JP3894993B2 - Ｘ線源に供給されるｘ線管電流を変調させるシステム - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、一般的には計算機式断層写真法（ＣＴ）の作像に関し、更に具体的には、Ｘ線管電流を変調さすることによりモーション・アーティファクト（動きによるアーティファクト）を減少させることに関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの公知のＣＴシステムの構成では、Ｘ線源はファン（扇形の）ビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般的に「作像平面」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線ビームは、患者等の被作像物体を通過する。ビームは、物体によって減衰された後に、放射線検出器の配列に入射する。検出器配列において受け取られる減衰したビーム放射線の強度は、物体によるＸ線ビームの減衰量に依存している。配列内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるビームの減衰量の測定値である個別の電気信号を発生する。すべての検出器からの減衰測定値を個別に収集し、透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００３】
公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器配列は、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように、作像平面内で被作像物体の周りをガントリと共に回転する。１つのガントリ角度における検出器配列からの１群のＸ線減衰測定値、即ち、投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「スキャン」は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間に様々なガントリ角度で形成された１組のビューで構成されている。軸方向走査の場合には、投影データを処理して、物体から切り取られた２次元スライスに対応する画像を構成する。１組の投影データから画像を再構成する１つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影（filtered backprojection）法と呼ばれている。この方法は、あるスキャンからの減衰測定値を、「ＣＴ数」又は「Hounsfield単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いて、陰極線管表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御する。
【０００４】
多数のスライスを取得するのに要求される総走査時間を短縮するために、「螺旋」走査を実行することができる。「螺旋」走査を実行するためには、所定の数のスライスについてのデータが取得されている間に、患者を移動させる。このようなシステムは、１回のファン・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発生する。ファン・ビームによって精密に撮像された螺旋から投影データが取得され、この投影データから各々の所定のスライスの画像を再構成することができる。螺旋走査において取得されたデータから画像を再構成するのに利用可能な画像再構成アルゴリズムは、１９９５年５月９日に出願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許出願第０８／４３６，１７６号に記載されている。
【０００５】
いくつかの再構成処理工程は、画像内に雑音構造を発生することが知られている。例えば、ＣＴ投影データの蠕動式補正としても知られているアンダスキャン加重（underscan weighting、「ＵＳＷ」）は、患者の解剖学的構造が３６０°のＣＴ走査中に移動したときに生じるモーション・アーティファクトを減少させるのに用いられている。患者の動きによって、開始時の投影と終了時の投影との間に不連続性が生じ、この不連続性は典型的には、走査開始角度、即ちＸ線源と被検体との相対的な初期の角度位置の方向に低周波数のストリーク（（streak）縞）を発生させる。
【０００６】
ＵＳＷでは、３６０°のスキャンは、各々の走査されたスライスの独立画像を２つ再構成するのに十分な投影データを発生するので、このような独立画像が２つ発生される。具体的に述べると、小角度、例えば４５°にわたって、逆投影する前のデータは、連続的な３次関数を用いて漸減的に加重され、従って、不連続点における投影データによる画像への寄与はゼロとなる。冗長的データ、即ち対向するサンプルは、漸増的に加重され、従って、上述の不連続点に対向する投影データによる寄与は、加重２を割り当てられる。このようにしてＵＳＷは、不連続性を緩和すると共に、すべての角度からの逆投影加重の和を等しくするという再構成要件を維持している。
【０００７】
しかしながら、ＵＳＷは、スキャン開始角度の方向に配向した雑音パターンを発生させると共に患者を不必要な放射線で被曝させるという不適当な効果を有している。雑音が発生するのは、ＵＳＷ方向では唯一の投影（Ｎ個のフォトン）が効果的に逆投影される一方で、直交する方向では２つの投影（２Ｎ個のフォトン）が用いられるからである。従って、ＵＳＷ方向における投影雑音は、直交する方向における雑音よりも１．４１４倍大きくなる。この雑音パターンは、肝臓のような大きく均一な領域で特に目立ち、このような雑音によって、腫瘍患者において極めて重大な関心の持たれるこの器官での低コントラストな病変の診断が複雑化する。
【０００８】
又、螺旋走査用の再構成アルゴリズムでは、ビュー角度の関数として螺旋加重（ＨＷ）を用いる必要がある。ＨＷはＵＳＷに類似しており、螺旋画像の雑音に対するＨＷの影響は、ＵＳＷの場合と実質的に同一である。つまり、ＨＷの場合には、投影雑音は、最大のＨＷの方向で１．４１４倍大きくなる。
又、ＵＳＷ及びＨＷでは、投影のうちのいくつかは再構成に対して加重が殆どゼロの寄与しかしないのに、患者は、すべての投影について同一のＸ線量を被曝する。いくつかの投影は、実質的に全く寄与しないのに、患者は、加重が実質的にゼロのデータを収集するために一定のＸ線量を被曝する。
【０００９】
Ｘ線量は典型的には、Ｘ線管を流れるＸ線管電流（「ｍＡ」）によって制御されている。従来、この電流は、全走査の間に一定の線量を供給するような水準に固定されていた。しかしながら、最近では、患者の被曝線量を減少させるために、Ｘ線管電流は、投影角度の関数として、即ち、Ｘ線源とＸ線を照射される被検体との相対的な角度位置の関数として走査中に変化させられるようになってきた。このような一方法が、例えば米国特許第５，３７９，３３３号「ＣＴ走査中のＸ線管電流の変調による可変的な線量投与」（"Variable Dose Application By Modulation of X-Ray Tube Current During CT Scanning"）に記載されている。本特許は、本出願と共通の譲受人に譲渡されており、その全体としてここに参照されるべきものである。
【００１０】
走査角度の関数としてＸ線管電流を変化させる、即ち変調させると、患者の被曝線量を減少させることが容易になるが、このような変化は、ＵＳＷ及びＨＷで用いられている加重関数のような加重関数によって後に導入される可能性のあるアーティファクトを考慮に入れていない。言うまでもなく、モーション・アーティファクトを取り除くことに加えて、画像から他のアーティファクトを取り除くことが望ましい。
【００１１】
【本発明の概要】
これらの目的及びその他の目的は、以下のシステムで達成されることができる。即ち、このシステムは、一実施例では、Ｘ線管電流（ｍＡ）を変化させ、結果として得られるＸ線フォトン束は、全走査時間にわたって、逆投影されるフォトンの数をよりよく均等化する。具体的に述べると、一実施例では、Ｘ線管電流は、画像再構成中にビューに対して適用されるべき加重に従って、ビュー角度の関数として変化する、即ち変調される。
【００１２】
例えば、再構成においてＨＷ又はＵＳＷが利用される場合には、Ｘ線管電流は、走査中に変調される。変調は、加重関数によって操縦されて、再構成中に用いられるアンダスキャン加重に関する画像雑音をよりよく補正する。具体的に述べると、Ｘ線管電流は、以下の式に従って変調率（Ｆi ）に応じて変調される。
２・ｍｉｎ＜ｗi ≦２．０の場合には、Ｆi ＝ｗi ／２．０
他の場合には、Ｆi ＝ｍｉｎ
ここで、
Ｆi は、ビューに依存する正規化されたｍＡ調節率（アジャストメント・ファクタ）であり、
ｉは、ビュー角度インデクスであり、
ｗi は、例えばＵＳＷに適用される又は準拠する加重係数であって、ビューｉの中心レイ（線）についての加重係数であり、ここで、０＜ｗi ＜２．０であり、
ｍｉｎ＝０．４４は、所望される最小のｍＡ調節率である。
【００１３】
データに対して適用されるべき後続の加重に従ってＸ線管電流を変調させることにより、より等方的な雑音構造が形成され、これにより、画像の診断品質が向上する。加えて、究極的には画像再構成にさほど寄与するようには加重されない投影について、患者の被曝線量が減少する。
【００１４】
【実施例】
図１及び図２を参照すると、計算機式断層写真法（ＣＴ）作像システム１０は、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含んでいるものとして示されている。ガントリ１２は、Ｘ線源、即ちＸ線管１４を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側にある検出器配列１８に向かって投射する。検出器配列１８は、検出器素子２０によって形成されており、これらの検出器素子２０は一括で、患者２２を通過する投射されたＸ線を検知する。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強度を表す、従って患者２２を通過する間でのビームの減衰量を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するための１スキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着された構成部品は、回転中心２４の周りを回転する。
【００１５】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御されている。制御機構２６は、Ｘ線制御装置２８と、ガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。Ｘ線制御装置２８は、Ｘ線源１４に対して電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御装置３０は、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングし、後続処理のためにこのデータをディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、計算機３６への入力として印加され、計算機３６は、大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１６】
計算機３６は又、キーボード付きコンソール４０を介して、オペレータからの命令（コマンド）及び走査パラメータを受け取る。付設された陰極線管表示装置４２によって、オペレータは、再構成された画像、及び計算機３６からのその他のデータを観察することができる。オペレータが供給した命令及びパラメータを計算機３６で用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、計算機３６はテーブル・モータ制御装置４４を動作させ、テーブル・モータ制御装置４４は、モータ式テーブル４６を制御して、ガントリ１２内で患者２２を位置決めする。具体的には、テーブル４６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動させる。
【００１７】
本発明のＸ線管電流変調は、逆投影アルゴリズム及びフォワード・プロジェクション・アルゴリズム等の特定の画像再構成アルゴリズムに向けられたものではない。むしろ本発明のＸ線管電流変調は、走査中であっても、これらの諸再構成アルゴリズムと共に用いられ得る。更に、この電流変調アルゴリズムは、計算機３６内で実現されており、図２に示すように、Ｘ線管１４に所望の電流を供給するように例えばＸ線制御装置２８を制御していることを理解されたい。
【００１８】
本発明の一実施例によれば、図３に示すように、計算機３６にビュー角度インデクス（ｉ）・テーブル５０が記憶されている。各々のビュー角度インデクスは、変調率（アジャストメント・ファクタ）基底テーブル５２内に記憶されているｍＡ調節率Ｆi に対応している。代替的には、勿論、ｍＡ調節率（Ｆi ）は、計算機３６に記憶されている必要はない。むしろ計算機３６は、走査中に各々の新たな角度について「リアル・タイム（実時間）」でｍＡ調節率（Ｆi ）を決定してもよい。
【００１９】
計算機３６は、ガントリ・モータ制御装置３０（図１）に接続されており、入力５６を介して制御装置３０からガントリ位置フィードバックを受け取る。計算機３６は、出力５８を介して制御装置３０へガントリ位置命令を供給する。計算機３６は又、Ｘ線制御装置２８（図１）に接続されており、入力６０を介してＸ線管電流を表す信号を受け取ると共に、出力６２を介して制御装置２８へ変調命令を出力する。
【００２０】
１つの特定的な実施例として、再構成中に投影データに対してＵＳＷ又はＨＷが適用されるべきであり、各々のビュー（ｉ）に応じた加重がｗi であるならば、各々のビューに対するｍＡ調節率（Ｆi ）、即ち変調率は、
２・ｍｉｎ＜ｗi ≦２．０の場合には、Ｆi ＝ｗi ／２．０、
他の場合には、Ｆi ＝ｍｉｎ
であり、ここで、
Ｆi は、ビューに依存する正規化されたｍＡ調節率であり、
ｉは、ビュー角度インデクスであり、
ｗi は、例えばＵＳＷに準拠して適用される加重係数であって、ビューｉの中心レイについての加重係数であり、ここで、０＜ｗi ＜２．０であり、
ｍｉｎ＝０．４４は、所望される最小のｍＡ調節率である。
画像の中心領域が一般に最も重要なビューであるので、ビュー（ｉ）の中心レイに対する加重係数（ｗi ）が用いられている。
【００２１】
図４を参照すると、曲線５４は、変調率（Ｆi ）が、対応するＵＳＷ加重係数について、ガントリ角度に対してＸ線管電流を変調する方法を示している。変調率（Ｆi ）は、Ｘ線管電流を変調し、最小値（０．４４）から最大値（１．０）までの間の値を有している。例えば、所定のＸ線管電流が１００ｍＡであれば、変調されたＸ線管電流は、１００ｍＡから４４ｍＡまでの値を有している。
【００２２】
このような変調を遂行するために、計算機３６は、各々のビュー角度インデクス（ｉ）について、出力６２を介してｍＡ調節率（Ｆi ）命令を出力する。これに応じてＸ線管電流（ｍＡ）は、各々のスライス収集中に、例えばＵＳＷ又はＨＷによって再構成中にビューに対して適用されるべき加重に従って、ガントリ角度の関数として変調される。このようにして、ガントリの完全な１回転中に、Ｘ線管電流（ｍＡ）は、変調率（Ｆi ）を用いて変調される。
【００２３】
１つの特定的な動作の形態では、計算機３６は、図５に示す割り込みルーチンの指揮下でこれらの機能を実行する。割り込みルーチンは、各々の走査中に繰り返して実行される。更に具体的に述べると、割り込み１００は、２５ミリ秒ごとに実行される。各々の割り込み中に、前回の時間間隔中のガントリの移動量に従って、ガントリ角度インデクスが更新される（１０２）。次いで、更新されたガントリ角度インデクスを用いて、変調率基底テーブル５２から値を同定する、即ち読み込む（１０４）。テーブル５２からの値を用いて、出力６２を介してＸ線制御装置２８へｍＡコマンド１０６が出力される。この後、処理は、２５ミリ秒割り込み１００の実行へリターンする（１０８）。
【００２４】
変調されたｍＡは、以下の式を用いて決定されることができる。
ｍＡ＝Ｆi ×所定のｍＡ
ここで、ｍＡは、Ｘ線制御装置２８によってＸ線源１４（図１）へ供給される電流の大きさを表している。工程１０６において出力されたｍＡ命令によって、制御装置２８は、Ｘ線源１４へ所望の変調された電流を供給する。
【００２５】
図６を詳細に参照すると、計算機３６は又、２０ミリ秒割り込みルーチンを実行することができ、この割り込みルーチンは、ガントリ・モータ制御装置３０（図１）を介してガントリ回転を制御する。この場合には、２０ミリ秒ごとに割り込み１２０が実行されて、ガントリ位置フィードバック信号１２２が（図３の入力５６を介して）計算機３６へ供給される。このフィードバック信号は、漸増式（インクリメンタル・）シャフト・エンコーダ（図面には示されていない）からの累積カウントであり、エンコーダは、スキャンとスキャンとの間に生起するレファランス動作中にエンコーダが最後にゼロにリセットされてからのガントリ回転を測定している。走査開始時には、ガントリ・フィードバック位置は、「走査開始時のガントリ位置」として記憶される。既知のガントリ周期と、１回転の間に実行される２０ミリ秒割り込みの回数とを用いれば、割り込みの回数を数えることにより、ガントリの１回転の完了が検知され得る。この事象が検知され（１２４）、事象が生じていれば、位置フィードバック信号は記憶されて（１２６）、２０ミリ秒割り込みカウンタはリセットされる（１２８）。後述するタスクを起動するために、位置照合フラグがセットされる（１３０）。このタスクは、前述のガントリ角度インデクスが、真のガントリ角度に近接して追随していることを保証するためのものである。ガントリの１回転の完了が生じていなければ（１２４）、割り込みカウンタがインクリメントされる（１３２）。次いで、新たなガントリ位置命令が処理ブロック１３４において算出され、出力５８を介してガントリ・モータ制御装置３０へ出力される（１３６）。当業界では周知のように、ガントリ位置命令は、ガントリ位置フィードバック信号と、オペレータによって選択された命令下にあるガントリ回転速度とを用いて決定されており、走査中のガントリ回転を一定の速度に維持している。位置命令の出力に続いて、動作は２０ミリ秒割り込み１２０へリターンする（１３８）。
【００２６】
上述のように、２０ミリ秒割り込みルーチンによってセットされた位置照合フラグは、適正なガントリ角度を指示しているか否かを照合するタスクを起動させる。例えば図７に示すように、参照番号１４０でこのタスクが開始すると、走査開始以後に完了した回転の数がインクリメントされる（１４２）。ガントリ回転を数える更新されたカウンタの値を用いて、仮定のガントリ角度が更新される（１４４）。仮定のガントリ角度は、以下の式を用いて算出される（１４４）。
【００２７】
現在のガントリ位置が、完了した回転について、仮定のガントリ位置と比較される（１４６）。現在のガントリ位置が、期待される値よりも１５°を超えて逸脱していれば、ガントリ角度補正値を算出して（１４８）、次回の２５ミリ秒割り込みのときのインデクス付けを補正するのに用いるように、補正値を２５ミリ秒割り込みハンドラに渡す。次いで、走査開始時のガントリ角度を現在のガントリ角度にリセットして（１５０）、走査開始以後に完了した回転の数をクリアする。現在のガントリ位置が１５°を超えて逸脱してはいないならば、２５ミリ秒割り込みハンドラにはいかなる補正値も渡されない。ガントリ角度補正値は、ガントリ角度インデクスをガントリ位置フィードバック信号と整列させるのに必要な０．２５°カウントの数であり、次回の２５ミリ秒割り込みが生じて新たなｍＡ命令を算出するときに影響を与える。
【００２８】
計算機３６、並びに図５、図６及び図７に示す各ルーチンのいくつかの動作上の側面に関する詳細は、１９９４年８月３日に出願された米国特許出願第０８／２８５，２５３号「ＣＴ走査中のＸ線管電流の変調」（"Modulation of X-Ray Tube Current During CT Scanning"） に記載されている。本特許は、本出願と共通の譲受人に譲渡されており、その全体としてここに参照されるべきものである。
【００２９】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、本発明の目的が達成されたことが明らかである。本発明を詳細にわたって記述すると共に説明したが、これらは説明及び例示のみのためのものであり、限定のためのものであると解釈してはならないことを明瞭に理解されたい。例えば、ここに記載したＣＴシステムは、Ｘ線源と検出器との両者がガントリと共に回転するような「第３世代」システムである。しかしながら、検出器が全環状の静止式検出器であって、Ｘ線源のみがガントリと共に回転するような「第４世代」システムを含めて他の多くのＣＴシステムが用いられ得る。更に、ＵＳＷ及びＨＷ以外の再構成アルゴリズムに関してｍＡ調節率を決定することもできる。同様に、最小の調節率は０．４４以外であってもよい。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲によってのみ限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴ作像システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック模式図である。
【図３】図２に示すＣＴシステムの部分を形成している計算機システムのブロック図である。
【図４】図１に示すシステムの１回転中の電流変調曲線のグラフである。
【図５】Ｘ線管電流を調節するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程の流れ図である。
【図６】ガントリ位置を照合するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程のもう１つの流れ図である。
【図７】Ｘ線管電流の調節に関連するあらゆる可能なガントリ角度誤差を補正するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程のもう１つの流れ図である。
【符号の説明】
１０ ＣＴシステム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器配列
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
２８ Ｘ線制御装置
３０ ガントリ・モータ制御装置
３２ データ収集システム（ＤＡＳ）
３４ 画像再構成装置
３６ 計算機
３８ 大容量記憶装置
４０ コンソール
４２ 陰極線管表示装置
４４ テーブル・モータ制御装置
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ ビュー角度インデクス
５２ 変調率基底テーブル
５４ 電流変調曲線
５６ 入力（ガントリ位置フィードバック）
５８ 出力（ガントリ位置命令）
６０ 入力（ｍＡ電流）
６２ 出力（ｍＡ変調命令）
【産業上の利用分野】
本発明は、一般的には計算機式断層写真法（ＣＴ）の作像に関し、更に具体的には、Ｘ線管電流を変調さすることによりモーション・アーティファクト（動きによるアーティファクト）を減少させることに関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの公知のＣＴシステムの構成では、Ｘ線源はファン（扇形の）ビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般的に「作像平面」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線ビームは、患者等の被作像物体を通過する。ビームは、物体によって減衰された後に、放射線検出器の配列に入射する。検出器配列において受け取られる減衰したビーム放射線の強度は、物体によるＸ線ビームの減衰量に依存している。配列内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるビームの減衰量の測定値である個別の電気信号を発生する。すべての検出器からの減衰測定値を個別に収集し、透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００３】
公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器配列は、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように、作像平面内で被作像物体の周りをガントリと共に回転する。１つのガントリ角度における検出器配列からの１群のＸ線減衰測定値、即ち、投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「スキャン」は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間に様々なガントリ角度で形成された１組のビューで構成されている。軸方向走査の場合には、投影データを処理して、物体から切り取られた２次元スライスに対応する画像を構成する。１組の投影データから画像を再構成する１つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影（filtered backprojection）法と呼ばれている。この方法は、あるスキャンからの減衰測定値を、「ＣＴ数」又は「Hounsfield単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いて、陰極線管表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御する。
【０００４】
多数のスライスを取得するのに要求される総走査時間を短縮するために、「螺旋」走査を実行することができる。「螺旋」走査を実行するためには、所定の数のスライスについてのデータが取得されている間に、患者を移動させる。このようなシステムは、１回のファン・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発生する。ファン・ビームによって精密に撮像された螺旋から投影データが取得され、この投影データから各々の所定のスライスの画像を再構成することができる。螺旋走査において取得されたデータから画像を再構成するのに利用可能な画像再構成アルゴリズムは、１９９５年５月９日に出願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許出願第０８／４３６，１７６号に記載されている。
【０００５】
いくつかの再構成処理工程は、画像内に雑音構造を発生することが知られている。例えば、ＣＴ投影データの蠕動式補正としても知られているアンダスキャン加重（underscan weighting、「ＵＳＷ」）は、患者の解剖学的構造が３６０°のＣＴ走査中に移動したときに生じるモーション・アーティファクトを減少させるのに用いられている。患者の動きによって、開始時の投影と終了時の投影との間に不連続性が生じ、この不連続性は典型的には、走査開始角度、即ちＸ線源と被検体との相対的な初期の角度位置の方向に低周波数のストリーク（（streak）縞）を発生させる。
【０００６】
ＵＳＷでは、３６０°のスキャンは、各々の走査されたスライスの独立画像を２つ再構成するのに十分な投影データを発生するので、このような独立画像が２つ発生される。具体的に述べると、小角度、例えば４５°にわたって、逆投影する前のデータは、連続的な３次関数を用いて漸減的に加重され、従って、不連続点における投影データによる画像への寄与はゼロとなる。冗長的データ、即ち対向するサンプルは、漸増的に加重され、従って、上述の不連続点に対向する投影データによる寄与は、加重２を割り当てられる。このようにしてＵＳＷは、不連続性を緩和すると共に、すべての角度からの逆投影加重の和を等しくするという再構成要件を維持している。
【０００７】
しかしながら、ＵＳＷは、スキャン開始角度の方向に配向した雑音パターンを発生させると共に患者を不必要な放射線で被曝させるという不適当な効果を有している。雑音が発生するのは、ＵＳＷ方向では唯一の投影（Ｎ個のフォトン）が効果的に逆投影される一方で、直交する方向では２つの投影（２Ｎ個のフォトン）が用いられるからである。従って、ＵＳＷ方向における投影雑音は、直交する方向における雑音よりも１．４１４倍大きくなる。この雑音パターンは、肝臓のような大きく均一な領域で特に目立ち、このような雑音によって、腫瘍患者において極めて重大な関心の持たれるこの器官での低コントラストな病変の診断が複雑化する。
【０００８】
又、螺旋走査用の再構成アルゴリズムでは、ビュー角度の関数として螺旋加重（ＨＷ）を用いる必要がある。ＨＷはＵＳＷに類似しており、螺旋画像の雑音に対するＨＷの影響は、ＵＳＷの場合と実質的に同一である。つまり、ＨＷの場合には、投影雑音は、最大のＨＷの方向で１．４１４倍大きくなる。
又、ＵＳＷ及びＨＷでは、投影のうちのいくつかは再構成に対して加重が殆どゼロの寄与しかしないのに、患者は、すべての投影について同一のＸ線量を被曝する。いくつかの投影は、実質的に全く寄与しないのに、患者は、加重が実質的にゼロのデータを収集するために一定のＸ線量を被曝する。
【０００９】
Ｘ線量は典型的には、Ｘ線管を流れるＸ線管電流（「ｍＡ」）によって制御されている。従来、この電流は、全走査の間に一定の線量を供給するような水準に固定されていた。しかしながら、最近では、患者の被曝線量を減少させるために、Ｘ線管電流は、投影角度の関数として、即ち、Ｘ線源とＸ線を照射される被検体との相対的な角度位置の関数として走査中に変化させられるようになってきた。このような一方法が、例えば米国特許第５，３７９，３３３号「ＣＴ走査中のＸ線管電流の変調による可変的な線量投与」（"Variable Dose Application By Modulation of X-Ray Tube Current During CT Scanning"）に記載されている。本特許は、本出願と共通の譲受人に譲渡されており、その全体としてここに参照されるべきものである。
【００１０】
走査角度の関数としてＸ線管電流を変化させる、即ち変調させると、患者の被曝線量を減少させることが容易になるが、このような変化は、ＵＳＷ及びＨＷで用いられている加重関数のような加重関数によって後に導入される可能性のあるアーティファクトを考慮に入れていない。言うまでもなく、モーション・アーティファクトを取り除くことに加えて、画像から他のアーティファクトを取り除くことが望ましい。
【００１１】
【本発明の概要】
これらの目的及びその他の目的は、以下のシステムで達成されることができる。即ち、このシステムは、一実施例では、Ｘ線管電流（ｍＡ）を変化させ、結果として得られるＸ線フォトン束は、全走査時間にわたって、逆投影されるフォトンの数をよりよく均等化する。具体的に述べると、一実施例では、Ｘ線管電流は、画像再構成中にビューに対して適用されるべき加重に従って、ビュー角度の関数として変化する、即ち変調される。
【００１２】
例えば、再構成においてＨＷ又はＵＳＷが利用される場合には、Ｘ線管電流は、走査中に変調される。変調は、加重関数によって操縦されて、再構成中に用いられるアンダスキャン加重に関する画像雑音をよりよく補正する。具体的に述べると、Ｘ線管電流は、以下の式に従って変調率（Ｆi ）に応じて変調される。
２・ｍｉｎ＜ｗi ≦２．０の場合には、Ｆi ＝ｗi ／２．０
他の場合には、Ｆi ＝ｍｉｎ
ここで、
Ｆi は、ビューに依存する正規化されたｍＡ調節率（アジャストメント・ファクタ）であり、
ｉは、ビュー角度インデクスであり、
ｗi は、例えばＵＳＷに適用される又は準拠する加重係数であって、ビューｉの中心レイ（線）についての加重係数であり、ここで、０＜ｗi ＜２．０であり、
ｍｉｎ＝０．４４は、所望される最小のｍＡ調節率である。
【００１３】
データに対して適用されるべき後続の加重に従ってＸ線管電流を変調させることにより、より等方的な雑音構造が形成され、これにより、画像の診断品質が向上する。加えて、究極的には画像再構成にさほど寄与するようには加重されない投影について、患者の被曝線量が減少する。
【００１４】
【実施例】
図１及び図２を参照すると、計算機式断層写真法（ＣＴ）作像システム１０は、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含んでいるものとして示されている。ガントリ１２は、Ｘ線源、即ちＸ線管１４を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側にある検出器配列１８に向かって投射する。検出器配列１８は、検出器素子２０によって形成されており、これらの検出器素子２０は一括で、患者２２を通過する投射されたＸ線を検知する。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強度を表す、従って患者２２を通過する間でのビームの減衰量を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するための１スキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着された構成部品は、回転中心２４の周りを回転する。
【００１５】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御されている。制御機構２６は、Ｘ線制御装置２８と、ガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。Ｘ線制御装置２８は、Ｘ線源１４に対して電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御装置３０は、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングし、後続処理のためにこのデータをディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、計算機３６への入力として印加され、計算機３６は、大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１６】
計算機３６は又、キーボード付きコンソール４０を介して、オペレータからの命令（コマンド）及び走査パラメータを受け取る。付設された陰極線管表示装置４２によって、オペレータは、再構成された画像、及び計算機３６からのその他のデータを観察することができる。オペレータが供給した命令及びパラメータを計算機３６で用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、計算機３６はテーブル・モータ制御装置４４を動作させ、テーブル・モータ制御装置４４は、モータ式テーブル４６を制御して、ガントリ１２内で患者２２を位置決めする。具体的には、テーブル４６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動させる。
【００１７】
本発明のＸ線管電流変調は、逆投影アルゴリズム及びフォワード・プロジェクション・アルゴリズム等の特定の画像再構成アルゴリズムに向けられたものではない。むしろ本発明のＸ線管電流変調は、走査中であっても、これらの諸再構成アルゴリズムと共に用いられ得る。更に、この電流変調アルゴリズムは、計算機３６内で実現されており、図２に示すように、Ｘ線管１４に所望の電流を供給するように例えばＸ線制御装置２８を制御していることを理解されたい。
【００１８】
本発明の一実施例によれば、図３に示すように、計算機３６にビュー角度インデクス（ｉ）・テーブル５０が記憶されている。各々のビュー角度インデクスは、変調率（アジャストメント・ファクタ）基底テーブル５２内に記憶されているｍＡ調節率Ｆi に対応している。代替的には、勿論、ｍＡ調節率（Ｆi ）は、計算機３６に記憶されている必要はない。むしろ計算機３６は、走査中に各々の新たな角度について「リアル・タイム（実時間）」でｍＡ調節率（Ｆi ）を決定してもよい。
【００１９】
計算機３６は、ガントリ・モータ制御装置３０（図１）に接続されており、入力５６を介して制御装置３０からガントリ位置フィードバックを受け取る。計算機３６は、出力５８を介して制御装置３０へガントリ位置命令を供給する。計算機３６は又、Ｘ線制御装置２８（図１）に接続されており、入力６０を介してＸ線管電流を表す信号を受け取ると共に、出力６２を介して制御装置２８へ変調命令を出力する。
【００２０】
１つの特定的な実施例として、再構成中に投影データに対してＵＳＷ又はＨＷが適用されるべきであり、各々のビュー（ｉ）に応じた加重がｗi であるならば、各々のビューに対するｍＡ調節率（Ｆi ）、即ち変調率は、
２・ｍｉｎ＜ｗi ≦２．０の場合には、Ｆi ＝ｗi ／２．０、
他の場合には、Ｆi ＝ｍｉｎ
であり、ここで、
Ｆi は、ビューに依存する正規化されたｍＡ調節率であり、
ｉは、ビュー角度インデクスであり、
ｗi は、例えばＵＳＷに準拠して適用される加重係数であって、ビューｉの中心レイについての加重係数であり、ここで、０＜ｗi ＜２．０であり、
ｍｉｎ＝０．４４は、所望される最小のｍＡ調節率である。
画像の中心領域が一般に最も重要なビューであるので、ビュー（ｉ）の中心レイに対する加重係数（ｗi ）が用いられている。
【００２１】
図４を参照すると、曲線５４は、変調率（Ｆi ）が、対応するＵＳＷ加重係数について、ガントリ角度に対してＸ線管電流を変調する方法を示している。変調率（Ｆi ）は、Ｘ線管電流を変調し、最小値（０．４４）から最大値（１．０）までの間の値を有している。例えば、所定のＸ線管電流が１００ｍＡであれば、変調されたＸ線管電流は、１００ｍＡから４４ｍＡまでの値を有している。
【００２２】
このような変調を遂行するために、計算機３６は、各々のビュー角度インデクス（ｉ）について、出力６２を介してｍＡ調節率（Ｆi ）命令を出力する。これに応じてＸ線管電流（ｍＡ）は、各々のスライス収集中に、例えばＵＳＷ又はＨＷによって再構成中にビューに対して適用されるべき加重に従って、ガントリ角度の関数として変調される。このようにして、ガントリの完全な１回転中に、Ｘ線管電流（ｍＡ）は、変調率（Ｆi ）を用いて変調される。
【００２３】
１つの特定的な動作の形態では、計算機３６は、図５に示す割り込みルーチンの指揮下でこれらの機能を実行する。割り込みルーチンは、各々の走査中に繰り返して実行される。更に具体的に述べると、割り込み１００は、２５ミリ秒ごとに実行される。各々の割り込み中に、前回の時間間隔中のガントリの移動量に従って、ガントリ角度インデクスが更新される（１０２）。次いで、更新されたガントリ角度インデクスを用いて、変調率基底テーブル５２から値を同定する、即ち読み込む（１０４）。テーブル５２からの値を用いて、出力６２を介してＸ線制御装置２８へｍＡコマンド１０６が出力される。この後、処理は、２５ミリ秒割り込み１００の実行へリターンする（１０８）。
【００２４】
変調されたｍＡは、以下の式を用いて決定されることができる。
ｍＡ＝Ｆi ×所定のｍＡ
ここで、ｍＡは、Ｘ線制御装置２８によってＸ線源１４（図１）へ供給される電流の大きさを表している。工程１０６において出力されたｍＡ命令によって、制御装置２８は、Ｘ線源１４へ所望の変調された電流を供給する。
【００２５】
図６を詳細に参照すると、計算機３６は又、２０ミリ秒割り込みルーチンを実行することができ、この割り込みルーチンは、ガントリ・モータ制御装置３０（図１）を介してガントリ回転を制御する。この場合には、２０ミリ秒ごとに割り込み１２０が実行されて、ガントリ位置フィードバック信号１２２が（図３の入力５６を介して）計算機３６へ供給される。このフィードバック信号は、漸増式（インクリメンタル・）シャフト・エンコーダ（図面には示されていない）からの累積カウントであり、エンコーダは、スキャンとスキャンとの間に生起するレファランス動作中にエンコーダが最後にゼロにリセットされてからのガントリ回転を測定している。走査開始時には、ガントリ・フィードバック位置は、「走査開始時のガントリ位置」として記憶される。既知のガントリ周期と、１回転の間に実行される２０ミリ秒割り込みの回数とを用いれば、割り込みの回数を数えることにより、ガントリの１回転の完了が検知され得る。この事象が検知され（１２４）、事象が生じていれば、位置フィードバック信号は記憶されて（１２６）、２０ミリ秒割り込みカウンタはリセットされる（１２８）。後述するタスクを起動するために、位置照合フラグがセットされる（１３０）。このタスクは、前述のガントリ角度インデクスが、真のガントリ角度に近接して追随していることを保証するためのものである。ガントリの１回転の完了が生じていなければ（１２４）、割り込みカウンタがインクリメントされる（１３２）。次いで、新たなガントリ位置命令が処理ブロック１３４において算出され、出力５８を介してガントリ・モータ制御装置３０へ出力される（１３６）。当業界では周知のように、ガントリ位置命令は、ガントリ位置フィードバック信号と、オペレータによって選択された命令下にあるガントリ回転速度とを用いて決定されており、走査中のガントリ回転を一定の速度に維持している。位置命令の出力に続いて、動作は２０ミリ秒割り込み１２０へリターンする（１３８）。
【００２６】
上述のように、２０ミリ秒割り込みルーチンによってセットされた位置照合フラグは、適正なガントリ角度を指示しているか否かを照合するタスクを起動させる。例えば図７に示すように、参照番号１４０でこのタスクが開始すると、走査開始以後に完了した回転の数がインクリメントされる（１４２）。ガントリ回転を数える更新されたカウンタの値を用いて、仮定のガントリ角度が更新される（１４４）。仮定のガントリ角度は、以下の式を用いて算出される（１４４）。
【００２７】
【００２８】
計算機３６、並びに図５、図６及び図７に示す各ルーチンのいくつかの動作上の側面に関する詳細は、１９９４年８月３日に出願された米国特許出願第０８／２８５，２５３号「ＣＴ走査中のＸ線管電流の変調」（"Modulation of X-Ray Tube Current During CT Scanning"） に記載されている。本特許は、本出願と共通の譲受人に譲渡されており、その全体としてここに参照されるべきものである。
【００２９】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、本発明の目的が達成されたことが明らかである。本発明を詳細にわたって記述すると共に説明したが、これらは説明及び例示のみのためのものであり、限定のためのものであると解釈してはならないことを明瞭に理解されたい。例えば、ここに記載したＣＴシステムは、Ｘ線源と検出器との両者がガントリと共に回転するような「第３世代」システムである。しかしながら、検出器が全環状の静止式検出器であって、Ｘ線源のみがガントリと共に回転するような「第４世代」システムを含めて他の多くのＣＴシステムが用いられ得る。更に、ＵＳＷ及びＨＷ以外の再構成アルゴリズムに関してｍＡ調節率を決定することもできる。同様に、最小の調節率は０．４４以外であってもよい。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲によってのみ限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴ作像システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック模式図である。
【図３】図２に示すＣＴシステムの部分を形成している計算機システムのブロック図である。
【図４】図１に示すシステムの１回転中の電流変調曲線のグラフである。
【図５】Ｘ線管電流を調節するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程の流れ図である。
【図６】ガントリ位置を照合するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程のもう１つの流れ図である。
【図７】Ｘ線管電流の調節に関連するあらゆる可能なガントリ角度誤差を補正するために、図３に示す計算機システムによって実行される一連の処理工程のもう１つの流れ図である。
【符号の説明】
１０ ＣＴシステム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器配列
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
２８ Ｘ線制御装置
３０ ガントリ・モータ制御装置
３２ データ収集システム（ＤＡＳ）
３４ 画像再構成装置
３６ 計算機
３８ 大容量記憶装置
４０ コンソール
４２ 陰極線管表示装置
４４ テーブル・モータ制御装置
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ ビュー角度インデクス
５２ 変調率基底テーブル
５４ 電流変調曲線
５６ 入力（ガントリ位置フィードバック）
５８ 出力（ガントリ位置命令）
６０ 入力（ｍＡ電流）
６２ 出力（ｍＡ変調命令）
Claims (8)
- Ｘ線源（１４）に供給されるＸ線管電流を変調させるシステム（１０）であって、前記Ｘ線源（１４）は、関心物体を走査するように構成されており、前記システム（１０）は、走査により収集された減衰データを用いて前記物体の画像を再構成し、該画像再構成処理は、前記データのうちの少なくともいくつかに対して加重を割り当てており、前記システム（１０）は、
ガントリ角度を決定し（１０２）、
決定された該ガントリ角度と、該ガントリ角度において収集されたデータに対して割り当てられるべき加重とに基づいてＸ線管電流の変調率を同定し（１０４）、
同定された該Ｘ線管電流の変調率を用いて前記Ｘ線管電流を変調させる（１０６）ように構成されている、Ｘ線源（１４）に供給されるＸ線管電流を変調させるシステム（１０）。 - 前記Ｘ線管電流を変調させる（１０６）ために、前記Ｘ線管電流は、前記Ｘ線管電流の変調率を乗じられ、その積は、システムのＸ線制御装置（２８）へ出力されている請求項１に記載のシステム（１０）。
- 正規化されたｍＡ変調率Ｆi は、
２・ｍｉｎ＜ｗi ≦２．０の場合には、Ｆi ＝ｗi ／２．０、
他の場合には、Ｆi ＝ｍｉｎ
であり、ここで、
Ｆi は、変調率であり、
ｉは、ビュー角度インデクスであり、
ｗi は、ビューｉの中心レイについての加重係数であり、ここで、０＜ｗi ＜２．０であり、
ｍｉｎは、最小の変調率である請求項２に記載のシステム（１０）。 - 前記最小の変調率は、０．４４である請求項３に記載のシステム（１０）。
- 前記システム（１０）は更に、メモリを有している計算機（３６）を含んでおり、該計算機（３６）は、該計算機のメモリ（３６）に前記ビュー角度インデクスを記憶するように構成されている請求項３に記載のシステム（１０）。
- 前記計算機（３６）は更に、該計算機のメモリに変調率を記憶するように構成されており、該変調率は、前記ビュー・インデクスに対応している請求項５に記載のシステム（１０）。
- 前記ガントリ角度において収集されたデータに割り当てられるべき加重は、アンダスキャン加重に従って割り当てられている請求項１に記載のシステム（１０）。
- 前記ガントリ角度において収集されたデータに割り当てられるべき加重は、螺旋加重に従って割り当てられている請求項１に記載のシステム（１０）。
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