(57)【要約】【課題】放射線源を動作させる方法を提供する。【解決手段】検出器（１８）が実質的に均一な分布のノイズを受けるように放射線源（１４）及び検出器を動作させる。本発明の一面では、検出器が実質的に均一な分布のノイズを受けるように放射線源及び検出器を動作させるようにプログラミングされているコンピュータが提供される。本発明の別の一面では、放射線源と、検出器アレイと、該検出器アレイ及び放射線源に結合されたコンピュータとを含んでいるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムが提供される。コンピュータは、検出器が反転円錐型ジオメトリイのビームを受けるように放射線源を動作させるように構成されている。【選択図】　　　　図２
2004024872.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源及び検出器を含む走査型イメージング・システム（１０）の放射線源（１４）を動作させるコンピュータ（３６）であって、前記検出器が実質的に均一な分布のノイズを受けるように前記放射線源及び前記検出器を動作させるようにプログラミングされているコンピュータ（３６）。
【請求項２】
前記放射線源（１４）を動作させるために、前記コンピュータが更に、線状放射線源及び二次元放射線源のうちの少なくとも１つを動作させるように構成されている、請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【請求項３】
更に、反転円錐型ジオメトリイのビーム（１６）及び非反転円錐型ジオメトリイのビームのうちの少なくとも一方を前記検出器が受けるように前記放射線源（１４）を動作させるようにプログラミングされている請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【請求項４】
更に、撮影範囲（７０）内の複数の領域に送り出されるＸ線束がほぼ均一になるように前記放射線源（１４）と関心のある対象物（２２）との間に設置されたフィルタ（９０）を前記イメージング・システムが含んでいる場合に、前記イメージング・システム（１０）を動作させるようにプログラミングされている請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【請求項５】
更に、前記放射線源の縁部（９６）付近の放射線源電流が前記放射線源の中心部（９８）付近の放射線源電流よりも大きくなるように放射線源電流を変調するようにプログラミングされている請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【請求項６】
更に、前記放射線源（１４）から放出される電子ビームの滞留時間を変調して、撮影範囲の縁部（７２）付近のＸ線スポットにおける滞留時間が撮影範囲の中心部（７４）付近のＸ線スポットにおける滞留時間よりも長くなるようにプログラミングされている請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【請求項７】
更に、複数のＸ線スポットの相互間のサンプリング距離を修正して、前記放射線源の縁部（９６）付近のスポットが前記放射線源の中心部（９８）付近のスポットよりも一層密な間隔で配置されようにプログラミングされている請求項１記載のコンピュータ（３６）。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的に云えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング（画像生成）法に関するものであり、より具体的に云えばＣＴ放射線源を動作させる方法及び装置に関するものである。
【０００２】
【発明の背景】
通常「反転円錐」型ジオメトリイ（幾何学的配置）と称されているものに基づいたＣＴ走査法に最近多くの議論がなされている。反転円錐型ジオメトリイを用いる際、ほぼ全走査撮影範囲（ＦＯＶ）をカバーするために大きな二次元放射線源が使用されている。また、放射線フォトンを収集するために小さな検出器が使用されている。非点源型放射線源及び線状放射線源を使用することに関連して起こり得る問題はの一つは、検出器が受けるノイズの不均一性である。
【０００３】
【発明の概要】
本発明の一面では、放射線源を動作させる方法が提供される。本方法は、放射線源を準備する工程と、検出器を準備する工程と、検出器が実質的に均一な分布のノイズを受けるように放射線源及び検出器を動作させる工程とを含んでいる。
【０００４】
本発明の別の一面では、走査型イメージング・システム上に設置された放射線源を動作させるコンピュータが提供される。該イメージング・システムは放射線源及び検出器を含んでいる。本コンピュータは、検出器が実質的に均一な分布のノイズを受けるように放射線源及び検出器を動作させるようにプログラミングされている。
【０００５】
本発明の更に別の一面では、放射線源を動作させるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムが提供される。本ＣＴシステムは放射線源と、検出器アレイと、該検出器アレイ及び放射線源に結合されたコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、検出器が反転円錐型ジオメトリイのビームを受けるように放射線源を動作させるように構成されている。
【０００６】
【発明の詳しい説明】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムについての公知の幾つかの構成においては、放射線源が扇形ビームを投射し、このビームを一般に「イメージング平面」と呼ぶデカルト座標系のＸ−Ｙ平面内に存在するようにコリメートする。放射線ビームは撮影対象物、例えば患者を通過する。対象物によって減弱した後のビームは放射線検出器アレイに入射する。減弱した放射線ビームの強度は対象物による放射線ビームの減弱度に依存する。アレイの各々の検出器素子がその検出器位置におけるビーム減弱度の測定値である電気信号を別々に発生する。全ての検出器からの減弱度測定値は別々に収集されて透過度分布を生成する。
【０００７】
公知の第３世代のＣＴシステムでは、放射線源及び検出器アレイはイメージング平面内で撮影対象物の周りをガントリと共に回転させて、放射線ビームが対象物と交差する角度が絶えず変化するようにする。一ガントリ角度における検出器アレイからの一群の放射線減弱度測定値、すなわち、投影データは、「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれている。対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」すなわち一走査が、Ｘ線源及び検出器の一回転の間に異なるガントリ角度すなわちビュー角度（撮影角度）で得られた一組のビューで構成される。
【０００８】
アキシャル・スキャンでは、投影データは、対象物の二次元スライス（断層面）に対応する画像を構成するように処理される。一組の投影データから画像を再構成する一方法が、フィルタ補正逆投影法と呼ばれているものである。この方法は、スキャンからの源弱度測定値を「ＣＴナンバー」又は「ハウンスフィールド単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を使用して陰極線管表示装置の対応する画素の輝度を制御する。
【０００９】
全走査時間を短縮するために、「螺旋」走査が実行されることがある。「螺旋」走査を行うために、患者を移動させながら、所定数のスライスについてのデータが収集される。このようなシステムは、１つの扇形ビーム螺旋走査から単一のヘリックス（ｈｅｌｉｘ）　を生成する。扇形ビームによって写像されたヘリックスは投影データを生じさせ、この投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成し得る。
【００１０】
本書で単に「素子」又は「要素」、或いは「工程」という用語を使用するが、特に明記しない限り、これは単数（１つ）の素子又は要素、或いは工程を表すだけでなく複数の素子又は要素、或いは工程を表していることもあることを理解されたい。更に、本発明の「一実施形態」とは、その列挙した特徴を同様に含んでいる別の実施形態の存在を排除するものとして解釈されるべきではない。
【００１１】
また本書で用いる語句「画像を再構成する」は、画像を表すデータを生成するが、目に見える画像を生成しない本発明の実施形態を排除することを意図したものではない。多くの実施形態では、少なくとも１つの目に見える画像を生成する（又は、生成するように構成されている）。
【００１２】
図１はＣＴイメージング・システム１０の絵画的斜視図である。図２は、図１に示したシステム１０のブロック回路図である。代表的な実施形態では、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３世代」のＣＴイメージング・システムを表すガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は放射線源１４を備えており、放射線源１４はガントリ１２の反対側にある検出器アレイ１８へ向かってＸ線ビーム１６を投射する。一実施形態では、放射線源１４は二次元放射線源であり、これは放射線源１４上の複数の位置（これらは、「スポット」とも呼ばれている）から検出器１８へ向かって複数の円錐ビーム１６を投射して、反転円錐型ジオメトリイのビームを検出器１８が受けるようにする。
【００１３】
検出器アレイ１８は、患者２２のような対象物を通過した投射Ｘ線ビームを検知する複数の検出器素子２０を含む複数の検出器列（図示していない）によって形成されている。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強度、従って対象物又は患者２２を通過したビームの減弱度を表す電気信号を発生する。放射線投影データを収集するための走査中、ガントリ１２及びそれに装着された部品は回転中心２４の周りを回転する。図２は一列の検出器素子２０（すなわち、一検出器列）のみを示している。しかしながら、マルチスライス検出器アレイ１８は、検出器素子２０の複数の並列の検出器列を含んでいて、複数の準並列又は並列のスライスに対応する投影データを走査中に同時に収集することができる。
【００１４】
ガントリ１２の回転及び放射線源１４の動作はＣＴシステム１０の制御機構２６によって統制される。制御機構２６は、放射線源１４に電力及びタイミング信号を供給する放射線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。制御機構２６にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２も含まれており、該ＤＡＳ３２は、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、該データをその後の処理のためにディジタル信号へ変換する。画像再構成装置３４はＤＡＳ３２からサンプリングされディジタル化された放射線データを受け取って、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に入力として印加され、コンピュータ３６は該画像を大容量記憶装置３８に格納する。
【００１５】
コンピュータ３６はまた、キーボ−ドを備えたコンソール４０を介してオペレータから指令及び走査パラメータも受け取る。付設された陰極線管表示装置４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成された画像やその他のデータを観察することが可能になる。コンピュータ３６はオペレータから供給された指令及びパラメータを使用して、ＤＡＳ３２、放射線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０へ制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、ガントリ１２内に患者２２を位置決めするために電動テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御装置４４を動作させる。具体的に述べると、テーブル４６は患者２２の一部分をガントリ開口部４８内へ通すように移動させる。
【００１６】
一実施形態において、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスクやＣＤ−ＲＯＭのようなコンピュータ読出し可能な媒体５２から命令及び／又はデータを読み出すためのフレキシブル・ディスク・ドライブやＣＤ−ＲＯＭドライブのようなデバイス５０を含んでいる。別の実施形態では、コンピュータ３６はファームウエア（図示していない）に記憶されている命令を実行する。コンピュータ３６は本書で述べる機能を実行するようにプログラミングされており、従って、本書で用いる用語「コンピュータ」とは当該技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路だけでなく、広義にコンピュータ、プロセッサ、マイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、プログラミング可能な論理制御装置、特定用途向け集積回路、及びその他のプログラミング可能な回路を表す。
【００１７】
図３は、Ｚ方向に、すなわち、患者２２（図１に示す）の軸に沿って収集される不均一なＸ線サンプリング・パターンの断面図である。図３に示されているように、大きな二次元放射線源１４がほぼ全走査撮影範囲（ＦＯＶ）７０をカバーするために使用され、また放射線源１４よりも小さい検出器１８が放射線源１４から放出されたＸ線フォトンを収集するために使用される。例えば、両方のＦＯＶ縁部７２近くの位置はＦＯＶ中心部７４よりも少なくサンプリングされ、その結果として不均一なノイズ・パターンが生じる。
【００１８】
図４は、放射線源１４のような放射線源を動作させるための方法８０の流れ図である。方法８０は、反転円錐放射線源１４の様な放射線を準備する工程８２と、検出器１８のような検出器を準備する工程８４と、検出器が実質的に均一な分布のノイズを受けるように放射線源及び検出器を動作させる工程８６とを含んでいる。
【００１９】
図５は、不均一なノイズ・パターンを低減するのに役立つ患者前方フィルタ（プリペイシェント・フィルタ）９０を使用する代表的な実施形態の断面図である。この代表的な実施形態では、患者前方フィルタ９０は放射線源１４と患者２２との間に設置される。使用時に、患者前方フィルタ９０は、均一なノイズ分布が拡大するようにＸ線ビーム強度を成形するのに役立つ。一実施形態では、患者前方フィルタ９０はフィルタ中心部９２で相対的に厚くなり且つフィルタ縁部９４付近で相対的に薄くなっている。中心部９２付近の厚さを増大させることは、ＦＯＶ中心部７４（図３に示す）付近でのサンプル量の増大を補償するのに役立つ。また、縁部９４付近の厚さを減少させることは、ＦＯＶ縁部７２（図３に示す）付近でのサンプル量の減少を補償するのに役立つ。従って、各々の検出器１８領域に達する全Ｘ線束がほぼ均一になる。患者前方フィルタ９０は、ＦＯＶ７０（図３に示す）内の複数の線束分布を検査することによって最適化する。一実施形態では、この最適化は、反復的なアルゴリズムを使用して行われる。別の実施形態では、この最適化は、オペレータが選択したアルゴリズムを使用して行われる。
【００２０】
図６は、放射線源電流を変調することによって得られる均一なサンプリング・パターンの断面図である。代表的な実施形態では、放射線源縁部９６付近の放射線源電流を放射線源中心部９８の放射線源電流よりも大きくする。例えば、放射線源１４に対する入力電流を一定にするのではなく、むしろ放射線源スポット１００の位置に基づいて変調する。使用の際、ＦＯＶ縁部７２付近でのサンプリング不足を補償するために、放射線源電流は放射線源縁部９６付近で最大にし、そして放射線源中心部９８に近づくにつれて徐々に減少させる。最初の手法と同様に、この放射線源スポット１００の関数としての放射線源電流の最適化は、その結果得られたＸ線束を検査することによって行う。
【００２１】
図７は、Ｘ線束分布を変調することによって得られる均一なサンプリング・パターンの断面図である。代表的な実施形態では、Ｘ線束分布を変調するために、放射線源に対する電流を一定に保ちながら、各々の線源スポット１００上の電子ビームの滞留時間を変更する。使用の際、放射線源スポット１００における滞留時間を長くすると、前に述べた放射線源電流を調節すことによって得られる効果と同様に、サンプリング位置におけるＸ線束が増大する。一実施形態では、両方のＦＯＶ縁部７２付近でのＸ線スポット１００についての滞留時間を、ＦＯＶ中心部７４付近での滞留時間よりも長くする。別の実施形態では、Ｘ線束分布変調と放射線源電流変調とを組み合わせて、均一なサンプリング・パターンを生成するようにする。Ｘ線束分布と放射線源電流とを変調することは、これらの２つの変調を別々に実施することが必要でない場合に、システム１０（図１に示す）についての要件を低減するのに役立つ。例えば、ＣＴシステム１０が均一な線束分布を補償するのに充分高速に滞留時間を変更できない場合、滞留時間を部分的に変更すると共に放射線源電流を部分的に変更することによって、均一なノイズ場を達成することができる。
【００２２】
図８は、線源スポット１００についてサンプリング・パターンを変えることによって得られる均一なサンプリング・パターンの断面図である。例えば、異なる放射線源スポット１００相互間の距離が一定であると仮定すると、その結果得られるサンプリング・パターンはＦＯＶ中心部７４付近では密度が高くなり且つＦＯＶ縁部７２付近では密度が低くなる。従って、代表的な実施形態では、放射線源スポット１００相互間のサンプリング距離を修正して、サンプリング距離を放射線源縁部９６付近では間隔がより狭くなると共に、放射線源中心部９８付近では間隔がより広くなるようにすることができる。このように放射線源スポット１００相互間のサンプリング距離を修正することは、サンプリング・パターンが前に図７に示したように均一になるように、サンプリング・パターンを正規化し直すのに役立つ。
【００２３】
別の代表的な実施形態では、前に述べた様々な方法を組み合わせて、前に述べたようなハードウエアについての制約を低減するのに役立てることができる。一実施形態では、患者前方フィルタ７０、放射線源電流変調、放射線源線束変調及びサンプリング・パターン変更手法を組み合わせて、不均一ノイズの低減に役立てることができる。別の実施形態では、患者前方フィルタ７０、放射線源電流変調、放射線源線束変調及びサンプリング・パターン変更手法のうちの少なくとも２つを組み合わせて、不均一ノイズの低減に役立てることができる。
【００２４】
本発明の様々な特定の実施形態について説明したが、当業者には本発明が特許請求の範囲に記載の精神および範囲内で修正を行うことができることが認められよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージング・システムの絵画的斜視図である。
【図２】図１に示したシステムのブロック回路図である。
【図３】不均一なサンプリング・パターンの断面図である。
【図４】放射線源を動作させる方法の流れ図である。
【図５】患者前方フィルタの断面図である。
【図６】均一なサンプリング・パターンの断面図である。
【図７】均一なサンプリング・パターンの断面図である。
【図８】均一なサンプリング・パターンの断面図である。
【符号の説明】
１０　コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム
１２　ガントリ
１４　　放射線源
１６　　Ｘ線ビーム
１８　　検出器アレイ
２０　　検出器素子
２２　患者
２４　回転中心
２６　制御機構
４２　陰極線管表示装置
４８　　ガントリ開口部
５０　デバイス
５２　コンピュータ読出し可能な媒体
７０　撮影範囲（ＦＯＶ）
７２　　ＦＯＶ縁部
７４　ＦＯＶ中心部
９０　患者前方フィルタ
９２　フィルタ中心部
９４　　フィルタ縁部
９６　放射線源縁部
９８　放射線源中心部
１００　放射線源スポット
【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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