JP2007007415A - テーブル下垂を補償するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ハードウェアを追加せずにテーブル下垂を電子的に補償する。
【解決手段】テーブル下垂（２６）を補償する方法を記載する。この方法は、テーブル（１３４）の第一の寸法を受け取るステップと、第一のデータ集合を取得するためにテーブル（１３４）に載置された患者を走査するステップと、患者をテーブル（１３４）に載置した状態で走査を行なうことによりテーブル（１３４）の画像を形成するステップと、第一の寸法と画像でのテーブル（１３４）の第二の寸法との間の差を決定するステップとを含んでいる。
【選択図】 図４

Description

本発明は一般的には、医用イメージング・システムに関し、さらに具体的には、テーブル下垂を補償するシステム及び方法に関する。

少なくとも幾つかの計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のＸ線ビームを投射し、このＸ線ビームは、デカルト座標系のＸＹ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線源は、図１に示すガントリ２０に結合されている。Ｘ線ビームは、患者等の撮像対象を透過する。対象は、基部２４上に摺動自在に配置されているテーブル２２に載置される。Ｘ線ビームは対象によって減弱された後に減弱ビームとなって検出器アレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱ビームの強度は、対象によって受光されるＸ線ビームの減弱に依存している。検出器アレイ内の各々の検出器素子が、検出器アレイの位置での減弱の測定値である別個の電気信号を発生する。検出器アレイの全ての素子からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。

Ｘ線源及び検出器アレイは撮像平面内で撮像対象の周りをガントリ２０と共に回転するため、Ｘ線ビームが対象と交差する角度が定常的に変化する。Ｘ線源は典型的にはＸ線管を含んでおり、Ｘ線管は焦点スポットにＸ線ビームを放出する。検出器アレイの検出器素子は典型的には、検出器アレイで受光される減弱ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接するシンチレータと、シンチレータに隣接する光検出器とを含んでいる。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器アレイが一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。
米国特許第６５２９７６４号

テーブル２２の設計は、重負荷条件下でｚ軸に平行なｚ方向において所要の精度を提供することが可能であるが、テーブル２２はｙ軸に平行なｙ方向の配置精度を提供する剛性を保持しない。剛性の欠如によってテーブル下垂２６が発生する。テーブル下垂２６は、テーブル２２がガントリ２０からｚ方向に十分に後退していない場合に起こる。テーブル２２がガントリ２０からｚ方向にさらに後退することができないときにテーブル２２は完全に後退している。テーブル２２がガントリ２０に向かってｚ方向に延伸しているときにテーブル下垂２６が起こる。テーブル２２がガントリ２０に向かってｚ方向にさらに延伸することができないときにテーブル２２は完全に延伸している。

テーブル下垂２６の影響は、テーブル２２を後退させた状態で走査される解剖学的構造に比較して、テーブル２２を延伸させた状態で走査される対象の解剖学的構造が下方に変位することである。放射線治療（ＲＴ）又は代替的には陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）の応用では、対象の解剖学的構造の位置合わせが重要である。例えば、ＲＴ応用では、ＣＴイメージング・システム構成の一つを用いることにより形成される画像内の腫瘍の腫瘍部位を特定して、腫瘍が位置している対象内の区域はビーム照射を受け、対象の他の区域は照射を受けないように放射線ビームを適当に調節することにより、放射線治療計画が実行される。しかしながら、テーブル下垂２６が発生すると、画像内の腫瘍部位が、腫瘍が位置している対象内の区域から数ミリメートル離隔することがあり得る。従って、テーブル下垂２６は対象の最適とは言えない治療に繋がる。

図２は、２箇所のテーブル位置で一組のファントムを走査することにより形成された複数の画像５０及び５２の実施形態を示している。２箇所のテーブル位置の第一は完全に後退したテーブル５４に相当する。２箇所のテーブル位置の第二は、例えば１０９０ミリメートルのような量だけ延伸したテーブル５４に相当する。テーブル５４に載置されたファントムの寸法は小柄な人体に略相当している。画像５０及び画像５２は両方とも、同一の視野について再構成されている。理想的には、画像５０及び画像５２の２箇所のテーブル位置は同一である筈である。しかしながら、画像５０と画像５２との間の境界５８でのテーブル５４の不連続５６によって示されているように、テーブル下垂が原因となって画像５２のテーブル５４は画像５０のテーブル５４よりも低くなっている。数値計測は、画像５２のテーブル５４が画像５０のテーブル５４に比較して４．５ミリメートルの垂直距離だけ変位していることを示す。さらに重い負荷の下では、テーブル下垂２６は６ミリメートルにも達すると予想される。

一観点では、テーブル下垂を補償する方法を記載する。この方法は、テーブルの第一の寸法を受け取るステップと、第一のデータ集合を取得するためにテーブルに載置された患者を走査するステップと、患者をテーブルに載置した状態で走査を行なうことによりテーブルの画像を形成するステップと、第一の寸法と画像でのテーブルの第二の寸法との間の差を決定するステップとを含んでいる。

他の観点では、イメージング・システムを記載する。このイメージング・システムは、エネルギを発生するように構成されている線源と、テーブルと、エネルギを検出するように構成されている検出器と、プロセッサとを含んでいる。プロセッサは、テーブルの第一の寸法を受け取り、第一のデータ集合を取得するためにテーブルに載置された患者を走査するように線源及び検出器を制御し、患者をテーブルに載置した状態で走査を行なうように線源及び検出器を制御することによりテーブルの画像を形成して、第一の寸法と画像でのテーブルの第二の寸法との間の差を決定するように構成されている。

さらに他の観点では、プロセッサを記載する。このプロセッサは、テーブルの第一の寸法を受け取り、第一のデータ集合を取得するためにテーブルに載置された患者を走査するように線源及び検出器を制御し、患者をテーブルに載置した状態で走査を行なうように線源及び検出器を制御することによりテーブルの画像を形成して、第一の寸法と画像でのテーブルの第二の寸法との間の差を決定するように構成されている。

図３及び図４には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１００がガントリ１０２を含むものとして示されている。ＣＴシステム１００は「第三世代」ＣＴシステムである。代替的な実施形態では、ＣＴシステム１００は、エネルギ積算型、フォトン計数型（ＰＣ）又はフォトン・エネルギ識別型（ＥＤ）のいずれのＣＴ検出システムであってもよい。ガントリ１０２はＸ線源１０４を有しており、Ｘ線源１０４は検出器アレイ１０６に向かってＸ線のビームを投射する。Ｘ線は患者等の対象１０７を透過して減弱Ｘ線を生成する。検出器アレイ１０６は、複数の検出器素子１０８によって形成されており、検出器素子は一括で減弱Ｘ線を感知する。代替的な実施形態では、検出器アレイ１０６の各々の検出器素子１０８は、フォトン・エネルギ積算型検出器、フォトン計数型検出器又はフォトン・エネルギ識別型検出器のいずれであってもよい。各々の検出器素子１０８は減弱Ｘ線の強度を表わす電気信号を発生する。投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１０２及びガントリ１０２に装着されている構成部品は回転中心１１０の周りを回転する。

ガントリ１０２の回転及びＸ線源１０４の動作は、ＣＴシステム１００の制御機構１１２によって制御される。制御機構１１２は、Ｘ線制御器１２６とガントリ・モータ制御器１１４とを含んでおり、Ｘ線制御器１２６はＸ線源１０４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器１１４はガントリ１０２の回転速度及び位置を制御する。制御機構１１２内のデータ取得システム（ＤＡＳ）１１６が、検出器素子１０８からの投影データをサンプリングしディジタル化して、後続の処理のためにこの投影データをサンプリングされてディジタル化された投影データへ変換する。

プリプロセッサ１１８が、サンプリングされてディジタル化された投影データをＤＡＳ１１６から受け取って、サンプリングされてディジタル化された投影データを前処理する。一実施形態では、前処理はオフセット補正、初期速度補正、参照チャネル補正、空気較正及び／又は負対数演算の適用を含んでいるが、これらに限定されない。本書で用いられるプロセッサという用語は当技術分野でプロセッサと呼ばれている集積回路のみに限らず、コントローラ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路及びその他任意のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。プリプロセッサ１１８は、サンプリングされてディジタル化された投影データを前処理して、前処理済み投影データを生成する。

画像再構成器１２０が、プリプロセッサ１１８から前処理済み投影データを受け取ってフィルタ補正逆投影（ＦＢＰ）等の画像再構成を行ない、再構成画像を形成する。再構成画像はコンピュータ１２２への入力として印加され、コンピュータ１２２は再構成画像を大容量記憶装置１２４に記憶させる。本書で用いられるコンピュータという用語は当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路及びその他任意のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。Ｘ線制御器１２６が、再構成画像の品質に基づいてＸ線源１０４の内部の管電流を調節する。

コンピュータ１２２はまた、ユーザ・インタフェイス装置を有するコンソール１２８を介して、操作者等の利用者から指令及び走査用パラメータを受け取る。陰極線管表示器１３０によって、操作者等の利用者は、再構成画像及びコンピュータ１２２からのその他のデータを観測することができる。指令及びパラメータはコンピュータ１２２によって用いられて、ＤＡＳ１１６、Ｘ線制御器１２６及びガントリ・モータ制御器１１４に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ１２２は、モータ式テーブル１３４を制御するテーブル・モータ制御器１３２を動作させて、対象１０７をガントリ１０２内で配置する。具体的には、テーブル・モータ制御器１３２は対象１０７の各部位を移動させて、ガントリ開口１３６の中心に対象１０７を配置するようにテーブル１３４を調節する。テーブル１３４は基部１３５の上に位置しており、基部１３５は基部２４（図１）の一例である。テーブル２２及びテーブル５４（図１及び図２）は、テーブル１３４の例である。

代替的な実施形態では、Ｘ線源１０４の代わりに、対象１０７に向かって高周波電磁エネルギを投射するように構成されている高周波電磁エネルギ投射源を用いることもできる。また、検出器アレイ１０６の代わりに、ガントリ内部に配設されて高周波電磁エネルギを検出するように構成された検出器アレイを用いてもよい。

他の代替的な実施形態では、ＣＴシステム１００と同様の第四世代ＣＴシステムが用いられるが、該第四世代ＣＴシステムでは、検出器アレイ１０６が全環静止型検出器で置き換えられる点と、該全環静止型検出器がＸ線ビームに一様な応答を与えるように補正された検出器素子を含んでいる点とが異なる。さらに他の代替的な実施形態では、ＣＴシステム１００と同様のＣＴシステムが用いられるが、該ＣＴシステムでは、Ｘ線源１０４が静止型Ｘ線源で置き換えられる点と、検出器アレイ１０６がＣＴシステム１００と同様のＣＴの静止型検出器で置き換えられる点とが異なる。

コンピュータ１２２は、対象１０７のスカウト走査を行なうようにＣＴシステム１００を制御し、スカウト走査からスカウト・データが収集される。スカウト走査では、Ｘ線源１０４及び検出器アレイ１０６はスカウト走査全体を通して静止している。一例として、Ｘ線源１０４はｙ軸から９０°の角度を成し、すなわち３時の位置又は代替的には９時の位置に配置される。検出器アレイ１０６はＸ線源１０４から１８０°の角度を成して配置される。Ｘ線源１０４からＸ線が送波されている間に、対象１０７は一定の速度で割り出しされる。テーブル・モータ制御器１３２は、ｘ軸に垂直なｚ軸に平行なｚ方向にテーブル１３４を移動させる。スカウト・データは検出器アレイ１０６によって収集され、プリプロセッサ１１８はスカウト・データを前処理して前処理済みスカウト・データを生成する。コンピュータ１２２は、前処理済みスカウト・データを受け取り、計算機式強調手法を適用して従来の放射線画像と同様の外観を有する二次元スカウト画像を形成する。スカウト画像に基づいて、利用者は続くＣＴ走査のために対象１０７の解剖学的領域を決定することができる。本書で用いられるスカウト走査及びスカウト・データという用語は、ガントリ１０２が静止しておりテーブル１３４が移動している状態での全データ取得及びこの状態で取得されたデータを広範に指しており、限定しないが例えばＣＴスカウト走査、及び放射線治療（ＲＴ）計画において典型的に採用されるディジタル再構成放射線画像（ＤＲＲ）取得等を含んでいる。

図５は、ＣＴ測定システム３００の一実施形態を示している。ＣＴ測定システム３００は、Ｘ線源１０４が配置されている位置であるＸ線焦点スポット３０２を含んでいる。投影面３０４は、二次元検出器の代わりに配置された仮想的な二次元平面であって、この平面は検出器アレイ１０６を単一の平面内に位置するように平坦化した場合に形成される。代替的な実施形態では、投影面３０４は彎曲した検出器アレイ１０６に合わせて彎曲している。中間平面３０６は、Ｘ線焦点スポット３０２が回転軸３０８の周りを周回するときのスポット３０２の回転面である。中間平面３０６はＸ線源１０４及び検出器アレイ１０６の回転面である。ｕ軸は投影面３０４と中間平面３０６が互いに交差したときに描かれる交線を示している。ｖ軸は、回転軸３０８の投影面３０４への投影であって、ｕ軸と垂直に交差する。投影面３０４上の位置はｕｖ座標で表わすことができる。ｘ軸とｙ軸とは互いに垂直に交差し、中間平面３０６上に与えられる。ｘ軸及びｙ軸は、ガントリ１０２の回転軸３０８であるｚ軸に垂直に交差している。投影角度ａは、Ｘ線焦点スポット３０２及びｕｖ座標のｕｖ原点を結ぶ直線と、ｘ軸との間の角度である。画像再構成器１２０は、前処理済みの投影データをフィルタ補正、加重及び逆投影して再構成画像を形成するフィルタ補正逆投影法によって、前処理済みの投影データから再構成画像を形成する。フィルタ補正されて加重された投影データはｑ（ａ，ｕ，ｖ）と表わされ、再構成画像はｆ（ｘ，ｙ，ｚ）と表わされ、ここで（ｘ，ｙ，ｚ）は初期再構成座標である。

図６及び図７は、テーブル下垂を補償する方法の一実施形態の流れ図である。コンピュータ１２２は利用者からテーブルの初期高さを受け取る（ブロック７０２）。初期高さはｙ軸に平行に測定された高さであり、対象１０７のような負荷をテーブル１３４に載置せずに測定されたテーブルの高さである。初期高さは、ＣＴシステム１００がＣＴシステム１００の製造者から購入されて現場に設置されるときに大容量記憶装置１２４に記憶されている高さである。初期高さはまた、ＣＴシステム１００を製造者から購入した直後にＣＴシステム１００が通電されるときにガントリ１０２及び表示器１３０で見ることができる。コンピュータ１２２は初期高さを記憶し、参照座標系に関して初期高さの初期位置を決定する。参照座標系は参照原点を有している。参照原点の一例はガントリ１０２の回転中心である。回転中心は、スカウト画像及び再構成画像においてはコンピュータ１２２によって固定される。

コンピュータ１２２は、テーブル１３４に対象１０７を載置した状態でのテーブル１３４のスカウト画像からテーブルの高さを決定し得るか否かを判定する（ブロック７０４）。スカウト画像内でのテーブルの高さをスカウト内高さと呼ぶ。代替的な実施形態では、利用者がスカウト画像を検討することによりスカウト内高さを決定し得るか否かを判定する。コンピュータ１２２は、スカウト画像内のテーブル１３４を探索することにより、スカウト内高さを決定し得るか否かを判定する。コンピュータ１２２は、製造者によってコンピュータ１２２に入力された第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内のテーブル１３４の投影強度に相関するスカウト画像内の投影強度を探索することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。製造者はＣＴシステム１０を用いて第一の記憶されたテーブル投影プロファイルを形成する。第一の記憶されたテーブル投影プロファイルは、テーブル１３４に対象１０７を載置せずにテーブル１３４のスカウト走査を行なうことにより形成される。Ｘ線制御器１２６は、テーブル１３４に患者を載置した状態でスカウト画像を形成する場合と、第一の記憶されたテーブル投影プロファイルを形成する場合とで、同量の電位をＸ線源１０４に印加する。

コンピュータ１２２は、スカウト画像でのテーブル１３４の第一のｚ位置における投影強度と第一の記憶されたテーブル投影プロファイルでの第一のｚ位置における投影強度との相関を求めることにより、第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内での投影強度に相関するスカウト画像内での投影強度を探索する。ｚ位置はｚ軸上の位置である。コンピュータ１２２は、スカウト画像でのテーブル１３４の第二のｚ位置における投影強度と第一の記憶されたテーブル投影プロファイルでの第二のｚ位置における投影強度との相関を求めることにより、第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内での投影強度に相関するスカウト画像内での投影強度を探索する。第二のｚ位置は第一のｚ位置と異なっている。

コンピュータ１２２が、スカウト画像内での複数の強度と第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内での投影強度との間の複数の相関量の中で最大の相関量を決定すると、コンピュータ１２２は、最大相関量を有するスカウト画像内の最適投影強度を、第一の記憶されたテーブル投影プロファイルの最適投影強度と比較して、かかる比較から得られた第一の相関係数が、コンソール１２８を介して操作者によってコンピュータ１２２に入力された第一の閾値よりも大きいか否かを判定する。第一の閾値の一例は０．９８のような１に近い値を含んでいる。コンピュータ１２２は、スカウト画像内の最適投影強度と第一の記憶されたテーブル投影プロファイルの最適投影強度との比が予め画定されている値に少なくとも等しいと判定し、且つ第一の相関係数が第一の閾値よりも大きいと判定すると、スカウト内高さをスカウト画像から求めることができると判定する。予め決められた範囲とは、コンソール１２８を介して操作者によってコンピュータ１２２に入力された値である。予め画定されている値の一例は９０パーセントを含んでいる。

代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内の投影強度に相関し、且つスカウト画像での初期位置を表わす各々の点から予め決められた垂直距離の範囲内に位置するスカウト画像内の投影強度を探索することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。予め決められた垂直距離とは、利用者によってコンピュータ１２２に入力された距離である。予め決められた垂直距離の一例は、両端値を含めて１センチメートル〜２センチメートルである。

他の代替的な実施形態では、コンピュータは、第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内の投影強度に相関するスカウト画像内の投影強度を探索して、テーブル１３４の形状又は代替的にはテーブル１３４の一部の形状をスカウト画像内で探索することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。コンピュータは、スカウト画像内のテーブル１３４の投影強度の形状を第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内の投影強度の形状と比較することにより、スカウト画像内でテーブル１３４の形状を探索する。

さらに他の代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、テーブル１３４の上面又は下面のいずれかのｙ軸に平行に測定したスカウト内高さが特定の範囲内にあるか否かを判定することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。特定の範囲は、コンソール１２８を介して利用者によって入力される。他の代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、上面のスカウト内高さが特定の範囲内にあり、且つ下面のスカウト内高さが予め決められた範囲にあるか否かを判定することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。さらに他の代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、上面と下面との間のポリスチレン等の材料の密度が、コンソール１２８を介して入力される密度の範囲内にあるか否かを判定することにより、スカウト画像内のテーブル１３４を探索する。

利用者又は代替的にはコンピュータ１２２によって、スカウト内高さをスカウト画像から決定することができると判定すると、コンピュータ１２２はスカウト内高さを決定する（ブロック７０６）。コンピュータ１２２は、スカウト画像内の投影強度が第一の記憶されたテーブル投影プロファイル内での投影強度に相関しているようなテーブル５８のスカウト位置を決定することにより、スカウト内高さを決定する（ブロック７０６）。コンピュータ１２２は、参照座標系の参照原点を基準にしてスカウト位置を決定する。コンピュータ１２２は、初期高さとスカウト内高さとの間のスカウト内高低差を算出する（ブロック７０８）。

スカウト内高低差を決定し、追加の断層投影データを含む投影データを取得すると、サンプリングされてディジタル化された投影データは前処理されて画像再構成器１２０に転送される。スカウト内高低差を決定して前処理された投影データを画像再構成器１２０に転送すると、コンピュータ１２２は初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｓで置き換える（ブロック７１０）。ここでｘ、ｙ＋Δｈ_ｓ及びｚは最終再構成座標であり、Δｈ_ｓはスカウト内高低差である。尚、ｙ軸に沿って上に進むにつれてｙ軸が増加数を有する場合にはΔｈ_ｓは正であることを特記しておく。代替的な実施形態では、ｙ軸に沿って上に進むにつれてｙ軸が減少数を有する場合にはΔｈ_ｓは負である。画像再構成器１２０は逆投影を行なって（ブロック７１２）、フィルタ補正されて加重された投影データから最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｓ，ｚ）を形成する。

利用者又は代替的にはコンピュータ１２２によって、スカウト内高さをスカウト画像から決定することができないと判定すると、コンピュータ１２２はＣＴシステム１００を制御して（ブロック７２０）、スカウト走査以外の走査を適用することにより対象１０７を走査する。スカウト走査以外の走査の例は、ヘリカル・スキャン及びアキシャル・スキャンを含んでいる。ヘリカル・スキャンを行なうためには、テーブル制御器４６がガントリ１０２の回転と同期させてｚ軸に平行にテーブルを移動させている間に、検出器アレイ１０６が投影データを収集する。アキシャル・スキャンでは、ガントリ・モータ制御器１１４によってガントリ１０２が回転しているときに対象１０７はｚ軸に沿った同じ位置に配置されて投影データを収集する。画像再構成器１２０は、スカウト走査以外の走査を行なうことにより取得した投影データから再構成画像を形成する（ブロック７２２）。

コンピュータ１２２は再構成画像からテーブル１３４の画像内高さを決定する（ブロック７２４）。コンピュータ１２２は、再構成画像内に位置し、且つテーブル１３４の初期位置の近傍に位置する強度を探索することにより、画像内高さを決定する。コンピュータ１２２は、固定された点よりも大きく、且つ再構成画像での初期位置を表わす各々の点から予め決められた垂直範囲内にある強度を探索することにより、再構成画像内でのテーブル１３４の強度を取得する。固定された点の例は、両端値を含めて８０ハンスフィールド単位〜１００ハンスフィールド単位の範囲を含んでおり、垂直範囲の一例は、両端値を含めて１センチメートル〜２センチメートルの範囲を含んでいる。固定された点及び予め決められた垂直範囲は、コンソール１２８を介してコンピュータ１２２に入力される。

代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、コンピュータ１２２がスカウト内高さを決定するのと同様の態様で画像内高さを決定する（ブロック７２４）が、スカウト画像強度内のテーブル１３４の投影強度ではなく、ハンスフィールド単位で測定された再構成画像内の投影強度が用いられる点が異なる。例えば、コンピュータ１２２は、第二の記憶されたテーブル・プロファイル内のテーブル１３４の強度に相関する再構成画像内の強度を探索することにより、再構成画像内のテーブル１３４を探索する。製造者はＣＴシステム１００を用いて第二の記憶されたテーブル・プロファイルを形成する。第二の記憶されたテーブル・プロファイルは、テーブル１３４に対象１０７を載置しないでテーブル１３４のスカウト走査以外の走査を行なうことにより形成される。

コンピュータ１２２は、再構成画像でのテーブル１３４の第三のｚ位置における強度と、第二の記憶されたテーブル・プロファイルでの第三のｚ位置における強度との相関を求めることにより、第二の記憶されたテーブル・プロファイル内の強度に相関する再構成画像内の強度を探索する。コンピュータ１２２は、再構成画像でのテーブル１３４の第四のｚ位置における強度と、第二の記憶されたテーブル・プロファイルでの第四のｚ位置における強度との相関を求めることにより、第二の記憶されたテーブル・プロファイル内の強度に相関する再構成画像内の強度を探索する。第四のｚ位置は第三のｚ位置と異なっている。

コンピュータ１２２が、再構成画像内の複数の強度と第二の記憶されたテーブル・プロファイル内の強度との間の複数の相関量の中で最大の相関量を決定すると、コンピュータ１２２は再構成画像内で最大相関量を有する最適強度を第二の記憶されたテーブル・プロファイルの最適強度と比較して、かかる比較から得られた第二の相関係数が、コンソールを介して操作者によってコンピュータ１２２に入力された第二の閾値よりも大きいか否かを判定する。第二の閾値の一例は、０．９８のような１に近い値を含んでいる。コンピュータ１２２は、再構成画像内の最適投影強度と第二の記憶されたテーブル・プロファイルの最適投影強度との比が予め画定されている値に少なくとも等しいと判定し、且つ第二の相関係数が第二の閾値よりも大きいと判定すると、画像内高さを再構成画像から求めることができると判定する。

さらに他の代替的な実施形態では、コンピュータは、第二の記憶されたテーブル投影プロファイル内の強度と相関する再構成画像内の強度を探索し、再構成画像内のテーブル１３４の形状又は代替的にはテーブル１３４の一部の形状を探索することにより、再構成画像内のテーブル１３４を探索する。コンピュータ１２２は、初期高さと画像内高さとの間の画像内高低差を決定する（ブロック７２６）。

画像内高低差を決定（ブロック７２６）すると、コンピュータ１２２は、投影データを再取得したり、サンプリングされてディジタル化された投影データを再度前処理したり、前処理済みの投影データを再フィルタ補正及び再加重したりするようなＣＴシステム１００の制御は行なわない。コンピュータは、画像内高低差を算出する元となった初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｉで置き換える（ブロック７２８）。ここで（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｉ，ｚ）は最終再構成座標であり、Δｈ_ｉは画像内高低差である。画像再構成器１２０は逆投影を行なって（ブロック７３０）、フィルタ補正されて加重された投影データから最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｉ，ｚ）を形成する。

最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｓ，ｚ）及びｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｉ，ｚ）では、テーブル下垂によって発生するアーティファクトが低減される。例えば、図８に示すように、画像は後退した位置にあるテーブル５４を示し、画像８０２は後退した位置から例えば１０９０ミリメートルのような量だけ延伸したテーブル５４を示している。画像５４及び画像８０２では、テーブル５４は、画像５０及び画像５２（図２）に示されるテーブル５４に比較して、画像５４と画像８０２との間で点８０４及び８０６において位置揃えされている。

コンピュータ１２２は、参照原点に位置する投影データから形成される再構成画像にはテーブル下垂を補償する方法を適用し、参照原点からｚ軸に沿ってＮ−１ミリメートルの範囲内に位置する追加投影データから形成される追加再構成画像にはテーブル下垂を補償する方法を適用せず、ｚ軸に沿ってＮミリメートルに位置する追加投影データから形成される追加再構成画像にはテーブル下垂を補償する方法を適用する。コンピュータ１２２は、最終再構成画像の１枚に見られるテーブル１３４と、最終再構成画像の１枚からＮミリメートルの追加最終再構成画像に見られるテーブル１３４との間に滑らかな曲線を適合させて、Ｎ−１ミリメートルを含めてこの範囲内の追加投影データから形成される追加再構成画像での追加の高低差を決定する。一例として、この滑らかな曲線はｚ軸に平行な直線である。コンピュータ１２２は、追加再構成画像を形成する元となった追加のフィルタ補正されて加重された投影データの追加初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）の各ｙを追加の高低差で置き換えて、追加のフィルタ補正されて加重された投影データを逆投影してＮ−１ミリメートルを含めてこの範囲内の追加最終再構成画像を形成する。代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、Ｎ−１ミリメートルの範囲内の任意の数の追加再構成画像においてテーブル下垂を補償する方法を適用する。

尚、テーブル下垂を補償する方法は、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）イメージング・システム、ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システム、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）イメージング・システム、又は超音波撮像システムのような他の撮像システムにも適用され得ることを特記しておく。例えば、ブロック７１２及びブロック７２６（図７）の一方が、ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システムで行なわれる逆投影時に、又は代替的には磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムにおいて、実行される。ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システムの例としては、米国ウィスコンシン州WaukeshaのGeneral Electric（商標）Medical Systems社から市販されているDiscovery ＬＳ ＰＥＴ−ＣＴシステムがある。ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システムのもう一つの例としては、General Electric（商標）Medical Systems社から市販されているDiscovery ＳＴシステムがある。

また、テーブル下垂を補償する方法を、ｙ軸に沿って測定されるｙ寸法以外の寸法に適用することもできる。例えば、スカウト内高低差や画像内高低差を取得する代わりに、テーブル１３４上に負荷を配置せずに参照座標系について測定されたテーブル１３４の予備的位置と、スカウト画像又は再構成画像からのテーブル１３４の二次的位置との間の差を取得する。他の例としては、初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｓで置き換えて逆投影によって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｓ，ｚ）を形成する代わりに、コンピュータ１２２が初期再構成座標のｘをｘ＋Δｗ_ｓで置き換え、画像再構成器１２０が逆投影を行なって最終再構成画像ｆ（ｘ＋Δｗ_ｓ，ｙ，ｚ）を形成する。ここで、Δｗ_ｓはスカウト画像から取得されｘ軸に沿って測定された予備的位置と二次的位置との間の差である。また他の例としては、初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｉで置き換えて逆投影によって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｉ，ｚ）を形成する代わりに、コンピュータ１２２が初期再構成座標のｘをｘ＋Δｗ_ｉで置き換え、画像再構成器１２０が逆投影を行なって最終再構成画像ｆ（ｘ＋Δｗ_ｉ，ｙ，ｚ）を形成する。ここで、Δｗ_ｉは再構成画像から取得されｘ軸に沿って測定された予備的位置と二次的位置との間の差である。さらに他の例としては、初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｓで置き換えて逆投影によって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｓ，ｚ）を形成する代わりに、コンピュータ１２２が初期再構成座標のｚをｚ＋Δｌ_ｓで置き換え、画像再構成器１２０が逆投影を行なって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ，ｚ＋Δｌ_ｓ）を形成する。ここで、Δｌ_ｓはスカウト画像から取得されｚ軸に沿って測定された予備的位置と二次的位置との間の差である。また他の例としては、初期再構成座標（ｘ，ｙ，ｚ）のｙをｙ＋Δｈ_ｉで置き換えて逆投影によって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ＋Δｈ_ｉ，ｚ）を形成する代わりに、コンピュータ１２２が初期再構成座標のｚをｚ＋Δｌ_ｉで置き換え、画像再構成器１２０が逆投影を行なって最終再構成画像ｆ（ｘ，ｙ，ｚ＋Δｌ_ｉ）を形成する。ここで、Δｌ_ｉは再構成画像から取得されｚ軸に沿って測定された予備的位置と二次的位置との間の差である。

ｚ軸方向の予備的位置と二次的位置との間の差を取得するためには、ｘ軸方向又は代替的にはｙ軸方向の予備的位置と二次的位置との間の差を取得するのに用いられる標識の数よりも多い標識を用いる。他の寸法の例として、ｘ軸に沿って測定されるｘ寸法及びｚ軸に沿って測定されるｚ寸法がある。予備的位置の一例は、参照原点からのテーブル１３４の端辺のｘ軸に沿った距離を含んでおり、二次的位置の一例は、スカウト画像又は再構成画像から取得される参照原点からのテーブルの端辺のｘ軸に沿った距離を含んでいる。予備的位置のもう一つの例は、参照座標系の参照原点からのテーブル１３４の端辺のｚ軸に沿った距離を含んでおり、二次的位置の一例は、スカウト画像又は再構成画像から取得される参照原点からのテーブルの端辺のｚ軸に沿った距離を含んでいる。予備的位置は、ＣＴシステム１００を製造者から購入した直後にＣＴシステム１００が通電されるときにガントリ１０２及び表示器１３０で見ることができる。

コンピュータ１２２は、再構成画像に見られるテーブル１３４の画像内屈曲特性から、再構成画像でのテーブル１３４の点Ａにおける画像内高低差のようなテーブル下垂を決定する。画像内屈曲特性の一例は、再構成画像に見られるテーブル１３４の点Ｂ及び点Ｃでの画像内高低差を含んでいる。点Ｂ及び点Ｃは、ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システムのＣＴイメージング・システムの走査面に位置していてよく、点Ａは、ＣＴ−ＰＥＴイメージング・システムのＰＥＴイメージング・システムの走査面に位置していてよい。テーブル１３４の点Ａの位置は、テーブル１３４の点Ｂ及び点Ｃの位置とは異なり、点Ｂの位置はテーブル１３４の点Ｃの位置とは異なる。コンピュータ１２２は、ブロック７０２、７０４、７２０、７２２、７２４及び７２６（図６及び図７）を適用することにより、画像内屈曲特性を決定する。コンピュータ１２２は、再構成画像内の参照原点から、画像内屈曲特性と、点Ｂ及び点Ｃのような点の初期位置との間の画像内関係を表わす三次多項式等の多項式を生成する。画像内関係の一例は、Δｈ_ｉ＝ａｈ_ｉ ^３＋ｂｈ_ｉ ^２＋ｃｈ_ｉ＋ｄを含んでおり、ここでｈ_ｉはテーブル１３４の点の初期位置を表わす変数であり、ａ、ｂ、ｃ及びｄは定数である。コンピュータ１２２は、画像内関係を適用して、初期位置ｈ_ｉ１に位置するテーブル１３４の点Ａについての参照原点に対する画像内高低差であるΔｈ_ｉ１を生成する。コンピュータ１２２は画像内関係にｈ_ｉ１を入力してΔｈ_ｉ１を生成する。

代替的な実施形態では、コンピュータ１２２は、スカウト画像に見られるテーブル１３４のスカウト内屈曲特性から、スカウト画像でのテーブル１３４の点Ａにおけるスカウト内高低差のようなテーブル下垂を決定する。スカウト内屈曲特性の一例は、スカウト画像に見られるテーブル１３４の点Ｂ及び点Ｃでのスカウト内高低差を含んでいる。コンピュータ１２２は、ブロック７０２、７０４、７０６、７０８及び７１０（図７）を適用することにより、スカウト内屈曲特性を決定する。コンピュータ１２２は、スカウト画像内の参照原点から、スカウト内屈曲特性と、点Ｂ及び点Ｃのような点の初期位置との間のスカウト内関係を表わす多項式を生成する。スカウト内関係の一例は、Δｈ_ｓ＝ａｈ_ｓ ^３＋ｂｈ_ｓ ^２＋ｃｈ_ｓ＋ｄを含んでおり、ここでｈ_ｓはスカウト画像でのテーブル１３４の点の参照原点からの初期位置を表わす変数である。コンピュータ１２２は、スカウト内関係を適用して、初期位置ｈ_ｓ１に位置するテーブル１３４の点Ａについての参照原点に対するスカウト内高低差であるΔｈ_ｓ１を生成する。コンピュータ１２２は上述の関係にｈ_ｓ１を入力してΔｈ_ｓ１を生成する。

本書に記載するテーブル下垂を補償する方法は医療環境において記載されているが、産業環境又は運輸環境、例えば空港、他の運輸拠点、官公庁ビル若しくはオフィス・ビルでの手荷物走査システム等で典型的に用いられるシステム等のような非医用イメージング・システムにおいても本方法の利点が享受されると想到される。本方法の利点はまた、ヒトの場合とは対照的に実験動物を研究する規模としたマイクロＰＥＴ及びＣＴシステムにも享受される。

テーブル下垂を補償するシステム及び方法の技術的効果は、テーブル下垂を調節するためにテーブル・モータ制御器１３２を用いる必要なしに、テーブル下垂を電子的に補償することを含んでいる。テーブル下垂を補償するシステム及び方法のさらに他の技術的効果は、画像内高低差を算出したものと同じフィルタ補正されて加重された投影データから画像を逆投影することを含んでいる。テーブル下垂を補償するシステム及び方法のさらに他の技術的効果は、滑らかな曲線を適合させることによる追加の再構成画像に見られるテーブル下垂を補償するための追加のスカウト内高低差及び追加の画像内高低差の前述の計算を含んでいる。テーブル下垂を補償するシステム及び方法の技術的効果は、ＣＴシステム１００に追加のハードウェアを付加する必要なしに、テーブル下垂を補償することを含んでいる。ＣＴシステム１００内にセンサ又はテーブル１３４下部の少なくとも一つの追加支持体のような追加ハードウェアを配置することにより、テーブル下垂を低減することができる。センサは低減可能なテーブル下垂量を感知する。テーブル下垂を補償する方法は、これらの追加ハードウェアを付加する必要なしにテーブル下垂を補償する。

本発明を様々な特定の実施形態について記載したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内にある改変を施して本発明を実施し得ることが理解されよう。

テーブル下垂を図示するイメージング・システムの一実施形態のブロック図である。 テーブル下垂を図示する計算機式断層写真法画像の例を示す図である。 テーブル下垂を補償する方法が具現化されている計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムの一実施形態の等角図である。 図３の計算機式断層写真法システムのブロック図である。 投影領域の座標と再構成領域の座標との間の関係を示すＣＴ測定システムの一実施形態の図である。 テーブル下垂を補償する方法の一実施形態の流れ図である。 図６の流れ図の続きの図である。 テーブル下垂の補償を図示する計算機式断層写真法画像の例を示す図である。

符号の説明

２０ ガントリ
２２ テーブル
２４ 基部
２６ テーブル下垂
５０、５２ 画像
５４ テーブル
５６ 不連続
５８ 境界
１００ ＣＴシステム
１０２ ガントリ
１０４ Ｘ線源
１０６ 検出器アレイ
１０７ 患者
１０８ 検出器素子
１１０ 回転中心
１１２ 制御機構
１３０ 表示器
１３５ 基部
１３６ ガントリ開口
３００ ＣＴ測定システム
３０２ Ｘ線焦点スポット
３０４ 投影面
３０６ 中間平面
３０８ 回転軸
８０２ 画像
８０４、８０６ 点

Claims (10)

1. テーブル（１３４）の第一の寸法を受け取るステップと、
   第一のデータ集合を取得するために前記テーブルに載置された患者を走査するステップと、
   前記患者を前記テーブルに載置した状態で前記走査を行なうことにより前記テーブル（１３４）の画像を形成するステップと、
   前記第一の寸法と前記画像での前記テーブルの第二の寸法との間の差を決定するステップと、
   を備えたテーブル下垂（２６）を補償する方法。
2. 前記第一の寸法を受け取る前記ステップは、前記患者を前記テーブル（１３４）に載置せずに前記第一の寸法を測定するステップを含んでいる、請求項１に記載の方法。
3. 前記患者を走査する前記ステップは、前記患者のスカウト走査を行なうステップを含んでいる、請求項１に記載の方法。
4. 前記患者を走査する前記ステップは、ヘリカル・スキャン及びアキシャル・スキャンの少なくとも一方を行なうステップを含んでいる、請求項１に記載の方法。
5. 前記差が前記患者のスカウト走査から形成される画像から取得され得るか否かを判定するステップをさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
6. エネルギを発生するように構成されている線源と、
   テーブル（１３４）と、
   前記エネルギを検出するように構成されている検出器（１０８）と、
   プロセッサと、
   を備えたイメージング・システム（１１２）であって、前記プロセッサは、
   前記テーブル（１３４）の第一の寸法を受け取り、
   第一のデータ集合を取得するために前記テーブル（１３４）に載置された患者を走査するように前記線源及び前記検出器（１０８）を制御し、
   前記テーブル（１３４）に前記患者を載置した状態で走査を行なうように前記線源及び前記検出器（１０８）を制御することにより前記テーブル（１３４）の画像を形成して、
   前記第一の寸法と前記画像での前記テーブル（１３４）の第二の寸法との間の差を決定する
   ように構成されている、イメージング・システム（１１２）。
7. 前記第一の寸法を受け取るために、前記プロセッサは、前記テーブル（１３４）に前記患者を載置せずに測定される前記第一の寸法を取得するように構成されている、請求項６に記載のイメージング・システム（１１２）。
8. 前記線源及び前記検出器（１０８）を制御するために、前記プロセッサは、前記患者のスカウト走査を行なうことを前記線源及び前記検出器（１０８）に命令するように構成されている、請求項６に記載のイメージング・システム（１１２）。
9. 前記線源及び前記検出器（１０８）を制御するために、前記プロセッサは、前記患者のスカウト走査以外の走査を行なうことを前記線源及び前記検出器（１０８）に命令するように構成されている、請求項６に記載のイメージング・システム（１１２）。
10. 前記プロセッサは、前記差が前記患者のスカウト走査から形成される画像から取得され得るか否かを判定するように構成されている、請求項６に記載のイメージング・システム。

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