(57)【要約】線量変調方法において、関連する撮像対象の透過型断層撮像データが、前記関連する撮像対象のまわりを回る放射線源（１４）を使って収集される。断層撮像の間、放射線の推定される減衰が、回転する放射線源のこれからくる位置または角度ビン（７２１、８２）について、放射線源の以前に収集された位置または角度ビン（７０１、８４、９０）において決定された減衰に基づいて決定される。前記これからくる位置または角度ビンにおいて断層撮像データを収集するのに先立ち、放射線源によって生成される放射線のレベルが、推定された放射線の減衰に基づいて調整される。
2007532221.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
X線源が対象のまわりを回転し、対象は撮像スキャンの間、前記回転するX線源に対して軸方向に動かされるCT撮像の方法であって：
対象のまわりのX線源の角位置と対象に沿った軸方向位置との両方に基づいてX線源によって生成される放射線のレベルを変調することを特徴とする方法。
【請求項２】
前記放射線のレベルが、同じ撮像スキャンの以前の回転において測定された放射線減衰に基づいて変調される、
ことをさらに特徴とする、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記放射線のレベルが、Nを整数として、N回（180°）前に測定された放射線減衰に基づいて変調される、
ことを特徴とする、請求項２記載の方法。
【請求項４】
請求項１に基づく方法を実行するようプログラムされたプロセッサを含むことを特徴とする、CTスキャナ。
【請求項５】
CT撮像における線量変調の方法であって：
関連する撮像対象の透過型断層撮像データを、前記関連する撮像対象のまわりを回る放射線源を使って収集し、
断層撮像の間、回転する放射線源のこれからくる位置または角度ビンについて、推定される放射線の減衰を、放射線源の以前の位置または角度ビンにおいて測定された減衰に基づいて決定し、
前記これからくる位置または角度ビンにおいて断層撮像データを収集するのに先立ち、放射線源によって生成される放射線のレベルを、推定された放射線の減衰に基づいて調整する、
ことを含むことを特徴とする方法。
【請求項６】
前記推定される放射線の減衰を決定することが：
放射線源が前記これからくる位置または角度ビンから半回転のほぼ整数倍離れているような以前に収集された位置または角度ビンについて測定された減衰に基づいて、減衰を推定することを含むことを特徴とする、請求項５記載の線量変調方法。
【請求項７】
前記断層撮像データを収集することが：
前記関連する撮像対象および放射線源を、放射線源の回転面に概して垂直な長手方向に相対的に動かし、それにより放射線源が前記関連する撮像対象に対して概して螺旋状の軌跡をたどるようにすることを含むことを特徴とする、請求項６記載の線量変調方法。
【請求項８】
放射線源がX線管であり、前記放射線のレベルを調整することが：
X線管のX線電流を調整する、
ことを含むことを特徴とする、請求項６記載の線量変調方法。
【請求項９】
前記X線電流を調整することが：
ある最小電流値とある最大電流値によって定義される範囲に調整を限定する、
ことを含むことを特徴とする、請求項８記載の線量変調方法。
【請求項１０】
前記X線電流を調整することが：
推定された放射線の減衰の平方根に比例してX線電流を調整する、
ことを含むことを特徴とする、請求項８記載の線量変調方法。
【請求項１１】
前記X線電流を調整することが：
推定された放射線の減衰をある選択された冪乗にしたものに比例してX線電流を調整する、
ことを含むことを特徴とする、請求項８記載の線量変調方法。
【請求項１２】
前記選択された冪が0.1から0.5までの間であることを特徴とする、請求項１１記載の線量変調方法。
【請求項１３】
請求項１１記載の線量変調方法であって、さらに：
放射線源の初期回転についてあらかじめ選択された放射線レベルを使って前記撮像対象の透過型断層撮像データを収集し、
前記初期回転において収集された透過型断層撮像データに基づいて、X線電流と前記推定された放射線の減衰を前記選択された冪乗したものとの間の比例定数を推定する、
ことを含んでおり、
前記初期回転のあとは、これからくる各位置または角度ビンについて、X線電流の調整が、前記比例定数と前記推定された放射線の減衰を前記選択された冪乗したものとを乗算することによって実行されることを特徴とする方法。
【請求項１４】
請求項５記載の線量変調方法であって、
前記推定される放射線の減衰を決定することが：（ｉ）前記これからくる位置または角度ビンに先立つ拡大された範囲の位置にわたっての平均減衰に基づいてベースライン放射線減衰を推定し、（ｉｉ）前記これからくる位置から半回転ほど離れたところに配置された、放射線源の以前に収集された位置または角度ビンに基づいて、アキシャル放射線減衰を推定することを含み、
前記放射線源によって生成される放射線のレベルを調整することが、（ｉ）前記これからくる位置または角度ビンの前記推定されたベースライン減衰と前記初期回転の平均減衰との比に基づいてベースライン電流成分を決定し、（ｉｉ）前記これからくる位置または角度ビンの推定されるアキシャル減衰と現在の回転の最大または平均減衰との比に基づいてアキシャル電流成分を決定し、（ｉｉｉ）前記ベースラインX線電流成分およびアキシャルX線電流成分を組み合わせることによって全X線電流を決定することを含む、
ことを特徴とする方法。
【請求項１５】
請求項１４記載の線量変調方法であって、前記断層撮像データを収集することが：
ヘリカル断層撮像データを収集する、
ことを含むことを特徴とする方法。
【請求項１６】
請求項５記載の線量変調方法であって、ベースライン変調減衰を推定することが：
放射線源の一回転の整数倍にわたって広がる透過型断層撮像データの平均減衰に基づいてベースライン変調減衰を推定する、
ことを含むことを特徴とする方法。
【請求項１７】
請求項５記載の線量変調方法を実行することを特徴とする、線量変調プロセッサ。
【請求項１８】
関連する撮像対象の透過型断層撮像データを収集するための、前記関連する撮影対象のまわりを回る放射線源を含む断層撮影スキャナと、
推定される放射線の減衰を、回転する放射線源のこれからくる位置または角度ビンについて、放射線源の以前の位置または角度ビンにおいて測定された減衰に基づいて決定する手段と、
推定された放射線減衰に基づいて放射線源によって生成される放射線のレベルを調整する手段、
とを有することを特徴とする、線量変調された断層撮影装置。
【請求項１９】
請求項１８記載の線量変調された断層撮影装置であって、前記推定される放射線の減衰を決定する手段が：
放射線源の以前の回転にわたって収集された断層撮像データについて特徴的な放射線減衰を決定する手段を含んでいることを特徴とする装置。
【請求項２０】
請求項１８記載の線量変調された断層撮影装置であって、前記放射線源がX線管を含んでおり、前記放射線のレベルを調整する手段が前記X線管のX線電流を前記推定された放射線の減衰をある選択された冪乗したものに比例して調整することを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
以下は断層撮影スキャン技術に関する。コンピュータ断層撮像に格別の用途を見出すもので、特にその関連で記載されるが、断層撮影放射線療法などを含む透過型の放射線ベースの断層撮影スキャン一般にも用途を見出すものである。
【背景技術】
【０００２】
透過型の放射線ベースの断層撮像では、撮像対象に与えられる放射線量に関心が向けられる。医療撮像においては、政府の規制機関は典型的には許容放射線被曝量に上限を課す。空港での検査やその他の非医療用途については、放射線被曝量を制限することで、カメラフィルム、消費者電子製品などといった放射線に敏感な品目への損害を軽減できる。
【０００３】
放射線被曝を制限する一つの方法は、患者を通る経路長に基づいて、適用される放射線強度を低下させるよう、放射線源（たとえば、典型的なコンピュータ断層撮像スキャナにおけるX線管）の出力を変調することである。いくつかの線量変調方式では、ある角位置でのX線減衰を一回転における最大X線減衰と比較して、この角位置での変調されたX線管電流を得る。これらの線量変調技法は、ヘリカルスキャンの一回の回転における減衰比に基づいており、アキシャルな（２Ｄの）電流変調を達成するのみであり、３次元画像を生成する通常のヘリカルスキャンには好適でない。これらの既存の線量変調技法は、較正アキシャル・スライスに垂直な方向の撮像対象の密度の違い、たとえば人間の撮像対象における頭、首、胸、腹といった領域間の違いは考慮しない。
【０００４】
いくつかの撮像手続きは、放射線源が撮像対象のまわりを回転しない一つまたは複数の平面予備スキャン（planar  scout  scan）を用いる。平面予備スキャンは、その後の３次元断層撮像の際の線量変調を較正するために好適な３次元の密度情報を与えはしない。人間の撮像対象については、平面予備スキャンを人体の密度モデルと組み合わせて使って、撮像される特定の被写体の３次元的な密度特性を推定できる。しかし、体の形、体重、身長などにおける変動のためにかなりの誤差が生じうる。特に、傾斜角スキャンとともに用いられるときには、推定される平均減衰の誤差が線量変調に使えないほど大きいこともある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明は、前述の限界などを克服する改良された装置および方法を考える。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
ある側面によれば、線量変調方法が提供される。関連する撮像対象の透過型断層撮像データが、前記関連する撮像対象のまわりを回転する放射線源を使って収集される。断層撮像の間、放射線の推定される減衰が、回転する放射線源のこれからくる位置または角度ビンについて、放射線源の以前に収集された位置または角度ビンにおいて決定された減衰に基づいて決定される。前記これからくる位置または角度ビンで断層撮像データを収集するのに先立ち、放射線源によって生成される放射線のレベルが、推定された放射線減衰に基づいて調整される。
【０００７】
別の側面によれば、線量変調される断層撮影装置が開示される。断層撮影スキャナは、関連する撮像対象の透過型断層撮像データを収集する。断層撮影スキャナは前記関連する撮影対象のまわりを回る放射線源を含んでいる。放射線の推定される減衰を、回転する放射線源のこれからくる位置または角度ビンについて、放射線源の以前に測定された位置または角度ビンにおける減衰に基づいて決定する手段が提供される。推定された放射線減衰に基づいて放射線源によって生成される放射線のレベルを調整する手段が提供される。
【発明の効果】
【０００８】
本発明の一つの効果は、患者の線量を減らすことにある。
【０００９】
本発明のもう一つの効果は、画質を動的に最適化することにある。
【００１０】
もう一つの効果は、３次元の線量変調を較正する際の予備スキャンをなくすことにある。
【００１１】
もう一つの効果は、傾斜角スキャンに対応することにある。
【００１２】
もう一つの効果は、現在撮像されている対象に固有の線量変調にある。
【００１３】
さらにもう一つの効果は、アキシャル方向およびｚ方向の両方における撮像対象の変動を精密に取り入れることにある。
【００１４】
数多くの追加的な効果および恩恵は、好ましい実施形態の以下の詳細な記述を読めば当業者には明らかとなるであろう。
【００１５】
本発明は、さまざまなコンポーネントおよびコンポーネントの構成の形を、そしてさまざまなプロセス動作およびプロセス動作の構成の形をとることができる。図面は好ましい実施形態を例解する目的のためだけであって、本発明を限定するものと解釈するべきではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
図１を参照すると、断層撮影スキャナ１０、撮像領域１２に配置されている撮像対象（図示せず）の透過型断層撮像を実行する。スキャナ１０は、回転ガントリー１６内に配置された、X線管のような放射線源１４を含んでいる。ガントリー１６が静止フレーム１８に対して回転するにつれ、放射線源１４は撮像領域１２内に配置された撮像対象のまわりを回転する。透過型断層撮像データは、撮像領域１２で放射線源１４とは反対側に配置されている検出器領域２０において放射線を検出することによって収集される。好ましい実施形態では、放射線は放射線源１４から撮像領域１２の反対側の回転ガントリー１６上に配置されている放射線検出器によって検出される。他の実施形態では、静止フレーム１８上に円環状検出器アレイが配置され、所与の測定の間には、該円環状検出器アレイの、放射線源１４から撮像領域１２の反対側に配置されている部分が、透過型断層撮像データを収集するために使われる。
【００１７】
撮像対象は、被験体もしくは患者台またはその他の支持体に載せて撮像領域１２内に移動される。アキシャル撮像の場合、患者台２４は断層撮像データの収集の間、静止したままである。好ましくは、複数の放射線検出器の列が、軸すなわちｚ方向に離間して検出器領域２０内に配置され、それにより、放射線源１４の回転ごとに複数の離間したアキシャル・スライスが収集されるマルチスライス撮像が可能となる。ヘリカル撮像の場合、患者台は、断層撮像データの収集の間、放射線源１４の回転面に実質垂直な方向に直線的に移動し、放射線源１４は撮像対象に対して螺旋状（ヘリカル）の軌跡をたどる。そのようなヘリカル撮像は、患者台の移動方向を回転面に垂直にしてもできるし、あるいは傾斜ヘリカル撮像においては、患者台の移動方向と放射線源１４の回転面との間の選択された相対的な傾きをもってなされることもできる。典型的には、マルチスライスまたはヘリカル撮像のためには、放射線源１４はくさび形、円錐形またはその他の発散もしくは拡散する放射線ビームを生成し、これが検出器領域２０に配置された放射線検出器の２次元アレイによって測定される。
【００１８】
上述したコンピュータ断層撮影スキャナ１０は例解のための例である。ここに開示される線量変調のための方法および装置は、実質いかなる種類の透過型断層撮像技法に関しても容易に適用される。さらに、ここに開示される線量変調のための方法および装置はまた、処置放射線源が治療の間患者のまわりを回転する透過放射線療法技術における線量変調または線量制御のために適応可能である。
【００１９】
引き続き図１を参照すると、断層撮像データは、放射線源１４が撮像領域１２のまわりを回転する間に収集される。断層撮影データは断層撮像データメモリ３０に保存される。いくつかの実施形態では、透過型断層撮像データは、次式によって与えられる検出器信号値Diとして記録される。
【００２０】
Di＝−N・log2(k・P検出器)                              (1)
ここで、P検出器は検出器素子における放射線強度に対応し、Nおよびkはデータ収集のシステム定数である。X線透過は検出器信号Diおよび放射線源１４によって生成される入力放射線強度（ここではP線源と表す）の両方に依存する。sigで表す断層撮影信号はこうして次式のように好適に定義される。
【００２１】
sig＝−N・log2(k・P検出器)＋N・log2(k・P線源)
この値が撮像データメモリ３０に保存される。撮像データは再構成プロセッサ３２によって、たとえばフィルタ補正逆投影の再構成アルゴリズムを使って好適に再構成され、生成された再構成画像が再構成画像メモリ３４に保存される。再構成画像はユーザーインターフェース３６のモニタ３８上に表示され、電子的または磁気的に保存され、構内ネットワークもしくはインターネットを通じて伝送され、収集後の画像処理にかけられ、あるいはその他の利用がされる。いくつかの実施形態では、ユーザーインターフェース３６は、ユーザーが断層撮影コントローラ４０と通信してコンピュータ断層撮影スキャナ１０の動作を制御できるようになっている。他の実施形態では、画像を表示し、スキャナ１０を制御するために異なるユーザーインターフェースが使用される。
【００２２】
断層撮影コントローラ４０は、線量変調プロセッサ４２を含んでいる。この線量変調プロセッサ４２は、断層撮像の間に放射線源１４によって生成される放射線強度を制御するために放射線源電源４４と通信する。例示した実施形態では、放射線源１４はX線管であり、電源４４はX線管電源であり、線量変調プロセッサ４２はX線管１４によって生成されるX線強度を変調するために、X線管のフィラメントまたは陰極電流を制御する。考えられている他の実施形態では、線量変調は、ウェーネルト電極（Wehnelt  cylinder）上の電気的バイアスを変調することによって放射線ビームを断続させることなどによって生成される。
【００２３】
線量変調は一般に、低い放射線減衰を示す領域で断層撮像データを収集するときには放射線源１４によって生成される放射線強度を低下させる。線量変調は一般に、高い放射線減衰を示す領域で断層撮像データを収集するときには放射線源１４によって生成される放射線強度を上昇させる。より特定的には、線量は対象のまわりのX線管の角位置に従って調整される。線量変調は、撮像対象の放射線被曝を減らす、放射線検出器における適切な信号レベルを維持して画質を最適化するといった効果がある。
【００２４】
線量変調プロセッサ４２は、放射線源１４によって生成される放射線のレベルを、以前に収集された透過型断層撮像データの放射線減衰に基づいて調整する。このようにして、線量はX線源の角位置だけでなく、長手方向すなわちｚ位置によっても変えられる。この目的のため、減衰プロセッサ５０は放射線源１４が撮像対象のまわりを回るうちでの収集された位置についての測定された減衰を、収集された透過型断層撮像データに基づいて決定する。一般に、減衰は線源１４における放射線入力強度を検出器領域２０で測定される透過強度で割ったものとして定義される。検出器領域２０における強度は、吸収、散乱または撮像領域１２を通っての放射線通過の間に起こるその他の放射線損失機構により、放射線源１４における強度に対して減衰している。再び式（２）を見ると、両辺を放射線源の回転（N）あたりの測定数で割って、数学的な恒等式log(x/y)＝log(x)−log(y)を使うと、次式が得られる。
【００２５】
【数１】
2007532221.tif 000003
ここで、Aiはiで指定される位置での測定された減衰、または集合的にiで指定される放射線源１４のいくつかの位置の角度的に連続したビンにおける減衰の処理された結果である。放射線源１４の各収集された位置についての減衰値は撮像スキャンが進行するにつれ、減衰データメモリ５２に保存されていく。
【００２６】
式（４）は、減衰Aiを、断層撮像データメモリ３０に保存されている例としての測定された透過型断層撮影信号sigと関係づける。他の断層撮影スキャナでは、測定された透過型断層撮像データは、式（２）で表される以外の形式で保存されうる。当業者は、他の形式で保存された測定された透過型断層撮像データから減衰Aiを決定するための、式（４）に対応する表現を容易に導くことができる。
【００２７】
X線管の電流応答は通例遅く、よって、管電流を変調するために使われる減衰Aiは、集合的にiで指定される放射線源のいくつかの位置の角度的に連続的なビンにおける減衰の処理された結果でありうる。さらに、検出器領域２０に配置された２次元の多列検出器を照射する円錐ビームまたはその他の放射線ビームの場合、減衰Aiは好ましくは、スキャン方向のほうの先端近くの検出器列から最大減衰またはその他の統計的特徴の減衰値として計算される。他の実施形態では、減衰Aiは、放射線源１４がiで指定される位置にあるときに、２次元検出器アレイの検出器素子にわたってとられた、減衰をならしたのちの最大値として計算される。管電流を計算するために使われる減衰を決定する際、そのようなならすなどすることは、さらに任意的に、検出器アレイの最も減衰の大きな領域付近の検出器素子を強調するよう重みをかけられる。
【００２８】
線量変調は次のように進む。透過型断層撮像データが収集される放射線源１４のこれからくる各位置について、該これからくる位置において遭遇する放射線減衰の推定がなされる。この推定は、減衰データメモリ５２に保存されている、放射線源１４の以前に測定された位置の減衰値に基づいてなされる。
【００２９】
図２を参照すると、放射線減衰を推定する一つの好適な手法が記述されている。図２は、関心のある領域１２のまわりの放射線源１４の一回転の軌跡６０を描いている。関心のある領域１２の中心は十字６２によって示されている。図示した軌跡６０において、放射線源１４は矢印６４で示される方向に動く。透過型断層撮像データは、軌跡６０に沿って放射線源１４の選択された位置において収集される。図２では、透過型断層撮像データがすでに収集されている位置は黒丸７０で示している。透過型断層撮像データがまだ収集されていない位置は白丸７２で示している。
【００３０】
図２では例示の目的で、一回転あたり５０ほどの位置が示されているが、断層撮像スキャナは典型的には、放射線源の一回転あたり放射線源の何百または何千の角位置において断層撮像データを収集することは理解されるものとする。たとえば、ここで図３および図５に示したスキャンは一回転あたり1160の角位置での断層撮像データ収集を用いた。これは、典型的な毎分120回転のガントリー回転速度については、0.43ミリ秒ごとに一回の収集位置に対応する。しかし、X線管の電流応答はずっと低速なので、変調された管電流計算はより低レートである。
【００３１】
したがって、いくつかの実施形態では、線量変調のための位置７０、７２は収集位置よりも低い角解像度を有する。たとえば、位置７０、７２は、それぞれが複数の断層撮影データ収集位置を含む角度ビンを表しうる。推定される減衰およびX線電流は各角度ビンについて決定され、そのビン内のすべての収集位置に用いられる。いくつかの実施形態では、それぞれ３°にわたる広がりの角度ビンが使われるが、各角度ビンの角度広がりは一般にデータ処理速度、X線管の応答、ガントリー回転速度およびその他の要因に基づいて選択される。これからくるビンについての減衰は、以前に収集されたビン、たとえば前記これからくるビンより半回転前に位置するビンの中での収集位置のうちの一つまたは複数について測定された減衰値に基づいて推定される。あるいはまた、一回転前の同じビンからの減衰を使うこともできる。その推定された減衰について変調されたX線管電流が計算され、これからくるビンの中に含まれるすべての測定位置について使われる。推定される減衰は、たとえば、ビン内での中央の収集位置の減衰であってもよいし、あるいは以前に測定されたビン内に含まれるあらゆる収集位置にわたって平均された平均、最大もしくはその他の統計的特徴の減衰であってもよい。放射線源の位置７０、７２は、断層撮影データ収集位置を指すか、あるいはビンによる線量変調手法においては、それぞれが共通の線量変調レベルをもつ複数の断層撮影データ収集位置を含む角度的に連続したビンを指すかのいずれかである。
【００３２】
解説の目的のため、放射線源１４の一つの位置または角度ビン７２1が図２で同定されている。位置またはビン７２1は、透過型断層撮像データの収集はこれからである。これからくる位置７２1におけるデータ収集のための放射線の減衰は、この手法では、該これからくる位置またはビン７２1から約半回転離れた位置の以前に収集された位置またはビンから得られた放射線の減衰に基づいて好適に推定される。この以前に収集された位置またはビンは、図２では７０1として同定されている。この以前に収集された位置７０1はこれからくる位置７２1から約180°離れているため、位置７０1についての透過経路の動径方向は、位置７２1についての透過経路とほぼ平行である。ヘリカル・コンピュータ断層撮影の場合、位置７０1、７２1の放射線経路は螺旋のピッチの約半分だけずれている。螺旋ピッチが小さいかほどほどの場合には、以前に収集された180°反対の位置またはビン７０1での減衰は、一般に、これからくる位置またはビン７２1で断層撮像データを収集するときに遭遇するであろう減衰の良好な推定を提供する。
【００３３】
位置７２1における線量変調を実行するためには、位置７２1での推定される減衰Aiが、減衰データメモリ５２から再現される、以前に収集された位置７０1における減衰として推定される。この推定された減衰Aiは、これからくる位置７２1で透過型断層撮像データを収集する際に使うための放射線源１４からの放射線出力の適切なレベルを決定するために使われる。一般に、減衰Aiが大きいほど、放射線源１４からの放射線出力のレベルを高くすることが求められる。放射線源がX線管である実施形態では、放射線出力は、X線管電流を変調することによって好適に制御される。X線管電流はここではiで指定される位置または角度ビンについて、すなわち図示した例におけるこれからくる位置７２1についてIiと表される。ある手法では、X線電流は、推定された減衰Aiを選択された冪乗因子α乗したものに基づいて調整される。
【００３４】
Ii∝（Ai）α                                        (5)
いくつかの実施形態では、α＝0.5の値が使われ、その場合は次の平方根の関係に対応する。
【００３５】
Ii∝√Ai                                            (6)
このαの値は、いくつかのX線断層撮影システムにおいて２次元のアキシャル線量変調について好適であることが見出されており（たとえば、Gies  et  al.,  Med.  Phys.  26(11),  pp.  2235-47  (1999)参照）、最適化された電流変調を提供する。しかし、多くの場合、X線管のパワーおよび管電流の応答が電流変調の振幅を制限し、より大きなαはサポートできない。より一般には、冪因子αは、スキャナ・システムおよび用途に依存するが、約0.1から約0.5の間であるべきである。
【００３６】
X線管電流を決定するための一つの手法では、スキャンの最初の回転の選択された画像ノイズレベルすなわち画質に対応する単位電流I単位が計算される。初期回転の間に、X線管電流は、満足のいく画質を保証するためにスキャン手順によって決定されるか臨床医によって選択される公称値I公称で一定に保たれる。放射線源のこの最初の回転について平均の減衰のα乗は｜Aα｜で表される。ここで、｜・｜は、初期回転にわたって計算された平均またはその他の統計的特徴の減衰を表す。最初の回転における最大の減衰のα乗はmax｛Aα｝初期で示される。初期回転についての最適化された平均X線管電流｜I｜初期は次式で与えられる。
【００３７】
【数２】
2007532221.tif 000004
電流の比例定数I単位は次いで次のように決定される。
【００３８】
【数３】
2007532221.tif 000005
決定された単位電流I単位を使うと、比例式（５）は等式に書き直すことができる。
【００３９】
Ii＝I単位・（Ai）α                                  (9)
ここで、Aiはiで指定される位置または角度ビンについての推定される減衰である。任意的に、X線管電流についてのクランプ値または制限値も定義される。たとえば、最大電流I上は
I上＝min｛1.3・I公称,  500mA｝                          (10)
によって与えられることができ、最小電流I下は
I下＝min｛0.3・I公称,  50mA｝                          (11)
によって与えられることができる。
【００４０】
式（５）〜（１１）はX線管電流の変調を通じて実行される線量変調に好適である。好ましくは、X線管電流の変化は、フィラメントの熱慣性、発生機（generator）のRC時定数などに対応するため、管が問題の位置に到達するよりやや早めになされる。フィラメント温度の変化はフィラメント電流の変化に対して瞬間的ではなく、フィラメントの温度を上げたり下げたりするには短い時間期間が必要とされる。厳密なタイミングはX線管および発生機の特性ならびに回転速度によって決まる。別の実施形態では、線量変調のためのほかの機構が使用されうる。たとえば、シャッターを振動させて、ある時間の部分の間、放射線ビームを遮断することができる。この場合、断続されるビームのデューティーサイクルが有効または平均放射線源パワーP線源を決める。この場合、有効または平均放射線源パワーP線源と減衰Aiとの間の所望の対応を与えるために、好適な関係がデューティーサイクルと減衰Aiとの間に決定されうる。
【００４１】
図３を参照すると、全身ヘリカル断層撮影スキャンについての結果が図示されている。図３の上のＡのグラフは、テーブル２４の位置に対してプロットされた、式（２）で与えられる断層撮影信号sigをプロットしている。テーブル位置はｚ方向の直線上の座標に対応する。sigデータは式（４）を通じて減衰データに容易に変換される。sigプロットは一般に周期的で、隣り合う各一対のピークの間の距離は放射線源１４の半回転に対応する。この周期性は、人体の密度が放射線源１４の角位置の関数として変化することからくる結果である。sigプロットはさらに、ｚ方向での人体の密度の変動に起因する、ｚ方向に沿った低周波数変動を示している。これに関し、「頭＋腕」「首＋腕」「肩」「胸」「腹」を含む体の諸領域にsigプロット上でラベルを入れてある。特に、首領域は他の領域に比べて、低めの平均sig（および対応して低めの平均放射線減衰）を有することが見られる。sigデータの（そしてそれに対応して減衰の）半回転の周期性は、ｚ方向の密度の概して低周波の変動と合わさって、これからくる位置または角度ビンについての減衰を、約180°離れた位置またはビンで以前に収集された断層撮像データから決定される減衰に基づいて推定することを正当化する。
【００４２】
図３の下のＢのグラフは、全身ヘリカル断層撮影スキャンについて、テーブル位置に対して線量変調されたX線管電流をプロットしている。線量変調は、式（４）および（７）〜（１１）の線形法を使って実行された。ここで、I公称は240ミリアンペア、α＝0.2と選択された。線量変調は、それぞれが放射線源の３°角の回転にわたって広がる位置ビンを使って実行された。初期領域７６において、放射線源の初期較正回転が実行され、その間、X線管電流はI公称＝240ミリアンペアで一定に維持された。残りは、較正された値に基づいて線量変調されており、sigプロットの高周波（すなわち半回転の周期性）と低周波成分両方に密に追随しているのが見て取れる。
【００４３】
図１の参照に戻り、さらに図４を参照すると、ヘリカル断層撮像において、テーブル２４は放射線源１４の回転と同時に動いて螺旋の軌跡８０を生じる。図４では、軌跡８０に沿った矢印は、放射線源１４が動く方向を示している。螺旋の軌跡８０は螺旋ピッチを有し、図４ではPと示されている。ピッチPは、放射線源１４の一回転の間にテーブル２４が動く距離ほどの長さを有する。（傾斜ガントリー・ヘリカル断層撮像については、有効ピッチは、放射線源の回転面とテーブル移動方向との間の相対的な傾斜によってわずかに影響されうる。）
図４では、収集されようとしている、これからくる放射線源位置または角度ビン８２が、白丸で示されている。該これからくる位置またはビン８２から半回転離れて位置する、以前に収集された位置またはビン８４は黒丸で示されている。放射線源１４の180°半回転だけ角度的に離れていることに加えて、位置またはビン８２と８４はピッチPの半分の距離だけｚ方向に沿って離れている。ただし、ｚ方向に沿った撮像対象密度の変調が典型的には低周波であるため、ピッチに起因してｚ方向にわずかに離れていることは、典型的には減衰のわずかな変化に対応する。よって、位置またはビン８４で収集された断層撮像データから決定される減衰が、これからくる位置またはビン８２における断層撮像データを収集するときに遭遇すると期待される減衰の好適な推定となるのである。（図４に示される螺旋軌跡８０は図式的なものであって、ピッチPおよびｚ方向に沿った位置またはビン８２と８４の離間を含む諸特徴を図解するために、ｚ方向に引き延ばされていることは理解されるものとする。典型的には、螺旋ピッチPは数センチメートル以下の長さをもち、一方、放射線源１４と検出器領域２０との間の広がりは通例差し渡し100センチメートルより大きい。）
【実施例】
【００４４】
図４の参照を続け、これからくる放射線源位置または角度ビン８２における放射線の推定される減衰を決定するための別の手法について述べる。この手法では、変調されたX線管電流Iiはベースライン寄与およびアキシャル寄与を含む。ベースライン寄与は、測定の拡大された角度範囲にわたって遭遇される平均またはその他の統計的特徴のベースライン減衰から決定される。たとえば、図４において、ベースライン管電流は、これからくる位置またはビン８２での断層撮影データ収集に先立って収集された、放射線源１４のまる一回転９０（図４で太線で示す）にわたって平均された減衰から決定される。一回転９０にわたって平均されたこの減衰は、撮像領域１２の円柱形の部分９２から撮像データを収集するときに遭遇する平均減衰にほぼ対応する。いくつかの実施形態では、ベースライン管電流寄与Ii,ベースラインは次式のように計算される。
【００４５】
【数４】
2007532221.tif 000006
ここで、｜（Ai）α｜は、減衰をα乗したものを回転９０にわたって平均したもの、｜I初期｜は式（７）で与えられるもの、｜（Ai）α｜初期は減衰をα乗したものを最初の一回転にわたって平均したものである。
【００４６】
いくつかの実施形態において、変調された管電流へのアキシャル寄与（ここではIi,アキシャルで表す）は、これからくる位置またはビン８２から半回転離れた以前の位置またはビン８４において以前に収集された断層撮像データから決定される推定される減衰Aiから計算される。たとえば、アキシャル寄与Ii,アキシャルはいくつかの実施形態では次式により好適に与えられる。
【００４７】
【数５】
2007532221.tif 000007
全X線管電流Iiは、式（１２）と式（１３）の和として計算される。任意的に、全電流Iiは、それぞれ式（１０）および式（１１）で与えられるI上およびI下のような好適な限界値によって制限またはクランプされる。式（１２）および式（１３）の線量変調法では、ベースライン寄与Ii,ベースラインは、ｚ軸に沿っての撮像対象密度の漸進的な変化に対応する、典型的には低周波減衰成分を追跡する。一方、アキシャル寄与はIi,アキシャルは、放射線源１４の回転によって導入される半回転の周期性に起因するより高い周波数の減衰成分を追跡する。
【００４８】
図５のＡおよびＢを参照すると、Ａに示されている、式（７）〜（９）の方法を使った線量変調が、Ｂに示されている、式（１２）および（１３）の方法を使った線量変調と比較されている。これらのプロットは、腹部に始まって頭部で終わる人体のヘリカルスキャンについて、線量変調されたX線管電流をテーブル位置に対して示している。いずれのスキャンでも、最初の較正回転についての公称電流I公称は300ミリアンペアであった。式（７）〜式（９）の線形線量変調（上のグラフ）ならびに式（１２）および式（１３）のベースライン‐アキシャル線量変調はいずれもα＝0.2を用いた。２つの線量変調プロットの比較は、両方法が実質的に似たような線量変調結果をもたらすことを示している。
【００４９】
本発明について、好ましい実施形態を参照して述べてきた。明らかに、以上の詳細な記述を読み、理解すれば他の者にも修正および変更が思いつくであろう。本発明は、付属の請求項およびその等価物の範囲内にはいるかぎり、そのようなあらゆる修正および変更を含むものと解釈されることが意図されている。
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】線量変調を用いる断層撮像システムを示している。
【図２】これからくる放射線源位置または角度ビンについて推定される放射線源推定値の決定を図式的に示す図である。
【図３】Ａは、頭部で始まり腹部で終わる全身スキャンのための、X線管電流を変調するために使われる断層撮影信号をテーブル位置に対してプロットした図である。Ｂは頭部で始まり腹部で終わる全身スキャンのための、線量変調されたX線管電流をテーブル位置に対してプロットした図である。
【図４】ヘリカル放射線源の軌跡を図式的に示しており、これからくる放射線源位置または角度ビンにおける推定される放射線減衰を決定するのに使うのに好適な２か所の放射線源が同定されている図である。
【図５】Ａは、線形線量変調法について、腹部で始まり頭部で終わる全身スキャンの間の線量変調されたX線管電流をテーブル位置に対してプロットした図である。Ｂは、ベースライン軸線量変調法について、腹部で始まり頭部で終わる全身スキャンの間の線量変調されたX線管電流をテーブル位置に対してプロットした図である。
【符号の説明】
【００５１】
３０  断層撮像データメモリ
３２  再構成プロセッサ
３４  画像メモリ
４０  断層撮影制御
４２  線量変調プロセッサ
４４  X線管電源
５０  減衰プロセッサ
５２  減衰データメモリ
【図１】
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【図２】
2007532221.tif 000009
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
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