JPH06205771A - 高速掃引を用いた四次元螺旋状体積撮像方法及び装置 - Google Patents
高速掃引を用いた四次元螺旋状体積撮像方法及び装置Info
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Abstract
表現が得られると共に、対象体積内の造影剤の移動の四
次元画像も得られる、四次元螺旋状体積撮像方法及び装
置を提供する。 【構成】 検査領域(1)内の対象が軸方向に移動し、
それと共にx−線源(12)がその廻りを回転する。対
象体積周囲の螺旋状経路に対応する像がサンプルされ、
補間され(6)、そして三次元画像表現(56)に再生
される(54)。このプロセスを複数回繰り返して、時
間的に変位した間隔で同一体積の複数の三次元画像表現
を発生する。この複数の画像表現を時間的に補間(11
0)し、一連の画像表現を発生する。これらの各々は同
じ時間または時間間隔を表わす。即ち、4つの次元すべ
てにおいて線型な四次元画像表現が得られる。好ましく
は、造影剤を対象に注入して、データが対象体積内の造
影剤の移動を表わすようにする。造影剤の対象体積の基
準画像表現(16)を、四次元画像表現から減算して、
対象体積内の造影剤の移動の四次元画像(128)を発
生する。
Description
関し、特に、CTスキャナを用いた螺旋状体積撮像(s
piral volume imaging)において
特に用途を見出すものであるので、それに特定して記載
することとする。しかしながら、本発明は、別のタイプ
の体積撮像、単一スライス多重画像、連続回転x線源画
像、同期心撮像(gated imaging)に関し
ても、用途を見出すものであることは、認められるべき
であろう。
支持するテーブルが一定の線速度で移動するにつれて、
x線源即ちx線管が連続的に回転する。このようにして
収集されたデータは、患者全体に及ぶ一定ピッチの螺旋
状経路を、効果的に表わすことができる。従来、こうし
たデータは、患者の長手方向軸を横切る、一連の平行面
として、より具体的には三次元矩形マトリックス状メモ
リセルとして、記憶され処理されていた。例えば、スレ
イヴィン(Slavin)の米国特許第3432657
号を見られたい。
高原子番号造影剤である、造影剤を患者に注入すること
が好都合である。撮像される領域が心臓からどれくらい
離れているかに応じて、造影剤は、約30−90分の期
間にわたって、対象領域においてその最大濃度レベルを
保持する。CT走査技術は、造影剤がその最大濃度レベ
ルに近い間に、対象領域の画像を発生するために開発さ
れたものである。例えば、超高速CT、即ち電子ビーム
走査は、かなり大きな体積に対応するために用いられて
きた。サム ディー.レーン(Sam D. Lan
e)の「高圧注入CT造影は血管空間を不明瞭にする」
(診断用撮像、1988年11月)を見られたい。しか
しながら、この技術はある時間期間にわたって、かなり
大きな体積全体に濃淡の変化を表わすことはできない。
レーンでは、同一領域の濃淡の変化をある時間にわたっ
て示すには、ソファをある位置に固定しなければならな
い。このように、レーンの技術には、造影剤の投与量が
増大すること、及び1本の観測用軸に関するスライスの
みに測定が限定されること等の不都合がある。
特許第4789292号で論じられている。これは、ソ
ファの前後の移動を利用して走査される体のサンプリン
グをより完全に行なうようにするものである。しかし、
ニシムラは時間次元における概念には対処していない。
更に、データ収集の際の前後の移動が原因で、サンプリ
ングが時間的に非均一となってしまう。これは、特に体
の端部付近の対象領域において顕著である。
に呼吸を止めさせた状態で行なわれていた。カレンダら
(Kalender et al)の「息を止めさせた
患者に対する螺旋状体積CT、連続移動、及び連続スキ
ャナ回転」(放射線学、第176巻、第181−183
頁、1990年)及び、「螺旋状CT走査の物理的性能
特性」(Med.Phys.第18巻、第5号、199
1年9/10月)を見られたい。これらの技術の欠点の
1つは、螺旋状補間に線形補間器を用いていることであ
り、このためCTスライスの解像度の先鋭度が落ちてし
まう。他の欠点は、1回息を止めさせることによって1
組の測定データしか得られないことである。
矩形マトリクスに適合させるには、一連の平行面を、螺
旋状収集データ全体に定義し、螺旋の1回転につき1つ
の平面、例えば回転の0°毎に、割り当てる。データ収
集期間中は、患者周囲で予め選択された角度だけ増分さ
せながら、一連の像または扇状領域のデータを収集す
る。潜在的に、慣習にしたがえば、0°即ち12時にお
いて、1面当り1つの像とすれば、平均化や重み付けを
することなく、面内に像を首尾よく収めることができ
る。当該面の残りの各像については、その面の前の回転
からのものと、その面の次の回転からのものの、対応す
る像、即ち扇状データの対がある。これらの像は、当該
面からのそれらの相対距離に応じて平均または重み付け
される。このようにして、重み付けされた像の全組を作
成して、従来の360°CT再生アルゴリズムを実行す
る。1986年12月に発行された、モリの米国特許第
4630202号を見られたい。
点の1つは、ソースファン(source fan)再
生を用いる第4世代のスキャナではエラーを生じること
である。x−線源と検出器のアークが共にスライス周囲
を回転する、第3世代のスキャナでは、各データファン
即ち像は、人為的に定義された横断スライスに平行な面
において瞬時に収集された。第4世代のスキャナでは、
患者の周囲に複数の固定検出器の平行なリングがある。
ソースファン再生では、各検出器は、監視され、時間を
変位した間隔でサンプルされ、線源が検査領域の背後を
回転する際に、像即ち扇状データが発生される。患者は
最初と最後の像即ちデータファンのデータサンプルの間
に、長手方向に移動するので、像が螺旋状経路に沿って
歪むか、あるいは傾いてしまう。線形補間体系では、像
が人為的に定義された面に平行であることを仮定してい
るので、エラーを発生してしまう。線形補間技術に伴う
別の問題は、x−線回転速度の変動、患者を移動させる
速度、及びx−線管の出力の変動に、特に敏感なことで
ある。
像技術を提供するものである。
なる体積領域に造影剤がある状態で、複数の螺旋体積走
査が、ある持続期間中繰り返し行なわれる。
して、対象領域に造影剤がある間に、複数回の螺旋状走
査を実行する。螺旋状走査の間に、患者とCTスキャナ
を、螺旋状走査を行なう間よりも速い速度で、螺旋経路
の先端に再度配置させる。このようにして、時間的に一
貫性を保持するために、各螺旋状走査が同一方向で行な
われる。
時間データを得ることによって、体積画像データが構成
される。このデータは、時間的に補間されて、複数の時
間データ集合を発生する。これらデータの各々は、実質
的に単一時間期間での体積を表わすものである。
矩形の三次元格子内に、空間的に補間され、そして時間
的に補間されて、均一に時間を変位した間隔で、複数の
三次元格子を発生する。
行なう前に、複数の体積走査の各々からのデータ集合を
整合する。
間的に変位させた体積の各々における1つ以上の特徴点
を識別し、空間座標をシフトして、各体積内の特徴点が
一致するようにする。
定をある時間にわたって行えるようにすることである。
空間的に、そして高速掃引(retrace)および同
一方向の螺旋状走査により時間的に、の双方において、
対象となる体積の高解像度維持することである。
erfusion)測定ができることである。
定を多数回行なえることである。
適実施例の記載を読み、理解した時、当業者には明白と
なろう。
−線管のような、検査領域即ち走査サークル14全体に
放射線のファンビーム(fan beam)を投影する
ための放射線源12を備えている。x−線管は、回転可
能なガントリ(gantry)16上に取り付けられて
おり、放射線のファンビームを検査領域周囲で回転させ
る。コリメータ及びシャッタ手段18は、放射線ビーム
を1つ以上の狭い平面ビームにコリメートし、選択的に
ビームをオン及びオフする。ビームのオン及びオフは、
x−線管において電子的に行なってもよい。モータ20
が、ガントリ16を連続的に検査領域周囲で回転させる
ための動力を与える。回転位置エンコーダ22が、モー
タ及びガントリと接続されており、ガントリの回転位置
を計測する。図示の第4世代CTスキャナでは、放射線
検出器24のリングが、検査領域周囲に取り付けられて
いる。機械的及び数学的に説明しやすいように、検出器
24は、x−線管と同一平面において、回転ガントリの
周囲に固定的に取り付けられているものとする。
域14の背後を回転する際、弓状の複数の検出器が、短
い時間を増加しながら、同時にサンプルされ、像即ちフ
ァンデータ集合を発生する。角度2αにわたる検出器フ
ァンを発生するためには、放射線源が検査領域14の1
辺に接する位置28aにある時に、角度位置θにある例
示的検出器26を先ずサンプルし、検査領域の他辺に接
する検出器からの線上の点28bに放射線源が到達する
まで、監視する。ソースファンの形状について、検出器
2a及び2bの間にある検出器の各々が同時にサンプル
されて、ソースファン像即ちデータセットを発生する。
収集されたソースファンデータ集合は、検査領域周囲の
その頂点の角度一Φによって、識別することができる。
線源と検出器の1つとの間のデータの各光線は、角度β
によって記載される。ソースファンの各光線も、共通軸
に対するその角度γによって識別される。線源は検査領
域の中心から半径Sの所に配置され、一方検出器のリン
グ24は、検査領域の中心から半径Dの所に配置され
る。本発明を同等に応用可能な第3世代のスキャナで
は、検出器28aと28bとの間の単一の円弧状検出器
が、ガントリ16上に線源と共に回転可能に取り付けら
れている。第3世代のソースファン形状は、数学的には
同一に記述される。
30が、横臥用位置に、対象特に人間の患者を、支持す
る。モータ32のような手段が、寝台の患者支持表面
を、検査領域を通過するように、選択可能な速度で前進
させる。エンコーダ34が、モータ32、可動式患者支
持部30、及びそれらの間にある駆動機構に接続されて
おり、患者支持表面が患者を走査サークル14を通過さ
せる際の、患者の実際の位置を監視するようになってい
る。
査の各々について、検査領域周囲の各角度位置に対応す
る、像即ちデータセットをサンプルする。像プロセッサ
42は、各螺旋状走査による螺旋状のサンプルされた像
を、ある限られた時間範囲にわたってサンプルされた平
行面に対応する、複数の画像表現に変換する。像プロセ
ッサは、像メモリ44を備えており、この中に像データ
が記憶されており、走査数、(または時間)、回転番
号、像角度、及び像内の放射線角度の組合せによってア
ドレス可能になっている。像プロセッサ42は、更にフ
ィルタ即ち補間手段を備えており、螺旋状像メモリ44
内の各螺旋状走査によるデータを補間して、平行なスラ
イスデータを生成する。補間手段46は、フィルタ機能
メモリ48によって供給されるフィルタまたは補間関数
を用いて、対応する像角度の複数の像に対して処理を行
なう。
走査全体における像角度の各々に、例えば、検査領域周
囲で規則的に360°増加するごとに得た像の角度に、
関連付ける。個々の像角度の各々に対応する複数の像
を、補間手段に転送してフィルタ処理を行ない、補間像
を得る。各補間像は、1回の螺旋状走査の各補間スライ
スに対応する補間像が発生されるまで、補間像メモリ手
段52に記憶されている。その後、画像再生手段54
が、従来のフィルタ処理後のバックプロジェクション
(backprojection)または他の再生アル
ゴリズムを用いて、複数のスライスの各々を再生し、各
螺旋状走査から結果として得られたスライスを、三次元
体積データメモリ56に記憶する。各螺旋状走査に対し
て、体積データメモリ手段は、複数のスライスの各々に
対応する矩形画素アレイを記憶する。このスライスは、
各スライスにおける画素の解像度に対応する距離だけ離
間されている。このように、体積データメモリ手段に記
憶されている各データ集合は、螺旋状走査の1回に対応
する矩形データ体積として、概念化することができる。
段48は、複数のフィルタまたは補間関数を記憶してい
る。図4は、修正した線形重み関数62を、従来技術の
線形重み付け64と比較するものである。修正線形重み
関数は、|R|>1.5に対して、W(φ)=0であ
り、平均幅は1.1であり、φ=R・360°と表わさ
れる。W(φ)およびその一次導関数は、丸め近似(r
ounding adjacent)R=0及びR=±
1で表わされるように、両方とも連続である。回転イン
デックスRは、統合的回転(integral rot
ation)インデックスmと部分的回転rとの合計で
ある。更に、重み関数は、1の重み付けを行なう。即
ち、
で、次のようになる。
関数66を、従来の線形補間64と比較してある。三次
補間では、
の一次導関数は、ここでも連続であり、数1及び数2の
条件も有効である。類似的に、曲線68の三次重み付け
を用いることもでき、その場合、
ーブ(lobe)螺旋状重み関数70と比較したもので
あり、ここで、
り、数1及び数2の条件は満足されている。
来の線形重み付けは、z−軸に沿って比較的限定された
周波数応答72を有している。これに対して7ローブ螺
旋状重み関数70は、x方向により明確な周波数応答を
有している。7ローブ螺旋状重み付け74の周波数応答
は、比較的平坦で、比較的急に低下しており、これまで
線形重み付け関数に必要とされた平滑化を不要とするこ
とができることに注意されたい。
向位置Rはデジタル的に測定したものではないことに注
意すべきである。即ち、検出器が偶数の整数値R=±
1、±2、等と、0°で、そして90°で交差するとす
ると、R位置は、−0.75、+0.25、+1.25
等となる。
4は、ウオルターズ(Walters)に1981年1
1月に発行された、米国特許第4293912号に示さ
れているアルゴリズムのような、180°にファン角度
を加えた範囲の像を基にした再生アルゴリズムを用い
る。データにおいて、上述の形状の補間関数を用いて、
180°冗長を最も効果的に利用するために、 フィル
タメモリ48からの補間フィルタを、180°を基に再
定義する。具体的には、線形重み付け64によって、画
像表現が平面的ではなく、歪む結果となる。
技術を用いるための好適な技法は、像の角度と像内の個
々の光線各々の角度の双方を基にした重み関数を用い
る。曲線集合80は、像またはファンの中心またはゼロ
光線のために、修正線形関数62を備えている。曲線8
2は、ファンの一端における光線のためにシフトされ
た、修正重み関数を示すものであり、一方曲線84は、
そのファンの他端における光線のためにシフトされた、
修正重み関数を示すものである。端部及び中央の光線の
間の各光線に対して、重み関数を図示した差の一部だけ
シフトしてある。各重み付け曲線及びその一次導関数は
未だに連続であるが、以下に示す数6及び数7の条件を
満足する。互に180°対向する光線に対する重み関数
の和は、1に等しい。
β)の形状に組織された投影データに対して、長手方向
補間を行なう。
た条件を満足し、φ=0〜360°である。
180は、もはや1の重みを有するものではなく、代りに
180°の範囲の平均の重みを有する。このデータは、
φ=0〜360°に対するD180(φ、β)の標準畳み
込み(convolution)バックプロジェクショ
ンを用いて、再生することができる。検出器のファンV
D(θ+n・360°、α)として組織された投影デー
タに対して、長手方向補間は、以下のものを発生する。
ンフォーマットから検出器ファンフォーマットに、Ws
(φ+n・360°、α)を再写像することによって得
られる。再び、このデータは、φ=0〜360°に対す
るD180(φ、β)の標準畳み込みバックプロジェクシ
ョンを用いて、再生することができる。
c)重み関数に対する重み関数W180(γ、β)は、図
9に示すように、光線に依存させることができる。具体
的には、立体重み関数66を、中央の光線に用いる。一
方の端部における光線に対して、曲線86によって示さ
れているように、重み関数を歪ませ、一方ファンの他方
の端部における光線に対しては、88に示すように重み
曲線を歪ませる。図示の実施例では、曲線86及び88
の端部の光線は、β=±23°に対するものである。
対象とする領域における造影剤の濃度は、心臓からの当
該対象領域の距離、注入速度等に応じて、時間と共に変
化する。図10は、肝臓に適した造影剤濃度対時間を表
わすグラフであり、図11は冠動脈に適した造影剤濃度
対時間を表わすグラフである。四次元画像のためには、
造影剤の濃度をピーク近くにしたままで、上述の撮像プ
ロセスを複数回繰り返す。加えて、三次元体積データ集
合が、造影剤の基本線を与えるために、ピークの前後で
収集される。
て、制御手段90は、モータ20及び22を制御し、x
−線源が約1秒/回転で回転し(曲線92)、患者用テ
ーブルが約15ミリ/秒で動くようにする(曲線9
4)。これによって、軸方向に15センチ幅の体積を、
10秒間で走査完了することが可能となる。制御手段9
0は、次に寝台制御モータ32を反転させ、寝台が回転
してその開始位置に約2秒後に戻るようにする(9
8)。また、制御手段90は、x−線管をオフにする
か、或いはシャッタ18を閉成して、この帰還期間中患
者に照射しないようにする。このプロセスを以後繰り返
して、約12秒毎に、即ち5セット/分で、体積画像デ
ータの全集合を発生する。
き時に、制御手段90に通知するものである。造影剤濃
度手段100は、患者内の実際の造影剤濃度を監視する
ことができる。好ましくは、造影剤の導入からそのピー
ク濃度に近付くまでの時間は、医学的によくわかってい
るので、この造影剤濃度手段は、単に、造影剤の導入
と、公知の時間パラメータに到達するまでの適切な時間
期間を指示すればよい。
持される。しかしながら、各螺旋状走査の開始時の加速
及び終了時の減速は、補間中でも容易に操作することが
できる。更に、摩滅、電力の変動等によって、走査が進
むにつれて速度の変動が起きることもある。
して関数102を得、±20%の正弦波速度変化を加え
る。具体的には、次の式で表わされる。
である。これは平面再生の要件は満足するものである
が、図14は、曲線102の空間解像度が理想的な線形
重み関数応答72には一致していないことを示してい
る。しかしながら、重み関数W(φ)の値を、W(P
(φ))に再写像すれば、一定の空間応答を保持するこ
とができる。この重みは次のように調整される。
間応答106は、図14の空間応答と実質的に同一とな
る。このように、補間関数を利用して、線源及び患者の
相対的な動きの速度における変動を、補正することがで
きる。
る際に、三次元状に再生された画像表現が、三次元画像
メモリ56から四次元画像メモリ110に転送される。
ここで4番目の次元は時間である。整合手段112が、
各三次元体積画像を以前の体積画像と、空間的に整合す
る。パターン認識手段114が各三次元画像表現を1つ
以上の特徴点または構造について試験し、これら特徴点
または構造の空間位置を、四次元メモリ110内の同一
特徴点の位置と比較する。この特徴点は、患者の表面上
にx−線不透明整合部材を配し、各体積画像表現におけ
る座標位置を、先の体積画像表現におけるそれの位置と
比較することによって、定義することができる。オフセ
ット手段116が、各画像表現に適当な空間的オフセッ
トを加え、新たに獲得した画像表現の特徴点を、既に収
集した体積画像表現の対応する特徴点と整合させるよう
にする。任意に、手段116は3D画像表現の縮尺を調
整して、既に獲得したデータに、より正確に一致させる
こともできる。また、認識手段114は、各画像を特徴
的解剖学パターンについて試験し、そしてこの特徴的解
剖学パターンの位置を、四次元メモリ手段110内の既
に獲得した体積画像表現内の同一解剖学パターンと比較
する、パターン認識手段を含んでいてもよい。
ある時間、先の例では10秒を要する。このため、各三
次元画像表現内のデータが、時間的に不均整となる。よ
り具体的には、上述の実施例において、当該体積の第1
端部におけるデータの約10秒後に第2端部のデータが
続く。次の体積の第1端部におけるデータは、約2秒後
に以前のデータ集合の第2端部におけるデータに続き、
最後のデータ集合の開始点におけるデータは、約12秒
後に来る。時間的補間手段120が、四次元データを時
間方向に補間して、時間間隔が等しいデータ集合を生成
する。時間及び空間的に均一な四次元データが、四次元
均一画像メモリ手段122に記憶されることになる。
することも有益なことが多い。このためには、減算手段
124が三次元を基にした、またはゼロ造影剤三次元画
像を、均一体積画像メモリ手段122内の時間的に均一
な三次元体積画像の各々から、減算する。より具体的に
は、造影剤を導入する前に、制御手段90が三次元画面
を取り、三次元基準画像メモリ手段に記憶させる。選択
的に、造影剤が対象領域から出て行った後に、制御手段
が他の画像を取り込むこともできる。これら前後の三次
元画像表現を平均化して基本画像を形成し、基本体積画
像メモリ手段に記憶することができる。一旦、減算手段
124が基本体積画像を、時間的に変位した体積画像の
各々から減算すると、残るのは、時間の関数としての造
影剤の四次元立面画像であり、この造影剤画像は、四次
元造影剤画像メモリ手段128に記憶される。
れる体積内の造影剤の量は、曲線と共に変化する。適当
な部分では、濃度画像を調整して、造影剤投与量におけ
るこの時間的な変動を考慮することができる。このため
に、濃度画像調整手段130が、所望のように四次元造
影画像を調整し、造影剤投与の時間的な変動を考慮す
る。造影画像濃度曲線は、実際に造影剤の濃度を測定す
ることによって、または先に得てある情報を用いて、造
影剤検出手段100によって、供給することができる。
更に、造影剤曲線も、造影剤画像128から得ることが
できる。
ル134によって制御され、四次元画像データから二次
元画像を選択し、表示のために用いる。この処理手段
は、種々の角度及び種々の時刻における体積全体の平面
スライス、時間的な進展を示す同一スライスの一連の画
像、区分または切り欠き図等、種々の二次元画像表現を
選択することができる。更に、処理手段132は、メモ
リ126からの基準画像のデータを、造影画像128と
重ね合わせることができる。例えば、造影剤に影響され
ない周辺組織を見て、放射線専門医が空間的な配向を行
なう際の補助にすることが、好都合なことがしばしばあ
る。背景組織を白黒で表示し、一方造影画像を他の単一
色またはカラー表示で、その上に重ね合わせることがで
きる。映像処理手段136選択された二次元画像表現を
適切なフォーマットに変換し、ビデオモニタ138上に
表示する。選択的に、他の画像処理手段、画像メモリ記
憶及び保存(archiving)手段等を設けること
もできる。
診断上の重要性を持っている。肝臓及び冠動脈のための
理想的な造影剤濃度曲線を、図10及び図11に示す。
しかしながら、造影剤は血液によって運ばれるので、比
較的長い時間造影剤が特定の画素に到達しないことは、
循環系または他の物質代謝の問題を示しているのであ
る。選択的に、手段140が時間を変位した三次元画像
の各々の対応するボクセル(voxel)を検査し、造
影剤濃度をプロットし、それを理想的なものと比較す
る。この情報から、当該体積の各ボクセルが適当な速度
でその濃度を受けているかを示す、三次元表現を発生
し、もし受けていなければ、どれくらい遅れているかを
示す三次元表現を発生する。通常1色または斜線で表示
し、予想される速度で造影剤を徐々に受けている領域
を、徐々に濃くなる複数の色または斜線模様で表示する
ことにより、貴重な診断情報を伝えることができる。各
ボクセルに対する個々の造影剤濃度対時間曲線は、個々
に表示することができる。
ることもできる。図17を参照して、制御手段90は、
再びガントリを1秒/回転で回転させる(92)。本実
施例では、しかしながら、患者は7.5cm/秒で軸方
向に移動し(94’)、テーブルは約1.5秒後にその
7.5cmを追跡する(98’)。再び、寝台の速度は
5秒間の螺旋状走査時間の間実質的に一定となる(9
6’)。本実施例では、図12の実施例の半分の大きさ
の体積が、6.5秒毎に走査され、1分あたり8回の全
域走査を可能にしている。
/回転で回転する(92)。しかしながら、より高い解
像度のために、テーブルは、約5秒間2.5cmしか移
動しない(94’’)。これによって、テーブルは停止
し、1秒後に元の位置に戻り、約6秒間走査される。こ
のようにして、本実施例では、1分あたり10回の螺旋
状走査を行うことができる。
秒間に15cm走査し(9)、その間患者は呼吸を続け
ている。吐出(exhale)及び吸入(inhal
e)のために約8秒の期間150が患者に与えられ、次
の呼吸を維持するために準備する。この呼吸時間の間、
テーブルはその初期開始位置に戻される(152)。こ
のように、約18秒毎、すなわち64秒に約4回、走査
が行われる。
有し、これが射出された放射線のダイナミックレンジ
を、配向角度によって変化させる。同期制御手段90
は、更に、x−線管20のための電源160も制御す
る。この電源は、一般的に、x−線管の各角度位置に対
して、患者を通過させる平均減衰経路に比例して、x−
線管電流または電圧を調整するものである。このように
して照射を変化させて、再生体積の量子ノイズ統計(q
uantum noise statistics)を
より均一にすることができる。
例的ではなく変化すると、走査は螺旋状でなくなる。し
かしながら、(先に示したように)、それでも適切な再
生体積を得ることができる。より減衰が大きい投影につ
いては、ガントリの回転またはテーブルの移動を遅くし
て、より高い量子ノイズを補償するようにする。同様
に、x−線管電圧、漉過(filtration)、ま
たはx−線管電流が変化しても、螺旋状走査は行うこと
はできる。具体的には、電圧漉過及び/または電流を、
減衰がより大きい投影のために増加させる。これらのパ
ラメータの同期は、以前の推定を元に前もって決めてお
くことができ、或は同じ体積の以前の投影または走査か
ら得た推定値から決定することもできる。
投影に対して、360°に及ぶグループに集合させるこ
とができる。他の実施例では、x−線管のエネルギレベ
ル(kV)は、2つのレベル間で変動、すなわち交互に
変化する。図20の162に示すように、先に決めた高
及び低の間でkVを連続的に変化させることによって、
2つの重み関数(16、166)を、それぞれの投影
(projections)に印加し、180度を基に
した投影を2組生成することができる。これらの組は双
方とも、同一撮像面に対応するものである。各組におけ
る各光線の平均kV値は、高いkVレベルまたは低いk
Vレベルのいずれかに対応する。高kVから低kVへ、
そしてまた高kVに戻る各サイクルに対して、正確に1
回半の回転が必要である。x−線電流168は、サイク
ルに逆らって変化して、高低kV投影の双方におけるノ
イズを維持しつつ、全露出を最少に抑える。曲線16
は、高kV重み関数を示すものであり、Whi(R・18
0、β)=Whi(γ、β)である。
加された重み関数は、高低kV部分をシフトする。すな
わち、重み関数曲線16は、高kVまたは電圧投影光線
用の好適な重み関数を示し、一方重み関数曲線166
は、低エネルギ光線と共に用いられる重み関数を示すも
のである。これらの光線の投影は、2つの別個の組また
はグループの、180度を基にした投影に再結合され
る。図示の実施例では、ビーム幅は螺旋(helix)
の約3リングに対応し、再生される画像即ちスライス
は、螺旋の約1.5リング毎に得られる。
端部に対する重み値の変動が、高kVの180度を基に
した投影の組に対して示されている。より具体的には、
重み関数曲線16を、ファンの一端の光線における曲線
16aと、そのファンの他端の光線における曲線16b
との間でシフトさせる。類似したシフトを、低kV投影
組用の重み関数166についても行う。
検出器を長手方向に互に隣接して配置する。長手方向に
2つの検出器を配置することによって、各検出器から見
た放射線の幅を、その検出器において選択的に調整する
ことが可能となる。同様に、3個以上の検出器を長手方
向に整合するように配置することもできる。こうする
と、3つのインターリーブされた螺旋に沿って、データ
を同時に収集することが可能になる。一実施例では、3
つの螺旋のデータは、同一体積をより高いサンプリング
密度で表わすことができる。これは、上述のデュアルモ
ードにおいて、特に有利である。これとは別に、患者の
テーブルの速度を三倍にし、3組の検出器が、同一サン
プリング密度のデータを3倍高速に収集することもでき
る。
のリング状の検出器28a、28b、28cから成るこ
とが好ましい。コリメータ170a、170bが、中央
の検出器リングに衝突するビームの幅を選択的に調整す
る。外側のコリメータ172a、172bは、外部検出
器リング28a、28bに衝突するx−線ビームの幅を
調整する。このようにして、同時に3つの螺旋に対応す
るデータを収集するように、3本のx−線ビームを発生
する。また、マルチスポットx−線管を用いてx−線ビ
ームの厚みを増加させ、複数のビームがより平行になる
ようにすることもできる。
がら記載した。明らかに、先の詳細な説明を読み、理解
すれば、他の者にも変更や改造が思い浮かぶであろう。
したがって、そのような変更や改造も、本発明の特許請
求の範囲またはその同等物に該当する限り、本発明はそ
れらも含むもとのして解釈するものとする。
置で、更に種々のステップ及びステップの構成によっ
て、形成することができる。添付図面は好適実施例を例
示するためのみのものであり、本発明を限定するものと
して解釈すべきではない。
の、重み関数を示すグラフ。
の、重み関数を示すグラフ。
の、重み関数を示すグラフ。
の、重み関数を示すグラフ。
る、補間または重み付け関数を示すグラフ。
る、補間または重み付け関数を示すグラフ。
ラフ。
グラフ。
を走査完了するための、螺旋状回転角、コーチ位置、及
びコーチ速度を示すグラフ。
補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示す
グラフ。
補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示す
グラフ。
補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示す
グラフ。
補正を行なうための重み付け関数の変動の、補正を示す
グラフ。
包囲する際のグラフ。
積についてのグラフ。
めの時間を与えることを示すグラフ。
用の対応する重み関数を示すグラフ。
用の対応する重み関数を示すグラフ。
用の対応する重み関数を示すグラフ。
ことを可能にする、区分化検出器配列を示す図。
Claims (19)
- 【請求項1】コンピュータ化した断層撮像方法であっ
て、(a)放射線源と対象とを互いに相対的に移動させ
て、前記対象を全体的に螺旋状経路に沿って照射するス
テップ、(b)複数の投影画像データを含み、各像が前
記対象の廻りの角度位置及び螺旋に沿った角度位置によ
って示される、螺旋データ集合を収集するステップ、
(c)前記ステップ(a)及び(b)を、ある時間にわ
たって繰返し、時間的に変位した複数の螺旋データ集合
を生成するステップ、(d)対応する像を空間的に補間
し、空間的に補間した像を、複数の時間的に変位した三
次元画像表現に再生するステップ、から成ることを特徴
とする方法。 - 【請求項2】請求項1記載の方法であって、更に、前記
三次元画像表現の各々のデータ全てが共通時間に対応す
るように、時間的に補間するステップを含むことを特徴
とする方法。 - 【請求項3】請求項3記載の方法であって、更に、前記
時間的補間ステップの前に、前記再生された三次元画像
表現の各々を整合するステップを含むことを特徴とする
方法。 - 【請求項4】請求項2記載の方法であって、更に、三次
元基準画像表現を発生し、前記ステップ(a)の前に造
影剤を前記対象に注入し、これによって、前記複数の画
像表現が、等しく変位した時間間隔で、前記対象の共通
体積を表現するようにしたことを特徴とする方法。 - 【請求項5】請求項4記載の方法であって、更に、前記
複数の時間的に変位した三次元画像表現の各々から前記
三次元基準画像表現を減算し、一連の時間的に変位した
前記造影剤の体積画像表現を発生することを特徴とする
方法。 - 【請求項6】請求項5記載の方法であって、更に、前記
造影剤の時間的に変位した体積画像表現から、読取可能
の二次元表示を選択的に発生するステップを含むことを
特徴とする方法。 - 【請求項7】請求項6記載の方法において、前記読取可
能の二次元表示を選択的に発生するステップは、造影の
時間的進展を示す表示を発生するステップを含むことを
特徴とする方法。 - 【請求項8】請求項6記載の方法であって、更に、前記
三次元造影画像表現の各ボクセルに対する、造影剤吸収
率を判定するステップ、 前記造影剤吸収率を前もって選択した吸収曲線と比較す
るステップ、及び前記判定した造影剤吸収率と前記前も
って選択した吸収曲線との間のずれを表わす、読取可能
の画像表現を発生するステップ、を含むことを特徴とす
る方法。 - 【請求項9】請求項2記載の方法において、前記ステッ
プ(a)において、前記放射線源は、約毎秒1回転の速
度で回転し、前記患者は前もって選択された距離を軸方
向に横切り、更に、 前記ステップ(a)及び(b)を繰り返す前に、前記前
もって選択した距離の後、前記放射線源を切り、前記対
象をより高い速度で、初期開始位置に戻すステップを含
むことを特徴とする方法。 - 【請求項10】請求項9記載の方法において、前記対象
は、10秒以内の間軸方向に移動し、前記対象を前記初
期開始位置に戻すステップは、2秒以内に行われること
を特徴とする方法。 - 【請求項11】診断用撮像方法であって、(a)対象と
放射線源とを移動させ、前記対象の目標体積が、前もっ
て選択した期間にわたって、前もって選択した軸方向長
の全体的に螺旋状の経路に沿って照射されるようにする
ステップ、(b)前記螺旋状経路に沿った対応する位置
によって各々識別可能な複数の像データを収集するステ
ップ、(c)軸方向に対応する像を、補間関数を用いて
補間するステップ、(d)前記像を三次元画像表現に再
生するステップ、(e)前記ステップ(a)−(d)を
複数回繰り返すステップ、から成ることを特徴とする方
法。 - 【請求項12】請求項11記載の方法であって、更に、
前記複数の三次元画像表現を時間的に補間して、3つの
物理的次元と1つの時間的次元からなる四次元画像表現
を形成するステップを含み、前記四次元画像表現は4つ
の次元全てにおいて線型であることを特徴とする方法。 - 【請求項13】請求項12記載の方法において、造影剤
を前記対象に注入し、前記四次元画像表現から、造影剤
のない同一体積領域の三次元画像表現を減算して、前記
造影剤の前記目的体積内での移動を時間と共に表わす、
四次元画像表現を発生するステップを含むことを特徴と
する方法。 - 【請求項14】コンピュータを用いた断層撮像装置であ
って、 放射線源と対象を互いに相対的に移動させ、扇状に放射
線が前記対象に、全体的に螺旋状の経路に沿って照射さ
れるようにした手段と、 前記扇状放射線を検出し、前記対象周囲の角度位置及び
螺旋経路に沿った角度位置によって各々識別可能な、複
数の電子データを発生する放射線検出器と、 各螺旋の対応する像を空間的に補間する、空間補間手段
と、 前記空間的に補間された像を、複数の三次元画像表現に
再生する、再生手段と、及び前記複数の三次元画像表現
を時間的に補間して、前記三次元画像表現の各々におけ
る全データが共通時間に対応するようにした、時間的補
間手段と、から成ることを特徴とする装置。 - 【請求項15】請求項14記載の装置であって、更に、
前記時間的補間の前に、前記三次元画像表現の各々を整
合する、整合手段を含むことを特徴とする装置。 - 【請求項16】請求項14記載の装置において、前記対
象に造影剤を注入し、更に、前記三次元画像表現の各々
から基準画像表現を減算して、一連の時間的に変位した
前記造影剤の画像表現を発生する手段を含むことを特徴
とする装置。 - 【請求項17】請求項14記載の装置であって、更に、
前記時間的に変位された三次元造影剤画像から、読取可
能の二次元表示を選択的に発生する、映像処理手段を含
むことを特徴とする装置。 - 【請求項18】診断用撮像装置であって、 対象と放射線源とを連続的に移動させ、前記対象が、前
もって選択した期間にわたって、前もって選択した軸方
向長の全体的に螺旋状の経路に沿って照射されるように
する手段と、 前記対象を横切った放射線を検出し、各々前記螺旋状経
路に沿った対応する位置によって識別可能な複数の電子
データの像を生成する手段と、 軸方向に対応する像を、補間関数を用いて補間する手段
と、 前記像を三次元画像表現に再生する手段と、及び前記複
数の三次元画像表現を時間的に補間して、3つの物理的
次元と1つの時間次元とから成る四次元画像表現を生成
し、前記四次元画像表現が4つの次元全てにおいて線型
となるようにする手段と、から成ることを特徴とする装
置。 - 【請求項19】請求項18記載の装置において、造影剤
を前記対象に注入し、更に、前記四次元画像表現のデー
タから、造影剤のない同一体積領域の三次元画像表現を
減算して、前記造影剤の前記目的体積内での移動を時間
と共に表わす、四次元画像表現を発生する手段を含むこ
とを特徴とする装置。
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