JP2005312970A - コンピュータ断層撮影における線量低減された部分的スパイラル走査時の投影データセットの再構成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】特にＸ線に敏感な器官のために的確な線量低減を可能にする。
【解決手段】管電流を与えられた線源（７）から送出された放射線ビームが検出器システムに入射し、検出器システムが走査データを供給し、この走査データに基づいて画像計算装置において検査対象（１）の２次元および３次元の走査画像を求めるコンピュータ断層撮影装置により、ｚ方向に移動可能なテーブル（２）上にいる患者（１）のｚ軸に沿ったスパイラル走査が行なわれ、コンピュータ断層撮影装置における線量低減された部分的スパイラル走査時の不完全な投影データセットの再構成方法において、１以上のピッチで且つ不完全な投影データセットを有するｚ位置の場合に、このようなｚ位置における画像の再構成のために前処理ステップにおいて、この投影の他の行のデータおよび／または先行もしくは後続の３６０°回転のデータが完全な投影データセットの算出に利用される。
【選択図】図５

Description

本発明は、一般的には医学において患者の検査に適用されるようなコンピュータ断層撮影に関する。本発明は、特に線量低減された部分的スパイラル走査時の画像再構成方法に関する。

例えばＸ線コンピュータ断層撮影のような現代の医学的診断方法により、検査すべき測定対象の画像データが取得される。一般に、検査される測定対象は患者である。

Ｘ線コンピュータ断層撮影（以下においてはＣＴと略称する。）は、画像形成において古典的なＸ線断層撮影法とは基本的に異なる特殊なＸ線撮影法である。ＣＴ撮影では、横断面画像、すなわち体軸に対してほぼ垂直に向けられた身体断面（スライス）の撮像が得られる。画像に示された組織特有の物理量は断面におけるＸ線減弱値μ（ｘ，ｙ）の分布である。ＣＴ画像は、使用された測定システムから供給された１次元的な投影を多数の異なるビュー角からのμ（ｘ，ｙ）の２次元分布に再構成することよって得られる。

投影データは、撮像すべきスライスを通るＸ線の行程後のＸ線の強度Ｉと、Ｘ線源における最初の強度Ｉ₀とから、次の数１の吸収法則に従って算出される。

積分経路Ｌは２次元の減弱分布μ（ｘ，ｙ）を通る観察されたＸ線の軌道を表わす。画像投影はビュー方向のＸ線により得られた、対象スライスを通る線積分の測定値から構成される。

投影角φによって特徴づけられる種々の方向から由来する投影が、スライス平面において対象物の周りを回転するＸ線管−検出器システム（ガントリ）によって得られる。現在最も一般的に使用されている装置は、Ｘ線管および検出器アレイ（定められた幅Ｓの検出器の直線状配置）がスライス平面において円形の測定フィールドの中心でもある回転中心の周りを共通に回転するいわゆる「ファンビーム装置」である。非常に長い測定時間を有する「平行ビーム装置」はここでは説明しない。しかしながら、ファン投影から平行投影への変換およびその逆の変換が可能であるので、ファンビーム装置に基づいて説明する本発明は、制限なしに平行ビーム装置にも適用可能であることを指摘しておく。

図６においては、ファンビーム法のためのコンピュータ断層撮影装置が概略的に示されている。この装置において、Ｘ線管７および放射線受信器１３（直線状に配置された検出器素子のアレイ）は、両方を併せて「ガントリ」と呼ばれ、円形の測定フィールド（ガントリ開口）５の中心でもある回転中心の周りを共通に回転する。この回転中心において、患者テーブル２上に検査すべき患者１がいる。患者１の種々の平行平面を検査できるようにするために、患者テーブル２は体軸に沿って移動可能である。図から分かるように、ＣＴ撮影では横断面断層画像、すなわち体軸に対してほぼ垂直に向けられている身体スライスの撮像が生じる。ＣＴは非常に多くの角度φのもとでの投影を必要とする。スライス撮影（断層撮影）を行うために、Ｘ線管７から出射されたコーンビームは、照射されるスライスの１次元の中央投影を描く平面状のファンビームが生成するように絞り込まれる。減弱値分布μ_z（ｘ，ｙ）の正確な再構成のために（ｚは体軸上の位置）、このファンビームは、回転軸線に対して垂直でなければならず、更にファンビームがいずれの投影方向φからも測定対象の狙いを定められたスライスを捕捉するまで広げられていなければならない。測定対象を透過したこのファンビームは、円弧上に直線状に配置されている検出器によって捕らえられる。市販の装置の場合、これは１０００個ほどの検出器である。個々の検出器は入射ビームに反応して電気信号を発生する。この電気信号の大きさは入射ビームの強度に比例する。いわゆる多行検出器では多数の検出器行が平行配置されている。

１つの投影φに属する個々の各検出器信号は、それぞれ１つの測定電子装置１５によって取得され、計算ユニット（コンピュータもしくはシステムコンピュータ）１６に転送される。コンピュータユニット１６により、測定されたデータは適切に処理され、Ｘ線画像の形でいわゆるハンスフィールド値でモニタ１４に可視化される。

検査対象のより大きなボリュームは一般にスパイラル走査（スパイラルスキャン）により撮影される。スパイラル状の走査の場合、Ｘ線源を有するガントリは連続的に検査対象の周りを回転し、一方患者テーブルはガントリに対して相対的に連続的にシステム軸線〈一般には患者テーブルの長手軸線またはｚ軸〉に沿って移動される。

従って、Ｘ線源は検査対象に対して、検査前に決定されたボリュームが走査されるまでにスパイラル軌道を描く。このようにして得られたスパイラルデータから個々のスライスの画像が算出される。

スパイラルＣＴにおけるパラメータ選択は通常のＣＴにおけるパラメータ選択と十分に対応している。

スパイラルスキャンにおける付加的なパラメータとして、３６０°回転当たりのテーブル送りｄ（ｍｍ単位）が選択されなければならない。１次元量としてのテーブル送りｄとスライスコリメーションＭ×Ｓ（検出器行数Ｍと検出器行幅Ｓとの積）との比はピッチまたはピッチ係数ｐと呼ばれ、
ｐ＝ｄ／（Ｍ×Ｓ）
なる式で表わすことができる。一般にピッチ値は１と２の間に選ばれる。ピッチが大きいほど迅速にスキャンボリュームが走査される。

一般に患者線量は、通常のＣＴにおいてもスパイラルＣＴにおいても、ＣＴシステムの技術的特性および選択された検査パラメータのほかに多くのパラメータに依存し、特に患者身長および選択された解剖学的検査範囲にも依存する。

ＣＴ画像化は器官組織におけるＸ線の減弱つまり吸収に基づいているので、照射中に細胞損傷を生じ得るエネルギー堆積（線量）に達する。

それゆえ、ＣＴ画像化の目標は、ＣＴ撮影時の線量を患者のためにできるだけ少なくすることである。特に、特別にＸ線の集中する器官ができるだけ少なく曝されることに留意すべきである。特別にＸ線の集中する器官は、国際放射線防護委員会１９９０年勧告（ＩＣＰＲ：Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ６０− Ｒｅｃｏｍｍｅｎｄａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｍｍｉｓｓｉｏｎ ｏｎ Ｒａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ；Ｐｅｇａｍｏｎ Ｐｒｅｓｓ，Ｏｘｆｏｒｄ，１９９０）によれば、特に生殖腺、女性の乳腺、甲状腺および眼の水晶体である。

ＣＴ画像化における患者に対する線量は、従来技術によれば、例えば一般には管電流が低下されることによって低減される。管電流の簡単な低下は患者に対する線量を低減するが、しかしながら同程度に画質が悪化する。

しかしながら、画質への線量低減の影響に注意をしなくてもよいというわけではない。これに関して更に発展した線量低減が減弱に依存した管電流変調にある（非特許文献１参照）。この技術においては、〈例えば側面から患者の肩軸に沿った〉高い減弱を有する投影時に管電流が簡単に高められる。例えば前から後へのまたはその逆に後から前への僅かな減弱を有する投影については管電流が激しく低下させられる。画素ノイズが主として、測定対象による減弱を大きく受ける投影によって決定されることが利用される。従って、減弱を僅かしか受けない投影における管電流の低下は、画質へ好ましくない影響を及ぼさない。

同じスライスから連続的にデータが取得されて直ちに再構成されるＣＴ蛍光透視法においては類似のやり方が行なわれる。撮影はテーブル移動なしに行なわれる。このようにして穿刺または生体組織検査の枠内において、その都度使用された医療器具の位置を追跡することができる。検査医は何時も現在の画像を使用することができる。医師の手を保護するために蛍光透視法の実施形態（ハンドケア（ＨａｎｄＣＡＲＥ））では、前から後への方向（前後方向）のＸ線が激しく低減されるかもしくは完全に遮断される。従って、この方法（ＨａｎｄＣＡＲＥ）は、検査者に導かれるビーム線量すなわち検査者の手に対する線量を最小限にするという狙いを有する。低減されたもしくは不足するＸ線による投影の不足するデータはＨａｎｄＣＡＲＥにおいては適切なアルゴリズムによって再構成される。

既に述べたように先に示した方法におけるデータ取得はスライスごとにもしくは円板状に且つ選択的な線量低減なしに行なわれる。
ＣＡＲＥＤｏｓｅ，Ｇｉｅｓ，Ｋａｌｅｎｄｅｒ，Ｗｏｌｆ，Ｓｕｅｓｓ： Ｄｏｓｅ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ＣＴ ｂｙ ａｎａｔｏｍｉｃａｌｌｙ ａｄｏｐｅｄ ｔｕｂｅ ｃｕｒｒｅｎｔ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ， １ Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｓｔｕｄｉｅｓ Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．２６（１１）２２３１−２２４７，１９９９

従って、本発明の課題は、特にＸ線に敏感な器官のために的確な線量低減を可能にする高速のＣＴボリューム撮影および再構成方法を提供することにある。

この課題は、本発明によれば独立請求項の特徴事項によって解決される。従属請求項は本発明の中心思想を特に有利に展開する。

本発明によれば、管電流を与えられた線源から送出された放射線ビームが検出器システムに入射し、検出器システムが走査データを供給し、この走査データに基づいて画像計算装置において検査対象の２次元および３次元の走査画像を求めるコンピュータ断層撮影装置により、ｚ方向に移動可能なテーブル上にいる検査対象（患者）のｚ軸に沿ったスパイラル走査が行なわれ、コンピュータ断層撮影における線量低減された部分的スパイラル走査時の不完全な投影データセットの再構成方法において、１以上のピッチで且つ不完全な投影データセットを有するｚ位置の場合に、このようなｚ位置における画像の再構成のために前処理ステップにおいて、この投影の他の行のデータおよび／または先行もしくは後続の３６０°回転のデータが完全な投影データセットの算出に利用される。

完全な投影データセットの算出が本発明によれば補間によって行なわれると好ましい。更に、補間は直線で行なわれると好ましい。

特に、１に等しいピッチの場合、本発明の実施態様では、１つのｚ位置における画像の再構成のために、２つの放射区分の間で隣の回転からデータの分類換えが行なわれる。

前側の線量低減が角度範囲β＝１８０°−α（αは線源のファン角）内で行なわれると好ましい。

また、線量低減は、線量低減される区間における管電流の遮断によって行なわれると好ましい。

更に、本発明によれば、本発明による方法を実施するための装置が請求される。

更に、本発明によれば、コンピュータ断層撮影装置に接続された計算装置上で動作するときに本発明による方法を実行するコンピュータソフトウェア製品が請求される。

添付図面を参照しながら実施例に基づいて本発明の他の利点、特徴および特性を更に詳しく説明する。

図１は本発明による走査方法における投影の角度関係を正面図で概略的に示し、
図２は患者体軸ｚに沿ったテーブル送りｄにより生じる走査のスパイラル軌道を斜視図で概略的に示し、
図３はＸ線管が投入されピッチ係数が１より小さい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示し、
図４はＸ線管が投入されピッチ係数が１に等しい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示し、
図５はＸ線管が投入されピッチ係数が１より大きい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示し、
図６はコンピュータ断層撮影を概略的に示す。

図１は患者テーブル２上における患者１を正面図で示す。患者１はあお向けに横たわり、従ってＸ線に敏感な器官（乳腺４および眼の水晶体３が図中に記入されている。）がガントリ開口５の上部範囲（前（ａｎｔｅｒｉｏｒ））に向けられている。走査は、Ｘ線管−検出器ユニット（ガントリ）が患者の周りを円状に回転し患者が一様な速度（一定のテーブル送りｄ）で患者体軸ｚに沿って移動されることによって行なわれる。ガントリ回転と患者移動との組合せは、図２に従って、スパイラルＣＴにおいては通常に行なわれているスパイラル状もしくはヘリカル状の走査軌道を生じさせる。

本発明の狙いは、スパイラル走査の枠内で、最善の画質もしくは最小限の情報損失の下に上述のＸ線に敏感な器官を保護することもしくは被曝線量を最小限にすることにある。本発明によれば、これは、Ｘ線管が専ら角度範囲γ＝１８０°＋αに亘るガントリ開口の下部範囲内で電流を印加されることによって実現される。

幾何学的状態は次のとおりである。患者はガントリ開口５の中央にいる。ガントリ開口５は患者の肩軸（横方向投影）によって水平に２つの半部に分けられる。上半部は前範囲と呼ばれ、下半部は後範囲と呼ばれる。前（ａｎｔｅｒｉｏｒ）から後（ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ）へ向けて投射される場合はａ．ｐ．（前後）投影と呼ばれ、後（ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ）から前（ａｎｔｅｒｉｏｒ）に向けて投射される場合はｐ．ａ．（後前）投影と呼ばれる。

本発明によれば、γ＝α／２＋１８０°＋α／２＝１８０°＋αの角度範囲（すなわち、横方向およびｐ．ａ．方向）においてのみ照射される。ただし、Ｘ線管７のファン角αは、患者がＸ線管の各投影角のもとで、従って下半部（γ＝α／２＋１８０°＋α／２，横方向およびｐ．ａ方向）からのファンビームによって完全に捕捉されるように選ばれている。

ａ．ｐ側範囲（β＝１８０°−α：ガントリ開口５の上半部における破線）におけるＸ線管位置では、本発明によれば、照射が行なわれない。これは、３６０°回転当たりの全ての投影データがγ＝２×（α／２）＋１８０°の範囲すなわち１８０°＋αの範囲で取得されるように、なおも横方向投影においても、つまり放射線源の横方向位置においても照射が行なわれることを意味する。このようにして患者のａ．ｐ．側が大事にされ、主としてａ．ｐ．側にある放射線に敏感な器官（例えば生殖腺、乳腺、眼の水晶体）に対する線量が明白に低下される。

照射範囲つまり投影範囲をｐ．ａ．範囲へこのように限定することは、もちろん、スパイラル全体に沿って鈍角の円筒扇形８を示すａ．ｐ．側範囲β＝１８０°−２×（α／２）＝１８０°−αにおいて、測定値が全く存在しないという結果をもたらす。しかしながら、この範囲の不足する値は図５の説明の枠において略述するように再現可能である。本発明によれば、再構成アルゴリズムはＣＴ装置（図６参照）に接続されている計算ユニット１６上で実行するコンピュータソフトウェア製品の構成部分である。

図３、図４および図５はどのようにしてデータ取得がピッチに依存して行なわれるかを概略的に示す。それぞれ検出器のｚ位置に対する投影角が示されている。図３は１よりも小さいピッチについて、図４は１に等しいピッチについて、Ｘ線管の投入状態（１００％範囲もしくは放射区分）において、検出器がどのデータを検出するかを示している。ａ．ｐ．投影β＝１８０°−αの間においては管電流が遮断される（０％）。ピッチは回転中の検出器経過を特徴づける。各行９はある特定幅の１つの検出器行における１つの検出器素子の経過により取得されたデータに相当する。行経過の上昇率すなわち勾配はテーブル送りによって定められる。ピッチまたはピッチ係数は、〈最初に述べたように〉一方では検出器チャネルの個数および幅によって特徴づけられ、他方では（ｚ軸に沿った）テーブル送りによって特徴づけられる。ピッチが１に等しいか又は１より小さい場合（図３および図４）、各ｚ位置において、当該ｚ位置のためにスライス画像を再構成できるようにするのに十分なデータが、場合によっては先行および後続の１００％区分（放射区分）に分割されて存在する。完全なデータセットは両図（図３および図４）において白いバーとして象徴的に示されている。特にピッチｐ＝１の場合、画像の再構成のために、隣接する放射区分へのデータ分割の際に分類換えが行なわれなければならない。

図５には、１よりも大きいピッチの場合のデータ取得の状態が示されている。ｚ位置１１０においても、完全な画像を再構成するのに十分なデータ（１８０°＋ファン角）が存在する。しかしながら、ｚ位置１１１における画像の再構成については、この条件が満たされない。なぜならば、ハッチング範囲１１２においてはデータが取得されていないからである。従って、ｚ位置１１１のための投影データセットは不完全であるが、しかしながら本発明による方法に従って完全化される。このためには、ハッチング範囲のデータを前処理ステップにおいて算出することで十分である。これは、例えば同一の投影角（図５の例の場合には７π／２の付近の範囲〉の隣にあるデータ点の間の（直線）補間によって行なわれる。適切なデータ点は、同一の投影において他の行（密なハッチング範囲１１３）又はその３６０°回転前（密なハッチング範囲１１４）又はその３６０°回転後（図示されていない。）において見いだすことができる。この前処理後にｚ位置１１０の場合と同じように処理することができる。

以上のとおり、本発明による方法により、患者のａ．ｐ．側の放射線線量が著しく低減される。特にａ．ｐ．側にある生殖腺、乳腺、甲状腺および眼の水晶体のような放射線に敏感な器官がこのようにして極めて大事にされる。本発明による方法に基づく線量低減は、従来技術によるｍＡｓ値の単なる一定の低減よりも著しく大きい。更に、患者の実際の線量も極端に減少する。これは、全ての器官に関してその放射線敏感性に応じて重み付けされた総計値を国際的に有効な勧告（ＩＣＲＰ，１９９０）に従って示す。従来技術による他の線量低減方法（例えば、ＨａｎｄＣＡＲＥ）と異なり、本発明に従って線量低減される撮影および再構成方法はスパイラル方式において大きなボリュームの高速撮影方法をめざす。既述の再構成方法はピッチ値が大きく異なっても任意のｚ位置における画像の算出を可能にする。

本発明による走査方法における投影の角度関係を概略的に示すＣＴ装置の正面図 患者体軸ｚに沿ったテーブル送りｄにより生じる走査のスパイラル軌道を概略的に示す斜視図 Ｘ線管が投入されピッチ係数が１より小さい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示すダイヤグラム Ｘ線管が投入されピッチ係数が１に等しい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示すダイヤグラム Ｘ線管が投入されピッチ係数が１より大きい場合に多行検出器がどのデータを検出するかを概略的に示すダイヤグラム コンピュータ断層撮影装置を概略的に示す斜視図。

符号の説明

１ 患者
２ 患者テーブル
３ 眼の水晶体
４ 乳腺
５ ガントリ開口
７ Ｘ線管
８ 円筒線形
９ 行
１１０ ｚ位置
１１１ ｚ位置
１１２ ハッチング範囲
１１３ 密なハッチング範囲
１１４ 密なハッチング範囲
１２ Ｘ線ビーム
１３ 放射線検出器
１４ モニタ
１５ 測定電子装置
１６ 計算ユニット
φ 投影角
α ファン角
β 線量低減の角度範囲
ｄ ピッチ〈係数〉
ｚ 体軸

Claims (8)

1. 管電流を与えられた線源（７）から送出された放射線ビームが検出器システムに入射し、検出器システムが走査データを供給し、この走査データに基づいて画像計算装置において検査対象（１）の２次元および３次元の走査画像を求めるコンピュータ断層撮影装置により、ｚ方向に移動可能なテーブル（２）上にいる検査対象（１）のｚ軸に沿ったスパイラル走査が行なわれる、コンピュータ断層撮影における線量低減された部分的スパイラル走査時の不完全な投影データセットの再構成方法において、
   １以上のピッチで且つ不完全な投影データセットを有するｚ位置の場合に、このようなｚ位置における画像の再構成のために前処理ステップにおいて、この投影の他の行のデータおよび／または先行もしくは後続の３６０°回転のデータが完全な投影データセットの算出に利用される
   ことを特徴とするコンピュータ断層撮影における線量低減された部分的スパイラル走査時の投影データセットの再構成方法。
2. 完全な投影データセットの算出は補間によって行なわれることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 補間は直線で行なわれることを特徴とする請求項２記載の方法。
4. １に等しいピッチの場合、１つのｚ位置における画像の再構成のために、２つの放射区分の間で隣の回転からデータの分類換えが行なわれることを特徴とする請求項１記載の方法。
5. 前側の線量低減が角度範囲β＝１８０°−α（αは線源のファン角）内で行なわれることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
6. 線量低減は、線量低減される区間における管電流の遮断によって行なわ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。
7. 請求項１乃至６の１つに記載の方法を実施するための装置。
8. コンピュータ断層撮影装置に接続された計算装置上で動作するときに請求項１乃至６の１つに記載の方法を実行することを特徴とするコンピュータソフトウェア製品。

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