(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンピュータ化された断層像撮像装置において、
データ収集区間に亘り、概ねスパイラル軌跡に沿って扇状の放射線を照射させて、放射線源（１２）と照射対象とを互いに相対的な移動として繰返す手段（１６、２０、２２，３０、３２、３４、９０）と、
前記扇状の放射線を検出し、更に、前記照射対象の周囲の角度位置及び前記スパイラル軌跡に沿った角度位置によって、それぞれに識別される複数の扇状データを、時間軸上に置き換えた複数の扇状データとして発生させる放射線検知器（２４）と、
前記スパイラル軌跡の前記各々の扇状データを空間的に補間するための空間的補間手段（４６）と、
前記時間軸上に置き換えてあり、その空間的な補間をなした扇状データを、時間的に歪む複数の三次元イメージ再現に再構成する手段（５４）と、
前記複数の時間的に歪む三次元イメージ再現のうち、初めの時間的に歪む三次元イメージ再現を、時間的に歪む基準三次元イメージ再現として定めて、前記複数の時間的に歪む三次元イメージ再現の各々と、前記時間的に歪む基準三次元イメージ再現との差を示す時間的に歪む差三次元イメージ再現の各々を、複数の時間的に歪む差三次元イメージ再現として生成する削除手段（１８２）と、
共通時間に対応するように各々の時間的に歪む差三次元イメージ再現を、時間的な歪みが補正された差三次元イメージ再現として生成するように、前記時間的に歪む差三次元イメージ再現を時間的に補間する手段（１２０）と、
を具備することで、
前記データ収集区間に亘り検出した前記扇状データで発生する前記時間的な歪が補正された差三次元イメージ再現となることを特徴とする断層像撮像装置。
【請求項２】
前記時間的に補間する手段の前に、前記時間的に歪む三次元イメージ再現の各々を整列するための整列手段（１１２）を更に含む請求項１に記載の断層像撮像装置。
【請求項３】
繰返して移動する前記手段（１６、２０、２２，３０、３２、３４、９０）であって、
制御手段（９０）が凡そ１回転/秒の速度で放射線源（１２）を回転させて、さらに、体軸方向で所定区間に亘り照射対象の前記移動を行い、
そして、
前記所定区間移動後、前記放射線源（１２）を閉じてから、前記照射対象の前記移動よりも高速で、前記体軸方向の前記移動初期の開始位置に戻すための制御手段（９０）である請求項１あるいは請求項２に記載の断層像撮像装置。
【請求項４】
前記照射対象が前記体軸方向に１０秒以内で移動して、前記照射対象を前記移動初期の開始位置に２秒以内で戻す制御手段（９０）である請求項３に記載の断層像撮像装置。
【請求項５】
前記時間的な歪みが補正された差三次元イメージ再現から、人為的に読取り可能な二次元表示を選択的に生成するビデオプロセッサ手段（１３２、１３６）を有する請求項１から４のいずれか１項に記載の断層像撮像装置。
【請求項６】
前記生成するための削除手段（１８２）が、更に、時間軸上に置き換えられた一連の時間的に歪む診断情報を生成するために、前記時間的に歪む三次元イメージ再現を処理するための手段であり、
前記時間的に補間するための手段（１２０）が、更に、前記時間的に歪む診断情報のそれぞれを、共通時間に対応して補正するように、前記時間的に歪む診断情報を時間的に補間するための手段（１２０）である請求項１から４のいずれか１項に記載の断層像撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、コンピュータ化された断層像撮像方法および断層像撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、コンピュータ化された断層像撮像方法および断層像撮像装置は一般に、医療診断目的とするＣＴスキャナのスパイラル容量の想像画像との結合における適用があり、特にそれらとの関連において述べる。
【０００３】
医療診断を目的としたＣＴスキャナでのスパイラル画像において、Ｘ線源または管が、患者保持テーブルの動きに対し、一定の線速度で連続して回転する。この手法により収集されたデータは、患者に対し一定ピッチのスパイラル軌跡を効果的に描写する。一般的には、データは蓄積され、そして直列図または並列図として扱われ、患者の縦軸へ、また特別には三次元の方形マトリックスのメモリ素子へ変換される。例えばＵ．Ｓ．Ｐ．３，４３２，６５７を参照されたい。
【０００４】
所定の医療的診断では、コントラスト作用剤（造影剤）として、通常ヨウ素等の高原子番号コントラスト物質を患者へ投与することが好都合である。撮像される領域が心臓からどれだけ離れた画像領域位置かにより、コントラスト物質は、その対象領域におけるその最大濃度レベルを、略３０〜９０秒超の間、持続する。ＣＴスキャニングの技術は、コントラスト作用剤がその最大濃度に近い間、対象領域の像を生成するように発展してきている。例えば、超高速ＣＴ、言うならば電子ビームスキャニングは、かなり大きな体積に対応するために用いられて来ている。「Power-Injectd CT Contrast Opacifies Vascular Spaces, Sam D.Lane, Diagnostic Imaging,November 1988」（サム  ディー．レーンの「高圧注入ＣＴ造影は血管空間を不明瞭にする」（診断用撮像、１９８８年１１月））を参照されたい。しかしながら、この技術は、ある時間期間にわたって、かなり大きな体積全体についてのコントラスト変化を明らかにできていない。レーン（D.Lane）の方法では、同一領域の濃淡の変化をある時間にわたって示すために、寝台をある位置に固定しなければならない。これは、レーンの技術が、コントラスト作用剤（造影剤）の投与量が増加することと、軸スライスのみの単純観察により測定に限界がある。
【０００５】
ヘリカルスキャニング一体の技術は、西村・他のＵ．Ｓ．Ｐ．４，７８９，９２９で論じられており、スキャンされた一体のさらに完全なサンプリングを得るために寝台の前後移動を利用している。しかし西村他は、時間的な次元における構想について開示していない。さらに、データ収集の間の前後動が時間的未規定のサンプリングにおける結果、一体の終端に近い対象領域についてはとりわけ開示されていない。
【０００６】
スパイラル体積スキャンは、コントラスト作用剤（造影剤）を用いて、呼吸を止めた患者に対して実行されてきた。カレンダらの「息を止めさせた患者に対する螺旋状体積ＣＴ、連続移動、及び連続スキャナ回転」（放射線学、第１７６巻、第１８１−１８３頁、１９９０年）および「螺旋状ＣＴ走査の物理的性能特性」（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．第１８巻、第５号、１９９１年９／１０月）を参照されたい。これらの技術の欠点の一つは、ＣＴスライス鮮明度の鮮明さを減少する、ヘリカル補間法に対しリニア補間を用いていることである。他の欠点は、１回息を止めさせることによって１組の測定データしか得られないことである。
【０００７】
スパイラル収集データを三次元方形マトリックスへ適用することにより、このスパイラル収集データを通して連続した平行平面、スパイラル回転毎、例えば０°の回転原点毎に一平面が定義される。データ収集期間の間、一連の扇状データすなわち扇形状群のデータは、予め選択された患者周囲の角度増加に伴って収集される。潜在的に、慣習にしたがえば、０°即ち１２時において、１面当り１つの像とすれば、平均化や重み付けをすることなく、面内に像を首尾よく収めることができる。当該面の残りの各像については、その面の前の回転からのものと、その面の次の回転からのものの、対応する像、即ち扇状データの対がある。これらの像は、当該平面からの相対距離に従って平均化または重み付けされる。この方法において、重み付けされた像の全組を作成して、従来の３６０°ＣＴ再生アルゴリズムを遂行する。１９８６年１２月森氏に許可されたＵ．Ｓ．Ｐ．４，６３０，２０２を参照されたい。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、リニア補間技術の問題点は、その一つがソースファン再構築を用いる第４世代のスキャナにおける導入エラーである。Ｘ線原点および円弧状の検知器とが共にスライス周辺を回転する第３世代のスキャナにおいて、各扇状データまたは光景データは、並列平面から技術的に規定され変換されたスライスとして瞬時に収集される。第４世代のスキャナには、患者をとり囲む固定検知器の並列環がある。扇状データ原点の再構築において、各検知器はモニタでサンプルされ、試験領域内における回転に伴い光景データまたは扇状データ生成の時間間隔が設定される。なぜならば患者は光景データまたは扇状データの最初および最終サンプリングの間に縦移動し、光景はスパイラル軌跡に沿って覆われまたは封じられる。並列の光景を技術的に平面に規定するリニア補間技法は、エラーを生成する。
【０００９】
リニア補間技術の他の問題点は、患者の移動速度、およびＸ線管の出力の変動によるＸ線回転速度の変動に極めて敏感なことである。
【００１０】
本発明は、上記の問題点が緩和されたコンピュータ化された断層像撮像方法および断層像撮像装置を提供するものである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
請求項１の発明のコンピュータ化された断層像撮像装置は、放射線源と照射対象とが相互に関係して繰り返し動作し、データ収集期間にわたりスパイラル軌跡に沿って照射対象に扇状の放射線を照射する手段と、扇状の放射線を検知し、扇状データの時間軸上に代替されて置き換えられ、照射対象の周囲の角度位置およびスパイラルに沿った角度位置により確認された複数の扇状データを生成する放射線検知器と、スパイラル走査で検出した各々の扇状データを時間的に補間させるための時間的補間手段とを有し、時間的に歪められた三次元イメージ再現の複数と、時間軸上に代替され時間的に補間された扇状データを再構成し、三次元イメージ再現はデータ収集継続期間に扇状データの生成により起こされる時間的歪みが補正された三次元イメージ再現で、共通時間に一致する三次元イメージ再現の各々のデータの時間的に歪められた三次元イメージ再現の、時間的補間のための時間的補間手段を含むことを特徴としている。
【００１６】
本発明のコンピュータ化された断層像撮像装置は、予め選択された継続期間において予め選択された軸長の、スパイラル軌跡に沿って放射線が照射される照射対象のこの照射対象と放射線源とを繰り返し移動する手段と、照射対象を横断する放射線を検知し、スパイラル軌跡に沿う同一位置によるものと認められる電子データとしての複数の扇状データを作成する検知手段と、補間機能と軸的に一致する扇状データを補間する手段と、時間軸上に代替されて置き換えられ、時間的に歪められた複数の三次元再生に対する扇状データを再構成する手段と、三次元と時間次元内の、全ての四次元内で線形である四次元イメージ再現を生成する、時間的に歪められた複数のイメージ再現を時間的補間するための時間的補間手段とを有して構成されることを特徴とする。
【００１８】
本発明のコンピュータ化された断層像撮像装置は、放射線源と照射対象との関係が、スパイラル軌跡の複数に沿って照射対象の共通領域を繰り返し横切る放射線源からの放射線となる様に移動させる手段と、継続期間の間のスパイラル軌跡の一つにおいて収集した扇状データを連続する時間軸上に代替させて置き換えて、スパイラル軌跡に沿う位置により識別された複数の扇状データを含むスパイラルセットの複数を生成するための、照射対象を横切る放射線を検知する検知手段と、スパイラルデータセット内の各々の扇状データを空間的に補間し符合する空間的補間手段と、時間的に歪められたイメージ再現の各々は、スパイラル軌跡反転継続期間において収集されたイメージデータを、時間軸上に置き換えられた扇状データで再構成によるものであり、時間的に歪められたイメージ再現の、時間軸上に置き換えられたシリーズ内へ空間的に補間した扇状データの再構成のための再構成手段と、時間的に歪められた診断上の情報再現の、時間軸上に置き換えられたシリーズを生成する、時間的に歪められたイメージ再現を処理するための再現手段と、共通時間のシリーズの一つに一致するように補正された各々の様に、時間的に歪められた診断上の情報再現の、時間的補間のための時間的補間手段と、可視表示器のシリーズ内への時間的に補間された診断上の情報再現を反転させる表示手段とを有して構成されることを特徴とする。
【００１９】
【実施例】
次に添付図面を参照して本発明によるコンピュータ化断層撮像装置の実施例を詳細に説明する。図１〜図２４を参照すると本発明のコンピュータ化された断層像撮像方法および断層像撮像装置の実施例が示されている。
【００２０】
図１によれば、断層像撮像装置１０は、検査領域またはスキャン環１４の透過放射線の扇状ビームを放射する放射線源１２、例えばＸ線管等を具備している。Ｘ線管は、検査領域の周囲への扇状ビームの放射線を回転させるために、回転可能な構台１６に搭載されている。コリメータおよびシャッター手段１８は放射線ビームを一またはさらに狭い平面ビームに収束し、ビームのオン・オフを選択的に開閉する。ビームは、Ｘ線管で電子的にオン・オフの開閉がされる。モータ２０は、構台１６を検査領域の周囲に継続的に回転するための駆動力を供給する。回転位置エンコーダ２２は、モータおよび構台１６と接続され、構台１６の回転位置を測定する。図に示されている第４世代のＣＴスキャナにおいて、放射線探知器２４の環は、検査領域を取り囲み据え付けられている。機械的および数学的都合上のため、放射線探知器２４は、Ｘ線管と同一平面において回転構台１６の周囲に静止状態で据え付けられる。
【００２１】
図４において、円弧状の検知器は、ビューすなわち扇状データを生じる検査領域１４の背後での放射線源１２の回転に準じ、短時間の積算で同時に収集する。角度２αの間隔の扇状の検知器を駆動するため、角度位置θでの例示的な検知器２６は、放射線源１２が検査領域１４の一側面に接した位置２８ａにある時、初回の収集が開始され、そして放射線源が検査領域１４に接する他の側面の直線内のポイント２８ｂに達するまで連続的に監視される。扇状データを得るためには、検査器２６ａおよび２６ｂの各検査器間は、扇状データおよび扇状データのセット（組）を検出して同時に収集される。収集された扇状データセットの原点は、検査領域周辺の頂点の角度位置Φにより識別ができる。検知器群の位置と扇状データの原点間の各々の放射線のデータは、角度βにより描画される。扇状原点の各々の放射線は、共通軸に対し関連する角度γによって識別ができる。その原点は検査領域の中心から半径Ｓを配置し、検査器２４の環は検査領域の中心から半径Ｄを配置する。本発明を等しく適用できる第三世代のスキャナにおいて、検知器２６ａおよび２６ｂ間の単一円弧は、放射線源と共に回転のために構台１６に設置される。第三世代の幾何学的扇状の原点は、数学的には同様に描画される。
【００２２】
再度図１において、寝台３０は照射対象、特に患者を横たえた位置において保持する。モータ３２等の手段は、上記寝台の表面部で患者を保持しつつ、選択された速度で検査領域へ前進させる。エンコーダ３４は、モータ３２、可動状態に患者を保持する寝台３０、およびスキャン環１４を通して患者を移動し患者を保持し実際の表面位置を監視するために駆動機構部と接続される。
【００２３】
サンプリング手段４０は、ヘリカルスキャンの各複合のため検査領域を構成するスキャン環１４の周囲の各角度位置に対し扇状データまたは扇状データのセットを収集する。ビュープロセッサ４２は、各々のヘリカルスキャンの螺旋収集した扇状データを、限定時間範囲において収集し大多数のイメージ画像と一致する平行平面へ変換する。ビュープロセッサは、スキャン数、（または時間）、回転数、扇状データ角度、および扇状データ内の放射線角度、の結合によりアドレス指定ができる扇状データを蓄積するスパイラルビューメモリ４４を有している。ビュープロセッサ４２は、さらに、スパイラルビューメモリ４４内の各ヘリカルスキャンのデータを並列スライスデータ内で補間するための、フィルタまたは補間手段４６を有している。補間手段４６は、メモリ機能フィルタ４８により供給されるフィルタまたは補間機能で扇状データの角度と対応する複数の扇状データに対して作用する。
【００２４】
さらに継続して図１、および後続して図２において、制御手段５０は、完全なヘリカルスキャン内の扇状データの角度群、例えば検査領域３６０°周囲の一般的角度増加で配列された扇状データ、の各々の扇状データ角度にインデックスを付ける。各々の不分割の扇状データの角度と一致する扇状データは補間手段へ移され、フィルタがかけられ補間済扇状データとされる。各々の補間済扇状データは、一つのヘリカルスキャンの各補間済スライスと一致する補間済扇状データが生成されるまで、補間済ビューメモリ５２において蓄積される。しかしながら、イメージ再構成手段５４は、通常のフィルタ済のバックプロジェクション、または同時スライスの各々を再構成し、およびそれぞれのヘリカルスキャンからのスライスの結果を三次元データメモリ５６へ蓄積する他の再構成理論、を用いる。各ヘリカルスキャンのために、三次元データメモリは、複数のスライス、このスライスは各スライス内の画素の解析による間隔比例のスペースを取ったスライス、の各々から構成される方形画素アレイを蓄積する。この方法において、三次元データメモリに蓄積されたデータの各セットは、ヘリカルスキャンの何れか一に対する方形データ体積として概念化することができる。
【００２５】
図５において、メモリ機能フィルタ４８は、複数のフィルタまたは補間機能を備えている。図５は、修正された線形重み関数６２と従来の線形重み関数６４とを比較している。この修正線形重み関数は、Ｗ（Φ）＝０、｜Ｒ｜＞１．５であり、但し平均幅１．１、Φ＝Ｒ・３６０°で表す。Ｗ（Φ）および一次導関数は、Ｒ＝０およびＲ＝±１のところで丸めた表現により、いずれも連続である。回転インデックスＲは、積算回転インデックスｍおよび部分的回転ｒの合計である。しかしながら、重み関数は、１の重み付けを行う。例えば、
【００２６】
【数１】
0003782833.tif 000002
【００２７】
但し、Φm = (r+m) 360°
また最初のモーメントはゼロに等しい。例えば、
【００２８】
【数２】
0003782833.tif 000003
【００２９】
図６においては、４連続回転の区間に跨る三次重み関数６６を、従来の線形補間６４と比較してある。三次補間において、
Ｗ（Φ）＝０、但し｜Ｒ｜＞２                            （３）
と表され、平均幅は約１．１である。
Ｗ（Φ）およびその一次導関数は、ここでも連続であり、そして等式（１）および（２）の条件も有効である。同様に、曲線６８の三次重み付けを用いることができ、その場合、
Ｗ（Φ）＝０、但し｜Ｒ｜＞３                            （４）
であり、そして幅は（高さは半分で）１．６回転に等しい。
【００３０】
図７は、従来の線形重み関数６４と７ローブ(lobe)螺旋状重み関数７０とを比較しており、
Ｗ（Φ）＝０、但し｜Ｒ｜＞４                            （５）
再度、上記関数およびその一次導関数は連続的であり、等式（１）および（２）の条件は満足されている。
【００３１】
図８において、カーブ６４の従来の線形重み関数は、Ｚ軸に沿った相対的に有限な周波数応答７２を有する。尖鋭度に関して、７ローブ(lobe)螺旋状重み関数７０は、Ｚ方向にさらに歯切れの良い周波数応答７４を有している。注意点として、７ローブ(lobe)螺旋状重み付け７４の周波数応答は、比較的平坦な比較的早い落下であり、これは従来の線形重み関数の平滑化を不要とする。
【００３２】
回転回数すなわち図５〜図８の横軸位置Ｒは、ディジタル的単位でない。即ち検知器が０°においては規則正しい整数値Ｒ＝０、±１、±２、等に相当し、９０°では、Ｒ位置が−０．７５、＋０．２５、＋１．２５に相当する。
【００３３】
本発明の他の実施例において、イメージ再構成手段５４は、１８０°にファン角度を加えた扇状データに基づく再構成アルゴリズムを用いる、この様な論理は１９８１年１１月発行されたウォルターズ（Walters）のＵ．Ｓ．Ｐ．４，２９３，９１２に 図示されている。この領域の半分でしかないがデータ内の１８０°余を上に記載の補間関数の形で、最も有効的に利用するために、メモリ機能フィルタ４８の補間フィルタは、１８０°基準において再定義される。特に、線形重み関数６４は、画像表現が平坦でなくいくらか歪曲された結果となる。
【００３４】
図９において、好適な１８０°基準再構成技術は、扇状データの角度と一つの扇状データの内の個々の放射線角度との両者に基づく重み関数を用いることである。カーブセット８０は、中心の扇状データすなわちゼロ次扇状データ放射線のための修正された線形関数６２を含んでいる。カーブ８２は、扇状の一つの先端位置での放射線のためにシフトされ修正された重み関数を描き、またカーブ８４は、扇状の先端と反対の位置での放射線のために、シフトされ修正された重み関数を描いている。放射線の先端および中心の各々の放射線の間において、重み関数は、図化された差違の分がシフトされる。それぞれの重み関数および一次導関数は、常に連続的ではあるが、その状態は下記の等式（６）および（７）と一致する。相互に１８０°で相対する放射線の重み関数の合計は、１に等しい。
【００３５】
【数３】
0003782833.tif 000004
【００３６】
勿論、最初のモーメントはゼロに等しい。
【００３７】
【数４】
0003782833.tif 000005
【００３８】
プロジェクションデータのために扇状原点Ｖs（Φ＋ｎ・３６０°、β）から 組織化し、縦補間を生成し：
【００３９】
【数５】
0003782833.tif 000006
【００４０】
但し、Ｗs (Φ＋ｎ・３６０゜，β) = Ｗ( ｒ＋β，β）
そしてＷs（γ、β）は、式（６）および（７）およびΦ＝０から３６０°を 満足する
重み関数である。
β＝（−β0／２）から（β0／２）
β0＝スキャン環を規定する扇状角度
プロジェクションデータＤ180（Φ、β）の３６０°の結果は、もはや１の重みを持たない、しかし代わりに１８０°スパンの平均的な重みを持つ。このデータは、但しΦ＝０から３６０°に対するＤ180（Φ、β）の標準畳み込みバックプロジェクションを用いて再構成が可能である。扇状検知器ＶD（θ＋ｎ・３６０°、α）として組織化されたプロジェクションデータは、横軸方向補間を生成する。
【００４１】
【数６】
0003782833.tif 000007
【００４２】
ここにおいて、WD（θ＋ｎ・３６０°、α）は、ソースファンフォーマットから検知器のファンフォーマットにＷs（Φ＋ｎ・３６０°、β）を再写像することにより、得ること ができる。同様に、図６のカーブ６６の三次重み関数のための重み関数Ｗ180（γ、β ）は、図１０に図化されているように放射線に依存させることができる。具体的に言うと、三次重み関数６６は、中心の放射線に用いられる。一方の端部における放射線のために、重み関数はカーブ８６で図化されているように曲げられ、またファンビームの他方の端部の放射線のために、重み付けカーブは８８で図化されているように曲げられる。図化された実施例において、カーブ８６および８８の放射線先端はβ＝±２３°である。
【００４３】
コントラストイメージングにおいて、コントラスト作用剤は患者に投与される。注目領域のコントラスト作用剤の収束力は、心臓から注目領域までの距離、投入の割合、その他同種類のものに応じて時間によって変化する。図１１は、肝臓に対する典型的なコントラスト作用剤の収束力対時間であり、図１２は大動脈に対する典型的なコントラスト作用剤の収束力対時間である。４次元イメージに対し、コントラスト作用剤の集束力がピークに近い間の時間の大半に、上に記載のイメージング過程が繰り変えされる。
【００４４】
図１と図２に再び関連しまた図１３に後続して関連し、Ｘ線源等のモータ２０および３２を制御する制御手段９０は、略１秒／回転で回転９２され、患者テーブルは略１５ｍｍ／秒で移動９４される。これは、軸方向９６において１５ｃｍのボリュームが１０秒内にカバーされることを可能にする。制御手段９０は、寝台制御モータ３２を反転させ、それを高速、例えば７．５ｃｍ／秒、で操作し、この寝台は、略２秒でスターティングポジションに復帰９８される。制御手段９０は、Ｘ線管のゲートを遮断またはシャッター１８を閉鎖し、患者が復帰または引き返し期間中放射線を浴びないようにする。この工程は繰り返され、略１２秒毎、すなわち５セット／秒のボリュームイメージデータのフルセットが生成される。
【００４５】
コントラスト作用剤の収束力手段１００による信号が、制御手段９０によりスキャンを開始させる。コントラスト作用剤の収束力手段１００は、患者内のコントラスト作用剤の実際の収束力を監視する。好ましくは、コントラスト作用剤の導入から収束力のピークに接近するまでの時間は医学的に十分に確立されており、コントラスト作用剤の収束力手段の簡潔な時間の、コントラスト作用剤の導入から既知の時間定数までの適切持続期間が伸ばされる。
【００４６】
テーブルの速度は、潜在的に一定に保持される。しかしながら、各ヘリカルスキャン開始時点の加速および終了時点の減速は、補間の間に容易に処理することができる。さらに、装着物、電源変動、その他同種類のものに応じ、スキャン速度に変動が生じ得る。
【００４７】
図１４において、±２０％の歪曲速度変動の関数１０２のカウントに対し、補間関数６２は再演算されたものである。具体的に言うと：
【００４８】
【数７】
0003782833.tif 000008
【００４９】
ここにおいてＰ（Φ）は、回転角度Φに対するテーブル位置関係である。これが平面の再構成の条件を満足するが、図１５はカーブ１０２の空間解像度が理想的線形重み関数応答７２と一致しないことを示す。しかしながら、重み関数Ｗ（Φ）の値がＷ（Ｐ(Φ)）に再写像されれば、一定の空間応答は維持される。この重み付けは次のように調整される：
【００５０】
【数８】
0003782833.tif 000009
【００５１】
【数９】
0003782833.tif 000010
【００５２】
図１６の新たな重み関数１０４において、図１７の空間応答１０６は、図１５の空間応答７２と潜在的に同一である。この方法において、補間関数は、放射線源および患者の関連移動速度における変動を正すために用いられる。
スパイラルデータ収集の各繰り返しの開始で、三次元再構成されたイメージ再現は三次元データメモリ５６から４次元メモリ１１０へ移動され、そこには第４次元が刻まれている。整列手段１１２は、各々の三次元体積イメージを先行体積イメージと空間的に配列する。パターン認識手段１１４は、一またはそれ以上の特徴的ポイントまたは性質を各三次元イメージとして再現することを試み、そしてこれらの特徴的ポイントまたは性質の特殊部分と、四次元メモリ１１０内の同様特徴ポイントとを比較する。この特徴的ポイントは、患者の表面にＸ線不透過体を配置して、その部材により特定され、これら各体積イメージ再現の中の同等部分は、先行する体積イメージ再現の中のその部分と比較される。オフセット手段１１６は、各イメージ再現に対する適当な空間オフセットを加え、新たに獲得した体積イメージ再現の特徴的ポイントを、予め収集された体積イメージ再現と同等な特徴的ポイントと合わせる。随意的に、オフセット手段１１６は、さらに精密に獲得したデータと合わせるために３Ｄイメージ再現を調整できる。認識手段１１４は、内臓器の特徴を調べ、そしてこの内臓器の特徴の位置と、四次元メモリ１１０の予め獲得された体積イメージ再現の中の内臓器の特徴の位置とを、比較するパターン認識手段を含んでいる。
【００５３】
上記の検討において、各々のスパイラルデータ獲得期間は、所定の時間、上記の例では１０秒を要する。これは、各三次元イメージ再現のデータが時間的に曲げられ歪む原因となる。さらに特徴的には、上記議論した実施例において、当該体積の第１の端部データは第２の端部データに略１０秒で先行する。次の体積の第１の端部データは、先の第２の端部データに略２秒で続き、そこで、後続のデータセットの開始点データは略１２秒後に引き出される。時間的補間手段１２０は、時間的方向における四次元データを、等しい時間的間隔で生成データセットに補間する。この時間的および特別形成の四次元データは、四次元イメージメモリ１２２内に蓄積される。
【００５４】
診断上の目的において、一定の作用剤のみの表示の生成はしばしば優れている。この終点で、削除手段１２４は、定形の四次元イメージメモリ１２２内の時間的定形の各三次元体積イメージから、三次元基礎またはゼロコントラスト作用剤三次元イメージを削除する。さらに特徴的には、制御手段９０は、コントラスト作用剤が三次元比較イメージメモリ１２６内へ導入され付加される前に三次元イメージを取らせる。随意的に、制御手段は、注目領域外へコントラスト作用剤が過ぎ去った後、他のイメージを取らせる。これらの前後に、三次元イメージ再現は、三次元比較イメージメモリ１２６内へ蓄積され基礎イメージとする形成のため平均化される。削除手段１２４は、時間的に表示された各体積イメージから基礎体積イメージを削除し、リマインダは作用時間としてのコントラスト作用剤の高揚の四次元イメージであり、このコントラスト作用剤イメージは四次元コントラスト作用剤メモリ１２８内に蓄積される。
【００５５】
図１１および図１２の図示によれば、像形された体積内のコントラスト作用剤の量は、カーブを変化させる。適当な、収束イメージの調整は、収束作用剤内の時間的変動の固定を作ることを可能とする。終了時、収束イメージ調整手段１３０は、四次元コントラストイメージを欲するままに調整し、この調整はコントラストイメージ内の時間的変動を固定化させる原因となる。コントラストイメージ収束カーブは、コントラスト作用剤検知手段１００、その他のコントラスト作用剤または上の記載による実際の測定において供給される。さらに、コントラスト作用剤カーブは、四次元コントラスト作用剤メモリ１２８から引き出される。
【００５６】
イメージプロセッサ手段１３２およびビデオプロセッサ手段１３６は、表示のために四次元イメージデータから二次元データを選択するコンソール１３４により制御される。プロセッサ手段は、種々の角度及び種々の時刻における体積全体の平面スライス、時間的な進展を示す同一スライスの一連の画像、区分または切り欠き図等、種々の二次元画像表現を選択することができる。さらにイメージプロセッサ手段１３２は、メモリ１２６からの基準画像データを比較イメージとして、四次元コントラスト作用剤メモリ１２８からの造影画像を重畳させることができる。例えば、造影剤に影響されない周辺組織を見て、放射線専門医が空間的な配向を行なう際の補助にすることが、好都合なことがしばしばある。背景組織は黒白表示され、コントラストイメージ（造影剤画像）は他の単一色または複数カラーでその上に重畳されて表現される。ビデオプロセッサ手段１３６は、ビデオモニタ１３８上に表示するために適切な形態に、選択された二次元イメージ再現を変換する。随意的に、加算イメージ処理手段、イメージメモリ装置または保管手段、等が具備される。
【００５７】
イメージの各画素に到達するコントラスト作用剤（造影剤）の速度は、診断上重要である。肝臓および大動脈のために理想的なコントラスト作用剤の濃度曲線が、図１１および図１２に示されている。しかしながら、コントラスト作用剤は血液によって運搬されるため、コントラスト作用剤が比較可能な時間内に特定の画素に到達しないことは、循環系および他の代謝の問題を示しているのである。随意的に、イメージエラー検出手段１４０は、時間を変位した三次元画像の各々の対応するボクセル（ｖｏｘｅｌ）を検査し、造影剤濃度をプロットし、それを理想的なものと比較する。この情報から、当該体積の各ボクセルが適当な速度でその濃度を受けているかを示す、三次元表現を発生し、もし受けていなければ、どれほど遅れているかを示す三次元再表現が生成される。通常一色または斜線で表示を行い、予想される速度でコントラスト作用剤を徐々に受けた部位は、徐々に濃くなる複数の色または斜線模様で表示することにより、貴重な診断上の情報を伝達することが可能である。各ボクセルに対する個々の造影剤濃度対時間曲線は、個々に独立して可視表示される。
【００５８】
他の立体時間的測定形態を選択可能である。図１８において、制御手段９０は、１秒／回転で構台を再回転９２することができる。しかしながら本実施例によれば、患者は軸方向にのみ７．５ｃｍ／スキャン移動９４’され、テーブルリトレース９８’を略１．５秒間内に７．５ｃｍ移動させることができる。再び、寝台速度９６’は、５秒のヘリカルスキャニング時間を実質的にコンスタントにオーバしている。本実施例では、図１３の実施例の大きさの半分の体積であるが、６．５秒毎にスキャンされ、分当り８回のフルスキャンの可能性を達成している。
【００５９】
図１９によれば、構台は略１秒／回転で再回転９２する。しかしながら、高解析のために、テーブルは略５秒間内に２．５ｃｍのみ移動９４”する。これは、テーブルを停止し、そして略２秒内に初期位置ヘ戻し９８”、略６秒のスキャンを可能とさせる。これらは、この実施例において、秒当り１０ヘリカルスキャンを達成することが可能である。
【００６０】
図２０において、患者が息をホールドしている略１０秒間の間に患者テーブルを１５ｃｍスキャンする。略８秒間のピリオド１５０は、患者に息を吐くために提供され、そして再び息を吸い込み次のブレッスホールドの準備をする。この呼吸時間の間に、テーブルは初期スタート位置へ帰還１５２される。この方法において、１８秒毎に１スキャンまたは６４秒間に略４スキャンが達成される。
【００６１】
患者は普通交差し、所定の方位角度で放射された放射線のダイナミックレンジである、楕円部を有している。同調された制御手段９０は、電源供給部１６０をＸ線管１２のために制御する。この電源供給部は、Ｘ線管の電流および電圧を一般的な割合とし、患者を透過するＸ線のＸ線管の角度位置と希薄化手段とを調整する。この方法の露出変化により、再構築された体積の固定的なノイズ量がさらに一定化される。
【００６２】
構台又はテーブルスピードが不相応な変動を受ける時、スキャンはノン−ヘリカルとなる。しかしながら、（デモンステレーション上では）、適当な再構築体積を獲得することができる。高希薄化放射に対し、他方の構台回転またはテーブル動作は、より高いノイズ量を補償するために低速とされる。同時に、もしＸ線管電圧、濾過、またはＸ線管電流が変動しても、ヘリカルスキャンの遂行は可能である。特に、電圧濾過または／および電流濾過は、高希薄化プロジェクションのために強化される。これらパラメータの同期は、予め定められ先行概算の基礎とされ、または初期のプロジェクションまたは同様体積のスキャンにおいて前もって定められる。
【００６３】
上の記載において、扇状データは一グループ化されスパン３６０°から１８０°基礎に再構成される。他の実施例におけるＸ線管のエネルギーレベル（ｋＶ）は、二つのレベル間の変動即ち交互に変化する。前述の高低変動として図２１の１６２に示されたｋＶ連続変動により、２つの重み関数（１６４，１６６）は、１８０°を基にした２組の投影を生成できる。これらの組は双方とも、同一撮像面に対応するものである。各組の各放射線の平均ｋＶ値は、高ｋＶレベルまたは低ｋＶレベルの何れか一方と対応する。高ｋＶから低ｋＶへまた高ｋＶへ戻る各サイクル毎に、正確には１回半の回転が要求される。全照射を最少に抑えることと、両高および低ｋＶ照射中に小さな音の維持のために、Ｘ線電流１６８は位相を反転させて変化させる。カーブ１６４は、高ｋＶ重み関数を示している。
Ｗhi（Ｒ・１８０、β）＝Ｗhi（γ、β）
【００６４】
図２２によれば、補間手段４６により印加された重み関数は、高および低ｋＶ部を移し変える。重み関数カーブ１６４は、高ｋＶまたは電圧プロジェクション放射線のより好ましい重み関数を示しているが、重み関数カーブ１６６は、低エネルギー放射線を用いた重み関数を示している。これらの放射線プロジェクション（放射線投影）は、１８０°を基にした２つの別個のプロジェクションの組またはグループを再結合される。図示された実施例において、ビーム幅は螺旋（helix）の略３つのリングに対応し、そして再生されたイメージすなわちスライスは螺旋の１．５リング毎に取得される。
【００６５】
図２３において、扇状（β＝±β）の先端の加重量内の変化は、プロジェクションセットに基礎を置く１８０°の高ｋＶとして示されている。さらに明白にすると、加重関数カーブ１６４は、扇状の一方の端のカーブ１６４ａと扇状の他方の端のカーブ１６４ｂ間にシフトまたは傾斜される。類似するシフトは、加重関数１６６に対してと低ｋＶプロジェクションセットに対してされる。
【００６６】
Ｘ線収束能率を高めるために、複数の検知器は相互に縦方向における位置が調整される。２検知器の縦位置は、相互の検知器により放射線の広さが見えるように検知器に対して選択的に調整される。同様に、３つまたは更に多くの検知器が縦直線上に設定され得る。一の実施例において、データの３スパイラルは同一体積をより大きなサンプリング濃度でカバーする。これは、上に記載の二重エネルギモデルにおける特に優れた点である。同一サンプリング密度ではあるが３倍の速度で３セットの検知器が交互に行うデータ収集に応じ、患者テーブルの速度は３倍である。
【００６７】
図２４において、検知器アレイ２４は、複数の検知器環２８ａ、２８ｂ、２８ｃを優位的に含んでいる。コリメータ１７０ａ、１７０ｂは、ビーム幅が検知器環２８ｂの中央を貫通するよう選択的に調整される。外側のコリメータ１７２ａ、１７２ｂは、他の検知器環２８ａ、２８ｃの中央を貫通するように調整される。この方法において、３つのＸ線ビームは、同時に３つのラセンに符合するデータを収集するために生成される。マルチ−スポットのＸ線管は、複数ビームがさらに平行とされるＸ線ビームの濃度を高めるために利用される。
【００６８】
図３において、再構成イメージのデータ全てを時間的に補間する必要がないことが、明らかにされている。むしろ、このイメージデータは、例えば特殊領域内の平均ＣＴ数値、吸収比率、血流図等の診断に充分なイメージデータの定数（パラメータ）すなわち情報を得ることでよい。
【００６９】
さらに明確に、処理手段１８０は、メモリ１１０内の時間的に歪められた四次元イメージの再現を、時間的に歪められた診断上の定数（パラメータ）すなわち情報、例えば特殊領域内の平均ＣＴ数値、人間臓器の特定領域への平均コントラスト量（平均濃度）等、を引き出す処理をする。図化された実施例において、コントラスト作用剤（造影剤）の注入後に時間を置いて得た、後続的に収集された三次元コントラストイメージ再現のデータから生成されたイメージ再現から、造影剤の注入前に集められたメモリ１１０内の三次元コントラストイメージ再現の一つで直ちに削除する削除手段１８２を含んでいる。そこで、この差イメージ再現は連続して時間的に歪められた四次元メモリ１８４に一緒に蓄積されて、時間的に歪められた四次元コントラストイメージを構成する。その時間的に歪められた四次元コントラストイメージとは、充分に長い時間に亘り得られた各三次元イメージのデータと収束イメージ（造影剤濃度画像）である。
【００７０】
主要注目領域において、コントラスト作用剤（造影剤）の濃度は、時間と共に増加すると予想できる。コントラスト作用剤を吸収しない周辺の部位では、コントラスト作用剤の濃度はゼロに留まる。四次元のイメージデータのほとんどは、時間的補間に要求される計算を単純化すなわち縮小化して、削除手段によって無くなる。時間的補間手段１２０は、時間的に歪められた四次元メモリ１８４からの時間的に歪められた四次元コントラストイメージを補間し、時間的に修正された四次元メモリ１２８内に蓄積するために四次元の時間的に修正されたコントラストイメージを作成する。メモリ１２８内の時間的に補正された四次元コントラストイメージは、図２で記載された後続処理がされる。
【００７１】
随意的に、コントラスト作用剤が無い状態を基準イメージにして、表示器に変換させるためのイメージプロセッサ１３２へ入力する。例えば、コントラストイメージは、黒および白でさらにかすかに表現された基準イメージと共にカラー表示として表現され、放射線専門家に骨格と比較して周囲の組織と共イメージを提供できる。処理手段１８０はメモリ１１０内の時間的に歪められたイメージを処理し、後続する時間的補間で、より有効な診断上の情報をさらに生成する。
【００７２】
本発明をより好適な実施例との関連において記載した。明らかに、変更および改造は、上記に詳述した実施例以外にも生じる。本発明は、請求項に記載された範囲内における改造および変更の、全てが含まれると解釈されることを主張するものである。
【００７３】
【発明の効果】
以上の説明より明かなように、本発明のコンピュータ化された断層像撮像方法は、放射線源と照射対象との関係を相互に移動させ、スパイラル軌跡に沿って照射対象に放射線を照射し、照射対象の周囲の所定の角度およびスパイラル軌跡に沿った位置角度により指示された複数の光景であり、データ収集継続期間にわたるイメージデータの前進的時間的な代替光景の複数を含むスパイラルデータセットを前進的に収集する。前進的時間的な代替光景を持つデータセットの各々の、時間的に代替スパイラルデータセットの複数を生成する時間に、放射線の照射工程とスパイラルデータセットの収集工程とを繰り返し実行する。データ収集期間に収集されたイメージデータの時間的な代替光景の再構築により時間的に歪められた三次元時間的再現の各々であり、スパイラルデータセットの各々と一致する光景の空間的な補間、および時間的に代替された三次元イメージ再現の複数の空間的に補間された光景の再構築を行い、時間的に歪められた三次元イメージ再現の中の各々の少なくとも選択されたデータに対する時間的補間が共通時間に一致して選択される。
【００７４】
よって、三次元データメモリに蓄積されたデータの各セットは、ヘリカルスキャンの何れか一に対する方形データ体積として概念化することができる。光景角度と一致する複数の光景を重畳させることができ、コントラスト作用剤により影響されない取巻き組織を見ることが可能となる。背景組織は黒白表示、コントラストイメージは他の単色または複数カラーで重畳されて表現させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のコンピュータ化された断層像撮像装置の実施例の概念図である。
【図２】実施例のブロック構成図である。
【図３】図２に示された装置の一部を変えた具体図であり図１との接続状態を示す。
【図４】実施例の装置の幾何学図である。
【図５】２以上の螺旋状回転間で重み付けをするための重み関数を示す図である。
【図６】２以上の螺旋状回転間で重み付けをするための重み関数を示す図である。
【図７】２以上の螺旋状回転間で重み付けをするための重み関数を示す図である。
【図８】２以上の螺旋状回転間で重み付けをするための重み関数を示す図である。
【図９】１８０°を基本とした再生アルゴリズムに対する補間または重み関数を示す。
【図１０】１８０°を基本とした再生アルゴリズムに対する補間または重み関数を示す。
【図１１】肝臓および大動脈に対するコントラスト薬品（造影剤）の時間対濃度を詳細に示す図である。
【図１２】肝臓および大動脈に対するコントラスト薬品（造影剤）の時間対濃度を詳細に示す図である。
【図１３】寝台、および１秒／回転当り１０秒スキャンを用い１５ｃｍ体積における寝台の水平回転の角速度を示している。
【図１４】構台回転およびテーブルスピード変動、特に補正を行なうための重み関数の変動の補正を示す図である。
【図１５】構台回転およびテーブルスピード変動、特に補正を行なうための重み関数の変動の補正を示す図である。
【図１６】構台回転およびテーブルスピード変動、特に補正を行なうための重み関数の変動の補正を示す図である。
【図１７】構台回転およびテーブルスピード変動、特に補正を行なうための重み関数の変動の補正を示す図である。
【図１８】図１３に類似し、半分の体積をカバーする点で相違する。
【図１９】図１３に類似し、高解像度目標スキャンを用いた２．５ｃｍ体積の場合における図である。
【図２０】図１３に類似し、スキャン間の呼吸期間を設けている点で相違する。
【図２１】Ｘ線電流・ｋＶ変化、および二層ｋＶイメージのための重み関数の対応を示している。
【図２２】Ｘ線電流・ｋＶ変化、および二層ｋＶイメージのための重み関数の対応を示している。
【図２３】Ｘ線電流・ｋＶ変化、および二層ｋＶイメージのための重み関数の対応を示している。
【図２４】双局データビームを同時に収集し得るセグメント化された検知器アレイを示している。
【符号の説明】
１０  断層像撮像装置
１２  放射線源
１４  検査領域
１６  構台
１８  シャッター手段
２０、３２  モータ
２２  回転位置エンコーダ
２４  放射線検知器
３０  寝台
３４  エンコーダ
４０  サンプリング手段
４２  ビュープロセッサ
４４  スパイラルビューメモリ
４６  補間手段
４８  メモリ機能フィルタ
５０、９０  制御手段
５２  補間済ビューメモリ
１００（コントラスト作用剤の）収束力（造影剤濃度）手段
【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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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
0003782833.tif 000028
【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
0003782833.tif 000032
【図２３】
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【図２４】
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