JP2008516660A - コンピュータ断層撮影法 - Google Patents

Abstract

本発明は、ビーム源とそれに適した反復再構成方法との間の回転相対運動を用いるコンピュータ断層撮影法に関する。再構成方法は、螺旋相対運動の間の従来の収集から得られるＣＴ画像から第一の推定画像を導くことによってかなり改善される。

Description

本発明は、回転軸のまわりの回転を構成する（有する）回転（円形）相対運動（circular relative movement）が一方でビーム源と他方でスキャン領域又は物体（対象物）との間で行われる間、スキャン（走査）領域（scan region）又はそこに位置される物体を通過する（通って伝わる）コーン（円錐）ビーム（cone beam）を生成するためにビーム源（ソース）が使用されるコンピュータ断層撮影法（コンピュータトモグラフィ法）に関する。本発明は、当該コンピュータ断層撮影法を実行するのに適したコンピュータ断層撮影機（トモグラフ）及びこのようなコンピュータ断層撮影機を制御するためのコンピュータプログラムにも関する。

技術分野において"回転コーンビームＣＴ（circular cone beam CT）"と略記される、本発明における回転相対運動の間、２次元又は複数線（マルチライン（multi-line））検出器ユニットが、スキャン領域の他の側のビームの強度、すなわちスキャン領域における放射の減衰量に依存する測定値を収集（取得）する。これらの測定値から、３次元スキャン領域における放射の減衰量の空間分布−以下、"ＣＴ画像"と略記、すなわち物体機能（オブジェクトファンクション（object function））を再構成することが可能である。しかしながら正確な再構成は、本発明が関連する解析方法、例えばフィルタ逆投影法（フィルタバックプロジェクション（filtered back projection））によって、又は反復（繰り返し）的方法（手法）を利用して、再構成は実行されるかどうかにかかわりなく、回転相対運動の面を除いて不可能である。

当該反復（繰り返し）再構成方法において、測定値は、再構成のための最初の基準（initial basis）として使用される推定（近似）画像（approximation image）から計算される投影値と比較される。それから当該比較により、推定画像の補正がもたらされる。補正された推定画像は、当該画像から投影値を続いて計算し、当該投影値を測定値と比較することによって次の反復サイクルのための基準として使用される。これにより、他の反復サイクルのための更なる推定画像がもたらされる。回転相対運動の面の外側の物体の輪郭（等高線（コンタ（contour））は知られていないため、前記面に対する角度で伝わる放射（光）線の全ての投影値は、このように再構成されるＣＴ画像におけるより強いアーチファクト（artifact）又はより弱いアーチファクトを結果としてもたらし得る誤差（エラー）によって影響される。表示されるべき画像詳細部が相対運動の面から更に離れているとき、当該アーチファクトは、それに比例してより顕著（明白）になる。

本発明の目的は、結果としてより少ないアーチファクト、すなわち改善された画質（image quality）をもたらす冒頭に記載の種類の方法においてＣＴ画像を反復的に再構成するための方法を提供することにある。

当該目的は、本発明により、
ａ） 回転軸のまわりの回転及び前記回転軸と平行な変位を構成する、一方でビーム源と他方でスキャン領域又は物体との間の螺旋相対運動の間に、スキャン領域又はそこに位置される物体を通過するコーンビームを生成するためにビーム源を使用するステップと、
ｂ） 前記スキャン領域の他の側の前記ビームの強度に依存する、前記相対運動の間の測定値の第一のセットを収集するために検出器ユニットを使用するステップと、
ｃ） 前記測定値の第一のセットから第一のＣＴ画像を再構成するステップと、
ｄ） 前記螺旋相対運動の間に前記ビームが既に交差している前記スキャン領域の位置において、前記ビーム源と前記スキャン領域又は前記物体との間の回転相対運動に関連して、前記スキャン領域又はそこに位置される前記物体を通過するコーンビームを生成するためにビーム源を使用するステップと、
ｅ） 前記回転相対運動の間に測定値の第二のセットを収集するために検出器ユニットを使用するステップと、
ｆ） 前記測定値の第二のセットから第二のＣＴ画像を反復的に再構成し、各々の反復サイクルにおける推定画像は、前記推定画像から計算される投影値を前記測定値と比較することによって補正され、前記第一の推定画像は、前記第一のＣＴ画像から導き出されるステップと
を有するコンピュータ断層撮影法によって達成される。

それ故に本発明において、測定値のセット（組）は、回転軸のまわりの回転及び前記回転軸の方向における変位を構成する回転相対運動の間だけでなく先行する螺旋相対運動の間でも収集される。螺旋相対運動の間に収集される測定値のセットから、反復再構成方法のために第一の推定画像が導き出される第一のＣＴ画像を再構成することは可能である。これにより、たとえ基準（基本）として使用される第一のＣＴ画像が雑音（ノイズ）のよって強く影響されても、反復的に再構成された画像のかなりより優れた画質はもたらされる。

この点において、ＣＴスキャンの前に螺旋相対運動に関連して測定値の第一のセットを収集することが米国特許第US-A 6,480,561号公報から既に知られていることは言及されるべきである。それから導き出される（３次元）ＣＴ画像は、ビーム源及び物体が、いかなる回転もなしに回転軸の方向で互いを基準にしてずらされ（変位され）、実際のＣＴスキャンのためのスキャン領域を設定するために使用され得るＣＴスキャンに従来から先行するいわゆる"パイロットスキャン"に対応する（２次元）投影画像を計算するために使用される。

請求項２に記載の実施例は、螺旋相対運動の間の先行収集が、スキャン領域におけるドーズの比較的小さな増加しか必要としないという利点を有しており、このことは特に医療用途において重要になる。例えば、螺旋相対運動の間の放射線（ドーセージ（dosage））量は、少なくとも１０倍、好ましくは、百から千倍になり、回転相対運動の間の放射線量よりも少なくなる。

請求項３に記載の実施例は、（特に測定値の第一のセットが非常に低い放射線量で収集されているときに直面する）第一の推定画像における雑音を低減し、これにより画質の更なる改善がもたらされる。

請求項４に記載の実施例は、心臓の動きが比較的激しくなっている段階の間に収集は行われるので、この場合、回路の間に収集される測定値の大部分は再構成のために使用され得ないため、特に心臓のＣＴスキャンに対して重要になる。

請求項５は、本発明による方法を実行するためのコンピュータ断層撮影機を記載しており、請求項６は、請求項５に記載のコンピュータ断層撮影機を制御するためのコンピュータプログラムを記載している。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載の実施例から明らかであり、以下に記載の実施例を参照して説明されるであろう。

図１において表されているコンピュータ断層撮影機は、図１に表されているｘ、ｙ、及びｚ座標のうちのｚ方向の平行に延在する回転軸１４のまわりで回転し得るガントリ（保持台（gantry））１を有する。このために、ガントリ１は、好ましくは一定だが調整可能な角速度でモータ２によって駆動される。ビーム源Ｓ、例えばＸ線放射源（エミッタ）（X-ray emitter）がガントリに固定される。当該ビーム源Ｓは、ビーム源Ｓによって発生させられる放射から、ｚ方向とそれに垂直な方向（すなわち回転軸と垂直な面）との両方でコーンビーム４、すなわち非ゼロ有限範囲（non-zero finite extent）を有するビームを抽出するコリメータ（collimator）装置３を備える。

ビーム４は、物体、例えば患者支持台（サポートテーブル）上の患者（何れも詳細に表されていない）が存在し得るスキャン領域１３を通過する。スキャン領域１３は、シリンダ（円筒）の形状を有している。スキャン領域１３を通過した後、Ｘ線ビーム４は、ガントリ１上に固定されていると共に、多数の検出器素子（要素）を各々有する複数の検出器列（detector row）を有している２次元検出器ユニット１６に当たる（達する）。検出器列は、回転軸と垂直な面内、好ましくはビーム源Ｓのまわりの円の弧上にもたらされているが、当該検出器列は、異なる形状を成していてもよく、例えば回転軸１４のまわりに円弧を描くような形状、又は直線の形状を成していてもよい。ビーム４によって当てられる各々の検出器素子は、ビーム源の各々の位置におけるビーム４の線に対する測定値を出力する。

α_maxで示されているビーム４のアパーチャ（開口）角（アパーチャ角は、回転軸１４と垂直な面内でビーム４のエッジ（境界）に存在している放射線が、回転軸１４及びビーム源Ｓによって規定される面と成す角度として規定される）は、この場合、スキャンされるべき物体が、測定値の収集の間に位置される物体（オブジェクト）シリンダ（object cylinder）の口径を決定する。スキャン領域１３（又は物体若しくは患者支持台）は、モータ５によって回転軸１４、すなわちｚ軸と平行に移動させられ得る。しかしながら、換言すれば、ガントリが当該方向に移動させられてもよい。

モータ５及び２が同時に動作している場合、ビーム源Ｓ及び検出器ユニット１６は、スキャン領域１３に対して螺旋軌道を描く。しかしながら、ｚ方向における進行のためのモータ５が静止していると共にモータ２がガントリ回転を成す場合、回転軌道又は相対運動は、スキャン領域１３に対してビーム源Ｓ及び検出器ユニット１６のために得られる。

検出器ユニット１６によって収集される測定値は、それからＣＴ画像、すなわちスキャン領域１３の一部における吸収分布（absorption distribution）を再構成すると共に、例えば当該画像をモニタ１１上に表示する画像処理コンピュータ１０に送出される。二つのモニタ２及び５、画像処理コンピュータ１０、ビーム源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によって制御される。

図２は、図１によるコンピュータ断層撮影機で実行され得る測定及び再構成方法のプロシージャを示す。

ブロック１００における初期化の後、モータ２及び５とビーム源Ｓとがスイッチオンされる。二つのモニタ２及び５による駆動は回転軸１４に対するビーム源の螺旋運動をもたらし、ビーム源によって放射されるビーム４はスキャン領域１３を通過し、検出器ユニット１６によって検出される。放射線量は、この場合、後続する回転相対運動の間に生成される放射線量の１パーミル（per mille）と１パーセント（per cent）との間にあるので、螺旋相対運動の間の放射線被ばく量（radiation exposure）は、医療用スキャンにとって比較的少なくなる。

それから、ビーム源から個々の検出器素子への放射線に沿った、スキャン領域における放射線の減衰量の線積分に対応する測定値の第一のセットM₁は、検出器信号から導き出される。

スキャン領域における減衰量の空間分布を表す第一のＣＴ画像I_f (x,y,z)は、ステップ１０２において測定値の第一のセットから再構成される。スキャン領域におけるボクセルは螺旋相対運動の間に少なくとも１８０度の角度範囲から照射され、各々のボクセル（voxel）の最初の放射線及び最後の放射線は反対方向から来るため、この場合、正確な再構成が基本的に可能になる。しかしながら、低放射線量に起因する低い信号対雑音比（signal/noise ratio）のため、制限された画質しか得られない。

例えばｙｚ面上への第一のＣＴ画像の投影を表す画像P₁(x,y,z)は、ステップ１０３において第一のＣＴ画像I_f (x,y,z)から導き出される。投影画像を使用して、そのときどの領域が、後続するＣＴスキャンの間に回転相対運動で照射されるべきかを、ユーザによって、又は自動的に所定の基準によって設定することは可能になる。このことは、図３において表されており、線Ｌ１及びＬ２によって示されている回転軸１４に垂直な面は、スキャン領域１３が第一のＣＴ画像I_f (x,y,z)によって画像化される限界を表している。この選択は、図２においてブロック１０３からブロック１０４及び１０５までの破線によって表されている。このことは、これから説明されなければならない。

第一のＣＴ画像によって画像化される領域のうちのどの部分は、ビーム源の後続する回転相対運動によって画像化されるべきかが設定された後、後続する回転相対運動の間に放射線が当たるであろう全てのボクセルを有する画像I₁(x,y,z)は、ステップ１０４において第一のＣＴ画像I_fから導き出される。これは回転軸に対して線対称領域になり、このことは、ビーム源位置S₁ 及びS₂から放射される二つのビーム４１及び４２によって図３において表されている。このことがステップ１０２において第一のＣＴ画像の再構成の間に既に行われていない場合、ローパスフィルタリング又はスムーシング（平滑化（smoothing））がステップ１０４において実行されなければならないので、更なる画像処理が、第一のＣＴ画像に含まれる雑音によって妨害されることはない。

ステップ１０５においてモータ２のみがスイッチオンされるが、モータ５は静止しているので、ビーム源は、ステップ１０３において設定される位置において回転軸に対して回転パス（経路）を描く。ビーム源Ｓは同時にスイッチオンされ、ビーム４における放射線量は、先行する螺旋スキャンニングの間の放射線量よりもかなり高くなる。そのとき検出器１６の検出器素子によって受信される検出器信号が対数表示されるので、各々はビーム源から検出器素子までの放射線に沿った減衰量の線積分に対応する測定値の第二のセットM₂(φ,α,γ)が収集される。当該測定値は、回転軸１４に対するビーム源の位置φに依存し、（測定値に関連する放射線と回転軸１４に垂直な放射線との間で成される角度になる）扇（ファン）角（fan angle）αに依存し、（回転軸を含む面における放射線と回転軸に垂直な面における放射線との間で成される角度になる）円錐角（cone angle）γに依存する。

ステップ１０５において測定値の第二のセットがそれによって収集された後、第二のＣＴ画像を再構成するため、ブロック１０６乃至１１０において表されている処理ステップでの複数の反復サイクルを有する反復再構成方法が実行される。

推定画像に基づく投影値P_i(φ,α,γ)は、位置及び方向の点で、測定値M₂(φ,α,γ)がステップ１０５において収集されている放射線と一致する放射線のためのステップ１０６において計算される。当該反復方法での第一の推定画像は、ステップ１０４において生成される画像I₁(x,y,z)になる。当該推定画像がスキャン領域において減衰量分布を正確に再生している場合、及び測定値M₂(φ,α,γ)が誤差によって影響されていない場合、（同じ放射線が伝わる推定画像におけるそれらのボクセルの減衰量値を合計することによって得られる）各々の投影値は、同じ放射線に沿って測定された測定値に一致すべきである。しかしながら、この条件が実際満たされることはないので、食い違い（不一致）が生じる。

それ故に、放射線に対して、同じ放射線に属する投影値P_i(φ,α,γ)と測定値M₂(φ,α,γ)との差が、関係式
D = M₂(φ,α,γ) - P_i(φ,α,γ) (1)
に従ってステップ１０７において形成される。

これは、ビーム源の同じ位置φにおいて計算されている全ての放射線に対して繰り返される。そのとき推定画像は、このように形成される差を使用して補正され得る。

このため、ステップ１０８において、減衰量値は、関係式
μⁱ(j)= μ^i-1(j)+ λ・d・s_j (2)
に従って放射線上の各々のボクセルjに対して再計算される。ここでμ(j)^i-1及びμ(j)ⁱはボクセルjに対する前の減衰量値及び新たな減衰量値であり、λ (<1)は本方法の収束を制御するパラメータであり、s_jはボクセルjの内側の放射線の長さであり、dは放射線上の個々のボクセルの内側の放射線の長さ（s_j）の平方（二乗）和及び差Dの比率に対応している。これは、ビーム源の同じ位置φにおいて収集された全ての放射線に対して繰り返されるので、全てのボクセルの減衰量値は、ステップ１０８の終わりに再計算されている。

ステップ１０９において、特定の条件が満たされるかどうかについてのチェック（確認）がなされる。当該条件は、投影値と測定値との間の十分な一致であってもよく、特定の数の反復サイクル、すなわち特定の継続期間の反復の実行であってもよい。しかしながら、例えば画質は十分であるためにユーザが反復を終了させる場合に終了条件は満たされてもよい。

終了条件がまだ満たされていない場合、カウント（計数）インデックス（count index）iはステップ１１０（ブロック１１０）において１増加させられ、新たな投影P_i(φ,α,γ)はブロック１０６において計算される。今度は、ステップ１０８において再計算される減衰量値μⁱに基づいているが、これは、先行する反復サイクルにおける位置と異なるビーム源の位置φに対して、投影値の、測定値との新たな比較によってステップ１０７において後続され、減衰量値は、ステップ１０８において差の関数として再計算される。

終了条件がステップ１０９において達せられる場合、本方法は１１１で終了する。それからブロック１０８においてコンパイルされる最後の推定画像は第二のＣＴ画像を表しており、好適な態様で映像化され得る。画質は、解析再構成方法（analytical reconstruction method）又は他の反復再構成方法と比較してかなり改善される。

上記の反復方法は、技術分野においてＡＲＴ（ART = algebraic reconstruction technique（代数的再構成法））方法として知られている。この反復方法の代わりに、第二のＣＴ画像を再構成するために他の反復方法、例えば技術分野において"最尤推定のよる期待値最大化（maximum likelihood- expectation maximization）" (ML-EM)法として知られている方法が使用されてもよい。この方法において、ステップ１０７及び１０８を修正することが必要になるだけである。ステップ１０７における測定値と投影値との差の代わりに、これらの値の比率が形成されるべきであり、減衰量値は、ステップ１０８においてこれらの比率の関数として補正されるべきである。

ステップ１０５において、測定値M₂(φ,α,γ)は、回転パス上のビーム源の複数の回路（巡回）に対して収集されてもよい。心臓のＣＴスキャンは、このような収集の一つの用途であり、この場合、二つの心臓動作の間の心臓の休止段階において収集される測定値のみが再構成のために使用され得る。ビーム源の回路回数、例えば0.4秒が、心臓の休止段階において十分な測定値を収集するのに十分短いとはいえない。この場合、測定値は、測定値のフル（全）セットを得るように、後続する心臓動作の休止段階において、且つ後続する回路においても収集されるべきである。

複数の回路において収集される測定値の他の可能な用途は、ゆっくり変化する物体の連続表示（ＣＴ螢光透視法（CT fluoroscopy））にある。測定値のセットは各々の回路で再構成され、それから特定の動き段階における物体を表すＣＴ画像を再構成することがそれぞれ可能である。第一のＣＴ画像から導き出される画像は、全てのこれらのＣＴ画像に対して反復的再構成プロセスにおける第一の推定画像として使用される。

図１において表されている例示的な実施例において、ビーム源は、回転相対運動で回転軸のまわりに回転する。しかしながら、物体をスキャンするために、ビーム源を固定することは可能であり、物体を回転軸のまわりに回転させることが可能である。本発明は、電子的に偏向された電子ビームによって当てられるスキャン領域を囲むリング上で放射線が生成される電子ビームコンピュータ断層撮影機においても使用され得る。この場合、電子ビームがリングに当たる焦点は、本発明に記載のビーム源とみなされるべきである。

本発明による方法が実行され得るコンピュータ断層撮影機を示す。 本発明による方法のフローチャートを示す。 回転相対運動の間に照射されるスキャン領域の部分を示す。

Claims (6)

1. a） 回転軸のまわりの回転及び前記回転軸と平行な変位を構成する、一方でビーム源と他方でスキャン領域又は物体との間の螺旋相対運動の間に、前記スキャン領域又は当該領域において位置される物体を通過するコーンビームを生成するために前記ビーム源を使用するステップと、
   ｂ） 前記スキャン領域の他の側の前記ビームの強度に依存する、前記相対運動の間の測定値の第一のセットを収集するために検出器ユニットを使用するステップと、
   ｃ） 前記測定値の第一のセットから第一のＣＴ画像を再構成するステップと、
   ｄ） 前記螺旋相対運動の間に前記ビームが既に交差している前記スキャン領域の位置において、前記ビーム源と前記スキャン領域又は前記物体との間の回転相対運動に関連して、前記スキャン領域又は前記物体を通過するコーンビームを生成するために前記ビーム源を使用するステップと、
   ｅ） 前記回転相対運動の間に測定値の第二のセットを収集するために前記検出器ユニットを使用するステップと、
   ｆ） 前記測定値の第二のセットから第二のＣＴ画像を反復再構成し、各々の前記反復サイクルにおける推定画像は、前記推定画像から計算される投影値を前記測定値と比較することによって補正され、前記第一の推定画像は、前記第一のＣＴ画像から導き出されるステップと
   を有するコンピュータ断層撮影法。
2. 前記螺旋相対運動の間に前記ビーム源によって放射される前記ビームにおける放射線量は、前記回転相対運動の間の放射線量よりもかなり少なくなる請求項１に記載のコンピュータ断層撮影法。
3. 前記第一の推定画像の空間解像度は、ローパスフィルタリング又はスムーシング法によって低減される請求項１に記載のコンピュータ断層撮影法。
4. 前記回転相対運動部が複数の回路を有する請求項１に記載のコンピュータ断層撮影法。
5. 請求項１に記載の方法を実行するためのコンピュータ断層撮影機であって、
   −スキャン領域又は当該領域において位置される物体を通過するコーンビームを生成するためのビーム源と、
   −前記ビーム源に結合される検出器ユニットと、
   −物体が前記スキャン領域に含まれるようにすると共に、前記ビーム源が回転軸のまわりで互いを基準にして回転するように、及び／又は前記回路軸と平行に互いを基準にして移動するようにするための駆動装置と、
   −前記検出器ユニットによって収集される測定値から、前記スキャン領域の内側の吸収の空間分布を再構成するための再構成ユニットと、
   − a） 前記回転軸のまわりの回転及び前記回転軸と平行な変位を構成する、一方で前記ビーム源と他方で前記スキャン領域又は前記物体との間の螺旋相対運動の間に、前記スキャン領域又は当該領域において位置される物体を通過するコーンビームを生成するために前記ビーム源を使用するステップと、
   ｂ） 前記スキャン領域の他の側の前記ビームの強度に依存する、前記相対運動の間の測定値の第一のセットを収集するために前記検出器ユニットを使用するステップと、
   ｃ） 前記測定値の第一のセットから第一のＣＴ画像を再構成するステップと、
   ｄ） 前記螺旋相対運動の間に前記ビームが既に交差している前記スキャン領域の位置において、前記ビーム源と前記スキャン領域又は前記物体との間の回転相対運動に関連して、前記スキャン領域又は前記物体を通過するコーンビームを生成するために前記ビーム源を使用するステップと、
   ｅ） 前記回転相対運動の間に測定値の第二のセットを収集するために前記検出器ユニットを使用するステップと、
   ｆ） 前記測定値の第二のセットから第二のＣＴ画像を反復再構成し、各々の前記反復サイクルにおける推定画像は、前記推定画像から計算される投影値を前記測定値と比較することによって補正され、前記第一の推定画像は、前記第一のＣＴ画像から導き出されるステップと
   により、前記ビーム源、前記検出器ユニット、前記駆動装置、及び前記再構成ユニットを制御するための制御ユニットと
   を有するコンピュータ断層撮影機。
6. a） 回転軸のまわりの回転及び前記回転軸と平行な変位を構成する、一方でビーム源と他方でスキャン領域又は物体との間の螺旋相対運動の間に、前記スキャン領域又は当該領域において位置される物体を通過するコーンビームを生成するためにビーム源を使用するステップと、
   ｂ） 前記スキャン領域の他の側の前記ビームの強度に依存する、前記相対運動の間の測定値の第一のセットを収集するために検出器ユニットを使用するステップと、
   ｃ） 前記測定値の第一のセットから第一のＣＴ画像を再構成するステップと、
   ｄ） 前記螺旋相対運動の間に前記ビームが既に交差している前記スキャン領域の位置において、前記ビーム源と前記スキャン領域又は前記物体との間の回転相対運動に関連して、前記スキャン領域又は前記物体を通過するコーンビームを生成するために前記ビーム源を使用するステップと、
   ｅ） 前記回転相対運動の間に測定値の第二のセットを収集するために前記検出器ユニットを使用するステップと、
   ｆ） 前記測定値の第二のセットから第二のＣＴ画像を反復再構成し、各々の前記反復サイクルにおける推定画像は、前記推定画像から計算される投影値を前記測定値と比較することによって補正され、前記第一の推定画像は、前記第一のＣＴ画像から導き出されるステップと
   のプロシージャにより、前記ビーム源、前記駆動装置の検出器ユニット、及び請求項１に記載の方法を実行するための前記再構成ユニットを制御するためのコンピュータ断層撮影機の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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