(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定値を捕捉するために、回転軸の回りで回転可能でありかつ放射線源及び検出ユニットを具備する走査ユニットを含むコンピュータ断層撮影装置のためのスキャノグラムを形成するコンピュータ断層撮影方法であって、スキャノグラムを生成するために、コンピュータは、
ａ．上記走査ユニットと検査域の間で相対運動を行う段階であって、上記運動は、上記回転軸の回りでの上記走査ユニットの回転と、上記測定値の捕捉中に上記回転軸に平行な方向への移動とを含む、段階と、
ｂ．上記検査領域における吸収分布を、ボクセルを含む３Ｄデータセットとして再構成する段階であって、対応する光線の方向における全体の減衰を表す上記測定値から、これらの位置によって定義される上記検査域の上記個々のボクセルにおける放射線の減衰が計算される、段階と、
ｃ．上記再構成された３Ｄデータセットから、少なくとも一つのスキャノグラムを、合成投影画像として計算する段階であって、上記再構成された３Ｄデータセットは、任意に選択され得る投影原点から面に投影される、段階と、
を実行するコンピュータ断層撮影方法。
【請求項２】
後のＣＴ検査のために上記測定値の捕捉中に上記放射線の質及び／又は強度を上記減衰に依存して制御する段階更に含む請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項３】
後のＣＴ検査中に上記検査域に対して上記走査ユニットの個々の位置（ψ，ｚ）に対する上記検査域における上記放射線の上記減衰を上記３Ｄデータセットから決定する段階と、
上記後のＣＴ検査中に上記個々の位置に対する測定値を捕捉する間に上記放射線の質及び／又は強度を上記減衰に依存して制御する段階とを含む請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。
【請求項４】
回転軸の回りで回転可能であり放射線源及び検出器を具備し測定値を捕捉する走査ユニットと、
上記走査ユニットと検査域の間で行なわれ上記回転軸の回りで回転し上記回転軸に対して平行な方向へ移動することを含む相対運動を実現する駆動装置と、
３Ｄデータセットを処理し、更なる画像処理動作を行うために上記走査ユニットによって覆われる上記検査域における上記放射線の上記減衰に三次元的に依存する３Ｄデータセットを上記測定値から再構成する再構成ユニットと、
上記走査ユニット、上記駆動装置、及び、上記再構成ユニットを制御する制御ユニットとを有する請求項１記載の方法を実行するコンピュータ断層撮影装置であって、上記制御ユニットは、
ａ．上記走査ユニットと検査域の間で相対運動を行う段階であって、上記運動は、上記回転軸の回りでの上記走査ユニットの回転と、上記測定値の捕捉中に上記回転軸に平行な方向への移動とを含む、段階と、
ｂ．上記検査領域における吸収分布を、ボクセルを含む３Ｄデータセットとして再構成する段階であって、対応する光線の方向における全体の減衰を表す上記測定値から、これらの位置によって定義される上記検査域の上記個々のボクセルにおける放射線の減衰が計算される、段階と、
ｃ．上記再構成された３Ｄデータセットから、少なくとも一つのスキャノグラムを、合成投影画像として計算する段階であって、上記再構成された３Ｄデータセットは、任意に選択され得る投影原点から面に投影される、段階と、
がスキャノグラムを生成するために実行されるようプログラムされることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
【請求項５】
上記制御ユニットは、上記回転段階及び上記移動段階が上記測定値の捕捉中に同時に行なわれるようプログラムされ、それにより、螺旋状の相対運動が結果として生じることを特徴とする請求項４記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項６】
上記放射線源によって出射される上記放射線ビームは、円錐の形状を有し、上記放射線ビームを検出する上記検出ユニットは、上記回転軸に対して平行な方向に互いからオフセットされた複数の行の検出素子を含むことを特徴とする請求項４記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項７】
請求項１記載の方法を実行するコンピュータ断層撮影装置の走査ユニット、駆動装置、及び、再構成ユニットを制御する制御ユニット用のコンピュータプログラムであって、
スキャノグラムを生成するために、当該コンピュータプログラムは、
ａ．上記走査ユニットと検査域の間で相対運動を行う段階であって、上記運動は、上記回転軸の回りでの上記走査ユニットの回転と、上記測定値の捕捉中に上記回転軸に平行な方向への移動とを含む、段階と、
ｂ．上記検査領域における吸収分布を、ボクセルを含む３Ｄデータセットとして再構成する段階であって、対応する光線の方向における全体の減衰を表す上記測定値から、これらの位置によって定義される上記検査域の上記個々のボクセルにおける放射線の減衰が計算される、段階と、
ｃ．上記再構成された３Ｄデータセットから、少なくとも一つのスキャノグラムを、合成投影画像として計算する段階であって、上記再構成された３Ｄデータセットは、任意に選択され得る投影原点から面に投影される、段階と、
をコンピュータに実行させる命令を含むコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、回転軸の回りで回転可能であり放射線源及び検出ユニットを具備し測定値を捕捉する走査ユニットを含み、測定値の捕捉中に回転軸に対して平行な方向へ移動することを含む相対運動が走査ユニットと検査域の間で行なわれ、測定値からスキャノグラムを抽出するコンピュータ断層撮影装置を用いてスキャノグラムを形成するコンピュータ断層撮影方法に関する。本発明は、このような方法を実行することに適切なコンピュータ断層撮影装置及びそれと共にコンピュータ断層撮影装置を制御するコンピュータプログラムにも関する。
【０００２】
【従来の技術】
検査域のスキャノグラムは、測定値を捕捉する間に相対運動が検査域と走査ユニットの間で生じることで形成され、この相対運動は、回転軸に対して平行な方向への並進を含むに過ぎないことが既知である。従って、測定値は、検査域の線形状又はストリップ形状の部分に関わり、これらの部分は、二次元の画像又はスキャノグラムを形成するために組み合わされる。このようなスキャノグラムのために要求される計算の仕事量は、コンピュータ断層撮影の再構成に要求される計算の仕事量に比べて小さい。充分な品質の画像のスキャノグラムを形成するために要求されるドーズ量は、通常のＣＴ方法（ＣＴ＝コンピュータ断層撮影）を用いて同じ長さの部分における減衰を再構成するために要求されるドーズ量よりも著しく小さい。従って、スキャノグラムは、診断上関心がもたれる（スキャノグラムと比較して短くされた）領域を画成するために通常使用され、ＣＴ方法によって撮像されるべきである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のスキャノグラムは、検査域が照射される方向並びに放射線源と検出ユニットの間の距離による投影幾何が所定であることで制限される。従って、スキャノグラムの形成中、例えば、骨の構造によってマスクされるため、診断上重要なスキャノグラム中の領域が認識され得ないことが起こり得る。本発明は、スキャノグラムを形成する本質的により柔軟な方法を提供することを目的とする。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、測定値の捕捉中に走査ユニットを回転軸の回りで回転する段階と、走査ユニットによって覆われる検査域における放射線の減衰に三次元的に依存する３Ｄデータセットを測定値から再構成する段階と、３Ｄデータセットから少なくとも一つの合成投影画像を計算する段階とにより達成される。
【０００５】
最初、実際のＣＴ検査中のように、データの捕捉中に回転軸の回りで走査ユニットを回転させ、比較的複雑な再構成方法により検査域における減衰を再構成させ、それにより３Ｄデータセットを得ることでスキャノグラムのための測定値を導き出すことが理屈に合わないように思える。これらの段階が実際のＣＴ検査中も行なわれることにより、その後のＣＴ方法のための診断用の関心領域（ＲＯＩ）つまり、多くの場合より広範囲にわたる領域においてさえもなぜ形成にＣＴ方法の実行を必要とするスキャノグラムに基づいて画成されるかといった問題が発生する。更に、スキャノグラムとして機能する合成投影画像を上記３Ｄデータセットから得ることも必要である。「合成」といった用語は、スキャノグラムのように直接形成されないが前に再構成された３Ｄデータセットから計算されなくてはならないため、本文脈においては投影画像のために使用される。
【０００６】
本発明は、スキャノグラムの形成のために必要な３Ｄデータセットが捕捉される一方でスキャノグラムの従来の形成に使用されるドーズ量よりも大きくないドーズ量を使用するといった認識に基づく。このドーズ量は、同じ長さの部分の実際のＣＴ検査のために要求されるドーズ量よりも著しく小さく、それにより、非常に乏しい信号対ノイズ比にだけで検査域の個々のボクセルにおける減衰が再構成され得る。しかしながら、スキャノグラム中の各ピクセルに対する画像値が検査域の複数のボクセルから得られるため、充分な信号対ノイズ比が上記データセットからスキャノグラムのために得られる。結果として、ドーズ量は、スキャノグラムの従来の形成中に要求されるよりも高くない。
【０００７】
投影幾何の選択は完全に自由である。例えば、スキャノグラムは平行投影によって３Ｄデータセットから得られ得、この平行投影に対して関連する光線が終了するピクセル中の画像値を計算するために平行光線上にあるボクセルが考慮される。投影画像は、任意に選択され得る投影方向、つまり、回転軸に対して垂直（斜め）でない投影方向で形成され得る。投影幾何は、３Ｄデータセットのために測定値が捕捉された後にだけ固定される必要があり、複数の異なるスキャノグラムは、再び測定値を捕捉する一方で患者を更なる放射線量に曝すこと無く一つの３Ｄデータセットから得られ得る。
【０００８】
ＣＴ方法は、太めの患者並びに細めの患者の検査のために適切でなくてはならない。全ての患者の検査が常に同じ放射線の強度及び同じ放射線の質によって実施されるとき、細めの患者場合には過剰な高い放射線量が与えられ、太めの患者の場合には不十分な信号対ノイズ比が得られるのいずれかが生じる。請求項２記載のバージョンは、不必要な放射線の負荷がなく、且つ、充分な信号対ノイズ比が確実にされるようにして後のＣＴ検査のために放射線の質及び／又は放射線の強度を予め選択することを可能にする。
【０００９】
関連する患者に対するこのような適合が実施されたとしても、横からの照射の場合の減衰が前からの照射の場合の減衰よりも強いといったことより問題が生じ、それにより、患者が一定の放射線の強度及び一定の放射線の質で検査されるとき、放射線負荷が一方の照射方向において高すぎるか、信号対ノイズ比が他方の照射方向において乏しくなる。このような問題は、請求項３に記載する本発明のバージョンを用いて回避され得、このバージョンは、全ての照射方向に対して、即ち、走査ユニットの全ての位置に対して所与の信号対ノイズ比が可能な限り小さい放射線負荷で得られることを確実にする。
【００１０】
このようなコンピュータ断層撮影装置では、原則的に、スライス又は層の再構成のために測定値を捕捉するよう走査ユニットを所与の位置で回転させ、続いて、隣接するスライス等のための測定値を捕捉するよう走査ユニットを回転軸の方向に移動させることで測定値は捕捉され得る。しかしながら、回転及び移動が連続的に行われる請求項５記載の更なるバージョンにおいて記載する螺旋状の相対運動は、一つの放射線源の位置から次の放射線源の位置への円滑な並進を含むためより有利である。
【００１１】
請求項６は、コンピュータ断層撮影装置の好ましい更なる実施例を記載する。スキャノグラムは、放射線源が扇状の放射線ビーム（ファンビーム）を出射し、検出ユニットが単一のラインを有するコンピュータ断層撮影装置を用いても形成され得るが、請求項６記載の実施例は測定値のより速い捕捉を可能にする。
【００１２】
請求項４は、コンピュータ断層撮影装置の制御ユニットのためのソフトウェアを記載し、このソフトウェアにより本発明の方法が実行され得る。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明は、添付の図面を参照して以下に詳細に説明する。
【００１４】
図１に示すコンピュータ断層撮影装置は、ガントリー１の形態にある走査ユニットを含み、この走査ユニットは、回転軸１４の回りで回転することができる。このためにガントリーは、モータ２によって一定であり調節可能な角速度で駆動されることが好ましい。ガントリー１上には、Ｘ線源のような放射線源Ｓが取り付けられる。Ｘ線源にはコリメータ装置３が設けられ、このコリメータ装置は、放射線源Ｓによって発生される放射線から円錐形の放射線ビーム４（コーンビーム）、つまり、回転軸に対して垂直な面並びに回転軸の方向において零以外の有限の寸法を有する放射線ビームを形成する。
【００１５】
放射線ビーム４は、患者台上に載せられた患者（夫々図示せず）が存在してもよい検査域１３を照射する。検査域１３は、円筒形の形状を有する。Ｘ線ビーム４は、この円筒を横切った後、二次元の検出ユニット１６に入射し、この検出ユニット１６は、ガントリー１に取り付けられマトリクス形態で配置される複数の検出素子を有する。各検出素子は、各放射線源の位置において放射線ビーム４の光線に対する測定値を供給することができる。検出素子は、行及び列に配置される。検出器の列は、回転軸に対して平行に延在し、検出器の行は、回転軸に対して垂直な面、例えば、放射線源Ｓの回りの円の弧上におかれてもよい。検出器の行は、通常、検出器の列（例えば、１６）よりも著しく多い検出素子（例えば、１０００）を有する。
【００１６】
放射線ビーム４の開口角αｍａｘ（開口角は、放射線源Ｓと回転軸１４によって画成される面に関して回転軸１４に対して垂直な面におかれるビーム４の光線と放射線ビーム４のエッジによって囲われる角を意味すると理解される）は、測定値の捕捉中、検査されるべき対象物が存在しなくてはならない円筒の径を決定する。検査されるべき対象物、又は、患者台は、モータ５を用いて回転軸１４の方向に対して平行にシフトされ得る。この移動の速度は一定であり調節可能であることが好ましい。２つのモータ２及び５が同時に動作されるとき、放射線源及び検出ユニット１６は、螺旋状の走査運動を実施する。
【００１７】
ガントリー１上の検出ユニット１６によって捕捉される測定されたデータは、画像処理コンピュータ１０に与えられ、この画像処理コンピュータは、空間において固定された場所に通常おかれ、無線のデータスリップリング（図示せず）を介して検出ユニットに接続される。画像処理コンピュータ１０は、様々な画像処理動作を実施することができる。画像処理コンピュ−タは、一方でとりわけ検査域１３におけるＸ線の減衰を捕捉される測定されたデータから再構成することができることにより３Ｄデータセットを得ることができ、他方で上記３Ｄデータセットからスキャノグラムとして機能する合成投影画像を得ることができる。
【００１８】
本発明による方法は、図２に示すフローチャートに基づいて以下に詳細に説明される。ブロック１００における初期設定後、測定値はブロック１０１において捕捉される。このためにモータ２及び５は、ガントリーが検査域１３の回りで回転され、患者が上に載せられた患者台が回転軸１４に対して平行な方向、つまり、図示するデカルト座標系のｚ方向に移動されるようオンにされる。同時に放射線源は、後のＣＴ検査中に使用される強度よりも著しく低い強度でオンにされる。各放射線源の位置（回転軸１４即ち台上のｚ座標に対する放射線源Ｓの位置ψによって明示）において、検出ユニット１６は、一組の測定値ｆ（ψ，ｚ）を供給し、これら測定値は、検査域を通る放射線ビームＳの個々の光線の方向における全体の減衰を表わす。
【００１９】
測定値をこのように捕捉した後、検査域における吸収分布は、段階１０２において再構成される。検査域（位置ｘ，ｙ，ｚによって画成される）の個々のボクセルにおける放射線の減衰は、関連する光線の方向における全体の減衰を表わす測定値から再構成される。これは、３ＤデータセットＦ（ｘ，ｙ，ｚ）を導き出す。適切な再構成方法は、ＰＣＴ／ＩＢ９９／０００２７（ＰＨＱ９８−０２０）に記載される。この文書では、放射線源が（関連するボクセルに関係する）１８０°の角範囲から関連するボクセルを照射する間に捕捉された測定値だけが各ボクセルを再構成するために捕捉又は考慮される。公知の方法は、段階１０１における測定値の捕捉が完了する前に再構成が既に始められることを可能にする。
【００２０】
次の段階１０３において、スキャノグラムＳ（ｕ，ｖ）が段階１０２において再構成された３ＤデータセットＦ（ｘ，ｙ，ｚ）から計算され、つまり、二次元の合成投影画像が計算される。この動作は、図３を参照して以下に詳細に説明する。３Ｄデータセットが再構成される検査域は、ここでは、デカルトグリッドで立方体によって画成され、このデカルトグリッドのグリッド点は、実点（・）によって示され、検査域のボクセル又はこれらボクセルの中心を表わす。
【００２１】
スキャノグラムは、任意に選択され得る投影原点Ｔ（α，ｚ）から面上に再構成される検査域を投影することで形成される。このスキャノグラム中の各ピクセルｕ及びｖに対して、画像値が割り当てられ、この画像値は、関連するピクセルｕ及びｖを投影原点（α，ｚ）につなぐ検査域における光線の方向の減衰値に依存する。検査域内のこれらの光線の一つに対して、「中空の点」（○）によって示され、規則正しい距離でおかれる光線点が示される。光線点がボクセルと一致するとき、関連するボクセルに対して決定される減衰値が割り当てられる。さもなければ、光線点には、関連する光線点と隣接するボクセルの減衰値の立方補間から結果として生じる減衰値が割り当てられる。
【００２２】
関連する光線と関係するピクセルにおける画像値は、例えば、光線点における減衰の加算又は重み付けされた加算によって決定され得る。しかしながら、光線の方向における減衰の最大値、又は、通例のいわゆる「体積表現（volume  rendering」方法を用いて決定され得る値も考慮され得る。
【００２３】
更に、スキャノグラムは、投影幾何、つまり、検査域に関する投影点Ｔ（α，ｚ）及びスキャノグラムＳ（ｕ，ｖ）の位置によって決定される。例えば、投影原点が無限にシフトされた場合、平行なビーム幾何が得られる。更に、投影方向α、つまり、ｚ軸即ち回転軸１４に対する投影原点の位置も変化され得る。最後に、斜めの投影も可能であり、投影原点からスキャノグラムの中央への光線は、回転軸即ちｚ軸に対して９０°以外の角を囲う。一つのデータセットから異なるスキャノグラムを（異なる投影幾何を用いても）計算することが可能である。
【００２４】
このようにして適切なスキャノグラムを形成した後、実際のＣＴ検査がスキャノグラムに基づいて計画され得る。特に、実際のＣＴ検査中に撮像されるべき検査域の部分の位置及び長さが画成され得る。段階１０４において後の検査のために、放射線源Ｓによって発生される放射線の強度及び／又は質に対して、つまり、検査域１３に関して説明する螺旋状の軌道の方向の放射線源の個々の位置夫々に対して適切な値が予め計算され得る。
【００２５】
実際のＣＴ検査中に上記軌道が段階１０１における測定値の捕捉中の軌道の部分と同一であるとき、段階１０４において強度Ｉ（ψ，ｚ）を予め計算することは比較的簡単である。段階１０４において、強度Ｉ（ψ，ｚ）に対する値は、段階１０１における位置ψ，ｚにおいて捕捉された測定値の組から得られ、放射線負荷と画像の質の間に最適な折合いがなされるようにして調節される。調節された強度は、原則的に、位置ψ，ｚにおける放射線の吸収又は減衰が強い程高くなる。
【００２６】
しかしながら、段階１０１における軌道及び後のＣＴ検査中の軌道が対応しないとき、個々の位置夫々に対して平均減衰が計算され得、強度は、再構成された３ＤデータセットＦ（ｘ，ｙ，ｚ）及び放射線源の関連する位置ψ，ｚに基づいてこの平均減衰に依存して予め設定され得る。
【００２７】
従って、計算され放射線源上で調節された放射線の強度を用いて、段階１０５において測定値の組が位置ψ，ｚにおいて捕捉される。段階１０６において、隣接する放射線源の位置への転換が行われ、この位置に対して予め計算された強度が段階１０４において再び調整され、この調節及びこの位置に対して更なる測定値の組が捕捉される。ループ１０４…１０６は、前に画成した軌道上の全ての位置に対して測定値の組が捕捉されるまで何回か行なわれる。その後、吸収分布が段階１０７において再構成され得る。この再構成から結果として生じる３ＤデータセットＦ’（ｘ，ｙ，ｚ）は、関心領域（ＲＯＩ）における放射線の減衰を表わす。しかしながら、実際のＣＴ検査中の放射線の強度がより高いため、スキャノグラムの形成に対する減衰の再構成から生じる減衰値Ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）よりも著しくよい信号対ノイズ比を有する。この方法の実行が完了される（ブロック１０８）。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による方法を実行することに適切なコンピュータ断層撮影装置を示す図である。
【図２】図１のようなコンピュータ断層撮影装置を用いて実行される検査手順のフローチャートである。
【図３】３Ｄデータセットからの合成投影画像の形成を示す図である。
【符号の説明】
１  ガントリー
２、５  モータ
３  コリメータ装置
４  Ｘ線ビーム
１０  画像処理コンピュータ
１３  検査域
１４  回転軸
１６  検出ユニット
１００  初期設定ブロック
１０１  測定値の捕捉ブロック
１０２  ３Ｄデータセットの再構成ブロック
１０３  スキャノグラムの計算ブロック
１０４  放射線の強度の計算ブロック
１０５  測定値の捕捉ブロック
１０６  隣接する放射線源の位置へ転換されるブロック
１０７  吸収分布の再構成ブロック
１０８  実行完了ブロック
【図１】
0004777520.tif 000002
【図２】
0004777520.tif 000003
【図３】
0004777520.tif 000004