JPH06508290A - 改良されたｘ線容積測定ｃｔスキャナー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 改良されたＸ線容積測定ＣＴスキャナー発明の分野 本発明のＸ線治療機の幾何学的形状をシミュレートする装置および方法を利用す る改良されたＣＴ影像を得るための方法および装置に関する。

関連出願 本出願人に譲渡された以下の継続中の出願を参考文献として組み入れる。本出願 は以下の出願の部分継続出願である。： （１）出願番号第０７１５４７．４５０号、１９９０年７月２日出願（ＤＫＴ− ３１） “イメージ増倍管を使用するコンピュータ断層撮影装置” （２）出願番号第０７１５４７，４４９号、１９９０年７月２日出願（ＤＫＴ− ３２） “電子的に強化されたＸ線検出器” （３）出願番号第０７１５４７．４５１号、１９９０年７月２日出願（ＤＫＴ− ３３） “影像装置の動的範囲を改良する方法“（４）出願番号第０７１５４７．７９９ 号、１９９０年７月２日出願（ＤＫＴ−３４） “放射線治療装置の精度を増加する方法“（５）出願番号第０７１５４７，５９ ６号、１９９０年７月２日出願（ＤＫＴ−３６） “部分層ビーム断層撮影装置およびデータ再構成方法“ 発明の背景 コンピュータ断層撮影スキャナー（ＣＴ）はサンプルの断面Ｘ線イメージを提供 するものとして知られている。Ｘ線はいろいろな方向からサンプルを通過して検 出器に当たり、その結果検出器は吸収されないこれらＸ線の光子に応答する。Ｘ 線ソースと検出器との間の幾何学的関係は、対になったＸ線ソースと検出器がサ ンプル、または回転中心近くの患者とともに回転し、その間断しいデータのセッ トがサンプルのまわりの多くの角度位置で取られるように固定される。このデー タはサンプルの密度関数のマトリクスの再構成をなすために公知のアルゴリズム を使用して高速コンピュータにより処理され、サンプルを任意の面で切断する面 においてその密度関数を表示することができる。診断専門医はこのような断面の 像を研究し、ガン患者のようなサンプルを内部に侵入することなく検査できる。

初期のＣＴ装置において、影像は第一に走査中の患者の呼吸、その他動きのため 、しばしば不鮮明となる。幾つかの改良が標準的な診断ＣＴのこれら問題を解決 した。特に、ハイパワーＸ線管が開発され、高速走査が影像を取るために十分な 量で行えることになった。これは隣接する断面の間での患者の動きの量を減少さ せた。さらに、高速で改良されたアルゴリズムは記憶することなく、直接扇ビー ムの再構成を可能とし、現実味のあるリアルタイムの影像化が可能となった。し かし、これら標準的な診断ＣＴスキャナーはガン患者の放射線治療を計画するた めには、最良のものではない。ガン患者を治療する際に、高レベルの放射線が使 用されるので、治療器が処置の計画および治療をするための対象場所を突き止め 得ることが非常に重要である。しかし、標準的な治療ＣＴスキャナーは、患者を 放射線治療器と同じ関係で正確にＸ線ソースに配置することができない。特に、 組織の位置はこれら二つの機器において同じではなく、このことは放射線治療計 画のための標準的ＣＴスキャナーを使用することを困難にする。

この問題のために、Ｘ線計画装置の他のクラスのものとしてシミュレータが知ら れている。この用語が意味するように、シミュレータは放射線治療処理機の幾何 学形状をノミュレートするために、形状つけられ用意される撮影／透視Ｘ線装置 である。その結果、シミュレータにより形成された影像は治療機に関し、正確に 解釈するこ特表十〇−５０８２９０＜４） とができる。これらシミュレータ機会は高価な機器ではなかったが、ＣＴスキャ ナーの性能を与えるものではない。参考文献として挙げた特許出願で説明されて いるように、高級なＣＴスキャナーの性能は、治療ＣＴと同様にシミュレータに も発揮できる。しかし、標準的な治療ＣＴと比較して、ＣＴンミュレータと間の 差異は、シミュレータが放射線治療加速器を真似て作られ、放射線治療加速器の ように高速走査を行えないことである。たとえば、治療ＣＴスキャナーのＸ線ソ ースおよび検出器は約１−２秒で３６０度の回転走査を完了する。これは治療露 出時間に近い。しかし、シミュレータ走査速度がゆっくりであるので、断面間の 患者の動きがデータを顕著に悪くする。また、分析のための十分な患者データを 得るために、十分な程度の多さの断面を要求することは異常なことではない。こ れは、患者の再配置、走査処理のために、少な（とも３０分を必要とし、全時間 の間、患者にしばしば不愉快な位置をとることを要求する。

発明の概要 本発明の目的は、Ｘ線治療シミュレータにおいて患者の動きによるＸ線スキャナ ーのデータへの悪影響を最小にすることである。

他の目的は、処理を行っている間不快な患者の全時間を短縮するために、放射線 治療シミュレータで採取するデータ速度を高めることである。

他の目的は、改良されたポイントスプラットファンクション補正関数を有する、 改良された三次元ＣＴを有する放射線治療シミュレータを提供することである。

本発明の特徴は、ｎ個の同時扇ビームおよび２ｎ＋１個の同時走査アレイ検出器 を提供することである。

さらに、本発明の目的は、容積計測走査の利点を比較的安価に加える一方で、機 器の重要な特徴および性能が維持できるように放射線治療スキャナーと一緒に使 用する付属物を提供することである。

さらに、本発明の他の目的は、放射線治療のための線量および線量の形態の改良 した計算および予見を行う装置および方法を提供することである。

図面の簡単な説明 図１は放射線治療シミュレータの斜視図である。

図２は本発明の装置のブロック図である。

図３Ａは本発明に使用された多重層ビームＸ線ターゲット電極の実施例の側面図 である。

図３Ｂは多数の扇ビームＸ線ターゲット電極ならびに前および後ろのコリメータ の実施例の正面図である。

図４はＸ線ターゲット電極ならびに前および後コリメータの相関関係の詳細な正 面図である。

図４Ａは詳細な図３のＡＡ断面である。

図４Ｂは詳細な図３のＢＢ断面である。

図５は多数のフィラメントを有するＸ線管の図である図１の従来の放射線治療シ ミュレータの一部（これは本出願人に譲渡されている）が上記参考文献に説明さ れている。枠は、床の中の基礎にボルト付けされた、溶接されたスチール製組立 体の駆動ユニット１０を含む。駆動構造物１０内に、等中心軸のまわりで正確に 回転アーム１２を駆動する機構がある。アーム１２上に、Ｘ線ヘッド組立体１８ 、およびイメージ増倍管２０を含む影像組立体２４のための支持台１４および１ ６、イメージ増倍管にわずかに傾斜して取り付けられた結像拡大検出器４５、イ メージ増倍管からフォトダイオード線形アレリ４４またはテレビカメラ５６に選 択的に出力を与えるためのブ フリップミラー組立体４２が取り付けられている。Ｘ線ヘッド１８には、手動で 調節ができる鉛のブレードが付けられたコリメータを含む二重焦点（０，５ｍｍ および１ｍｍ）Ｘ線管に関連する高電圧発生器がある。従来のＸ線ヘッドにはま た、動力手段をもつ交差ワイヤ組立体が含まれる。処置用コーチ２６は床内に取 り付けられ、正確に支持さする大きなリング上に支持されたスチール製枠組を有 する。枠はコーチ２６のためのテレスコープピストン組立体２８、および患者の 横移動および縦移動のためのスライド２７を支持する。

上記従来のシミュレータはコンピュータ断層撮影機能を備え、上記参考文献の出 願番号第０７１５４７．４５１号（９０−３３）号の図５に示されている。高級 なＣＴ定走査行える従来の装置は、非常に高価で、高速の治療Ｃ，Ｔスキャナー により達成される質に近いものである。しかし、放射線治療シミュレータの枠が 患者のまわりを非常にゆっ（つと回転するので、患者の呼吸および／または動き は（回転が６０秒で、患者の動きが３秒）影像を不鮮明にする。

図２はザンブルまたは屯者の動きによる影像の不鮮明化を最小とするための、本 発明の改良要素を略示する。

同時Ｘ線ソースのスポット６１−１〜６ｌ−７（図２、図３Ｂおよび図４）を生 成するだめの、多数のフィラメントを有する回転電極を有する変形Ｘ線ソース管 ５０（図５）が備えられている。Ｘ線ソース管は、別々のＸ線゛ノーススポット と同じ数の別々のフィラメント１０〇−１〜１００−７　（図５）を有する。必 要な管内でのフィラメントの間隔（すなわち、中心で１．５ｃｍ）は、フィラメ ントの数を限定する。この実施例において、７つのＸ線用ビームが同時に生成さ れる（６７−１〜６７−７）。扇ビームは前コリメータ８８（図２）およびその 後に続（後コリメータ８９により形成される。多数の扇特表平６−５０８２９０ 　（５） ビーム６７−１〜６７−７はイメージ増倍管（ＩＩＴ）６５および、好適にカド ミウムタングステン酸塩のシンチレータ−から作られた、影像拡大２−Ｄ検出器 アレイに当たる。

上記継続中の出願第５４７．４５０号のシミュレータにおいて、拡大検出器はＣ ｄＷＯ４シンチレーション結晶を上に備えつけら、ＵＶ強化シリコンフォトダイ オードに光学的に連結された３２個の検出器の線形アレイである。本発明の新規 なアレイは７×３２個の検出器から成る。アレイのフォトダイオードは６ｍｍ” の活性領域をもち、その結晶は２４ｍｍ”の活性面をもつ。断面厚１ｃｍのオー ダーである。

複数の扇ビーム６７−１〜６７−７は、上記出願第５４７．４５０号に完全に説 明されているように、ＩＩＴ上に当たる。この参考文献の扇ビームは（ＩＩＴ） で可視光に変わり、レンズ６８および直角ミラー６９を通り、レンズイア３に、 そして−次元のフォトダイオードアレイに送られる。本発明において、フォトダ イオードアレイ４４は複数の線形アレイ４４−１から４４−７を集めたものでも よく、また二次元の電荷結合検出器（ＣＣＤ）でもよい。対象物で１ｍｍの解像 度を得るために、少なくとも０．９線組／ｍｍとなる必要がある。この解像度を もつ市販のＣＣＤアレイはテキサス・インスツルメンスＴＣ（１０２４Ｘ１０２ ４）またはテクトロニク（５１２Ｘ５１２）として入手可能である。

上記継続中の出願第５４７．４５０号に記載のマルチチャネルの走査電荷プリア ンプが各扇ビームからのデータを拡大検出器４５から導出し、このデータを２Ｄ 検出器４４−１〜４４−７からのＩＴＴデータと掛は合わすために使用される。

好適には、扇ビームのすべての投影がコンピュータ８０に集められ、各断面の密 度関数プロットを構成するために同時に処理される。各扇ビームの再構成を達成 するためのアルゴリズムは上記出願番号第０７１５４７，５９６号に説明されて いる。

従来技術と同じ時間で影像を形成するために、７倍のデータ量が同時に補足され るので、７次の計算速度の増加が必要となる。Ｉｎｔｅｌ　ｉ　８６０のような 市販のアレイプロセッサは１秒当たり８０メガフロティングポイント動作のオー ダーで以前のチップの４倍の速度をもつ。Ｎ個のこのようなカードを組み合わせ ることで、上記継続中の出願番号第５４７．５９５号の一つの走査システムのわ たって、４Ｎ倍計算速度を増加させることが可能となる。これにかわで、処理計 画のためにデータは必然的にリアルタイムデ入手可能である必要はなく、同時に 集められた影像は参考文献の出願場号第０７１５４７，５９６号（１９９０年７ 月２日（ＤＫ９０．−３６）に説明された装置と同じ速度のコンピュータ、プロ グラムを使用することなく、オフラインで、再構成し得る。

操作者がリアルタイムで影像化するために、または操作を変えてＸ線管を変化さ せることなく、一つの扇ビームモードで装置を支持するために、電源８３（図２ ）により、一つの中央のフィラメント６１−４を除き、Ｘ線管フィラメントの励 起を切ることができる。変形Ｘ線管におけるベースのビンの数を通常の２フイラ メントＸ線管における場合と同じに維持するために、本Ｘ線管のすべてのフィラ メントが連続し、中央のフィラメントの両側の口が開けられ、その結果、独占的 に励起させ得る。

シミュレータに対する走査速度が標準的な治療Ｘ線管よりも遅いので、必要なＸ 線線量を得るために、１２５ＫＶで、各フィラメントに対し１５ｍａの電流を与 えることのみが必要である。このＸ線管はこの電力レベルを与え得る。

図３Ａにおいて、Ｘ線管のモータ１０１が高速で、すなわち１０．ＯＯＯＲＰＭ 近くでタングステンターゲット６１を回転し、扇状Ｘ線１０２が等中心２および 患者の頭１０３を走査する通常の位置とともに示されている。図３Ｂは正面から 見て、回転電極ターゲットの傾斜部上のスポット６１−１から６１−７の関係を 示す。図４および図４八に良（示された鉛コリメータ８８は患者に当たる扇ビー ム６７−１から６７−７のそれぞれの幅を画成するように見える。コリメータ８ ９は、扇ビームが後コリメータ８９を離れ、検出器に入るとき、扇ビームの幅を 画成する。図４、図４Ａおよび図４ＢはＸ線ターゲット６１とコリメータ８８お よび８９との間の幾何学的関係の詳細を示す。特に、中央スポット６１−４は等 中心から１００．０ｃｍで、コリメータ８８から５５゜０ｃｍである。コリメー タのギャップの中心間は１．５０ｃｍで、各ギャップは７ｍｍである。コリメー タ８９の中心間も１．５ｃｍで、コリメータの壁部分の幅は０．２ｃｍである。

後コリメータ８９のギャップおよび大きさ、ならびに前コリメータ８８のギャッ プおよび大きさが形状付けられ、その結果回転電極上のソーススポットは、ソー ススポットを含むＸ線上にある検出器の一部を除く検出器のあらゆる部分、対応 する前コリメータギャップの中心および対応する後コリメータギャップの中心に 向かう直接的な視線をもつ。コリメータ８９とＩＩＴ６５との間で、患者からの Ｘ線散乱を含む、視線のＸ線以外のＸ線を排除する反散乱フォーカスグリッドが ある。

図４において、コリメータ８９の下方に、連続した検出器アレイ４４’　、４５ °が略示されている。上記したように、検出器アレイ４４の数は扇ビームの数に 等しい。図４において、一つ置きに使用するときの、扇ビームのガスの２倍＋１ 個の検出器が開示されている。

前記継続中の出願番号第５４７．７９９号はクロスト特表平６−５０８２９０　 （６） −クエラーを二元ポイントスプラットファンクションとして説明する。検出器で 受信したその振幅の一部が、ソースから検出器までのペンシルビーム経路をたど らないとき、このエラーが生じるように見える。このことは、他の経路にそった Ｘ線からのロングレンジ散乱（またはクロストーク）、およびショートレンジ散 乱から生じる。上記の出願において、スプラットファンクションの補正が行われ ているが、常に高度に正確なモデルの理論的仮説に基づいている。本発明におい て、２Ｎ＋１個の検出器を設け、一つ置きの検出器が後コリメータ８９により直 接のＸ線ビームからシールドされるように検出器を配置すると、ポイントスプラ ットファンクションの補正が改良される。したがって、高い光子密度を直接受信 する検出器の間に位置する谷部にある検出器により受信される振幅は唯一のクロ ストークに対応する。したがって、このクロストークデータは適切な数値処理と 関連して滑らかにされ、内挿され、平均化され、山部からの検出器の記録に対し 、近くの谷部に位置する検出器に基づく内挿された位置記録を差し引（ことによ り、補正がなさる。これは、同じ条件、同じ時間での測定の基づいているので、 ポイントスプラットファンクションを非常に改良する。

本発明は開示した特定の実施例に限定されるべきものではなく、他の同等の手段 によっても成し遂げられることは理解されよう。本発明の範囲は以下の請求の範 囲により画成される。

ＦＩＧ、！ ＦＩＧ、３Ａ　ＦＩＧ、３Ｂ 国際調査報告 フロントページの続き （７２）発明者　シャピロ、ニドワード・ジニアメリカ合衆国カリフォルニア州 ９４０４３マウンテン・ビュー、アンズバリー・アベニュー２５２

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. １．Ｘ線ソースを支持する放射線治療シミュレータ枠手段であって、該枠手段が 軸線のまわりで回転するとき、扇ビームを固定した関係になるように前記ソース および検出器を維持する枠手段、 前記Ｘ線ソースと前記検出器との間に、Ｘ線により検査されるサンプルを配置す る手段、 前記Ｘ線扇ビームが前記軸線のまわりの多数の枠位置でサンプルを通過した後に 、前記Ｘ線の遅れれたＸ線光子強度に比例した信号を受信するための、前記検出 器に連結され、前記信号で扇ビームの再構成計算を実行することにより検査サン プルの、Ｘ線密度の断面影像を再構成する手段を含むコンピュータ手段、を含む 放射線治療シミュレータＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線ソースが複数の平行な 扇ビームを前記検出器に同時に向ける手段を含み、 前記検出器が前記複数の平行な扇ビームを同時に受信する手段を含み、 前記コンピュータ手段が前記扇ビームのそれぞれに対し前記Ｘ線断面密度分布を 形成する手段を含むことを特徴とする装置。
2. ２．請求項１に記載の装置であって、 前記複数のＮ個の平行な扇ビームを同時に向ける手段が回転可能なＸ線ターゲッ ト電極およびｎ個の電子銃をもつＸ線管を含み、 前記ｎ個の電子銃が、前記ターゲット電極から放出されるＸ線のソースが空間的 に分離したスポットとなるように高エネルギーの亀子を前記ターゲット電極へ同 時に発射し、これにより、前記ターゲット電極から放出した各扇ビームが隣同士 の扇ビームと等間隔にスペースがあく、ところの装置。
3. ３．請求項２に記載の装置であって、 前記各Ｘ線扇ビームの幅が等しく、第１の前サンプルコリメータおよび第２の後 サンプルコリメータにより画成される、ところの装置。
4. ４．請求項２に記載の装置であって、 前記検出器が可視光検出器の二次元のアレイである、ところの装置。
5. ５．請求項４に記載の装置であって、 前記二次のアレイが互いに集められたた複数の線形アレイから成る、ところの方 法。
6. ６．請求項４に記載の装置であって、 前記検出器が、二次元の可視光アレイ検出器、Ｘ線光子を可視光に変換するため のイメージ増倍管（ＩＩＴ）、前記ＩＩＴの可視形像の焦点を前記二次元の可視 光アレイ検出器上に合わせる手段と含む、ところの装置。
7. ７．請求項５に記載の装置であって、 検出器の線形アレイの数が２Ｎ＋１であり、検出器は一つ置きに扇ビームＸ線に 露出され、間の検出器が前記後コリメータにより前記扇ビームＸ線からシールド される、ところの装置。
8. ８．請求項３に記載の装置であって、 前記第１の前サンプルコリメータおよび前記第２のサンプルコリメータが、前記 スポットからのＸ線と整合する前記検出器の部分以外の前記検出器の部分とソー ススポットとの間で、前記前コリメータおよび前記後コリメータの両者にあるギ ャップの中心を通過する直接の視線を妨げるように配置される、ところの装置。
9. ９．Ｘ線ＣＴ装置であって、 軸線を有する枠、 Ｘ線ソースおよびＸ線検出器手段、 前記Ｘ線ソースおよびＸ線検出器手段の間に、Ｘ線ソースからのＸ線により検査 されるサンプルを配置する手段 を含み、 前記枠手段が、前記枠手段が前記軸線のまわりで回転する間、前記Ｘ線ソースお よび前記Ｘ線検出器を扇ビームとなるように支持し、 前記Ｘ線検出器手段が動作中に、前記Ｘ線が前記軸線のまわりの複数の枠の位置 でサンプルを通過した後、前記Ｘ線の送られたＸ線光子の強度に比例する信号を 与え、 さらに、ＣＴ装置が、各扇ビームに対する各信号と前記枠の位置との相関をとる ための、前記Ｘ線検出器手段に連結され、前記信号で扇ビーム再構成計算を行う ことにより検査サンプルのＸ線密度断面影像を再構成する手段を含むコンピュー タ手段を有し、前記Ｘ線ソースが前記複数の平行な扇ビームを前記Ｘ線検出器手 段に同時に向ける手段を含み、前記Ｘ線ソースが複数の平行な扇ビームを同時に 受信し、前記送られたＸ線光子の強度を示す出力信号を与える手段を含み、 前記コンピュータ手段が、前記扇ビームのそれぞれに対し前記Ｘ線断面密度分布 を計算する手段を含む、ところの装置。
10. １０．請求項９に記載の装置であって、前記複数のＮ個の平行な扇ビームを同時 に向ける手段が回転可能なＸ線ターゲット電極およびｎ個の電子銃をもつＸ線管 を含み、 前記ｎ個の電子銃が、前記ターゲット電極から放出されるＸ線のソースが空間的 に分離したスポットとなるように高エネルギーの電子を前記ターゲット電極へ同 時に発射し、これにより、前記ターゲット電極から放出した各扇ビームが隣同士 の扇ビームと等間隔にスペースがあく、ところの装置。
11. １１．請求項１０に記載の装置であって、前記各Ｘ綿扇ビームの幅が等しく、第 １の前サンプルコリメータおよび第２の後サンプルコリメータにより画成される 、ところの装置。
12. １２．請求項１１に記載の装置であって、前記Ｘ線検出器手段が２Ｎ＋１個の複 数の検出器線形アレイを含み、検出器アレイは一つ置きに扇ビームＸ線に露出さ れ、間の検出器は前記後コリメータにより前記扇ビームＸ線からシールドされる 、ところの装置。
13. １３．請求項１２に記載の装置であって、前記一つ置きおよび前記間の両検出器 アレイが出力信号を与え、前記一つ置きの検出器アレイがクロストークの測定値 である出力信号を与え、前記一つ置きの検出器の出力信号および前記間のクロス トーク信号が前記コンピュータに結合され、 前記コンピュータ内に、前記間の検出器アレイにより与えられた前記出力信号を 補正すべく、ポイントスプレッド補正として知られる補正を生成するために、前 記クロストーク出力信号を使用する手段がある、ところの装置。
14. １４．Ｘ線ＣＴ装置にポイントスプレッドに対する改良された補正を与える方法 であって、 一つ置きの検出器がＸ線ビームの直接の視線を受けることをシールドする工程と 、 前記一つ置きの検出からの、クロストークを表す信号を同時に集める工程と、 前記集められた信号をコンピュータで分析し、各間の検出器の位置に対しクロス トークの補正値を与える工程と、 前記間の検出器の位置に対応する前記補正値を差し引くことで前記間の検出器信 号を補正する工程と、から成る方法。
15. １５．請求項１４に記載の方法であって、前記補正値を与える前記工程が、前記 一つ置きの検出器データを滑らかにすること、前記間の検出器の前記位置に対応 する前記クロストークの値を見いだすために前記データを内挿することを含む、 ところの方法。