JP2002095656A - コンピュータ断層撮影法 - Google Patents
コンピュータ断層撮影法Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明はコンピュータ断層撮影法に関するも
のであり、ここでは、円錐状の放射ビームを用いて、閉
じた軌跡、好適には円形軌跡に沿って一連のＣＴデータ
を連続的に取得する。こうした軌跡に沿って取得したＣ
Ｔデータ組は不完全なものなので、アーティファクトが
生じる。 【解決手段】 こうしたアーティファクトは、本発明の
次のステップを実行することによって低減することがで
きる：完全な第１ＣＴデータ組を少なくとも１つ取得す
るステップ、放射ビームと対象物との間の相対的な動き
を、閉じた軌跡、好適には円形軌跡に毎回対応させなが
ら、一連の第２ＣＴデータ組を取得するステップ、前記
第２データ組のデータに、前記第１データ組のデータを
追加するステップ、前記追加後の第２ＣＴデータ組か
ら、一連のＣＴ画像を再構成するステップ。
のであり、ここでは、円錐状の放射ビームを用いて、閉
じた軌跡、好適には円形軌跡に沿って一連のＣＴデータ
を連続的に取得する。こうした軌跡に沿って取得したＣ
Ｔデータ組は不完全なものなので、アーティファクトが
生じる。 【解決手段】 こうしたアーティファクトは、本発明の
次のステップを実行することによって低減することがで
きる：完全な第１ＣＴデータ組を少なくとも１つ取得す
るステップ、放射ビームと対象物との間の相対的な動き
を、閉じた軌跡、好適には円形軌跡に毎回対応させなが
ら、一連の第２ＣＴデータ組を取得するステップ、前記
第２データ組のデータに、前記第１データ組のデータを
追加するステップ、前記追加後の第２ＣＴデータ組か
ら、一連のＣＴ画像を再構成するステップ。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、円錐状の照射ビー
ムが対象物を横断し、かつＣＴ（＝コンピュータ断層撮
影）データを取得して、ＣＴ画像を連続的に再構成する
コンピュータ断層撮影法に関するものである。
ムが対象物を横断し、かつＣＴ（＝コンピュータ断層撮
影）データを取得して、ＣＴ画像を連続的に再構成する
コンピュータ断層撮影法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】こうした応用は、螺旋状の軌跡（本明細
書で軌跡とは、照射ビームと対象物との間の相対的な動
きを意味する。）を採用することができない、というの
は、こうした軌跡は、再構成したＣＴ画像内に動きの不
鮮明さを生じさせる移動方向の反転を含みうるからであ
る。
書で軌跡とは、照射ビームと対象物との間の相対的な動
きを意味する。）を採用することができない、というの
は、こうした軌跡は、再構成したＣＴ画像内に動きの不
鮮明さを生じさせる移動方向の反転を含みうるからであ
る。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従って、こうした応用
には、閉じた軌跡、好適には平らであり、かつ特に円形
の軌跡を用いる。しかし、円形軌跡の場合には、軌跡の
平面内に位置するスライス（薄片）のみに対して完全な
データが取得されることが知られている。従って、こう
したいわゆる「欠落データ」の問題は、再構成画像内の
アーティファクト（歪像）の出現を招き、再構成すべき
ボクセルへの放射線が囲む角度が、軌跡の平面に対して
大きくなるほど、このアーティファクトはより目立った
ものとなる。
には、閉じた軌跡、好適には平らであり、かつ特に円形
の軌跡を用いる。しかし、円形軌跡の場合には、軌跡の
平面内に位置するスライス（薄片）のみに対して完全な
データが取得されることが知られている。従って、こう
したいわゆる「欠落データ」の問題は、再構成画像内の
アーティファクト（歪像）の出現を招き、再構成すべき
ボクセルへの放射線が囲む角度が、軌跡の平面に対して
大きくなるほど、このアーティファクトはより目立った
ものとなる。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明の目的は、発生す
るアーティファクトがより目立たないようなコンピュー
タ断層撮影法を提供することにある。この目的は、円錐
状の照射ビームが対象物を横断する、本発明によるコン
ピュータ断層撮影法によって達成され、この方法は：第
１の完全なＣＴデータ組を、少なくとも１つ取得するス
テップと、前記放射ビームと前記対象物との間の相対的
な動きを、閉じた軌跡、好適には円形の軌跡に毎回対応
させながら、一連の第２ＣＴデータ組を取得するステッ
プと、前記第２データ組のデータに、前記第１データ組
のデータを追加するステップと、前記追加後の第２ＣＴ
データ組から、一連のＣＴ画像を再構成するステップと
を具えている。
るアーティファクトがより目立たないようなコンピュー
タ断層撮影法を提供することにある。この目的は、円錐
状の照射ビームが対象物を横断する、本発明によるコン
ピュータ断層撮影法によって達成され、この方法は：第
１の完全なＣＴデータ組を、少なくとも１つ取得するス
テップと、前記放射ビームと前記対象物との間の相対的
な動きを、閉じた軌跡、好適には円形の軌跡に毎回対応
させながら、一連の第２ＣＴデータ組を取得するステッ
プと、前記第２データ組のデータに、前記第１データ組
のデータを追加するステップと、前記追加後の第２ＣＴ
データ組から、一連のＣＴ画像を再構成するステップと
を具えている。
【０００５】このように本発明によれば、まず、完全な
第１ＣＴデータ組を取得する。この取得は、実際の「蛍
光透視」ＣＴ検査の直前に行うのが有効である。その後
に、好適には円形の第２の軌跡に沿って、第２ＣＴデー
タ組を連続的に取得する。既に説明したように、こうし
たデータ組は不完全なものであり、従ってこうした第２
データ組からＣＴ画像を再構成するにあたり、前述した
アーティファクトが発生しうるが、再構成の前に、関連
する第２データ組のデータに、第１ＣＴデータ組のデー
タを追加する。
第１ＣＴデータ組を取得する。この取得は、実際の「蛍
光透視」ＣＴ検査の直前に行うのが有効である。その後
に、好適には円形の第２の軌跡に沿って、第２ＣＴデー
タ組を連続的に取得する。既に説明したように、こうし
たデータ組は不完全なものであり、従ってこうした第２
データ組からＣＴ画像を再構成するにあたり、前述した
アーティファクトが発生しうるが、再構成の前に、関連
する第２データ組のデータに、第１ＣＴデータ組のデー
タを追加する。
【０００６】この第１ＣＴデータ組は完全なものとして
規定されているので、追加後のデータからの再構成によ
り、前記第２データ組に関連する対象物の領域内で変化
が発生していなければ（即ち、前記第１データ組を取得
した瞬時に関する変化がなければ）、前記アーティファ
クトのないＣＴ画像となる。例えば対照媒体の流入、外
科手術器具または対象物の動きの導入により、この領域
内で変化が発生している場合には、前記アーティファク
トが出現するが、より目立たない形である、というの
は、同じままで残った対象物の領域は、こうしたアーテ
ィファクトにはもはや影響しえないからである。
規定されているので、追加後のデータからの再構成によ
り、前記第２データ組に関連する対象物の領域内で変化
が発生していなければ（即ち、前記第１データ組を取得
した瞬時に関する変化がなければ）、前記アーティファ
クトのないＣＴ画像となる。例えば対照媒体の流入、外
科手術器具または対象物の動きの導入により、この領域
内で変化が発生している場合には、前記アーティファク
トが出現するが、より目立たない形である、というの
は、同じままで残った対象物の領域は、こうしたアーテ
ィファクトにはもはや影響しえないからである。
【０００７】なおEP-OS 0860144 A2には、まず第１ＣＴ
データ組を取得して、その後に一連の第２ＣＴデータ組
を取得するコンピュータ断層撮影法が既に開示されてい
る。こうした第１データ組は螺旋状の軌跡に沿って取得
し、従って完全なものである。EP-OS 0860144 A2には、
軌跡に沿って第２データ組を取得するための軌跡に関す
るさらなる情報は提供されておらず、従って第２データ
組が完全であるか不完全であるかは不明である。
データ組を取得して、その後に一連の第２ＣＴデータ組
を取得するコンピュータ断層撮影法が既に開示されてい
る。こうした第１データ組は螺旋状の軌跡に沿って取得
し、従って完全なものである。EP-OS 0860144 A2には、
軌跡に沿って第２データ組を取得するための軌跡に関す
るさらなる情報は提供されておらず、従って第２データ
組が完全であるか不完全であるかは不明である。
【０００８】しかし、ＣＴ画像はＣＴデータ組とは独立
して再構成することができる。患者の組織を表現しよう
とするＣＴ画像は第１データ組から再構成し、例えば患
者の中に導入した器具を示そうとするＣＴ画像は第２デ
ータ組から再構成することができる。これら２つのＣＴ
画像を組み合わせて、これにより患者内部の外科手術器
具の位置を認識することができる。
して再構成することができる。患者の組織を表現しよう
とするＣＴ画像は第１データ組から再構成し、例えば患
者の中に導入した器具を示そうとするＣＴ画像は第２デ
ータ組から再構成することができる。これら２つのＣＴ
画像を組み合わせて、これにより患者内部の外科手術器
具の位置を認識することができる。
【０００９】従って、専ら第２ＣＴデータ組のデータか
ら再構成した前記第２ＣＴ画像は、前記「欠落データ」
問題によるアーティファクトを十分に含んでいる。さら
に、原則的に画像内に存在する組織情報を抑制するよう
に第２ＣＴ画像を再構成する際には、例えば患者の移動
による組織領域内の変化は、画像の組み合わせでは認識
することができない。第１データ組と第２データ組との
間で位置が変化している腫瘍を外科手術器具で除去しよ
うとする際には、このことにより致命的な結果になりう
る。
ら再構成した前記第２ＣＴ画像は、前記「欠落データ」
問題によるアーティファクトを十分に含んでいる。さら
に、原則的に画像内に存在する組織情報を抑制するよう
に第２ＣＴ画像を再構成する際には、例えば患者の移動
による組織領域内の変化は、画像の組み合わせでは認識
することができない。第１データ組と第２データ組との
間で位置が変化している腫瘍を外科手術器具で除去しよ
うとする際には、このことにより致命的な結果になりう
る。
【００１０】しかし本発明によれば、アーティファクト
を低減して、対象物の画像化した領域内のすべての変化
（例えば器具の導入によるものだけでなく）を効果的に
再生することができる。第２データ組からＣＴ画像を再
構成する前に、種々の方法で、第１データ組のデータを
第２データ組に追加することができる。
を低減して、対象物の画像化した領域内のすべての変化
（例えば器具の導入によるものだけでなく）を効果的に
再生することができる。第２データ組からＣＴ画像を再
構成する前に、種々の方法で、第１データ組のデータを
第２データ組に追加することができる。
【００１１】請求項２には、第１の好適な解決法を開示
する。ここでは、まず第１ＣＴ画像を再構成する。その
後に、「対象物の関数」、即ち対象物内の放射の減衰の
空間的分布を知る。従って、その軌跡にもとづいて前記
第２データ組を取得するための軌跡に対する仮想ＣＴデ
ータを、前記第１ＣＴ画像から導出することができる。
前記第２データ組によってカバーされる対象物の領域内
で変化が発生しない場合には、こうした仮想データは前
記第２ＣＴデータ組のＣＴデータと同一のものでなけれ
ばならない。従って、同じ放射線に適用可能な仮想ＣＴ
データと前記第２データ組のＣＴデータとの差からＣＴ
画像を再構成すれば、これは対象物の領域内での変化の
みを再現する差分ＣＴ画像となる。
する。ここでは、まず第１ＣＴ画像を再構成する。その
後に、「対象物の関数」、即ち対象物内の放射の減衰の
空間的分布を知る。従って、その軌跡にもとづいて前記
第２データ組を取得するための軌跡に対する仮想ＣＴデ
ータを、前記第１ＣＴ画像から導出することができる。
前記第２データ組によってカバーされる対象物の領域内
で変化が発生しない場合には、こうした仮想データは前
記第２ＣＴデータ組のＣＴデータと同一のものでなけれ
ばならない。従って、同じ放射線に適用可能な仮想ＣＴ
データと前記第２データ組のＣＴデータとの差からＣＴ
画像を再構成すれば、これは対象物の領域内での変化の
みを再現する差分ＣＴ画像となる。
【００１２】こうしたＣＴ画像は多くの場合に、方向付
けを困難にする。しかし、請求項３によれば、前記第１
ＣＴ画像を適切な重み付けで前記差分ＣＴ画像に重ね合
わせて、重ね合わせ後の画像では直ちに方向付けが可能
になる。
けを困難にする。しかし、請求項３によれば、前記第１
ＣＴ画像を適切な重み付けで前記差分ＣＴ画像に重ね合
わせて、重ね合わせ後の画像では直ちに方向付けが可能
になる。
【００１３】請求項４には、再構成の前に、前記第２Ｃ
Ｔデータ組のデータに前記第１ＣＴデータ組のデータを
追加する、第２の可能な方法を開示している。軌跡に沿
って取得したＣＴデータをいわゆる乱数空間内で記述で
きることは既知である。円形の軌跡の場合には、計算可
能な乱数値が乱数空間内のリング形の円環体を満たす。
しかし完全な再構成のためには、これらの値は、乱数空
間の回転楕円体の領域内または乱数空間の球形領域内で
知るべきものである。前記第２データ組にもとづいて計
算することはできないが完全な再構成に必要な乱数値
に、前記第１データ組を追加する際に、完全な再構成に
必要な乱数空間の領域が得られ、この追加は、これらの
乱数値からＣＴ画像を再構成する前に行う。
Ｔデータ組のデータに前記第１ＣＴデータ組のデータを
追加する、第２の可能な方法を開示している。軌跡に沿
って取得したＣＴデータをいわゆる乱数空間内で記述で
きることは既知である。円形の軌跡の場合には、計算可
能な乱数値が乱数空間内のリング形の円環体を満たす。
しかし完全な再構成のためには、これらの値は、乱数空
間の回転楕円体の領域内または乱数空間の球形領域内で
知るべきものである。前記第２データ組にもとづいて計
算することはできないが完全な再構成に必要な乱数値
に、前記第１データ組を追加する際に、完全な再構成に
必要な乱数空間の領域が得られ、この追加は、これらの
乱数値からＣＴ画像を再構成する前に行う。
【００１４】請求項５には、前記第１データ組を取得す
る、好適かつ可能な方法を開示している。完全なデータ
組が他の軌跡でも（例えば２つの交差する円形軌跡に沿
って）取得できるものとしても、螺旋状の相対的な動き
を実現することは特に簡単であり、またこれに関係する
適切な再構成方法は既知である。
る、好適かつ可能な方法を開示している。完全なデータ
組が他の軌跡でも（例えば２つの交差する円形軌跡に沿
って）取得できるものとしても、螺旋状の相対的な動き
を実現することは特に簡単であり、またこれに関係する
適切な再構成方法は既知である。
【００１５】請求項６には、請求項１に記載した方法を
実行するのに適したコンピュータ断層撮影装置を規定し
てあり、請求項７は、本発明によるコンピュータ断層撮
影法を実行するように、コンピュータ断層撮影制御装置
を制御することが可能なコンピュータプログラムに関す
るものである。
実行するのに適したコンピュータ断層撮影装置を規定し
てあり、請求項７は、本発明によるコンピュータ断層撮
影法を実行するように、コンピュータ断層撮影制御装置
を制御することが可能なコンピュータプログラムに関す
るものである。
【００１６】
【発明の実施の形態】図１に示すコンピュータ断層撮影
装置は、図１に示す座標系のｚ方向に平行に伸びる回転
軸１４の回りで回転可能なガントリー（骨組み）１を具
えている。前記目的のために、このガントリーは一定で
あるが調整可能な角速度で駆動することが好ましい。例
えばＸ線源のような放射源Ｓが、このガントリー上に装
着されている。このＸ線源にはコリメータ３を設け、コ
リメータ３は、放射源Ｓが発生する放射から円錐状の放
射ビーム４、即ち、ｚ方向並びにこれに垂直な方向に
（即ち、前記回転軸に垂直な平面内で）ゼロ以外の有限
寸法を有する放射ビームを形成する。
装置は、図１に示す座標系のｚ方向に平行に伸びる回転
軸１４の回りで回転可能なガントリー（骨組み）１を具
えている。前記目的のために、このガントリーは一定で
あるが調整可能な角速度で駆動することが好ましい。例
えばＸ線源のような放射源Ｓが、このガントリー上に装
着されている。このＸ線源にはコリメータ３を設け、コ
リメータ３は、放射源Ｓが発生する放射から円錐状の放
射ビーム４、即ち、ｚ方向並びにこれに垂直な方向に
（即ち、前記回転軸に垂直な平面内で）ゼロ以外の有限
寸法を有する放射ビームを形成する。
【００１７】放射ビーム４は、例えば患者台上の患者
（両者とも図示せず）のような対象物が存在しうる検査
ゾーン１３に入る。検査ゾーン１３は円筒のような形状
である。Ｘ線ビーム４は検査ゾーン１３を横断した後
に、２次元の検出器１６に入射し、検査器１６はガント
リー１上に装着され、各々が複数の検出素子を具え、隣
接配置した複数の検出行を具えている。これらの検出行
は回転軸１４に垂直に広がる平面内に位置し、即ち、放
射源Ｓの回りの円弧上に位置することが好ましい。しか
し、これらの検出行は異なる形状にすることもでき、例
えばこれらが回転軸１４の回りに円弧を描くことも、こ
れらを直線状にすることもできる。放射源の各位置にお
いて、放射ビーム４が当たる各検出素子は、放射ビーム
４の放射線についての測定値を生成する。以下、これら
の測定値をＣＴデータとも称する。
（両者とも図示せず）のような対象物が存在しうる検査
ゾーン１３に入る。検査ゾーン１３は円筒のような形状
である。Ｘ線ビーム４は検査ゾーン１３を横断した後
に、２次元の検出器１６に入射し、検査器１６はガント
リー１上に装着され、各々が複数の検出素子を具え、隣
接配置した複数の検出行を具えている。これらの検出行
は回転軸１４に垂直に広がる平面内に位置し、即ち、放
射源Ｓの回りの円弧上に位置することが好ましい。しか
し、これらの検出行は異なる形状にすることもでき、例
えばこれらが回転軸１４の回りに円弧を描くことも、こ
れらを直線状にすることもできる。放射源の各位置にお
いて、放射ビーム４が当たる各検出素子は、放射ビーム
４の放射線についての測定値を生成する。以下、これら
の測定値をＣＴデータとも称する。
【００１８】参照符号αmaxで示す放射ビーム４の開口
角（開口角は、回転軸１４に垂直な平面内で、放射ビー
ム４の端に位置する放射線によって囲まれる角であり、
放射源Ｓ及び回転軸１４によって規定される平面に対す
る角として規定される。）は、円筒形の検査ゾーン１３
の直径を決定し、ＣＴデータの取得中には、検査ゾーン
１３内に検査すべき対象物が存在しなければならない。
角（開口角は、回転軸１４に垂直な平面内で、放射ビー
ム４の端に位置する放射線によって囲まれる角であり、
放射源Ｓ及び回転軸１４によって規定される平面に対す
る角として規定される。）は、円筒形の検査ゾーン１３
の直径を決定し、ＣＴデータの取得中には、検査ゾーン
１３内に検査すべき対象物が存在しなければならない。
【００１９】検査ゾーン１３、または対象物、または患
者台は、モータ５によって移動することができ、即ち回
転軸１４と平行に、あるいはｚ軸と平行に移動する。こ
れと同等のことであるが、ガントリーをこの方向に変位
させることもでき、相対的な移動のみが本質的なことで
ある。モータ５及び２が同時に動く際には、放射源Ｓ及
び検出器１６は検査ゾーン１３に対して螺旋状の軌跡を
描く。しかし、ｚ方向の移動用のモータ５が動作せず
に、モータ２がガントリー１を回転させる際には、放射
源Ｓ及び検出器１６については、検査ゾーン１３に対し
て円形の軌跡が得られる。
者台は、モータ５によって移動することができ、即ち回
転軸１４と平行に、あるいはｚ軸と平行に移動する。こ
れと同等のことであるが、ガントリーをこの方向に変位
させることもでき、相対的な移動のみが本質的なことで
ある。モータ５及び２が同時に動く際には、放射源Ｓ及
び検出器１６は検査ゾーン１３に対して螺旋状の軌跡を
描く。しかし、ｚ方向の移動用のモータ５が動作せず
に、モータ２がガントリー１を回転させる際には、放射
源Ｓ及び検出器１６については、検査ゾーン１３に対し
て円形の軌跡が得られる。
【００２０】検出器１６によって取得される測定値また
はＣＴデータは画像処理コンピュータ１０に供給され、
画像処理コンピュータ１０はこれらの測定値またはＣＴ
データから、検査ゾーン１３の部分における吸収の分布
を例えばモニタ１１上の表示用に再構成する。２個のモ
ニタ２及び５、画像処理コンピュータ１０、放射源Ｓ、
及び検出器１６から画像処理コンピュータ１０へのＣＴ
データの転送は、制御装置７によって制御する。
はＣＴデータは画像処理コンピュータ１０に供給され、
画像処理コンピュータ１０はこれらの測定値またはＣＴ
データから、検査ゾーン１３の部分における吸収の分布
を例えばモニタ１１上の表示用に再構成する。２個のモ
ニタ２及び５、画像処理コンピュータ１０、放射源Ｓ、
及び検出器１６から画像処理コンピュータ１０へのＣＴ
データの転送は、制御装置７によって制御する。
【００２１】図２に、図１に示すコンピュータ断層撮影
装置によって実行可能なＣＴ法の実行法を示す。ブロッ
ク１０１での初期化の後に、モータ２及び５を同時にオ
ン状態にして、放射源Ｓまたは検出器１６は、検査ゾー
ンまたはその中に存在する対象物と相対的な螺旋状の経
路に追従する。この相対的な動きの間に放射源Ｓをオン
状態にし、そして測定値を取得して画像処理コンピュー
タ１０のメモリに記憶する。
装置によって実行可能なＣＴ法の実行法を示す。ブロッ
ク１０１での初期化の後に、モータ２及び５を同時にオ
ン状態にして、放射源Ｓまたは検出器１６は、検査ゾー
ンまたはその中に存在する対象物と相対的な螺旋状の経
路に追従する。この相対的な動きの間に放射源Ｓをオン
状態にし、そして測定値を取得して画像処理コンピュー
タ１０のメモリに記憶する。
【００２２】その後にステップ１０３で、こうして取得
した第１ＣＴデータ組から第１ＣＴ画像を再構成する。
適切な再構成方法は、例えば米国特許出願第09/368850
号既知より既知である。
した第１ＣＴデータ組から第１ＣＴ画像を再構成する。
適切な再構成方法は、例えば米国特許出願第09/368850
号既知より既知である。
【００２３】次のステップ１０４中には、検査の関心事
であり、かつ、さらなる検査中に連続的に画像化すべき
対象物の領域（ＲＯＩ＝region of interest（注目領
域）を規定する。そして放射ビーム４によって注目領域
をカバーできるようになるまでガントリーを回転軸に平
行に移動させて、円形軌跡を用いながら（即ち、放射源
と対象物とを相対的に、回転軸の回りに回転させるが、
回転軸の方向に変位しないようにしながら）、再構成が
行われるようにする。
であり、かつ、さらなる検査中に連続的に画像化すべき
対象物の領域（ＲＯＩ＝region of interest（注目領
域）を規定する。そして放射ビーム４によって注目領域
をカバーできるようになるまでガントリーを回転軸に平
行に移動させて、円形軌跡を用いながら（即ち、放射源
と対象物とを相対的に、回転軸の回りに回転させるが、
回転軸の方向に変位しないようにしながら）、再構成が
行われるようにする。
【００２４】ステップ１０５中には、所定の軌跡に沿っ
て前記第２データ組を取得するに当たり欠落する乱数値
を、前記第１ＣＴデータ組から計算する、というのは、
これらの乱数値は、前記第２データ組に対する乱数値が
発生する乱数空間内のリング形の円環体の外側に位置し
ているからである。
て前記第２データ組を取得するに当たり欠落する乱数値
を、前記第１ＣＴデータ組から計算する、というのは、
これらの乱数値は、前記第２データ組に対する乱数値が
発生する乱数空間内のリング形の円環体の外側に位置し
ているからである。
【００２５】これを図３に示し、図３は、乱数空間内の
点のうち、第２ＣＴデータ組から、これに対する乱数値
を計算可能な点を囲むリング形円環体Ｒ(D2)を示す図で
ある。これに関しては、図３では回転軸が垂直に伸びる
ものと仮定する。円環体Ｒ(D1)の上方及び下方、即ちそ
の対称軸上には、乱数空間内の点Ｒ(D1)が位置し、これ
らを前記リング形の円環体に追加して球体が形成される
（この目的のために、簡単のために図３で仮定したよう
に、この円環体から離れた面は平面ではなくドーム形で
あるべきものである。）。ステップ１０５では、乱数空
間の領域Ｒ(D1)内の点に対する乱数値を計算する。既知
のように、乱数空間内の点に対する乱数値は、この点を
含み、かつこの点と乱数空間のゼロ点との間の接続線と
垂直に広がる平面内の放射の減衰の面積分として計算す
ることができる。
点のうち、第２ＣＴデータ組から、これに対する乱数値
を計算可能な点を囲むリング形円環体Ｒ(D2)を示す図で
ある。これに関しては、図３では回転軸が垂直に伸びる
ものと仮定する。円環体Ｒ(D1)の上方及び下方、即ちそ
の対称軸上には、乱数空間内の点Ｒ(D1)が位置し、これ
らを前記リング形の円環体に追加して球体が形成される
（この目的のために、簡単のために図３で仮定したよう
に、この円環体から離れた面は平面ではなくドーム形で
あるべきものである。）。ステップ１０５では、乱数空
間の領域Ｒ(D1)内の点に対する乱数値を計算する。既知
のように、乱数空間内の点に対する乱数値は、この点を
含み、かつこの点と乱数空間のゼロ点との間の接続線と
垂直に広がる平面内の放射の減衰の面積分として計算す
ることができる。
【００２６】ステップ１０６では、モータ２のみをオン
状態にして、放射源及び検出器１６が回転自軸１４の回
りに回転し、従って検査ゾーン１３またはその中に存在
する対象物の回りに回転する。次に放射源Ｓの放射をオ
ン状態にして、検出器１６の検出素子によって取得され
るＣＴデータを記憶する。放射源の１回転中に取得され
るデータの全体が第２ＣＴデータ組を構成する。
状態にして、放射源及び検出器１６が回転自軸１４の回
りに回転し、従って検査ゾーン１３またはその中に存在
する対象物の回りに回転する。次に放射源Ｓの放射をオ
ン状態にして、検出器１６の検出素子によって取得され
るＣＴデータを記憶する。放射源の１回転中に取得され
るデータの全体が第２ＣＴデータ組を構成する。
【００２７】ステップ１０７では、環状の円環体Ｒ(D2)
内のすべての点（図３を参照）についての乱数値を、前
記第２データ組から計算する。乱数空間内の点につい
て、再構成を完成させるのに必要なすべての乱数値を計
算した後に、ステップ１０８では、第２データ組、及び
第１データ組の一部から導出した前記乱数値に対して逆
乱数変換を実行する。こうした逆乱数変換は、例えばF.
Natterer著、"The mathematics of computerized tomog
raphy"（ISBN 3 519 02103 X）のII.2章より既知であ
る。
内のすべての点（図３を参照）についての乱数値を、前
記第２データ組から計算する。乱数空間内の点につい
て、再構成を完成させるのに必要なすべての乱数値を計
算した後に、ステップ１０８では、第２データ組、及び
第１データ組の一部から導出した前記乱数値に対して逆
乱数変換を実行する。こうした逆乱数変換は、例えばF.
Natterer著、"The mathematics of computerized tomog
raphy"（ISBN 3 519 02103 X）のII.2章より既知であ
る。
【００２８】この再構成ステップは、対象物の関数、あ
るいは検査ゾーン内での放射の減衰を位置の関数として
表現する（３次元の）ＣＴ画像を作成するものである。
ステップ１０９において、このＣＴ画像は、例えば３次
元領域に含まれるスライスについてのスライス画像の形
態で、モニタ１１上に適切に表示される。
るいは検査ゾーン内での放射の減衰を位置の関数として
表現する（３次元の）ＣＴ画像を作成するものである。
ステップ１０９において、このＣＴ画像は、例えば３次
元領域に含まれるスライスについてのスライス画像の形
態で、モニタ１１上に適切に表示される。
【００２９】その後に、ステップ１０６〜ステップ１０
９で構成されるループを再び完了して、取得したデータ
（これは乱数値Ｒ(D1)に追加される）から、さらなるＣ
Ｔ画像を再構成する。ステップ１０８及び１０９では、
ＣＴ画像の再構成及び／または表示を終了する前に、既
にデータの取得を開始することができる。検査を完了す
ると、ステップ１１０で断層撮影法を終了する。
９で構成されるループを再び完了して、取得したデータ
（これは乱数値Ｒ(D1)に追加される）から、さらなるＣ
Ｔ画像を再構成する。ステップ１０８及び１０９では、
ＣＴ画像の再構成及び／または表示を終了する前に、既
にデータの取得を開始することができる。検査を完了す
ると、ステップ１１０で断層撮影法を終了する。
【００３０】以下、本発明のさらなる好適な実施例につ
いて、図４及び図５を参照して詳細に説明する。ここで
ステップ２０１〜２０４は、図２及び図３を参照して説
明した方法のステップ１０１〜１０４に相当する。ステ
ップ２０５では、ステップ２０３で円形の軌跡（その後
の第２データ組の取得中に使用する）について再構成し
た第１ＣＴ画像から、仮想ＣＴデータを計算する。
いて、図４及び図５を参照して詳細に説明する。ここで
ステップ２０１〜２０４は、図２及び図３を参照して説
明した方法のステップ１０１〜１０４に相当する。ステ
ップ２０５では、ステップ２０３で円形の軌跡（その後
の第２データ組の取得中に使用する）について再構成し
た第１ＣＴ画像から、仮想ＣＴデータを計算する。
【００３１】このステップを図５に示し、ここではそれ
ぞれの点がボクセルを表わし、これらのボクセルについ
て、対象物の関数あるいは放射の減衰が第１ＣＴ画像の
形で特定されている。これらの点は、規則的な３次元格
子、好適には３次元のデカルト格子を規定する（図５の
平面の上方及び下方には、さらなるボクセルが位置す
る）。またこの図には、円形軌跡に沿ってさらなるデー
タ組を取得する間に、検査ゾーンの再構成すべき部分に
対して放射源Ｓが占める位置Ｓ'のうちの１つも示して
ある。最後に、検出器１６に関連する位置１６'も示
す。
ぞれの点がボクセルを表わし、これらのボクセルについ
て、対象物の関数あるいは放射の減衰が第１ＣＴ画像の
形で特定されている。これらの点は、規則的な３次元格
子、好適には３次元のデカルト格子を規定する（図５の
平面の上方及び下方には、さらなるボクセルが位置す
る）。またこの図には、円形軌跡に沿ってさらなるデー
タ組を取得する間に、検査ゾーンの再構成すべき部分に
対して放射源Ｓが占める位置Ｓ'のうちの１つも示して
ある。最後に、検出器１６に関連する位置１６'も示
す。
【００３２】直線または放射線４１によって、位置Ｓ'
を検出器の検出素子に連結すると、第１データ組におけ
る種々のボクセルに対して特定される減衰値から、放射
線４１に沿った放射の減衰を計算することができる。検
出器１６のすべての検出素子について、円形軌跡上の放
射源の位置毎に計算を実行すると、その後のステップ２
０６（図２及び図３を参照して記述した方法のステップ
１０６に相当する）で円形軌跡に沿って取得される第２
ＣＴデータ組に対応する一組の仮想ＣＴデータが得られ
る。
を検出器の検出素子に連結すると、第１データ組におけ
る種々のボクセルに対して特定される減衰値から、放射
線４１に沿った放射の減衰を計算することができる。検
出器１６のすべての検出素子について、円形軌跡上の放
射源の位置毎に計算を実行すると、その後のステップ２
０６（図２及び図３を参照して記述した方法のステップ
１０６に相当する）で円形軌跡に沿って取得される第２
ＣＴデータ組に対応する一組の仮想ＣＴデータが得られ
る。
【００３３】第１データ組の取得と第２データ組の取得
との間に、第２データ組によって画像化される領域に変
化が生じていなければ（そして第１データ組からの第１
ＣＴ画像の再構成、及び第１ＣＴ画像からの仮想ＣＴデ
ータの計算が非常に正確であれば）、すべての放射線に
ついて、第２データ組の関連するＣＴデータが仮想デー
タに対応する。しかし、例えば外科手術器具（例えば生
体組織検査針）が画像化する領域内に導入されたため
に、あるいは対照媒体がこの領域に流入するか、あるい
は２つのデータ組を取得する間に、対象物の移動が少な
くとも局所的に発生したことによる変化が生じていれ
ば、仮想ＣＴデータは第２データ組のＣＴデータから離
れる。
との間に、第２データ組によって画像化される領域に変
化が生じていなければ（そして第１データ組からの第１
ＣＴ画像の再構成、及び第１ＣＴ画像からの仮想ＣＴデ
ータの計算が非常に正確であれば）、すべての放射線に
ついて、第２データ組の関連するＣＴデータが仮想デー
タに対応する。しかし、例えば外科手術器具（例えば生
体組織検査針）が画像化する領域内に導入されたため
に、あるいは対照媒体がこの領域に流入するか、あるい
は２つのデータ組を取得する間に、対象物の移動が少な
くとも局所的に発生したことによる変化が生じていれ
ば、仮想ＣＴデータは第２データ組のＣＴデータから離
れる。
【００３４】ステップ２０７は、このような第２データ
組のＣＴデータと仮想ＣＴデータ（同じ放射線について
毎回）との差を利用して差分ＣＴ画像を再構成し、この
差分ＣＴ画像は、第２ＣＴデータ組によってカバーされ
る領域内の、第１ＣＴデータ組を取得した瞬時に対する
変化を表わすものである。いわゆるフィルタ・バックプ
ロジェクション（後方投射）によって再構成を実行す
る。この関係に適した再構成方法は米国特許出願第09/4
00763号より既知である。
組のＣＴデータと仮想ＣＴデータ（同じ放射線について
毎回）との差を利用して差分ＣＴ画像を再構成し、この
差分ＣＴ画像は、第２ＣＴデータ組によってカバーされ
る領域内の、第１ＣＴデータ組を取得した瞬時に対する
変化を表わすものである。いわゆるフィルタ・バックプ
ロジェクション（後方投射）によって再構成を実行す
る。この関係に適した再構成方法は米国特許出願第09/4
00763号より既知である。
【００３５】一般的に言って、こうした差分ＣＴ画像に
おける解剖学的な方向付けは比較的困難であり、従っ
て、さらなる再構成ステップ２０８では、第１ＣＴデー
タ組から再構成した第１ＣＴ画像を、適切な重み係数で
差分ＣＴ画像に重ね合わせる。ステップ２０９で重ね合
わせ後の画像を表示する。その後に、ステップ２０６〜
２０９を必要回数だけ繰り返して、その後に断層撮影法
の実行を停止する（ステップ２１０）。
おける解剖学的な方向付けは比較的困難であり、従っ
て、さらなる再構成ステップ２０８では、第１ＣＴデー
タ組から再構成した第１ＣＴ画像を、適切な重み係数で
差分ＣＴ画像に重ね合わせる。ステップ２０９で重ね合
わせ後の画像を表示する。その後に、ステップ２０６〜
２０９を必要回数だけ繰り返して、その後に断層撮影法
の実行を停止する（ステップ２１０）。
【図１】 本発明の実施に適したコンピュータ断層撮影
装置を示す図である
装置を示す図である
【図２】 本発明の第１実施例を示すフローチャートで
ある。
ある。
【図３】 乱数空間内の追加乱数値を示す図である。
【図４】 本発明による方法の第２実施例を示すフロー
チャートである。
チャートである。
【図５】 仮想ＣＴデータの計算を示す図である。
Ｓ 放射源 １ ガントリー ２ モータ ３ コリメータ ４ 放射ビーム ５ モータ ７ 制御装置 １０ 画像処理コンピュータ １１ モニタ １３ 検査ゾーン １４ 回転軸 １６ 検出器 ４１ 放射線
フロントページの続き (71)出願人 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 ミハエル グラス ドイツ国 22457 ハンブルク アルバー ティン−アソール−シュトラーセ ８エー Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 CA13 FC30 FE13 FE14 5B057 AA09 BA03 BA19 CA02 CA08 CA12 CA16 CB02 CB13 CB16 CD11 CD14 CE08 DA07 DA16 DB02 DB05 DB09 DC32 DC36
Claims (7)
- 【請求項１】 円錐状の放射ビームが対象物を横断し、 完全な第１ＣＴデータ組を少なくとも１つ取得するステ
ップと、 放射ビームと前記対象物との間の相対的な動きを、閉じ
た軌跡、好適には円形軌跡に毎回対応させながら、一連
の第２ＣＴデータ組を取得するステップと、 前記第２データ組のデータに前記第１データ組のデータ
を追加するステップと、 前記追加後の第２ＣＴデータ組から一連のＣＴ画像を再
構成するステップとを具えていることを特徴とするコン
ピュータ断層撮影法。 - 【請求項２】 前記第１ＣＴデータ組から第１ＣＴ画像
を再構成するステップと、 前記第２データ組のうちの１つの取得中に、前記対象物
を横断する放射に対する仮想ＣＴデータを、前記第１Ｃ
Ｔ画像から計算するステップと、 同じ放射線について取得した、前記仮想ＣＴデータと前
記第２ＣＴデータ組のＣＴデータとの差を計算するステ
ップと、 前記差から差分ＣＴ画像を再構成するステップとを具え
ていることを特徴とする請求項１に記載のコンピュータ
断層撮影法。 - 【請求項３】 前記第１ＣＴ画像と前記差分ＣＴ画像と
を重ね合わせることを特徴とする請求項２に記載のコン
ピュータ断層撮影法。 - 【請求項４】 前記第２データ組からは計算不可能な乱
数値を、前記第１ＣＴデータ組から計算するステップ
と、 関連する前記第２データ組から計算可能な乱数値を計算
するステップと、 前記２つのデータ組から特定した乱数値を逆乱数変換す
るステップとを具えていることを特徴とする請求項１に
記載のコンピュータ断層撮影法。 - 【請求項５】 前記第１ＣＴデータ組の取得中に、前記
放射ビームと前記対象物とが螺旋状の経路に沿って相対
的な動きを行うことを特徴とする請求項１に記載のコン
ピュータ断層撮影法。 - 【請求項６】 請求項１に記載の方法を実行するコンピ
ュータ断層撮影装置であり、 円錐状の放射ビームを発生する放射源と、 前記放射源に結合され、ＣＴデータを取得する検出器
と、 検査ゾーン内に存在する対象物と前記放射源とを、回転
軸の回りに相対的に回転させ、かつ／あるいはこれらの
要素を前記回転軸に平行に移動させる駆動装置と、 前記検出器によって取得した測定データから、前記検査
ゾーン内の吸収の空間分布を再構成する再構成装置と、 前記放射源、前記検出器、前記駆動装置、及び前記再構
成装置を制御する制御装置とを具えたコンピュータ断層
撮影装置において、 完全な第１ＣＴデータ組を少なくとも１つ取得するステ
ップと、 放射ビームと前記対象物との間の相対的な動きを、閉じ
た軌跡、好適には円形軌跡に毎回対応させながら、一連
の第２ＣＴデータ組を取得するステップと、 前記第２データ組のデータに、前記第１データ組のデー
タを追加するステップと、 前記追加後の第２ＣＴデータ組から、一連のＣＴ画像を
再構成するステップとを連続実行するように、前記制御
装置をプログラムしたことを特徴とするコンピュータ断
層撮影装置。 - 【請求項７】 コンピュータ断層撮影装置の放射源、検
出器、駆動装置、及び再構成装置を制御して、請求項１
に記載の方法を実行するための制御装置用のコンピュー
タプログラムであり、 放射源を用いて、検査ゾーンまたはその中に存在する対
象物を横断する円錐状の放射ビームを発生するステップ
と、 完全な第１ＣＴデータ組を、少なくとも１つ取得するス
テップと、 放射ビームと前記対象物との間の相対的な動きを、閉じ
た軌跡、好適には円形軌跡に常に毎回対応させながら、
一連の第２ＣＴデータ組を取得するステップと、 前記第２データ組のデータに、前記第１データ組のデー
タを追加するステップと、 前記追加後の第２ＣＴデータ組から、一連のＣＴ画像を
再構成するステップとを具えていることを特徴とするコ
ンピュータプログラム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE10035138:7 | 2000-07-19 | ||
| DE10035138A DE10035138A1 (de) | 2000-07-19 | 2000-07-19 | Computertomographie-Verfahren mit kegelförmiger Durcstrahlung eines Objekts |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002095656A true JP2002095656A (ja) | 2002-04-02 |
Family
ID=7649477
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001214648A Pending JP2002095656A (ja) | 2000-07-19 | 2001-07-16 | コンピュータ断層撮影法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20020015468A1 (ja) |
| EP (1) | EP1174086A1 (ja) |
| JP (1) | JP2002095656A (ja) |
| DE (1) | DE10035138A1 (ja) |
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| US7280632B2 (en) * | 2001-08-16 | 2007-10-09 | University Of Central Florida Research Foundation, Inc. | Exact filtered back projection (FBP) algorithm for spiral computer tomography with variable pitch |
| US6771733B2 (en) * | 2001-08-16 | 2004-08-03 | University Of Central Florida | Method of reconstructing images for spiral and non-spiral computer tomography |
| WO2004072904A1 (en) * | 2003-02-14 | 2004-08-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | System and method for exact image reconstruction for helical cone beam computed tomography including redundant data |
| EP1815438A1 (en) * | 2004-11-15 | 2007-08-08 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Reconstruction method for computer tomograph and computer tomograph |
| DE102004059133B4 (de) * | 2004-12-08 | 2010-07-29 | Siemens Ag | Verfahren zur Unterstützung einer bildgebenden medizinischen Untersuchungsmethode |
| DE102005034876B3 (de) * | 2005-07-26 | 2007-04-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Erstellung von computertomographischen Darstellungen durch ein CT mit mindestens zwei winkelversetzten Strahlenquellen |
| US8184883B2 (en) * | 2005-11-24 | 2012-05-22 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Motion compensated CT reconstruction of high contrast objects |
| WO2007140090A2 (en) * | 2006-05-25 | 2007-12-06 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Cone-beam ct half-cycle closed helical trajectory |
| CN101861530A (zh) * | 2007-11-19 | 2010-10-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于确定感兴趣区域的图像的成像装置、成像方法和计算机程序 |
| DE102010013361B4 (de) * | 2010-03-30 | 2016-12-08 | Siemens Healthcare Gmbh | Verbesserte Zeitauflösung bei Cardio-CT-Aufnahmen |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5187659A (en) * | 1990-09-04 | 1993-02-16 | General Electric Company | Cone beam scanning trajectories for three-dimensional computerized tomography data acquisition where object is larger than the field of view |
| US5396528A (en) * | 1991-06-28 | 1995-03-07 | General Electric Company | Tomographic image reconstruction using cross-plane rays |
| US5841830A (en) | 1997-02-19 | 1998-11-24 | Picker International, Inc. | 3D CT fluoroscopy |
-
2000
- 2000-07-19 DE DE10035138A patent/DE10035138A1/de not_active Withdrawn
-
2001
- 2001-07-16 JP JP2001214648A patent/JP2002095656A/ja active Pending
- 2001-07-17 EP EP01000301A patent/EP1174086A1/de not_active Withdrawn
- 2001-07-17 US US09/906,606 patent/US20020015468A1/en not_active Abandoned
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE10035138A1 (de) | 2002-01-31 |
| US20020015468A1 (en) | 2002-02-07 |
| EP1174086A1 (de) | 2002-01-23 |
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