JP2008523873A - 電子コンピュータ断層撮影方法及び電子コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

動いている対象物（２７）を記録するための電子コンピュータ断層撮影方法が提供され、その動いている対象物において、電子ビームは、対象物（２７）を透過し、そして検出器装置により取得されるＸ線放射を発生するように、アノードアーク（１４）の方に偏向され、Ｘ線放射は、対象物（２７）の周りの円の一部の形でソース軌道（４０）を有する扇状ビームの形でアノードアークから離れ、ソース軌道（４０）の開始点（４１）は変えられることができる。また、動いている対象物（２７）を記録するために、電子銃（８）と、焦点コイル（１２）と、屈折コイル（１６）と、電子銃（８）の電子ビームが当たることによりＸ線ビームを発生するアノードアーク（１４）と、ボリューム（２６）を透過するＸ線放射を検出するための検出器装置（２８）とを有する電子コンピュータ断層撮影装置が提供され、前記Ｘ線放射は、アノードアーク（１４）における円の一部の形でソース軌道とソース軌道（４０）の可変開始点（４１）とを有する。

Description

本発明は、請求項１の前書きに記載されている電子コンピュータ断層撮影方法及び請求項１１の前書きに記載されている電子コンピュータ断層撮影装置に関する。

コンピュータ断層撮影装置の分野においては、種々の方法が産業上、使用されている。特に、短い記録時間又は走査時間について説明されている場合、電子ビームコンピュータ断層撮影装置（ＥＢＣＴ）が用いられている。それらの装置は、この場合、放射線源は対象物の周りを移動しないが、むしろ、ターゲットとしても知られているＸ線管のアノードアークに当たる偏向された電子ビームはアノードアークに沿って偏向され、この場合、ターゲットにおいて生成されるＸ線放射は、検査されるべき対象物の方に移動するため、何れの機械的移動を必要としない。特に、Ｘ線放射の高ドーズパワーが、短い記録時間又は走査時間についての必要条件として得られる。通常、電子ビームは、対象物の周りを３６０°の完全なアノードアークに沿って移動し、そして電子コンピュータ断層撮影装置は、通常静止していて、検査される対象物に沿ってアーク状に備えられている検出器装置によりＸ線放射の減衰値に関連するデータを記録する。それらのデータは、対象物の周りの異なる位置から記録されるものであり、それ故、画像を形成するように再構成される。

本発明の目的は、電子コンピュータ断層撮影装置において高画像品質と共に短い記録時間を提供することである。

本発明にしたがって、この目的は、請求項１及び請求項１１の特徴により達成される。

動いている対象物を記録するための電子コンピュータ断層撮影方法が提供され、その動いている対象物において、電子ビームは、対象物を透過し、そして検出器装置により取得されるＸ線放射を発生するように、アノードアークの方に偏向され、Ｘ線放射は、対象物の周りの円の一部の形でソース軌道を有する扇状ビームの形でアノードアークから離れ、ソース軌道の開始点を変えることができる。また、動いている対象物を記録するために、電子銃と、焦点コイルと、屈折コイルと、電子銃の電子ビームが当たることによりＸ線ビームを発生するアノードアークと、ボリュームを透過するＸ線放射を検出するための検出器装置と、を有する電子コンピュータ断層撮影装置が提供され、前記Ｘ線放射は、アノードアークにおける円の一部の形でソース軌道とソース軌道の可変開始点とを有する。対象物は、ソース軌道の異なる開始点から開始して記録されるデータを用いることにより、画像を形成するように再構成されることが可能である。本発明により、一般に短いソース軌道のために、対象物を透過する放射線から得られるデータ全てが再構成のために用いられない場合であっても、高画像品質を有する画像の安定した再構成が達成される。

本発明の特定の実施形態について、独立請求項に記載されている。

一実施形態においては、ソース軌道の開始点を、対象物の運動状態の関数として変えることができる。特に、ソース軌道の開始点は、対象物の運動ができるだけ殆ど伴わない時点で対象物の運動状態の関数として選択され、それ故、その開始点からもたらされる扇状ビームはボリューム内の対象物を正確にカバーし、対象物の一部が対象物の運動のために扇状ビームに当たらないことはない。したがって、対象物の運動のための画像のアーティファクトは殆ど存在しない。

他の実施形態において、ソース軌道の開始点は、対象物の心電図の結果に基づいて決定される。運動状態を決定するように、対象物の位相は、例えば、心電計によりで記録される。コンピュータ断層撮影装置は、それ故、心電図からの結果に基づいて、ソース軌道の開始点を制御する。

更に、ソース軌道の開始点は、対象物の鉛直方向の関数として変えられることができる。対象物の鉛直方向の位置が、患者用テーブルの高さ調節のために変化する場合、対象物は扇状ビームの範囲外に移動する可能性があり、画像再構成は、それ故、不安定である。このために、対象物の鉛直方向の位置が変化する場合、アノードアークのソース軌道の開始点は、全対象物、例えば、心臓は、アノードアークから出射される扇状ビームによってカバーされるように変えられる。

更に、フィルタリング逆投影が、画像を再構成するように実行され、従来技術に比べて短いソース軌道が選択され、そのことが、従来のものに比べて殆ど記録されないデータに繋がる場合であっても、良好な結果を伴う安定な再構成が、本発明の再構成方法により達成されることが判明した。

本発明については、以下、本発明を限定するものではない図に示されている例示としての実施形態を参照して詳述する。

図１は、電子ビームコンピュータ断層撮影装置の一部の実施形態の例の模式図である。その図は、円筒形端部８において電子銃６を有する真空チャンバ４を有する電子ビーム管を示している。電子銃６は、その円筒形部分に沿って軸方向に電子ビーム１０を出射する。焦点コイル１２及び屈折コイル１６が、電子ビーム１０をフォーカシングするために及びアノードアーク１４又はターゲットリング（一部のみを示している）に沿って電子ビーム１０を制御するために備えられている。屈折コイル１６は、電子ビーム１０がアノードアーク１６に沿った経路又は軌跡に沿って即座に動かされるように、適切な制御器により制御される。その軌道及びアノードアーク１４は、したがって、同じプロファイルを有する。

アノードアーク１４は、適切な材料、例えば、タングステンから成り、それ故、Ｘ線ビームは、電子ビーム２２がアノードアーク１４に当たる点から発生する。発せられるＸ線放射のソースとしてのアノードアーク１４の中心線はまた、ソース軌道４０と呼ばれる。ソース軌道４０は平面的ではなく、むしろ、下記のように、アノードアーク１４のプロファイルに対応して屈折されるが、後者のように完全な円形回路を有するものではない。

適切な冷却コイル１８がアノードアーク１４に対して固定されることが可能であり、前記冷却コイルはアノードアーク１４を冷却するようにデザインされている。電子ビームコンピュータ断層撮影装置は、特定の中心点、即ちアイソセンタ２４を有する。電子ビーム及びアノードアーク１４のオリエンテーションは、アノードアーク１４における点からもたらされるＸ線放射の扇状ビームの軸がアイソセンタ２４の方に向かうようになっている。

更に、電子ビームコンピュータ断層撮影装置は、アノードアーク１４の反対側に備えられている検出器装置２８を有する。図１は、検出器装置２８の断面のみを示している。電子ビームコンピュータ断層撮影装置は、アイソセンタ２４の周りの所定のボリューム２６の扇状ビームの垂直投影を記録する。対象のボリューム２６は、対象物２７、例えば、人間の心臓を含むのに十分に大きいものである。

参照番号２０は、アノードアーク１４の近傍であって、アノードアーク１４と検出器装置２８との間に備えられているコリメータを表している。コリメータ２０は、アノードアーク１４から発せられ、検出器装置２８に当たらないＸ線をフィルタリングする。

検出器装置２８は、複数の検出器モジュール３２を有する。各々の検出器モジュール３２は、散乱放射を回避するように、グリッド３０により覆われている平坦な矩形ピックアップ領域を有する。検出器のエレクトロニクスは、当たるＸ線放射に対してそのピックアップ領域の後のチャンバ４２の後に備えられることが可能である。

検出器装置２８のピックアップ領域はアノードアーク１４の方に方向付けられている。ピックアップ領域の中心点から始まり、アイソセンタ２４を通って進む直線はアノードアーク１４に当たる。散乱放射を回避するためのグリッド３０は、アノードアーク１４におけるこの当たる点にフォーカシングされている。

検出器モジュール３２は、それらのピックアップ領域がストリップを構成するように一方の側から他の側まで配置されている。そのストリップの中心線は検出器軌道と呼ばれる。検出器軌道は平面的ではなく、検出器装置２８に対応するように曲面化されている。特に、ソース軌道３０における点から始まり、アイソセンタを通る何れの直線は検出器軌道に当たる。検出器軌道は、それ故、アイソセンタ２４において反射されるソース軌道４０の鏡像である。

このようにして、検出器装置２８によって得られる値は、それ故、対象物２７の画像を得るように、再構成方法、略して、再構成に供せられる。特に、フィルタリング逆投影がこのために用いられる。フィルタリング逆投影は、他の再構成方法に比べて低い演算の複雑性を必要とし、かなり良好な品質の画像に繋がり、検査領域又はボリューム２６の何れの副領域の再構成を可能にし、そして異なる投影又は測定値の同時処理、即ち、測定値の並列処理を可能にするという有利点を有している。

フィルタリング逆投影は次式で表され、

ここで、

は再構成画像であり、Ｎは放射源位置数であり、再構成のために用いられる投影又は値が測定されたアノードアーク１４における当たる点は、検出装置２８により取得される。

更に、Ｆ_ｉは、放射源位置又は投影ｐ_ｉの投影方向に割り当てられるフィルタ演算子である。

逆投影演算子Ｂ_ｉは、検査領域に戻るようにｉ番目の放射源位置の光線に沿って投影を投影する。

図２は、視野（ＦＯＶ）とも呼ばれる、図１における矢印方向からみた、ボリューム２６の周りの完全な円形経路を示し、ソース軌道４０は実線の円で示され、ソース軌道４０の外側のアノードアーク１４における経路の領域は破線で示されている。ソース軌道４０はアノードアーク１４に沿って進む。電子ビームは、したがって、その実線におけるアノードアーク１４に当たり、Ｘ線放射を発生する。ソース軌道４０の開始点４１及び終了点４２は、例示目的で、破線で接続されていて、そのソース軌道からＸ線放射が発せられる。図２の曲線の矢印は、電子ビームがアノードアーク１４及びソース軌道４０に沿って移動する方向を示している。扇状Ｘ線ビームはアノードアーク１４からもたらされ、常にボリューム２６をカバーし、そのＸ線ビームは、電子ビームがアノードアーク１４に当たることにより生成される。上記のように、電子ビームはソース軌道４０に沿って移動し、常にボリューム２６の方向に扇状Ｘ線ビームを発する。検査されるべき対象物、この場合、心臓は、ボリューム２６内に位置付けられ、したがって、常にＸ線ビームによりカバーされている。ここでは、実線で示されているソース軌道４０は、この場合、ボリューム２６の周りの円形経路の１８０°プラスＸ線ビームの扇状角度を占め、合わせてそれらは約２２０°乃至２４０°になる。

図３は、ボリューム２６の周りの、アノードアーク１４に当たる電子ビームの更なる経路を示している。図２と異なり、ソース軌道４０は、ここでは、短く、アノードアーク１４に沿ってより短い長さを占め、電子ビームは、図２における場合より、ボリューム２６の周りのかなり短い距離を移動する。この場合のソース軌道４０は、対象物２７の周りの円の一部のみを構成する。その円の一部は、ボリューム２６の周りの円形経路の１８０°プラスＸ線ビームの扇の角度より小さく、即ち、約２２０°乃至２４０°より小さい。電子ビームの開始点４１は、図２に比較して、曲線矢印に沿って右方向に移動され、電子ビームの終了点４２は、多かれ少なかれ図２に示す終了点４２と同じ位置にある。円形の実線の開始及び終了においてその図に示されている、ソース軌道４０の開始点４１及び終了点４２は、特にボリューム２６内の対象物２７の位置に依存する。例えば、患者用テーブルの高さは変えられることが可能であり、患者及び対象物２７は鉛直方向に移動される。その過程で、対象物２７は、Ｘ線ビームのカバー領域に保たれることが可能である。この場合、ソース軌道４０における開始点４１は、対象物２７が鉛直方向の一辺か及び小さい円の一部であるにも拘わらず、カバーされるように変えられることができる。対象物２７が下方に下げられる場合、Ｘ線ビームの開始点４１は、それ故、例えば、図３における曲線矢印の方向と反対方向の左方向に移動し、それ故、Ｘ線ビームは、対象物２７全体をカバーする。その開始点４１は、その点で、ソース軌道４０の開始点から検出器装置２８までのＸ線ビームが、図２、３及び４に開始点４１と終了点４２との間の破線の直線で示されているように、対象物２７の端部をまさにカバーするように選択される。

小さいソース軌道４０にも拘わらず、ボリューム２６内に位置付けられている対象物２７は、アノードアーク１４における何れの点からのＸ線ビームにより完全にカバーされ、対象物２７の完全な画像が、常に、ソース軌道４０の何れの点から反対側の検出器装置２８により取得される。完全な円形経路に比べて、その小さいソース軌道４０のために、高時間分解能が得られ、再構成のために必要な測定値は、ボリューム２６の周りの完全な円形経路又は１８０°より大きい経路を有する長いソース軌道４０を用いる場合に比べて迅速に再生される。対象物２７における放射ドーズは、したがって、減少され、対象物２７の臨界運動、例えば、心臓の運動は、記録時間又は走査時間が短縮されるために、イメージングにおいてその大きな影響を与えることはない。この見解にしたがって、対象物２７の安定な二次元再構成が、対象物２７を通る全ての線の積分が測定される場合にのみ、可能である。本発明の方法にしたがって、画像の安定な再構成が、必要条件として、ボリューム２６を通って進む各々の線が非接線状にボリューム２６の周りの円形経路と交わる場合に、得られる。

特に、対象物２７の異なる運動状態は、検出器装置２８の測定データから再構成された画像と比較することにより互いに比較される。その測定データは、動いている対象物２７の異なる運動状態又は位相を有する。再構成画像は、好適には、対象物２７のスライス画像であり、そのスライス画像は、互いとのスライスの再構成画像の類似度を決定するように、関連コンピュータ装置における比較方法に供せられる。類似度の高い画像が存在する場合、対象物２７の類似する運動状態が存在し、例えば、対象物２７のスライスの２つの画像が類似している場合、動いている対象物２７は、それら２つの画像において、類似する運動状態又は運動の位相にある。比較方法により決定されるそれらのスライスの類似する画像は全体としての画像を形成するように結合され、それ故、運動状態の高一致性、したがって、高画像品質が確実になる。

図４は、図３に同様の方式で、ボリューム２６の周りで、アノードアーク１４に当たる電子ビームの更なる経路又はソース軌道４０を示している。また、電子銃６の電子ビームは、実線で示すボリューム２６の周りの円の一部のみに当たる。電子ビームの開始点４１及び終了点４２は図３のそれらとは異なり、電子ビームの開始点４１は、例えば、図２に示す開始点４１に位置付けられ、終了点４２は、アノードアーク１４において、図３に比較して、曲線矢印に沿って右方向に移動するように位置付けられている。アノードアーク４０において電子ビームが当たる点の開始点４１及び終了点４２は可変であることが示されている。それらは、ボリューム２６内の対象物２７の位置に依存して設定されることが可能である。

更に、対象物２７の位相は、対象物２７固有の運動が殆ど存在しないように、決定されることが可能である。このために、対象物２７の固有運動は、例えば、心電計又はセンサを用いて、及び対象物２７の固有運動が殆どない位相を選択して記録することにより決定される。心臓の運動を記録するためのセンサは、超音波装置又は心音装置を有する。対象物２７の記録は、アノードアーク１４に電子ビーム２２を方向付けることにより対象物２７の運動を殆ど伴わないこの選択された位相において開始される。運動が殆どない対象物２７の位相は、例えば、心臓においては、遅い拡張期又は最終の収縮期にあることが可能である。固有運動を殆ど伴わない位相を得るための他の可能性は、検出器装置２８を用いて、対象物２７の運動状態に依存しない運動の位相全てを記録することにある。対象物２７の各々のスライスは、運動のｎ個の異なる位相において記録される。記録されたデータから、画像は、ｎ個の異なる位相の各々について再構成され、殆ど運動のアーティファクトのないスライスのそれらの画像は、電子ビームコンピュータ断層撮影装置のコンピュータ装置により選択される。殆ど運動が生じない位相が、それ故、ｎ個の異なる位相から選択される。

三次元画像を得る目的で、複数のスライス画像が、上記の方法で記録され、再構成される。高画像品質のために、類似する位相又は運動状態を有するスライス画像が必要である。しかしながら、対象物２７の運動位相は一定ではなく、例えば、心拍は、連続的にその位相を変化させ、それ故、異なる運動状態を有するスライス画像の記録が行われ、更に、それらは画像劣化に繋がる。心電図を用いて、三次元画像における画像劣化を回避するように、対象物２７の位相が記録され、電子ビームコンピュータ断層撮影装置のコンピュータ装置は、心電図に基づいて制御する役割を果たし、アノードアーク１４におけるその心電図の点において、ソース軌道４０の開始点４１が、各々のスライス画像のために設定される。例えば、運動状態が予測されるより速く反転されるときに、対象物２７の位相が短くなる場合、コンピュータ装置は、ソース軌道４０の開始点４１が曲線矢印の方向に対して反対方向に移動され、それ故、記録が速く開始されるように、電子ビームコンピュータ断層撮影装置の屈折コイル１６を制御する。それに対応して、ソース軌道４０の終了点４２は、曲線矢印の方向と反対方向に同じ距離だけ移動される。他方、対象物２７の運動状態が遅延されるときに、対象物の位相が増加される場合、コンピュータ装置は、ソース軌道４０の開始点４１が曲線矢印に沿って移動され、それ故、記録が遅く開始されるように、電子ビームコンピュータ断層撮影装置の屈折コイル１６を制御する。それに対応して、ソース軌道４０の終了点４２は、同じ距離だけ曲線矢印に沿って移動される。例えば、対象物２７の位相が短くなる場合、記録されるべき運動の殆どない対象物２７の運動状態はより速く起こる。この場合、次の記録は、一定の位相の場合に比べて速く起こり、電子銃６の電子ビームが当たる開始点４１は、例えば、図４に示すように、スライス記録ｎからスライス記録ｎ＋１の開始点への場合において、図３から変化されている。対象物２７の続くスライス記録ｎ＋ｘにおいては、後の方は、通常、画像面の方向に移動され、開始点４１は、したがって、アノードアーク１４に沿って変化される。それ故、対象物２７の類似する運動状態が、各々のスライス画像について、常に記録されることが確実にされる。換言すれば、ソース軌道４０の開始点４１は、対象物２７の運動状態の関数として変えられることが可能である。

ここでは、開始点４１における変化にも拘わらず、短い記録時間又は走査時間が、短い円の一部を用いることにより維持され、その円の一部において、電子ビームは、特に図３及び４に示すように、完全な円の一部のみに沿って移動する。

上記のように、殆ど運動の伴わないスライス画像が記録され、更に、それらのスライス画像は、アノードアーク１４において変化される開始点４１を伴ってそれらの運動状態又は位相の類似性に関して記録され、それ故、高品質の三次元画像が、Ｘ線記録のスライス画像から得られる。対象物２７のその三次元画像は、好適には、殆ど運動を伴わずに記録され、類似する運動状態を表す対象物２７のスライス画像を有する。

電子コンピュータ断層撮影装置の一部の模式的側面図である。 対象物の検査を記録するためのボリュームの周りのＸ線ビームの経路を示す図である。 対象物の検査を記録するためのボリュームの周りの改善されたＸ線ビームの経路を示す図である。 対象物の検査を記録するためのボリュームの周りの更に改善されたＸ線ビームの経路を示す図である。

Claims (11)

1. 動いている対象物のための電子コンピュータ断層撮影方法であって：
   対象物を透過し、検出装置により取得されるＸ線放射を生成するように、電子ビームがアノードアークの方に偏向される段階；
   を有する、電子コンピュータ断層撮影方法であり、
   Ｘ線放射は、前記対象物の周りの円の一部の形でソース軌道を有する扇状ビームの形でアノードアークを出射し、前記ソース軌道の開始点を変えることができる；
   電子コンピュータ断層撮影方法。
2. 請求項１に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、前記ソース軌道の前記開始点を、前記対象物の運動状態の関数として変えることができる、電子コンピュータ断層撮影方法。
3. 請求項１又は２に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、前記ソース軌道の前記開始点は、前記対象物の心電図の結果に基づいて決められる、電子コンピュータ断層撮影方法。
4. 請求項１乃至３の何れ一項に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、前記ソース軌道の前記開始点を、前記対象物の鉛直方向の位置の関数として変えることができる、電子コンピュータ断層撮影方法。
5. 請求項１乃至４の何れ一項に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、前記ソース軌道の前記円の一部は２２０°より小さい、電子コンピュータ断層撮影方法。
6. 請求項１乃至５の何れ一項に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、フィルタリング投影が画像を再構成するように実行される、電子コンピュータ断層撮影方法。
7. 請求項１乃至６の何れ一項に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、前記対象物の異なる運動状態の再構成画像が比較され、類似する画像が前記対象物の全体の画像を生成するように選択される、電子コンピュータ断層撮影方法。
8. 請求項７に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、平均絶対差方法が前記対象物の前記運動状態を比較するように用いられる、電子コンピュータ断層撮影方法。
9. 請求項７に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、相互相関方法が前記対象物の前記運動状態を比較するように用いられる、電子コンピュータ断層撮影方法。
10. 請求項１乃至９の何れ一項に記載の電子コンピュータ断層撮影方法であって、異なる運動状態を比較するための前記再構成画像は前記スライスの画像である、電子コンピュータ断層撮影方法。
11. 動いている対象物を記録するための電子コンピュータ断層撮影装置であって：
    電子銃；
    焦点コイル；
    屈折コイル；
    電子銃の電子ビームが当たることによりＸ線ビームを発生するアノードアーク；及び
    ボリュームを透過するＸ線放射を検出するための検出器装置；
    を有する電子コンピュータ断層撮影装置であり、
    前記Ｘ線放射は、前記アノードアークにおける円の一部の形でソース軌道と、前記ソース軌道の可変開始点とを有する；
    電子コンピュータ断層撮影装置。

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