JP5349008B2 - コンピュータ断層撮影装置及び画像再構成方法 - Google Patents

Description

本発明は、コンピュータ断層撮影(ＣＴ)に関し、詳細にはヘリカルコーンビームＣＴの重み付けに関する。

医用ＣＴメーカーが作成するスキャナの検出器列の数が増えてきているため、大きいコーン角を処理することができる実際的な再構成アルゴリズムの必要性が高まっている。最近になって、１−ＰＩおよび３−ＰＩ再構成に適したシフト不変ＦＢＰタイプ(Ｋａｔｓｅｖｉｃｈアルゴリズム)の正確なヘリカルコーンビームアルゴリズムが提案された。その後で、医用ＣＴスキャナにおいてＫａｔｓｅｖｉｃｈアルゴリズムを実施する実際的な方法が研究されてきた。一般に、厳密なヘリカルアルゴリズムは、螺旋Ｐ１間隔内、即ち等価にはＮ−ＰＩウィンドウ［１０−１１］内のデータだけを使用する。ここで、Ｎ＝１，３，．．．，は、再構成に使用される螺旋半回転数である。しかしながら、実際的な視点から、Ｎ−ＰＩウィンドウ重み付けは、以下の特性を有する。

１)Ｎ−ＰＩウィンドウの外側にある測定データは使用されず、即ち、患者への照射が増加される。
２)Ｎ−ＰＩウィンドウ内のすべてのデータは同じ重みで使用され、これはノイズ低減に有益であり、そのため、アルゴリズムが患者の動きの影響を受けやすく、実データが不完全になる。
３)Ｎ−ＰＩ再構成は、ヘリカルピッチの選択を制限する。例えば、０．７５〜０．８５の範囲のピッチは、データのごく一部分しか利用されないため、３−ＰＩウィンドウで使用するには速すぎ、１−ＰＩウィンドウで使用するには最適でない。

一方、２次元扇形ビーム冗長重み付けには以下の利点がある。

１)ヘリカルピッチに対する調整が容易。

２)０から１にスムースに移行するため、アルゴリズムが患者の動きおよび実データの不完全さに対して安定する。

本発明の目的は、ヘリカルコーンビームスキャンにおいて、患者への照射を低減し、患者の動きの影響に対する耐性を向上し、ヘリカルピッチの選択肢を拡大することにある。

本発明のある局面は、Ｘ線源と、前記Ｘ線源から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器を介してデータを収集するデータ収集装置と、次の式で与えられる重み関数を使用して前記データを処理する処理装置とを具備し、

ここで、βは、前記Ｘ線の投影角であり、γは、前記Ｘ線のファン角であり、ｖは、前記Ｘ線源の回転軸線に平行な検出器座標であるコンピュータ断層撮影装置を提供する。

図１は、本発明の実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置を示す。ガントリ１によって構成された投影データ測定システムは、略コーン形状のＸ線束のコーンビーム（検出器列方向（コーン角方向）に広がりをもつＸ線ビーム）を生成するＸ線源３と、２次元アレイされた複数の検出器要素から成る２次元アレイ型Ｘ線検出器５とを含む。２次元アレイ型Ｘ線検出器５は、複数の要素がファン角方向に沿って一次元に配列された複数の列が検出器列方向（コーン角方向）に沿って配列されてなる。Ｘ線源３と２次元アレイ型Ｘ線検出器５は、被検体の周囲で回転できるように回転式リング２に取り付けられており、被検体は、ベッド６の摺動シート上に乗っている。２次元アレイ型Ｘ線検出器５は、回転式リング２に取り付けられている。各検出器要素が１つのチャネルと対応する。Ｘ線源３からのＸ線は、Ｘ線フィルタ４を介して被検体に導かれる。被検体を透過したＸ線は、２次元アレイ型Ｘ線検出器５によって電気信号として検出される。

Ｘ線コントローラ８は、高電圧発生器７にトリガ信号を供給する。高電圧発生器７は、トリガ信号を受け取ったタイミングでＸ線源３に高電圧を印加する。これにより、Ｘ線源３からＸ線が放射される。ガントリ／ベッドコントローラ９は、ガントリ１の回転式リング２の回転とベッド６の摺動シートの摺動とを同期的に制御する。システムコントローラ１０は、システム全体の制御センターを構成し、Ｘ線コントローラ８とガントリ／ベッドコントローラ９を制御し、Ｘ線は、Ｘ線源３から一定の角度間隔で連続的または断続的に放射される。

なお、チャンネル方向とは、Ｘ線管及び検出器の回転軸を中心とした円弧方向をいい、検出器列方向は回転軸に平行な方向をいう。

２次元アレイ型Ｘ線検出器５の出力信号は、各チャネルごとにデータ収集装置１１によって増幅され、デジタル信号に変換されて、投影データが作成される。データ収集装置１１から出力される投影データは、処理装置１２に供給される。処理装置１２は、投影データを使って様々な処理を実行する。装置１２は、データのサンプリングとシフティング(後でより詳細に説明する)、フィルタリング、逆投影、再構成、ならびに投影データに対する他の所望の操作を実行する。装置１２は、各ボクセル内のＸ線吸収を反映する逆投影データを決定する。第１の実施形態としてＸ線コーンビームを使用する環状走査システムでは、撮像領域(有効視野)は、回転軸を中心とする半径Ｒの円筒形である。装置１２は、この撮像領域内に複数のボクセル(３次元画素)を定義し、各ボクセルの逆投影データを見つける。この逆投影データを使用することによってコンパイルされた３次元画像データまたは断層撮影画像データは、表示装置１４に送られ、そこで、３次元画像または断層撮影画像として視覚的に表示される。

図２に、本実施形態による装置と方法を説明するシステム配置を示す。この装置とシステムは、コーンビームシステムを対象としたものである。Ｘ線は、あるコーン角とファン角で放射され、ある走査視野で対象物を通過する。Ｘ線源は、螺旋軌道をたどる。光線は、２次元検出器によって検出される。

各検出器要素ｋ(ｋ＝１，．．．，ＮｘＭ)からなる２次元検出器について説明することができる。ここで、Ｎは検出器の列数、Ｍは１つの検出器列当たりの要素の数である。

対象物または患者で減衰したＸ線光子ビーム(光線)の検出器要素ｋにおける強度は、次の式によって与えられる。

ここで、μ(ｘ)は、再構成される減衰関数であり、Ｉ^k ₀は、μ(x)によって減衰する前(Ｘ線管によって生成されＸ線(くさび、ボウタイ)フィルタを通った後)の強度であり、∫μ(ｘ)ｄｘは、線ｌにわたるμ(x)の線積分である。数学的には、μ(ｘ)は、１組の線積分が複数の線lに対応する場合に再構成することができる。従って、測定された強度データは、最初に、次の線積分に変換される。

Ｘ線断層撮影再構成は、データ収集、データ処理およびデータ再構成の３つの主なステップから成る。データ収集では、Ｘ線強度データは、各検出器要素で、それぞれ事前に定義され角度ビュー位置で収集される。これは、ガントリ１の回転部分内で行われる。検出器５は、入射Ｘ線束を測定し、それを電気信号に変換する。主な検出器のタイプには、エネルギー(電荷)積分と光子計数の２つのタイプがある。電気信号は、ガントリ１の回転部分からスリップリング２を介して固定部分に送られる。この段階で、データは圧縮されてもよい。

データ処理において、データは、式(２)に従って、Ｘ線強度測定値から線積分に対応する信号に変換される。また、散乱やＸ線ビームハードニング等の望ましくない物理的現象の影響を減少させ、各検出器要素の不均一な応答関数を補償し、ノイズを減少させるために、様々な補正ステップが適用される。

アルゴリズムにより、データ再構成は、以下の処理ステップのすべてまたはいくつかを含む。

−コサイン(ファン角、コーン角)重み付け(ｘｃｏｓまたは１／ｃｏｓでよい)。

−データ微分。これは、ファン角、コーン角、投影角、Ｘ線源軌道座標、垂直検出器座標、水平検出器座標またはこれらの任意の組み合わせに対して実行することができる。

−データ冗長重み付け。データに重み関数Ｗを掛ける。重み関数Ｗは、ファン角、コーン角、投影角、Ｘ線源軌道座標、垂直検出器座標、水平検出器座標、またはこれらの任意の組み合わせの関数でよい。

−コンボルーション(フィルタリング)。このステップは、コンボルーションカーネルを利用する。アルゴリズムによって、ランプベースカーネル(Ｈ(ｗ)＝|ｗ|)を使用するものと、ヒルベルト(Hilbert)ベースカーネル(ｈ(ｔ)＝１／ｔ，ｈ(ｔ)＝１／ｓｉｎ(ｔ)、Ｈ(ｗ)＝ｉ ｓｉｇｎ(ｗ))を使用するものがある。カーネルは、扇形ビーム形状に調整されてもよく、倍率変更されてもよく、変調されてもよく、アポダイズされてもよく、修正されてもよく、これらが任意に組み合わされてもよい。フィルタリングは、非水平方向に沿って適用されてもよく、その場合、フィルタリング方向へのデータ再サンプリングと、場合によっては元の検出器グリッドへの逆再サンプリングが必要である。

−逆投影。このステップでは、データが画像ドメイン内で逆投影される。通常、逆投影データは、距離的因子によって重み付けされる。距離的因子は、Ｘ線源位置から再構成画素までの距離Ｌに反比例する。距離的因子は、１／Ｌまたは１／Ｌ²に比例してもよい。また、画素ごとに追加のデータ冗長重み付けを適用してもよい。また、通常、逆投影ステップは、データ補間かデータ補外のいずれかによって、再構成画素を通る光線に対応するデータ値を取得するステップを含む。このプロセスは、多くの様々な方法で行うことができる。

上記のステップが適用される順序は、特定の再構成アルゴリズムに依存する。

本実施形態では、処理装置は、スムースコーンビーム重み付け(smooth cone beam weighting)と呼ばれるデータ冗長重み付け(data redundancy weighting)を以下の方法で実行する。ここで、βは投影角（回中心に対するＸ線焦点の回転角度）、γはファン角、ｖは回転軸と平行な検出器座標、αは、ｖ＝Ｒｔａｎαの場合のコーン角、ｇ(β，γ，ｖ)は螺旋Ｘ線源軌道λ(β)＝(Ｒｃｏｓβ，Ｒｓｉｎβ，βＨ／２Ｂ)に沿ったコーンビームデータである(Ｒは半径、Ｈはピッチ)。検出器の物理サイズによって、検出器座標は−ｖ_max＜ｖ＜ｖ_maxと−γ_max＜γ＜γ_maxに制限される。像平面Ｐを再構成する際、通常は水平面が再構成され、従ってＰは、式ｚ＝ｚ₀によって与えられる。βの値は、走査レンジ［β_star，β_end］内であり、これはＰに依存する。

各データサンプル(ｖｉｅｗ，ｃｈ，ｓｅｇ)および対応する光線(β，γ，ｖ)について、以下のステップが実行される。

再構成平面Ｐと光線(β，γ，ｖ)の交差によって得られる対応する画像ピクセルｘを探す。

すべての測定された相補的光線(β_n，γ_n，ｖ_n)を見つける。ここで、ｎ＝−Ｎ...Ｎ，ｘを通る。相補的座標は、次の式によって与えられる。

ここで、Δｚ_n＝Δβ_nＨ／２π、Δβ_n＝β_S−β_nであり、β_Sは、画像スライス位置(ｚ₀＝β_SＨ／２π)に対応する視野角であり、Ｈはヘリカルピッチであり、Ｌ＝Δ_zＲ／ｖとＬ^c＝２Ｒｃｏｓγ−Ｌである。光線位置に応じてデータｇ(β，γ，ｖ)を重み付けし、すべての相補的光線の重み付けした寄与によって正規化する。

コーンビーム重み関数は、次の式によって与えられる。

総和において指数ｎ＝０が直接光線に対応し、即ちβ₀＝βとｖ₀＝ｖであることに注意されたい。

図３に、関数ｕ_FB(β)(扇形ビーム)およびｕ_CB(ｖ，γ)(コーンビーム)の例を示す。関数ｕ_FB(β)およびｕ_CB(ｖ，γ)は、補助的重み関数と呼ばれる。ここで、Δβは、スムージング間隔と呼ばれる。これは、一定数のビュー、一定の角度範囲(例えば、１０°)、または角度走査長の割合(β_end−β_start)として示すことができる。これは、小さくて０％、大きくて５０％でよい。

関数ｕ_FB(β)は、次の式で与えられる。

ここで、関数ｐ()は、様々な方法で選択することができる。いくつかの例を以下に示す。

一次式：ｐ(ｘ)＝ｘ
多項式：ｐ(ｘ)３ｘ²−２ｘ³
三角法：ｐ(ｘ)＝(１／２)(１−ｃｏｓ(πｘ))またはｐ(ｘ)＝ｓｉｎ²(πｘ／２)
一般に、関数ｐ()は、ｐ(０)＝０，ｐ(１)＝１を満たす任意の関数であり、ｐは、０から１に単調増加する。

関数ｕ_CB(ｖ，γ)は、様々な方法で実施することができる。例えば、この関数は、次の式で示すことができる。

ここで、Δｖは、スムージング間隔（smoothing interval）と呼ばれる。これは、一定長(例えば、３．２ｍｍ、または３．２セグメント)、または検出器高さ２ｖ_maxの割合として示すことができる。これは、小さくて０％、大きくて５０％でよい。関数ｐ()は、前述のように選択することができる。

別バージョンｕ_CB(ｖ，γ)は、次の式で示すことができる。

ここで、ｖ₊(γ)とｖ_-(γ)は、ｎ−ＰＩウィンドウの境界であり、次の式によって示される。

ｎは、ヘリカルピッチに応じて１か３である。ここで、δｖ₊(γ)とδｖ_-(γ)は、スムージング間隔と呼ばれる。これらは、一定長(例えば、３．２ｍｍまたは３．２セグメント)または検出器高さ２ｖ_maxの割合として示すことができる。これは、小さくて０％、大きくて５０％でよい。またこれは、次の式に比例することができる。

ここで、Ｃは比例定数である(０＜＝Ｃ＜＝１)。

関数ｐ()は、追加条件：ｐ(０．５)＝０．５を満たさなければならない場合を除き、前述のように選択することができる。

図４から図７に、本実施形態により作成された画像を示す。図４は、３２０×０．５の検出器と１３６ｍｍ／ｒｅｖのヘリカルピッチを使用して得られた椎間板ファントムの従来の画像を示す。図５に示した画像は、同じ条件下で得られたが、本実施形態により処理されたものである。図５は、より高品質のものである。

同様に、図６は、胸部ファントムの従来画像であり、図７は、本実施形態を使用して得られた画像である。この場合も、図７は、より高品質のものであり、多くのアーティファクトの出現が減少している。

提案した方法の１つの考えられる修正は、図８に示したように、フィルタリングが非水平フィルタリング方向に沿って適用されることである。

本実施形態は、ソフトウェアで実施されてもよくハードウェアで実施されてもよい。詳細には、前述の処理装置の動作は、マイクロプロセッサまたはコンピュータ上で実行されるソフトウェアプログラムとして実行することができる。ソフトウェアは、コンピュータ可読媒体上に記憶されシステムにロードされてもよい。

以上の教示に鑑みて本発明の多数の他の修正および変形が可能である。従って、添付の特許請求の範囲内で、本発明は、本明細書に具体的に記載した方法以外の方法で実施されてもよいことを理解されたい。

本発明の実施形態による構成図である。 本実施形態において、走査幾何学形状の図である。 本実施形態において、扇形ビームとコーンビームの重み関数を示す図である。 本実施形態において、椎間板ファントムの従来画像である。 本実施形態において、本発明による椎間板ファントムの画像である。 本実施形態において、胸部ファントムの従来画像である。 本実施形態において、胸部ファントムの画像である。 従来のフィルタリングと本実施形態によるフィルタリングの図である。

符号の説明

１…ガントリ、２…回転式リング、３…Ｘ線源、５…Ｘ線検出器、７…発生器、８…Ｘ線コントローラ、９…ガントリ／ベッドコントローラ、１０…システムコントローラ、１１…データ収集装置、１２…処理装置、１４…表示装置。

Claims (8)

1. Ｘ線源と、
   前記Ｘ線源から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器を介して投影データを収集するデータ収集装置と、
   前記投影データに重み付け処理を行なう手段と、
   前記重み付けされた投影データを用いて画像を再構成する再構成処理手段とを具備し、
   前記重み付け処理は、次の式で与えられる重み関数を使用して前記投影データを処理し
   

   

   ここで、βは、前記Ｘ線の投影角であり、γは、前記Ｘ線のファン角であり、ｖは、前記Ｘ線源の回転軸線に平行な検出器座標であり、 前記ｕCB(v,γ)は次式で与えられる
   

   

   ここで、ｖ₊(γ，ｎ)とｖ(γ，ｎ)は、次の式によって示され、ｎは、ヘリカルピッチに応じて１か３であり、
   

   

   ｐ()は、ｐ(０)＝０，ｐ(０．５)＝０．５，ｐ(１)＝１を満たす任意の関数であり、ｐは、０から１まで単調増加する、
   ることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
2. 前記ｕFB(β)は、次式で与えられる
   

   

   ｐ()は、ｐ(０)＝０，ｐ(１)＝１を満たす任意の関数であり、ｐは、０から１まで単調増加する、請求項１に記載の装置。
3. 前記処理装置は、検出器列に沿ってフィルタリングを適用するフィルタリングサブユニットを有する請求項１に記載の装置。
4. 前記処理装置は、検出器列に沿った方向以外の方向にフィルタリングを適用するフィルタリングサブユニットを有する請求項１に記載の装置。
5. コンピュータ断層撮影装置により収集された被検体に関するデータを、次の式を使用して重み付けする段階と、
   

   

   ここで、βは、前記Ｘ線の投影角であり、γは、前記Ｘ線のファン角であり、ｖは、前記Ｘ線源の回転軸線に平行な検出器座標であり、
   前記ｕCB(v,γ)は次式で与えられる
   

   

   ここで、ｖ₊(γ)とｖ(γ)は境界であり、ｐ()は、ｐ(０)＝０，ｐ(０．５)＝０．５，ｐ(１)＝１を満たす任意の関数であり、ｐは、０から１まで単調増加する、コンピュータ断層撮影の画像再構成方法。
6. 前記ｕFB(β)は、次式で与えられる
   

   

   ここで、ｐ()は、ｐ(０)＝０，ｐ(１)＝１を満たす任意の関数であり、ｐは、０から１まで単調増加する、請求項５に記載の方法。
7. 前記処理は、検出器列に沿ってフィルタリングする段階を含む、請求項５に記載の方法。
8. 前記処理は、検出器列に沿った方向以外の方向にフィルタリングする段階を含む、請求項５に記載の方法。

Images