JP4545144B2

JP4545144B2 - コンピュータ制御のトモグラフィック画像システム

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Publication number: JP4545144B2
Application number: JP2006506325A
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Inventors: ハラルトクーン，ミヒャエル
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Description

本発明は、一般にコンピュータ・トモグラフィック（ＣＴ）画像に係り、より詳細には、心臓の画像を生成することに係る。特には、本発明は、対象物の画像を生成するコンピュータ制御のトモグラフィック画像システム、対象物の画像を生成する方法、及び、コンピュータ制御のトモグラフィック画像システムで実行され得るコンピュータプロダクトに係る。

既知のＣＴシステムでは、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面内に位置するようコリメートされる扇型のビームを投影する。この平面は、通常、「画像平面」と称される。Ｘ線ビームは、患者等の対象物を通過する。対象物によって減衰された後、ビームの放射は、放射線検出器に衝突する。検出器によって検出された減衰されたビーム放射の強度は、対象物によるＸ線ビームの減衰に依存する。検出器は、複数の検出器構成要素を有する。各検出器構成要素は、検出器の位置で減衰されたビームの強度を測定する別個の電気信号を発生する。全検出器からの減衰測定は別個に得られ、透過プロファイルを作るようにされる。Ｘ線源は対象物の周囲を回転するガントリに取り付けられ、Ｘ線ビームが対象物に交差する角度は、常に変化する。１つのガントリ角度での検出器からのＸ線減衰測定（投影データ）の一群は、「観測（ｖｉｅｗ）」と称される。「プロファイル」と称されることもあり得る。対象の「走査」は、Ｘ線源及び検出器の１つの回転（少なくとも１８０度プラス扇角度）中に異なるガントリ角度でなされた一式の観測を有する。複数の観測を有する走査データは、対象から取られた２次元のスライスに対応する画像を再構成するよう更に処理される。近年、いくつかの平行な検出器アレイを有するスキャナが一般的になってきており、扇ビームは夫々のＸ−Ｙ平面に対して垂直な方向に拡張され、同時に２次元観測（プロファイル）を得ることができる。

走査データからの画像を再構成する一般的な方法は、フィルタ逆投影である。かかる再構成段階の後、適切な較正を含め、走査の画像データは、ディスプレイで明るい点として表示され得る「ハウンズフィールド単位（Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄｕｎｉｔ）」と称される整数に関連付けられる。

走査時間、即ち走査データを得るのに必要な時間を低減するよう、患者は、ガントリが対象物の周囲で回転する間、ガントリの中心に交差する水平方向軸に沿って移動される。対象物をガントリを通して動かす代わりに、ガントリを移動させ、対象物はその場に留めておくことも可能である。これらの動きは、放射源及び検出器が操作中に対象物の周囲を回転及び移動されるのに沿って、ヘリカル走査経路を作り出す。かかるシステムは、単一の扇ビームヘリカル走査から単一の螺旋を生成する。扇ビームによって位置付けられた螺旋は投影データをもたらし、投影データから各所定のスライスにおける画像が再構成され得る。ヘリカル再構成アルゴリズムは、例えば、C. Crawford及びK. King著、「Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation」、１９９０年１１月／１２月、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ／１７（６）（非特許文献１）に説明され、既知である。

心臓等の速く動く対象の画像を生成するよう、既知のシステムはガントリの速度を上昇させて動作されてきている。言い換えれば、心臓のＣＴでは、冠動脈等の動きを観察又は解明するのに可能な限り速く完全走査のデータを得るよう、最新のスキャナのガントリの回転は、ますます高められている。しかしながら現在、ガントリの速度は、放射線管及びガントリ上の他の装置へのG力が制限的な要因となるほどまでに上昇される。

あるいは、走査の時間的な解像度は、ガントリ上に２つの完全な管検出器組立体を取り付けることによって２倍になり得る。しかしながら、当業者には明らかな通り、かかる解決策は管検出器組立体のコストを２倍にし、ガントリの環境の機械的空間の不足を伴う。

米国特許第６，４２１，４１２Ｂ１号明細書（特許文献１）は、複式心臓ＣＴスキャナを開示し、２つの源‐検出器の組が、大きな動きのアーティファクトなく心臓全体の画像を生成するよう使用される。心臓のみを含む観測の限られた領域の投影データを集めることによって、検出器アレイの寸法は低減され、最低限化された動きのアーティファクト画像が、保護データに関して、Ｘ線源から投影されたビームの角度である扇角度をπに加えた範囲を収集することによって生成される。

既知のＣＴシステムでは、２つの源検出器の組の検出器アレイは、同一の寸法を有する。従って、夫々の放射線源によって放射された扇ビーム又は円錐ビームの寸法は同一であり、源から放射された電力もまた同一である。従って、かかる組立体によって走査される患者は、各放射線源によって同一の放射線電力にさらされる。
米国特許第６，４２１，４１２Ｂ１号明細書 C. Crawford及びK. King著、「Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation」、１９９０年１１月／１２月、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ／１７（６）

本発明は、対象物が受ける放射線を最低限化すると同時に、コスト、及び源検出器組立体が占める空間を最低限化することを目的とする。

本発明の典型的な実施例によれば、上述の目的は、第１の一組の源‐検出器を有する、対象物の画像を生成するコンピュータ制御のトモグラフィック画像システムで解決される。第１の源‐検出器の組は、第１の放射線源と、第１の数の検出器構成要素を有する第１の放射線検出器を有する。第１の放射線源は、第１の放射線検出器に向かって第１の放射線ビームを放射し、第１の放射線ビームが対象を横断し、第１の放射線検出器に衝突するようにさせる。更に、第２の源‐検出器の組が与えられる。第２の源‐検出器の組は、第２の放射線源と、第２の数の検出器構成要素を備えた第２の放射線検出器を有する。第２の放射線源は、第２の放射線検出器に向かって第２の放射線ビームを放射し、第２の放射線ビームが対象を横断し、第２の放射線検出器に衝突するようにさせる。前記第２の数は、前記第１の数より少ない。

有利には、本発明によれば、第２の放射線検出器は、第１の放射線検出器より少ない数の検出器構成要素を有する。これにより、源検出器組立体のコストは非常に低減され得、また、ガントリ上の周方向に占める空間がより小さい。加えて、第２の放射線源によって放射された放射線電力は、第２の検出器のより小さい寸法に適合され得、また、低減され得るため、対象物が受ける放射線は低減され得る。故に、本発明によれば、源検出器組立体のコストは低減され、患者の線量又は対象物が受ける放射線線量は、非常に低減され得る。

本発明の典型的な実施例によれば、第２の放射線検出器からの第２の読出しは、第１の放射線検出器からの第１の読出しからの測定より得られたデータで補完される。これらのデータは、第１の源‐検出器組立体から得られた投影データから得られた再構成された画像より生成される。かかる組立体に関しては画像は容易に再構成され得るため、「欠落した」検出器構成要素に対応して投影方向に沿って対象内での減衰にわたって線積分を計算することによって、第２の源‐検出器の配置に欠落している測定を算出することが可能である。かかる算出は、真のデータに対応する可能性がある。それは、夫々の放射線を通過する身体の部分は急速に動いておらず、動いている心臓を通る放射線に沿った減衰は、第２の検出器によって直接測定されるためである。これによって、第１及び第２の読出しは、同一の寸法を有する２つの検出器をシミュレートして、同一の寸法を有して生成され得る。読出しは、従来のＣＴシステムに与えられ得、C. Crawford及びK. King著、「Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation」、１９９０年１１月／１２月、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ／１７（６）等に従って画像を再構成するようにさせる。

本発明の典型的な実施例によれば、第２の読出しを補完するよう使用される第１の放射線検出器の検出器セルからの読出しが選択され、かかる検出器のセルは、第１の放射線検出器のうち、該第１の検出器が第２の放射線検出器を超える範囲にあるようにされる。これにより、有利には、２つの完全なデータ・セット、即ち２つの完全な第１及び第２の読出しが与えられ、更なる処理に使用され得る。これによって、最終の画像の動きのアーティファクトを最低限化すると同時に、高い画像品質が確保され得、本発明に従ったシステムは、既知のＣＴスキャナ画像再構成システムで容易に適合及び実施され得る。

請求項２に記載の本発明の他の典型的な実施例によれば、コンピュータ制御のトモグラフィック画像システムは、複式管心臓ＣＴシステムである。

請求項３に記載の本発明の他の典型的な実施例によれば、対象物の画像を生成する方法が与えられ、対象物は第１の源‐検出器の組を用いて走査される。第１の源‐検出器の組は、第１の放射線源及び第１の放射線検出器を有する。第１の放射線源は、第１の放射線検出器に向かって第１の放射線ビームを放射し、第１の放射線ビームが対象を横断し、第１の放射線検出器に衝突するようにさせる。更に、対象物は第２の源‐検出器を用いて操作され、第２の源‐検出器の組は、第２の放射線源及び第２の放射線検出器を有する。第２の放射線源は、第２の放射線検出器に向かって第２の放射線ビームを放射し、第２の放射線ビームが対象を横断し、第２の放射線検出器に衝突するようにさせる。第１の読出しは、第１の放射線検出器から読み込まれ、第２の読出しは、第２の放射線検出器から読み込まれる。画像は、第１及び第２の読出しから生成され、画像を生成する際は、第１の読出しからの第１の数の構成要素、及び第２の読出しからの第２の数の構成要素が使用される。第１の数の構成要素は、第１の放射線検出器の第１の検出器構成要素に対応し、第２の数の構成要素は、第２の放射線検出器の第２の検出器構成要素に対応する。第２の数は、第１の数より小さい。

有利には、本発明のかかる典型的な実施例による方法は、同一の寸法を有する２つの検出器を有する既知のＣＴシステムで実行され得る。しかしながら、本発明によれば、検出器セルの低減された数のみが、検出器の１つから読み出される。これによって、対応する源によって放射された放射線電力は低減され得、対象物又は受ける患者に対する放射線の線量は、低減され得る。

本発明に従った方法の更なる典型的及び有利な実施例は、請求項４に記載される。

請求項５は、コンピュータプログラムのコードが、コンピュータ化されたグラフィック画像システムで実行されるとき、本発明に従った方法を実行するようコンピュータプログラムのコードを有するコンピュータプログラムプロダクトの典型的な実施例を与える。

本発明の典型的な実施例の要旨として、心臓ＣＴ等に使用される複数の検出器のうち１つの検出器の検出器構成要素の寸法又は数は低減されることがわかり得る。従って、有利には、対象物又は受ける患者に対する放射線の線量が低減され得、源検出器組立体のコストもまた低減され得る。

本発明のこれらの及び他の面は、以下に説明される実施例を参照して明らかに且つ説明される。

本発明の典型的な実施例は、以下の図面を参照して以下に説明される。

図１は、本発明に従ったコンピュータ制御のトモグラフ画像システム２の典型的な実施例である。ＣＴシステム２は、ガントリ４を含めて図示される。ガントリ４は、２つの源‐検出器の組を与えられる。かかる２つの組は、即ち、第１の放射線源６及び第１の放射線検出器１０を有する第１の源‐検出器の組と、第２の放射線源８及び第２の放射線検出器１２を有する第２の源‐検出器の組である。源‐検出器の組は、ガントリ４上に配置され、第１の放射線源６及び第２の放射線源８は、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２のうちの夫々対応するいずれかの対向する側に、夫々配置されるようにする。第１の放射線源６及び第２の放射線源８から放射された放射線は、第１の放射線源６及び第２の放射線源８の夫々に与えられたフォーカル・スポット１４から夫々投影され、適切にコリメートされたあと、ガントリ開口１６を有する検査範囲を通過して、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２のうちいずれか対応するものまで延びる。

参照符号１８は、検査される患者２０を支えるテーブルを示す。検査中、テーブル１８上の患者はガントリ開口１６の中心を通る軸に沿って平行移動され、同時にガントリは患者２０の周囲で源‐検出器組立体を回転させ、患者に取り付けられた座標系においてヘリカル走査経路が達成されるようにする。

図２は、図１に図示されたシステムのブロック略図である。図２中、同一の参照符号は、同一又は図１の構成要素に対応して使用される。

第１の放射線源６のフォーカル・スポット１４からは、第１の放射線ビーム２６が放射され、ガントリ開口１６を介して投影するようにされ、ガントリ開口１６内に横たわる患者２０がＸ線ビーム２６内にいるようにされる。ガントリ開口６に関して第１の放射線源１６とは反対側に与えられる第１の放射線検出器１０は、第１の放射線ビーム２６の形状に対応する寸法を有する。第１の放射線ビーム２６は、第１のビーム平面２８に沿って延びる。一般に「扇ビーム平面」と称されるビーム平面２８は、フォーカル・スポット１４の中心線、及び第１の放射線源６の第１のＸ線ビーム２６の中心線を有する。第１の放射線検出器１０は、減衰された放射線を電気信号に転換するよう第１の数の検出器構成要素、又はセル３２を有する。

第２の放射線源８は、ガントリ４上に与えられ、ガントリ開口１６に関してガントリ４の反対側に配置された第２の検出器１２に向かってフォーカル・スポット１４から第２のＸ線ビーム２２を放射するようにされる。第２のＸ線ビーム２２は、第２のビーム平面３０に沿って第２の放射線源８から延びる。

第１のＸ線ビーム２２及び第２のＸ線ビーム２６の夫々は、コリメータ（図示せず）によってコリメートされ、一般に「画像平面」と称されるデカルト座標系のＸ−Ｙ平面内にあるようにされる。第１の放射線検出器１０と同様に、第２の放射線検出器１２は、複数の第２の検出器構成要素３４によって形成され、共に、ガントリ開口１６内の内科患者２０を通過する第２のＸ線ビーム２２の投影されたＸ線を感知する。望ましくは、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２は、夫々、検出器構成要素３２及び検出器構成要素３４によって形成される。また、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２の夫々は、単一スライス検出器又は複数スライス検出器であり得る。第１及び第２の検出器構成要素又はセル３２若しくは３４の夫々は、電気信号を作る。電気信号は、衝突するＸ線ビームの強度を表し、患者２０を通過するときにビームの積分減衰を表す。Ｘ線保護データを得る走査中、ガントリ４とその上に取り付けられた全ての構成部品は、回転の中心２４の周囲を回転し、患者２０はガントリ４が回転する平面に対する垂線に沿って平行移動される。

図１及び図２に見られ得る通り、第１及び第２の源検出器の組立体は、ガントリの周辺で、望ましくは９０°である角度を置いて移動される。

第１の放射線源６及び第２の放射線源８は、第１の放射線源６及び第２の放射線源８の走査を制御するＸ線コントローラ３８に接続される。特には、Ｘ線コントローラ３６は、電力及びタイミング信号を第１の放射線源６及び第２の放射線源８に与える。更に、ガントリ４の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ・コントローラ４０が与えられる。

参照符号４２は、データ収集システム（ＤＡＳ）を示す。ＤＡＳは、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２の第１の検出器構成要素３２及び第２の検出器構成要素３４からアナログ・データをサンプリングし、データを続く処理のためにデジタル信号へ変換する。

参照符号３６は、コンピュータ４８に接続されたテーブル・モータ・コントローラを示す。テーブル・モータ・コントローラは、モーター制御のテーブル１８を制御し、ガントリ４で患者２０の位置決めをし、走査中にガントリ開口１６を介した患者２０の平行移動を制御するようにされる。

コンピュータ４８は、テーブル・モータ・コントローラ３６、Ｘ線コントローラ３８、ガントリ・モータ・コントローラ４０、ＤＡＳ４２、補完ユニット４４、及び画像再構成器４６に接続される。更に、コンピュータ４４は、大容量記憶装置４０、オペレータがＣＴシステムの操作を制御し得るオペレータ・コンソール４２、及び最終画像がオペレータに対して表示され得るディスプレイ５４に接続される。

補完ユニット４４は、ＤＡＳ４２からのサンプリング及びデジタル化されたＸ線データを受け、第１の放射線検出器１０からの第１の読出しからの構成要素で第２の放射線検出器１２からの第２の読出しを補完する。特には、第１の放射線検出器１０の第１の表面積は、第３の表面積により、第２の放射線検出器１２の第２の表面積を上回り、補完ユニット４４は、第１の読出しから第１の完全なデータ・セットを生成し、第１及び第２の読出しから第２の完全なデータ・セットを生成する。そこで第２の完全なデータ・セットは、第３の表面積に対応する読出しを含む。言い換えると、補完ユニット４４は、第１の放射線検出器１０からの第１の検出器セル３２からの読出しで第２の放射線検出器１２の検出器セル４４からの第２の読出しを補完する。望ましくは、第２の放射線検出器１２からの第２の読出しを補完するよう使用される第１の読出しは、第１の放射線検出器１０の表面領域で、第２の放射線検出器１２の表面領域を超える部分にある第１の検出器セル３２から導出される。故に、補完ユニット４４は、２つの完全なデータ・セットを生成する。第１の完全なデータ・セットは、第１の放射線検出器１０の第１の検出器セル３２の読込みを有し、第２の完全なデータ・セットは、第２の放射線検出器１２の第２の検出器セル３４の読込みと、第１の放射線検出器１０の第１の検出器セル３２の読込みとを有する。これによって、第２の放射線検出器１２は、第１の放射線検出器１０と同一の量の検出器セル又は同一の面を有するというシミュレーションがなされる。完全な第１及び第２のデータ・セットは、画像再構成器４６に送信され、高速の画像再構成を行なう。第１及び第２の完全なデータ・セットは、同一の寸法又は同一の量の検出器セルを有する２つの放射線検出器が与えられたＣＴシステムのデータ・セットをシミュレートするため、高速の画像再構成が、従来技術で既知であるのと同一の方法で行なわれ得る。再構成された画像は、入力としてコンピュータ４８に適用され、画像は大容量記憶装置５０に格納される。

オペレータ・コンソール５２を介しオペレータが与えたコンピュータ４８へのコマンド入力は、コンピュータ４８によって使用され、制御信号及び情報を、テーブル・モータ・コントローラ３６、Ｘ線コントローラ３８、ガントリ・モータ・コントローラ４０、補完ユニット４４へのＤＡＳ４２、画像再構成器４６、大容量記憶装置５０、及びディスプレイ５４へと与えるようにされる。

続いて、図１及び図２中のＣＴシステムの操作の典型的な実施例が、本発明に従ったＣＴシステムの操作の方法の典型的な実施例のフローチャートを図示する図３を参照して説明される。

段階Ｓ１で開始後、対象物２０は、第１の源検出器の組６及び１０で走査され、第１の放射線検出器から第１の読出しを得るようにされる。第１の源検出器の組６及び１０での走査と同時に、対象物２０は、段階Ｓ３で第２の源検出器の組８及び１２を伴って走査され、第２の放射線検出器１２から第２の読出しを得るようにされる。かかる間に、コンピュータはテーブル・モータ・コントローラ３６及びテーブル１８を制御し、テーブルが、ガントリ４の回転平面に対する垂線である軸に沿って、患者２０を平行移動させるようにする。
また、コンピュータ４８は、Ｘ線コントローラ３８を制御し、第１の放射線源６及び第２の放射線源８が適度な放射線量を放出するようにする。更に、段階Ｓ２及びＳ３中、コンピュータ４８は、ヘリカル走査経路をもたらすよう回転の中心３０の周囲を回転するよう、ガントリ・モータ・コントローラ４０を制御する。

続く段階Ｓ４では、ＤＡＳ４２から補完ユニット４４に与えられたデータは、第１の読出しから第１の完全なデータ・セットを生成するよう使用される。言い換えれば、第１の完全なデータ・セットは、第１の検出器構成要素３２のサンプル値に対応する情報を有して生成される。第１の完全なデータ・セットは、画像再構成器４６に与えられ得る。続いて、方法は段階Ｓ５に続く。

段階Ｓ５では、補完ユニット４４は、第１及び第２の読出しから第２の完全なデータ・セットを生成する。既に上述した通り、第１の読出しは、走査中第１の検出器構成要素の読込みである。第２の読出しは、走査中の第２の放射線検出器１２の検出構成要素３４の読出し又は検出結果である。

段階Ｓ５では、補完ユニット４４は、第１の放射線検出器１０の表面のうち、該第１の放射線検出器の表面が第２の放射線検出器１２の表面を超えている第１の表面領域を決定する。この超えている表面領域は、第３の表面領域と称される。

続いて、補完ユニット４４は、第３の領域に対応する第１の読出しから派生した読出しを、第２の読出しに加え、第２の完全なデータ・セットを生成する。

段階Ｓ５の操作は、図４及び図５を参照して更に詳細に説明される。

図４は、第２の完全なデータ・セットを生成する第２の読出しの補完を更に説明する図である。図１及び図２中と同様、参照符号１２は、第２の検出器構成要素を示す。図４中の第２の検出器要素１２は、４つの検出器要素又はセル３４を有する。第２の放射線検出器１２に関する４つの検出器要素３４のサンプリング結果は、丸印で表される。

参照符号１０は、１６個の第１の検出器セル又は構成要素３２を有する第１の放射線検出器を示す。第１の検出器セル３２のサンプリング結果は、バツ印で表される。

第１の完全なデータ・セット５６を形成するよう、第１の検出器セル３２のサンプリング結果に対応する情報は、第１の完全なデータ・セット５６中のバツ印で表される通り使用される。

第２の完全なデータ・セット５８から判る通り、第２の放射線検出器１２の第２の検出器セル３４からのサンプリング結果は、第２の完全なデータ・セット５８の対応する範囲に関する夫々のデータを導き出すよう使用される。しかしながら、図４から判り得る通り、第１の検出器セル３２からのサンプリング結果が、第２の完全なデータ・セット５８を完成させるよう使用される。かかる２つのデータ・セット５６及び５８は画像再構成器４６に送信され、同一のサイズの２つの検出器を有するＣＴシステムがシミュレートされる。典型的な実施例によれば、テーブル１８の動きによって、第１の検出器セル３２からのデータは異なるｚ位置に対応するため、欠落したデータは、１：１で置換されるべきではない。故に、第２の検出器セル３４からの読出しを補完するよう、第１の検出器セル３２からの読出しから、対応するｚ位置を備えた欠落したデータを導き出すように、適切な修正方法が適用され得る。

しかしながら、本発明によれば、第２の放射線検出器１２は、非常により小さな面及び非常により小さな量の第２の検出器構成要素３４を有し、第２の放射線源８から放射される放射線電力は、大きく低減され得、患者２０が受けさせられる放射線線量が大きく低減され得るようにされる。更に、本発明によれば、源検出器組立体のコストは低く保たれ得、ガントリに占められる空間も少なくなる。

図５は、本発明の他の典型的な実施例を例示する。ここでは、線検出器が、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２として使用される。図５中、図１乃至図４中に使用されているのと同一の参照符号が、同一又は同類の構成部品を示すよう使用される。第１の放射線検出器１０からの第１の読出しは、第１の検出器セル３２の検出器セルｅ_１１からｅ_１１５までのサンプリング結果を有する。第２の読出しは、第２の検出器セル３４の検出器セルｅ_２６からｅ_２１０までのサンプリング結果を有する。第２の完全なデータ・セットを生成するよう、第１の検出器セル３２からの検出器セルｅ_１１からｅ_１５まで、及び、ｅ_１１１からｅ_１１５までのサンプリング結果が、第２の検出器セル３４の検出器セルｅ_２６からｅ_２１０までのサンプリング結果を補完するためのデータを導き出すのに使用される。

続いて、段階Ｓ５の後、方法は段階Ｓ６に続く。Ｓ６では、画像再構成器４６は、第１及び第２の完全なデータ・セットに基づき画像を生成する。続いて、段階Ｓ６から、方法は段階Ｓ７の終了へと続く。

破線で示されるボックス６０で示される通り、デーブル・モータ・コントローラ３６、Ｘ線コントローラ３８、ガントリ・モータ４０、ＤＡＳ４２、補完ユニット４４、画像再構成器４６、及びコンピュータ用に、個別の装置を与える代わりに、単一の演算ユニットが、個別の構成部品の操作を実行するよう与えられ得る。

図６は、本発明の典型的な実施例の一面を説明する簡略化された図である。図６の左手側には、従来技術で既知のガントリ６４を備えたＣＴシステムを図示する。かかる既知のシステムは、第１の放射線源６６及び第２の放射線源６８、並びに、第１の放射線検出器７０及び第２の放射線検出器７２を有する。図４の左手側から判る通り、放射線検出器７０及び７２は同一の寸法を有する。

本発明によれば、図６の右手側に示す通り、ガントリ４が与えられ、ガントリ４は、第１の放射線源６及び第２の放射線源８、並びに、第１の放射線検出器１０及び第２の放射線検出器１２を有する。図６の右手側から判り得る通り、第２の放射線検出器１２は、第１の放射線検出器１０より非常に小さい。従って、放射線検出器１２は、より廉価であり、それによってＣＴシステムの全体のコストを低減することができる。更に、放射線ビーム２２の角度によって判り得る通り、放射線ビーム２６，７４及び７６の角度と比較して、患者２０に与える放射線線量は、図６の左手側に図示するガントリ６４を備えたＣＴシステムと比較して非常に低減される。本発明によれば、線量の低減は、放射線ビーム２２の視準（コリメーション）によって達成され得る。更に、線量の低減に関して、フォーカル・ポイント（ＦｏｃａｌＰｏｉｎｔ）が実行され得る。

本発明の他の面によれば、患者２０の心臓の特定の相の画像を生成するよう、図１及び図２に図示するＣＴシステムは、ＥＣＧ信号にリンクされ得、心臓又は心臓の特定の相の低減された動きに関して、既知の期間中に投影データを収集するよう活用され得る。望ましくは、本発明は、線量を最低限化された複式管心臓ＣＴに適用され得る。

図６中に示す通り、第２の源‐検出器組立体は適合され、患者の心臓領域８０のみを照射するようにされる。上述の通り、夫々の（垂直ビームの配列の）投影は不完全である。しかしながら、患者は呼吸を止めるため、心臓でのみ動きが発生し、他の器官では動きは発生しない。これによって、欠落したデータは、後続の、又は先行する第１の源‐検出器配置６及び１０から得られるとすぐに、置き換えられ得る。投影における欠落したデータが上述の通り置き換えられると、完全なデータ・セットは再構成され、高い時間的解像度が、図６の左手側に図示する２つの同一の源‐検出器組立体と同様に保持される。

本発明に従ったＣＴ画像システムの典型的な実施例の絵画図である。図１に図示されたシステムのブロック略図である。図１及び図２のＣＴ画像システムによって実行された一連の段階について典型的な実施例を図示するフローチャートである。図３中の段階Ｓ５を更に説明する略図である。図３中の段階Ｓ５を更に説明する他の略図である。本発明の面を更に説明する本発明に従ったＣＴ画像システムの典型的な実施例の略図である。

Claims

対象物の画像を生成するコンピュータ制御のトモグラフィック画像システムであって、
前記システムは、
第１の源‐検出器の組と、第２の源‐検出器の組とを有し、
前記第１の源‐検出器の組は、第１の放射線源と、第１の数の検出器要素を有する第１の放射線検出器とを有し、前記第１の放射線源は、前記第１の放射線検出器に向かって第１の放射線ビームを放射し、前記第１の放射線ビームは、前記対象物を横断し、前記第１の放射線検出器上に衝突するようにされ、
前記第２の源‐検出器の組は、第２の放射線源と、第２の数の検出器要素を備えた第２の放射線検出器とを有し、前記第２の放射線源は、前記第２の放射線検出器に向かって第２の放射線ビームを放射し、前記第２の放射線ビームは、前記対象物を横断し、前記第２の放射線検出器上に衝突するようにされ、前記第２の数は、前記第１の数より小さく、
前記システムはさらに、
ガントリと、前記第１及び第２の放射線検出器に接続された補完ユニットとを有し、
前記第１及び第２の源‐検出器の組は前記ガントリのまわりで角度的に離間されており、
前記補完ユニットは、前記第１の放射線検出器からの第１の読出しと、前記第２の放射線検出器からの第２の読出しとを受け、前記補完ユニットは、前記第２の読出しを前記第１の読出しからの要素から導出された信号値で補完し、
前記第１の放射線検出器の第１の表面積は、前記第２の放射線検出器の第２の表面積を、第３の表面積だけ上回り、前記補完ユニットは、前記第１の読出しから第１の完全なデータ・セットを、前記第１及び第２の読出しから前記第３の表面積に対応する読出しを含む第２の完全なデータ・セットを生成し、
前記システムはさらに、
前記第１及び第２の完全なデータ・セットから画像表現を再構成する画像再構成器を有する、
コンピュータ制御のトモグラフィック画像システム。
当該コンピュータ制御のトモグラフィック画像システムは、複式管心臓ＣＴシステムである、請求項１記載のコンピュータ制御のトモグラフィック画像システム。
第１の放射線源及び第１の放射線検出器を有する第１の源‐検出器の組と、第２の放射線源及び第２の放射線検出器を有する第２の源‐検出器の組とを有するコンピュータ制御トモグラフィック画像システムの動作方法であって、前記方法は、
前記第１の放射線源によって前記第１の放射線検出器に向かって第１の放射線ビームを放射し、対象物を横断した前記第１の放射線ビームを前記第１の放射線検出器によって検出する段階と、
前記第２の放射線源によって前記第２の放射線検出器に向かって第２の放射線ビームを放射し、前記対象物を横断した前記第２の放射線ビームを前記第２の放射線検出器によって検出する段階と、
前記第１の放射線検出器から第１の読出しと、前記第２の放射線検出器から第２の読出しを読み込む段階と、
前記第１及び第２の読出しから前記画像を生成する段階であって、前記画像を生成するにあたり前記第１の読出しからの第１の数の要素及び前記第２の読出しからの第２の数の要素が使用され、前記第１の数の要素は、前記第１の放射線検出器の第１の検出器要素に対応し、前記第２の数の要素は、前記第２の放射線検出器の第２の検出器要素に対応し、前記第２の数は前記第１の数より小さく、前記第１及び第２の源‐検出器の組が、前記ガントリのまわりで角度的に離間されている、段階と、
前記第１の読出しから導出される要素で前記第２の読出しを補完する段階を有し、
前記第１の放射線検出器の第１の表面積は、前記第２の放射線検出器の第２の表面積を第３の表面積だけ上回り、
当該方法はさらに、
前記第１の読出しから第１の完全なデータ・セットを、前記第１及び第２の読出しから前記第３の表面積に対応する読出しを含む第２の完全なデータ・セットを生成する段階と、
前記第１及び第２の完全なデータ・セットから画像表現を再構成する段階とを有する、
方法。
前記コンピュータ制御トモグラフィック画像システムが複式管心臓ＣＴシステムである、請求項３記載の方法。
コンピュータ制御のトモグラフィック画像システム上で実行される際、諸段階を実行するコンピュータプログラム・コードを有する、コンピュータプログラムであって、前記諸段階は、
第１の源‐検出器の組を用いて対象物を走査する段階と、
第２の源‐検出器の組を用いて前記対象物を走査する段階と、
前記第１の放射線検出器から第１の読出しを、前記第２の放射線検出器から第２の読出しを読み込む段階と、
前記第１及び第２の読出しから前記画像を生成する段階と、
を含み、
前記第１の源‐検出器の組を用いて前記対象物を走査する段階では、前記第１の源‐検出器の組は、第１の放射線源及び第１の放射線検出器を有し、前記第１の放射線源は、前記第１の放射線検出器に向かって第１の放射線ビームを放射し、前記第１の放射線ビームは、前記対象物を横断し、前記第１の放射線検出器上に衝突するようにされ、
前記第２の源‐検出器の組を用いて前記対象物を走査する段階では、前記第２の源‐検出器の組は、第２の放射線源及び第２の放射線検出器を有し、前記第２の放射線源は、前記第２の放射線検出器に向かって第２の放射線ビームを放射し、前記第２の放射線ビームは、前記対象物を横断し、前記第２の放射線検出器上に衝突するようにされ、
前記第１及び第２の読出しから前記画像を生成する段階では、前記画像を生成するにあたり前記第１の読出しからの第１の数の要素及び前記第２の読出しからの第２の数の要素が使用され、前記第１の数の要素は、前記第１の放射線検出器の第１の検出器要素に対応し、前記第２の数の要素は、前記第２の放射線検出器の第２の検出器要素に対応し、前記第２の数は前記第１の数より小さく、前記第１及び第２の源‐検出器の組が、前記ガントリのまわりで角度的に離間されており、
前記諸段階はさらに、
前記第１の読出しから導出される要素で前記第２の読出しを補完する段階を有し、
前記第１の放射線検出器の第１の表面積は、前記第２の放射線検出器の第２の表面積を第３の表面積だけ上回り、
当該方法はさらに、
前記第１の読出しから第１の完全なデータ・セットを、前記第１及び第２の読出しから前記第３の表面積に対応する読出しを含む第２の完全なデータ・セットを生成する段階と、
前記第１及び第２の完全なデータ・セットから画像表現を再構成する段階とを含む、
コンピュータプログラム。