JP2006505336A - 三次元の逆投影を用いたｃｔデバイス及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、検査区域がファン形状の放射ビームにより円軌道に沿って照射されるＣＴ方法に関する。この検査区域においてコヒーレント状に散乱する放射は、検出器ユニットにより測定され、この検査区域における散乱強度の空間における変化が前記測定値から復元される。回転面の２つの線形依存ベクトルと波動ベクトルトランスファとにより規定されるボリュームにおける逆投影により復元が行われる。

Description

本発明は、検査区域がファン形状の放射ビームにより円形軌道に沿って照射され、検出器ユニットは、一次放射と、前記検査区域においてコヒーレント状に散乱した放射とを検出するＣＴ(computer tomograph)方法に関する。本発明は、上記方法を実行するためのＣＴと、このＣＴを制御するためのコンピュータプログラムにも関する。

前述した種類の既知の方法において、検査区域においてコヒーレント状に散乱した放射は、検出器ユニットにより測定される。つまり、検査器における散乱強度の空間における変化は、照射される検査区域全体の復元が必要であるＡＲＴ(algebraic reconstruction technique)に基づく反復法を用いて通常は実行される。検査区域の一部の復元はできない。その上、この反復法は、大量の計算作業を必要とし、故にかなり長い復元時間となる。代わりの方法は逆投影に基づく二次元の復元技術を含み、これら技術において、検査区域と検出器ユニットとの間に大きな距離が存在する又は検出器ユニット上の散乱光線の入射点と、散乱角との間に明白な関係が存在すると仮定される。しかしながら、この形状は医療用アプリケーションにおいて実現することができないので、二次元の逆投影は、不正確な結果だけしか生み出さない。

従って、本発明の目的は、検査区域における散乱強度分布のより早い復元を可能にする一方、医療用アプリケーションにおける実際の形状を考慮した方法、ＣＴ及びコンピュータプログラムを提供することである。

この方法において、本目的はＣＴ方法を用いて本発明により達成されることである。このＣＴ方法は、
−放射源、及び検査区域と放射源との間に配される絞り装置を用いて、この検査区域又はそこにあるオブジェクトを横断するファンビームを生成するステップと、
−一方の側にある放射源と、他方の側にある検査区域又はオブジェクトとの間に、回転軸の周りを回転する相対的な動きを生成するステップと、
−この相対的な動きの間に、ファンビームからの一次放射と、検査区域内又はオブジェクト上をコヒーレント状に散乱される放射とを検出する検出器ユニットを用いて、放射強度に依存する測定値を取得するステップと、
−前記測定値から前記検査区域のＣＴ画像を復元するステップであり、復元中、逆投影は、２つの線形依存の回転面のベクトルと波動ベクトルトランスファにより規定されるボリュームにおいて実行される、ＣＴ画像を復元するステップと、
を有する。

散乱強度は材料だけでなく、散乱角及び放射の波長にも依存している。しかしながら、２つの線形依存の回転面のベクトルと波動ベクトルトランスファにより規定されるボリュームにおける逆投影は、波動ベクトルトランスファが波長の逆数と散乱角の半分の正弦との積に比例することが知られているので、これによりパラメタ表示された散乱強度が散乱材料に排他的に依存する利点を有する。この文脈において、散乱角は、光線が散乱処理が無いまま続く経路に対する散乱した光線の経路により囲まれる角度である。

散乱光線は、前記ボリューム内において湾曲した形状を有する。湾曲した形状の散乱光線を考慮することが、請求項２による逆投影に対し、復元された散乱強度分布の品質を高めることになる。

請求項３に記載の好ましい復元方法によれば、測定値は、前記逆投影より前に重み付けされる。このような重み付けは、散乱角が増大するにつれて、検出器表面の有効度は減少し、さらに検出器ユニット上の散乱光線の入射点と、前記散乱中心との間の距離が増大するにつれて、放射強度は減少するという事実を考慮している。有効な検出器表面は、散乱光線の経路に垂直な平面に投影された検出器表面である。請求項４に記載の重み付けは、放射源と散乱中心との間の距離が減少するにつれて、放射強度は増大するという事実を考慮している。復元された散乱強度分布の品質は、上記効果が考慮される場合高められる。

請求項５は、他の方法に比べ少ない計算労力しか必要とせず、それにもかかわらず好ましい画像品質を提供する好ましい復元方法を記載している。

本発明による方法を実行するためのＣＴが請求項６に記載されている。

請求項７は、請求項６に記載されたＣＴを制御するコンピュータプログラムを規定している。

本発明は、実施例に基づくと共に、図を参照して以下に詳細に説明される。

図１に示されるＣＴは、回転軸１４の周りを回転可能であるガントリ１を有する。この目的のために、ガントリ１はモータ２により、好ましくは一定であるが、調節可能な角速度で駆動される。放射源Ｓ、例えばＸ線源は、このガントリに搭載されている。絞り装置(diaphragm arrangement)３１は、検査に用いられ、図１において実線で示される放射ファンビーム４１を規定する。このファンビーム４１は、回転軸１４に垂直に延在し、この回転軸の方向において僅かな大きさ、例えば１ｍｍを持つ。絞り装置３１と放射源Ｓとの間に、このＸ線源Ｓにより生じる放射線から錐形の放射線ビーム４２を形成する第２の絞り装置３２が配されてもよい。前記絞り装置３１が無い状態で生じる錐形の放射線ビーム４２は破線で示される。

ファンビーム４１は、例えば患者テーブル上の患者（両方図示せず）のようなオブジェクト、若しくは技術的なオブジェクトも置かれてよい円柱状の検査区域１３を横断する。この検査区域１３を横断した後、ファンビーム４１は、ガントリ１に設置され、行列形態で配置された複数の検出素子を備える測定面１７を有する、検出器ユニット１６に入射する。これら検出素子は行及び列で配される。検出素子の行は回転軸１４に平行に延在する。検出素子の列は回転軸１４に垂直に延在する平面に置かれる、すなわち好ましくは放射源Ｓの周りにある円弧上に置かれる。しかしながら、これらは、異なる形状、例えば回転軸の周りにある円弧の形状又は矩形の形状でもよい。一般的に言うと、検出素子の列は、検出素子の行（例えば１６）よりも大幅に多い検出素子（例えば１０００）を有する。

ファンビーム４１、検査区域１３及び検出素子１６は互いに適応する。回転軸１４に垂直な平面において、ファンビーム４１の大きさは、検査区域１３が完全に照射されるように選択され、検出器ユニット１６の列の長さは、ファンビーム４１が完全に検出されることができる長さである。ファンビームは中央の検出素子の列に入射する。

患者の代わりに技術的なオブジェクトに関する場合、検査中、オブジェクトが回転されることができる一方、放射源Ｓ及び検出器ユニット１６は静止したままである。検査区域１３、又は前記オブジェクト若しくは前記患者テーブルは、モータ５を用いて回転軸１４に平行に移動することができる。しかしながら、同じように、ガントリがこの方向に移動することもできる。

モータ２及び５が同時に動作する場合、放射源Ｓ及び検出器ユニット１６は、検査区域１３に対してらせん軌道を描く。しかしながら、回転軸１４の方向に移動させるためのモータ５が静止して、モータ２がガントリを回転させている場合、検査区域１３に対して、放射源Ｓ及び検出器ユニット１６に関する円の軌道が得られる。以下は、円の軌道だけが考慮されている。

図２は、複数のブレード６０を有するコリメータ装置６を、検査区域１３と検出器ユニット１６との間に配置されているのが示されている。これらブレード６０は、Ｘ線を強く吸収する材料から成り、回転軸１４に平行に延在すると共に、放射源Ｓの焦点において互いに交差する平面に置かれる。これらブレードの間隔は、例えば１ｃｍとなり、各ブレード６０は、例えば図の平面において２０ｃｍの大きさを持ってもよい。コリメータ装置はこれにより、ファンビーム４１を多数の隣接するセグメントにさらに分割し、本質的に、検出素子の１つの行は、１つのセグメントからだけの一次又は散乱した放射が当てられる。

検出器ユニット１６により取得された測定値は、例えばワイヤレスデータ送信を介して、検出器ユニット１６に接続される画像処理コンピュータ１０に供給される。この画像処理コンピュータ１０は検査区域１３における散乱強度分布を復元し、その強度分布を例えばモニタ１１に再現する。２つのモニタ２及び５、画像処理コンピュータ１０、放射源Ｓ並びに検出器ユニット１６から画像処理コンピュータ１０への測定値の転送は、制御ユニット７により制御されている。

他の実施例において、取得された測定値は最初に、復元するための１つ以上の復元コンピュータに供給される。この復元コンピュータは、復元されたデータを、例えば光ファイバーケーブルを介して画像処理コンピュータに供給する。

図３は、図１に示されたＣＴを用いて実行されるあるバージョンの測定方法及び復元方法の実施を説明するフローチャートを示す。

ステップ１０１において初期化した後、ガントリは一定の角速度で回転する。ステップ１０３において、放射源Ｓの放射がオンに切り換わるので、検出器ユニット１６は複数の角度位置から一次及び散乱した放射を検出することができる。各検出素子の行の中心にある検出素子は、本質的に一次放射を検出する一方、散乱した放射（２次放射）は、行の端に近い方に置かれる検出素子により検出される。

前述したことは、検出素子の１つの行の平面図である図４に図示されている。散乱した放射を検出する検出素子１６１が簡単な斜線で示される一方、中心に置かれ、一次放射を検出する検出素子１６０は、×で印されている。他の放射源において、とりわけ大きな焦点を持つ放射源において、一次放射が１つ以上の検出素子により検出されることも可能である。前記中心の検出素子の両側に、散乱した放射が当たるが、放射源の焦点の有限の大きさのために、一次放射の（減少した）量も当てられる検出素子（１６０に隣接する白色の素子）が置かれる。この実施例において、散乱した放射は、図において斜線で示される検出素子により測定される放射だけであると考える。

散乱強度はとりわけ、散乱したＸ線量子のエネルギーに依存している。これにより、散乱したＸ線量子のエネルギーは、測定されるべきか（検出素子がエネルギー分解方式(energy-resolved fashion)で測定可能であるべきことを意味する）、できる限り小さな範囲からの量子エネルギーを備えるＸ線（理想的な場合、単色のＸ線）を利用しなければならないかのどちらかでなければならない。これらエネルギーに関するＸ線量子のエネルギー差を最小にする様々な可能性がある。これら可能性は、
−例えば一次ビームには銅であるように、適切なフィルタ材料を使用する。結果として、Ｘ線源により生成されるソフトなＸ線、すなわち低い量子エネルギーを持つＸ線がかなり抑制される。
−さらに、Ｘ線管の電圧は選択されたフィルタに関して最適化されることができる。
−最後に、いわゆる“バランスフィルタ(balanced
filter)”技術が用いられる。この技術に従い、データは２度取得され、その都度、僅かに異なる原子番号を持ち、そのＫ端がフィルタリングに使用されるフィルタがビーム路に置かれる。結果的に、２つの測定から異なる信号が抽出される。

ステップ１０５において、散乱した放射の測定値が正規化される。散乱した放射の各放射源の位置の測定値は次いで、散乱光線を生じさせた一次光線の測定値で分割される。

ステップ１０７において、これら測定値は再構成操作(rebinning operation)によって決められる。各測定値は、この測定値を検出した検出素子から前記放射源の位置へのラインに関連する。これにより、架空の錐形放射ビーム４２の光線は、これら光線が散乱することなく測定値を生じさせると仮定する。前記再構成操作により、前記測定値が異なる放射源（相互に平行なファンビームを放射することができる円形の放射源）と、異なる検出器（平坦な矩形の仮想検出器）とを用いて測定されたように、これら測定値は再分類される。

これは、図５を参照して詳細に説明されるであろう。ここで、参照番号１７は、円軌道を示し、この円軌道に沿って放射源は検査区域１３に照射する。参照番号４１３は、放射源Ｓ_０から生じ、その光線が回転軸１４を含む平面において伝播するファン形状の放射ビームを示す。位置Ｓ_０にある放射源により放射される錐形放射ビームは、この放射源の位置で交差し、回転軸１４に平行な平面に置かれる複数の平坦なファンビームから構成されると仮定される。図５はこれらファンビームのうち１つのビームだけ、すなわちファンビーム４１３だけを示している。

その上、図５は、前記ファンビーム４１３に平行に延在し、互いに且つ回転軸１４に平行な平面に置かれる他のファンビーム４１１、４１２、４１４及び４１５も示している。関連する放射源の位置Ｓ_−２、Ｓ_−１、Ｓ_１及びＳ_２はそれぞれ、放射源の位置Ｓ_０に達する前及び達した後の放射源Ｓである。ファンビーム４１１から４１５の全ての光線は、同じ投射角を持つ。この投影角は、回転軸１４に平行な基準平面に対してファンビームの平面により囲まれる角度である。

ファンビーム４１１から４１５は、テントのような形状である放射ビーム４１０を規定する。図５及び図６は、放射ビーム４１０が回転軸１４を含み、ファンビーム４１１から４１５の平面に垂直に延在する平面と交差するときに得られる断面領域４２０を示す。回転軸と交差するこの断面領域４２０の２つの縁は湾曲している。この湾曲は、中心の放射源の位置（例えばＳ_０）が縁にある放射源の位置（例えばＳ_−２又はＳ_２）よりも断面から離れて置かれ、ファンビームは全て同じ開口角(angle of aperture)を持っている事実によるものである。これにより、ファンビームの各グループに対し、矩形の仮想検出器１７０は、平面の断面領域４２０に規定され、この仮想検出器の縁１７１及び１７２は、この平面の断面領域における外側のファンビーム４１１及び４１５の大きさにより与えられる。

図６は、前記仮想検出器を通る、ファンビーム４１１から４１５に含まれる幾つかの光線の（・で記されている）点穴(puncture point)を示す。最後に、＋は標準的な直交格子の支点を印している。点穴と支点とは通常一致しない。これにより、仮想検出器１７０内における等距離の支点における測定値は、点穴に対する測定値から決められなけばならない。このような再構成は、ここに明白に参照されるドイツ国特許出願DE 198 45 133A1に詳細に説明されている。

ステップ１０９において、前記再構成により発生するような、散乱光線の測定値は、空間周波数の関数として傾斜状(ramp-like)に増大する因子を用いた一次フィルタリングにより決められる。この目的のために、その都度、回転面に平行な方向、すなわち仮想検出器の列に沿った方向における連続する値が考慮される。このフィルタリングは全ての投影角に対し、仮想検出器の各列に沿って実行される。

他の実施例において、この再構成が省略されることも可能である。検出器ユニットが、例えば放射源の周り又は回転軸の周りを円弧の形で湾曲しているので、前記フィルタリングが修正されなければならないことは知られている。

フィルタリングされた測定値は次いで、逆投影により検査区域における散乱強度分布を復元するのに用いられる。

この逆投影は、ベクトル

により定義されるボリュームにおいて実行され、単位ベクトル

は回転面に置かれ、それぞれ水平及び垂直方向に配向される一方、波動ベクトルトランスファ

は、回転軸に平行に配向される。他の実施例において、ベクトル

の代わりに、２つの異なる線形独立した回転面のベクトルが用いられること可能である。既に述べたように、波動ベクトルトランスファ

の量は、散乱したＸ線量子の波長λの逆数と散乱角Θの半分の正弦(sign)との積に比例している。
ｑ＝（１／λ）ｓｉｎ（Θ／２） （１）

散乱角Θは、図７に示されるように、ファンビーム４１により照射される検査区域１５と、検出器ユニット１６との配置に基づいて決められる。逆投影に基づく既知の二次元の方法とは対照的に、この図は医療用アプリケーションにおける実際の形状を考慮している。１つの又は各検出素子Ｄ_ｉに対し、これが
Θ＝ａｒｃｔａｎ（ａ／ｄ） （２）
に従って計算される異なる散乱角Θを生じさせる。ここで、ｄは散乱の中心Ｓ_ｉの距離を示し、ａは検出素子Ｄｉと検出器の脚部１２との間の距離を示す。

検出器Ｄ_ｉは、ファンビーム４１により照射される検査区域１５において、Θ_１＜Θ＜Θ_２の角度で散乱した光線を検出する。

上の２つの等式から、小さな角度Θに対する

が得られる。

散乱の中心と検出器の脚部との間の距離ｄに依存して、波動ベクトルトランスファ

の値の変化は、従って双曲線の形状となり、故に線形ではない（図８参照）。これらから、（ｘ，ｙ，ｑ）空間における散乱した光線の本来の線形路が湾曲することになる。これにより、逆投影は双曲線の形状に湾曲した光線に沿って行われる。

ステップ１１１において、ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｑ）は、スケーラブルな（ｘ，ｙ）区域（視界又はＦＯＶ）内にあり、ＣＴの形状から生じる波動ベクトルトランスファ

の値の範囲内に決められる。

ステップ１１３において、フィルタリングされた値は、散乱角の余弦の逆数値に対応する重み付け因子により乗算される。これにより、減少した有効検出器平面が増大する散乱角の関数と考えられる。前記角度が小さい場合、その角の余弦は殆ど常に１であるので、この重み付けを省くことができる。その上、散乱の中心、すなわちボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｑ）と、測定面上の散乱光線の入射点との距離が増大するように、放射強度が減少するという事実が、測定値に関連する光線が散乱した散乱中心と測定面上の散乱光線の入射点との間の距離の２乗に対応する重み付け因子により、各放射源の位置に対する測定値全てを乗算することにより考慮される。

前記再構成が他のバージョンにおいて省略される場合、重み付け因子によるフィルタリングされた測定値の追加の乗算が必要であり、この因子は放射源の位置と検出された光線が散乱した散乱中心との間の距離の２乗の逆数値に等しい。

ステップ１１５において逆投影中、ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｑ）を通過する湾曲した光線全てが考慮される。ある放射源の位置からの光線がこのボクセルの中心を正確に通過しない場合、関連する値は、隣接する光線の測定値を補間することにより決められなければならない。前記ボクセルを通過する光線に関連する測定値、又は補間により得られる測定値は、ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｑ）上に蓄積される。関連したボクセルへの寄与がこれにより、全ての放射源の位置に対し蓄積された後、ステップ１１７において、復元される（ｘ，ｙ，ｑ）区域における全てのボクセルが扱われたかをチェックされる。扱われていない場合、フローチャートはステップ１１１に分岐する。そうでなければ、ＦＯＶにおける全てのボクセルに対する散乱強度分布が決められ、復元方法が終了する（ステップ１１９）。

他のバージョンにおいて、回転面及び波動ベクトルトランスファの２つの線形依存のベクトルにより規定されるボリュームにおける逆投影は、直線光線に沿った近似値として実行されることができる。

本発明による方法を実行するのに適したＣＴを示す。 回転軸の方向における図１のＣＴの概略的な断面図。 本発明による方法のあるバージョンのフローチャート。 検出素子の行の平面図。 仮想放射源の配置の概略表示。 仮想放射源の光線を通る断面図を示す。 回転面の方向における照射される検査区域及び検出器の概略的な断面図。 検査区域における散乱中心（検出器ユニット上における一次ビームの入射点）と、検出器の脚部との間の距離に関する波動ベクトルトランスファの量への依存を示す。

Claims (7)

1. ａ）放射源、及び検査区域と前記放射源との間に配される絞り装置を用いて、前記検査区域又は当該区域内あるオブジェクトを横断するファンビームを生成するステップと、
   ｂ）一方の側にある前記放射源と、他方の側にある前記検査区域又は前記オブジェクトとの間に、回転軸の周りを回転することを含む相対的な動きを生じさせるステップと、
   ｃ）前記相対的な動き中に、前記ファンビームからの一次放射と、前記検査区域内又は前記オブジェクト上をコヒーレント状に散乱した放射とを検出する検出器ユニットを用いて前記放射の強度に依存する測定値を取得するステップと、
   ｄ）前記測定値から前記検査区域のＣＴ画像を復元するステップであり、復元中、回転面の２つの線形依存するベクトル及び波動ベクトルトランスファにより規定されるボリュームにおいて逆投影が実行される、ＣＴ画像を復元するステップと、
   を有するＣＴ方法。
2. 前記復元ステップｄ）中の前記逆投影は湾曲した形状の光線に沿って行われる請求項１に記載のＣＴ方法。
3. 前記復元ステップｄ）における前記逆投影より前に、検出された光線が散乱した散乱中心と、検出器ユニット上の前記散乱した光線の入射点との間の距離の２乗に対応する第１の重み付け因子、及び散乱角の余弦の逆数に対応する第２の重み付け因子により乗算される請求項１に記載のＣＴ方法。
4. 前記復元ステップｄ）における前記逆投影より前に、各放射源の位置に対する測定値全ては、放射源の位置と、前記検出された光線が散乱した前記散乱中心との間の距離の２乗の逆数に対応する重み付け値により乗算される請求項３に記載のＣＴ方法。
5. 前記復元ステップｄ）は、
   −前記回転面に平行な方向に前記測定値の一次元フィルタリングを行うステップと、
   −多数のグループを形成するように前記測定値を再構成するステップであり、検出素子により測定される各測定値は、前記検出素子から前記放射源の位置へのラインに関連し、各グループは互いに且つ前記回転軸に平行であり、それぞれのラインファンが置かれる複数の平面を有する、ステップと、
   −前記測定値から散乱強度の分布を復元するステップであり、逆投影は、前記回転面の２つの線形依存のベクトルと、波動ベクトルトランスファとにより規定されるボリュームにおいて実行される、ステップと、
   を有する、請求項１に記載のＣＴ方法。
6. −検査区域又は検査区域内にあるオブジェクトを横断するファンビームを形成するために、放射源及び前記検査区域と前記放射源との間に置かれる絞り装置と、
   −前記放射源に結合されると共に、測定面を有する検出器ユニットと、
   −前記検査区域にあるオブジェクト及び前記放射源を、回転軸の周り及び／又は前記回転軸に平行に互いに相対して移動させる駆動装置と、
   −前記検出器ユニットにより取得される前記測定値から、前記検査区域内の前記散乱強度の分布を復元する復元ユニットと、
   −放射源、前記検出器ユニット、前記駆動装置及び前記復元ユニットを請求項１に記載の前記ステップａ）からｄ）に従って制御する制御ユニットと、
   を有する請求項１に記載の方法を実行するＣＴ。
7. 請求項１に記載の前記ステップを実行するように、放射源、絞り装置、検出器ユニット、駆動装置及びＣＴの復元ユニット制御する制御ユニットのためのコンピュータプログラム。

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