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1. (JP2009533151) 走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影法及び走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影法
Document

Description

Title of Invention 4面体ビームコンピュータ断層撮影 US 60/792,207 20060414 20140702 A61B 6/03 A61B 6/02 A61B 6/06 国際公開第2005/008716(WO,A2) 特開平09−215686(JP,A) 特開平04−250143(JP,A) 特開平04−242736(JP,A) 特開2000−308634(JP,A) 特開平04−307035(JP,A) 特開2004−236752(JP,A) 特開平09−262233(JP,A) 特開平07−299058(JP,A) 特開昭52−093384(JP,A) US2007008996 20070412 WO2007120744 20071025 2009533151 20090917 20100412 亀澤 智博

Technical Field

0001   0002  

Background Art

0003   0004   0005   0006   0007   0008   0009   0010   0011   0012   0013  

Disclosure of Invention

Technical Problem

0014   0015   0016  

Technical Solution

0017   0018   0019   0020   0021   0022   0023   0024   0025   0026   0027   0028   0029   0030   0031   0032  

Best Mode for Carrying out the Invention

0033   0034   0035   0036   0037   0038   0039   0040   0041   0042   0043   0044   0045   0046   0047   0048   0049   0050   0051   0052   0053   0054   0055   0056   0057   0058   0059   0060   0061   0062   0063   0064   0065   0066   0067   0068   0069   0070   0071   0072   0073   0074   0075   0076   0077   0078   0079   0080   0081   0082   0083   0084   0085  

Brief Description of Drawings

0086  

Claims

1   2   3   4   5   6   7   8   9   10   11   12   13   14   15  

Drawings

1   2a   2b   2c   3a   3b   3c   3d   4   5a   5b   6a   6b   7a   7b   8a   8b   9a   9b   10   11a   11b   12   13a   13b   13c   14a   14b   15a   15b   16    

Description

4面体ビームコンピュータ断層撮影

US 60/792,207 20060414 20140702 A61B 6/03 A61B 6/02 A61B 6/06 patcit 1 : 国際公開第2005/008716(WO,A2)
patcit 2 : 特開平09−215686(JP,A)
patcit 3 : 特開平04−250143(JP,A)
patcit 4 : 特開平04−242736(JP,A)
patcit 5 : 特開2000−308634(JP,A)
patcit 6 : 特開平04−307035(JP,A)
patcit 7 : 特開2004−236752(JP,A)
patcit 8 : 特開平09−262233(JP,A)
patcit 9 : 特開平07−299058(JP,A)
patcit 10 : 特開昭52−093384(JP,A)
US2007008996 20070412 WO2007120744 20071025 2009533151 20090917 20100412 亀澤 智博

Technical Field

[0001]
本発明は、一般に、1又はそれ以上のスロットを使用して、被検体の撮像に使用するX線で被検体を走査する撮像システムに関する。
[0002]
(関連出願との相互参照)
出願者は、合衆国法典第35巻第119条(e)に基づいて、2006年4月14日に出願された米国仮特許出願第60/792,207号の上述の出願日の優先権の利益を主張するものであり、該特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。

Background Art

[0003]
公知のX線撮像システムに、X線コーンビームコンピュータ断層撮影システムがある。コーンビームコンピュータ断層撮影システムの機械的動作は、線源及び検出器が最大1回転することにより体積画像全体を取得する点を除き、従来のコンピュータ断層撮影システムの動作と同様である。この動作は、従来のコンピュータ断層撮影に使用される1次元(1D)検出器とは対照的に2次元(2D)検出器を使用することにより可能となる。
[0004]
公知のコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムの1つの例が米国特許第6,842,502号に記載されており、この特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。この特許は、キロボルトX線管と、アモルファスシリコン検出器のアレイを有する平面撮像機とを含むコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムの実施形態について記載している。患者が治療台の上に横たわると、前述したようにX線管と平面画像とが一体となって患者の周囲を回転し、複数の画像を撮影する。
[0005]
上述のようなコーンビームコンピュータ断層撮影システムでは、散乱が画質低下の主な原因であると考えられる。散乱を補正又は除去するための現在の技術は、散乱を計算し、その後この散乱を信号から取り去るステップを含む。しかしながら、散乱を計算する時間の長さは、モンテカルロ法を使用して数時間又は数日間もかかる場合がある。さらに、散乱特性を信号から取り去った後も散乱から生じるノイズが残存し、信号対ノイズ比が低下するようになる。
[0006]
別の技術では、散乱を測定し、その後信号から取り去る。しかしながら、この技術では、患者が付加的な放射線被曝にさらされ、走査時間が長くなり、散乱特性を測定するための追加の走査が必要となる。さらに、散乱から生じるノイズが残存し、これが信号対ノイズ比を犠牲にする。
[0007]
さらに別の技術では、検出器の前かつ患者の後にグリッドを位置決めし、散乱をいくらか阻止する。しかしながら、グリッドは一次X線ビームをも部分的に遮断し、患者が付加的な放射線被曝にさらされることになる。他の技術は、検出器から患者までの距離を増やすことにより得られる空隙を使用し、これにより、検出器が回収する散乱が減少するようになる。しかしながら、機械的な制限により、検出器から患者までの距離は、限られた長さしか増やすことができない。
[0008]
他の撮像システムの画像は、散乱の影響を受けることが知られている。このような撮像システムの1つに、デジタルトモシンセシスシステムがある。デジタルトモシンセシスは、コーンビームコンピュータ断層撮影と同じ様に動作するが、別様に画像を再構築する。コーンビーム断層撮影と比較すると、デジタルトモシンセシスに必要な投影角の範囲の方が小さい。
[0009]
散乱を受ける別の公知のX線撮像システムに、超高圧電子ポータル撮像システムがある。超高圧電子ポータル撮像システムの動作は、X線光子のエネルギーが遥かに高いことを除き、デジタルX線撮影と同様である。このX線源は、線形加速器により生成される放射線治療ビームである。検出器は、金属板、シンチレーションスクリーン及び電荷結合素子(CCD)フォトダイオードアレイからなる平面検出器であってもよい。金属板は光子を部分的に電子に転換する。電子に加えて、金属板を通過するいくらかの光子が、シンチレーションスクリーンに可視光を生じさせる。この可視光がCCDフォトダイオードアレイにより検出され、コンピュータディスプレイに画像が形成される。
[0010]
超高圧ポータル画像は、放射線治療前の患者の位置決めに使用される。しかしながら、低い検出効率及び散乱により、超高圧画像の質は最適なものではない。X線光子エネルギーが高いため、高エネルギー光子の大部分は、検出されずに金属板及びシンチレーションスクリーンを透過する。検出効率が低いため信号対ノイズ比が劣り、従って適切な被検体の画像を作成するために過剰な放射線が必要となる。さらに、光子が、撮像される被検体を通過するときに散乱され、検出される場合がある。光子の散乱により、コーンビームコンピュータ断層撮影及びデジタルトモシンセシスと同様に、画像コントラストがさらに低下し、ノイズが増大する。
[0011]
コーンビームコンピュータ断層撮影システムでは、通常、X線光子を検出するのに平面検出器が使用される。平面検出器は、シンチレーションスクリーン及び電荷結合素子フォトダイオードアレイを含むことができる。シンチレーションスクリーンは、X線光子を可視光量子に変換する。この結果、可視光量子がフォトダイオードアレイにより検出されるようになる。このような平面検出器の性能は、信号対ノイズ比、検出効率の側面で、診断用らせんコンピュータ断層撮影スキャナに使用される個々のX線検出器に劣る。ノイズレベルが高く、検出効率が低いことにより、低コントラストにおける区分化が難しくなり、ノイズの多い画像が得られる結果となる。平面撮像機の性能が次善であることにより、画質がさらに悪くなる可能性がある。コーン角度が(5度よりも)大きい場合、近似再構築によるアーチファクトが認められる。
[0012]
様々な従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システム、超高圧システム及びデジタルトモシンセシス撮像システムでは、被検体の薄い部分は、厚い部分ほど強力な撮像放射線を必要としないため、撮像放射線が、撮像する被検体を非均一に透過する可能性がある。図1に示すように、(超高圧撮像システム以外の)このようなシステム100は、患者/被検体106にわたってビーム強度特性104を調節するために蝶ネクタイ型フィルタ102を含むことができる。蝶ネクタイ型フィルタ102は、外側が厚く中心が薄いX線減衰材料からなるブロックである。フィルタ102が、X線源110により生じるX線108のコーンビームと相互作用することにより、ビームの強度特性が調節され、撮像される被検体のより薄い部分へより強度の小さいX線ビームが送達されるようになる。このようなフィルタ102の1つの不都合な点は、位置が異なると撮像される被検体の厚さも異なるという点である。例えば、患者の頭部の厚さは、同じ患者の骨盤の厚さとは異なる。また、撮像される被検体の厚さは、撮像する角度によっても変化する。例えば、骨盤は、上下方向に撮像される場合、横方向に撮像される場合よりも薄い。強度特性が蝶ネクタイ型フィルタにより生み出されるため、蝶ネクタイ型フィルタを使用した現在のビーム強度の調節は、撮像される被検体の異なる形状及びビーム角には対応しない。
[0013]
patcit 1 : 米国仮特許出願番号第60/792,207号公報
patcit 2 : 米国特許第6,842,502号公報

Disclosure of Invention

Technical Problem

[0014]
従って、本発明の目的は、コーンビームコンピュータ断層撮影システム、デジタルトモシンセシスシステム及び超高圧ポータル撮像システムで発生する散乱を減少させることにある。
[0015]
本発明の別の目的は、コーンビームコンピュータ断層撮影システム及びデジタルトモシンセシスシステムに蝶ネクタイ型フィルタを使用する必要性を無くし、撮像される被検体の形状及びビーム角に基づいてビーム強度を動的に調節することにある。
[0016]
本発明の別の目的は、超高圧ポータル撮像システムの検出効率を上昇させることにある。

Technical Solution

[0017]
本発明の1つの態様は、X線ビームを放出するX線源と、X線ビームを遮ることにより、スロットから被検体へ向けて複数の扇形のX線ビームが発散されるようにするスロットとを含むコーンビームコンピュータ断層撮影システムに関する。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のX線を受け取り、受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器を含む。検出器には、受け取った扇形のX線の各々に対する撮像信号を受け取るためにコンピュータが接続され、X線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されて3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイをさらに含む。
[0018]
本発明の第2の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、i)X線源からX線ビームを扇形の形で被検体へ向けて放出するステップと、ii)X線ビーム放出の結果被検体を通過するX線を検出器で検出するステップと、iii)検出したX線から被検体の画像データを生成するステップとを含む、。この方法は、iv)被検体に対してX線源と検出器とを回転させるステップと、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が形成されるまでステップi)〜iv)を連続的に繰り返すステップとを含む。この方法は、十分な数の撮像データから3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、この3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップを含む。
[0019]
本発明の第3の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、扇形の形の複数のX線ビームを被検体へ方向付けるステップと、複数のX線ビームを方向付けた結果被検体を通過するX線を検出するステップと、検出したX線から被検体に関する複数の撮像データを生成するステップとを含む、。この方法は、複数の撮像データから3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、この3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップをさらに含む。
[0020]
本発明の第4の態様はデジタルトモシンセシスシステムに関し、該システムは、X線ビームを放出するX線源とスロットとを含み、該スロットがX線ビームを遮ることにより、複数の扇形のX線ビームがこのスロットから被検体へ向けて発散されるようにする。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のX線を受け取り、受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器をさらに含む。受け取った扇形のX線の各々に対する撮像信号を受け取るために、検出器にコンピュータが接続され、X線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、デジタルトモシンセシス画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されてデジタルトモシンセシス画像を表示するディスプレイをさらに含む。
[0021]
本発明の第5の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、i)X線源から被検体へ向けて扇形の形のX線ビームを放出するステップと、ii)X線ビーム放出の結果被検体を通過するX線を検出器で検出するステップとを含む。この方法は、iii)検出したX線から被検体に関する画像データを生成するステップと、iv)被検体に対してX線源と検出器とを回転させ、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、デジタルトモシンセシス画像が形成されるまでステップi)〜iv)を連続的に繰り返すステップとをさらに含む。この方法は、十分な数の撮像データからデジタルトモシンセシス画像を形成し、デジタルトモシンセシス画像を表示するステップをさらに含む。
[0022]
本発明の第6の態様は、準コーンビームコンピュータ断層撮影システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のX線ビームを連続的に放出するX線源と、コリメータとを含み、該コリメータが複数のX線ビームを遮ることにより、複数の扇形のX線ビームがコリメータから被検体へ向けて発散されるようにする。このシステムは、被検体を通過した後の扇形のX線を受け取り、受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器を含む。受け取った扇形のX線の各々に対する撮像信号を受け取るために、検出器にコンピュータが接続され、X線源とスロットと検出器とが被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号がコンピュータにより再構築されて、3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が生成されるようにする。システムは、コンピュータに接続されて3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイをさらに含む。
[0023]
本発明の第7の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、i)走査方向に沿う異なる位置において複数のX線ビームをX線源から放出するステップと、ii)X線源から放出される複数のX線ビームから複数の扇形のX線ビームを形成するステップとを含む、。この方法は、ii)X線ビーム放出の結果被検体を通過するX線を検出器で検出するステップと、iii)検出したX線から被検体に関する画像データを生成するステップとをさらに含む。この方法は、iv)被検体に対してX線源と検出器とを回転させ、被検体に関する十分な数の撮像データが生成されて、3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像が形成されるまでステップi)〜iv)を連続的に繰り返すステップを含む。この方法は、十分な数の撮像データから3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成し、3次元のコーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップをさらに含む。
[0024]
本発明の第8の態様は線形走査システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のX線ビームを連続的に放出するX線源を含み、このX線源は走査方向に沿って整列する陽極と単一の陰極とを有し、単一の陰極の異なる領域から電子が放出されて、異なる位置に対応する陽極が占める空間領域にぶつかる。システムは、走査方向に沿う異なる位置においてX線源が複数のX線ビームを連続的に放出するように制御するための制御装置をさらに含む。
[0025]
本発明の第9の態様は走査の方法に関し、該方法は、線源の陽極の異なる領域からX線ビームを連続的に形成するステップと、X線源の単一の陰極から陽極の異なる領域へ電子を連続的に向けることにより、この陽極の異なる領域からX線ビームを連続的に形成するステップとを含む。
[0026]
本発明の第10の態様は走査システムに関し、該システムは、走査方向に沿う異なる位置において複数のX線ビームを連続的に放出するX線源を含み、このX線源は、走査方向に沿って位置合わせされた陽極及び陰極システムを有し、陰極システムの異なる領域から電子が放出されて、この異なる位置に対応する陽極が占有する空間領域にぶつかる。システムは、陽極にぶつかる電子の電流を調節することにより複数のX線ビームの各々の強度を調節するための制御装置をさらに含む。
[0027]
本発明の第11の態様は走査の方法に関し、該方法は、被検体の異なる領域にぶつかる複数のX線ビームを生成するステップと、複数のX線ビームを生成する標的に当たる粒子の電流を調節することにより、複数のX線ビームの各々の強度を調節するステップとを含む。
[0028]
本発明の第12の態様は超高圧撮像システムに関し、該システムは、0〜4MVまでの範囲のエネルギーを有するX線ビームを放出する超高圧X線源と、X線ビームを遮ることにより、スロットから被検体へ向けて複数の扇形のX線ビームを発散するようにするスロットとを含む。システムは、被検体を通過した後の扇形のX線を受け取り、受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、検出器に接続されて、受け取った扇形のX線の各々に関する撮像信号を受け取るコンピュータとをさらに含む。コンピュータにはディスプレイが接続され、この撮像信号に基づいて被検体の画像を表示する。
[0029]
本発明の第14の態様は被検体を撮像する方法に関し、該方法は、扇形の形の複数のX線ビームを被検体へ方向付けるステップを含み、複数のX線ビームの各々は、0から4MVまでの範囲のエネルギーを有する。この方法は、複数のX線ビームを方向付けた結果被検体を通過するX線を検出するステップと、検出したX線から被検体に関する複数の撮像データを生成するステップとを含む。この方法は、複数の撮像データから画像を形成するステップと、画像を表示するステップとをさらに含む。
[0030]
本発明の1又はそれ以上の態様は、信号対ノイズ比を損なうことも、或いは患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去するという利点を提供する。
[0031]
本発明の1又はそれ以上の態様は、患者を横切るビーム強度を調節してアーチファクトを回避し、患者が受ける放射線量を最小化するという利点を提供する。
[0032]
添付の図面とともに解釈すれば、以下の説明及び添付の特許請求の範囲から本発明の追加の目的、利点及び特徴が明らかになるであろう。

Best Mode for Carrying out the Invention

[0033]
ここで図2〜図16を参照すると、本発明の原理を具体化した様々な撮像システムが示されており、同一の番号は同様の要素を示す。詳細には、図2aは、壁装着型走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム200及び超高圧ポータル撮像システム300の実施形態を示す図であり、これらを、英国クローリーのElekta社によりSynergyという商標で販売されているコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムとともに使用するようにすることができる。別個の放射線治療用X線源を含む現行の又は新規の放射線治療システム上にシステム200を後付けすることもできる。コーンビームコンピュータ断層撮影システム200は、X線管202などのX線源、ロータリコリメータ204、及びガントリ208に装着された平面撮像機/検出器206を含む。
[0034]
図2aに示すように、平面撮像機206を、医療用線形加速器302のガントリ208の平坦な円形の回転可能ドラム210の面に装着することができ、この場合、X線管202により生成されるX線ビーム212は、放射線治療線源302により生成される治療ビーム304とほぼ直交する。X線管及び撮像器を回転可能ドラムに装着した例が米国特許第6,842,502号に記載されており、該特許の内容全体は引用により本明細書に組み入れられる。
[0035]
図2a及び図3に示すように、システム300は、線源302などの別個の放射線治療用X線源、及び回転ドラム210に別個に装着された検出器306を含む。線源302は、X線管202よりも高い出力レベルで動作して、可動テーブル211(コンピュータ234によりx、y及びz方向に可動)に横たわる患者の標的体積を治療できるようにする。線源302は、4MeVから25MeVまでの範囲のエネルギーを有する X線などの光子、又は 電子などの粒子のいずれかのビーム 304を生成する。
[0036]
走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム200a及び超高圧ポータル撮像システム300aを図2bに示す。この実施形態では、システム200a及びシステム300aを、カリフォルニア州パロアルトのVarian Medical System社によりTrilogyという商標で販売されているコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムとともに使用するようにすることができる。システム200aは、図2aの実施形態で使用されるものと同様のX線管202、ロータリコリメータ204及び平面撮像器/検出器206を含む。ドラムに装着されるシステム200とは異なり、X線管202及びコリメータ204は、システム300aの支持部308に枢動可能に装着されたアーム214に装着される。同様に、平面撮像器206は、支持部308に装着されたアーム216に装着される。
[0037]
図2aの実施形態と同様に、図2bのX線管202により生成されるX線ビーム212は、放射線治療線源302により生成される治療ビーム304とほぼ直行する。図2b及び図3に示すように、システム 300aは、図2aに関連して前述したものと同様の線源302及び検出器306を含む。従って、線源302は、4MeVから25MeVまでの範囲のエネルギーを有する X線などの光子、又は 電子などの粒子のいずれかのビーム 304を生成して、可動テーブル211(コンピュータ234によりx、y及びz方向に可動)に横たわる患者の標的体積を治療できるようにする。ドラムに装着されたシステム300とは異なり、線源302と検出器306とは支持部308で接続される。
[0038]
走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム 200bの別の実施形態を図2cに示す。この実施形態では、システム 200bは、図2aの実施形態に使用するものと同様のキロボルトX線管202、ロータリコリメータ204及び平面撮像器/検出器206を含む。ドラムに装着されたシステム200とは異なり、X線管202及びコリメータ204はCアーム218の一方の端部に装着され、平面撮像器206はCアーム218の他方の端部に装着される。Cアーム218は、可動ベース220に装着されることにより、図2cに示す軸線A及びBの周りで枢動できるようになる。Cアーム218及びベース220は、様々な周知のコーンビームコンピュータ断層撮影撮像システムのものと同様のものである。
[0039]
次の考察では、図2aの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム200及び超高圧ポータル撮像システム300について説明するが、この考察は、図2b〜図2cの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム及び超高圧ポータル撮像システムにも等しく適用可能である。
[0040]
図3a〜図3dに示すように、図2aの走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システム200のX線源202は、ガラスハウジング226に封入された回転陽極222及び固定陰極224を含み、次にこのガラスハウジング226が、複数のスロット228を含むロータリコリメータ204内に配置される。別の実施形態では、ロータリコリメータ204を、コリメータ204と同じ動作を再現するためにコリメータ204の接線方向と平行な方向に前後移動する長方形スロットと置き換えることができる。
[0041]
システム200の使用時には、陰極224は、通常タングステン又はモリブデンでできている陽極222において電子を放出する。電子が、陽極222が占める空間の1つの領域にぶつかると、タングステン又はモリブデン原子がビーム230としてX線を放出する。このX線はkVエネルギーの範囲であってもよい。ビーム230は、ロータリコリメータ204へ向けて発散される。図3b及び図3dに示すように、スロット228は、互いに等間隔で配置され、各々が2×15cmの寸法の長方形の領域を定め、走査方向に沿って2cmの幅が測られることが好ましい。当然、望ましいビームの大きさによっては、この長方形スロットに代わる他の寸法も適用可能である。
[0042]
動作中、ビーム230の幅は、図3b及び図3dに示す個々のスロット 228の幅dよりも大きい。ビーム230がスロット228と相互作用し、このスロット228に遮られることにより、スロット228によって、X線コーン形ビーム230が、検出器206を横切って走査する扇形すなわちスロットビーム212の形状にされた後に、ガラスハウジング226に封入された構成要素とコリメータ204と検出器206とが、ドラム210の回転により患者Pの周囲を回転する。詳細には、スロット228が回転すると、スロット228がビーム230の異なる部分を遮り、スロット228から複数の扇形ビーム212が発散されて、患者の幅Wを横切って走査するようになる。図3b及び図3dに示すように、患者Pの撮像中、X線の扇形ビーム212は、矢印232で示すように患者Pを横切って横断面の右から左へと走査又は掃引し、検出器206において二次元画像を生成する。当然、システム200を、ビーム212が左から右へと走査するようにすることもできる。従って、システム200を走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムと呼ぶこともできる。
[0043]
図4に示すように、ホストコンピュータ234が、陰極224から出された電子ビーム(及び生成されたX線ビーム)の配置と、コリメータ204の回転と、スロット228のサイズとに基づいて、検出器206から読み出された領域 237に同期することにより、領域 237は、患者がいなければビーム212が横切るであろう領域と一致するようになる。黒くした領域 237で示すように、検出器206は、この検出器が一次ビームで放射された領域のみを読み出していることが明らかである。当然、画像全体を読み出し、領域 237の外部の信号を廃棄することもできる。読み出した領域に対応する撮像信号は、検出器206からコンピュータ234へ送られる。領域 237の外部に存在する散乱は全く検出されない。従って、従来のコーンビームが検出器全体に殺到する場合と比較すると分析するデータが少なく、結果として読み出しが早くなる。コリメータ204が回転すると、上記のように別に扇形ビーム212が生成され、平面検出器206の隣接する区域236に作用する。この処理は、検出器206全体が扇形ビーム212から放射線を受け取るまで続く。扇形ビーム212は、合成されるとコーンビームを定め、このコーンビームから検出器206によって2次元投影が生成される。このようにして、扇形ビーム212で患者の幅Wを横切って完全に走査した後に、扇形ビーム212の各々について検出器206全体が読み出した放射線に対応する撮像信号がホストコンピュータ234で使用され、コーンビームコンピュータ断層撮影と共に上述した方法と同様の方法で2次元投影が生成される。
[0044]
連続したコーンビーム断層撮影中又はトモシンセシスの走査中、ドラム210(図2a)、支持部308(図2b)又はCアーム218(図2c)は限られた速度で回転する。個々の扇形ビーム212の投影角は僅かに異なり、このため、これらのビームを組み合わせて2次元画像にする場合、少量の歪みが生じる。コーンビーム断層撮影又はトモシンセシス画像の再構築には、個々の扇形ビーム212の実際の投影角度を使用して、歪みを避けることが好ましい。
[0045]
検出器206は、各々をアモルファスシリコン(α—Si:H)と薄膜トランジスタとで作ることができる2次元アレイの半導体センサで構成することができる。個々のセンサから得られるアナログ信号を統合してデジタル化する。この値がホストコンピュータ234へ転送され、この値に基づいて画像が生成され、 図3aに示すように、この画像がディスプレイ236に示される。検出器206はまた、受け取ったX線を可視光に変換するためのシンチレーションスクリーンを含むこともでき、この可視光が2次元アレイの検出器で検出される。
[0046]
扇形ビーム 212が、上記の方法で患者の幅Wを横切り、検出器206全体に作用した後、コンピュータ234がドラム210に指示を出してこのドラム210を回転させ、X線源202、コリメータ204及び検出器206が患者Pの周辺を別の位置まで回転するようにすることにより、上記の走査処理を繰り返し、別の2次元投影を生成できるようにする。X線源202、コリメータ204及び検出器206の上記回転は、コーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成するのに十分な数の二次元画像が取得されるまで継続する。この目的には、最大でも1回の完全な回転しか必要とすべきではない(360°未満の回転から形成される画像も同じ様に形成できると想像される)。個々の位置から得られる2次元投影は、コンピュータ234において合成され、前述のコーンビームコンピュータ断層撮影システムの方法と同様の方法で3次元画像が生成されて、ディスプレイ236に表示される。
[0047]
システム200、200a及び200bと共に使用するコリメータ 204に関する上述の実施形態は回転式のものであるが、代わりに直線移動するコリメータを使用することもできる。このようなコリメータには、1又はそれ以上の長方形スロットが含まれ、コリメータは平面に沿って前後に移動することになる。スロットとコリメータの動きとを組み合わせることにより、前述の方法と同様の方法で患者を走査する扇形ビームが生成されるようになる。
[0048]
画像を形成する代替の好ましい方法では、3次元画像の形成前に、コンピュータ234が2次元投影の生成のために扇形ビーム212の合成を行わない。その代わりに、ドラム210の個々の位置で生成される個々の扇形ビーム212に対して読み込まれたデータが直接合成されて、3次元画像が生成される。このような画像生成により生み出される歪みは、前述の歪みよりも小さい。
[0049]
以下で説明する本発明の別の実施形態と同様に、システム200の際だった特徴の1つは、信号対ノイズ比(SNR)を損なうことも患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去する能力にある。さらに、後述するように、システム200は、患者を横切るビーム強度も調節してアーチファクトを回避し、患者が受ける放射線量を最小化することができる。
[0050]
図5〜図7には、スロットコーンビームコンピュータ断層撮影法及び従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法で得られる画質の様々な比較を示している。容易にわかるように、画質は、スロットコーンビームコンピュータ断層撮影法によるものの方が著しく良好である。例えば、図5aは、15×15cmのコリメータで生成される単一のコーンビームから形成された画像を示す図であり、図5bは、1.5cm幅のビームを使用して本発明により生成された同じ被検体の画像を示す図である。また、図6aは、15×15cmのコリメータで生成される単一のコーンビームから形成された画像を示す図であり、図6bは、幅2cmで長さ15cmのビームを使用して本発明により生成された同じ被検体の画像を示す図である。図7aは、本発明を使用して直径20cmのファントムから生成する散乱が、図7bに示すような同じファントムと相互作用する単一のコーンビームから生成される 散乱よりも少ないことを示す図である。図5〜図7は、システム200により生成される画像が、コンピュータ 234が放射線源202の位置決めを制御して、放射線を患者の望ましい関心領域に正確に方向付けるのに適したものであることを示している。
[0051]
図2a〜図2cの撮像システム200、200a及び200bについての上述の説明はコーンビーム断層画像の形成に関するものであるが、これらの撮像システム200、200a及び200bを、デジタルトモシンセシス画像を生成するように変更することもできる。唯一の違いは、コンピュータ234が、個々の扇形ビームから画像データを取得し、この画像データをコーンビームコンピュータ断層撮影の方法とは異なる周知の方式で再構築するソフトウェアを含むという点である。コリメータ204を利用することにより、デジタルトモシンセシス画像における散乱が減少する。
[0052]
次に、図3a〜図3dを参照すると、扇形ビームが、撮像する被検体を横切って掃引されるときに、このビームの強度を動的に調節し、物理的蝶ネクタイ型フィルタから得られるビーム強度特性と同様の非均一なビーム強度特性を生み出すことができる。さらに、撮像する被検体の形状に基づいてX線強度特性を調節することができる。さらに、X線の投影角と撮像する被検体の形状とに基づいてX線強度特性を調節することができる。
[0053]
以下で説明する本発明の別の実施形態と同様に、システム200の際だった特徴の1つは、信号対ノズル比(SNR)を損なうことも患者を付加的な放射線に被曝させることもなく、散乱を除去する能力にある。さらに、後述するように、システム 200は、患者を横切るビーム強度も調節してアーチファクトを回避し、患者がうける放射線量を最小化することができる。
[0054]
上述したように、ロータリコリメータ(図3a〜図3d参照)又は直線移動式スロットコリメータのいずれかを使用して、システム200、200a及び200bにより形成されるコーンビーム断層画像又はデジタルトモシンセシス画像の散乱を減少させることができる。このようなコリメータを使用して、図2a〜図2bの超高圧ポータル撮像システム300及び300aの散乱を減少させることもできる。このようなポータル撮像システムは、約4MeVのエネルギーを有する電子が対象にぶつかるように方向付けて、0から4MVまでの範囲のエネルギーを有するX線を生成することが好ましい。このX線を使用して、被検体/患者の単一の画像を生成する。
[0055]
システム300及び300aと共に使用することができるコリメータの例を図8a〜図8bに示す。システム300及び300aのマシンヘッド310内に、動的コリメータ 309が含まれる。
[0056]
図8bに示すように、コリメータ 309は、鉛などのX線減衰/吸収材料で作られる1対の固定コリメータ顎312a、bを含む。コリメータ 309は、X線減衰/吸収材料で作られる1対のコリメータ顎314a、314bをさらに含む。顎312a、312b及び314a、314bは、長方形スロット316を定める。顎314a、314bが一体となって前後に移動する(図8bの双方向矢印を参照)ことにより、スロット316は、面積が一定のまま前後に移動して(図8aの双方向矢印を参照)、扇形ビーム304が患者を走査するようになる。撮像器306は平面撮像器、或いは1又はそれ以上の列からなる個々の検出器であってもよく、これらの検出器は、直線的に移動可能なアーム318を介して横方向に移動可能であると共に、ビーム304を遮って画像を形成する。
[0057]
前述したように、検出器306は、システム200、200a、200bの2次元撮像器206と同様の平面検出器であってもよい、従って、スロット316が領域を横切って走査するときに、複数の扇形ビーム304が患者を貫いて撮像器 306へ方向付けられるようになる。撮像器 306の場合と同様に、ビーム304により定められる領域の外部で検出されるあらゆる放射線が除去され、散乱を最小限に抑えた2次元ポータル画像が形成されるようになる。
[0058]
検出器306は、単一又は複数列の個別の検出器アレイであり、個々の検出器はシンチレータ及び光ダイオードを有することが好ましい。この個別の検出器は、前述の平面撮像器よりも遥かに良好な検出効率を有することができる。これは、シンチレータの厚さがシンチレーションスクリーンの厚さよりも遥かに大きなものとなり得ることによる。このようにして、より高い検出効率を達成することができる。
[0059]
検出器アレイは、単一の直線列の検出器であってもよい。しかしながら、この列を湾曲させて、全ての検出器が超高圧X線源302に合焦するようにすることが好ましい。
[0060]
動作中、単一の又は複数列の検出器アレイは、スロット316が走査する領域全体をカバーするわけではない。患者Pが存在しない場合、検出器がスロットに合わせて動くことにより、扇形ビーム304の一次光子が常に検出されるようになる。
[0061]
正確に制御された線形アクチュエータ318を使用して、検出器アレイ306を動かすことになる。検出器アレイ306は、患者の軸線方向、すなわち頭からつま先へ又はつま先から頭へのいずれかの方向に動くことが好ましい。当然、検出器アレイ306は左から右へ又は左から右へも動くことができる。
[0062]
次に図9a〜図9bを参照すると、本発明の別の実施形態による走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システム400が概略的に示されている。システム400は、回転陽極222及び固定陰極224を有するX線源202を含む。陰極224は、熱放出を通じて電子を生成する金属フィラメントを含むことができる。回転陽極222は、タングステン又はモリブデンなどの、電子の衝突時にX線を生成する材料で作られる。固定コリメータ402が、X線源202のガラスハウジング226の内部又は外部のいずれかに配置される。図9a〜図9bに示すコリメータ402は単一のスロット229を含むが、このコリメータ402は複数のスロットを含むこともでき、この場合、電子がぶつかる陽極222の領域の1つに個々のスロットが関連付けられる。
[0063]
陰極 224から出される電子ビームの陽極222上における焦点スポットは、磁場又は電場によって電子ビームをそらせることにより、双方向矢印404で示すように前後に移動する。この磁場又は電場は、制御装置又はコンピュータ234内の制御装置により制御される。電子ビームは、陽極222が占める空間の複数の別の領域にぶつかる。別の方法では、電子ビームは連続した領域にぶつかることもある。固定コリメータ402により、陽極222から出されるX線ビームはスロット又は扇形ビーム212の形状となり、焦点スポットが前後に移動するときに、このX線ビームが患者を横切って掃引する。詳細には、陰極224が電子を放出すると、この電子が陽極222の表面の第1の領域へ方向付けられ、この第1の領域から初期X線ビーム230が生成され、コリメータ402の長方形スロット 229へ向かう第1の方向へ方向付けられる。次に、第1の扇形ビーム212が患者の一部へ方向付けられる。陰極224から出される電子を陽極222の領域の第2の領域へ方向付けることにより、第2の扇形ビーム212が生成される。上記の処理を継続することにより、患者の幅Wを横切って走査する複数の扇形ビーム212が生成されるようになる。患者Pの撮像中、X線の扇形ビーム212は、図3a〜図3dの実施形態に関して前述した方法と同様の方法で患者Pの横断面を右から左へ走査又は掃引して、検出器206に2D画像を生成する。当然、ビーム212が左から右へ走査するようにシステム400を構成することもできる。また、2次元検出器206を、図3a〜図3dの実施形態と共に前述した方法で患者Pを横切って走査し、二次元画像を生成する扇形ビーム212を追跡するように移動する1次元検出器と置き換えることもできる。従って、システム400を、走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムと呼ぶことができる。
[0064]
上述したX線源202、コリメータ402及び検出器206及びこれらの変形例を、図2a〜図2cのコンピュータ断層撮影システム及びデジタルトモシンセシスシステム200、200a及び200bのX線源202、コリメータ204及び検出器206と置き換えることができる。このようなシステムによる画像の生成は、図2〜図3の実施形態に関して前述した方法と同様の方法で行われる。
[0065]
散乱を減少させることにより画質を改善する別のアプローチは、出願者の発明の別の態様による準コーンビームコンピュータ断層撮影システムを使用することである。 この側面では、図2a〜図2cのシステム200、200a及び200bは、1)後述するようにX線源202をマルチビームX線源に置き換えること、及び、2)平面撮像器/検出器206を湾曲形の複数列の検出器と置き換えることにより本質的に変更される。このような準コーンビームコンピュータ断層撮影システム500を図10に概略的に示す。詳細には、システム500は、直線マルチビームX線源502及び複数列の個別シンチレータ/光ダイオード検出器アレイ504を含む。当業で周知のデータ取得ユニットを備える光ダイオード/シンチレータアレイモジュールでアレイ504を構成することができる。図2aのシステム200と共に使用するようにした場合、X線源502及び検出器アレイ504は回転ドラム210に装着されて、ドラム210により定められる回転平面に垂直(線源502)に、及びこの回転平面内(アレイ504)に配列される。
[0066]
図11a〜 図11bに示すように、X線源502は、真空圧力内に単一の円筒状ガラス管506を含む。管506の長さは、z方向に沿って約38cmであり、アイソセンターにおいてz方向に19cmを覆う。合計20個などの複数のカーボンナノチューブの陰極508が、互いにほぼ2cmの等間隔で配置される。別の方法では、個々の陰極508を、ある温度まで加熱された対応する金属フィラメントと置き換えることにより、陰極とゲート電極512との間に電位を確立することによって電子を取り出すことができるようになる。
[0067]
単一のナノチューブ陰極508の動作 は容易に理解される。詳細には、ナノファイバー先端の半径とナノファイバーの長さとが小さいため、陰極508と陽極510との間に印加される電位により、高い局所電場が作り出される。これらの高い局所電場により、電位がナノチューブ先端から真空内に突き抜けるようになる。このようなナノチューブの例がXintek社から市販されており、このナノチューブは500mAの高さの電流が利用可能である。
[0068]
ゲート電極512と陰極508との間に印加される電位V gにより、カーボンナノチューブの陰極508から電子が取り出される。電子は電位V aにより加速され、電位V f及び集束電極514により小さな焦点スポットに集束する。ヒトの撮像時に、電子がモリブデン又はタングステンの陽極標的510にぶつかり、約80〜130keVのエネルギーを有するようになると、制動放射効果によってX線光子が生成される。集束電極514は、図9a〜図9bのX線源202に関して記載した方法と同様の方法で、電子を陽極標的510の異なる部分へ方向付けて個々のX線ビームを生成する。陽極510の過熱を防ぐために、陽極510内に導管516が形成され、この導管を通って冷却水が循環する。管電流、すなわち、陽極510にぶつかる電子の電流量は、約167mAであることが好ましい。
[0069]
図11a〜図11bに示すように、X線源502は、図11cの単一の陽極510と複数の陰極508とを含み、個々の陰極508は、MOSFET制御装置 (図示せず)などの制御装置に制御されて、望ましい順番及び望ましい電流で活性化される。
[0070]
陰極508は、陽極510が占める空間の個別の領域にぶつかる複数のX線ビームを生成するために、後述するように連続的に活性化される。動作中、可変DC電圧V g(<1kV)がゲート電極に印加されて陰極508から電極が抽出される。別個の制御装置又はコンピュータ234を使用して制御装置回路を制御することができる。V gが放出のための臨界電場よりも大きければ、この活性化陰極508から電子が放出される。異なる標的の起点から走査X線ビームを生成するために、予め設定したパルス幅のパルス制御信号が個々の 制御装置を横切って掃引される。個々の地点で、特定の陰極508から電子ビームを生成するためのチャネルが「開かれ」、この陰極508により、対応する陽極の焦点からX線ビームが生成される。
[0071]
陰極508は、ゲート電極512をプログラムすることにより約300Hzの速さで連続的にオンオフが切り替えられ、ガントリの回転速度が60秒/revで、600回の投影が行われると仮定すると、チューブのz方向の走査時間は、陰極が20個で、検出器の不感時間が50%の場合約0.1秒となる。100kHzよりも大きな速さも実現可能である。図11bに示すように、個々の陰極508から発散される電子が、陽極510のz軸に沿う異なる部分にぶつかることにより、z軸に沿う異なる部分において複数のX線ビーム230が形成される。X線ビーム230は、対応するフィルタ520及び(X線源 502に対して)固定されたコリメータ522を通過する。コリメータ522は、陰極508に対応するスロット524を1対1の態様で定める。スロット524が、ビーム230の幅よりも小さい幅の長方形の形状であることにより、図10及び図11bに示すように扇形ビーム212が形成され、このビームを検出器504へ方向付けることができるようになる。陰極508のオンオフを連続的に切り替えることにより、扇形ビームが、撮像する患者又は被験者を横切って掃引する。この処理中、ドラム 210が、複数の2次元画像を取り込めるように患者の周囲をゆっくりと回転し、この2次元画像を使用して、3次元の準コーンビームコンピュータ断層撮影画像を生成することができる。
[0072]
別の方法では、図10〜図11のX線源502を、図12に概略的に示すX線源600と置き換えることができる。この実施形態では、陰極602は連続した直線形となる。ゲート電極 512のグリッドに印加される電圧604により、電子が異なる位置で取り出される。これは、ゲート電圧604を異なるゲートに印加することにより制御される。個々の電極の電位604は個々に制御することができる。設計したゲート電圧特性606を形成して、電子608を一次元の形で焦点スポット610に集束することができる。ゲート612及びそのゲート電圧614により、電子608を他の次元の形で集束することもできる。ゲート電圧をプログラムすることにより、X線ビームは、陽極510に沿って走査を行うことができる。この実施形態の主な利点は、図12a〜図12cの個別の陰極による方法に比較して、X線ビーム走査の空間分解能を遥かに高くすることができる点にある。焦点スポット610は、陽極510に沿ういずれかの位置に存在してもよい。
[0073]
(図11のX線源を使用するか、或いは図12のX線源を使用するかに関わらず)システム500の実現可能な変形例の1つは、コリメータ522に長方形スロット524を使用すること、及び図10及び図13aに示すように検出器504の個々の検出器を回転アレソセンターOに向けて集束させることである。この変形例は、理想的なものではないが、準コーンビームコンピュータ断層撮影法と従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法との間の関係を示すものである。例えば、図13aは、X線源502、600及び検出器アレイ504が単一の位置にある場合の患者又は被検体を横切るX線ビーム212の走査を示す図であり、この場合、X線源502、600は、線形検出器アレイ504に対して垂直となる。Snという用語は、電子が陽極510にぶつかる各個々の焦点スポットを意味する。Dnという用語は、検出器504の各各々の検出器の位置を意味する。前述したように、焦点スポットで生成されるX線ビームは、対応するスロット524により平行にされ、扇形ビーム 212となる。扇形ビームを、三角形領域Sn−D 100−D 100で図13aに示す。X線ビームがS 8−S —8に沿って走査すると、 4面体容積が形成される。従って、単一の位置のX線源502、600及び検出器アレイ504において走査される容積はコーン形ではなく、従来のコーンビームコンピュータ断層撮影法の点線源及び2次元検出器により形成されるものとなる。この新しい撮像システムは準コーンビームコンピュータ断層撮影法と呼ばれ、従来のコーンビームコンピュータと区別される。別の方法として、湾曲した検出器アレイを、線形検出器アレイと置き換えることもできる。
[0074]
図13bは、準コーンビームコンピュータ断層撮影法により複数のガントリ位置で走査される容積を示す図であり、この場合、D -100−D 0−D 100は、検出器504の個別の検出器であり、 -8 −S 0 −S 8は、コリメータ522のスロット524から発散されるX線ビーム212である。 図13aに示すように、D 0−S -8−S 8は三角形の平面を形成する。ドラム210(又は図2bの支持部308又は図2cのCアーム218)が時計回りに回転する間、図13bに示すように、検出器D 0はD o’へ移動し、X線ビームはS -8:8’へ移動する。他の検出器は、 0の元の位置と正確に同じ場所を占有する。この検出器及び線源アレイS -8’—S 8’により、傾斜角度を有する新しい平面が形成される。回転を続けるにつれ、より大きなコーン角度の平面が次々に形成される。従って、データを再分類することにより、準コーンビームコンピュータ断層撮影の形状は、従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムと全く同じになる。従来のコーンビームコンピュータ断層撮影に使用されるものと同じ画像再構築アルゴリズムを、準コーンビームコンピュータ断層撮影の画像の再構築に使用することができる。
[0075]
前述したように、検出器504の個々の検出器を回転アイソセンタに合焦させることは最適な設計ではない。システム500の最適な変形例は、検出器504の個々の検出器をX線源502に合焦させることにより、X線のクロストーキングを最小化し、コリメータを使用して散乱をさらに除去できるようにすることである。この構成ではまた、検出器にコリメータグリッドを装着することが容易になり、面内の散乱がさらに除去される。この変形例では、図14aに示すように、準コーンビームコンピュータ断層撮影法は、コーンビームコンピュータ断層撮影法とは形状において僅かに異なる。構成は、検出器がX線源に合焦されることを除き、図13bと同様である。線S -8:8−D 0上の検出器は、ガントリが別の角度まで回転した後、検出器D 0の元の位置に正確に配置されるわけではない。僅かに下方にシフトする。ガントリの角度とともに、シフトも増大する。従って、再分類後、コーンは、図14bに概略的に示すように一意の頂点を有さなくなる。
[0076]
図11a〜図11cに示す別個の陰極を使用する線形走査X線源の実施形態では、X線ビームは、各個々の陰極のサイズに起因して、1cmなどの限定された刻み幅で走査を行う。軸線方向の高画像解像度を達成するために、単一列の検出器アレイ504が複数列の線形検出器アレイと置き換えられる。この検出器の寸法は、陰極間の間隔よりも遥かに小さくすることができる。このようにして、軸線方向の解像度を増大させることができる。各個々の検出器が正方形であれば、等方的な解像度を実現することができる。
[0077]
図15aに示すように、S8などの中心平面の左右のX線源のビームから見ると、湾曲した検出器アレイは一直線ではない。これに対応するために、コリメータスロットの開口部を、図15bに示すように左右のX線源に対して湾曲させる必要がある。コリメータ700は、中心に一直線の開口部を有し、左右で次第に曲率が増大する湾曲した開口部を有する。スロットの開口部の曲率は、対応するビームから見た検出器の曲率により決定される。
[0078]
次に図16を参照してわかるように、準コーンビーム断層撮影システムに平面検出器206を使用することができる。線源502又は600から出される走査X線ビーム212は、なおも平行にされて扇形となる。個々の扇形ビームは、平面検出器206の表面に対して垂直となる。患者Pが存在しなければ、個々の扇形ビーム212は、検出器206の細いスリット領域236を直接照射する。図4に関して前述したように、検出器206の他の領域は散乱しか受け取らないため、読み出されない。従って、散乱の大部分が除去されることになる。この実施形態の利点は、正確に再構築された画像の取得が容易な点である。複雑な走査位置は必要ではない。ロバストで効率的なFeldkamp型の再構築アルゴリズムを使用することができるため、近似コーンビーム再構築から発生するアーチファクトは存在しない。単一の軸線方向走査では、正確なコーンビームコンピュータ断層撮影の再構築のためのデータの十分条件が満たされない。コーン角度が大きい場合、近似再構築により多少のアーチファクトが生じる。不都合な点は、現在、平面検出器の性能が個別の検出器ほど良好でない点である。
[0079]
図16に示すシステムの別の実施形態は、集束した複数列の検出器を使用して平面検出器206と置換することである。これは、複数列のらせん型CTスキャナにおける状況である。従来のらせん型CTスキャナでは、検出器の列数が増大すると、コーン角度も大きくなる。散乱及び近似再構築は、コーン角度とともに増大する。この実施形態の利点は、散乱を大部分削除できる点にある。別の利点は、個々のX線源に対してコーン角度が小さい点にある。
[0080]
患者を通過する吸収作用は可変であるため、X線強度を調節することにより、撮像処理が最適化される。例えば、吸収作用が大きい患者の領域ではX線強度を増大させることができ、吸収が小さい領域では強度を減少させることができる。図1に関して前述したように、従来は、蝶ネクタイ型フィルタ102を使用して、患者を横切るビーム強度特性を調節してきた。本発明は、制御装置を介して又はコンピュータ234内の制御装置を介して各個々の扇形ビーム 212の管電流(mA)を動的に制御することにより、図2〜図16のシステムの扇形ビームの強度を調節することで蝶ネクタイ型フィルタの利用を避ける。また、動的なmA制御を蝶ネクタイ型フィルタと組み合わせることにより、ビーム強度を2次元的に調節できるようになる。
[0081]
各個々の扇形ビームの動的なmA制御でビーム特性を調節することの利点は、管電流をプログラムすることにより特性を容易に調節できる点にある。ビームが通過する体の厚さに基づいて、特性を動的に変化させることができる。厚さは、撮像する被検体の形状に加え、ガントリの角度にも依存する。
[0082]
次に、図3、図9及び図11を参照してわかるように、各個々の扇形ビーム212(図3)、230(図9)、212(図11)に関して患者Pの厚さを計算することができる。計算した厚さに基づいて、最適な管電流mAを計算し、プログラムすることができる。走査中、ビーム強度はプログラムしたパターンで制御される。
[0083]
別の実施形態では、動的なmA制御は、リアルタイムで管電流を調節するステップを含む。1つの扇形ビームの信号強度を処理することができる。患者の形状が1つの扇形ビームの形状と同様であると仮定することにより、この1つの扇形ビームの直後の第2の扇形ビームの最適な強度を決定することができる。第2の扇形ビームは、計算した最適な強度で送達される。第2の扇形ビームの信号を使用して、その後のビームの強度を決定することができる。この処理は、走査が完了するまで次の扇形ビームに繰り返される。再構築のために、個々の扇形ビームの送達強度を記録する必要がある。
[0084]
オンボードコーンビームコンピュータ断層撮影法放射線治療ユニット、多列検出器らせんコンピュータ断層撮影システム、多列検出器軸線方向コンピュータ断層撮影システム、及びCアーム平面コーンビームコンピュータ断層撮影システムに加え、他の従来の診断コンピュータ断層撮影システムを含む様々なコーン(幅広)ビームコンピュータ断層撮影システムにおいて、上述した本発明の実施形態を実行することができる。Cアームコーンビームコンピュータ断層撮影法による画像誘導手術/生態検査などの他の形の画像誘導診療において、準コーンビームコンピュータ断層撮影法の応用を使用することができる。また、準コーンビームコンピュータ断層撮影法の散乱除去メカニズムは、(現在1024ほどの)複数列のらせん型スキャナ及びデジタルトモシンセシスにも適用可能である。
[0085]
前述の考察では、本発明の例示的な実施形態のみを開示し、説明している。当業者であれば、このような考察、及び添付の図面及び特許請求の範囲から、以下の特許請求の範囲に定義される本発明の思想及び範囲から逸脱することなく、様々な変更、修正及び変形を行うことができることを容易に認識するであろう。

Brief Description of Drawings

[0086]
[fig. 1] 蝶ネクタイ型フィルタを使用する公知のコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す図である。
[fig. 2a] 本発明による放射線治療線源とともに使用される走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第1の実施形態及び超高圧ポータル撮像システムの第1の実施形態の斜視図である。
[fig. 2b] 本発明による放射線治療線源とともに使用される走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第2の実施形態及び超高圧ポータル撮像システムの第2の実施形態の前部斜視図である。
[fig. 2c] 本発明による走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムの第3の実施形態の側面図である。
[fig. 3a] 本発明の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った、図2の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
[fig. 3b] 図3a及び図3cの平面を横切る平面で切り取った、図2の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムのを示す断面図である。
[fig. 3c] 本発明の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った図2の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
[fig. 3d] 図3a及び図3cの平面を横切る平面で切り取った図2の走査スロットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
[fig. 4] 本発明による図2a〜図2cのコーンビームコンピュータ断層撮影システムの走査読み出しモードに対応する平面マトリクス検出器の実施形態を示す図である。
[fig. 5a] 従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較を示す図である。
[fig. 5b] 図2a及び図3a〜図3dの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較を示す図である。
[fig. 6a] 従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
[fig. 6b] 図2a及び図3a〜図3dの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
[fig. 7a] 図2a及び図3a〜図3dの走査スロットビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
[fig. 7b] 従来のコーンビームコンピュータ断層撮影システムから得られる画質の比較をさらに示す図である。
[fig. 8a] 本発明による図2a〜図2bの超高圧ポータル撮像システムとともに使用される超高圧ポータル撮像システムの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 8b] 本発明による図8aの超高圧ポータル撮像システムとともに使用されるコリメータの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 9a] 本発明の別の実施形態による走査方向に垂直な平面で切り取った走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
[fig. 9b] 図9aの平面を横切る平面で切り取った図7aの走査焦点スポットコーンビームコンピュータ断層撮影システムを示す断面図である。
[fig. 10] 本発明による放射線治療用線源とともに使用される準コーンビームコンピュータ断層撮影システムの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 11a] 本発明による図10の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用されるX線源の実施形態を概略的に示す側部断面図である。
[fig. 11b] 図11aのX線源を概略的に示す前部断面図である。
[fig. 11c] 図11aのX線源の陰極の1つの動作を示す図である。
[fig. 12] 本発明による図10の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用されるX線源の第2の実施形態を概略的に示す側部断面図である。
[fig. 13a] 本発明による図10〜図11の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 13b] 本発明による図10〜図11の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 13c] 本発明による図10〜図11の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 14a] 本発明による図11の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの第2の実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 14b] 本発明による図11の準コーンビームコンピュータ断層撮影システムとともに使用される検出器システムの第2の実施形態を概略的に示す図である。
[fig. 15a] 図10〜図14のシステムとともに線形X線源及び湾曲スロットコリメータを使用する構成を概略的に示す図である。
[fig. 15b] 図10〜図14のシステムとともに線形X線源及び湾曲スロットコリメータを使用する構成を概略的に示す図である。
[fig. 16] 図10〜図14のシステムとともに使用される平面撮像器を示す図である。

Claims

[1]
コーンビームコンピュータ断層撮影システムであって、
X線ビームを放出するX線源と、
スロットと、
を備え、
前記スロットは、前記X線源 の周囲を回転し、前記X線ビームを遮ることにより、複数の扇形のX線ビームが前記スロットから被検体へ向けて発散されるようにし、前記複数の扇形のX線ビームは一群としてコーンビームを構成し、前記コーンビームコンピュータ断層撮影システムはさらに、
前記被検体を通過した後に扇形のX線を受け取り、前記受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、を備え、前記検出器によって受け取られた前記複数の扇形のX線は一群としてコーンビームを構成し、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のX線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記X線源、前記スロット及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築して3次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記3次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴とするコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
[2]
前記X線源は陽極及び陰極を含み、前記陰極は、前記陽極が占有する複数の別個の空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項1に記載のコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
[3]
前記X線源は、 陽極及び陰極を含み、 前記陰極は前記陽極にぶつかる電子を放出し、陽極にぶつかる該 電子の電流を調節することにより、前記複数の扇形のX線ビームの各々の強度が調節される、
ことを特徴とする請求項1に記載のコーンビームコンピュータ断層撮影システム。
[4]
複数の扇形のX線ビームを被検体へ向けるステップを含み、このステップにおいて、 源の周囲を回転する移動コリメータにより前記単一のX線ビームが平行にされ、 前記複数の扇形のX線ビームは一群としてコーンビームを構成し、
前記複数の 扇形のX線ビームを向けるステップの結果前記被検体を通過するX線を検出するステップと、
前記検出されたX線から前記被検体に関する複数の撮像データを生成するステップと、
前記複数の撮像データから3次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を形成するステップと、
前記3次元コーンビームコンピュータ断層撮影画像を表示するステップと、
含むことを特徴とする被検体を撮像する方法。
[5]
前記方向付けステップは、X線源の陽極の異なる領域からX線ビームを連続的に形成するステップを含む、
ことを特徴とする請求項 に記載の方法。
[6]
前記方向付けステップは、前記X線源の単一の陰極から前記異なる領域へ電子を連続的に方向付けることにより、前記陽極の前記異なる領域からX線ビームを連続的に形成するステップを含む、
ことを特徴とする請求項 に記載の方法。
[7]
デジタルトモシンセシスシステムであって、
X線ビームを放出するX線源と、
スロットと、
を備え、
前記スロットは、前記X線源に対して動き、前記X線ビームを遮ることにより、複数の扇形のX線ビームが前記スロットから被検体へ向けて発散されるようにし、前記デジタルトモシンセシスシステムはさらに、
前記被検体を通過した後に扇形のX線を受け取り、前記受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を作成する検出器と、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のX線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記X線源、前記スロット及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築してデジタルトモシンセシス画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記デジタルトモシンセシス画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴とするデジタルトモシンセシスシステム。
[8]
前記X線源は陽極及び陰極を含み、前記陰極は、前記陽極が占有する複数の別個の空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項 に記載のデジタルトモシンセシスシステム。
[9]
前記X線源は標的にぶつかる粒子源を含み、該標的にぶつかる該粒子の電流を調節することにより、前記複数の扇形のX線ビームの各々の強度が調節される、
ことを特徴とする請求項 に記載のデジタルトモシンセシスシステム。
[10]
4面体ビームコンピュータ断層撮影システムであって、
走査方向に沿う異なる位置において複数のX線ビームを連続的に放出するX線源と、
コリメータと、
を備え、
前記コリメータは、前記複数のX線ビームを遮ることにより、4面体容積を形成する複数の扇形のX線ビームが前記コリメータから被検体へ向けて発散されるようにし、前記4面体ビームコンピュータ断層撮影システムはさらに、
前記扇形のX線が前記被検体を通過した後に前記扇形のX線を受け取り、前記受け取った扇形のX線の各々に対して撮像信号を生成する検出器と、
前記検出器に接続されて、前記受け取った扇形のX線の各々に対する前記撮像信号を受け取り、前記X線源、前記コリメータ及び前記検出器が前記被検体の周囲を回転することにより、複数の撮像信号を再構築して3次元4面体ビームコンピュータ断層撮影画像を生成するコンピュータと、
前記コンピュータに接続され、前記3次元4面体ビームコンピュータ断層撮影画像を表示するディスプレイと、
を備えることを特徴する4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
[11]
前記コリメータは複数のスロットを含み、前記複数の前記スロットの各々は前記異なる位置の1つに対応する、
ことを特徴とする請求項 10に記載の4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
[12]
前記コリメータは前記X線源に対して固定される、
ことを特徴とする請求項 11に記載の4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
[13]
前記X線源は、陽極と、前記走査方向に沿って位置合わせされた複数の異なる陰極とを含み、該複数の陰極の各々は、前記異なる位置に対応する前記陽極が占有する空間領域にぶつかる電子を放出する、
ことを特徴とする請求項 10に記載の4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
[14]
前記X線源は、陽極と、前記走査方向に沿って位置合わせされた単一の陰極とを含み、前記単一の陰極の異なる領域から電子が放出されて、前記異なる位置に対応する前記陽極が占有する空間領域にぶつかるようにした、
ことを特徴とする請求項 10に記載の4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。
[15]
前記X線源を制御して、前記走査方向に沿う前記異なる位置において前記複数のX線ビームを連続的に放出させる制御装置をさらに含む、
ことを特徴とする請求項 10に記載の4面体ビームコンピュータ断層撮影システム。

Drawings

[ Fig. 1]

[ Fig. 2a]

[ Fig. 2b]

[ Fig. 2c]

[ Fig. 3a]

[ Fig. 3b]

[ Fig. 3c]

[ Fig. 3d]

[ Fig. 4]

[ Fig. 5a]

[ Fig. 5b]

[ Fig. 6a]

[ Fig. 6b]

[ Fig. 7a]

[ Fig. 7b]

[ Fig. 8a]

[ Fig. 8b]

[ Fig. 9a]

[ Fig. 9b]

[ Fig. 10]

[ Fig. 11a]

[ Fig. 11b]

[ Fig. 12]

[ Fig. 13a]

[ Fig. 13b]

[ Fig. 13c]

[ Fig. 14a]

[ Fig. 14b]

[ Fig. 15a]

[ Fig. 15b]

[ Fig. 16]