JP2008519637A - コンピュータ断層撮影のための再構成方法及びコンピュータ断層撮影 - Google Patents

Abstract

本発明の課題は、高画質を有するスパイラルコンピュータ断層撮影を提供することである。本発明は、コンピュータ断層撮影のため画像を取得する再構成方法であって、前記画像が、検出装置のパーシャル検出パスの記録のデータコンポーネントと、前記検出装置のフル検出パスの記録のデータコンポーネントとから再構成される方法と、ビームソースと、オブジェクトの周囲のスパイラルパスにおいて前記ビームソースを駆動する駆動装置と、前記オブジェクトを少なくとも部分的に通過する前記ビームソースからの放射を記録する検出装置と、パーシャル検出パスとフル検出パスとのデータコンポーネントを再構成する制御装置とを有するコンピュータ断層撮影装置とに関する。本発明はさらに、上記記録方法を実行するコンピュータプログラムに関する。

Description

本発明は、請求項１のプリアンブルによる再構成方法、請求項１１のプリアンブルによるコンピュータ断層撮影装置及び請求項１２のプリアンブルによるコンピュータプログラムに関する。

コンピュータ断層撮影分野においてはレイヤ方法に加えて、ビームソースと検出装置とがオブジェクトの周囲をスパイラルパス又は螺旋状パスに移動し、放射が検出装置により記録される、スパイラルコンピュータ断層撮影として以降で参照されるスパイラル方法がときどき使用される。ここでは、オブジェクトは、通常は検査対象となる患者である。スパイラルパスは、サーキュラーパスにより規定される平面に垂直的にサーキュラーパスの内部で同時に移動するオブジェクトの周囲にビームソースを円形に移動させることによって取得される。ときには、特に心臓などの挙動する組織を記録するため、組織の同一の運動状態を反映する、検出パスとして以降に参照されるビームソースと検出装置とのスパイラルパスに沿って記録されるデータのみが動きアーチファクトを回避するため利用される。動きアーチファクトは、オブジェクト、この場合には挙動する組織の各運動状態による画像誤差である。検出装置により記録されるデータからの画像再構成中、不完全な記録データしか使用されず、この場合、他の動き状態で取得された他の記録データは、フィルタリング又は不使用となる。このため、検出パスの記録データは、それのスパイラルパスに沿った検出装置のすべてのポイントに対しては利用されず、セグメント外の記録データは、イメージングに寄与しない。当該方法は、ゲーティング（ｇａｔｉｎｇ）と呼ばれる。しかしながら、その不完全なデータのため、ゲーティングは画像アーチファクトのソースとなる。

本発明の課題は、高画質を有するスパイラルコンピュータ断層撮影を提供することである。

本発明によると、上記課題は、請求項１、１１及び１２の特徴により実現される。

本発明は、コンピュータ断層撮影のため画像を取得する再構成方法であって、前記画像が、検出装置のパーシャル検出パスの記録のデータコンポーネントと、前記検出装置のフル検出パスの記録のデータコンポーネントとから再構成される方法と、ビームソースと、オブジェクトの周囲のスパイラルパスにおいて前記ビームソースを駆動する駆動装置と、前記オブジェクトを少なくとも部分的に通過する前記ビームソースからの放射を記録する検出装置と、パーシャル検出パスとフル検出パスとのデータコンポーネントを再構成する制御装置とを有するコンピュータ断層撮影装置とに関する。本発明はさらに、上記記録方法を実行するコンピュータプログラムに関する。

本発明の上記及び他の特徴は、以降に説明される実施例を参照して明らかになるであろう。説明される実施例は、単なる実施例として理解されるべきであり、本発明の保護範囲を限定するものでない。

図１は、図示された座標系のｙ方向に平行な曲線の矢印により示されるサーキュラーパスに沿って回転可能なサポート又はガントリ１の概略図を示す。このため、ガントリ１は、好ましくは一定の調整可能な各速度によりモータ２により駆動される。ガントリ１に固定され、ビームソース２０により生成される放射からコーンビーム４を放射するコリメータ構成を有するＸ線放射装置などのビームソース２０が設けられる。ビーム４は、ビーム４をデリミットする４つのラインにより概略表示される。コーンビーム４の少なくとも一部は、図３のシリンダの断面として表示されるオブジェクト１３を通過する。オブジェクト１３は、通常はサポートテーブル上の患者又は患者の一部である。光線がオブジェクト１３を通過した後、ビーム４は、本実施例では、マトリックスとして行列状に構成される複数の検出素子を有する検出面１８を有し、ビームソース２０からガントリ１の反対側に固定された検出装置１６に衝突する。ガントリ１が移動すると、ビームソース２０と検出装置１６は、呼応して移動する。ビーム４の光線と衝突する検出装置１６の各検出素子は、可動するビームソース２０の各ポジションについての測定値を提供する。

角度α_ｍａｘにより示されるコーンビーム４であるビーム４のアパーチャ角度は、実質的に検査対象となるオブジェクト１３の直径を決定する。

患者サポートテーブル上のオブジェクトは、モータ５によるｚ軸方向のガントリ１の回転軸に平行に移動される。ガントリ１はまた、この方向に対応して移動される。

モータ２と５が同時に動作している場合、ビームソース２０と検出装置１６は、オブジェクト１３の周囲の螺旋状の軌跡又は検出パス２４と２４’を記述する。

検出装置１６により取得された測定値は、非接触データ送信などを介し検出装置１６に接続されるコンピュータ装置１０に送信される。コンピュータ装置１０は、測定値を計算し、実質的にオブジェクト１３による放射ソース２０からの放射の吸収の分布を再構成し、それを通常はモニタである出力装置１３に送信する。２つのモニタ２と５、コンピュータ装置１０、ビームソース２０及び検出装置１６からコンピュータ装置への測定値の送信は、制御装置７により制御される。

図２は、上述したように、検出装置１６が放射ソース２０から放射をコンスタントに受信するように、ビームソース２０と検出装置１６が誘導される検出パス２４及び２４’の断面の概略図を示す。それぞれモータ２及び５によるビームソース２０とオブジェクト１３の駆動は、オブジェクト１３の周知のビームソース２０の表示されたスパイラルパス又は螺旋状パス又は軌跡を導く。概略的には、フル検出パス２４は、パーシャル検出パス２４’を有するフル螺旋状パスに対応し、その２つの断面は、図２のｇにより示される。表示のため、パーシャル検出パス２４’の２つの断面のみがここに示され、さらに断面ｇは図示されないが、フル検出パス２４に沿って分布する。これにより、パーシャル検出パス２４’は、フル検出パス２４の一部を形成し、ゲート又はタイムウィンドウとしてみなされるかもしれない。フル検出パス２４のパーシャル検出パス２４’に対する長さの比について、説明される具体例はパーシャル検出パス２４’の４０％に対してフル検出パス２４の６０％となる。すなわち、図２の断面ｇは、検出パス２４の全体の４０％の比率を占める。図２の表示は、純粋に概略的なものであり、以下に説明される。本発明の一実施例では、フルデータコンポーネントとして以下で参照されるフル検出パス２４の各ポイントについてオブジェクト１３の完全な記録データを有するフルデータセットを提供するため、検出パス２４の各ポイントに沿って検出装置１６により記録が行われる。このとき、計算装置１０は、螺旋状パスに沿った各ポジションにタイして取得されるオブジェクト１３により大小の強さにより吸収される放射に関するデータを含む。検出装置１６により取得される測定値のフルデータコンポーネントは、計算装置１０に送信される。計算装置１０では、フルデータコンポーネントは、パーシャル検出パス２４’に沿って検出装置１６により取得される測定値を含むパーシャルデータコンポーネントを提供するため、パーシャルデータのみを有するデータコンポーネントに変換される。すなわち、フル検出パス２４上のパーシャル検出パス２４’の外部で取得されるデータセット部分は省かれる。このとき、オブジェクト１３の画像の再構成前、コンピュータ装置１０は、検出装置１６により取得されるフルデータコンポーネントと、フルデータコンポーネントの減縮からのパーシャルデータコンポーネントとを含む。このことは、データコンポーネントがコンピュータ装置１０において異なるウェートに割り当てられるため、重み付けと参照される。コンピュータ装置１０のデータセットを変換する代わりに、パーシャル検出パス２４’の記録が、フル検出パス２４によるデータ記録について流れる低管電流と、パーシャル検出パス２４’によるデータ記録について流れる高管電流とによって、ビームソース２０のＸ線管の管電流を変調することによって実行されてもよい。値うがい手段は、データコンポーネントの異なる重み付けを実現する。２つの上述した特徴、すなわち、コンピュータ装置１０におけるデータセットの変換と、ビームソース２０のＸ線管の管電流の変調の組み合わせも実現可能である。この場合、パーシャル検出パス２４’について高管電流が送出され、フル検出パス２４について低管電流が送出され、フルデータコンポーネントと不完全データコンポーネントとの間で重み付けがさらに実行される。

従来技術では、画像を再構成するため、フルデータコンポーネントが利用されるか、又はパーシャルデータコンポーネントが利用される、第１のケースは、記録が異なる動き状態を取得するため、画像アーチファクトを導くような挙動するオブジェクト１３については利用することができない。挙動するオブジェクト１３という用語は、モータ５により外部的にもたらされるｚ軸及び回転軸に沿ったオブジェクト１３の記述される動きとは独立して、心臓の心拍や呼吸器の動きなどのオブジェクト１３の独立した挙動を表す。ゲーティングとも呼ばれるパーシャルデータコンポーネントによる第２のケースは、オブジェクト１３の同一の動き状態を繰り返し取得するパーシャル検出パスによる従来技術の挙動するオブジェクト１３について利用され、これにより、オブジェクト１３の動きによる画像のアーチファクトが回避される。ゲーティングなどによる心臓の同一の動き状態の記録は、心臓のほぼ同一の容積拡張による画像を提供する。

記録された測定値から以降に画像を再構成するため、本実施例において採用される手順は、フルデータコンポーネントが画像の再構成においてある程度まで含まれ、パーシャルデータコンポーネントが画像の再構成において補完的に含まれるというものである。このことは、図２のｇにより示される領域外の検出パス２４の領域からのデータコンポーネントだけでなく、ｇにより示される領域内からのデータコンポーネントもまた画像再構成に利用されるということを意味する。これは、ｇにより示される検出パス２４の領域内からの測定値のみ、すなわち、オブジェクト１３の同一の動き状態又は段階を記述する測定値が画像再構成に利用される従来技術の既知のゲーティング方法と対照的である。２つのデータコンポーネント、すなわち、フルデータコンポーネントとパーシャルデータコンポーネントとの間の分割は、好ましくは、３％のフルデータコンポーネント９７％のパーシャルデータコンポーネントであり、約１〜２０％のフルデータコンポーネントとそれに対応する８０〜９９％のパーシャルデータコンポーネントの範囲内とされてもよい。測定値、すなわち、データコンポーネントから画像を再構成するのに利用される再構成方法は、好ましくは、再構成される画像が超平面に投影される繰り返し再構成方法である。超平面は、各画素の特定のＸ線の減衰への寄与の和である光線和により規定される。訂正されるべき画像は、第１超平面に投影され、各画素の減衰値の訂正が計算される。この訂正は、訂正される画像に基づく同一のＸ線パスの計算された光線和と特定のＸ線パスのオブジェクト１３の減衰値との差分により与えられる。この差分は、その後にＸ線パスがクロスする画素数に正規化され、実行中の推定に加えられる。この繰り返し方法は、オブジェクト１３の投影と現在の画像投影との差分が特定の値以下にあるまで継続される。基本的に、アルゴリズムが投影平面に光線毎に訂正されるべき初期画像を投影し、この投影がオブジェクト１３の投影と比較される。この差分に基づく訂正は、新たな画像を規定するためバック投影され、繰り替えされ、すなわち、繰り返しステップが計算される。この繰り返し再構成方法に用いられるアルゴリズムは、ＡＲＴ（Ａｌｇｅｂｒａｉｃ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ）又はＳＡＲＴ（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ Ａｌｇｅｂｒａｉｃ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ）から構成されてもよい。

ＡＲＴは、例えば、本開示に含まれる、Ｒ．Ｇｏｒｄｏｎらによる“Ａｌｇｅｂｒａｉｃ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ（ＡＲＴ） ｆｏｒ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｎ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ ａｎｄ ｘ−ｒａｙ ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ”（Ｊ．Ｔｈｅｏｒ．Ｂｉｏｌ．Ｖｏｌ．２９，ｐａｇｅｓ ４７１ ｔｏ ４８１，１９７０）に記載されている。ＳＡＲＴは、例えば、本開示に含まれる、Ｒ．Ｈ．Ａｎｄｅｒｓｅｎらによる“Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ａｌｇｅｂｒａｉｃ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ（ＳＡＲＴ）”（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．６，ｐａｇｅｓ ８１ ｔｏ ９４，１９９４）に記載されている。

ＡＲＴの基本的なアイデアは、連続的なオブジェクト関数の離散表現Ｉと投影データの計算に基づく。コンピュータ断層撮影の計算された投影データと測定された投影データとの間に差が存在するとき、離散表現Ｉは変更される。

測定された投影データｐがＸ個のビューｐ１，．．．，ｐＸから構成され、各ビューは検出パス２４と２４’の螺旋状パスに沿って特定のポイントから記録されるものとする。

繰り返しステップｋ→ｋ＋１は、以下の２つの演算から構成される。
１．所与のビューｎ（ｋ）に対して、推定された画像Ｉ_ｋからの投影データｐ’が計算され、測定されたデータＰｎ（ｋ）と比較される（投影）。

ここで、Ｐ_ｎ（ｋ）はビューｎ（ｋ）の投影演算子を示す。
２．推定される画像は、測定された投影と計算された投影との間の観察された差分の関数として更新され、それは新たな推定Ｉ_ｋ＋１を導く（バック投影）。

ここで、Ｂ_ｎ（ｋ）はビューｎ（ｋ）に対するバック投影演算子を示す。

ｎの値は、各ビューからの投影データが計算される順序を示し、形式的には、ｎ：Ｎ→｛１，．．．，Ｘ｝である。λは、観察された差分の何れのコンポーネントが現在画像を取得するためバック投影されるか制御する加重係数を示す。

ＡＲＴの繰り返しステップは投影とバック投影のペアから構成されるため、異なる投影を同時に利用するため、ＡＲＴが変更される。このことは、このケースで利用可能なＳＡＲＴを導く。

ＳＡＲＴでは、Ｍ個の投影／バック投影が、各繰り返しステップにおいて同時に又は同期して計算され、形式的には、ｋ→ｋ＋Ｍである。
１．すべてのｊ

について、投影データｐ_ｊ’が、推定される画像Ｉ_ｋから計算され、測定されたデータＰ_{ｎ（ｋ＋ｊ）}と比較される（投影）。

とする。
２．推定された画像は、測定された投影と計算された投影との間の観察された差分の関数として更新され、新たな推定Ｉ_ｋ＋Ｍを導く（バック投影）。

バック投影ステップの係数１／Ｍは、検出パス２４と２４’に沿って異なる角度から記録される各ビューが、オブジェクト１３に関する同一の情報を有することがあるという事実から導かれる。

最後に、計算ユニット１０において以下の式により実行される繰り返し画像再構成の具体例が以下に与えられる。

Ｉ（ｋ＋１）の項は、上述したような改良された画像、すなわち、式（２）でなくここで用いられる式（６）のみにおいて生ずるκ_ｎ（ｋ）による加重係数λとκから構成される訂正項の加算により現在画像Ｉ（ｋ）から取得されるバック投影を示す。加重係数λは、式（６）において一定である。加重係数は、検出装置１６からビームソース２０の距離と、オブジェクト１３を通過し検出装置１６に移動するとき、ビームソース２０からＸ線により受ける減衰とに依存する。加重係数κ_ｎ（ｋ）はさらに、データコンポーネントの重み付け、すなわち、フル検出パス２４のデータと不完全検出パス２４’のデータとにそれぞれ割り当てられる加重を示す。ｐの値は、ビームソース２０の各ポジションから検出装置１６により取得される投影データを示し、ｐの値の係数ｎは、検出パス２４と２４’に沿ったビームソース２０の各ポジションを示す。Ｂの値は、ビームソース２０の各ポジション又はビューの係数ｎ（ｋ）によるバック投影演算子を示す。上記の式の初期値Ｉ（ｋ）は、推定により決定される。

上述した手順は、ゲーティングの場合の不完全な記録による画像アーチファクトを回避する。驚くべきことに、画像再構成がゲート外からの記録データ、すなわち、フル検出パス２４のデータを、ゲート内からの記録データ、すなわち、不完全な検出パス２４’からのデータと共に利用するとき、画像アーチファクトは導入されなくなる。これにより、コンピュータ断層撮影により再構成されるオブジェクト１３の画像は、フルデータコンポーネントによる方法とパーシャルデータコンポーネントによる方法と比較して、画像アーチファクトに関して向上する。

図１は、ビームソースと、検出装置と、ビームソースと検出装置との間を誘導されるオブジェクトとを有するコンピュータ断層撮影のサポートの概略図を示す。 図２は、記録データを取得するため各断面によるオブジェクトの周囲の検出装置の検出パスを概略的に示す。

Claims (12)

1. コンピュータ断層撮影のため画像を取得する再構成方法であって、
   前記画像が、検出装置のパーシャル検出パスの記録のデータコンポーネントと、前記検出装置のフル検出パスの記録のデータコンポーネントとから再構成される方法。
2. 前記検出パスは、検査対象のオブジェクトの周囲のスパイラルパスを示す、請求項１記載の再構成方法。
3. 前記パーシャル検出パスの記録のデータコンポーネントは、８０〜９９％の範囲の値を有し、
   前記フル検出パスの記録のデータコンポーネントは、これに対応して１〜２０％の範囲の値を有する、請求項１又は２記載の再構成方法。
4. 前記パーシャル検出パスの記録のデータコンポーネントは、９７％であり、
   前記フル検出パスの記録のデータコンポーネントは、３％である、請求項１乃至３何れか一項記載の再構成方法。
5. 前記検出パスの各ポイントのデータにより、完全なデータセットが取得され、
   前記パーシャル検出パスの検出データコンポーネントと前記フル検出パスのデータコンポーネントとは、前記フルデータセットから導出される、請求項１乃至４何れか一項記載の再構成方法。
6. 前記パーシャル検出パスの記録は、Ｘ線管の管電流と、前記フル検出パスによるデータ記録に対して流れる低管電流と、前記パーシャル検出パスによるデータ記録に対して流れる高管電流とを変調することにより実行される、請求項１乃至５何れか一項記載の再構成方法。
7. 前記記録は、心臓又は肺から取得される、請求項１乃至６何れか一項記載の再構成方法。
8. 前記画像復元は、繰り返し再構成方法により実行される、請求項１乃至７何れか一項記載の再構成方法。
9. 前記画像復元は、ＡＲＴ（Ａｒｉｔｈｍｅｔｉｃ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ）により実行される、請求項８記載の再構成方法。
10. 前記画像復元は、ＳＡＲＴ（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ Ａｒｉｔｈｍｅｔｉｃ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ）により実行される、請求項８記載の再構成方法。
11. ビームソースと、
    オブジェクトの周囲のスパイラルパスにおいて前記ビームソースを駆動する駆動装置と、
    前記オブジェクトを少なくとも部分的に通過する前記ビームソースからの放射を記録する検出装置と、
    パーシャル検出パスとフル検出パスとのデータコンポーネントを再構成する制御装置と、
    を有するコンピュータ断層撮影装置。
12. 請求項１記載の再構成方法を実行するコンピュータプログラム。

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