JP4275064B2 - 走査長が減少された円錐ビームｃｔスキャナ - Google Patents
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Description
【０００１】
［発明の技術分野］
本発明は、円錐ビーム源を利用するＣＴヘリカルスキャナに関する。
【０００２】
［発明の背景］
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の性能の重要な評価基準は、大きなボリューム（volume）を短時間で画像化する能力である。これにより、患者の動きによるアーチファクトを減少させること、および患者についての高いスループットが可能になる。
【０００３】
スループットを改善する一つの方法は、螺旋走査を利用することである。このような走査では、患者を照射するＸ線源が患者の周囲を螺旋軌道で回転する。減衰データは全軌道上で取得される。データは、螺旋軸に垂直な断面減衰画像“スライス”を再構成する為に用いられる。
【０００４】
螺旋走査と共にときどき用いられる別の方法は、軸方向でずらされた、複数の、円周方向に間隔をおいて配置された検出器列を提供する。この方法を実現するスキャナは、時として“マルチスライス”スキャナと呼ばれる。一般には、単一の照射源が患者（および患者内部の多数のスライス）を照射するために用いられ、患者は“円錐”ビームで照射される。少なくともいくつかの検出器は、軸に垂直なスライスを通過した減衰を表していない減衰データを検出する。ＣＴの標準の再構成アルゴリズムは軸方向のスライスを基本にしているので、マルチスライスの方法は、本質的に、軸を横断するスライスの再構成において矛盾したデータを利用することになる。しかしながら、照射角度が比較的小さいものである限り、この効果は、実質的なアーチファクトを生じさせることが無く、無視できるものになる。円錐ビームの角度が増加するにしたがい、アーチファクトも増加する。一般には、角度が厄介なアーチファクトを発生させるほどの大きさのときには、特別の円錐ビーム再構成アルゴリズムが用いられる。
【０００５】
データ軌跡の非横断の性質を考慮した円錐ビーム再構成アルゴリズムが開発されている。このようなアルゴリズムの代表的な例は、Ge Wangらによる、“一般的円錐ビーム再構成アルゴリズム（A General Cone-Beam Reconstruction Algorithm）”、IEEE Trans. Med. Imag. Vol. 12, No. 3, 1993年9月、586-496ページ、および、Mark Kachelrieβらによる、“円錐ビーム螺旋ＣＴにおける改良型のシングルスライス再括り付け（Advanced single-slice rebinning in cone-beam spiral CT）”、Med. Phs. Vol. 27, No. 4, 2000年4月、754-772ページで説明されている。
【０００６】
円錐ビーム取得方法から減衰マップを再構成することの一つの特徴は、Ｘ線源により描かれる螺旋の長さが、走査されている領域の長さよりも大きいということである。この余分な長さが必要なのは、必要な長さの完全な到達範囲を得る為には、走査の最初または最後のいくつかの非横断の光線は利用できないからである。
【０００７】
前記走査の長さを減じる方法がある。WO 99/01736は、螺旋軸と患者軸とが一致し、中心の検出器列の軸およびＸ線源によって形成される面が、合同の患者／螺旋軸に対して傾斜している方法について記載している。これは、検出器アレイの使用効率を向上させると言われている。
【０００８】
一般には、螺旋経路を短縮すると、ビームの円錐形状に起因するアーチファクトが発生する。螺旋経路の短縮は、追加のアーチファクトを生じさせることなしには、円錐再構成方法によって定まる限界を超えることはできない。
【０００９】
米国特許4,989,142および欧州特許公報EP 0 981 996は、患者軸と螺旋軸が異なる系において、データを軸横断方向患者データに変換する方法について記載している。
【００１０】
いくつかのＣＴスキャナでは、患者軸は、ＣＴスキャナおよび取得された（螺旋軸に対して軸横断方向である）“軸方向の”スライスの回転軸に対して傾けることができる。本明細書で用いられる用語“軸”または“軸方向”は、それ以外の指示がない限り、ＣＴスキャナの回転軸を言い、ベッドの移動軸のことではない。従来技術では、一般には、軸横断方向のスライスが、画像化されている解剖学的組織に対して適切に位置付けされるように、このような角度付けが提供される。したがって、低い変化では一般には有効な程度には視覚化を改善しないので、このような角度付けは一般には７から１５度である。
【００１１】
［発明の要約］
本発明は、一般には、患者がＸ線を照射されている間にベッドを横断する長さの最適化、または少なくともその減少に関する。
【００１２】
本発明の側面において、Ｘ線管の回転軸（以下“ＣＴ軸”）、およびベッド移動軸は、一般には２度未満で、そして殆どの場合には常に５度未満で互いに少し傾けられる。
本発明のいくつかの実施形態では、Ｘ線検出器環はＣＴ軸と共に傾けられる。
【００１３】
現在のヘリカルＣＴスキャナでは、スライスの数が増加され、およびそれにより走査ピッチが増加されている。このことは、Ｘ線管の必要な回転数の著しい減少をもたらす。多くの場合、約１回転で十分である。このような状況の下では、所望の関心のボリューム領域（ＶＲＯＩ）に含まれない領域の不要な照射が、患者の全体としての照射の重要な部分となり得る。所望の（ＶＲＯＩ）を画像化しつつほんの僅か回転させることによる走査の長さの減少は、患者の全体としての照射の著しい減少をもたらす。
【００１４】
本発明の模範的な実施形態において、Ｘ線照射を開始する回転角度は、患者の照射が行われる横断の長さを最小値に減少できるよう調節される。
【００１５】
本発明のいくつかの実施形態では、螺旋軸と、（一般には患者移動軸と同一の）関心の円柱ボリューム領域の軸との角度は、同じ回転に関して、円錐の中央のファンが、円柱の上面または底面の端部に必要となる、中心平行ビューデータを提供する角度に設定される。選択的には、Ｘ線の開始の角度は、中央のファンがこれらの端部の最初の一つに最初に交わる前に、９０°の回転を行うように設定される。このことにより、中心平行ビューは、全てが中央のファンビームによるものである減衰経路から生成されることになる。幾つかの状況では、回転の終わりもまた、機能的に同様の角度である。他の状況では、選択された長さのために、このことは不可能である。いくつかの実施形態では、患者の最小の照射を行う為の折衷案の角度が用いられるか、または他の最適化が用いられる。
【００１６】
したがって本発明の実施形態によって提供されるのは、ボリューム内での減衰値を再構成するためのコンピュータ断層撮影装置であって、
前記ボリュームの少なくとも一部を照射する間に回転面内で前記ボリュームの周囲を回転するように配置されたＸ線源と、
前記ボリュームの反対側に配置され前記回転するＸ線源によって照射される複数のＸ線検出器列と、
前記Ｘ線検出器が検出器を照射する間、前記回転面の法線に対してある角度で、前記Ｘ線源と検出器との間の空間を通過して患者を移動させるよう動作する患者支持台と、
前記回転の半径Ｒ、前記ボリュームの半径ｒ、および前記Ｘ線源の１回転の間に前記患者支持台が移動する距離として定義される螺旋ピッチｍの少なくとも一つに基づいて前記角度を計算するように動作するコントローラと、を備える。
【００１７】
選択的には、前記角度は０．５度より大きく５度より小さいものである。
【００１８】
さらに、本発明の好ましい実施形態によって提供されるのは、半径ｒのボリュームの範囲内で減衰値を再構成するためのコンピュータ断層撮影装置であって、
前記ボリュームの少なくとも一部を照射する間に半径Ｒで前記ボリュームの周囲を回転するように配置されたＸ線源と、
前記ボリュームの反対側に配置され前記回転するＸ線源によって照射される複数のＸ線検出器列と、
見かけのＸ線源の回転が少なくともおおよそは、前記Ｘ線源の１回転の間に患者支持台が移動する距離として定義される螺旋ピッチｍを定義するように、前記Ｘ線検出器が検出器を照射する間、前記回転面の法線に対してある角度で、前記ボリュームを通して患者を移動させるよう動作する患者支持台と、
０．５°から５°の間の所望の角度を決定し、前記角度が前記所望の値に調節されたときに前記Ｘ線源を作動させるよう動作するコントローラと、を備える。
【００１９】
本発明の実施形態において、前記検出器列は、平面、または円柱面の一部を描くように方向付けられ、前記面はＸ線源の回転面に垂直である。
【００２０】
選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の０．７から１．５倍の間である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．２５倍の間である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．１５倍の間である。
【００２１】
本発明の実施形態において、前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について１、０．５または０．２５度の範囲内であり、ここでΔｚ＝β＊ｍ／２πおよびβ＝２arcsin(ｒ／Ｒ)である。
【００２２】
前記ボリュームは直円柱ボリュームである本発明の実施形態において、前記Ｘ線源により生成される円錐ビームの中央のファンが前記ボリュームの端部の中心平行ビューのための、前記ボリュームの端部に平行なラインに関する減衰データを提供するよう、前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える。
【００２３】
前記ボリュームは直円柱ボリュームである本発明の実施形態において、前記Ｘ線源が前記円錐ビームと前記ボリュームの端部との最初の交差に先行する９０°の回転で開始するよう前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える。
【００２４】
選択的には、前記コントローラは、前記Ｘ線の開始位置にミラーイメージで対応する、再構成すべきボリュームの他の端部位置でＸ線を停止する。
【００２５】
本発明の実施形態によってさらに提供されるのは、ＶＲＯＩの少なくとも一部を照射する間に前記ＶＲＯＩの周囲の面内で回転するようになっているＸ線源と、前記ＶＲＯＩに対向する側に配置され前記回転Ｘ線源により照射される複数のＸ線検出器列と、前記ＶＲＯＩの軸を定義する支持台とを備えるＣＴイメージャを利用する、半径ｒを有する関心の円柱ボリューム領域ＶＲＯＩの断層撮影画像化方法であって、
前記照射される領域を通して前記支持台と関連のＶＲＯＩとを移動させ、
前記ＶＲＯＩの軸と前記回転面の軸とが０．５°から５°の角度をなすように前記Ｘ線源の回転面を傾斜させ、
前記ＶＲＯＩが前記回転面を前記角度で通過する間に前記ＶＲＯＩを照射すること、からなる。
【００２６】
本発明の実施形態において、前記Ｘ線検出器列は、それらが平面または円柱面の一部を描くよう方向付けられ、前記面は前記Ｘ線源の回転面に垂直である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の０．７から１．５倍である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．２５倍である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．１５倍である。
【００２７】
本発明の実施形態において、前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について１、０．５または０．２５度の範囲内であり、ここでΔｚ＝β＊ｍ／２πおよびβ＝２arcsin(ｒ／Ｒ)である。
【００２８】
本発明の実施形態において、前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、本方法は、前記Ｘ線源により生成される円錐ビームの中央のファンが、前記ボリュームの端部の中心平行ビューのための前記ボリュームの端部に平行なラインに関する減衰データを提供するよう、前記Ｘ線を作動させることを含む。
【００２９】
前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、本方法は、前記Ｘ線が前記円錐ビームの中央のファンと前記ボリュームの端部との交差に先行して約９０°の回転で開始するように前記Ｘ線を作動させることを含む。
【００３０】
選択的には、本方法は、前記Ｘ線の開始位置にミラーイメージで対応する、再構成すべき前記ボリュームの他の端部位置でＸ線を停止することを含む。
【００３１】
［代表的な実施形態の詳細］
図１は、従来技術による、マルチスライス円錐ビームの形状を表す側面図である。患者軸１２を有する関心の円柱ボリューム領域（ＶＲＯＩ）１０は、Ｘ線源が回転（ＣＴ）軸１８の周りを回転する間、Ｘ線源１３により走査される。回転軸１８は、図示された従来技術に関しては、軸１２と一致しているものとして示されている。患者１４は方向１２において移動する。ＶＲＯＩ１０に付けられているのは、画像が求められている一連のスライス２０である（その幾つかのみ表示されている）。従来のシステムでは、軸横断方向のスライス（不図示）が画像化されることになるとき、患者軸とＣＴ軸とは一致する。
【００３２】
図１と同等の図２の表現が、本発明の説明のために役に立つ。図１では、患者はその軸上で動き、Ｘ線源は純粋な回転運動をするとみなされる一方で、図２では、Ｘ線源１３は螺旋運動１５を描き、患者は静止しているとみなされている。螺旋軸はＸ線源の回転軸と等しい。この２種類の説明は、もちろん完全に等価である。
【００３３】
図２に対応する図３は、ＶＲＯＩ１０と同一の（患者軸１２に対する）軸横断方向の所望のスライス２０の側面図を示している。しかしながら、図１の従来技術とは異なり、患者軸１２とＣＴ回転軸１８は角度αだけずれている。この角度は、患者周囲でのＸ線管の回転数を最小にすることにより患者に対する照射量を最小にするために選択されるのが好ましい。角度のずれは、約１２°で示されているが、本発明の様々な実施形態における実際の角度は、通常はそれよりかなり小さい。なお、図３においてはまた、患者は傾いているように示されている。しかしながら、実際には、Ｘ線源および検出器の両方の回転円を同一の角度αだけ傾斜させることで、ガントリの面を傾斜させるのが一般にはいっそう便利である。多くの現在のＣＴイメージャはそのような角度付けの能力を持つので、本発明の実施において一般には特別の装備は必要ではない。コントローラ１００は、Ｘ線源を制御し、従来のシステムのように、検出器からデータ信号を受信する。コントローラ１００は、傾斜角αを提供するために、以下で述べるように傾斜角を決定し、また、ガントリ（またはテーブル）の傾斜を制御する。一般にコントローラという用語は、決定された減衰値に基づいて断層撮影画像を計算しおよび表示するために必要な装置およびソフトウェアを含めるために用いられる。
【００３４】
Ｘ線源の経路は螺旋として示されているが、以下で示すように、これは移動する基準に関してのみ正しい。以下の説明は発明の理解に必要なことを厳格に述べるものではないが、読者をさらに指導するために含められている。
【００３５】
螺旋経路に対するＶＲＯＩの方向を公式で表す為には、傾斜したガントリの回転軸と同一方向のＺ軸を有する直交座標系（ＳＯＣ）を選択するのが便利である。ＳＯＣの原点は、円柱の中心に固定される。すなわち、ＳＯＣの原点は患者と共に移動する。この動きは、図２に示された螺旋を発生するために用いられたものと同じである。図１と２の実施形態では、動きはＸ線源の回転の回転面に垂直であり、ＳＯＣ内では、Ｘ線源の動きは、固定軸に対し真に螺旋である。
【００３６】
図３の実施形態において、ＳＯＣの原点は回転面に垂直な方向内では移動しないので、解析はいくぶん複雑である。図３のＳＯＣにおいて、ＶＲＯＩの外面は、
とｈに関してパラメータを用いて以下のように定義される：
ｘｃ＝ｒ＊cos(φ)＊cos(α)＋ｈ＊sin(α) (1)
ｙｃ＝ｒ＊sin(φ) および (2)
ｚｃ＝−ｒ＊cos(φ)＊sin(α)＋ｈ＊cos(α) (3)
ここで、ｒはＶＲＯＩの円柱の半径、αはガントリの傾斜角、φは０から２πの間で変化するパラメータ、ｈはＨが円柱の高さであるとき−Ｈ／２と＋Ｈ／２の間で変化するパラメータである。
【００３７】
上記の座標系において、Ｘ線源の螺旋経路は以下で与えられる：
ｘｓ＝ｚｓ＊tan(α)+Ｒ＊cos(θ０+2π＊ｚｓ/(m＊cos(α))) および (4)
ｙｓ＝Ｒ＊sin(θ０+2π＊ｚｓ/(m＊cos(α))) (5)
ここで、Ｒはガントリの等価中心の周りでのＸ線源回転半径、mは螺旋ピッチ、θ０は螺旋経路の位相である。式（４）における項ｚｓ＊tan(α)は、（ＶＲＯＩの中心に固定された座標原点を持つ）傾斜したガントリについては、Ｘ線源の経路は移動する点に対して螺旋経路であるという事実を反映している。ｚ軸の方向は螺旋軸の方向と同じであるけれども、ｘ−ｙ平面内において軸の位置は、螺旋の中心に対して移動する。簡単のために、傾斜はｘ−ｚ面内であると仮定する。
【００３８】
上記数式４および５は、傾斜には２つの自由度、とりわけ、傾斜角度α、および螺旋の位相θ０があることを強調している。照射量は角度を適切に選択することにより減じることができ、さらなる最適化は螺旋位相の選択に基づく。
【００３９】
ＶＲＯＩ１０に対する螺旋の角度は、Ｘ線管が端面を通過するときに、螺旋経路がＶＲＯＩ１０の端面２２の一つ、好ましくは両方に平行となるようなものである。この一致およびそれがなぜ望ましいかという理由は、図４の助けをかりて説明される。
【００４０】
図４は、Ｘ線源の回転経路を表す円２４とともに、ＶＲＯＩ１０の端面表示を示している。さらに図示されているのは、ＶＲＯＩの端面スライス画像の再構成のためのＣＴ“ビュー（view）”についての幾つかのビーム経路のグループに対応する複数のビーム２６、２８、３０および３２である。このビーム経路グループは、当技術分野で知られたあらゆる方法を用いて、ファン／円錐データの平行ビューへの再括り付けにより提供される。
【００４１】
本発明の実施形態によれば、スライスの再構成に必要な平行ビューの一つは、図に示されているように、角度βの一つの部分的な回転の間に導き出される。選択的には、特定のビューを作るグループ内の要素のそれぞれは、円錐ビームの同一のファンから提供される。シンプルな幾何学的形状により、β＝２＊arcsin(ｒ／Ｒ)であることが分かる。
【００４２】
図４において、３４と３６は、特定のビュー（つまり、ＶＲＯＩ）の再構成円の極値の２画素を表し、３８と４０は、これらのビームが取得されるときのＸ線源の位置に対応する。グループの全ての要素について同一のファンビームが用いられるように、Ｘ線源は、回転βの間、以下の距離だけ移動する（Δｚ）：
Δｚ＝β＊ｍ／（２π） (6)
ここで、ｍはガントリの１回転の間でのベッドの移動（すなわち、螺旋のピッチ）である。この移動量は、角度βの回転の間、同一のファンがスライスに位置合わせされた状態でいるようにするであろう。
【００４３】
この条件を達成するために、患者軸１２と螺旋軸１８は、以下の角度だけ角度付けされなければならない：
α＝arctan(Δｚ／２ｒ) (7)
これは、約０．５よりも小さいｒ／Ｒの値に関しては螺旋角にほぼ等しく、より大きなｒ／Ｒの値については螺旋角よりも幾分大きい。全ての実際のケースにおいて、上記分析により、螺旋角の１５％または２５％の範囲内でαの値がもたらされる。計算された値は最適の結果を与えるが、螺旋角の０．７から１．５倍の値もまた、照射量の実質的な減少を与える。αは、螺旋角から螺旋角の１．２５倍であるのがいっそう好ましい。最適には、αは、上記の式により定義される角度に実質的に等しいものである（すなわち、０．２５、０．５または１度の範囲内）。
【００４４】
例えば、Ｒ＝２８５ｍｍ、ｍ＝１００（マルチスライススキャナについて）については、１２５から２５０の範囲のｒについて、αは、約３．３°から３．７°である。この角度はもちろんｒ，Ｒおよびｍに依存し、これらの変数の値によって変化するであろう。実際の状況では、αは０．５°から５°であろうと思われる。殆どの構成に関しては、１°から４°の間であろう。幾つかの構成に関しては、２°から３°の間であろう。
【００４５】
上記分析によれば、スライスの為の全てのビューを生成するのに必要なトータルの回転は、ちょうど、１８０°＋βである。上記分析は、端部のスライスの一つを再構成する為のデータ取得の最適化について説明している。
【００４６】
上記分析は、ＶＲＯＩ１０の一つの端部のスライスの為の最適化手続きについて説明している。最適には、ＶＲＯＩの他の端部で同一の条件が当てはまるならば、照射量は最大量が減じられる。このことは、ＶＲＯＩの長さがピッチの整数倍であるときに生じる。
【００４７】
これらの状況下では、螺旋経路は２＊arcsin（ｒ／Ｒ）だけ減少させることができる。例えば、ｒ＝．６６７Ｒであれば、減少は８３°以上である。ＶＲＯＩの長さがピッチに小さな数を乗算した数である場合、照射の減少はかなりの量である。このことは大きな螺旋ピッチが用いられるときに、照射量の１０％以上の減少を与える。Ｘ線源の数回転が必要となるような、いっそう小さな螺旋ピッチが用いられるときには、またはｒ／Ｒがいっそう小さい場合には、改善はいっそう小さい。
【００４８】
中央のファンからの中心ビューのための全ての減衰値を取得するために、ファンが端面と最初に交わるときに、Ｘ線はオンされるべきである。しかしながら、これは中心ビューなので、それより早いビューは、それより早く得られる。このことは、Ｘ線は、この最初の交差の前のＸ線源の９０°の回転でオンされるのが好ましいことを意味している。ＶＲＯＩの長さがピッチの整数倍に等しいとき、ＶＲＯＩの両端部での最適化をもたらすであろう。上述のように直交座標系を利用することにより、スキャンが始まる螺旋の位相角は好ましくは：
θ０＝２π((1/2 Ｈcos(α))＋Ｒsin(α))／(ｍcos(α)) (8)
【００４９】
他の長さについては、折衷案の開始角度を選択することができ、または、単にひとつの端部だけが最適化される。代替的には、ピッチは、画質要求条件と一致して放射が最適化されるよう調節される。さらに代替的には、幾つかの状況では、角度は幾分、計算されたαとは異なるようにされる。一般には、これらの変形についての幾つかの組み合わせを用いることができる。最小の照射量を与える正確な値は、ある程度、システムの特定の形状およびＶＲＯＩの長さに依存し、一般の定式化は不可能であろう。しかしながら、ここで述べられた一般の基本となるものを利用することで、あらゆる最適化に関する角度αは、上記の計算された値の２５％であると予測される。
【００５０】
上記実施形態は、データを平行ビューに再括り付けすること及びその平行ビューから画像を再構成することにより平行ビューが再構成されるシステムへの、本発明の適用を説明している。したがって、それは、上記Kachelrieβらによる論文、およびM.Grassらによる“円形軌道のための三次元円錐ビーム再構成（A 3D cone beam reconstruction for circular trajectories）”Phys. , Med., Biol., Vol. 45, P329(2000)のような広範囲のファンビーム再構成アルゴリズムに適用可能である。しかしながら、本発明は、例えば、Shaller らによる“螺旋円錐ビームＣＴにおける長い被検物のための精密ラドン再括り付けアルゴリズム（Exact Radon Rebinning Algorithm for the Long Object in Herical Cone Beam CT）”、IEEE Trans. Med. Imag. Vol. 19, p. 361(2000)、および、Kudo らによる“螺旋円錐ビーム断層撮影法における長い被検物問題のための準精密フィルタ逆投影（Quasi-exact filtered backprojection algorithm for long object problem in helical cone-beam Tomography）”, IEEE Trans., Med. Imag. Vol. 19, p.902(2000)のような他の再構成方法にも適用することができる。これら全ての論文の開示は参照により本明細書に組み込まれる。また、上記分析では、面に平行でない経路を持つビューの使用の効果は取り扱われていない。しかしながら、このような問題は、実質的に全ての円錐ビーム再構成アルゴリズムで取り扱われている。
【００５１】
また、本発明は例証として提供され本発明の範囲を限定することを意図するものではない、その模範的な実施形態の非限定の詳細な説明を用いて記載されてきた。様々な実施形態の特徴の組み合わせを含む本発明の実施形態の変形を、当業者であれば想起するであろう。例えば、マルチフォーカルスポットシステム（multiple focal spot system）（高解像度について）、および、回転Ｘ線源ではなく、環状のターゲット（Ｘ線源）に当たるビームが患者の周囲を進行する環状Ｘ線源が用いられるシステムとして、第三および第四世代ＣＴスキャナの両方を用いることができる。さらに、本発明は患者の画像化について記載されてきたけれども、ＣＴ画像化は、成型品および機械加工品のような他の対象物の内部の画像化にも用いることができる。したがって本発明の範囲は、特許請求の範囲によってのみ制限される。また、特許請求の範囲に関するあらゆる疑問を避けるために、特許請求の範囲で用いられる“備える”、“からなる”、“含む”などの用語は、“非限定的に含んでいる”ということを意味している。
【図面の簡単な説明】
【図１】 従来技術によるＣＴイメージャの一般化された模式図であり、本発明の理解の為に必要な要素を示している。
【図２】 図１のＣＴイメージャと等価である、ＣＴイメージャの別の表現を示している。
【図３】 図２の形式で提供された、患者軸と、Ｘ線源の回転により形成される回転経路（螺旋）の軸との間の角度傾斜の構成である。
【図４】 Ｘ線源の回転を描く円と共にＶＲＯＩの端部を示している。
【符号の説明】
１０ ＶＲＯＩ
１２ 患者軸
１３ Ｘ線源
１４ 患者
１７ 螺旋運動
１８ ＣＴ回転軸
２０ スライス
１００ コントローラ
［発明の技術分野］
本発明は、円錐ビーム源を利用するＣＴヘリカルスキャナに関する。
【０００２】
［発明の背景］
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の性能の重要な評価基準は、大きなボリューム（volume）を短時間で画像化する能力である。これにより、患者の動きによるアーチファクトを減少させること、および患者についての高いスループットが可能になる。
【０００３】
スループットを改善する一つの方法は、螺旋走査を利用することである。このような走査では、患者を照射するＸ線源が患者の周囲を螺旋軌道で回転する。減衰データは全軌道上で取得される。データは、螺旋軸に垂直な断面減衰画像“スライス”を再構成する為に用いられる。
【０００４】
螺旋走査と共にときどき用いられる別の方法は、軸方向でずらされた、複数の、円周方向に間隔をおいて配置された検出器列を提供する。この方法を実現するスキャナは、時として“マルチスライス”スキャナと呼ばれる。一般には、単一の照射源が患者（および患者内部の多数のスライス）を照射するために用いられ、患者は“円錐”ビームで照射される。少なくともいくつかの検出器は、軸に垂直なスライスを通過した減衰を表していない減衰データを検出する。ＣＴの標準の再構成アルゴリズムは軸方向のスライスを基本にしているので、マルチスライスの方法は、本質的に、軸を横断するスライスの再構成において矛盾したデータを利用することになる。しかしながら、照射角度が比較的小さいものである限り、この効果は、実質的なアーチファクトを生じさせることが無く、無視できるものになる。円錐ビームの角度が増加するにしたがい、アーチファクトも増加する。一般には、角度が厄介なアーチファクトを発生させるほどの大きさのときには、特別の円錐ビーム再構成アルゴリズムが用いられる。
【０００５】
データ軌跡の非横断の性質を考慮した円錐ビーム再構成アルゴリズムが開発されている。このようなアルゴリズムの代表的な例は、Ge Wangらによる、“一般的円錐ビーム再構成アルゴリズム（A General Cone-Beam Reconstruction Algorithm）”、IEEE Trans. Med. Imag. Vol. 12, No. 3, 1993年9月、586-496ページ、および、Mark Kachelrieβらによる、“円錐ビーム螺旋ＣＴにおける改良型のシングルスライス再括り付け（Advanced single-slice rebinning in cone-beam spiral CT）”、Med. Phs. Vol. 27, No. 4, 2000年4月、754-772ページで説明されている。
【０００６】
円錐ビーム取得方法から減衰マップを再構成することの一つの特徴は、Ｘ線源により描かれる螺旋の長さが、走査されている領域の長さよりも大きいということである。この余分な長さが必要なのは、必要な長さの完全な到達範囲を得る為には、走査の最初または最後のいくつかの非横断の光線は利用できないからである。
【０００７】
前記走査の長さを減じる方法がある。WO 99/01736は、螺旋軸と患者軸とが一致し、中心の検出器列の軸およびＸ線源によって形成される面が、合同の患者／螺旋軸に対して傾斜している方法について記載している。これは、検出器アレイの使用効率を向上させると言われている。
【０００８】
一般には、螺旋経路を短縮すると、ビームの円錐形状に起因するアーチファクトが発生する。螺旋経路の短縮は、追加のアーチファクトを生じさせることなしには、円錐再構成方法によって定まる限界を超えることはできない。
【０００９】
米国特許4,989,142および欧州特許公報EP 0 981 996は、患者軸と螺旋軸が異なる系において、データを軸横断方向患者データに変換する方法について記載している。
【００１０】
いくつかのＣＴスキャナでは、患者軸は、ＣＴスキャナおよび取得された（螺旋軸に対して軸横断方向である）“軸方向の”スライスの回転軸に対して傾けることができる。本明細書で用いられる用語“軸”または“軸方向”は、それ以外の指示がない限り、ＣＴスキャナの回転軸を言い、ベッドの移動軸のことではない。従来技術では、一般には、軸横断方向のスライスが、画像化されている解剖学的組織に対して適切に位置付けされるように、このような角度付けが提供される。したがって、低い変化では一般には有効な程度には視覚化を改善しないので、このような角度付けは一般には７から１５度である。
【００１１】
［発明の要約］
本発明は、一般には、患者がＸ線を照射されている間にベッドを横断する長さの最適化、または少なくともその減少に関する。
【００１２】
本発明の側面において、Ｘ線管の回転軸（以下“ＣＴ軸”）、およびベッド移動軸は、一般には２度未満で、そして殆どの場合には常に５度未満で互いに少し傾けられる。
本発明のいくつかの実施形態では、Ｘ線検出器環はＣＴ軸と共に傾けられる。
【００１３】
現在のヘリカルＣＴスキャナでは、スライスの数が増加され、およびそれにより走査ピッチが増加されている。このことは、Ｘ線管の必要な回転数の著しい減少をもたらす。多くの場合、約１回転で十分である。このような状況の下では、所望の関心のボリューム領域（ＶＲＯＩ）に含まれない領域の不要な照射が、患者の全体としての照射の重要な部分となり得る。所望の（ＶＲＯＩ）を画像化しつつほんの僅か回転させることによる走査の長さの減少は、患者の全体としての照射の著しい減少をもたらす。
【００１４】
本発明の模範的な実施形態において、Ｘ線照射を開始する回転角度は、患者の照射が行われる横断の長さを最小値に減少できるよう調節される。
【００１５】
本発明のいくつかの実施形態では、螺旋軸と、（一般には患者移動軸と同一の）関心の円柱ボリューム領域の軸との角度は、同じ回転に関して、円錐の中央のファンが、円柱の上面または底面の端部に必要となる、中心平行ビューデータを提供する角度に設定される。選択的には、Ｘ線の開始の角度は、中央のファンがこれらの端部の最初の一つに最初に交わる前に、９０°の回転を行うように設定される。このことにより、中心平行ビューは、全てが中央のファンビームによるものである減衰経路から生成されることになる。幾つかの状況では、回転の終わりもまた、機能的に同様の角度である。他の状況では、選択された長さのために、このことは不可能である。いくつかの実施形態では、患者の最小の照射を行う為の折衷案の角度が用いられるか、または他の最適化が用いられる。
【００１６】
したがって本発明の実施形態によって提供されるのは、ボリューム内での減衰値を再構成するためのコンピュータ断層撮影装置であって、
前記ボリュームの少なくとも一部を照射する間に回転面内で前記ボリュームの周囲を回転するように配置されたＸ線源と、
前記ボリュームの反対側に配置され前記回転するＸ線源によって照射される複数のＸ線検出器列と、
前記Ｘ線検出器が検出器を照射する間、前記回転面の法線に対してある角度で、前記Ｘ線源と検出器との間の空間を通過して患者を移動させるよう動作する患者支持台と、
前記回転の半径Ｒ、前記ボリュームの半径ｒ、および前記Ｘ線源の１回転の間に前記患者支持台が移動する距離として定義される螺旋ピッチｍの少なくとも一つに基づいて前記角度を計算するように動作するコントローラと、を備える。
【００１７】
選択的には、前記角度は０．５度より大きく５度より小さいものである。
【００１８】
さらに、本発明の好ましい実施形態によって提供されるのは、半径ｒのボリュームの範囲内で減衰値を再構成するためのコンピュータ断層撮影装置であって、
前記ボリュームの少なくとも一部を照射する間に半径Ｒで前記ボリュームの周囲を回転するように配置されたＸ線源と、
前記ボリュームの反対側に配置され前記回転するＸ線源によって照射される複数のＸ線検出器列と、
見かけのＸ線源の回転が少なくともおおよそは、前記Ｘ線源の１回転の間に患者支持台が移動する距離として定義される螺旋ピッチｍを定義するように、前記Ｘ線検出器が検出器を照射する間、前記回転面の法線に対してある角度で、前記ボリュームを通して患者を移動させるよう動作する患者支持台と、
０．５°から５°の間の所望の角度を決定し、前記角度が前記所望の値に調節されたときに前記Ｘ線源を作動させるよう動作するコントローラと、を備える。
【００１９】
本発明の実施形態において、前記検出器列は、平面、または円柱面の一部を描くように方向付けられ、前記面はＸ線源の回転面に垂直である。
【００２０】
選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の０．７から１．５倍の間である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．２５倍の間である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．１５倍の間である。
【００２１】
本発明の実施形態において、前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について１、０．５または０．２５度の範囲内であり、ここでΔｚ＝β＊ｍ／２πおよびβ＝２arcsin(ｒ／Ｒ)である。
【００２２】
前記ボリュームは直円柱ボリュームである本発明の実施形態において、前記Ｘ線源により生成される円錐ビームの中央のファンが前記ボリュームの端部の中心平行ビューのための、前記ボリュームの端部に平行なラインに関する減衰データを提供するよう、前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える。
【００２３】
前記ボリュームは直円柱ボリュームである本発明の実施形態において、前記Ｘ線源が前記円錐ビームと前記ボリュームの端部との最初の交差に先行する９０°の回転で開始するよう前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える。
【００２４】
選択的には、前記コントローラは、前記Ｘ線の開始位置にミラーイメージで対応する、再構成すべきボリュームの他の端部位置でＸ線を停止する。
【００２５】
本発明の実施形態によってさらに提供されるのは、ＶＲＯＩの少なくとも一部を照射する間に前記ＶＲＯＩの周囲の面内で回転するようになっているＸ線源と、前記ＶＲＯＩに対向する側に配置され前記回転Ｘ線源により照射される複数のＸ線検出器列と、前記ＶＲＯＩの軸を定義する支持台とを備えるＣＴイメージャを利用する、半径ｒを有する関心の円柱ボリューム領域ＶＲＯＩの断層撮影画像化方法であって、
前記照射される領域を通して前記支持台と関連のＶＲＯＩとを移動させ、
前記ＶＲＯＩの軸と前記回転面の軸とが０．５°から５°の角度をなすように前記Ｘ線源の回転面を傾斜させ、
前記ＶＲＯＩが前記回転面を前記角度で通過する間に前記ＶＲＯＩを照射すること、からなる。
【００２６】
本発明の実施形態において、前記Ｘ線検出器列は、それらが平面または円柱面の一部を描くよう方向付けられ、前記面は前記Ｘ線源の回転面に垂直である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の０．７から１．５倍である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．２５倍である。選択的には、前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．１５倍である。
【００２７】
本発明の実施形態において、前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について１、０．５または０．２５度の範囲内であり、ここでΔｚ＝β＊ｍ／２πおよびβ＝２arcsin(ｒ／Ｒ)である。
【００２８】
本発明の実施形態において、前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、本方法は、前記Ｘ線源により生成される円錐ビームの中央のファンが、前記ボリュームの端部の中心平行ビューのための前記ボリュームの端部に平行なラインに関する減衰データを提供するよう、前記Ｘ線を作動させることを含む。
【００２９】
前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、本方法は、前記Ｘ線が前記円錐ビームの中央のファンと前記ボリュームの端部との交差に先行して約９０°の回転で開始するように前記Ｘ線を作動させることを含む。
【００３０】
選択的には、本方法は、前記Ｘ線の開始位置にミラーイメージで対応する、再構成すべき前記ボリュームの他の端部位置でＸ線を停止することを含む。
【００３１】
［代表的な実施形態の詳細］
図１は、従来技術による、マルチスライス円錐ビームの形状を表す側面図である。患者軸１２を有する関心の円柱ボリューム領域（ＶＲＯＩ）１０は、Ｘ線源が回転（ＣＴ）軸１８の周りを回転する間、Ｘ線源１３により走査される。回転軸１８は、図示された従来技術に関しては、軸１２と一致しているものとして示されている。患者１４は方向１２において移動する。ＶＲＯＩ１０に付けられているのは、画像が求められている一連のスライス２０である（その幾つかのみ表示されている）。従来のシステムでは、軸横断方向のスライス（不図示）が画像化されることになるとき、患者軸とＣＴ軸とは一致する。
【００３２】
図１と同等の図２の表現が、本発明の説明のために役に立つ。図１では、患者はその軸上で動き、Ｘ線源は純粋な回転運動をするとみなされる一方で、図２では、Ｘ線源１３は螺旋運動１５を描き、患者は静止しているとみなされている。螺旋軸はＸ線源の回転軸と等しい。この２種類の説明は、もちろん完全に等価である。
【００３３】
図２に対応する図３は、ＶＲＯＩ１０と同一の（患者軸１２に対する）軸横断方向の所望のスライス２０の側面図を示している。しかしながら、図１の従来技術とは異なり、患者軸１２とＣＴ回転軸１８は角度αだけずれている。この角度は、患者周囲でのＸ線管の回転数を最小にすることにより患者に対する照射量を最小にするために選択されるのが好ましい。角度のずれは、約１２°で示されているが、本発明の様々な実施形態における実際の角度は、通常はそれよりかなり小さい。なお、図３においてはまた、患者は傾いているように示されている。しかしながら、実際には、Ｘ線源および検出器の両方の回転円を同一の角度αだけ傾斜させることで、ガントリの面を傾斜させるのが一般にはいっそう便利である。多くの現在のＣＴイメージャはそのような角度付けの能力を持つので、本発明の実施において一般には特別の装備は必要ではない。コントローラ１００は、Ｘ線源を制御し、従来のシステムのように、検出器からデータ信号を受信する。コントローラ１００は、傾斜角αを提供するために、以下で述べるように傾斜角を決定し、また、ガントリ（またはテーブル）の傾斜を制御する。一般にコントローラという用語は、決定された減衰値に基づいて断層撮影画像を計算しおよび表示するために必要な装置およびソフトウェアを含めるために用いられる。
【００３４】
Ｘ線源の経路は螺旋として示されているが、以下で示すように、これは移動する基準に関してのみ正しい。以下の説明は発明の理解に必要なことを厳格に述べるものではないが、読者をさらに指導するために含められている。
【００３５】
螺旋経路に対するＶＲＯＩの方向を公式で表す為には、傾斜したガントリの回転軸と同一方向のＺ軸を有する直交座標系（ＳＯＣ）を選択するのが便利である。ＳＯＣの原点は、円柱の中心に固定される。すなわち、ＳＯＣの原点は患者と共に移動する。この動きは、図２に示された螺旋を発生するために用いられたものと同じである。図１と２の実施形態では、動きはＸ線源の回転の回転面に垂直であり、ＳＯＣ内では、Ｘ線源の動きは、固定軸に対し真に螺旋である。
【００３６】
図３の実施形態において、ＳＯＣの原点は回転面に垂直な方向内では移動しないので、解析はいくぶん複雑である。図３のＳＯＣにおいて、ＶＲＯＩの外面は、
とｈに関してパラメータを用いて以下のように定義される：
ｘｃ＝ｒ＊cos(φ)＊cos(α)＋ｈ＊sin(α) (1)
ｙｃ＝ｒ＊sin(φ) および (2)
ｚｃ＝−ｒ＊cos(φ)＊sin(α)＋ｈ＊cos(α) (3)
ここで、ｒはＶＲＯＩの円柱の半径、αはガントリの傾斜角、φは０から２πの間で変化するパラメータ、ｈはＨが円柱の高さであるとき−Ｈ／２と＋Ｈ／２の間で変化するパラメータである。
【００３７】
上記の座標系において、Ｘ線源の螺旋経路は以下で与えられる：
ｘｓ＝ｚｓ＊tan(α)+Ｒ＊cos(θ０+2π＊ｚｓ/(m＊cos(α))) および (4)
ｙｓ＝Ｒ＊sin(θ０+2π＊ｚｓ/(m＊cos(α))) (5)
ここで、Ｒはガントリの等価中心の周りでのＸ線源回転半径、mは螺旋ピッチ、θ０は螺旋経路の位相である。式（４）における項ｚｓ＊tan(α)は、（ＶＲＯＩの中心に固定された座標原点を持つ）傾斜したガントリについては、Ｘ線源の経路は移動する点に対して螺旋経路であるという事実を反映している。ｚ軸の方向は螺旋軸の方向と同じであるけれども、ｘ−ｙ平面内において軸の位置は、螺旋の中心に対して移動する。簡単のために、傾斜はｘ−ｚ面内であると仮定する。
【００３８】
上記数式４および５は、傾斜には２つの自由度、とりわけ、傾斜角度α、および螺旋の位相θ０があることを強調している。照射量は角度を適切に選択することにより減じることができ、さらなる最適化は螺旋位相の選択に基づく。
【００３９】
ＶＲＯＩ１０に対する螺旋の角度は、Ｘ線管が端面を通過するときに、螺旋経路がＶＲＯＩ１０の端面２２の一つ、好ましくは両方に平行となるようなものである。この一致およびそれがなぜ望ましいかという理由は、図４の助けをかりて説明される。
【００４０】
図４は、Ｘ線源の回転経路を表す円２４とともに、ＶＲＯＩ１０の端面表示を示している。さらに図示されているのは、ＶＲＯＩの端面スライス画像の再構成のためのＣＴ“ビュー（view）”についての幾つかのビーム経路のグループに対応する複数のビーム２６、２８、３０および３２である。このビーム経路グループは、当技術分野で知られたあらゆる方法を用いて、ファン／円錐データの平行ビューへの再括り付けにより提供される。
【００４１】
本発明の実施形態によれば、スライスの再構成に必要な平行ビューの一つは、図に示されているように、角度βの一つの部分的な回転の間に導き出される。選択的には、特定のビューを作るグループ内の要素のそれぞれは、円錐ビームの同一のファンから提供される。シンプルな幾何学的形状により、β＝２＊arcsin(ｒ／Ｒ)であることが分かる。
【００４２】
図４において、３４と３６は、特定のビュー（つまり、ＶＲＯＩ）の再構成円の極値の２画素を表し、３８と４０は、これらのビームが取得されるときのＸ線源の位置に対応する。グループの全ての要素について同一のファンビームが用いられるように、Ｘ線源は、回転βの間、以下の距離だけ移動する（Δｚ）：
Δｚ＝β＊ｍ／（２π） (6)
ここで、ｍはガントリの１回転の間でのベッドの移動（すなわち、螺旋のピッチ）である。この移動量は、角度βの回転の間、同一のファンがスライスに位置合わせされた状態でいるようにするであろう。
【００４３】
この条件を達成するために、患者軸１２と螺旋軸１８は、以下の角度だけ角度付けされなければならない：
α＝arctan(Δｚ／２ｒ) (7)
これは、約０．５よりも小さいｒ／Ｒの値に関しては螺旋角にほぼ等しく、より大きなｒ／Ｒの値については螺旋角よりも幾分大きい。全ての実際のケースにおいて、上記分析により、螺旋角の１５％または２５％の範囲内でαの値がもたらされる。計算された値は最適の結果を与えるが、螺旋角の０．７から１．５倍の値もまた、照射量の実質的な減少を与える。αは、螺旋角から螺旋角の１．２５倍であるのがいっそう好ましい。最適には、αは、上記の式により定義される角度に実質的に等しいものである（すなわち、０．２５、０．５または１度の範囲内）。
【００４４】
例えば、Ｒ＝２８５ｍｍ、ｍ＝１００（マルチスライススキャナについて）については、１２５から２５０の範囲のｒについて、αは、約３．３°から３．７°である。この角度はもちろんｒ，Ｒおよびｍに依存し、これらの変数の値によって変化するであろう。実際の状況では、αは０．５°から５°であろうと思われる。殆どの構成に関しては、１°から４°の間であろう。幾つかの構成に関しては、２°から３°の間であろう。
【００４５】
上記分析によれば、スライスの為の全てのビューを生成するのに必要なトータルの回転は、ちょうど、１８０°＋βである。上記分析は、端部のスライスの一つを再構成する為のデータ取得の最適化について説明している。
【００４６】
上記分析は、ＶＲＯＩ１０の一つの端部のスライスの為の最適化手続きについて説明している。最適には、ＶＲＯＩの他の端部で同一の条件が当てはまるならば、照射量は最大量が減じられる。このことは、ＶＲＯＩの長さがピッチの整数倍であるときに生じる。
【００４７】
これらの状況下では、螺旋経路は２＊arcsin（ｒ／Ｒ）だけ減少させることができる。例えば、ｒ＝．６６７Ｒであれば、減少は８３°以上である。ＶＲＯＩの長さがピッチに小さな数を乗算した数である場合、照射の減少はかなりの量である。このことは大きな螺旋ピッチが用いられるときに、照射量の１０％以上の減少を与える。Ｘ線源の数回転が必要となるような、いっそう小さな螺旋ピッチが用いられるときには、またはｒ／Ｒがいっそう小さい場合には、改善はいっそう小さい。
【００４８】
中央のファンからの中心ビューのための全ての減衰値を取得するために、ファンが端面と最初に交わるときに、Ｘ線はオンされるべきである。しかしながら、これは中心ビューなので、それより早いビューは、それより早く得られる。このことは、Ｘ線は、この最初の交差の前のＸ線源の９０°の回転でオンされるのが好ましいことを意味している。ＶＲＯＩの長さがピッチの整数倍に等しいとき、ＶＲＯＩの両端部での最適化をもたらすであろう。上述のように直交座標系を利用することにより、スキャンが始まる螺旋の位相角は好ましくは：
θ０＝２π((1/2 Ｈcos(α))＋Ｒsin(α))／(ｍcos(α)) (8)
【００４９】
他の長さについては、折衷案の開始角度を選択することができ、または、単にひとつの端部だけが最適化される。代替的には、ピッチは、画質要求条件と一致して放射が最適化されるよう調節される。さらに代替的には、幾つかの状況では、角度は幾分、計算されたαとは異なるようにされる。一般には、これらの変形についての幾つかの組み合わせを用いることができる。最小の照射量を与える正確な値は、ある程度、システムの特定の形状およびＶＲＯＩの長さに依存し、一般の定式化は不可能であろう。しかしながら、ここで述べられた一般の基本となるものを利用することで、あらゆる最適化に関する角度αは、上記の計算された値の２５％であると予測される。
【００５０】
上記実施形態は、データを平行ビューに再括り付けすること及びその平行ビューから画像を再構成することにより平行ビューが再構成されるシステムへの、本発明の適用を説明している。したがって、それは、上記Kachelrieβらによる論文、およびM.Grassらによる“円形軌道のための三次元円錐ビーム再構成（A 3D cone beam reconstruction for circular trajectories）”Phys. , Med., Biol., Vol. 45, P329(2000)のような広範囲のファンビーム再構成アルゴリズムに適用可能である。しかしながら、本発明は、例えば、Shaller らによる“螺旋円錐ビームＣＴにおける長い被検物のための精密ラドン再括り付けアルゴリズム（Exact Radon Rebinning Algorithm for the Long Object in Herical Cone Beam CT）”、IEEE Trans. Med. Imag. Vol. 19, p. 361(2000)、および、Kudo らによる“螺旋円錐ビーム断層撮影法における長い被検物問題のための準精密フィルタ逆投影（Quasi-exact filtered backprojection algorithm for long object problem in helical cone-beam Tomography）”, IEEE Trans., Med. Imag. Vol. 19, p.902(2000)のような他の再構成方法にも適用することができる。これら全ての論文の開示は参照により本明細書に組み込まれる。また、上記分析では、面に平行でない経路を持つビューの使用の効果は取り扱われていない。しかしながら、このような問題は、実質的に全ての円錐ビーム再構成アルゴリズムで取り扱われている。
【００５１】
また、本発明は例証として提供され本発明の範囲を限定することを意図するものではない、その模範的な実施形態の非限定の詳細な説明を用いて記載されてきた。様々な実施形態の特徴の組み合わせを含む本発明の実施形態の変形を、当業者であれば想起するであろう。例えば、マルチフォーカルスポットシステム（multiple focal spot system）（高解像度について）、および、回転Ｘ線源ではなく、環状のターゲット（Ｘ線源）に当たるビームが患者の周囲を進行する環状Ｘ線源が用いられるシステムとして、第三および第四世代ＣＴスキャナの両方を用いることができる。さらに、本発明は患者の画像化について記載されてきたけれども、ＣＴ画像化は、成型品および機械加工品のような他の対象物の内部の画像化にも用いることができる。したがって本発明の範囲は、特許請求の範囲によってのみ制限される。また、特許請求の範囲に関するあらゆる疑問を避けるために、特許請求の範囲で用いられる“備える”、“からなる”、“含む”などの用語は、“非限定的に含んでいる”ということを意味している。
【図面の簡単な説明】
【図１】 従来技術によるＣＴイメージャの一般化された模式図であり、本発明の理解の為に必要な要素を示している。
【図２】 図１のＣＴイメージャと等価である、ＣＴイメージャの別の表現を示している。
【図３】 図２の形式で提供された、患者軸と、Ｘ線源の回転により形成される回転経路（螺旋）の軸との間の角度傾斜の構成である。
【図４】 Ｘ線源の回転を描く円と共にＶＲＯＩの端部を示している。
【符号の説明】
１０ ＶＲＯＩ
１２ 患者軸
１３ Ｘ線源
１４ 患者
１７ 螺旋運動
１８ ＣＴ回転軸
２０ スライス
１００ コントローラ
Claims (12)
- ボリューム（volume）内での減衰値を再構成するためのコンピュータ断層撮影装置であって、前記ボリュームの少なくとも一部を照射する間に回転面内で前記ボリュームの周囲を回転するように配置されたＸ線源と、
前記ボリュームの反対側に配置され前記回転するＸ線源によって照射される複数のＸ線検出器列と、
前記Ｘ線源が検出器を照射する間、前記回転面の法線に対して一つの角度で、前記Ｘ線源と検出器との間の空間を通過して患者を移動させるよう動作する患者支持台と、
前記回転の半径Ｒ、前記ボリュームの半径ｒ、および前記Ｘ線源の１回転の間に前記患者支持台が移動する距離として定義される螺旋ピッチｍの少なくとも二つに基づいて前記角度を計算するように動作するコントローラと、
を備える装置。 - 前記角度は０．５度より大きく５度より小さい、請求項１に記載の装置。
- 前記検出器列は、平面、または円柱面の一部を描くように方向付けられ、前記面はＸ線源の回転面に垂直である、請求項１または２に記載の装置。
- 前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の０．７から１．５倍の間である、請求項１から３のいずれかに記載の装置。
- 前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．２５倍の間である、請求項４に記載の装置。
- 前記角度はarctan(ｍ／２πＲ)の１から１．１５倍の間である、請求項４に記載の装置。
- 前記角度はarctan(Δｚ／２ｒ)について１度の範囲内であり、
ここでΔｚ＝β＊ｍ／２πおよびβ＝２arcsin(ｒ／Ｒ)である、請求項１から６のいずれかに記載の装置。 - 前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について０．５度の範囲内である、請求項７に記載の装置。
- 前記角度はarctan(Δｚ／ｒ)について０．２５度の範囲内である、請求項７に記載の装置。
- 前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、前記Ｘ線源により生成される円錐ビームの中央のファン（fan）が前記ボリュームの端部の中心平行ビューのための、前記ボリュームの端部に平行なラインに関する減衰データを提供するよう、前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える、請求項１から９のいずれかに記載の装置。
- 前記ボリュームは直円柱ボリュームであり、さらに、前記Ｘ線源が前記円錐ビームと前記ボリュームの端部との最初の交差に先行する９０°の回転で開始するよう前記Ｘ線の開始を制御するコントローラを備える、請求項１から９のいずれかに記載の装置。
- 前記コントローラは、前記Ｘ線の開始位置にミラーイメージで対応する、再構成すべきボリュームの他の端部位置でＸ線を停止する、請求項１０または請求項１１に記載の装置。
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