JP3487599B2 - 改良されたｘ線容積測定ｃｔスキャナー - Google Patents
改良されたｘ線容積測定ｃｔスキャナーInfo
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Description
【発明の詳細な説明】
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
る装置を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。
る装置を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07/547,450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07/547,449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07/547,451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07/547,799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07/547,596号、1990年７月２日出願
（DKT−36） “部分扇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、その間新しいデ
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。
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07/547,450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07/547,449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07/547,451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07/547,799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07/547,596号、1990年７月２日出願
（DKT−36） “部分扇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、その間新しいデ
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、治療士が処置
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。
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、治療士が処置
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
状をシ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
とができる。これらシミュレータ機械は高価な機器では
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シ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
くとも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。
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
状をシ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
とができる。これらシミュレータ機械は高価な機器では
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シ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
くとも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。
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。
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ド補正ファ
ンクションを有する、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。
ンクションを有する、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
の同時走査検出器アレイを提供することである。
の同時走査検出器アレイ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。
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。
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扇ビームＸ線ターゲッ
ト電極の実施例の側面図である。
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。
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。
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。
る。
発明の詳細な説明
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、床の中の基礎にボトル付けされた、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16、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イ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（0.6mm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。
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、床の中の基礎にボトル付けされた、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16、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イ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（0.6mm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07/547,451号（90−
33）号の図５に示されている。高級なCT走査を行える従
来の装置は、非常に高価で、高速の治療CT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くりと
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。
を備え、上記参考文献の出願番号第07/547,451号（90−
33）号の図５に示されている。高級なCT走査を行える従
来の装置は、非常に高価で、高速の治療CT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くりと
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はサンプルまたは患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61−１〜61−７（図２、図3B
および図４）を生成するための、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線ソースス
ポットと同じ数の別々のフィラメント100−１〜100−７
（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線扇ビームが同
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）およびその後に続く後コリメータ89に
より形成される。多数の扇ビーム67−１〜67−７はイメ
ージ増倍管（IIT）65および、好適にカドミウムダング
ステン酸塩のシンチレーターから作られた、影像拡大二
次元検出器アレイに当たる。
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61−１〜61−７（図２、図3B
および図４）を生成するための、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線ソースス
ポットと同じ数の別々のフィラメント100−１〜100−７
（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線扇ビームが同
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）およびその後に続く後コリメータ89に
より形成される。多数の扇ビーム67−１〜67−７はイメ
ージ増倍管（IIT）65および、好適にカドミウムダング
ステン酸塩のシンチレーターから作られた、影像拡大二
次元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CdWO4シンチレーション結晶を上に備
えつけられ、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6mm2の活性領域をもち、その結晶は
24mm2の活性面をもつ。断面厚1cmのオーダーである。
て、拡大検出器はCdWO4シンチレーション結晶を上に備
えつけられ、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6mm2の活性領域をもち、その結晶は
24mm2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547,45
0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73に、そして
一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（1024×1024）またはテクトロニク
（512×512）として入手可能である。
0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73に、そして
一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（1024×1024）またはテクトロニク
（512×512）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データと掛け合わすために使用され
る。
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データと掛け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07/547,596号に説明
されている。
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07/547,596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
データ量が同時に捕足されるので、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
にかわて、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番号第07/547,596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。
データ量が同時に捕足されるので、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
にかわて、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番号第07/547,596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
けるベースのピンの数を通常の２フィラメント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。
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
けるベースのピンの数を通常の２フィラメント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10,000RPM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4Aに良く示された
鉛コリメータ88は患者に当たる扇ビーム67−１から67−
７のぞれぞれの幅を画成するように見える。コリメータ
89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。
ち10,000RPM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4Aに良く示された
鉛コリメータ88は患者に当たる扇ビーム67−１から67−
７のぞれぞれの幅を画成するように見える。コリメータ
89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。
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、扇ビームの数の２倍
＋１個の検出器が開示されている。
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、扇ビームの数の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号はクロストークエ
ラーを二元ポイントスプラッド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、スプラッド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メリメータ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、ポイントスプラッド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平滑化さ
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
位置記録を差し引くことにより、補正がなさる。これ
は、同じ条件、同じ条件、同じ時間での測定の基づいて
いるので、ポイントスプラッドファンクションを非常に
改良する。
ラーを二元ポイントスプラッド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、スプラッド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メリメータ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、ポイントスプラッド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平滑化さ
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
位置記録を差し引くことにより、補正がなさる。これ
は、同じ条件、同じ条件、同じ時間での測定の基づいて
いるので、ポイントスプラッド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。
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。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 パブコヴィック，ジョン・エム
アメリカ合衆国カリフォルニア州94304
パロ・アルト、アレキシア・ドライブ
2945
(72)発明者 シャピロ，エドワード・ジー
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
(56)参考文献 特開 平１−254148（ＪＰ，Ａ)
国際公開92／000656（ＷＯ，Ａ１)
国際公開92／000567（ＷＯ，Ａ１)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 6/03
A61N 5/10
Claims (11)
- 【請求項１】Ｘ線ソースおよび検出器手段を支持する放
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，前記Ｘ線ソースから前記検出
器手段へのＸ線の扇ビームを一定とすべく，前記Ｘ線ソ
ースと前記検出器手段を支持する，ところの放射線治療
シミュレータ枠手段， 前記Ｘ線ソースと前記検出器手段との間に，検査される
サンプルを配置する手段，および 前記Ｘ線の扇ビームが，前記軸線のまわりの多数の枠位
置で前記サンプルを通過した後に，前記Ｘ線の扇ビーム
のＸ線光子強度に比例した信号を受信するための前記検
出器手段に連結されたコンピュータ手段であって，前記
枠位置のそれぞれと各扇ビームに対する各信号とを関連
付け，前記信号に基づき扇ビームの再構成計算を実行す
ることにより前記検査サンプルの,X線密度の断面影像を
再構成する手段を含む，ところのコンピュータ手段，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線ソースは,N個の平行な扇ビームを前記検出器手
段に同時に向ける手段を含み， 前記検出器手段は，前記Ｎ個の平行な扇ビームを同時に
受信する2N＋１個の検出器アレイを含み，ここで，扇ビ
ームのＸ線に露出される検出器アレイと，前記扇ビーム
のＸ線からシールドされる検出器アレイのそれぞれは一
つ置きに位置し， 前記コンピュータ手段は，前記Ｎ個の扇ビームのそれぞ
れに対し前記Ｘ線断面密度分布を計算する手段を含むこ
とを特徴とする装置。 - 【請求項２】請求項１に記載の装置であって， 前記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。 - 【請求項３】請求項２に記載の装置であって， 前記Ｘ線の扇ビームのそれぞれの幅が，第１の前コリメ
ータおよび第２の後コリメータより，等しく形成され
る，ところの装置。 - 【請求項４】請求項２に記載の装置であって， 前記検出器手段が可視光検出器の二次元のアレイであ
る，ところの装置。 - 【請求項５】請求項４に記載の装置であって， 前記二次元の検出器アレイが互いに集められた複数の線
形アレイから成る，ところの装置。 - 【請求項６】請求項４に記載の装置であって， 前記検出器手段が，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（ITT），
前記ITTの可視影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を含む，ところの装置。 - 【請求項７】請求項３に記載の装置であって， 前記第１の前コリメータおよび前記第２の後コリメータ
が，前記スポットからのＸ線に整列して露出される前記
検出器手段の検出器アレイ以外の検出器アレイとソース
スポットとの間で，前記第１の前コリメータおよび前記
第２の後コリメータの両者にあるギャップの中心同士を
通過する直接の視線が生じないように，配置される，と
ころの装置。 - 【請求項８】Ｘ線CT装置であって， 軸線を有する枠手段， 前記枠手段が前記軸線のまわりで回転する間，当該Ｘ線
ソースからＸ線検出器手段へのＸ線の扇ビームを一定と
すべく，前記枠手段により支持されるＸ線ソースおよび
Ｘ線検出器手段，および 前記Ｘ線ソースおよびＸ線検出器手段の間に，検査され
るサンプルを配置する手段，を含み， 前記Ｘ線検出器手段は，動作中に，前記Ｘ線の扇ビーム
が前記軸線のまわりの複数の枠位置で前記サンプルを通
過した後，前記Ｘ線の扇ビームのＸ線光子の強度に比例
した信号を与え， さらに，当該Ｘ線CT装置が， 前記枠位置のそれぞれと各扇ビームに対する各信号とを
関係付けるための，前記Ｘ線検出器手段に連結されたコ
ンピュータ手段であって，前記信号に基づき扇ビーム再
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
断面影像を再構成する手段を含む，ところのコンピュー
タ手段を有し， 前記Ｘ線ソースが,N個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線検出器手段が，前記Ｎ個の平行な扇ビームを同
時に受信し，前記Ｘ線光子の密度を示す出力信号を与え
る2N＋１個の検出器アレイを含み，ここで，前記扇ビー
ムのＸ線に露出される検出器アレイと，前記扇ビームの
Ｘ線からシールドされる検出器アレイのそれぞれが一つ
置きに位置し， 前記コンピュータ手段が，前記Ｎ個の扇ビームのそれぞ
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。 - 【請求項９】請求項８に記載の装置であって， 前記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。 - 【請求項１０】請求項９に記載の装置であって， 前記Ｎ個のＸ線扇ビームのそれぞれの幅が，第１の前コ
リメータおよび第２の後コリメータにより，等しくなる
ように形成される，ところの装置。 - 【請求項１１】請求項８に記載の装置であって， 前記扇ビームのＸ線に露出された検出器アレイおよび前
記扇ビームのＸ線からシールドされた検出器アレイの両
方が，出力信号を与え，前記シールドされた検出器アレ
イがクロストークを示す出力信号を与え，前記両方の検
出器アレイからの信号が前記コンピュータに連結され， 前記コンピュータ内に，前記露出された検出器アレイに
より与えられた前記出力信号を補正すべく，ポイントス
プレッド補正ファンクションを生成するために，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。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/856,231 | 1992-03-24 | ||
| US07/856,231 US5335255A (en) | 1992-03-24 | 1992-03-24 | X-ray scanner with a source emitting plurality of fan beams |
| PCT/US1993/002762 WO1993018822A1 (en) | 1992-03-24 | 1993-03-24 | Improved x-ray volumetric ct scanner |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003291894A Division JP3902578B2 (ja) | 1992-03-24 | 2003-08-12 | 改良されたｘ線ｃｔ装置の使用方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06508290A JPH06508290A (ja) | 1994-09-22 |
| JP3487599B2 true JP3487599B2 (ja) | 2004-01-19 |
Family
ID=25323106
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP51682593A Expired - Fee Related JP3487599B2 (ja) | 1992-03-24 | 1993-03-24 | 改良されたｘ線容積測定ｃｔスキャナー |
| JP2003291894A Expired - Fee Related JP3902578B2 (ja) | 1992-03-24 | 2003-08-12 | 改良されたｘ線ｃｔ装置の使用方法 |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003291894A Expired - Fee Related JP3902578B2 (ja) | 1992-03-24 | 2003-08-12 | 改良されたｘ線ｃｔ装置の使用方法 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5335255A (ja) |
| EP (1) | EP0586692B1 (ja) |
| JP (2) | JP3487599B2 (ja) |
| AU (2) | AU654621B2 (ja) |
| DE (1) | DE69310295T2 (ja) |
| WO (1) | WO1993018822A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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