(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線ＣＴシステムで走査の間に患者に加えられるＸ線ビームの線量を変調する方法であって、
Ｘ線ビームの最大線量を決定する指令値ｍＡmaxを計算し、
Ｘ線ＣＴシステムのガントリ角度の関数として所望の変調を表す波形テーブルを記憶し、
走査の間、ａ）Ｘ線ＣＴシステムの現在のガントリ角度を測定し、ｂ）波形テーブルに対するインデックスとしてＸ線ＣＴシステムのガントリ角度を使用して波形テーブルから値を読み出し、ｃ）指令値ｍＡmaxに波形テーブルから読み出した値を乗算することにより、周期的にＸ線ビームの線量を制御するｍＡ指令値を計算し、この計算されたｍＡ指令値を、Ｘ線ビームの線量を制御するＸ線制御器に出力するステップを有する前記方法。
【請求項２】
走査の間、患者に加えられるＸ線ビームの線量を周期的に監視して、Ｘ線ビームの線量を表すｍＡ帰還信号を入力し、ｍＡ帰還信号をＸ線制御器への最後のｍＡ指令値と比較し、ｍＡ帰還信号が最後のｍＡ指令値から予め選択された値以上異なっている場合に許容差外れ状態を出力することを含む請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記許容差外れ状態の場合、患者に対する走査を停止する請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記ｍＡ指令値はＸ線ビームを発生するＸ線管の電流を決定し、前記ｍＡ帰還信号はＸ線管の電流値を表す請求項２記載の方法。
【請求項５】
前記ステップｃ）は次の計算：
ｍＡ指令値＝ｍＡmax［１−（α＊波形テーブル値）］
を行うことにより実行される請求項２記載の方法。
【請求項６】
Ｘ線ＣＴシステムの現在のガントリ角度がガントリ位置帰還信号により決定される請求項１記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング装置に関し、更に詳しくは、スキャンすなわち走査の間に患者に加えられるＸ線量の変調に関する。
【０００２】
【従来の技術】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステムにおいては、Ｘ線源から投射されたファン状ビームは「イメージング平面」と称されるデカルト座標系のｘ−ｙ平面内に広がるようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者のようなイメージング対象物を透過し、放射線検出器配列体に当たる。透過した放射線の強度は対象物によるＸ線ビームの減衰量に依存し、各検出器はビーム減衰量の測定値である別々の電気信号を発生する。すべての検出器からの減衰量測定値は別々に獲得されて、透過プロフィールを生じる。
【０００３】
従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器配列体は、Ｘ線ビームが対象物を横切る角度が常に変化するようにイメージング平面内において対象物の周りをガントリ上で回転する。所与の角度における検出器配列体からの１群のＸ線減衰量測定値は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と称され、対象物の「走査（ｓｃａｎ）」はＸ線源および検出器の１回転の間に相異なる角度位置で作成された１組のビューで構成される。２Ｄ走査においては、データは対象物を通して得られる２次元スライスに対応する画像を構成するように処理される。２Ｄデータから画像を再構成する一般的な方法は、従来、フィルタ補正逆投影法と称されている。この処理は走査からの減衰量測定値を「ＣＴナンバ」または「ハウンスフィールドユニット（Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ  ｕｎｉｔ）」と呼ばれる整数に変換する。この整数は陰極線管表示装置上の対応する画素の輝度を制御するために使用される。
【０００４】
量子化ノイズはＣＴ画像の診断品質を劣化させるが、このノイズは減衰量測定値を得るために使用されるＸ線量および患者の減衰特性に関連している。規定Ｘ線量が非常に低いかまたはビームが患者の人体組織構造によって非常に減衰したために検出器で測定したＸ線が低レベルに低下した場合には、ノイズによる画像アーチファクトが増大する。Ｘ線量は照射の際にＸ線管に流れる放出電流（ｍＡ）により制御されるが、従来は、この電流は走査全体にわたって線量を一定にする特定のレベルに固定されていた。しかしながら、最近、このＸ線量は、スライス毎および各スライスの獲得の間にＸ線管電流を変調（ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）することにより、走査の間に変えられている。この方法は、例えば１９９３年１１月１９日出願の「ＣＴ走査の間のＸ線管電流の変調によるＸ線量の可変操作（Ｖａｒｉａｂｌｅ Ｄｏｓｅ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｂｙ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｘ−Ｒａｙ Ｔｕｂｅ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｄｕｒｉｎｇ ＣＴＳｃａｎｎｉｎｇ）」という発明の名称の米国特許出願第１５５，０３７号（特開平０８−２０６１０７号）に記載されている。
【０００５】
Ｘ線管電流変調によりＸ線量を可変とすることは多くの実際的な問題がある。まず第１に、有効であるためには、Ｘ線管電流はＸ線制御器にとって非常に要求の厳しい速度で変調しなければならない。更に、安全性の立場から、Ｘ線量は注意深く監視することが必要であり、これはＸ線量が走査の間中連続して変調される場合には複雑になる。
【０００６】
【発明の概要】
本発明は、走査の間にガントリが回転するにつれてＸ線量を変調するＣＴイメージングシステムに関する。更に詳しくは、本発明は、走査の間、一定の間隔でガントリ角度を表すガントリ角度手段と、ガントリ角度の関数として変調波形を記憶する基本テーブルと、ガントリ角度を使用して基本テーブルから値を読み出す手段と、基本テーブルからの値に基づいてＸ線管に対する電流指令を作成する計算手段とを有するＣＴシステムである。
【０００７】
本発明の全体的目的は、既知の波形に従って変調されたＸ線管用の電流指令を作成することにある。波形はテーブルとして記憶され、テーブルに対するインデックスとしてガントリ角度の関数を使用して値が読み出される。テーブルの値は正規化されて、更に一般的に適用可能にされる。この場合、電流指令値を計算するために、変調インデックス（ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｉｎｄｅｘ）がテーブル値および最大電流指令値と組み合わせて使用される。
【０００８】
本発明の他の態様では、患者に加えられるＸ線量は、走査の間、Ｘ線管放出電流を表す帰還信号によって監視される。帰還信号は、前の期間の間に作成された電流指令値と比較することにより、変調された電流指令とＸ線量が著しく異なるかどうか判定する。
【０００９】
【詳しい説明】
最初に図１および図２を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステム１０は、「第三世代」ＣＴスキャナを表すガントリ１２を有する。ガントリ１２はＸ線源１３を有し、このＸ線源はガントリの反対側の検出器配列体１６に向けてＸ線ビーム１４を投射する。検出器配列体１６は患者１５を通過した投射Ｘ線を同時に検知する多数の検出器素子１８で形成されている。各検出器素子１８は当たったＸ線ビームの強度、従って患者を通過したビームの減衰量を表す電気信号を出力する。Ｘ線投影データを獲得するための走査の間、ガントリ１２およびガントリに取り付けられている構成部品は患者１５内に位置する回転中心１９を中心に回転する。配列体１６の一端にある基準検出器が、走査の間、減衰されてないビーム強度を測定して、供給されるＸ線量の変化を検出する。この基準データは、その後のＸ線投影データの処理で使用されて、共通の基準Ｘ線量に正規化される。
【００１０】
ガントリの回転およびＸ線源１３の動作は、ＣＴシステムの制御機構２０によって制御される。制御機構２０はＸ線源１３に電力およびタイミング信号を供給するＸ線制御器２２と、ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリモータ制御器２３と、データ獲得システム（ＤＡＳ）２４を有する。データ獲得システム（ＤＡＳ）は検出器素子１８からのアナログデータをサンプリングし、該データをその後の処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成装置２５は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ２４から受け取って、高速画像再構成処理を実施する。再構成された画像はコンピュータシステム２６に入力として供給され、該コンピュータシステム２６は画像を大容量記憶装置２９に記憶する。
【００１１】
また、コンピュータシステム２６はキーボードを有するコンソール３０を介してオペレータからの指令および走査パラメータを受け取る。関連する陰極線管表示装置３２は、コンピュータシステム２６からの再構成画像および他のデータをオペレータが観察し得るようにする。コンピュータシステム２６はオペレータからの指令およびパラメータを使用して、制御信号および情報をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリモータ制御器２３に供給する。更に、コンピュータシステム２６はテーブルモータ制御器３４を作動し、該制御器３４はガントリ１２内に患者１５を位置決めするようにモータ駆動のテーブル３６を制御する。コンピュータシステム２６はこれらの機能を実行するシステム内で個々にプログラムされ相互接続された多数のプロセッサを有していることは本技術分野に専門知識を有する者に理解され得よう。
【００１２】
特に図２を参照すると、コンピュータシステム２６は記憶プログラムに従って規定の走査を実行するようにシステムの構成部に指令する。Ｘ線管電流（ｍＡ）変調処理がオペレータにより選択されると、図６のフローチャートによって示されるプログラムがコンピュータシステム２６によって実行され、本発明の好適実施例が実施される。第１ステップは、処理ブロック１１０で示すように、スカウト（ｓｃｏｕｔ）データを獲得することである。このスカウトデータは、規定の走査の各スライスからの２つの直交するビューから構成され、好適実施例では一方のビューは０゜のガントリ角度で獲得され、他方のビューは９０゜の角度で獲得される。次のステップは、処理ブロック１１１で示すように、スカウトデータを使用して、各スライスに対する最大Ｘ線管電流（ｍＡmax）を計算することである。この計算は、ここに引用する１９９３年１１月１９日出願の「多重スライスＣＴ走査でのダイナミックＸ線量制御（Ｄｙｎａｍｉｃ Ｄｏｓｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｉｎ Ｍｕｌｔｉ−Ｓｌｉｃｅ ＣＴ Ｓｃａｎ）」という発明の名称の米国特許出願第０８／１５５，０４５号（米国特許第５４００３７８号）に詳しく記載されている。これはスライスに対するＸ線量を低減して、規定の画像ノイズを越えることなくＸ線ビームの減衰量を低減することが出来るようにするものである。この結果、多数の記憶値（ｍＡmax）の配列が得られ、その各記憶値は走査中のそれぞれのスライスに対して一つずつ得られる。
【００１３】
同様に、処理ブロック１１２に示すように、１組の変調インデックスがまたスカウトデータから計算される。この計算は、ここに引用する１９９３年１１月１９日出願の「ＣＴ走査の間のＸ線管電流の変調によるＸ線量の可変走査（Ｖａｒｉａｂｌｅ Ｄｏｓｅ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｂｙ ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＯｆ Ｘ−Ｒａｙ Ｔｕｂｅ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｄｕｒｉｎｇ ＣＴ Ｓｃａｎｎｉｎｇ）」という発明の名称の米国特許出願第１５５，０３７号（特開平０８−２０６１０７号）に記載されている。変調インデックスは、スカウトデータの比から決定され、ノイズアーチファクトを著しく増大することなくスライスの獲得の間にＸ線管電流を変調できる程度を示す。この結果、多数の記憶値（α）の配列が得られ、その各記憶値は走査中のそれぞれスライスに対して一つずつ得られる。
【００１４】
走査を開始する前に、処理ブロック１１４においてオペレータによって供給された走査パラメータから２つの値が計算される。第１の値は、第１スライスに対して最初のデータを獲得するガントリ角度であり、第２の値は、走査の間にガントリが回転する速度を反映する数である。オペレータは、１，２，３および４秒の速度を選択する。この選択された速度は「スキップ値」に変換される。「スキップ値」は、適切な更新速度で所望の波形を合成するのに必要な基本波形テーブルインデックスにおける変化を表す。
0003799084.tif 000002
多くの組合せが可能であるが、２５ｍ秒の更新速度で送られる０．５度ステップ分解能の基本波形テーブルが良好であることが判った。
【００１５】
更に図２および図６を参照すると、処理ブロック１２０において、コンピュータ２６はガントリモータ制御器２３に信号を送ることにより走査を開始する。次いで、処理ブロック１２１で示すように各スライスを獲得するループに入り、このループは最後のスライスが判定ブロック１２２で検出されるまで行われる。走査はブロック１２３で停止し、プログラムは終了する。下記に詳しく説明するように、各スライスは適切なＸ線量レベル（ｍＡmax ）で獲得され、Ｘ線量は各スライス獲得の間に適切な値（α）で変調される。
【００１６】
獲得されたＸ線プロフィールデータは、スライス画像を再構成するための通常の方法で処理される。ビューがＸ線ビーム強度を変えて獲得されても、そのデータは上述したように基準検出器信号で正規化されるので、画像再構成は、走査全体にわたって一定のＸ線ビーム強度で獲得されたものと本質的に等価なＸ線プロフィールデータで実施される。
【００１７】
特に図３を参照すると、Ｘ線管電流（ｍＡ）指令値は、各スライス獲得処理の間、ガントリ角度の関数として変調される。ガントリの完全な１回転の間、Ｘ線管電流（ｍＡ）は曲線１３０で示すようにガントリの回転の周波数の二倍の周波数で変調される。Ｘ線管電流（ｍＡ）は予め計算された最大Ｘ線量（ｍＡmax ）から予め計算された変調インデックス（α）によって決定される最小Ｘ線量（ｍＡmin ）まで変調される。本発明の目的は、曲線１３０に従うＸ線管電流（ｍＡ）指令値を正確に出力することである。また、本発明の目的は、スライス獲得の間にＸ線管電流を監視して、確実に適切なＸ線量が患者に適用されるようにすることである。
【００１８】
特に図５および図８を参照すると、コンピュータ２６は各スライス獲得の間に繰り返し実行される割り込みルーチンの指示のもとでこれらの機能を実行する。好適実施例では、ブロック１３２において２５ｍ秒毎にこのルーチンに入り、判定ブロック１３６で「サンプル」フラグをチェックすることにより、処理ブロック１３５でＸ線制御器２２からのｍＡ帰還信号１３３を入力すべきかどうかを判定する。このｍＡ帰還信号は前の５０ｍ秒のサンプル期間で発生したｍＡ指令信号と比較され、２つの値が予め選択された互いの許容差（例えば、３％ないし１０％）以内にある場合には、処理は判定ブロック１３７で分岐し、処理ブロック１３９でフラグをリセットする。ｍＡ帰還信号が許容差以内にない場合には、同じフラグが判定ブロック１４１で試験され、該フラグが前の５０ミリ秒の期間でセットされたかどうかを判定する。セットされている場合には処理ブロック１４３に示すように走査は中断され、そうでない場合にはフラグは処理ブロック１４５でセットされる。この結果、連続的に変化するＸ線管電流は、指令波形に確実に追従するように常に監視される。Ｘ線管電流が２つの連続した５０ミリ秒の期間にわたって許容差内にない場合には、故障と推定され、走査は中断される。
【００１９】
サンプルフラグは処理ブロック１４６でリセットされ、次の２５ミリ秒の割り込みの間、この監視機能はスキップされる。サンプルフラグは、次の割り込みの間、処理ブロック１３４でセットされる。
監視機能が完了した後、新しいＸ線管電流（ｍＡ）指令値１４８が計算される。図８に示すように、処理ブロック１４７において、これはまず前の期間のガントリの回転量を反映するようにガントリ角度インデックスを更新することにより行われる。この更新値はデータ獲得開始前に計算され、式（１）で上述したスキップ値である。
【００２０】
図５に示すように、基本波形テーブル１４９はコンピュータ２６に記憶されている。図４において曲線１５０で示すように、このテーブル１４９はガントリの回転の１８０゜の範囲にわたる増分（例えば、０．２５゜または０．５゜）についての変調波形の正規化値を示している。更新されたガントリ角度インデックスを使用して、処理ブロック１５１で示すようにテーブル１４９から値を読み出し、それから処理ブロック１５３で示すように現在の更新期間でのｍＡ指令値を計算する。基本波形テーブル１４９は１８０度のガントリ角度にわたる変調波形を記憶しているだけであるので、ガントリ角度インデックスが１８０゜を越えた場合、このインデックスを使用したテーブル１４９からの読み出しの前に１８０゜を減算することにより、テーブルを繰り返し使用する。正規化された波形１５０は好適実施例ではほぼ正弦波であるが、イメージング対象の特定の人体組織構造によっては他の形状も可能であることは本技術分野に専門知識を有する者に理解され得よう。
【００２１】
ｍＡ指令値は、次の式を使用して処理ブロック１５３で計算される。
ｍＡ指令値＝ｍＡmax［１−（α＊基本テーブル値）］        （２）
この計算は、「リアルタイム」で迅速に行われ、その結果のｍＡ指令値は処理ブロック１５５で示すようにＸ線制御器２２に直ちに出力される。それから、システムは、ブロック１５６で割り込みから復帰し、次に説明するように他の機能を実行する。
【００２２】
特に図５および図７を参照すると、コンピュータ２６はガントリモータ制御器２３によりガントリの回転を制御する２０ミリ秒割り込みルーチンを実行する。２０ミリ秒毎に、ブロック１６０でこのプログラムに入り、ガントリ位置帰還信号１６１が処理ブロック１６２で入力される。この信号は、走査と走査の合間に生じる基準動作の間にゼロにリセットされてからガントリの回転を計測する漸増軸エンコーダ（図示せず）による累算された計数値である。走査の開始時に、ガントリ帰還位置が「走査開始ガントリ位置」として記憶される。既知のガントリ周期および１回転の間の２０ｍ秒の割り込みの数を使用して、割り込みを計数することによりガントリの完全な１回転を検出することができる。この事象は判定ブロック１６３で検出され、これが生じたとき、位置帰還信号が処理ブロック１６５で示すように記憶され、２０ｍ秒割り込みカウンタが処理ブロック１６６でリセットされる。位置チェックフラグが処理ブロック１６７でセットされ、上述したガントリ角度インデックスがガントリ帰還信号１６１によって示される真のガントリ角度に正確に追従していることを保証する以下に説明するタスクを作動する。それから、新しいガントリ位置指令１６８が処理ブロック１６９で計算されて、処理ブロック１７０でガントリモータ制御器２３に出力される。本技術において周知であるように、ガントリ位置指令はガントリ位置帰還信号１６１およびオペレータによって選択された指令ガントリ回転速度を使用して計算されて、走査の間、ガントリの回転を一定速度に維持するようにする。
【００２３】
上述したように、２０ｍ秒割り込みルーチンによってセットされた位置チェックフラグは、ガントリ角度指示が適正かチェックするタスクを作動する。このタスクは図９のブロック１８０から入り、推定ガントリ角度が処理ブロック１８１で更新され、走査の開始から完了した回転の数が処理ブロック１８２でインクリメントすなわち増数される。推定ガントリ角度は次の式を使用して処理ブロック１８１で計算される：
0003799084.tif 000003
現在のガントリ位置は、判定ブロック１８３で示すように、完全な回転に対する推定ガントリ位置と比較される。現在のガントリ位置が期待値から１５度以上ずれている場合には、ガントリ角度の補正値が処理ブロック１８５で計算され、２５ｍ秒割り込みハンドラに送られて、次の２５ｍ秒割り込みにおけるインデックスを補正するために使用される。それから、走査開始ガントリ角度が処理ブロック１８７で現在のガントリ角度にリセットされ、走査開始から完了した回転の数がクリアされる。現在のガントリ位置が１５度以上ずれていない場合には、補正値は２５ｍ秒割り込みハンドラに送られない。ガントリ位置補正値はガントリ角度インデックスをガントリ位置帰還信号にそろえるのに必要な０．２５度の計数値であり、次の２５ｍ秒の割り込みが発生して、新しいｍＡ指令値を計算するときに影響を及ぼすものである。
【００２４】
本発明の精神から逸脱することなく、上述した好適実施例に対して多くの変更を行うことができることは本技術分野に専門知識を有する者に明らかであろう。例えば、他の予め設定された変調プロフィールを記憶しておき、走査の間に使用するためにオペレータに提示することができる。また、ガントリの周波数の２倍の正弦波形状が汎用テンプレートとして好ましいものであるが、他の形状も可能である。また、好適実施例においては０゜と９０゜のガントリ角度でビューを獲得するスカウト走査に患者の投影データが得られるが、異なる角度を使用し、より多くのスカウトビューを獲得して、患者の減衰プロフィール情報を収集することもできる。また、患者の投影データは螺旋状測定走査で獲得することができ、または既に獲得された隣接したスライスから獲得することができる。また、本発明は、患者のテーブルが固定である場合またはテーブルがデータ獲得の間中連続して動く螺旋状走査において各スライスを獲得するＣＴシステムに適用可能であることも明らかであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を使用し得るＣＴイメージングシステムの絵画図である。
【図２】ＣＴイメージングシステムの構成を示すブロック図である。
【図３】ＣＴシステムのガントリの１回転の間の電流変調プロフィールを示すグラフである。
【図４】図３の電流変調プロフィールを作成するために本発明によって使用される正規化波形を表すグラフである。
【図５】図２のＣＴシステムの一部を構成するコンピュータシステムのブロック図である。
【図６】走査を行うために図５のコンピュータシステムによって実行されるプログラムのフローチャートである。
【図７】ガントリ位置を制御するために図５のコンピュータシステムで実行される他のプログラムのフローチャートである。
【図８】Ｘ線管電流を制御するために図５のコンピュータシステムで実行されるプログラムのフローチャートである。
【図９】図８のプログラムで使用されるガントリ角度インデックスを補正するために図５のコンピュータで実行される他のプログラムのフローチャートである。
【符号の説明】
１０    ＣＴイメージングシステム
１２    ガントリ
１３    Ｘ線源
１６    検出器配列体
１８    検出器素子
２０    制御機構
２２    Ｘ線制御器
２３    ガントリモータ制御器
２４    データ獲得システム
２５    画像再構成装置
２６    コンピュータシステム
２９    大容量記憶装置
３４    テーブルモータ制御器
３６    テーブル
【図１】
0003799084.tif 000004
【図２】
0003799084.tif 000005
【図３】
0003799084.tif 000006
【図４】
0003799084.tif 000007
【図５】
0003799084.tif 000008
【図６】
0003799084.tif 000009
【図７】
0003799084.tif 000010
【図８】
0003799084.tif 000011
【図９】
0003799084.tif 000012