＸ線量によって照射されると、被検体が放射線量にさらされることに伴う照射効果が識別され、この照射効果は放射線量の変調に依存するものである。被検体を放射線量にさらすと、動作パラメータは、変調速度データに基づいて、照射効果を達成すべき時点よりも前に変更され、それによって、所望の照射効果を所望の時点に生じるように放射線量が変調される。
2005501626.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管からの放射線量を変調するための方法であって、
（ａ）少なくとも１つの可変動作パラメータを有するＸ線管であって、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調するＸ線管を用意するステップと、
（ｂ）パラメータ範囲内で前記動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させ、前記動作パラメータのそれぞれ異なる値について変調速度を表す変調速度データを生成するステップと、
（ｃ）被検体を前記放射線量にさらすことに伴って前記放射線量の変調に依存する照射効果を識別するステップと、
（ｄ）前記変調速度データに基づいて、前記照射効果が達成されるべき時点よりも前に前記動作パラメータを変更し、前記Ｘ線管からのＸ線によって前記被検体を照射しながら前記放射線量を変調し、前記時点に前記照射効果を提供するステップと
を含むＸ線管からの放射線量を変調するための方法。
【請求項２】
最大管電流、焦点サイズおよび変調率からなる群から前記少なくとも１つの動作パラメータを選択するステップを含む請求項１記載の方法。
【請求項３】
ステップ（ａ）が、複数の可変動作パラメータを有するＸ線管であって、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調するＸ線管を用意することを含み、ステップ（ｂ）が、それぞれのパラメータ範囲内で前記複数の動作パラメータにおける多重動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させ、前記多重動作パラメータのそれぞれ異なる組み合わせについて変調速度を表す変調速度データを生成することを含み、ステップ（ｄ）が、前記時点よりも前に前記多重動作パラメータを変更することを含む請求項１記載の方法。
【請求項４】
最大管電流、焦点サイズ、および、変調率からなる群から前記多重動作パラメータを選択するステップを含む請求項３記載の方法。
【請求項５】
ステップ（ｃ）における前記被検体への前記放射線量の照射が、前記被検体のコンピュータ断層撮影検査において、ガントリー上の前記Ｘ線管を前記被検体の回りに回転させ、複数の連続する投影角で前記被検体を前記Ｘ線管からのＸ線にさらすることを含み、ステップ（ａ）が、最大管電流、焦点サイズ、変調率および投影角からなる群から前記少なくとも１つの可変動作パラメータを選択することを含む請求項１記載の方法。
【請求項６】
ステップ（ａ）が、複数の可変動作パラメータを有するＸ線管であって、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調するＸ線管を用意することを含み、ステップ（ｂ）が、それぞれのパラメータ範囲内で前記複数の動作パラメータ中の多重動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させ、前記多重動作パラメータの異なる組み合わせに対しそれぞれ変調速度を表す変調速度データを生成することを含み、ステップ（ｄ）が、前記時点よりも前に前記多重動作パラメータを変更することを含む請求項５記載の方法。
【請求項７】
ステップ（ｃ）における前記照射効果が、前記被検体を前記放射線量にさらすことによって得られるＸ線画像において量子ノイズを最小限に抑制するものであり、ステップ（ｄ）が、前記Ｘ線管からの前記Ｘ線の最大強度と前記被検体のＸ線吸収ピークとがほぼ一致するように前記動作パラメータを変更することを含む請求項１記載の方法。
【請求項８】
ステップ（ｂ）が、多重焦点サイズで前記Ｘ線管を動作させ、前記多重焦点サイズごとに、前記パラメータ範囲内で前記動作パラメータを変更し、前記焦点サイズごとに、前記変調速度データを生成することを含む請求項１記載の方法。
【請求項９】
ステップ（ｂ）が、前記放射線量を変調するための名目変調プロフィールを得ることを含み、前記名目変調プロフィールは、立ち上がり部分および立ち下がり部分を有し、さらに、前記変調プロフィールの前記立ち上がり部分だけを変更するために前記変調速度データを使用することを含む請求項１記載の方法。
【請求項１０】
少なくとも１つの可変動作パラメータを有するＸ線管であって、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調するＸ線管と、
前記Ｘ線が入射する放射線検出器と、
前記Ｘ線管および前記検出器が取り付けられたガントリーであって、前記被検体によって減衰した前記Ｘ線を表す画像データを得るために、被検体の周りに回転するようになされたガントリーと、
前記画像データから前記被検体の画像を再構成するために前記画像データを供給される画像コンピュータと、
パラメータ範囲内で前記動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させて得られる変調速度データを含む線量変調ユニットであって、前記変調速度データが、前記動作パラメータの異なる値に対してそれぞれ変調速度を表す前記線量変調ユニットと、
被検体を前記放射線量にさらすことに伴って、前記変調速度データに基づいて照射効果を実現すべき時点よりも前に前記動作パラメータを変更し、前記Ｘ線管からのＸ線を前記被検体に照射しながら前記放射線量を変調し、前記時点に前記照射効果を生成することによって、前記放射線量の変調に依存する前記照射効果を生成するために前記Ｘ線管を動作させる前記線量変調ユニット及び前記Ｘ線管に接続された制御装置と
を含むコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１１】
前記少なくとも１つの動作パラメータが、最大管電流、焦点サイズおよび変調率からなる群から選択される請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１２】
前記Ｘ線管が複数の可変動作パラメータを有し、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調し、前記線量変調ユニットが、それぞれのパラメータ範囲内で前記複数の動作パラメータ中の多重動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させているときに得られる変調速度データを含み、前記変調速度データは、前記多重動作パラメータの異なる組み合わせについてそれぞれ変調速度を表わし、前記制御装置が、前記時点よりも前に前記多重動作パラメータを変更する請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１３】
前記多重動作パラメータが、最大管電流、焦点サイズおよび変調率からなる群から選択される請求項１２記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１４】
前記ガントリーが、前記Ｘ線管および前記放射線検出器を前記被検体の周りに回転させ、複数の連続する投影角で前記被検体を前記Ｘ線管からのＸ線にさらし、前記少なくとも１つの可変動作パラメータが、最大管電流、焦点サイズ、変調率および投影角からなる群から選択される請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１５】
前記Ｘ線管が複数の可変動作パラメータを有し、動作パラメータが変更されると前記Ｘ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調し、前記線量変調ユニットが、それぞれのパラメータ範囲内で前記複数の動作パラメータ中の多重動作パラメータを変更しながら前記Ｘ線管を動作させているときに得られる変調速度データを含み、前記変調速度データは、前記多重動作パラメータの異なる組み合わせについてそれぞれ変調速度を表わし、前記制御装置が、前記時点よりも前に前記多重動作パラメータを変更する請求項１４記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１６】
前記照射効果が、前記画像データの量子ノイズを最小限に抑制するものであり、前記制御装置が、前記Ｘ線管からの前記Ｘ線の最大強度と前記被検体のＸ線吸収ピークとがほぼ一致するように前記動作パラメータを変更する請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１７】
前記Ｘ線管が多重焦点サイズで動作することができ、前記線量変調ユニットが、前記多重焦点サイズの各々について前記パラメータ範囲内で前記動作パラメータを変更しながら得られる変調速度データを含み、前記変調速度データは、前記焦点サイズの各々についてそれぞれのデータセットを含む請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１８】
前記制御装置が前記放射線量を変調するための名目変調プロフィールを含み、前記名目変調プロフィールは立ち上がり部分および立ち下がり部分を有し、前記線量変調ユニットが、前記変調プロフィールの前記立ち上がり部分だけを変更するために前記変調速度データを使用する請求項１０記載のコンピュータ断層撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
発明の分野
本発明は、Ｘ線管からの放射線量を変調するための方法および装置に関し、より詳細には、放射線量に関連した所定の効果または結果を得るために放射線量を変調する方法および装置に関する。
【０００２】
従来技術の説明及び関連出願
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、比較的高い線量でＸ線管から放射されるＸ線を用いた診断法として知られている。これは、患者および主治医局員が曝される放射線照射量を放射線障害を表さないレベルに維持するように測定がなされなければならないことを意味する。スパイラル（ヘリカル）ＣＴおよびマルチスライスボリウムスキャン技術の導入によって、新しい検査法が利用できるようになった。断面から断面への連続性、小さな病巣の検出、データの迅速な取得などの、これらの新しい走査技術の主たる利点は、与えられた時間内に検査することのできる患者の数を増加させ、それゆえにまた、国民一人当たりの平均線量を増加させた。最近の法律（例えば、１９９７年の審議会通達９７／４３／ＥＵＲＡＴＯＮ）によれば、放射線治療法は別として、放射線医学を目的とした医療被曝による総線量は、合理的に達成可能な限り低く維持されなければならない。ＣＴのための線量を減少させることが、国内外の関係する監督官庁によって強く勧告および支援されている。
【０００３】
これらの要望に基づいて、走査技術がＣＴの分野で使用され始めており、その走査技術においては走査中にＸ線レベルが動的に調節される。このために、放射線量の変調が走査の過程中になされなければならない。ＣＴ装置のガントリーが回転している間に、ガントリーの回転角の関数として、かつＸ線管の特定の角度位置ごとの患者の瞬間Ｘ線吸収に応じてＸ線強度を調節することによって、線量変調を遂行することができる。そのような技術は、例えば、米国特許第５，８２２，３９３号、第５，８６７，５５５号および第５，３７９，３３３号明細書に記載されている。また、米国特許第５，７６４，７２１号、第５，６９６，８０７号および第５，６２５，６６２号明細書に記載されるように、画像に要求される品質と照射される線量とを妥協させることによって、より長いスパイラルスキャン中のＸ線レベルを自動的に調節することによって、走査される体の部位に応じてＸ線量を変調することも知られている。
【０００４】
また、ドイツ特許出願公開第１９９５７０８３Ａ１号およびドイツ特許出願公開第１９９５７０８２Ａ１号明細書に記載されるように、心臓のダイナミックスキャンの場合における心臓周期の位相のような検査されている器官の生理学的条件に応じて、走査中にＸ線強度を動的に調節することも知られている。また、上述した米国特許第５，７６４，７２１号、第５，６９６，８０７号および第５，６２５，６６２号明細書に記載されるように、頭部を走査する場合に患者の眼を保護するために、あるいは、生検走査において医師の手を保護するために、Ｘ線管角度の関数として、ガントリー回転中にＸ線強度を動的に調節することも知られている。
【０００５】
しかしながら、上述した公知技術は、一般的なＸ線管によって得ることのできる線量変調速度の実際的な問題の解決に十分取り組んだものは１つもない。米国特許第５，６２５，６６２号明細書に記載されるように、線量変調は、ＣＴ装置で使用されるＸ線管において、管電流を変調することによってなされる。そして、その管電流変調は、管フィラメントに供給される加熱電流を変調することによって間接的になされる。このために、一般的なＸ線管は、ガントリーが高速で回転しているときに患者の瞬間的な吸収に応じて線量を変調できるほど素早くは反応しない。患者の吸収が最大となる照射ピークを再現することができなければ、測定された信号における量子ノイズを増加させ、画像品質を大きく低下させる。
【０００６】
Ｘ線強度の素早い変化に対するＸ線管の緩慢な反応は、フィラメント構造における物理的限界、さらには、フィラメントの熱慣性によるものである。
【０００７】
より速い変調速度は、電圧制御されるゲート電極を有する特別に設計されたＸ線管を用いて実現できることが米国特許第５，８２２，３９３号明細書から知られている。しかしながら、これはかなりコストのかかるアプローチであり、Ｘ線管およびそれに関連する電子部品の複雑さおよびコストを増大させる。正弦波の形状を有するテンプレートに変調曲線の形状を人為的に制限すること、および、変調率を最大値５０％に人為的に制限することが、上述の米国特許第５，３７９，３３３号および第６，３８５，２８０号明細書から知られている。このアプローチは、既存のＣＴシステムとの互換性を有するが、変調率を５０％に人為的に制限するので、可能な限り線量を減少させることができない。さらには、正弦波テンプレートは、とりわけ腹部走査においては、患者の吸収プロフィールのピーク値にいつも一致するとは限らない。さらに、この技術は、最大線量低減を達成せず、あるいは、心臓のダイナミックスキャンのようなその他の変調技術の要件を満たさない。
【０００８】
別の公知技術が、論文「解剖学的に適合された管電流変調によるＣＴの線量低減、第II章  ファントム測定（Dose Reduction in CT by Anatomically Adapted Tube Current  Modulation、II．Phantom Measurements）」カレンダー（Kalender）ら著、Med．Phys．，Vol．26（1999）pp．2248〜2253に記載されており、ガントリーの回転速度だけに応じて、例えば、２秒／１回転における最大９０％〜０．７５秒／１回転における最大６０％に変調率を人為的に制限する。しかしながら、この公知の方法は、変調速度が名目管電流および焦点サイズに依存していることを無視しており、また、一般的な管による最大線量節減を達成することができない。
【０００９】
さらに別の公知技術は、パルス式のＸ線管を使用することを示唆しており、Ｘ線パルス幅が患者の吸収に合わせられる。しかしながら、この技術は、角度トリガーシステムにおける実際の角度とは貧弱な互換性しかなく、また、数百マイクロ秒程度の積分期間を使用する時間トリガーＣＴシステムとも貧弱な互換性しかない。また、この技術は、データ測定システムに大きな要件を課す。さらには、パルス休止期間においてＸ線を完全にスイッチオフにすることは、ＣＴシステムのその他のすべてのサブシステムによって支援されず、あるいは、心臓のダイナミックスキャンの場合のように望ましくない。
【００１０】
上述した公知の方法のすべてが、走査中に達成されることが望まれる初期Ｘ線プロフィールを計算しなければならない。そして、管電流のようなＸ線管の動作パラメータは、Ｘ線管に望ましいＸ線プロフィールを再現させるために走査中に変更される。しかしながら、上述したように、一般的なＸ線管は、その制限された動的能力のために、このプロフィールを再現することができない。
【００１１】
発明の要約
本発明の目的は、Ｘ線管からの放射線量を変調するための方法および装置であって、一般的なＸ線管を使用して、Ｘ線プロフィールのような所定の照射効果を実現することがを可能な方法及び装置を提供することにある。
【００１２】
さらなる目的は、そのような方法および装置であって、一般的なＸ線管において管電流を変調することによって、ターゲット画素ノイズにおける最大線量低減が達成される方法及び装置を提供することにある。
【００１３】
上述した目的は、本発明の原理に基づいて、方法、および、コンピュータ断層撮影装置のようなＸ線管を含む装置において達成され、Ｘ線管は少なくとも１つの可変動作パラメータを有し、その可変動作パラメータが変更されるとＸ線管によって生成されるＸ線について変調速度によって放射線量を変調し、またＸ線管は、パラメータ範囲内で上述したパラメータを変更しながら動作し、動作パラメータの異なる値に対してそれぞれＸ線管の変調速度を表す変調速度データを生成する。被検体が、Ｘ線管からのＸ線量に曝されるべきとき、被検体に放射線量を照射することに伴う照射効果が識別され、この照射効果は放射線量の変調に依存している。被検体をＸ線管からの放射線量にさらすとき、動作パラメータが、変調速度データに基づいて、上述した照射効果を達成すべき時点よりも前に変更され、その結果放射線量は所望の照射効果を所望の時点に生ずるように変調される。
【００１４】
Ｘ線管の変調速度は、工場の較正手順中に測定することができ、動作パラメータの関数としてコンピュータテーブルに記憶させることができる。さらに、管の変調速度は、多重動作パラメータの関数として識別することができる。測定は、Ｘ線管の動作範囲全体における定められた点においてなされる。患者が、Ｘ線管からの放射線量にさらされているとき、線量変調ユニットは、テーブルに記憶された情報を用いて、多重点補間によって実際の変調速度を計算する。そして、線量変調ユニットは、理想的な初期変調プロフィールを、装置の管電流変調装置に供給する前に補正する。実際の変調速度は、照射中に一定の周期で、例えばＣＴ装置が１回転する間に２回更新され、変調プロフィールを補正するのに使用され、その結果、最大（名目）Ｘ線強度が、最大Ｘ線強度および最小量子ノイズが望まれる照射に対し達成される。線量変調ユニットは、Ｘ線のピーク値を予測し、それによって、上述した一般的な方法において発生するであろうよりも早い時点に、管フィラメントの温度を上昇させ、すなわち、管電流を増加させる。それによって、実際に得ることのできる最大速度を利用することができ、一般的なＸ線管の緩慢な速度にもかかわらず、最大線量節減（低減）およびターゲットの（より小さな）画素ノイズを達成することができる。
【００１５】
本発明は、一般的なＸ線管の変調速度はＸ線管の動作パラメータに依存するだけでなくＸ線プロフィールの勾配方向にも依存して様々に作用する管パラメータであることを証明した研究に基づいたものである。この研究は、変調速度に特に影響を及ぼす動作パラメータを識別した。
【００１６】
また、この研究は、変調速度プロフィールの立ち上がり部分だけが管動作パラメータによって変化することを証明した。立ち上がり勾配の速度は、達成されるべき最大管電流、変調率および（マルチフィラメント管における）焦点サイズのような管動作パラメータに依存する。したがって、本発明によれば、達成されるべき管電流、変調率（走査における最小管電流）および焦点サイズの関数として変調速度を提供するために、専用のテーブルが測定および記憶される。上述の研究から、変調速度は管に印加される高電圧の大きさには依存しないことが確認された。
【００１７】
上述の研究は、線量変調プロフィールの立ち上がり勾配が実際の変調速度を考慮に入れるように補正されなければ、Ｘ線強度は所望の時点にピーク値（最大強度）に達しないことを証明した。したがって、ＣＴ装置において、最大吸収下にある投影被検体は十分にさらされず、より大きな量子ノイズが再構成される画像の品質を低下させる。このような結果を回避するために、本発明による方法は、走査パラメータに基づいて実際の変調速度を計算し、初期変調プロフィール内の立ち上がり勾配を補正し、その結果、実際に使用されるＸ線プロフィールは、常に、計算された初期プロフィールの上にある。これは、いかなる投影においても、量子ノイズが、予測される最大値よりも小さいことが保証され、しかもそれと同時に、最大線量低減が、市販の一般的な管によって、ターゲット画素ノイズで達成されることを意味する。
【００１８】
さらに、上述の研究は、管レスポンスの立ち下がり勾配は、動作パラメータに依存するのではなく、管の加熱フィラメントの冷却定数だけに依存する時定数を備える指数関数的減衰であることをも証明した。これは、与えられた種類の管の場合、立ち下がり勾配は不変であることを意味する。したがって、本発明によれば、変調プロフィールの立ち下がり勾配は、事前に補正されなくてもよい。管によって生成される実際の立ち下がり勾配が、定められたプロフィール形状よりも小さければ、Ｘ線レベルはターゲットノイズに必要とされるものよりも大きくなる。これは、総線量を増加させるかもしれないが、最終的な画像におけるノイズを増加させることはない。それにもかかわらず線量低減は、緩慢なＸ線管（すなわち、ゆっくりと冷えるフィラメントを有するＸ線管）によってターゲット画素ノイズを達成することのできる最大値のままである。
【００１９】
好ましい実施例の説明
図１は、本発明に基づいて動作するコンピュータ断層撮影システムの基本構成要素を示す。コンピュータ断層撮影システムは、放射線検出器６とともに回転可能なガントリー２に取り付けられたＸ線管１を有する。Ｘ線管１は管電流制御装置１１によって作動されて、Ｘ線ビーム３を放射し、Ｘ線ビーム３は被検体５を照射する。Ｘ線ビーム３はコリメータ４によってゲート制御することができる。
【００２０】
被検体５によって減衰したＸ線は放射線検出器６に到達し、データ測定システム７に記録される。被検体５がＸ線を照射されているとき、ガントリー２は駆動装置８によって回転し、その結果患者は多くの異なる投影角度からＸ線ビーム３を照射される。したがって、データ測定システムは、多くの投影データセットを記録し、それらの投影データセットは画像再構成システム１０へ供給される。画像再構成システム１０は、投影データセットから良く知られているやり方で被検体５の内部スライスの画像を生成し、画像再構成システム１０の一部であるモニターにその画像を表示する。
【００２１】
心臓走査の場合、Ｘ線管１の作動は心臓ＥＣＧトリガーユニット１４によって制御することができ、心臓ＥＣＧトリガーユニット１４は、図１には示されていないが、良く知られているやり方で被検体５からＥＣＧ信号を得るように接続されている。心臓ＥＣＧトリガーユニットは、ＥＣＧ信号に基づいて、制御信号を管電流制御装置１１へ供給し、管電流制御装置１１は心臓周期に合わせて所定の時点にＸ線管１を作動させる。
【００２２】
駆動装置８は、検査パラメータに応じて選択された速度でガントリー２を回転させるように、回転制御装置９によって制御される。管制御装置１１、回転制御装置９、および、画像再構成システム１０はすべて、双方向ＣＡＮバス１３を介して相互に連絡をとりあう。
【００２３】
また、図１のコンピュータ断層撮影装置は線量変調ユニット１２を含み、この線量変調ユニット１２はその内部に記憶されたテーブルを有し、そのテーブルは、１つまたは複数の動作パラメータに応じてＸ線管１の変調速度を表す予め定められたデータを含む。線量変調ユニット１２は、管電流制御装置１１に接続され、Ｘ線管１を動作させるために管電流制御装置１１にプロフィールを供給し、そのプロフィールはＸ線管１の変調速度を考慮に入れたものであり、それによって、Ｘ線管１の緩慢な変調速度によって時間的に遅れることなく、なされる検査の種類に応じた照射効果を所望の時点に発生させることができる。実現することのできる様々な種類の照射効果のいくつかの例としては、次のようなものがある。
【００２４】
ガントリーが回転しているときの線量変調は、患者の吸収データをデータ測定システム７から受信してガントリー２の次の回転で用いられる線量変調プロフィールを計算する線量変調ユニット１２によって、上述した米国特許第５，８６７，５５５号明細書に記載される基本的な方法に比較して改善された形で、患者の解剖学的構造に適合させることができる。上述したように、初期プロフィール内の急激に立ち上がる勾配は、最終決定されたプロフィールが管電流制御装置１１へ供給される前に、記憶された変調速度データに基づいて事前に補正される。このようにして、管電流は、それが発生する時点よりも早い時点においては、補正されていないプロフィールを用いて徐々に増加し（従来技術の場合と同様に）、それによって、図３に示されるように、患者の最大Ｘ線吸収がＸ線強度のピーク値とほぼ一致することを保証する。
【００２５】
また線量変調は、予め定義されたテンプレートを用いて回転中になされてもよい。この場合には、台形プロフィールまたは正弦波プロフィールのような予め定義された線量プロフィールが、管電流制御装置１１へ供給される。低速のＸ線管１に合わせるために変調率が５０％に制限される上述した従来の方法とは異なり、本発明による方法においては、変調率を制限する必要がないので、最大線量の節減を実現することができる。より急激に立ち上がる勾配は、走査パラメータに基づいて計算される実際の速度に基づいて最適な形に事前補正される。
【００２６】
また、線量変調は、心臓走査の場合には、呼吸または心拍のような被検体５の体内における生体力学的な運動に同期して行うこともできる。ある種のＣＴスキャンにおいては、体の運きが走査プロセスを妨害し、モーション・アーチファクトが大きすぎる場合には、得られたデータは一定の期間内で画像再構成には適切なものではないかもしれない。患者への総照射線量を減少させるには、ターゲット器官が再び静止状態になるまで、照射レベルを減少させなければならない。上述したように、このための従来の方法においては、専用のユニットが照射線量を最大レベルにまで増大させなければならない時点を計算する。本発明による方法においては、Ｘ線強度を更新するために、心臓ＥＣＧトリガーユニット１４がＣＡＮコマンドを管電流制御装置１１へ直接伝達する。さらに、Ｘ線管１の動作パラメータに基づいて、心臓ＥＣＧトリガーユニット１４は、Ｘ線強度を設定するために、コマンドを時間的に繰り上げ、それによって、低速の一般的なＸ線管１でさえも所望される時点までに意図した強度に到達することができる。このために、変調速度を１つまたは複数のパラメータの関数として表現する上述した事前に得られたデータテーブルを心臓ＥＣＧトリガーユニット１４に重複して記憶させることができ、あるいは、心臓ＥＣＧトリガーユニット１４は、線量変調ユニット１２に記憶されているテーブルにアクセスしてもよい。さらにそれに代えて、心臓ＥＣＧトリガーユニット１４および線量変調ユニット１２のいずれからもアクセスすることのできる独立したメモリーにテーブルを記憶させるようにしてもよい。
【００２７】
また、線量変調は、ある投影角に対しては放射線量レベルを減少させ、他の投影角に対しては放射線量レベルを増大させることによって、ガントリー２の回転角に応じて行うこともできる。これは、回転制御装置９からＣＡＮバス１３を介して管電流制御装置１１へ直接に送信されるＣＡＮコマンドに基づいて行われる。この種の線量変調は、頭部の生検走査に適しており、さもなければ被検体５の眼または主治医の手に直接照射レベルが入射することになる。本発明の方法によって生成されるＣＡＮコマンドは、Ｘ線管１の変調速度を考慮に入れるために、Ｘ線管１の動作パラメータに応じて時間的に繰り上げられ、それによって、Ｘ線管１は、意図した時点までに意図したＸ線強度に到達する。
【００２８】
本発明による方法および装置の開発においては、Ｘ線管の変調速度とその種々の動作パラメータとの間の関係を定めるための研究がなされた。図４Ａ〜図８は、これらの研究の過程において定められたいくつかの関係を示す。この目的のために、Ｐ２０Ｘ線管発生器集合体が使用され、そのｍＡ／ｍｓで表わされる変調速度が、種々の名目管電流、種々の変調率（ＨＵＢ）の値、並びに大焦点および小焦点での線量変調モードにおいて測定された。速度は、名目線量および変調率のような走査パラメータに応じて、０．８ｍＡ／ｍｓと５ｍＡ／ｍｓとの間で変化することがわかった。同じ焦点サイズの場合でさえ、変調速度は１ｍＡ／ｍｓと５ｍＡ／ｍｓとの間の範囲に及ぶ。これは、走査パラメータに依存し、患者のスライス吸収プロフィールには依存せずに、線量が１／５に減少することである。それにもかかわらず、同じ名目線量の場合、変調速度は、変調率に応じて、１／２以上減少する。
【００２９】
Ｐ２０Ｘ線放射装置によって実現される変調速度は名目線量に依存し、より小さい線量に対しては著しくより遅い。変調速度は、名目５００ｍＡで得られる最大値から名目管電流とともにほぼ線形に減少する。これは、線量変調モードにとって好ましくない効果である。なぜなら、減少した変調速度は線量節減における損失を意味し、また、とりわけより速い回転速度の場合に被検体５に照射される不必要な線量を意味するからである。変調モードにおける線量節減は、同じスライスの患者の場合、名目線量が減少するにつれて増加する。
【００３０】
図４Ａは、大焦点の場合の異なる変調率での変調速度を１２０ｋＶにおける名目電流の関数として示す。名目電流が１００ｍＡから始まる理由は、この値よりも小さい電流による変調走査は不可能であるからである。なぜなら、Ｐ２０Ｘ線放射装置は、もし名目電流が１００ｍＡよりも小さい場合には、そのような環境下においては線量を変調せず、さもなければ線量変調をもたらす制御信号を無視するからである。図４Ｂは、小焦点の場合の同じ状況を示す。
【００３１】
図５Ａは、大焦点の場合の種々の変調率における変調速度を１４０ｋＶにおける名目電流の関数として示し、図５Ｂは、小焦点の場合の同じ状況を示す。
【００３２】
図６Ａおよび図６Ｂは、変調速度が変調率に非線形に依存することを説明する図である。最大変調速度は、５０％の変調率において得られ、変調速度は、それより大きい変調率またはそれより小さな変調率に向かってほぼ線形に減少する。３０％および７０％の場合の変調速度は、ほぼ等しく、同じことが１０％および９０％の場合にも言える。図６Ａは、１２０ｋＶにおける大焦点の場合における変調率の関数として変調速度を示し、図６Ｂは、小焦点の場合の同じ環境下における関係を示す。さらに、１４０ｋＶにおける大焦点と小焦点に対する関係を示すための研究がなされた。これらの関係は、図６Ａおよび図６Ｂに示されるものと形が類似するが、ここでは説明しない。
【００３３】
図７は、Ｘ線管の高電圧における変調速度の関係を、もしあれば、定めるためになされた種々の研究を表す。図７からわかるように、Ｐ２０Ｘ線放射装置における変調速度は、高電圧が１２０ｋＶから１４０ｋＶに増加すれば、ほんのわずかだけ変化し、実際には、図７に示されるずれは、測定誤差によってもたらされる範囲内にある。図７は、大焦点および９０％のＨＵＢの場合の１２０ｋＶおよび１４０ｋＶにおける変調速度を示す。また、大焦点および５０％のＨＵＢの場合、小焦点および９０％のＨＵＢの場合、および小焦点および５０％のＨＵＢの場合のこれらの電圧において研究がなされた。これらの別の研究の結果のすべては、図７に示される結果に類似している。
【００３４】
図８は、変調速度が焦点サイズに依存することを説明する図である。図８は、大焦点および小焦点および９０％のＨＵＢの場合の１２０ｋＶにおける変調速度を示す。また、同じ研究が、大焦点および小焦点および５０％のＨＵＢの場合の１２０ｋＶにおいてなされ、それらの結果は、図８に示されるものに類似するものであった。
【００３５】
例によってＰＩＤ線量調節器が管電流制御装置１１において使用され、そのような調節器は、入力制御信号の波形が正確に知られている場合にのみ予測可能なレスポンスを有する。上述した測定は、Ｐ２０Ｘ線放射装置が１０％から１００％までの範囲にわたり高速矩形波パルス信号によって駆動されたときに記録された。異なる形状を有する制御信号に対しては発生器レスポンスは変化するであろうことが予測される。
【００３６】
発生器レスポンスの予測はきわめて複雑な作業である。なぜなら、それは２つの独立した調節器、すなわち線量変調ユニット１２内に存在する調節器および管電流制御装置１１内に存在する調節器を含み、それぞれ異なる別個のアルゴリズムおよび動作パラメータまたは設定定数を有するからである。さらに、変調率による変調速度の変化は、ソフトウェアを用いて補償するのがきわめて難しい。これは、反復補正法を使用することになり、それによれば、線量プロフィールは、事前に知られていない変調率の場合、それが安定した変調率および変調速度になるまで、絶えず調節されなければならない。時間的な制約のために、これは、リアルタイム処理にとって現実的ではなく、したがって、Ｘ線管の緩慢さを補償するために線量節減をさらに犠牲にしなければならない。
【００３７】
変調速度マトリックスが、それらの例が以下の表１〜表４に示されているが、Ｘ線管の速度を過補償することによってこれらの問題の一時的な解決を提供する。しかしながら、将来のコンピュータ断層撮影システムの回転速度が増加するにつれて、この過補償技術は、結局は補償の努力が正当化されないほどわずかな線量低減しかもたらさないことが認められている。それにもかかわらず、一般的なＸ線管を使用した現在市販されているＣＴシステムに対しては、本発明の方法および装置は大きな利点を提供する。
【００３８】
（表１）  大焦点の場合の１２０ｋＶにおける変調速度（ｍＡ／ｍｓ）
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【００３９】
（表２）  大焦点の場合の１４０ｋＶにおける変調速度（ｍＡ／ｍｓ）
2005501626.tif 000004
【００４０】
（表３）  小焦点の場合の１２０ｋＶにおける変調速度（ｍＡ／ｍｓ）
2005501626.tif 000005
【００４１】
（表４）  小焦点の場合の１４０ｋＶにおける変調速度（ｍＡ／ｍｓ）
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【００４２】
たとえ変形および変更が当業者によって想到されるとしても、合理的かつ正当に発明者の当技術への寄与の範囲に含まれる変形および変更のすべては、ここで保証される特許で具体化する発明者の内包するものである。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】本発明の原理に基づいて構成され動作するコンピュータ断層撮影装置の概略ブロック図である。
【図２】一般的なＸ線管の一般的な動作において発生する患者の最大Ｘ線吸収とＸ線強度ピークとの間のずれを説明する図である。
【図３】本発明によって患者の最大Ｘ線吸収とＸ線強度ピークとがぴったりと合うことを説明する図である。
【図４Ａ】大焦点の場合の変調速度を１２０ｋＶにおける名目電流の関数として示す図である。
【図４Ｂ】小焦点の場合の変調速度を１２０ｋＶにおける名目電流の関数として示す図である。
【図５Ａ】大焦点の場合の変調速度を１４０ｋＶにおける名目電流の関数として示す図である。
【図５Ｂ】小焦点の場合の変調速度を変調率の関数として示す図である。
【図６Ａ】大焦点の場合の１２０ｋＶにおける変調速度を変調率の関数として示す図である。
【図６Ｂ】小焦点の場合の１２０ｋＶにおける変調速度を変調率の関数として示す図である。
【図７】大焦点および９０％のＨＵＢ（ＨＵＢ＝変調率）の場合の１２０ｋＶおよび１４０ｋＶにおける変調速度を示す図である。
【図８】大焦点、小焦点および５０％のＨＵＢの場合の１２０ｋＶにおける変調速度を示す図である。
【符号の説明】
【００４４】
１  Ｘ線管
２  ガントリー
３  Ｘ線ビーム
４  コリメータ
５  被検体
６  放射線検出器
７  データ測定システム
８  駆動装置
９  回転制御装置
１０  画像再構成システム
１１  管電流制御装置
１２  線量変調ユニット
１３  ＣＡＮバス
１４  心臓ＥＣＧトリガーユニット
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図８】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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