JP2006218302A - 螺旋走査時の過剰走査の低減の方法及びシステム - Google Patents

Abstract

【課題】計算機式断層写真法システム（１０）での螺旋走査において、患者に照射される線量を低減することを容易にする。
【解決手段】 計算機式断層写真法システム（１０）での走査中にＸ線照射を制御する方法、装置及びシステムを提供する。計算機式断層写真法システムは、Ｘ線源（１４）、コリメータ（５２）及び検出器アレイ（１８）を含んでいる。コリメータは、Ｘ線源によって発生されるＸ線ファン・ビーム（１６）を第一の方向にシャッター調節するように構成されている第一のカム（８１）と、Ｘ線源の焦点（５０）に関して第一のカムの反対側に位置しており、Ｘ線ファン・ビームを第一の方向と反対の第二の方向にシャッター調節するように構成されている第二のカム（８２）と、走査中に第一のカム及び第二のカムの少なくとも一方を配置するように構成されているカム駆動器とを含んでいる。
【選択図】図６

Description

本発明は一般的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像に関し、さらに具体的には、マルチ・スライスＣＴイメージング・システムにおいてＸ線照射を低減することに関する。

少なくとも一つの公知のＣＴイメージング・システム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸＹ平面であって一般に「イメージング（撮像）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、患者等の撮像対象を透過する。ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象によるＸ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。全ての検出器からの強度測定値を別個に取得して透過プロファイルを形成する。

公知の第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。

軸方向走査（アキシャル・スキャン）では、投影データを処理して、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法は、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれる。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて表示器の対応するピクセルの輝度を制御する。

多数のスライスに必要とされる全走査時間を短縮するために、「螺旋」走査（ヘリカル・スキャン）を行なうこともできる。「螺旋」走査を行なうためには、ガントリの回転と同期して患者をｚ軸方向に移動させながら、所定の数のスライスのデータを取得する。かかるシステムは、１回のファン・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。走査時間を短縮することに加え、螺旋走査は、注入された造影剤のより十分な活用、任意の位置での画像再構成の改善、及び三次元画像の改善等のその他利点を提供する。

全取得時間をさらに短縮するために、マルチ・スライスＣＴが導入されている。マルチ・スライスＣＴでは、任意の瞬間に多数列分の投影データを同時に取得する。螺旋走査モードと併用する場合には、システムは単一の螺旋分のコーン・ビーム投影データを生成する。シングル・スライス螺旋加重方式と同様に、フィルタ補正逆投影の前に投影データに「加重」することができる。従って、一つの技術的効果は、走査対象の容積測定型ＣＴ三次元（３Ｄ）画像の形成である。

走査中にスライスの数を増大させてデータを取得するために、マルチ・スライスＣＴシステムが用いられる。公知のマルチ・スライス・システムは典型的には、３Ｄ検出器として周知の検出器を含んでいる。かかる３Ｄ検出器では、複数の検出器素子が、縦列及び横列を成して配列した別個のチャネルを形成している。検出器の各々の横列が別個のスライスを形成する。例えば、２スライス検出器は２列の検出器素子横列を有し、４スライス検出器は４列の検出器素子横列を有する。マルチ・スライス走査中には、多数の検出器セル横列にＸ線ビームが同時に入射し、従って、数枚のスライスのデータが得られる。

公知のＣＴシステムでは、Ｘ線源からのＸ線ビームは、患者軸すなわちｚ軸でのＸ線ビームのプロファイルを画定するプリ・ペイシェント・コリメート装置すなわちコリメータを通して照射される。コリメータは、Ｘ線ビームを制限する開口を内部に設けたＸ線吸収材料を含んでいる。Ｘ線ビームを所望のファン・ビーム・プロファイルに制限する方法を「コリメーション」と呼ぶ。

Ｘ線ビームを制限することに関して述べると、公知のコリメータは典型的には、開口幅を変化させるように開閉され得る対向して設けられた二つの金属ブレード又は偏心カムを含んでいる。ｚ軸に沿って測定されるファン・ビームの「厚み」は、ブレード又はカムの配向を調節することにより選択され得る。また、両ブレード又は両カムを同じ方向に移動させて開口の中心線を変位させてもよい。開口の中心線を変化させると、ｚ軸に関するファン・ビーム角度が変化する。
米国特許第６３８５２７９号

マルチ・スライスＣＴスキャナで螺旋走査を行なうときに、検出器横列は画像領域に相次いで螺旋式で進入するが、画像領域の外部に位置する横列へのＸ線照射は利用されない。すなわち、ビームのｚ軸長が、生成される画像のｚ軸長を超える。この利用されない照射すなわち線量は螺旋走査の開始時及び終了時の両方で生じ、螺旋走査時の過剰走査（オーバースキャン）の量はマルチ・スライス検出器の幅と共に増す。

一実施形態では、計算機式断層写真法システムでの走査中にＸ線照射を制御するプリ・ペイシェント・コリメータを提供する。計算機式断層写真法システムは、Ｘ線源及び検出器アレイを含んでいる。コリメータは、Ｘ線源によって発生されるＸ線ファン・ビームを第一の方向にシャッター調節するように構成されている第一のカムと、Ｘ線源の焦点に関して第一のカムの反対側に位置しており、Ｘ線ファン・ビームを上述の第一の方向とは反対の第二の方向にシャッター調節するように構成されている第二のカムと、走査中に第一のカム及び第二のカムの少なくとも一方を配置するように構成されているカム駆動器とを含んでいる。

もう一つの実施形態では、計算機式断層写真法システムにおいてＸ線照射すなわち線量を低減するシステムを提供する。計算機式断層写真法システムは、Ｘ線源と、ｚ軸方向に延在する複数の検出器セルを含む検出器アレイと、Ｘ線吸収材料で作製されたシャッター・カム及びトラッキング・カムを有するプリ・ペイシェント・コリメータとを含んでおり、Ｘ線照射を低減するシステムは、ｚ軸に沿って患者テーブルの速度を決定して、撮像対象に向かって照射されるべきファン・ビームの厚みを画定するために、決定されたテーブル速度を用いて走査中にシャッター・カム及びトラッキング・カムの少なくとも一方を配置するように構成されている。

さらにもう一つの実施形態では、計算機式断層写真法システムにおいてＸ線量を制御する方法を提供する。計算機式断層写真法システムは、ｚ軸に沿って並進可能な患者テーブルと、開口を画定する第一のカム及び第二のカムを有するコリメータとを含んでいる。この方法は、テーブルの並進速度に比例した速度で第一のカムを開くステップと、テーブルの並進速度に比例した速度で第二のカムを閉じるステップとを含んでいる。

本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素またはステップという用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている他の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。

また、本書で用いられる「画像を再構成する」という表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。従って、本書で用いられる「画像」との用語は可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指すものとする。但し、多くの実施形態は少なくとも１枚の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。

図１は、マルチ・スライス容積測定型ＣＴイメージング・システム１０の見取り図である。図２は、図１に示すＣＴイメージング・システム１０のブロック模式図である。実施形態の一例では、ＣＴイメージング・システム１０は、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は放射線源１４を有しており、放射線源１４は、Ｘ線のコーン・ビーム１６をガントリ１２の反対側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射する。

検出器アレイ１８は、複数の検出器モジュール２０を含む複数の検出器横列（図示されていない）によって形成されており、検出器モジュール２０は一括で、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線ビームを感知する。各々の検出器モジュール２０は、入射放射線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビームの減弱を表わす電気信号を発生する検出器素子（図では見えない）を含んでいる。マルチ・スライス検出器アレイ１８を有するＣＴイメージング・システム１０は、患者２２を表わす複数の画像を形成することが可能である。これら複数の画像の各々の画像は、容積の別個の「スライス」に対応する。スライスの「厚み」又は開口は、検出器横列の厚みに依存する。

放射線投影データを取得するための１回の走査中に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２４の周りを回転する。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列１列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、１回の走査中に複数の準並行スライス又は平行スライスに対応する投影データが同時に取得され得るように検出器素子の複数の平行な検出器横列を含んでいる。

ガントリ１２の回転及び放射線源１４の動作は、ＣＴイメージング・システム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、放射線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、放射線制御器２８は放射線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器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内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこれらのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化された放射線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。

コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、放射線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６はテーブル・モータ制御器４４を動作させて、電動式テーブル４６を制御して患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。

一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク又はＣＤ−ＲＯＭのようなコンピュータ読み取り可能な媒体から命令及び／又はデータを読み取る装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ又はＣＤ−ＲＯＭドライブを含んでいる。もう一つの実施形態では、コンピュータ３６はファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。一般的には、図２に示すＤＡＳ３２、再構成器３４及びコンピュータ３６の少なくとも一つに設けられたプロセッサが、後述する工程を実行するようにプログラムされる。言うまでもなく、本発明の方法は、ＣＴイメージング・システム１０での実施に限定されている訳ではなく、イメージング・システムのその他多くの形式及び変形と関連させて利用することができる。一実施形態では、コンピュータ３６は、本書に記載した作用を実行するようにプログラムされている。従って、本書で用いられるコンピュータという用語は、当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指す。

以下に、本発明の一実施形態によるマルチ・スライスＣＴシステムの一例の説明を掲げる。以下ではシステムの一実施形態を詳細に説明するが、本発明の多くの代替的な実施形態が可能であることを理解されたい。例えば、一つの特定の検出器及び一つの特定のプリ・ペイシェント・コリメータについて説明するが、他の検出器又はコリメータを本システムと関連させて用いてもよく、本発明は、如何なる特定の形式の検出器での実施にも限定されていない。明確に述べると、以下で説明する検出器は、複数のモジュールを含んでおり、各々のモジュールが複数の検出器セルを含んでいる。以下で述べる特定の検出器ではなく、ｚ軸に沿って非分割型セルを有する検出器、及び／又は多数のモジュール２０を有しており、ｘ軸及び／又はｚ軸に沿って設けられた多数の素子がいずれの方向にも接合されてマルチ・スライス走査データを同時に取得するような検出器を用いることもできる。一般的には、本システムは、１枚又は複数のスライスのデータを収集するマルチ・スライス・モードでの動作が可能である。このシステムで軸方向走査及び螺旋走査を実行して、走査対象の断面画像を処理し、再構成し、表示し、且つ／又は保管することができる。

図３は、ＣＴイメージング・システム１０の実施形態の一例の軸方向図である。放射線源１４の動作について述べると、Ｘ線ビーム１６が放射線源１４の焦点スポット５０から放散している。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリメータ５２によってコリメートされて、コリメート後のビーム５４がＸ線ビーム１６の内部の中心に位置するファン・ビーム軸５６に沿って検出器アレイ１８に向かって投射される。

検出器アレイ１８及びコリメータ５２は、ＣＴイメージング・システム１０が患者２２に照射されるＸ線量を低減するように構成され得る。具体的には、走査中に検出器アレイ１８を構成設定してコリメータ５２を動的に調節することにより、ＣＴイメージング・システム１０は、ビーム５４のｚ軸次元の寸法を、過剰走査の低減すなわち画像領域の外部の横列への照射の低減を容易にする厚みまで縮小する。

具体的には、検出器の一例について述べると、図４は、検出器アレイ１８（図２に示す）のような検出器アレイの実施形態の一例の遠近図である。図５は、検出器アレイ１８と共に用いることのできる検出器モジュール例２０の拡大遠近図である。各々の検出器モジュール２０は、プレート６０によって検出器ハウジング５８に固定されている。各々のモジュール２０は、多次元シンチレータ・アレイ６２及び高密度半導体アレイ（図では見えない）を含んでいる。Ｘ線ビームがシンチレータ・アレイ６２に入射する前にＸ線ビームをコリメートするために、シンチレータ・アレイ６２を覆って該アレイ６２に隣接してポスト・ペイシェント・コリメータ（図示されていない）が配置されている。シンチレータ・アレイ６２は、配列を成して構成された複数のシンチレータ素子を含んでおり、半導体アレイは、同じ配列を成して構成された複数のフォトダイオード（図では見えない）を含んでいる。フォトダイオードは基材６４の上に堆積されすなわち形成されており、シンチレータ・アレイ６２は基材６４を覆って配置されて基材６４に固定されている。

検出器モジュール２０はまた、デコーダ６８に電気的に結合されたスイッチ装置６６を含んでいる。スイッチ装置６６は、フォトダイオード・アレイと同様のサイズを有する多次元半導体スイッチ・アレイである。一実施形態では、スイッチ装置６６は電界効果トランジスタのアレイ（図示されていない）を含んでおり、各々の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）が入力、出力及び制御線を有している（図示されていない）。スイッチ装置６６は、フォトダイオード・アレイとＤＡＳ３２との間に結合されている。具体的には、各々のスイッチ装置ＦＥＴ入力がフォトダイオード・アレイ出力に電気的に結合されており、各々のスイッチ装置ＦＥＴ出力が、例えば可撓性の電気ケーブル７０を用いてＤＡＳ３２に電気的に接続されている。

デコーダ６８はスイッチ装置６６の動作を制御して、所望のスライス数及び各々のスライスの所望の分解能に応じてフォトダイオード・アレイの出力をイネーブルにするか、ディスエーブルにするか、又は結合する。デコーダ６８は一実施形態では、当技術分野で公知のようにデコーダ・チップ又はＦＥＴコントローラである。デコーダ６８は、スイッチ装置６６及びコンピュータ３６に結合される複数の出力線及び制御線を含んでいる。具体的には、デコーダ出力はスイッチ装置の制御線に電気的に結合されて、スイッチ装置６６をイネーブルにしてスイッチ装置入力からスイッチ装置出力へ適正なデータを送信する。デコーダ制御線は、スイッチ装置制御線に電気的に接続されて、いずれのデコーダ出力をイネーブルにするかを決定する。デコーダ６８を用いて、フォトダイオード・アレイの特定の出力がＣＴシステムのＤＡＳ３２に電気的に接続されるように、スイッチ装置６６の内部の特定のＦＥＴをイネーブルにするか、ディスエーブルにするか、又は結合する。１６スライス・モードと定義される一実施形態では、デコーダ６８は、フォトダイオード・アレイの全ての横列がＤＡＳ３２に電気的に接続されて、１６枚の別個のスライスのデータが同時にＤＡＳ３２に送られるようにスイッチ装置６６をイネーブルにする。言うまでもなく、他の多くのスライスの組み合わせが可能である。

特定の一実施形態では、検出器アレイ１８は、５７個の検出器モジュール２０を含んでいる。フォトダイオード・アレイ及びシンチレータ・アレイ６２の各々が１６×１６のアレイ・サイズを有している。結果として、検出器アレイ１８は１６横列及び９１２縦列（１６×５７個のモジュール）を有し、ガントリ１２の各回の回転で１６枚のスライスのデータを同時に収集することができる。言うまでもなく、本発明は、如何なる特定のアレイ・サイズにも限定されておらず、アレイは、操作者の特定の必要に応じてさらに大きくても小さくてもよいものと想到される。また、検出器アレイ１８は、例えば、１スライス・モード、２スライス・モード及び４スライス・モードといった多くの異なるスライス厚及びスライス数のモードで動作してよい。例えば、ＦＥＴを４スライス・モードに構成することができ、すると、フォトダイオード・アレイの１列又は複数の横列から４枚のスライスについてのデータが収集される。デコーダ制御線によって画定されるＦＥＴの特定の構成に応じて、スライス厚が例えば１．２５ｍｍ、２．５ｍｍ、３．７５ｍｍ又は５ｍｍ等となるように、様々な組み合わせのフォトダイオード・アレイ出力をイネーブルにし、ディスエーブルにし、又は結合することができる。さらに他の例としては、１．２５ｍｍ厚〜２０ｍｍ厚にわたるスライスでの１枚のスライスを含むシングル・スライス・モード、及び１．２５ｍｍ厚〜１０ｍｍ厚にわたるスライスでの２枚のスライスを含む２スライス・モード等がある。所載以外のモードも可能である。

図６は、ＣＴイメージング・システム１０の実施形態の一例の模式的側面図である。コリメータ５２は、第一の偏心カムであるシャッター・カム８１と、第二の偏心カムであるトラッキング・カム８２とを含んでおり、これらのカムの間で開口１０６を調節する。シャッター・カム８１は、テーブル４６の移動方向においてコリメータ５２の後尾側に位置している。カム８１及び８２の位置は、放射線制御器２８からの命令を受けるコリメータ制御器（図示されていない）によって制御される。明確に述べると、コリメータ制御器は、カム８１及び８２の位置をそれぞれ変化させるためのカム駆動器又は少なくとも１台のカム・モータ１０４及び／若しくは１０５を含んでいる。加えて、一実施形態では、コリメータ制御器は、カム駆動器を制御して放射線制御器２８と情報を交換する処理ユニット又は論理サーキットリを含んでいる。代替的な実施形態では、カム駆動器は、放射線制御器２８によって直接制御されてもよい。

カム８１及び８２は、ファン・ビーム軸５６の両側に位置しており、カム８１とカム８２との間の間隔、並びにファン・ビーム軸５６に対するカム８１及び８２の相対位置について独立に調節することができる。カム８１及び８２は、単一のカム駆動器で配置されてもよいし、又は代替的には、各々のカムが別個のカム駆動器によって配置されてもよい。例えば、一実施形態では、別個のカム・モータ１０４及び１０５をそれぞれカム８１及び８２に接続してカム８１及び８２の位置を正確に制御し、各々のカム８１又は８２が独立に配置され得るようにする。他の実施形態では、コリメータ５２が追加のカムを含んでいてもよく、また、各々のカムが、カムの位置を変化させる例えばカム・モータ又はアクチュエータのような別個のカム駆動器に結合されていてもよい。カム８１及び８２は、例えばタングステンのようなＸ線吸収材料で作製されて、精密玉軸受け（図示されていない）を用いてカム・モータに結合される。

図７は、ＣＴイメージング・システム１０の実施形態の一例の側面模式図である。利用されない横列に照射されるＸ線ビーム１６の部分をコリメータ５２で遮断すると共に、利用されない横列が撮像されるべき領域に進入する直前にかかるＸ線ビーム部分の遮断を解除することにより、シャッター・モードで螺旋走査時の過剰走査長を短縮することができる。同様に、利用されない横列に照射されるＸ線ビーム１６の部分が画像領域から螺旋状に出ると共にかかるＸ線ビームの部分を遮断することにより、螺旋走査時の過剰走査長を短縮することができる。

図７の相対位置「Ａ」で示されている走査の開始時には、シャッター・カム８１によってテーブル移動の後尾側で可能な限り開口１０６を閉じると共に、トラッキング・カム８２によってテーブルの前端側で開口１０６を完全に開くことができる。走査が開始すると、シャッター・カム８１はテーブル速度に比例した速度で全開口１０６まで開く。走査が完了する際には、トラッキング・カム８２は相対位置「Ｂ」によって示すようにテーブル速度に比例した速度で開口１０６を閉じる。方向７０１は、螺旋走査中の放射線源１４と患者２２との間の相対位置の変化の方向の例を示す。角度θ_１は、カム８１が閉じてカム８２が開いているときのＸ線ビーム１６の角度を示す。角度θ_２は、カム８１が開いてカム８２が閉じているときのＸ線ビーム１６の角度を示す。スパン７０２は、走査中にカム８１及び８２を動作させない場合にＸ線を被曝する患者２２の部分を示す。スパン７０４は、Ｘ線ビーム１６の内部に位置しているがＣＴイメージング・システム１０の撮像領域にはない患者２２の部分に到達しないようにＸ線を遮断すべくカム８１及び８２を動作させた場合に、走査中にＸ線を被曝する患者２２の部分を示す。カム８１及び８２の動作によって、ＣＴイメージング・システム１０の撮像領域の内部に位置しない患者２２の部分に対する照射を低減させるような幅までＸ線ビームの幅を縮小することにより、患者２２に照射される放射線を低減することが容易になる。

図８は、例示的なシャッター調節動作モードの例を示すコマ送り形式の系列の図である。かかるシャッター調節動作モードは、多くの系列を含み得る。実施形態の一例では、第一の画像位置８０３に配置された試験対象８０２を用いてシャッター・モードを示す。試験対象８０２は、画像走査視野（ＳＦＯＶ）に等しい厚み８０４及び径８０５を有し、例えば径が２５０ｍｍ又は５００ｍｍである。加えて、図示の実施形態では、試験対象８０２の長手軸８０７が軸２４に実質的に揃っている。患者２２、又は図の例では試験対象８０２がガントリ１２の中心に位置している場合には、径８０５はＳＦＯＶに実質的に等しい。しかしながら、様々な代替的な実施形態では、患者２２又は試験対象は、長手軸８０７が軸２４と実質的に揃わないように、中心に位置していない場合がある。このような場合には、ＳＦＯＶの仮定を修正して、患者の中心から最遠の半径を盛り込めばよい。代替的には、患者の大きさ及び配置についての詳細な知見が利用可能で且つ／又は決定可能である場合には、カム８１及び８２の系列を角度θの関数として修正して、患者の中心位置の変化及び各々のビューでの非対称性を盛り込んでもよい。系列１では、シャッター・カム８１を可能な限り閉じて、相対的に細いＸ線ビーム１６が（source_to_iso＋ＳＦＯＶ／２）において対象８０２の前端エッジ８０６に丁度交差するようにする。尚、source_to_isoは焦点９０から対象８０２のアイソセンタまでの距離である。対象８０２は、Ｘ線ビーム１６を横断して移動するにつれて、系列２のＢのようにシャッター・カム８１によって画定されるビームのエッジ８０８に近付く。対象８０２の下方エッジ８１０が、系列３のＣのように前端エッジ８０６が検出器の中心線に交差するまでカム８１の位置を限定する。系列４の点で、対象８０２は、（source_to_iso−ＳＦＯＶ／２）においてＸ線ビーム１６のエッジ８０８に位置する。シャッター・カム８１は、系列５の位置Ｔにおいて完全に開くまで開き続け、この時刻にトラッキング・ループがシャッター・カム８１の制御を開始する。角度θは、カム８１とカム８２との間に画定されるＸ線ビーム１６の角度を表わす。

シャッター調節動作モードは、走査の開始部分では四つの動作領域を含み得る。

ｔ_０＜ｔ＜ｔ_Ｂ 移動なし。系列１から系列２まで。

ｔ_Ｂ＜ｔ＜ｔ_Ｃ 低速シャッター調節領域。系列２から系列３まで。

ｔ_Ｃ＜ｔ＜ｔ_Ｔ 高速シャッター調節領域。系列３から系列５まで。

ｔ＞ｔ_Ｔ トラッキング、系列５。
ここで、
ｔ及びｚを用いて時間及び位置を表わしており、以下の下付き文字を用いる。

ｔ_０は、ｔ＝０又は第一のビューが収集される時刻。

ｔ_Ｂは、走査中に対象が最小の開口に交差するときの時刻（Ｂ）。

ｔ_Ｃは、対象が検出器の中心線に交差するときの時刻（Ｃ）。

ｔ_Ｔは、対象が全開口に交差してトラッキング領域に入るときの時刻（Ｔ）。

Ｂ及びＴには、適当な拡大率を表わすためにｃａｍ、ｉｓｏ又はｄｅｔとの下付き文字が付く。

ＢからＣまでの近似的なカム速度は次の式から決定することができる。
Ｖ_ＢＣ＝（source_to_cam／（source_to_iso＋ＳＦＯＶ／２））＊table_speed
ここで、
source_to_camは、線源焦点から関連するカムのｚ軸限度までの距離であり、
source_to_isoは、線源焦点と対象８０２のとアイソセンタとの間の距離を表わす。

ＣからＴまでの近似的なカム速度は次の式から決定することができる。
Ｖ_ＣＴ＝（source_to_cam／（source_to_iso−ＳＦＯＶ／２））＊table_speed
カム位置は、画像にアーティファクトを混入させることを回避するために理論的な最小許容カム位置となる。カムは常に、この位置にあるか、又はこの位置の前方に位置しなければならない。

０＜ｔ＜ｔ_Ｂ Ｂ_ｃａｍ
ｔ_Ｂ＜ｔ＜ｔ_Ｃ Ｂ_ｃａｍ＋（ｔ−ｔ_Ｂ）＊ｖ_ＢＣ
ｔ_Ｃ＜ｔ＜ｔ_Ｔ Ｂ_ｃａｍ＋（ｔ_Ｃ−ｔ_Ｂ）＊ｖ_ＢＣ＋（ｔ−ｔ_Ｃ）＊ｖ_ＣＴ
ｔ＞ｔ_Ｔ Ｔ_ｃａｍ
タイミングは以下の通りである。
Ｚ_０＝Ｔ_ｉｓｏ＊（（source_to_iso＋ＳＦＯＶ／２）／source_to_iso）
Ｚ_Ｂ＝Ｂ_ｉｓｏ＊（（source_to_iso＋ＳＦＯＶ／２）／source_to_iso）
Ｚ_Ｔ＝Ｔ_ｉｓｏ＊（（source_to_iso−ＳＦＯＶ／２）／source_to_iso）
ｔ_Ｂ＝（ｚ_Ｂ＋ｚ_０）／table_speed
ｔ_Ｃ＝ｚ_０／table_speed
ｔ_Ｔ＝（ｚ_Ｔ＋ｚ_０）／table_speed
尚、ｚはオフセットを表わす。対象は、検出器の中心線上のｚ＝０から出発するのではない。同様に、Ｂは符号付き値であって、この例では負の値を有すべきである。長手軸８０７が実質的に軸２４に揃っていないような様々な実施形態では、上述の各式を調節して軸８０７の位置と軸２４との間の単純な幾何学的差を盛り込むことができる。

図９は、図８に示すシャッター調節動作モードの例の続きを示すコマ送り形式の系列の図である。このシャッター調節動作は、走査の終了時に生ずるようにプログラムされている。トラッキング・カム８２はトラッキングを停止して、走査の開始時のシャッター・カム８１と本質的に同様に作用するが、但し反転して作用する。シャッター・カム８１は、走査の終了時を通じてトラッキングを続行する。ｔはこの場合には、この走査の残り時間を表わし、シャッター調節工程の全体が反転して進行する。

ｔ＞ｔ_Ｔ トラッキング
ｔ_Ｃ＜ｔ＜ｔ_Ｔ 高速シャッター調節領域
ｔ_Ｂ＜ｔ＜ｔ_Ｃ 低速シャッター調節領域
ｔ_０＜ｔ＜ｔ_Ｂ 移動なし
系列５では、シャッター・カム８１は完全に開いており、トラッキング・ループはシャッター・カム８１の制御を開始する。系列６の点で、対象８０２の後尾エッジ９０２がＸ線ビーム１６のエッジ８１２に位置する。対象８０２の上方エッジ８１４が、系列７のＣのように対象８０２が検出器の中心線に交差するまでカム８２の位置を限定する。対象８０２は、Ｘ線ビーム１６を横断して移動するにつれて、系列２のＢのようにシャッター・カム８２によって画定されるビームのエッジ８１２に近付く。系列９では、シャッター・カム８２は可能な限り閉じて、相対的に細いＸ線ビーム１６が対象８０２の後尾エッジ９０２に丁度交差するようにする。対象８０２は、Ｘ線ビーム１６を通過し続けて走査の完了時に出る。

イメージング・システムの上述の実施形態は費用効果が高く、患者を検査するための信頼性の高い手段を提供する。さらに明確に述べると、このイメージング・システムは、患者に照射される線量を低減することを容易にするように、Ｘ線ビームをｚ軸において成形する一対の動的に配置可能なカムを含んでいる。

以上、イメージング・システム、方法及び装置の実施形態の例について詳細に説明した。図示したイメージング・システムの構成要素は、本書に記載した特定の実施形態に限定されず、各々のイメージング・システムの構成要素を、本書に記載した他の構成要素とは独立に且つ別個に用いてもよい。例えば、上述のイメージング・システムの構成要素を異なるイメージング・システムと組み合わせて用いてもよい。本書に記載したシステム及び方法の様々な実施形態の技術的効果は、走査中に患者に照射されるＸ線量を低減するのを容易にすることを含んでいる。

本発明を様々な特定の実施形態について説明したが、当業者は、特許請求の範囲の要旨及び範囲内で改変を施して本発明を実施し得ることを認められよう。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

マルチ・スライス容積測定型ＣＴイメージング・システムの見取り図である。 図１に示すマルチ・スライス容積測定型ＣＴイメージング・システムのブロック模式図である。 図１に示すＣＴイメージング・システムの実施形態の一例の軸方向図である。 図２に示す検出器アレイのような検出器アレイの実施形態の一例の遠近図である。 図４に示す検出器アレイと共に用いることのできる検出器モジュールの一例の拡大遠近図である。 図１に示すＣＴイメージング・システムの実施形態の一例の模式的側面図である。 図１に示すＣＴイメージング・システムの実施形態の一例の側面模式図である。 シャッター調節動作モードの一例を示すコマ送り式の系列の図である。 図８に示すシャッター調節動作モードの例の続きを示すコマ送り式の系列の図である。

符号の説明

１０ ＣＴシステム
１２ ガントリ
１４ 放射線源
１６ Ｘ線コーン・ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器モジュール
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
４２ 表示器
４６ 電動式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 焦点スポット
５２ プリ・ペイシェント・コリメータ
５４ コリメート後のビーム
５６ ファン・ビーム軸
５８ 検出器ハウジング
６０ プレート
６２ 多次元シンチレータ・アレイ
６４ 基材
６６ スイッチ装置
６８ デコーダ
７０ 可撓性電気ケーブル
８１ シャッター・カム
８２ トラッキング・カム
１０４、１０５ カム駆動器
１０６ 開口
７０１ 走査中の放射線源と患者との間の相対位置の変化の方向
７０２ カムを動作させない場合の被曝部分
７０４ カムを動作させない場合の被曝部分
８０２ 試験対象
８０３ 第一の画像位置
８０４ 厚み
８０５ 径
８０６ 対象の前端エッジ
８０７ 長手軸
８０８ ビームのエッジ
８１０ 対象の下方エッジ
８１２ Ｘ線ビームのエッジ
８１４ 対象の上方エッジ
９０２ 対象の後尾エッジ

Claims (10)

1. Ｘ線源（１４）と検出器アレイ（１８）とを含む計算機式断層写真法システム（１０）での走査中にＸ線照射を制御するプリ・ペイシェント・コリメータ（５２）であって、
   前記Ｘ線源により発生されるＸ線ファン・ビーム（１６）を第一の方向にシャッター調節するように構成されている第一のカム（８１）と、
   前記Ｘ線源の焦点（５０）に関して前記第一のカムの反対側に位置しており、前記Ｘ線ファン・ビームを前記第一の方向とは反対の第二の方向にシャッター調節するように構成されている第二のカム（８２）と、
   前記走査中に前記第一のカム及び前記第二のカムの少なくとも一方を配置するように構成されているカム駆動器（１０４、１０５）と、
   を備えたプリ・ペイシェント・コリメータ（５２）。
2. 前記第一のカム及び前記第二のカムはＸ線吸収材料で作製されており、前記第一のカム及び前記第二のカムは、前記ファン・ビームの厚みを調節するために撮像対象（２２）に向かって照射されるＸ線ビームの一部を遮断するように構成されている、請求項１に記載のコリメータ。
3. 前記カム駆動器は、前記第一のカム及び前記第二のカムの各々を独立に配置するように構成されている、請求項２に記載のコリメータ。
4. 前記カム駆動器は、少なくとも１台のカム・モータ（１０４、１０５）を含んでいる、請求項２に記載のコリメータ。
5. 前記カム駆動器は、前記第一のカム及び前記第二のカムの各々のためのカム・モータを含んでいる、請求項４に記載のコリメータ。
6. 前記検出器アレイはマルチ・スライス検出器を含んでおり、前記カム駆動器はファン・ビーム厚みを変化させるように構成されている、請求項２に記載のコリメータ。
7. Ｘ線源と、ｚ軸方向に延在する複数の検出器セルを含む検出器アレイと、シャッター・カム（８１）及びトラッキング・カム（８２）を含むプリ・ペイシェント・コリメータとを含む計算機式断層写真法システムにおいてＸ線照射を低減するシステムであって、
   前記ｚ軸に沿って患者テーブル（４６）の速度を決定して、
   撮像対象に向かって照射されるべきファン・ビームの厚みを画定するために、前記決定されたテーブル速度を用いて走査中に前記シャッター・カム及び前記トラッキング・カムの少なくとも一方を配置する
   ように構成されているシステム。
8. 前記カムは、前記ファン・ビームの厚みを調節するために、前記Ｘ線源によって放出されるＸ線ビームの一部を遮断するように構成されている、請求項７に記載のシステム。
9. ｚ軸に沿って並進可能な患者テーブル（４６）と、開口（１０６）を画定する第一のカム（８１）及び第二のカム（８２）を有するコリメータ（５２）とを含む計算機式断層写真法システムにおいてＸ線量を制御する方法であって、
   前記テーブルの並進速度に比例した速度で前記第一のカムを開くステップと、
   前記テーブルの前記並進速度に比例した速度で前記第二のカムを閉じるステップと、
   を備えた方法。
10. 前記ｚ軸に沿った前記テーブルの並進の速度を決定するステップをさらに含んでいる請求項９に記載の方法。

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