(57)【要約】【課題】散乱放射線の直接測定の放棄を可能にしかつ両焦点−検出器システムの連続動作中に散乱放射線成分の決定を可能にする。【解決手段】検査される対象に少なくとも一部が類似するファントム（Ｐ）において、焦点−検出器システムについて、１つの焦点−検出器システムの検出器（３）に発生する散乱放射線強度が、少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムの少なくとも１つの焦点（ＦB）の動作中に求められ、焦点−検出器システムの複数の回転角についてのこれらの空間的分布が記憶され、対象の走査時に、第１の焦点−検出器システムの測定された強度から、類似のファントム（Ｐ）により求められかつ少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムに由来する散乱放射線強度が、焦点−検出器システムの空間的方位およびその都度観察される放射線の考慮のもとに引き算され、そのようにして補正された強度値により吸収値が算出され、それによりＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成される。【選択図】図２
2007144134.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
回転可能なガントリ上に互いに角度をずらされて配置されかつ同時に動作させられる少なくとも２つの焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）を備えたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム（１）の散乱放射線補正のために、
互いに角度をずらされて配置された焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）がＣＴシステムのシステム軸線（９）の周りを回転することによって対象（７）を走査し、複数の個々の放射線Ｓについて、測定された放射強度（Ｉ）と減弱されていない放射強度（Ｉ0）との測定された比から吸収値（ａ＝−ｌｎ（Ｉ／Ｉ0））が決定され、
測定された値が散乱放射線補正を受け、
求められた吸収データにより対象（７）のＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成されるコンピュータ断層撮影システムの散乱放射線補正方法において、
検査される対象（７）に少なくとも一部が類似する少なくとも１つのファントム（Ｐ）において、焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）の少なくとも１つについて、１つの焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）の検出器（３）に発生する散乱放射線強度が、少なくとも１つの他方の焦点−検出器システム（ＦＤＳＢ）の少なくとも１つの焦点（ＦB）の動作中に求められ、焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）の複数の回転角についてのこれらの空間的分布が記憶され、
対象（７）の走査時に、第１の焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）の測定された強度から、類似のファントム（Ｐ）により求められかつ少なくとも１つの他方の焦点−検出器システム（ＦＤＳＢ）に由来する散乱放射線強度が、焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）の空間的方位およびその都度観察される放射線の考慮のもとに引き算され、
そのようにして補正された強度値（Ｉ’）により吸収値（ａkorr＝−ｌｎ（Ｉ’／Ｉ0））が算出され、それによりＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成される
ことを特徴とするコンピュータ断層撮影システムの散乱放射線補正方法。
【請求項２】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）における散乱放射線強度を求めるために、発生する散乱放射線のコンピュータシミュレーションが行なわれることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
少なくとも１つの焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）における散乱放射線強度を求めるために、発生する散乱放射線が直接に測定されることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】
全ての焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）における散乱放射線分布が求められることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
【請求項５】
対称なファントム（Ｐ）の場合には第１の焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）における散乱放射線分布が求められた後に、第１の焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ）の散乱放射線分布がチャネルを介して反映されて第２の焦点−検出器システム（ＦＤＳＢ）に伝達されることによって、第２の焦点−検出器システム（ＦＤＳＢ）における散乱放射線分布が求められることを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項６】
検査対象に類似した複数の異なるファントム（Ｐ）のための散乱放射線分布が求められて記憶され、現在の走査範囲に依存して散乱放射線補正のためにできるだけ近いファントム（Ｐ）の散乱放射線強度が選択されることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項７】
散乱放射線補正値のデータセットを選択するために、少なくとも１つの面における走査すべき対象（７）のトポグラムが取得され、この面において走査範囲内の対象（７）の広がりが決定され、類似の広がりを有するファントム（Ｐ）の散乱放射線補正のためにデータセットが使用されることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項８】
散乱放射線補正値のデータセットを選択するために、走査された対象（７）の大きさが、少なくとも１つの面における少なくとも１つの投影の放射線の減弱によって決定され、この面において走査範囲内の対象（７）の広がりが求められ、類似の広がりを有するファントム（Ｐ）の散乱放射線補正のためにデータセットが使用されることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項９】
実際に走査すべき対象（７）と存在するファントム（Ｐ）との間の大きさの差が、既存の隣接するファントム大きさの散乱放射線値およびそのチャネル関係の補間によって解消されることを特徴とする請求項６乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
実際に走査すべき対象（７）と存在するファントム（Ｐ）との間の大きさの差が、既存のファントムの散乱放射線値およびそのチャネル関係のスケーリングによって解消されることを特徴とする請求項５乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１１】
散乱放射線補正値のデータセットを選択するために、直接平行投影の正の強度成分によって同じ焦点−検出器システムの相補平行投影の強度値が決定されることによって、近似散乱放射線経過が対象（７）の走査データにより決定され、直接に測定された散乱放射線経過に少なくとも平行投影の一部に関して最も類似して経過するファントムの散乱放射線補正値の記憶されたデータセットが散乱放射線補正に使用されることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項１２】
少なくとも１つの投影角における既知の対象投影を有するファントム（Ｐ）の散乱放射線補正値のデータセットを使用する前に、少なくとも１つのその投影角において走査された対象（７）の対象投影が決定され、散乱放射線補正値のこのデータセットが現在の対象投影の測定された広がりに応じてスケーリングおよび／または移動されることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項１３】
それぞれの検出器の存在しない空間放射線またはチャネルのための散乱放射線分布の値が、隣接して存在する値の補間によって求められることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１４】
散乱放射線補正が使用される管電流で正規化され、実際に存在する管電流に応じて調整されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
【請求項１５】
再構成のためにもっぱら同じ焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）の吸収データが使用されることを特徴とする請求項１乃至１４の１つに記載の方法。
【請求項１６】
再構成のために両焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）の吸収データが混合されることを特徴とする請求項１乃至１５の１つに記載の方法。
【請求項１７】
各焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）のために散乱放射線補正を実行する前に、較正が行なわれることを特徴とする請求項１乃至１６の１つに記載の方法。
【請求項１８】
散乱放射線補正を実行する前に焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）が互いに標準化されることを特徴とする請求項１乃至１７の１つに記載の方法。
【請求項１９】
回転可能なガントリ上に互いに角度をずらされて配置されかつ同時に動作させられる少なくとも２つの焦点−検出器システム（ＦＤＳＡ，ＦＤＳＢ）と、ＣＴシステムの動作を制御しかつＣＴ画像またはＣＴボリュームデータを再構成するコンピュータプログラムを有する少なくとも１つの制御および計算ユニットとを備えたコンピュータ断層撮影システムにおいて、
少なくとも１つのコンピュータプログラムが、実行時に請求項１乃至１８の１つに記載の方法におけるステップを模写するプログラムコード（Ｐｒｇx）を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、回転可能なガントリ上に互いに角度をずらされて配置されかつ同時に動作させられる少なくとも２つの焦点−検出器システムを備えたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムの散乱放射線補正のために、互いに角度をずらされて配置された焦点−検出器システムがＣＴシステムのシステム軸線の周りを回転することによって対象を走査し、複数の個々の放射線Ｓについて、測定された放射強度Ｉと減弱されていない放射強度Ｉ0との測定された比から吸収値ａ＝−ｌｎ（Ｉ／Ｉ0）が決定され、測定された値が散乱放射線補正を受け、求められた吸収データにより対象のＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成されるコンピュータ断層撮影システムの散乱放射線補正方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
基本的には、ＣＴ法の場合にＸ線放射の吸収の測定時に不正確さをもたらす散乱放射線作用が生じることは知られている。まず、この作用を単一の焦点−検出器システムにおいて観察した場合、使用されるファン状放射線の幅を広げるほど、ますます散乱放射線の問題が大きくなる。なぜならば、散乱放射線が発生する場所が相応に増すからである。この公知の作用に対して、このようなＣＴシステムにおいては検出器の前にいわゆる散乱放射線除去用コリメータが取り付けられ、このコリメータが検出素子の前において検出素子と焦点との間の直接の放射線方向のみを通し、他の全ての方向を大幅に遮る。２以上の焦点−検出器システムの場合にもこのような散乱放射線除去用コリメータが使用される。もちろん、この散乱放射線除去用コリメータは、角度をずらされて配置された他の焦点の放射線によって発生する散乱放射線のうち、検出器に対向する焦点に由来する強度を測定されるべき本来の直接放射線が有する空間方向と同じ空間方向を有する散乱放射線を低減することはできない。従って、基本的には、実際に検出素子への直接入射の減弱のみを再構成に使用するために、測定された放射強度全体におけるこの散乱放射線の成分を決定し、この成分だけ測定された放射強度を補正するという問題が存在する。さもなければＣＴ表示においてアーチファクトが生じる。
【０００３】
２つの焦点−検出器システムにおける請求項１の前文に記載された構成とに類似した散乱放射線補正方法は知られている（例えば、特許文献１参照）。この公知の方法では、互いに角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システムが少なくとも時々交替で動作させられるので、その都度投入されていない焦点−検出器システムにおいて、動作中の焦点−検出器システムに由来する実際に発生する散乱放射線が直接的に測定可能である。この方法を実行するためには、Ｘ線源を少なくとも部分的に交替で動作させることが必要であり、それによって少なくとも動作させられていないＸ線管の検出器では、これらの時点でＣＴ走査からの画像情報が欠けているので、データ取得における空白期間が生じる。特に高い時間分解能を必要とするＣＴ心臓撮影の場合に、これは不都合であり、実際においてこの方法は不完全な撮影結果をもたらす。
【特許文献１】独国特許第１０２３２４２９号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
従って、本発明の課題は、互いに角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システムを備えたＣＴシステムの散乱放射線補正のために、散乱放射線の直接測定の放棄を可能にしかつ両焦点−検出器システムの連続動作中に散乱放射線成分の決定を可能にするコンピュータ断層撮影システムの散乱放射線補正方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
この課題は、本発明によれば、冒頭で述べたコンピュータ断層撮影システムの散乱放射線補正方法において、検査される対象に少なくとも一部が類似する少なくとも１つのファントムにおいて、焦点−検出器システムの少なくとも１つについて、１つの焦点−検出器システムの検出器に発生する散乱放射線強度が、少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムの少なくとも１つの焦点の動作中に求められ、焦点−検出器システムの複数の回転角についてのこれらの空間的分布が記憶され、対象の走査時に、第１の焦点−検出器システムの測定された強度から、類似のファントムにより求められかつ少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムに由来する散乱放射線強度が、焦点−検出器システムの空間的方位およびその都度観察される放射線の考慮のもとに引き算され、そのようにして補正された強度値により吸収値が算出され、それによりＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成されることによって解決される。本発明の有利な実施態様は従属請求項に記載されている。
【０００６】
本発明者は、２つの焦点−検出器システムにおける散乱放射線成分を直接に測定する代わりに、それぞれ角度をずらされて配置された焦点−検出器システムから発生する散乱放射線を、ファントムでの測定によってまたはシミュレーションによって決定することが有利であることを認識した。
【０００７】
なお、本発明において、散乱放射線分布とは、単純に対象から発生された散乱放射線の空間分布であると理解するのではなく、むしろ検出器に到来する散乱放射線分布であると理解すべきである。ＣＴ検出器においてたいてい使用される散乱放射線除去用コリメータおよびこれに関係して放射線方向の大幅な制限により、この散乱放射線分布は対象において発生する散乱放射線とは著しく異なることがある。
【０００８】
この散乱放射線分布がファントムでの測定によって決定される場合、活性化されたＸ線管によるファントムのＣＴ走査と、他方の焦点−検出器システムにおけるデータ取得とが行なわれる。すなわち、例えば第２の焦点−検出器システムＦＤＳＢのＸ線管の活性化と、第１の焦点−検出器システムＦＤＳＡにおけるデータ取得とが行なわれる。第２の測定システムのための散乱分布は同様に、ファントムの相応の対称性の場合、検出器の論理的中心における測定データの反映によって得られる。それによって、第２の測定システムの、場合によってはより少ないチャネル数は制限にならない。散乱分布の測定結果はルックアップテーブルに記憶させることができる。
【０００９】
線形の患者データの散乱放射線補正が現在の電流でスケーリングされたテーブル登録内容の引き算によって行なわれることに注目すべきである。ルックアップテーブルの患者固有の選択については更に以下において説明する。
【００１０】
本発明の他の変形において、散乱放射線が分析的に決定され、特にコンピュータシミュレーションによって、例えば種々の身体ジオメトリ（身体形状）に対するモンテカルロ法により決定される場合には、このために人体のコンピュータモデルが１つの活性のＸ線管およびその都度他のＤＭＳにおけるデータ取得によりシミュレーションされる。求められた散乱分布の記憶は、長すぎる計算時間の回避のために、ルックアップテーブル内で行なわれる。場合によっては、種々の身体ジオメトリのために異なるテーブルが必要となる。メモリ費用の制限のために、僅かな角度方向における散乱分布を保存することで十分である。後で実施される患者データ補正の際に、患者走査における角度ラスタが補間される。ガントリの位置固定の座標系における角度依存性の処理が有利である。
【００１１】
更に、作成されたルックアップテーブルは較正される。このために、選択された身体ジオメトリのために、ファントム測定もしくはシミュレーションで決定された散乱分布がスケーリングによって調整される。これによって、全てのルックアップテーブルがこのようにして定められた倍率を適用される。更に、線形の患者データの線量率に依存する補正は、現在の管電流でスケーリングされたテーブル登録内容の減算によって達成できる。
【００１２】
種々のファントム形状および大きさのために補正テーブルが存在する場合には、本発明による方法を実施するために、その都度現在の患者、特に現在の走査横断面に適したテーブルを選択すること必要である。ルックアップテーブルをこのように患者固有に選択することは例えば次のとおり行なうことができる。
【００１３】
先ず、横方向およびａｐ（ａｐ＝ａｎｔｅｒｉｏｒ−ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ＝前から後へ）方向に取得されたトポグラムを使用し、このトポグラムから横断面の両主軸を決定し、それぞれの走査範囲における現在の患者ジオメトリ（患者形状）の評価に使用することができる。
【００１４】
他方では、トポグラムなしに、本来の走査時に求められた測定値投影の測定から、観察された投影角における最大の対象広がりを求めることもできる。この場合に、全ての検出器列にわたる最大の対象広がりの平均値は把握することができる。なぜならば、散乱放射線分布は同様に検出器アパーチャを介して平均化されるからである。
【００１５】
他の変形は、同じ焦点−検出器システムを通る反対向きの放射線とそれとは別の空間的に同じ放射線との正の差値に基づいて非対称の横散乱放射線分布の特徴的位置を決定することにある。ここでは、そのようにして見いだされた散乱放射線分布の経過が、ファントムでの前もって決定された散乱分布の散乱放射線分布の経過と、少なくとも経過の特に重要な部分にわたって比較され、角度の同じ散乱分布が最も良く一致するルックアップテーブルが選択される。ここでは並列に仕分けられたデータが前提とされるので、ルックアップテーブルの散乱分布は同様にパラレルジオメトリで保存されなければならない。
【００１６】
基本的には１つのみのモデルジオメトリのシミュレーションで十分である。ａｐ方向もしくは横方向における非対称散乱分布の最大位置は近似的に患者サイズによってもたらされる。従って、投影ごとにモデルジオメトリの散乱分布が実際の患者サイズに応じて移動される。例えば（ｌ，ｂ）（ｚ）は上述の方法において決定された患者のｚに依存した長さ寸法ｌおよび幅寸法ｂであり、（ｌM，ｂM）（ｚ）はモデルジオメトリのｚに依存した寸法である。投影角αにおけるモデル散乱分布はｚに依存した適切なチャネルシフトδｋによって推定された患者散乱分布に移行される。チャネルシフトδｋは例えば次のとおり形成される。
δｋ（ｚ）＝（ｌ（ｚ）−ｌM（ｚ））／２・Δｋ
ただし、δｋは回転中心における検出器チャネルのアパーチャを示す。
【００１７】
本発明のこれらの上述の基本思想に基づいて、本発明者は、一般化された形で、回転可能なガントリ上に互いに角度をずらされて配置されかつ同時に動作させられる少なくとも２つの焦点−検出器システムを備えたＣＴシステムの散乱放射線補正のために、互いに角度をずらされて配置された焦点−検出器システムがＣＴシステムのシステム軸線の周りを回転することによって対象を走査し、複数の個々の放射線Ｓについて、測定された放射強度Ｉと減弱されていない放射強度Ｉ0との測定された比から吸収値ａ＝−ｌｎ（Ｉ／Ｉ0）が決定され、測定された値が散乱放射線補正を受け、求められた吸収データにより対象のＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成されるＣＴシステムの散乱放射線補正方法の改善を提案する。本発明によれば、さらに、検査される対象に少なくとも一部が類似する少なくとも１つのファントムにおいて、焦点−検出器システムの少なくとも１つについて、１つの焦点−検出器システムの検出器に発生する散乱放射線強度が、少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムの少なくとも１つの焦点の動作中に求められ、焦点−検出器システムの複数の回転角についてのこれらの空間的分布が記憶され、対象の走査時に、第１の焦点−検出器システムの測定された強度ＩAから、類似のファントムにより求められかつ少なくとも１つの他方の焦点−検出器システムに由来する散乱放射線強度ＩASが、焦点−検出器システムの空間的方位およびその都度観察される放射線の考慮のもとに引き算され、そのようにして補正された強度値Ｉ’により吸収値ａkorr＝−ｌｎ（Ｉ’／Ｉ0）が算出され、それによりＣＴ画像またはＣＴボリュームデータが再構成される。
【００１８】
基本的には、この方法は任意の対象の走査に使用可能であるが、しかし、特に患者の検査、とりわけ心臓検査に適し、このような検査において多数の焦点−検出器システムによってＣＴの時間分解能が改善される。
【００１９】
本発明による方法の実施態様においては、少なくとも１つの焦点−検出器システムにおける散乱放射線強度ＩASを求めるために、発生する散乱放射線のシミュレーションが行なわれるか、または少なくとも１つの焦点−検出器システムにおける散乱放射線強度ＩASを求めるために、発生する散乱放射線が直接に測定される。
【００２０】
代替として、全ての焦点−検出器システムにおける散乱放射線分布を求めてもよい。
【００２１】
全ての第１の焦点−検出器システムの散乱放射線分布を求めようとする場合、これを直接的にファントムで測定するかまたは分析的に相応の計算によって得ることができるほかに、対称なファントムの場合には第１の焦点−検出器システムにおける散乱放射線分布が求められた後に、第１の焦点−検出器システムの散乱放射線分布がチャネルを介して反映されて第２の焦点−検出器システムに伝達されることによって、第２の焦点−検出器システムにおける散乱放射線分布が得られる。
【００２２】
検査対象に類似した複数の異なるファントムのための散乱放射線分布が求められて記憶され、散乱放射線補正のために、現在の走査範囲に依存して、形状、大きさおよび組成ができるだけ近いファントムの散乱放射線強度ＩAS，ＩBSが選択されると好ましい。
【００２３】
このためには、散乱放射線補正値ＩAS，ＩBSのデータセットを選択するために、少なくとも１つの面、好ましくは使用される焦点−検出器システムの角度ずれに対応する面において走査すべき対象のトポグラムが取得され、この面において走査範囲内の対象の広がりが決定され、類似の広がりを有するファントムの散乱放射線補正のためにデータセットが使用されるとよい。
【００２４】
代替として、散乱放射線補正値ＩAS，ＩBSのデータセットを選択するために、走査された対象の大きさが、少なくとも１つの面、好ましくは複数の面における少なくとも１つの投影の放射線の減弱によって決定され、この面において走査範囲内の対象の広がりが求められ、類似の広がりを有するファントムの散乱放射線補正のためにデータセットが使用されるのもよい。
【００２５】
ファントム測定は実際には任意に何回も実行できないので、既存のファントム測定の存在する散乱放射線分布を、走査された対象もしくは患者の実際の大きさ状況にマッチングさせることが必要である。これは、既存の隣接するファントム大きさの散乱放射線値およびそのチャネル関係の補間によって行なうことができる。
【００２６】
他方では、僅かなファントムに基づいて、既存のファントムの散乱放射線値およびそれのチャネル関係のスケーリングによって、実際の対象サイズに調整することが行なわれてもよい。
【００２７】
走査された対象の大きさを直接に決定すること、あるいは、トポグラムまたは投影の減弱経過を介して大きさ状況を求めること、および対象すなわち患者の広がりを直接に推定することの代わりに、直接平行投影の強度成分によって同じ焦点−検出器システムの相補平行投影の強度値が決定されることによって近似散乱放射線経過が対象の走査データにより決定される。直接平行投影の強度値の正の過剰分がチャネルごとに決定され、近似散乱放射線成分として評価される。ひき続いて、直接に測定された散乱放射線経過に少なくとも平行投影の一部に関して最も類似して経過するファントムの散乱放射線補正値の記憶されたデータセットが散乱放射線補正に使用される。
【００２８】
散乱放射線補正値の存在するデータセットを現在の走査の実際の状況にマッチングさせることは、次のようにして行うことができる。すなわち、少なくとも１つの投影角における既知の対象投影を有するファントムの散乱放射線補正値のデータセットを使用する前に、少なくとも１つのその投影角において走査された対象の対象投影が決定され、散乱放射線補正値のこのデータセットが現在の対象投影の測定された広がりに応じてスケーリングおよび／または移動される。
【００２９】
更に、それぞれの検出器の存在しない空間放射線またはチャネルのための散乱放射線分布の値が、隣接して存在する値の補間によって求められるとよい。
【００３０】
それぞれ散乱放射線を発生するシステムにおいて使用される管電流で散乱放射線補正を正規化し、散乱放射線補正時に実際に存在する管電流に応じて、それに合わせた補正値を使用すると好ましい。
【００３１】
散乱放射線補正に続いて行なわれる再構成に関しては、単式または複式の焦点−検出器システムによる公知の再構成方法に関連した制限は生じない。例えば、再構成のためにもっぱら同じ焦点−検出器システムの吸収データを使用してよいし、あるいは全てもしくは２つの焦点−検出器システムの吸収データを混合してもよい。
【００３２】
一般に、各焦点−検出器システムのために散乱放射線補正を実行する前に、較正、特に空気較正、線量モニタ値での正規化、ビームハードニング補正、チャネル補正および水スケーリングのうちの少なくとも１つが行なわれる。
【００３３】
特に焦点−検出器システムのデータを再構成のために混合しようとする場合、焦点−検出器システムを互いに標準化すると好ましい。
【００３４】
前述の方法およびそれの構成および変形に従って、本発明者は、回転可能なガントリ上に互いに角度をずらされて配置されかつ同時に動作させられる少なくとも２つの焦点−検出器システムと、ＣＴシステムの動作を制御しかつＣＴ画像またはＣＴボリュームデータを再構成するコンピュータプログラムを有する少なくとも１つの制御および計算ユニットとを備えたＣＴシステムにおいて、実行時に少なくとも１つの上述の方法におけるステップを模写する少なくとも１つのコンピュータプログラムコードを含むＣＴシステムも提案する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３５】
以下において、有利な実施例に基づいて図面を参照しながら本発明を詳しく説明する。ここでは本発明の理解に必要な特徴だけが示されている。
図１は角度をずらされて配置された２つの焦点−検出器システムを備えたＣＴシステムの３Ｄ概略図を示し、
図２は図１によるＣＴシステムの概略的な横断面表示を示し、
図３は散乱放射線除去用コリメータを備えた焦点−検出器システムの横断面を示し、
図４乃至６は異なる焦点−検出器位置での平行投影の際の散乱放射線分布を示し、
図７は患者を通る直接放射線と角度をずらされた焦点からの同時の散乱放射線成分とを簡略的に表示し、
図８は図７の表示を１８０°角度をずらして示し、
図９は投影の散乱放射線成分の実際の経過と差寸法によって求められた経過とを示す。
【００３６】
図では次の符号が使用されている。１：ＣＴシステム、２：ＦＤＳＡの第１のＸ線管、３：ＦＤＳＡの第１の検出器システム、４：ＦＤＳＢの第２のＸ線管、５：ＦＤＳＢの第２の検出器システム、６：ガントリハウジング、７：患者、８：移動可能な患者用寝台、９：システム軸線、１０：制御および計算ユニット、１１：Ｘ線管２のファン状放射線（ファンビーム）、１２：Ｘ線管４のファン状放射線（ファンビーム）、１３：直接投影ｐの散乱放射線の強度経過、１４：直接投影ｐと相補投影ｐ’との間のチャネルごとの差、Ｐｒｇ1〜Ｐｒｇn：本発明による方法を実行するためのプログラム、Ｉ：強度、Ｉ0：初期強度、Ｓ：直接放射線（直接ビーム）、Ｓ'：相補放射線（相補ビーム）、ＦA：焦点−検出器システムＦＤＳＡの焦点、ＦB：焦点−検出器システムＦＤＳＢの焦点、ＤA：焦点−検出器システムＦＤＳＡの検出器、ＤB：焦点−検出器システムＦＤＳＢの検出器、Δ：相補放射線Ｓ'の散乱放射線成分、ｋ：チャネル数、Ｋ：散乱放射線除去用コリメータ、Ｐ：ファントム、βA：焦点−検出器システムＦＤＳＡのファン角、βB：焦点−検出器システムＳＤＳＢのファン角。
【００３７】
図１は、第１のＸ線管２および対向する検出器３を有する第１の焦点−検出器システムＦＤＳＡと、第２のＸ線管４および対向する検出器５を有する第２の焦点−検出器システムＦＤＳＢとの２つの焦点−検出器システムを備えた模範的なコンピュータ断層撮影システムを示す。焦点−検出器システム２，３および４，５は、ガントリハウジング６内のここでは明示されていないガントリ上に９０°角度をずらされて配置され、患者の走査時にシステム軸線９の周りを移動させられ、一方患者７が連続的または逐次的に走査範囲を通して送り込まれる。このために長手方向に移動可能な患者用寝台８が役立ち、患者用寝台８は制御および計算ユニット１０によって制御される。制御および計算ユニット１０は、焦点−検出器システム２，３および４，５を有するガントリの制御および運転も担当する。更に、この制御および計算ユニット１０において、両焦点−検出器システムによって得られる吸収データが収集され、これにより公知の再構成法によってＣＴ画像データセットもしくはＣＴボリュームデータセットに変換される。このために、模範的に示されたプログラムＰｒｇ1〜Ｐｒｇnが使用される。これらのプログラムにおいて本発明によるステップも描出される。
【００３８】
２つの焦点−検出器システムを備えたこの種のＣＴシステムにおける横散乱の問題点のよりよい理解のために図２の概略図が役立つ。大まかな内部構造を有するファントムＰが示されている。ファントムＰは、焦点ＦAおよび検出器ＤAを有する焦点−検出器システムＦＤＳＡと、これに対して９０°ずらされて配置された焦点ＦBおよび検出器ＤBを有する焦点−検出器システムＦＤＳＢとの２つの焦点−検出器システムによって走査される。図１に対する良好な位置確認を行うために、焦点ＦA，ＦBが内部にある付設の両Ｘ線管４，２が示されている。ここでは１列の検出素子としてのみ示されている検出器ＤAもしくはＤBには符号５もしくは３が付されている。使用されたファン状放射線（ファンビーム）のファン角がβAもしくはβBにて示され、焦点ＦAもしくはＦBからコーン状放射線（コーンビーム）１２，１１が形成される。両焦点−検出器システムの回転方向は矢印によって示されている。
【００３９】
焦点ＦAから出て検出器ＤAの１つの検出素子に至る直接放射線を考察するに、両焦点−検出器システムが動作中であるならば、同時に、放射線Ｓの強度Ｉを測定する同じ検出素子において測定された強度に同様に寄与する散乱放射線Δが発生する。焦点ＦBおよび検出器ＤBを有する焦点−検出器システムＦＤＳＢの例で図３に示されているように、検出器の前の放射線側に散乱放射線除去用コリメータＫが配置されている場合には、対向する焦点ＦBから検出器ＤBのそれぞれの検出素子に至る直接放射線Ｓが有する放射線方向とほぼ同じ放射線方向を持つ放射線のみが検出素子へ向かって減弱されないで進行する。他の放射線方向はコリメータＫによって十分に吸収される。
【００４０】
検査される患者、従って相似のファントムは同様に、一般に正確な回転対称でないので、患者またはファントムで生じる散乱放射線についても、考察される焦点−検出器システムの角度依存性が生じ、考察される平行投影の場合にはチャネル依存性も生じる。平行投影の場合におけるこのような散乱放射線分布およびその角度依存性およびチャネル依存性の例が図４〜６に示されている。各図において左側には、図示された投影の角度位置が、両焦点の方位と、実線により直接放射線方向と、点線で示された散乱放射線を発生し散乱放射線を有する放射線とにより示されている。右側には、それぞれグラフにて焦点のこの方向および方位の平行投影の散乱放射線強度の算出された経過１３が描かれている。横軸にチャネル番号ｋが取られ、縦軸に検出素子に到来する散乱放射線の強度がとられている。
【００４１】
この種の曲線がファントムの形状および大きさに依存して呼び出し可能に存在するならば、本発明によれば、この既知の散乱放射線成分が測定された強度から差し引かれ、強度値としてもっぱら直接放射線Ｓの作用が得られる。もちろん、求められた散乱放射線経過に対して変化させられた管電流の起こり得る影響が考慮されるべきである。
【００４２】
散乱放射線の分布が分析的な手法で決定できるのと同様に、本発明によれば、１つまたは複数のファントムにおいて散乱放射線分布の直接測定を行ない、散乱放射線補正をこれらの値に基づいて行うこともできる。
【００４３】
走査された患者の実際の大きさおよび形状にファントムの既知の大きさおよび形状の既存の散乱放射線分布をマッチングさせることは、一方ではスケーリングまたは補間法によって行なうことができる。患者のサイズは例えばトポグラムによって検出されるとよい。
【００４４】
他方では、近似的に直接に患者において測定された散乱放射線分布に基づいて、これに合うファントムを遡及的に選択し、これらの値を散乱放射線補正に使用することができる。
【００４５】
本発明者は、散乱放射線の主要成分が主として走査された対象の表面層に由来し、患者の深部層には由来しないことを認識した。この幾何学的関係に基づいて、平行投影において対象の形状および大きさに依存した典型的な非対称性の散乱放射線経過が生じる。
【００４６】
１つの焦点ＦAから出射して検出器ＤAの１つの検出素子へ入射する図７における個々の直接の走査放射線Ｓと、図８における相補的な走査放射線Ｓ’とを考察するに、それぞれ測定された強度は同一であるべきである。もちろん、とりわけ図７の状況においては散乱放射線Δが検出器に到達し、強度測定値が高めに誤差を含ませられるので、放射線の正の差からそれぞれ散乱放射線成分が生じる。そのようにして測定されたこれらの散乱放射線成分がチャネルを介して平行投影にて描出されるならば、図９に示されているような経過１４が生じる。同時に図９には実際の散乱放射線分布の経過１３が示されている。両曲線を考察すれば、右側部分において主として登り傾斜面および場合によっては左側傾斜面の半分の高さまでにおいて曲線の顕著な一致が存在することが認められる。実際の散乱放射線分布１３と、反対向きの放射線を介して求められた散乱放射線１４との間で左に向かって差がますます大きくなる理由は、反対向きの放射線も散乱放射線成分を有するが、しかしその散乱放射線成分が一致していることにある。従って、相補放射線におけるこの散乱放射線成分は、投影の右側から中心まで増大し、直接放射線の散乱放射線をますます補償する。この理由から右側成分の経過のみが、ファントム測定またはファントム算出に由来する経過との比較のために有用である。
【００４７】
上述の本発明の特徴は、その都度述べた組み合わせだけでなく、本発明の範囲を逸脱することなしに他の組み合わせまたは単独にて使用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】２つの焦点−検出器システムを備えたＣＴシステムの概略図
【図２】図１によるＣＴシステムの横断面図
【図３】散乱放射線除去用コリメータを備えた１つの焦点−検出器システムの横断面図
【図４】第１の焦点−検出器位置における平行投影の場合の散乱放射線分布図
【図５】第２の焦点−検出器位置における平行投影の場合の散乱放射線分布図
【図６】第３の焦点−検出器位置における平行投影の場合の散乱放射線分布図
【図７】患者を通る直接放射線と角度をずらされた焦点からの同時の散乱放射線成分とを示す簡略図
【図８】図７の表示を１８０°角度をずらして示した簡略図
【図９】投影の散乱放射線成分の実際の経過と差寸法によって求められた経過とを示す散乱放射線分布図
【符号の説明】
【００４９】
１                  ＣＴシステム
２                  ＦＤＳＡの第１の焦点
３                  ＦＤＳＡの第１の検出器システム
４                  ＦＤＳＢの第２の焦点
５                  ＦＤＳＢの第２の検出器システム
６                  ガントリハウジング
７                  患者
８                  移動可能な患者用寝台
９                  システム軸線
１０                制御および計算ユニット
１１                Ｘ線管２のファン状放射線
１２                Ｘ線管４のファン状放射線
１３                直接投影ｐの散乱放射線の強度経過
１４                直接投影ｐと相補投影ｐ’との間のチャネルごとの差
Ｐｒｇ1〜Ｐｒｇn  本発明による方法を実行するためのプログラム
Ｉ                  強度
Ｉ0                初期強度
Ｓ                  直接放射線
Ｓ'                相補放射線
ＦA                焦点−検出器システムＦＤＳＡの焦点
ＦB                焦点−検出器システムＦＤＳＢの焦点
ＤA                焦点−検出器システムＦＤＳＡの検出器
ＤB                焦点−検出器システムＦＤＳＢの検出器
Δ                  相補放射線Ｓ'の散乱放射線成分
ｋ                  チャネル番号
Ｋ                  散乱放射線除去用コリメータ
ｐ                  ファントム
βA                焦点−検出器システムＦＤＳＡのファン角
βB                焦点−検出器システムＳＤＳＢのファン角
【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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