(57)【要約】  本発明は、画像再構成中に画像解像度を判定するために、備えられたマーカーが再構成されるコンピュータ断層撮影方法を提供する。本発明は更に、患者をＸ線照射に曝すために患者を支持する患者台を有するコンピュータ断層撮影装置であって、画像再構成中に画像解像度を判定するための少なくとも１つのマーカーが患者台に配置されているコンピュータ断層撮影装置を提供する。
2008538293.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
画像再構成中に画像解像度を判定するために、備えられたマーカーが再構成される、コンピュータ断層撮影方法。
【請求項２】
マーカーは患者台に配置されている、請求項１に記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項３】
画像再構成法として反復的な方法が用いられる、請求項１又は２に記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項４】
画像再構成法として最尤法が用いられる、請求項３に記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項５】
マーカーによって判定された画像解像度は画像再構成法を終了させる働きをする、請求項１又は２に記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項６】
マーカーの画像解像度は、マーカーの再構成された測定データの周波数解析によって判定される、請求項１乃至５の何れかに記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項７】
患者をX線照射に曝すために患者を支持する患者台を有するコンピュータ断層撮影装置であって、画像再構成中に画像解像度を判定するための少なくとも１つのマーカーが患者台に配置されている、コンピュータ断層撮影装置。
【請求項８】
マーカーは少なくとも１つの球体から成ることを特徴とする請求項７に記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項９】
マーカーは少なくとも１つの円盤から成ることを特徴とする請求項７に記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１０】
マーカーは患者台内に取り付けられていることを特徴とする請求項７乃至９の何れかに記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１１】
マーカーはプレキシグラスを有していることを特徴とする請求項７乃至１０の何れかに記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１２】
マーカーはプラスチックを有していることを特徴とする請求項７乃至１１の何れかに記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１３】
少なくとも２つのマーカーが患者台に平行に向けられており、且つ少なくとも２つの他のマーカーが患者台と垂直に向けられていることを特徴とする請求項７乃至１２の何れかに記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項１４】
マーカーは1cmの直径と0.4mmの厚さとを有していることを特徴とする請求項７乃至１３の何れかに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】
本発明は、画像再構成中に画像解像度を判定するコンピュータ断層撮影方法、及び患者をX線照射に曝すために患者を支持する患者台を有するコンピュータ断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影法の分野では、検査対象の多数のデータレコードが作成され、画像再構成によるデータ処理の過程で、コンピュータ断層撮影装置の出力装置上の画像に変換される。画像の再構成のため、とりわけ、連続的な数学的近似ステップにて画像が生成される反復的な数学的手法が用いられる。反復的な画像再構成は、高度の演算能力を必要とする投影段階と逆投影段階とを代わる代わる有し、反復的画像再構成法は、特に検査対象に依存して、ゆっくりと収束する。十分な結果画像のために必要な数学的近似ステップ数は、典型的に３と１０との間である。反復的再構成法において幾つの数学的近似ステップが必要であるかを、所望の画像解像度を有する結果画像が得られる前に予測することは不可能である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
本発明は、再構成法の最中に画像解像度を低い複雑度で判定することが可能なコンピュータ断層撮影方法及び装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明に従って、上記課題は添付の請求項に記載された特徴によって達成される。
【０００５】
本発明は、画像再構成中に画像解像度を判定するために、備えられたマーカーが再構成されるコンピュータ断層撮影方法を提供する。本発明は更に、患者をＸ線照射に曝すために患者を支持する患者台を有するコンピュータ断層撮影装置であって、画像再構成中に画像解像度を判定するための少なくとも１つのマーカーが患者台に配置されている、コンピュータ断層撮影装置を提供する。本発明により、小さい計算複雑度で且つコンピュータ断層撮影記録中に、容易に判定可能なマーカーの画像解像度に基づいて検査対象の画像解像度を判定することが可能になる。
【０００６】
本発明の実施形態は従属請求項に記載されている。
【０００７】
マーカーは患者台に配置されていてもよい。このとき、マーカーは対象又は患者と同一の前進運動に従い、記録画像内に継続的に存在することになる。
【０００８】
一実施形態においては、画像再構成法として最尤法が用いられる。この画像再構成法は本発明と関連させて使用するのに有利であることが明らかになっている。
【０００９】
また、マーカーによって判定された画像解像度は画像再構成法を終了させる働きをしてもよい。ある一定の画像解像度が達成されるまでの間のみ、コンピュータ断層撮影記録を行いながら画像再構成が実行される。この画像解像度は、後のユーザによるコンピュータ断層画像の評価に十分なものである。通常、再構成のための計算時間が結果として短縮され得る。高くつく処理時間が短縮され、コンピュータ断層撮影装置の患者スループットが向上される。何故なら、迅速に結果が得られ、ユーザは短時間の後に、画像解像度を高めるために更なるＸ線撮影が必要か否かを判断でき、また、十分な画像解像度であるとき、長期にわたる患者画像の再構成を待つことなくコンピュータ断層撮影記録を終了することができるからである。
【００１０】
一実施形態においては、マーカーの画像解像度は、マーカーの再構成された測定データの周波数解析によって判定される。この目的のため、再構成ユニットに周波数分析器が備えられ、周波数分析器は、記録された画像データの周波数に基づいてマーカーの画像解像度を推定する。
【００１１】
また、マーカーは患者台内に取り付けられていてもよい。このとき、マーカーは恒久的に一体化され、患者台上で滑ったり失われたりすることがなくなる。
【００１２】
特定の一実施形態においては、マーカーはプレキシグラス（Plexiglas）を有している。プレキシグラスは、マーカーの形を成すことが容易な、普及し、高価でなく、且つ堅牢な材料である。プレキシグラスとマーカーの周囲との間には高いコントラストが好ましく存在する。
【００１３】
更なる一実施形態においては、マーカーはプラスチックを有している。プラスチックは、マーカーの形を成すことが容易な、普及し、高価でなく、且つ堅牢な材料である。プラスチックとマーカーの周囲との間には高いコントラストが好ましく存在する。
【００１４】
本発明に従った方法を実行するため、少なくとも２つのマーカーが患者台に平行に向けられ、且つ少なくとも２つの他のマーカーが患者台と垂直に向けられていてもよい。このとき、マーカー群は患者台上で互いに直角方向に配置されている。さらに、マーカーは1cmの直径と0.4mmの厚さとを有するときに有利であることが明らかになっている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明について、添付の図面に示された実施形態を参照しながら更に説明する。しかしながら、本発明はこれらの実施形態に限定されるものではない。
【００１６】
図１は、コンピュータ断層撮影装置の部分を概略的に示している。コンピュータ断層撮影装置はガントリー1を有し、ガントリー1は放射線源20及び検出器ユニット16を携えており、ｚ軸に平行な回転軸14の周りを回転可能である。この目的のため、ガントリー1はモータ2によって好ましくは一定であるが制御可能な角速度で駆動される。放射線源20は例えばＸ線管であり、ガントリー1に固定されている。この放射線源は、放射線源20によって生成された放射線から円錐状のビーム束4を形成するコリメータ構成3を備えている。ビーム束4は、通常は患者によって占有される患者台13を貫通する。ここで、患者台13は概略的に図示されている。ビーム束4は、患者台13を貫通後、ガントリー1に固定された２次元検出器ユニット16に突き当たる。ビーム束4の開口角β（開口角は、ｘｙ平面においてビーム束4のエッジにある放射線によって囲まれる角度である）は、測定値の収集中に検査対象（患者）が置かれなければならない患者台13の幅を定める。患者を載せた患者台13は、モータ5によって回転軸14すなわちz軸の方向に平行に移動可能である。
【００１７】
ビーム束4の開口角αは、回転軸14と放射線源20とによって定められる平面内においてビーム束4のエッジにある放射線により囲まれる角度である。開口角αは、回転軸14周りの一回転中に放射線に貫通される検査領域の区画を定める。
【００１８】
検出器ユニット16によって収集された測定値は再構成ユニット10に送られる。再構成ユニット10は測定値から、円錐ビーム4が及ぶ患者台13の部分の吸収分布を再構成し、それを例えばモニタ11に表示する。２つのモータ2及び5、再構成ユニット10、放射線源20と、検出器ユニット16から再構成ユニット10への測定値の転送とは、好適な制御ユニット7によって制御される。
【００１９】
モータ2及び5は、検査領域13の前進速度のガントリー1の角速度に対する比が一定比率になるように制御され、それにより、放射線源20と患者台13とは相対的に螺旋状の経路、すなわち検出器経路、いわゆる軌道、の上を移動する。ここでは、回転及び前進運動を行うのが、放射線源20及び検出器ユニット16から成る走査ユニットであるか、あるいは患者台13であるかは問題ではなく、相対運動のみが重要である。
【００２０】
ここで例として説明される、患者台13に対する放射線源20の螺旋状又は円状の経路を用いた記録にて、記録データが生成され、このデータがその後の再構成ユニット10での画像再構成法にて、患者画像を形成するように再構成される。
【００２１】
患者台13には、楕円又は円として概略的に図示された円盤状又は球状のマーカー15が設けられている。マーカー15は患者台13上に配置され、あるいは球状の場合には患者台13に挿入されていてもよく、患者台13の既定箇所に位置付けられている。少なくとも２つのマーカー15が患者台13の長手方向軸に並行に配置されており、また少なくとも２つの他のマーカー15が患者台13の長手方向軸に垂直に配置されている。こうして、対応する方向の画像解像度が検出される。好ましくは、マーカー15は約1cmの直径と約0.4mmの厚さとを有する。マーカー15間の距離は、例えば0.4mmである。図１では、それぞれの２つのマーカー15は患者台13の長手方向軸に平行、及び垂直に配置されている。その他のマーカーが用いられてもよく、好ましくは、それぞれの他の２つのマーカー15は互いから5cmの距離にある。マーカー15は、Ｘ線照射による検出に高度に適した材料から成る。具体的には、マーカー15がその周囲に対して高いコントラストを有することにより、Ｘ線像内で、マーカー15とその周囲との間のエッジ位置に明確に検出可能なエッジが形成される。例えば、マーカー15はＸ線照射にあまり透明でないプラスチックから成る。その場合、検出器ユニット16の方向から見たとき、マーカー15の背後では放射線は殆ど検出されないが、マーカー15の周囲の背後では検出器ユニット16によって多量のＸ線が検出される。この点において、図２ａ及び２ｂに関する記載が参照されるべきである。マーカー15はビーム束4に貫通され、検出器ユニット16によって患者の記録データとともに記録される。再構成ユニット10において、一方で患者の、他方でマーカー15の画像を得るために反復的再構成法が実行される。最終的に、達成されたマーカー15の画像解像度に基づいて、画像再構成法がいつ終了されるかに関して決定が為される。
【００２２】
反復的再構成法の一例は、例えば、R.Gordon等、「Algebraic  reconstruction  techniques  (ART)  for  three-dimensional  electron  microscopy  and  x-ray  photography」、J.Theor  Biol、1970年、第29巻、p.471-481に記載されている代数的再構成法（ＡＲＴ）である（この文献はここに取り込まれる）。また、ＳＡＲＴが、例えば、R.H.Andersen等、「Simultaneous  algebraic  reconstruction  techniques  (SART)」、Ultrasonic  Imaging、1994年、第6巻、p.81-94に記載されている（この文献はここに取り込まれる）。
【００２３】
ＡＲＴの基本概念は、連続的な目的関数の離散表記Iと、それからの投影データを計算することとに基づいている。離散表記Iは、コンピュータ断層撮影装置の計算された投影データと測定された投影データとの間に差異があるときに変化させられる。
【００２４】
個々のビュー（view）が放射線源20及び検出器ユニット16の螺旋経路に沿った所与の点から記録され、測定された投影データpが多数のX個のビューp1、…、pXから成るとする。
【００２５】
反復ステップk→k+1は次の２つの演算から成る。
１．  所与のビューn(k)に対して、投影データp’が推定画像Ikから計算され、測定データpn(k)と比較される（投影）。
【００２６】
【数１】
2008538293.tif 000003
ここで、Pn(k)はビューn(k)に対する投影演算子である。
２．  測定された投影と計算された投影との間に観測された差の関数として推定画像が更新され、これが新たな推定Ik+1をもたらす（逆投影）。
【００２７】
【数２】
2008538293.tif 000004
ここで、Bn(k)はビューn(k)に対する逆投影演算子である。
【００２８】
変数nは、様々なビューから投影データが計算される順序を表し、公式n:N→{1,…,X}として記述される。λは、最新の画像を得るために観測された差異のどの部分が逆投影されるかを制御する有意（significance）係数である。
【００２９】
ＡＲＴにおける反復ステップは、投影と逆投影とから成る１つの対によって構成されるので、代数的再構成法（ＡＲＴ）は相異なる投影を同時に用いるために変形される。これにより、ここで使用可能な同時代数的再構成法（ＳＡＲＴ）が導かれる。
【００３０】
ＳＡＲＴにおいては、公式k→k+Mとして記述される各反復ステップにて、M個の投影／逆投影が同時に計算される。
１．  全てのj∈[0,…,M-1]に対して、投影データp’jが推定画像Ikから計算され、測定データpn(k+j)と比較される（投影）。
【００３１】
【数３】
2008538293.tif 000005
ここで、以下とする。
【００３２】
【数４】
2008538293.tif 000006
２．  測定された投影と計算された投影との間に観測された差の関数として推定画像が計算され、これが新たな推定Ik+Mをもたらす（逆投影）。
【００３３】
【数５】
2008538293.tif 000007
ここで、逆投影ステップにおける係数1/Mは、検出器経路に沿って相異なる角度から記録された相異なるビューは対象13に関して同一の情報を有することが時々あるという事実に拠るものである。特に最尤法（maximum-likelihood  method）である他の反復的再構成法が行われることも可能である。
【００３４】
患者に関するデータとマーカー15に関するデータとが検出器ユニット16によって記録され、記載される手法で、再構成ユニット10にて更に処理される。マーカー15に関して、何度の反復ステップk後にマーカー15の再構成画像が好ましい画像解像度を有するかが再構成ユニット10にて判定される。再構成ステップkの回数は、通常、３から１０の範囲内である。各々の再構成ステップkには計算の高い複雑度が必要とされるので、少ない回数の再構成ステップkに特に関心がある。しかしながら、従来技術においては、再構成ステップkの適切な回数を判定する解法が存在せず、使用されるアルゴリズムが或る値に収束する速度は知ることができなかった。故に、各反復ステップk後に再構成にて達成される画像解像度が単純な手法で判定可能な、マーカー15の使用が為される。一例では、画像解像度はマーカー15の再構成画像の画像データについての周波数解析によって判定される。この目的のため、再構成ユニット10に周波数分析器が備えられ、この周波数分析器がマーカー15の画像解像度を記録画像データの周波数に基づいて推定する。所望の高さの画像解像度が達成されると、患者の画像を生成するためのコンピュータ断層撮影装置の再構成法が終了される。この場合、マーカー15の画像解像度と、患者台13上の患者の画像の画像解像度との双方の観点において、望ましい結果が達成される。そして、コンピュータ断層撮影装置の再構成法が終了され、それにより、マーカー15に基づいて患者画像の画像解像度を判定することなく、どの時点及び再構成ユニット10における何れの反復ステップk後に反復的再構成法が終了され得るかが確定される。
【００３５】
図２ａ及び２ｂは、例として、検出器ユニット16にて記録されたマーカー15の測定値の密度プロファイルを示しており、マーカー15によって均一な矩形波カーブ20がもたらされ、そのおかげでマーカー15をはっきりと見て取ることができる。目盛は数字の１まで振られており、Ｘ線照射の最大検出が１、Ｘ線照射の最小検出が０である。０では、検出器ユニット16の方向のＸ線照射がマーカー15によって遮られるのでＸ線照射は検出されない。この例では、故に、Ｘ線照射に対して非常に低い透明度を有するマーカー15が選択されており、マーカー15の領域とその周囲の領域との間のコントラストが大きく強められ、０の値と１の値との間のカーブの急変位置に容易に検出可能なエッジが形成されている。ここでは、５個のマーカー15の密度プロファイルが示されており、それに従って、数字（-2,-1,0,1,2）で表記された検出値の５つの極小部を伴っている。矩形波カーブ20に重ねられた曲線21aは、検出器ユニット16の検出値の矩形波カーブ20が再構成法に掛けられたものを表している。曲線21aの進路はカーブ20の進路と類似している。極小部及び極大部はおおよそ同一の位置にあるが、遙かに小さく弱められている。図２ａでは、これらは約0.3及び0.7の位置にある。曲線21aの再構成された極大値と極小値との間の差を、この差の所望値で割った値により定義される変調深さが、画像解像度の基準として用いられる。
【００３６】
マーカー15の画像を得るために再構成法が実行されると（曲線21a、21bによって示される）、検出値の極大値と極小値とを区別することが難しくなること、及び画像解像度が乏しくなることが見て取れる。図２ｂでは、曲線21bの極小部は約0.4の位置にあり、極大部は約0.6の位置にある。このマーカー15の再構成画像においては、画像解像度が図２ａと比較して低減されている。曲線21a、21bに基づき、マーカー15の画像解像度はこれらの曲線の進路に基づいて再構成ユニット10で判定可能である。例えば、図２ａの場合、画像解像度は所与の回数の反復再構成ステップ後に十分になり得るが、図２ｂでは、画像解像度は十分でなく、再構成画像の所望の画像解像度を得るために少なくとも１回の更なる反復再構成ステップが実行される。この更なる反復再構成ステップによって、より高い画像解像度がもたらされるが、その画像解像度は、画像解像度がこの更なる反復再構成ステップ後に十分となるかどうかを確定するために測定及び推定される。十分とならない場合、少なくとも１回の更なる反復再構成ステップが計算される。所望の画像解像度が達成され、且つ曲線21a、21bの極大値と極小値との間の所与の閾値が上回られると、マーカー15及び対象若しくは患者の画像の再構成が終了され、更なる反復再構成ステップは計算されない。
【００３７】
コンピュータ断層撮影装置の記録データにおけるマーカー15の記録データの位置は、常に知られているわけではなく、故に、再構成された記録データ内で探索される。マーカー15の再構成された記録データを表す曲線21a、21bを判定する１つの可能性は、マーカー15の再構成された記録データの曲線21a、21bに類似の曲線進路のパターンを作成すること、及びそのパターンを再構成された記録データ内で探索することである。再構成された記録データの様々な箇所を用いて段階的にパターン比較することにより、このパターンと再構成された記録データとの間の高い類似度を前提として、マーカー15の曲線21a、21bの位置が判定される。このパターンと再構成された記録データの曲線21a、21bとの間の類似性は、相互相関法によって判定可能である。曲線21a、21bがこのようにして発見されると、再構成画像の画像解像度は上述のようにして測定される。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】検査対象の画像を記録するための、適合されたマーカーを具備する患者台を有するコンピュータ断層撮影装置の部分を示す概略図である。
【図２ａ】矩形波カーブを有する測定値の密度プロファイルと、対応する再構成された、正弦波カーブを有する密度プロファイルとを例として示す図である。
【図２ｂ】より低い画像解像度を有する、図２ａに示されるような図である。
【図１】
2008538293.tif 000008
【図２ａ】
2008538293.tif 000009
【図２ｂ】
2008538293.tif 000010