(57)【要約】  第１セットのサイノグラムデータセットを取得するため、ファンビームまたはコーンビームのＣＴ装置でヘリカルスキャンを実行する。第２セットのサイノグラムデータセットを取得するため、被検体に造影剤を注入し同一のヘリカルスキャンを実行する。この２つのデータセットの対応する投影ビューを減算して、差分データセットから多数の様々な画像を再構成する。一つの画像はフィルター補正逆投影法を用いて生成される断層画像であり、もう一つの画像は同じビュー角度で取得される連続するサイノグラムデータセットの投影ビューを選択表示して生成されるトポグラフである。
2008505694.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）一組のビュー角で取得された被検体の一組の投影ビューからなる一のデータセットを取得するステップと、
ｂ）前記被検体の組織のＸ線減衰を変更するため該被検体に造影剤を注入するステップと、
ｃ）同じビュー角で取得された前記被検体の投影ビューからなる別の一のデータセットを取得するため、ステップａ）を繰り返すステップと、
ｄ）差分データセットを形成するため前記二つのデータセットの対応する投影ビューを減算するステップと、
ｅ）前記差分データセットから前記被検体の画像を再構成するステップと、
を含む、Ｘ線装置により被検体の画像を生成する方法。
【請求項２】
各々の投影ビューがＸ線ファンビームにより生成される１次元からなる一組の減衰値であり、前記再構成画像が２次元の断層画像である請求項１に記載の方法。
【請求項３】
各々の投影ビューがＸ線コーンビームにより生成される２次元からなる一組の減衰値であり、前記再構成画像が３次元の断層画像である請求項１に記載の方法。
【請求項４】
ステップａ）が前記被検体の回りにＸ線源を複数回回転して、前記Ｘ線源と前記被検体の間で相対軸運動をさせるステップを含み、
ステップｃ）で取得される前記投影ビューが前記一のデータセットの前記投影ビューにおけるものと同じビュー角および同じ相対軸位置での投影ビューである請求項１に記載の方法。
【請求項５】
ステップｅ）が
ｉ）前記差分データセットからほぼ同じビュー角（θ）および連続する相対軸位置において取得される投影ビューを選択することで、トポグラム面データセットを形成するステップと、
ｉｉ）該トポグラム面データセットの値をトポグラフ画像中の画素位置にマッピングするステップと、を含む請求項４に記載の方法。
【請求項６】
ステップｉ）が、さらに前記差分データセットから前記ビュー角のほぼ反対側（θ±１８０°）において取得される投影ビューを選択するステップを含む請求項５に記載の方法。
【請求項７】
ステップａ）が、ヘリカルスキャンを実行するため、前記Ｘ線源を前記被検体の回りに回転させるよう前記相対軸運動させるステップを含む請求項５に記載の方法。
【請求項８】
ステップａ）が、前記データセットの前記投影ビューが軸方向の個々のスライス位置におけるものとなるように、取得された投影ビューを補間するステップを含み、
ステップｃ）で取得される前記投影ビューが前記一のデータセットの前記投影ビューにおけるものと同じビュー角および軸方向の個々の同じスライス位置での投影ビューである請求項７に記載の方法。
【請求項９】
ａ）複数の連続するサイノグラムデータセットを取得するため被検体のヘリカルスキャンを実行するステップであり、各サイノグラムデータセットがこれに対応する複数のビュー角において取得される複数の投影ビューを記録するステップと、
ｂ）ほぼ同じビュー角（θ）において取得される投影ビューを連続するサイノグラムデータセットから選択することでトポグラフデータセットを形成するステップと、
ｃ）該トポグラフデータセットの値をトポグラフ画像中の画素位置にマッピングするステップと、
を含む、Ｘ線装置により被検体のトポグラフ画像を生成する方法。
【請求項１０】
ステップｂ）が、連続するサイノグラムデータセットから前記ビュー角のほぼ反対側（θ±１８０°）において取得される投影ビューを選択するステップを含む請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記ヘリカルスキャンがファンビームのＸ線源を用いて行われ、ステップｂ）がさらに、平行放射線の投影ビューを形成するよう前記ファンビーム投影ビューの分散放射線をリビニングするステップを含む請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記ヘリカルスキャンがコーンビームのＸ線源を用いて行われ、ステップｂ）がさらに、平行放射線の投影ビューを形成するよう前記コーンビーム投影ビューの分散放射線をリビニングするステップを含む請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】
ステップｃ）が、前記トポグラフデータセットからマッピングされた前記値に応じて、前記トポグラフ画像中のそれらに対応する画素の明るさを設定するステップを含む請求項９に記載の方法。
【請求項１４】
前記連続するサイノグラムデータセットが連続する軸位置において取得され、前記トポグラフ画像の一次元が軸方向の位置を示す請求項９に記載の方法。
【請求項１５】
前記各々のサイノグラムデータセットのデータが、ほぼ同じ軸位置で取得されたデータを示す請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記各々のサイノグラムデータセットの前記各投影ビューのデータはほぼ同じ軸位置で取得されるが、各投影ビューのデータの前記軸位置は異なる軸位置で取得される請求項１４に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の分野は血管造影に関し、詳細にはＸ線ＣＴ装置を使用して血管造影図を生成することにある。
【背景技術】
【０００２】
一般に医用の画像診断は、ＣＴ装置、超音波検査装置、ＭＲ装置のほか、放射断層撮影法（ＰＥＴ）やその他の技術によって行われている。かかる装置の特に望ましい用途の一つは患者の血管を画像化すること、即ち、血管イメージングすることである。血管イメージング法には、２次元（２Ｄ）技術の他、かかる画像診断装置から取得される２Ｄデータから３次元（３Ｄ）画像を再構成する技術も含んでいる。例えば、ＣＴによる医療診断において、コンピュータ断層写真を３Ｄに復元することは血管を視覚化するのに特に有用である。
【０００３】
既存のデジタルサブトラクション血管撮影法（ＤＳＡ）は、血管構造を医療診断するのに最も正確な技術であると考えられており、他の方法を比較する基準となっている。しかしながら、従来の血管造影法は侵襲的技術であり、動脈カテーテル法や造影剤を注入するのにはある程度のリスクがある。非侵襲的技術で脈管系を正確に診断することは、依然として重要な目標のままである。このため、複式超音波検査法が頸動脈中の血流を診断するのによく使用される。また、磁気共鳴血管造影法も脈管系の詳細な診断に使用される。しかし、これら技術には何れも限界があり、替わりの非侵襲的手段が研究され続けている。
【０００４】
スパイラルコンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、被検体をＣＴガントリにより進める間連続してデータを取得することができるＣＴの比較的新しい手段である。これは連続した多量のＸ線減衰データを取得し、このデータから、任意の厚さの連続または重複する複数のスライスを再構成することができる。スパイラルＣＴは大量のデータを数秒で取得することができる。スパイラルＣＴ血管造影法（ＣＴＡ）を用いると、造影剤の静脈注射後の時間間隔を適切に選択することで血管構造を選択的に視覚化することができる。これは血管腔、狭窄および病変の優れた画像を生成する。その後、取得されたデータは脈管構造の画像を得るため３Ｄ視覚化技術（例えば、体積レンダリング、最大値投影法（ＭＩＰ）およびＳＳＤ法（shaded surface display））を使用して表示できる。従来の血管造影法と違い、ＣＴＡは３次元であるため、検査人には、様々な視点から血管構造が見られるようにより多くの自由度が与えられる。
【０００５】
ＣＴＡはＤＳＡと比べると多くの欠点がある。まず第１に、動脈瘤クリップやコイルなどの金属物が視野内にあると、断層再構成処理により画像中に厄介な金属アーチファクト（障害陰影）が生じる。また、ＤＳＡ（１０２４×１０２４画素）はＣＴ装置（５１２×５１２画素）の４倍の解像度を有しているため、ＣＴＡを使用する場合にはごく小さな異常が見えなくなってしまう。
【特許文献１】米国特許第５，２７０，９２３号
【特許文献２】米国特許第５，２１６，６０１号
【発明の開示】
【０００６】
本発明は、金属アーチファクトにより不鮮明となることがなく、ＤＳＡ画像の解像度に劣ることのないＸ線ＣＴ装置を用いて血管造影図を作成する方法である。より詳細には、各々のスライスデータのサブセットが対応する複数のガントリ角度で取得される複数の投影を有する軸に沿って配列された複数のスライスを有するＣＴ装置を用いてデータセットを取得し；選択されたガントリ角度に対応する投影を各々のスライスデータサブセットから選択することにより選択されたガントリ角度におけるトポグラフ面データセットを形成し；対応する軸に沿った位置におけるこのトポグラフ面データセット中の選択された投影を表示することによって２Ｄトポグラフ画像を生成する。血管造影図は、造影剤注入前に一のデータセットを取得し、造影剤注入後に同様のデータセットを取得し、次に各々のデータセットに対応する投影を減算することで生成される。
【０００７】
本発明のもう一つの特徴は、金属アーチファクトを大幅に抑制したＣＴ画像を生成することにある。より詳細には、一連のガントリ角度および軸に沿って連続する位置で取得される一連の投影を有する第１のデータセットを造影剤の注入前に取得し；この第１のデータセットと同じ一連のガントリ角度および軸に沿って連続する位置で取得される一連の投影を有する第２のデータセットを造影剤の注入後に取得し；第１のデータセットの投影をこれに対応する第２のデータセットの投影から減算することによって差分データセットを生成し；この差分データセットから断層を描画するよう画像を再構成することによって断層画像を生成する。視野内の金属物体により引き起こされる信号は、断層画像再構成処理に影響が出る前に、取得されたこの二つのデータセットからの投影を減算することで抑制される。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００８】
図１および図２を参照して、「第三世代」ＣＴ走査装置を表すガントリ１２を備えるコンピュータ断層（ＣＴ）画像撮影装置１０を示す。ガントリ１２は、その対側に取り付けた検出器配列１８に向けＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有する。検出器配列１８は、被検体２２例えば医療患者を透過する複数の投射Ｘ線を同時に検出する複数の検出素子２０で構成される。検出器配列１８は単一スライス構成またはマルチスライス構成にすることができる。各々の検出素子２０は衝突するＸ線ビームの強度を示す電気信号を発生する。Ｘ線ビームが患者２２を透過すると、このビームは弱まる。Ｘ線投射データを取得するスキャンの間、ガントリ１２とそこに取り付けた構成部品は回転中心２４のｚ軸を中心に回転する。
【０００９】
ガントリ１２の回転とＸ線源１４の操作はＣＴ装置１０の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力とタイミング信号を送るＸ線制御器２８、ならびにガントリ１２の回転速度と位置を制御するガントリモーター制御器３０を備えている。制御機構２６のデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、検出素子２０からアナログデータをサンプリングし、その後の処理のためこのデータをデジタル信号に変換する。画像再構成器３４はサンプリングされデジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受信し、高速で画像を再構成する。この再構成画像はコンピュータ３６に入力として送られ、コンピュータ３６はこの画像を大容量記録装置３８に記録する。
【００１０】
また、コンピュータ３６はキーボードを備えたコンソール４０を介してオペレータからコマンドとスキャンパラメータを受信する。オペレータは、対応するＣＲＴ表示装置４２によってコンピュータから送られる再構成画像やその他のデータを見ることができる。オペレータが入力したコマンドやパラメータは、コンピュータ３６により使用され、制御信号や情報をＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８およびガントリモーター制御器３０に与える。また、コンピュータ３６は、ガントリ１２内での患者２２の位置を決めるモーター台４６を制御する台モーター制御器４４を操作する。特に、台４６はガントリ開口４８を通って患者２２の位置を移動させる。
【００１１】
図３は放射源−検出器アセンブリ２１０を示しており、これは図２に概略的に示した放射源−検出器アセンブリ１１０の具体的な実施例である。アセンブリ２１０は所謂第三世代のファンビームＣＴ装置の具体例を示している。アセンブリ２１０において、ガントリアセンブリ２１２は図１のガントリ１１２に相当する。Ｘ線源２１４は検出器配列２１８へ向けＸ線のファンビーム２１６を発生し、この検出器配列２１８はガントリアセンブリ２１２に取り付けられている。検出器配列２１８は、放射源２１４により放射されるＸ線を検出する個々の検出素子２２０からなる。被検体２２２、台２４６、および被検体開口２４８は、図２で説明した被検体１１２、台１４６および開口１４８に対応する。作動中、アセンブリ２１２は被検体２２２中を通りＸＹ面に垂直なＺ軸の回りを回転する。これによって放射源２１４を円軌道に沿って被検体２２２の回り全体に移動できる。また、放射源２１４に対応して取り付けられている検出器配列２１８も被検体２２２の回りを移動するため、検出器配列２１８は放射源２１４と向き合った状態のまま維持される。
【００１２】
被検体２２２の回りをガントリアセンブリ２１２が回転することで、ビュー角θの範囲で検出素子２２０により取得されるＸ線データが得られる。典型的な検出器配列２１８は数百個の検出素子２２０、例えば８８８個の素子２２０から構成されている。この検出器配列２１８は、例えばＸ線源２１４から０．９４９メートル（ｍ）隔ててガントリ２１２に配置される。放射源２１４の円軌道は、例えば０．５４１ｍの半径を有する。これら特定のパラメータ値は本発明において限定的なものではなく、周知のＣＴ装置設計の原理に応じて変更できる。
【００１３】
ガントリ２１２の１周分のガントリ回転は、例えば９８４のビュー角を有する。これによって、放射源２１４は異なる９８４の方向θから連続して被検体２２２を放射するように配置され、検出器配列２１８は各々のビュー角θでのＸ線データを生成して、このＸ線データから９８４個の投影ビューに対応する投影データが取得される。
【００１４】
図４は所謂第四世代ファンビームＣＴ装置の放射源−検出器アセンブリ３１０を示している。放射源２１４と同様であり放射源１１４もその一例であるＸ線源３１４は、検出器配列３１８方向へ向けたＸ線のファンビーム３１６を生成する。この検出器配列３１８は被検体３２２の内部構造情報を示すＸ線減衰データを生成する検出素子３２０からなる。この図４の第四世代のケースは、検出器配列３１８がｚ軸の周囲全体に広がっており回転しない点で第三世代のケースと異なっている。Ｘ線源３１４は依然としてｚ軸の回りを回転し、被検体３２２の回りの円軌道を移動する。検出器配列３１８は軸方向に（Ｚ軸方向に）移動して特定の軸スライスに対応するＸ線データを生成するようにしても良い。あるいはまた、検出器配列３１８を軸方向にも回転方向にも固定し、台３４６の軸方向の移動によって被検体３２２の位置を調整するようにしても良い。
【００１５】
ファンビームの場合では、データ収集サイクルをアキシャルスキャンと呼ぶことがある。アキシャルスキャンの投影データは全てが同じ軸位置ｚ０で取得された一組の投影ビューからなる。図５に示したように、各投影ビューは特定のビュー角θで取得され、各検出器の減衰測定は検出器配列の位置Ｒで行われる。図６に示したように、アキシャルスキャンからのデータは「サイノグラム」と呼ばれる２次元配列で記録できる。サイノグラムの一方の次元はファンビームの角度位置、即ち、ビュー角θに対応する。もう一方の次元は検出器配列の検出素子（Ｒ）の位置に対応する。ファンビームＣＴ装置の検出器配列（図３の検出器配列２１８または図４の検出器配列３１８）は、通常、単列の検出素子からなる。従って、サイノグラムの各列は別個のビュー角θおよび単一の軸位置ｚ０に対応する。
【００１６】
アキシャルスキャンから取得されるサイノグラムは、位置ｚ０での被検体の投影ビューを収集したものである。ここで「投影ビュー」との用語は、特定のビュー角θに対応し、かつ単一の軸位置ｚ０で画像化した被検体を表す投影データの当該列を意味する。既知の断層画像再構成手段はその主な入力としてかかる投影ビュー（θで離散化されるが、同じ軸位置ｚ０でのデータ値からなる）の全てを利用する。この投影ビューはこの断層撮影技術により処理され、ｚ０の位置にあるスライスで被検体の内部構造を描画するスライス画像を再構成する。
【００１７】
図５はＸ線源の特定のビュー角θ０と特定の投影データの列Ｒを設定することとの対応関係を示している。上記の通りファンビームの場合、検出器配列からの検出データは、ビュー角θ０における投影ビューに対応する投影データの一列に直接変換できる。この対応関係は、検出器配列が検出素子に衝突するＸ線の強度（Ｉ）を表す唯一列の検出データを生成するためである。これらの強度値（Ｉ）は軸位置ｚ０における被検体の減衰情報を示している。
【００１８】
図６は特定のビュー角θ０の投影データが、サイノグラムの対応する列中にどのように記録されるかを示している。よって、このサイノグラムの各列は同じ軸位置ｚ０における相異なるビュー角θの減衰情報（Ｉ）を示す投影ビューを構成する。被検体の回り全ての個々のビュー角θの投影ビューでサイノグラムがいっぱいにされると、相応のＣＴ断層画像再構成アルゴリズムが起動され、被検体の断面画像が再構成される。
【００１９】
３次元表示するための断層画像データは、連続する軸位置でのいくつかのスライス画像（いわゆる「重ね合わせ２Ｄスライス(stacked 2-D slices)」または「重ね合わせスライス画像(stacked slice images)」）の画像データからなる。これら複数のスライス画像を取得する一つの方法は、例えばファンビームＣＴ画像装置（図３の装置または図４の装置など）を使用してスライスごとの対応するサイノグラムデータセットを取得することである。なお、この好ましい方法として、いわゆるヘリカルスキャンを使用することができる。
【００２０】
ヘリカルスキャンでは、データ収集サイクルの間中一つのｚ軸地点にガントリの軸位置を固定しなければならないといった要件が軸走査装置に課されない。その替わり、ガントリ全体（放射源および検出器配列）を、このガントリの回転中に患者に対して軸方向に（ｚ方向に）動かす。これによって、ただ一回のスキャン操作（即ち、ガントリの連続回転）で検査対象の器官全体または構造全体をカバーできる。従って、取得される投影ビューは、ｚ軸に沿った個々のスライス位置での複数のサイノグラムデータセットを構成するように処理される。かかる処理は、引用することで本明細書に援用される１９９３年１２月１４日に発行の米国特許第５，２７０，９２３号、発明の名称「画像構成のため部分補間スキャンを使用したヘリカルスキャンのコンピュータ断層画像再構成方法」に開示した方法など当該分野で周知のものである。
【００２１】
図７は、ヘリカルファンビームスキャンに替わる望ましい代替案として、ヘリカルコーンビームスキャンと称する放射源−検出器アセンブリ７１０を示す。アセンブリ７１０の主な特徴は、それぞれ図２および図３のアセンブリ２１０および３１０の構成要素と同様である。ガントリ７１２は撮像Ｘ線ビーム７１６を発生するＸ線源７１４を支えている。しかし、前述のファンビーム２１６および３１６とは異なり、ビーム７１６は、ビームが放射源７１４から放射されるように、通常、直交する２方向に広がる（又は「扇形に広がる」）所謂コーンビームである。
【００２２】
図７のアセンブリ７１０は図２の第三世代の軸アセンブリ２１０に対応し、ガントリ７１２が回転する際、放射源７１４および検出器配列７１８の双方がそれぞれの円軌道に沿って被検体７２２の回りを移動する。ただ検出器配列７１８は検出器配列２１８と違い、いわゆる複数列検出器、即ち数列の検出素子７２０からなる２次元検出器である。検出器配列７１８の各列は、ガントリの回転に対応して周囲に広がり、一続きの列はガントリが回転するｚ軸に対して軸方向に広がっている。そのため検出器配列７１８は、相補的な２方向へのコーンビーム７１６の広がりに対応する２次元検出領域を有する。ヘリカル／コーンビームＣＴ走査装置は３Ｄ画像を取得することに関してファンビームより優れた利点を有する。検出器配列７１８などの複数列検出器は、それぞれのガントリ回転中に何倍ものＸ線データを収集できる。
【００２３】
ファンビームヘリカルスキャンとコーンビームヘリカルスキャンの何れにおいても、Ｘ線源は、
θ（０）＝ωｔ
Ｚ（０）＝（ｐΔｄ／２π）ωｔ
により定まるヘリカル軌道に沿って進む。ここで、微少の検出器間隔Δｄとして、θ（０）はビュー角、Ｚ（０）は放射源の軸方向の位置、ωはガントリの回転率、ｐ（「ピッチ」を表す）はガントリ１回転毎の軸方向の移動量である。ヘリカルスキャン中のＸ線源のヘリカル軌道を図８に示す。
【００２４】
本発明の一つの特徴は、高解像度のデジタル減算血管造影図を再構成するため、ヘリカルスキャン中に生成されるサイノグラムデータセットを使用する新規な方法である。この概念は、図３または図４の第三世代ファンビーム装置または第四世代ファンビーム装置のいずれかを用いてヘリカルスキャン中に生成されるサイノグラムデータと共にまず初めに説明する。
【００２５】
特に図９および図１０を参照すると、ファンビームヘリカルスキャンが実行されると、Ｘ線源は点４００で示した開始位置（Ｚ＝０およびθ＝０）から出発して、被検体に対してヘリカル軌道に沿って進む。このヘリカル軌道に沿った多数の地点で投影ビューが上述のように連続するビュー角（θ＝０から３６０°）で取得され、これら投影ビューは４０２に示したサイノグラムに記録される。放射源がヘリカルスキャン中に被検体の回りをｎ回回転する場合、ｎ個のサイノグラムデータセット（Ｓ）が取得され記録される。各サイノグラムデータセットＳは同じビュー角（θ＝０°から３６０°）セットから得られる投影ビューを有する。例えば、点４０４に示した最初のガントリ回転中にビュー角θ０で取得される投影ビューは、矢印４０６で示した視点から被検体を「見る」ものである。その後に続くガントリ回転の間中、図９の点線４０８との接合点で示したように、同じビュー角θ０での投影ビューが取得される。これら投影ビューは、図１０の点線４１０で示したように、各々のサイノグラムデータセットＳ１からＳｎと同じ行に記録される。θ０におけるこれら投影ビュー間の差異は、これらを取得する際のＸ線源のｚ軸位置である。このことは次のように表すことができる。
ＺＮ＝Ｚ１＋ｐΔｄＮ        （１）
ここでＺ１は最初の投影ビューの位置、ｐはヘリカルスキャンのピッチ、Δｄは検出器間隔、ＺＮはＮ番目のガントリ回転中に同じ投影をするｚ軸位置である。
【００２６】
特に図１０および図１１を参照すると、トポグラフ画像４１２は４１４に示したトポグラフ面データセットＴθをまず初めに形成して生成される。このことは、サイノグラムデータセットＳ１からＳｎの各々から同じ投影角θで取得された投影ビューを選択することで行われる。上述した例では、θ０のビュー角が選択され、トポグラフはこの角度から被検体を見たものとなる。例えば、サイノグラムデータセットＳ２からのθ０投影ビューを点線４１６に示す。
【００２７】
その後トポグラフ画像４１２は、トポグラフデータセットＴθの各投影ビュー個々の減衰量を特定の画素位置にマッピングすることで生成される。各々の減衰量はＮとＲの座標を有し、これらはトポグラフ４１２の軸ｚと軸ｄのそれぞれに沿った位置に変換される。このｚ軸の位置は上記の式（１）により決定され、軸ｄの位置は検出器配列（例えばΔｄ）およびガントリの配置によって通常の方法で決定される。この減衰量はトポグラフ４１２中のこれに対応する画素の強度を調整する。軸ｄはｚ軸と垂直なｘ、ｙ平面中にあり、選択されたビュー角度θ０に垂直である。
【００２８】
トポグラフ画像４１２を表示すると、選択されたビュー角θ０から見た被検体の２Ｄ投影画像が現れる。ビュー角θ０は、ｘｚ平面もしくはｙｚ平面、又はそれらの間の様々な角度のトポグラフ画像４１２を生成するよう選択することができる。トポグラフ画像４１２は、取得された同じデータセットを用いて多数の様々なビュー角θで再構成することができ、被検体を回転するようにこれらを連続表示することもできる。
【００２９】
上述の実施形態では、単一のスパイラルデータ取得方式を示している。この方式は、各々のビューを取得する間、単一列の検出素子が単一のｚ軸位置でデータを取得するファンビーム装置に該当する。当然のことであるが、コーンビーム装置を利用する場合には、各々のビューを取得するのに２Ｄ検出器配列７１８の複数列に対応した複数のｚ軸位置でデータを取得することとなる。そのため、複数の交互配置されたスパイラルパターンのデータが取得され、対応する複数セットのサイノグラムに記録される。従って図１０に示した単一セットのサイノグラム４０２の替わりに、かかる複数セットのサイノグラムがコーンビームヘリカルスキャンする間に取得される。しかし、各々のデータセットの対応するデータ点のｚ軸位置は検出素子の列と列の間のｚ軸間隔によって異なっている。別の言い方をすれば、検出素子の各列によって生成されるサイノグラムのセット毎に、式（１）の開始位置Ｚ１が異なっている。トポグラフ面データセットＴθは、選択された投影角θで取得される投影ビューを各々のサイノグラムデータセットから選択することで形成されるが、トポグラフ画像４１２中の画素位置に各減衰値をマッピングするのに使われる式（１）の開始位置Ｚ１は、その測定を行うのがどの検出器かによって決まる。
【００３０】
上述の実施形態では、選択されたビュー角θ０において記録されたビューのみがトポグラフ画像４１２を生成するのに使われている。しかしながら、ガントリの反対側（即ち、θ０＋１８０°）で取得されるビューも使用することで、ｚ軸方向におけるトポグラフ４１２の解像度を２倍にすることができる。即ち、ビュー角θ０＋１８０°において取得される減衰データは、被検体の反対側からのものであるが、同じビュー角θ０において被検体を見たものであり、ビュー角θ０において取得される減衰データと交互配置されるｚ軸位置において被検体を見たものである。しかし、この減衰データは非平行放射線のファンビームによって取得されたものであるため、平行放射線を形成するには生の「分散放射線」投影データをリビン処理する必要がある。かかるリビニングステップは、例えば、引用することで本明細書に援用される１９９３年６月１日発行の米国特許第５，２１６，６０１号、発明の名称「リビニングを用いたファンビームヘリカルスキャンの方法」に記載されている。
【００３１】
上述の実施形態においてサイノグラム配列４０２に記録された取得ビューはトポグラフ画像４１２を再構成するのに使われる。市販のＣＴ装置では、特定のｚ軸スライス位置における完全なサイノグラムを形成するため、まず初めにこれらサイノグラムのデータが処理される。これは上記引用の米国特許第５，２７０，９２３号に記載されている補間法であり、それにより、特定のｚ軸のスライス位置における一組のサイノグラムデータセットが生成される。これらスライスのサイノグラムデータセットはトポグラフ面データセット４１４を形成するため、上述したのと同じ方法で使用できる。しかし、式（１）は減衰値をトポグラフ画像４１２の画像位置にマッピングするのには使用されない。その替わりに、トポグラフ面データセット４１４の列中の全ての減衰値をそのスライス位置に対応するｚ軸位置にマッピングする。この場合、トポグラフ４１２の解像度はサイノグラムデータセットのｚ軸スライス間隔によって決まる。
【００３２】
本発明の別の特徴は、取得したサイノグラムデータセットから、視野内の金属物体により引き起こされるアーチファクトをほぼ抑制した画像を再構成することにある。このことは、上述したように、まず一組のサイノグラムデータセットを取得し、次に造影剤を静脈注射した後に、ほぼ同一の一組のサイノグラムデータセットを取得することで成される。アーチファクトの抑制は、取得した最初の一組のサイノグラムデータセットの投影ビューをそれに対応するもう一組のサイノグラムデータセットの投影ビューから減算し、一組の差分サイノグラムデータセットを生成することによって成される。その後、これらの差分サイノグラムデータセットは上述のようにトポグラフ画像４１２を生成するのに用いられる。
【００３３】
差分サイノグラムデータセットを使用して断層画像として再構成される画像において、画像アーチファクトがほぼ抑制できるということは本発明における発見でもある。それぞれ第１と第２の一組のサイノグラムデータセットから断層画像を再構成し、次にその結果得られた二つの画像をＣＴ血管造影法（ＣＴＡ）で成されるように減算するのではなく、本発明では、画像を再構成するより前に、これらに対応する取得された投影ビューを減算する。適切に機能させるためにここでの重要な要件は、二組のサイノグラムデータセットのこれらに対応する投影ビューがほぼ同じ投影角度（θ）およびｚ軸位置において取得されたものであることである。このことを達成するには、二つのヘリカルスキャンの開始位置（θ、ｚ）をほぼ同一とすると共に、このヘリカルスキャン軌道をほぼ同一とすべきである。
【００３４】
特に図１２を参照して、本発明の好ましい実施形態を実施するために図１または図２のＣＴ画像装置においてプログラム化された処置を示す。第１のステップは第１の一組のサイノグラムデータセット５１０を上述の第１のヘリカルスキャン５１２を実行することによって取得するステップである。これらのサイノグラムデータセットの数および大きさは、ＣＴ装置におけるスキャン中のガントリの回転数、ヘリカルスキャンのピッチ、一列中の検出素子の数および検出素子の列数などの因子によって決まる。
【００３５】
次に、処理ブロック５１４に示したように、患者に適切な造影剤を注射する。この造影剤が視野内に流れ込み検査組織のＸ線減衰特性を変化させる間の僅かな時間の後、第２の一組のサイノグラムデータセット５１８を生成するため、処理ブロック５１６に示したように第２のヘリカルスキャンが実行される。上述したように、これら二つのヘリカルスキャンは、二つのデータセット５１０および５１８中のこれらに対応する投影ビューが同じ投影角度θおよびｚ軸位置で取得されるように、同一であり、かつ互いに幾何学的に位置合わせされていることが重要である。
【００３６】
処理ブロック５２０に示したように、次のステップはこの二組のサイノグラムデータセット５１０および５１８中の対応する投影ビューを減算するステップである。これは造影剤投入前後における被検体組織のＸ線減衰の違いを示す差分サイノグラムデータセット５２２をもたらす。
【００３７】
この差分サイノグラムデータセット５２２は様々な画像を生成するように様々な異なる方法で処理することができる。判定ブロック５２４に示したように、トポグラフ画像を生成できる場合には、オペレータは処理ブロック５２６においてトポグラフのビュー角度を選択するように促される。また替わりに、複数のビュー角を選択したり、あるいはビュー角の範囲を選択するようにしても良い。その後、この又はこれらトポグラフ画像は、処理ブロック５２８に示したようにこの選択されたビュー角（または各ビュー角）における投影ビューを差分サイノグラムデータセット５２２から選択することで上述のように生成される。このトポグラフ画像は、選択した角度または各角度からみたレントゲン写真の如き被検体の投影をオペレータが見ることができるように表示することができる。これらトポグラフ画像は後で見るために記録することもできる。
【００３８】
判定ブロック５３０に示したように、断層画像を生成することができる場合には、処理ブロック５３１に示したように差分サイノグラムデータセットを補間して、ｚ軸に沿った特定のスライス間隔における個々のスライスサイノグラムデータセットを生成する。これは上述したように、ヘリカルスキャンにより取得されるデータをｚ軸に沿って連続するスライス位置におけるサイノグラムに変換するための当該技術分野において周知の処理である。次に、処理ブロック５３２に示したように、各々のスライスサイノグラムデータセットを用いて既存の断層画像の再構成が実行される。好ましい実施形態では、既知のフィルター補正逆投影法が用いられる。処理ブロック５３４に示したように、再構成スライス画像を別々に表示しても良いが、２Ｄスライス画像を結合して３次元画像を生成するのが好ましい。この３Ｄ画像はそれを投影することで表示面上にあらゆる角度から表示でき、あるいはこの３Ｄ画像をあらゆる位置および角度でスライスした画像を表示できる。
【００３９】
本発明は多数の有用な手段を医師に提供するものである。これはただ一回の検査でその高精細度の被検体の解剖学的画像で知られた２Ｄまたは３Ｄのコンピュータ断層画像を生成するものである。しかも現在標準のＤＳＡ画像の解像度より優れた高解像度の２Ｄトポグラフ画像生成することができる。また、差分サイノグラムデータセットを骨組織や金属アーチファクトのない３Ｄ断層画像に再構成することや、あらゆる面で見られるように処理することもできる。さらに本発明における造影剤の静脈注射では、ＤＳＡで必要とされるカテーテルをじかに動脈に挿入する必要がなく、よって、医療的な付帯リスクやカテーテルの挿入処理に必要な適格な医療スタッフにかかる高コストを伴うことがない。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】本発明に用いるＸ線ＣＴ装置の絵図である。
【図２】図１のＣＴ装置のブロック図である。
【図３】図１のＣＴ装置に使用される第三世代ガントリアセンブリの斜視図である。
【図４】図１のＣＴ装置に使用される第四世代ガントリアセンブリの斜視図である。
【図５】図３または図４のガントリアセンブリにより取得されるファンビーム投影ビューの概略図である。
【図６】図１のＣＴ装置により取得される投影ビューを記録して形成されるサイノグラムデータセットの概略図である。
【図７】コーンビームＸ線源と２次元検出器配列により実行されるヘリカルスキャンを絵表示したものである。
【図８】ヘリカル軌道を絵表示したものである。
【図９】本発明の一実施形態にかかるトポグラフ面データセットを形成するため選択される投影ビューを示すヘリカル軌道の略図である。
【図１０】図９のヘリカルスキャン中に取得されるトポグラフ用に選択される投影ビューを示すサイノグラムデータセットの略図である。
【図１１】トポグラフ面データセットとそれにより得られる再構成トポグラフ画像を絵表示したものである。
【図１２】本発明を実施するのに好ましい方法を示すフローチャートである。
【符号の説明】
【００４１】
１０    コンピュータ断層（ＣＴ）画像撮影装置（ＣＴ装置）
１２、１１２、２１２、７１２    ガントリ（ガントリアセンブリ）
１４、２１４、３１４、７１４    Ｘ線源
１６、７１６    Ｘ線ビーム
１８、２１８、３１８、７１８    検出器配列
２０、２２０、３２０、７２０    検出素子
２２、２２２、３２２、７２２    被検体
２４    回転中心
２８    Ｘ線制御器
３０    ガントリモーター制御器
３２    データ収集システム（ＤＡＳ）
３４    画像再構成器
３６    コンピュータ
３８    大容量記録装置
４０    コンソール
４２    ブラウン管表示装置
４４    台モーター制御器
４６、２４６、３４６、７４６    台
４８    ガントリ開口
２１０、３１０、７１０    （放射源−検出器）アセンブリ
２１６、３１６    ファンビーム
４００、４０４    点
４０２    サイノグラム
４０６    矢印
４０８、４１０、４１６    点線
４１２    トポグラフ画像
４１４    トポグラフ面データセット
５１０、５１８    サイノグラムデータセット
５１２    ヘリカルスキャン
５１４、５１６、５２０、５２６、５２８、５３１、５３２、５３４    処理ブロック
５２２    差分サイノグラムデータセット
５２４、５３０    判定ブロック
【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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【国際調査報告】
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