JP2009540942A - デュアルｘ線管ゲーティング - Google Patents

Abstract

コンピュータ断層撮影システムは、データ収集サイクル中に撮像領域２２の周りを回転しながら撮像領域２２に放射線を継続的に放射する少なくとも１つの第１のｘ線源１４と、データ収集サイクル中に撮像領域２２の周りを回転しながら撮像領域２２に放射線を周期的に放射する少なくとも１つの第２のｘ線源とを含む。第１の組の検出器２４が、前記少なくとも１つの第１のｘ線源１４に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第１の投影データを生成し、第２の組の検出器２４が、前記少なくとも１つの第２のｘ線源１４に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第２の投影データを生成する。再構成システム３２が、画像セットを生成するよう第１の投影データを再構成し、画像セットを生成するよう第２の投影データを再構成し、且つ／或いは別の画像セットを生成するよう第１の投影データと第２の投影データとの組み合わせを再構成する。

Description

本発明は医用撮像システムに関する。本発明は特に、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、より具体的には、マルチチューブのゲーティング技術に適用される。

従来のマルチチューブＣＴ撮像システムにおけるＸ線管（チューブ）は、双方のチューブが同時に共通の撮像領域に放射線を放出するように、同時駆動されることが可能である。このように複数のチューブを同時駆動するとき、撮像システムは、単一チューブシステムに対して高い時間分解能と速いデータ収集時間とを提供することができる。例えば、回転方向に互いに９０°だけ角度的にずらされた２つのチューブを有するシステムは、単一チューブシステムと同じデータを、ほぼ半分の時間で収集することができる。他の一例においては、このようなシステムを心臓ＣＴに使用すると、１８０°のガントリー角の一部でのデータ収集により、１８０°再構成法に十分なデータが検出される。

複数のｘ線管を用いて患者を同時照射することにより、患者線量（ドーズ）が増大する（例えば、デュアル線源システムでは約２倍になる）。このような線量の増大は、各データ収集サイクル内の１つ以上の所望サンプリング期間の間のみ複数のｘ線管を同時に“オン”にし、これらサンプリング期間の外側ではこれらｘ線管を“オフ”にするｘ線管ゲーティング技術によって削減され得る。例えば、心臓ＣＴ用途の場合、ｘ線管を所望の心臓位相の周りのウィンドウの間だけ“オン”にするため、予測的（プロスペクティブ）ＥＣＧゲーティングを使用することができる。このウィンドウの外側では、ｘ線管は“オフ”にされ、放射線を殆ど或いは全く放射しない。

チューブをゲーティングすることは患者線量を減少させるが、データ収集サイクル中に収集される情報の量をも減少させる。例えば、チューブが１つの心臓位相のみにゲーティングされる場合、検出された放射線は１つの位相における１つの画像を生成するように再構成される。この検出情報からは、４次元情報（例えば、時間の経過で見た３次元画像）もその他の心臓位相に関する情報も得られない。また、複数のチューブが同時に放射線を放射するので、各検出器はクロス散乱放射線を検出するが、クロス散乱放射線は信号対雑音比を大きく低下させ得るとともに、再構成画像内にアーチファクトを生じさせ得る。

本出願に係る以下の態様は、上述の問題及びその他の問題を解決する改善されたｘ線管ゲーティング技術を提供することを目的とする。

一態様に従って、コンピュータ断層撮影システムは、少なくとも２つのｘ線源、対応する検出器、及び再構成システムを含む。データ収集サイクル中、第１のｘ線源は放射線を継続的に放射し、第２のｘ線源は放射線を周期的に放射する。第１の組の検出器は、第１のｘ線源に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第１の投影データを生成し、第２の組の検出器は、第２のｘ線源に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第２の投影データを生成する。再構成システムは、第１の画像セットを生成するよう第１の投影データを再構成し、第２の画像セットを生成するよう第２の投影データを再構成し、且つ／或いは別の画像セットを生成するよう双方のデータ収集の組み合わせを再構成する。

本発明は、様々な構成要素及びそれらの配置、並びに様々な段階及びそれらの編成の形態を取り得る。図面は、好適実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。

図１を参照するに、医用撮像システム１０が例示されている。医用撮像システム１０は複数のｘ線源を含んでおり、複数のｚ線源のうちの１つ以上がデータ収集サイクル中に継続的に放射線を放射する一方で、少なくとも１つの他のｘ線源が同一のデータ収集サイクル内の所望のサンプリング期間中に周期的に放射線を放射するように、異なるｘ線源をゲーティングするｘ線源ゲーティング方法を用いることができる。一例において、医用撮像システム１０は、心臓ＣＴ用途に関連付けて使用され得る。この例においては、撮像標的に動きを予測的あるいは遡及的（予備スキャンからの情報が利用可能である場合）に検出可能な、例えばＥＣＧゲーティング、キモグラム（kymogram）ゲーティング又はその他の何らかのセンサ等の技術によって、ゲーティングを制御することができる。心臓ＣＴ用途では、このゲーティングは、異なるｘ線源から、異なる時間分解能、空間分解能及びコントラスト分解能のデータを収集するように使用され得る。例えば、一例において、少なくとも１つのｘ線源が比較的高い分解能のデータを収集するために使用され、少なくとも１つのｘ線源が比較的低い分解能のデータを収集するために使用され得る。分解能が低い側のデータは、比較的低解像度の、個々の心臓位相の画像及び／又は例えば時間経過に伴う一連の３次元画像といった４次元情報を再構成するために使用されることができる。このような画像／情報は、心サイクル中の心筋のダイナミクスの監視、及び／又は低解像度画像によって為されるその他の観察のために使用され得る。分解能が高い側のデータは、（例えば、冠動脈撮像の場合に）１つの心臓位相の比較的高い解像度の画像を再構成するために使用されることができる。

医用撮像システム１０はＣＴスキャナ１２を含んでおり、ＣＴスキャナ１２は、Ｎを１より大きい整数として、ｘ線源１４_１、１４_Ｎ（ここでは集合的にｘ線源１４と呼ぶ）を有している。複数のｘ線源１４は、長手方向軸すなわちｚ軸１８に直交するアクシャル面すなわち横断面１６内で互いに対して角度的にオフセットされた位置に配置されている。一例において、ｘ線源１４は回転式ガントリー２０の周りに配置される。ガントリー２０を撮像領域２２の周りで回転させることにより、ｘ線源１４は撮像領域の周りを回転する。他の一例においては、ｘ線源１４は、例えば電子ビームを電子的に屈折させる技術などのその他の技術によって撮像領域２２の周りを回転させられる。スキャン中、複数のｘ線源１４のうちの１つ以上が、撮像領域２２に放射線を継続的あるいは周期的に放射する。

スキャナ１２は更に、Ｎ組の検出器２４_１、２４_Ｎ（ここでは集合的に検出器２４と呼ぶ）を含んでいる。検出器２４の各組は、複数のｘ線源１４のうちの１つに対向する或る角度の円弧内にあり、該ｘ線源との間で撮像領域２２を画成している。一例において、検出器２４の各組内の各検出器は、複数のｘ線源１４のうちの特定の１つに対応し、それとともに回転する（例えば、第３世代システム）。他の一例においては、検出器２４の各組内の検出器群は、如何なる瞬間においても、ｘ線源１４の角度位置によって決定される角度位置にある（例えば、第４世代システム）。検出器２４の各組内の各検出器は、アクティブに放射しているｘ線源１４からの放射線を検出する。

認識されるように、複数の検出器２４は一例において異なる大きさ、分解能、形状などを有していてもよく、複数のソース（ｘ線源）１４は、スペクトル分布、強度などにおいて異なる放射線を放射してもよく、ソース−検出器システムは同一平面内に配置されてもよいしｚ軸１８方向にオフセットを有していてもよい。

撮像領域２２内の例えばヒトである被検体は支持体２６によって支持される。支持体２６は、ヘリカルスキャン、アクシャルスキャン及び／又はその他のスキャンを実行する前、最中及び／又は後に、例えば支持体２６をｚ軸１８及び／又は１つ以上のその他の軸に沿って移動させることによって、被検体を検査領域２２内の好適位置に導くよう、移動可能にされてもよい。

ｘ線源１４の各々は、放射線放射の開始及び終了を行うためにｘ線源１４を“オン”、“オフ”すること及びｘ線源１４各々の出力を統治することを含め、制御部２８によって制御される。一例において、複数のｘ線源１４のうちの少なくとも１つは、データ収集サイクル中に継続的に放射線を放射するように駆動される。該少なくとも１つのｘ線源１４に対応する検出器の組２４が、撮像領域２２を横切った放射線を検出する。検出された放射線は、撮像領域２２内に位置する被検体の画像を生成するように再構成され得る対応信号を生成するために使用される。

心臓ＣＴ用途の場合、これら検出された放射線と生成された信号は、心サイクルに関する情報を提供する。このデータは、１つ以上の心臓位相に対応する１つ以上の画像を生成するために使用されることが可能である。例えば、このデータは、心臓位相ごとの３次元画像を生成するために使用され得る。他の一例においては、心サイクル全体にわたる４次元情報を作り出すように、様々な心臓位相を表す一連の画像が時間の関数として表示され得る。このような画像を心サイクル中の心筋のダイナミクスを観察するために用いるとき、低解像度の画像は好ましいものである。結果として、継続的なスキャン中のｘ線源パワーを低減することができ、患者線量が低減される。このパワーは、得られるデータが依然として、臨床医が関心構造を眺めることを可能にするのに適した時間分解能、空間分解能及びコントラスト分解能を好適な提供するように設定され得る。この比較的低い分解能のデータは、個々の心臓位相の画像及び／又は４次元情報を含む比較的低い解像度の画像を生成するように再構成され得る。

上述のように継続的に放射線を放射するようにｘ線源１４のうちの少なくとも１つを駆動しながら、制御部２８は同時に、同一のデータ収集サイクル内の１つ以上のサンプリング期間中に周期的に放射線を放射するよう、上記の少なくとも１つのｘ線源１４のうちの少なくとも１つの他のｘ線源を駆動する。同様に、上記の少なくとも１つのｘ線源１４に対応する検出器の組２４が、撮像領域２２を横切った放射投影放射線を検出し、この検出データは、撮像領域２２内に位置する被検体の画像を生成するように再構成され得る対応信号を生成するために使用される。

心臓ＣＴ用途の場合、この少なくとも１つの周期的に放射するｘ線源１４は、関心ある心臓位相の周りのウィンドウに対応する情報を捕捉するために１つ以上のサンプリング期間中に放射線を放射するよう選択的に“オン”にされ、それ以外のときには“オフ”にされる。検出された放射線を表す得られた信号は再構成され、スキャンされた心臓位相の画像を生成するために使用される。場合により、臨床医は個々の心臓位相の詳細画像を好む。例えば、冠動脈の撮像手順は、典型的に、より高い分解能技術を用いて行われる。この例において、周期的に放射するｘ線源１４は、継続的に駆動されるｘ線源１４より高い分解能のモードで駆動されることができる。より高い分解能技術が使用されるとしても、この少なくとも１つのｘ線源１４は心臓ウィンドウの外側にあるときには“オフ”にされるので、患者線量は依然として（継続駆動のｘ線源に対して）低減され得る。得られたデータは、スキャンされた心臓位相の比較的高解像度の画像を生成するように再構成され得る比較的高い解像度のデータを含んでいる。

複数のｘ線源１４のうちの少なくとも１つがデータ収集サイクル中に継続的に放射線を放射し、且つ複数のｘ線源１４のうちの別の１つが同一のデータ収集サイクル中に周期的に放射線を放射するようにｘ線源を制御することによって、複数のｘ線源１４は、データ収集サイクルの少なくとも一部において、同時に放射線を放射する。この同時放射線放射の期間中、これらｘ線源１４それぞれのための検出器の組２４は同時に投影データを検出する。結果として、これら継続的スキャン及び周期的スキャンからの投影データを組み合わせることが可能である。これは、上述の低分解能側のデータと高分解能側のデータとを組み合わせることを含む。その結果、時間分解能、空間分解能及びコントラスト分解能が高められるとともに、スキャン時間が短縮され得る。例として、ｘ線源１４のうちの２つが、軸１６に関して且つｚ軸１８に直交して互いに９０°だけ角度的にずらされる場合、これら少なくとも２つのｘ線源１４に関する投影データは、単一ｘ線源システムの場合に同一のデータを収集するのに要するであろう時間より短い時間で再構成（例えば、１８０°再構成）用のデータセットを形成するように、組み合わせられることが可能である。

一例において、放射線を継続的に放射するｘ線源１４の出力は、その出力がデータ収集サイクル中に変化するように制御（例えば、ドーズ変調）される。例えば、ｘ線源１４のパワーはサンプリングフレームに応じて増大あるいは低減される。低解像度側の画像に関してのみデータが収集されるサンプリング期間中、ｘ線源パワーは上述のように好適なレベルまで低減され得る。その一方で、低解像度側の画像及び高解像度側の画像に関してデータが収集されるサンプリング期間中には、放射線を継続的に放射する上記少なくとも１つのｘ線源１４のｘ線源パワーは増大され得る。これは、その他のｘ線源１４とほぼ同一のパワーまでパワーを増大させることを含む。結果として、継続的駆動のｘ線源１４及び周期的駆動のｘ線源１４の双方によって、比較的高い分解能のデータが収集され得る。これらのｘ線源１４からの投影データを組み合わせることにより、時間分解能、空間分解能及びコントラスト分解能を更に高めることが可能である。

放射線を周期的に放射するｘ線源１４をゲーティングすることには、様々な技術を使用することができる。例えば、ｘ線源１４は、予測的（プロスペクティブ）ゲーティング３２、遡及的（レトロスペクティブ）ゲーティング３４、又はキモグラムゲーティング３６によってゲーティングされ得る。予測的ゲーティング３２の手法を用いる場合、撮像手順中に同時に、心臓の電気的活動がＥＣＧ装置３８によって監視される。制御部２８又はその他の構成要素は、この電気的活動を監視し、例えばＲ波のピーク等の電気的活動内の特徴を検知して、サンプリング期間に放射線を放射するように周期的放射のｘ線源１４をゲーティングすることができる。遡及的ゲーティング３４の手法を用いる場合、ＥＣＧの記録とともに最初のスキャン（例えば、プリスキャン）が実行され、得られた画像群にて、関心ある心臓位相が特定される。これは、患者線量を低減させるよう、比較的低解像度の画像によって達成され得る。このデータは、心臓ＣＴ手順中の後続スキャン中に、周期的に駆動されるｘ線源１４をゲーティングするために使用される。他の例においては、所望の心臓位相を特定し、周期的放射のｘ線源１４をゲーティングするために、継続的に駆動されるｘ線源１４に対応する手順中に再構成された画像群が用いられる。キモグラムゲーティング３６を用いる場合、未加工の（raw）投影データが分析される。例えば、鼓動する心臓の重心の軌道が未加工データから決定され、心臓位相の決定及び／又は位置付けのために分析される。重心のモーメントが計算され、相異なる心臓位相を指し示す変化に関して監視され得る。

同時且つ周期的に駆動されるｘ線源１４が放射線を放射しているとき、ｘ線源１４の各々は撮像領域２２に放射線を同時に放射する。その結果、検出器２４の各組の各検出器は、ｘ線源１４のうちの対応する１つによって放射された主（プライマリ）放射線と、その他のｘ線源１４からのクロス散乱放射線とを検出する。各検出器において、クロス散乱放射線のみ（プライマリ放射線なし）を更に検出することにより、各検出器に関する散乱補正信号を生成することができる。この散乱補正信号は、投影データからクロス散乱成分を実質的に除去するように投影を散乱補正するために使用されることが可能である。

周期的に放射するｘ線源１４の場合、該ｘ線源１４が放射線を放射していない時に、対応する検出器の組２４を活性化することにより、その他のｘ線源１４からのクロス散乱放射線を検出することができる。この放射線は、該当するｘ線源１４が放射線を放射していない期間の少なくとも一部の間中に検出され得る。この期間は、上述のｘ線源ゲーティング手法（例えば、予測的、遡及的及びキモグラフ）及び／又はその他の技術との関連で決定され得る。この期間におけるクロス散乱放射線のサンプリングは様々に決定されることができ、例えば、撮像領域２２の周りでのｘ線源１４の回転角でクロス散乱放射線が変化するような角速度に基づき得る。クロス散乱がサンプリングされないフレームでは、そのサンプルを得るために収集されたサンプルが用いられ得る。例えば、そのサンプルを生成するために、補間又はその他の技術が使用され得る。そして、検出されたサンプル及び／又は生成されたサンプルは、投影データを散乱補正するための散乱補正信号を作り出すために使用され得る。

継続的に駆動されるｘ線源１４に関しても同様の技術を使用することができる。例えば、継続的に駆動されるｘ線源１４は、周期的に駆動されるｘ線源１４が放射線を放射するクロス散乱サンプリング期間に“オフ”にされる。検出器２４のうちの対応する組が活性化され、これらｘ線源１４からのクロス散乱放射線が検出される。収集されたサンプルは、同様に、更なるサンプルを得るためと散乱補正データを形成するためとに使用され得る。望まれるのであれば、クロス散乱放射線は、周期的に放射するｘ線源１４が放射線を放射していない期間中に検出されてもよい。例えば、これらの期間において、クロス散乱サンプリングのため、継続的に駆動されるｘ線源１４は“オフ”にされ、周期的に放射するｘ線源１４は“オン”にされる。この場合も、継続的に駆動されるｘ線源１４に対応する検出器の組２４により、周期的に駆動されるｘ線源１４からのクロス散乱放射線が検出される。

クロス散乱放射線のサンプリングは、低解像度側の画像に所望される解像度、クロス散乱の角周波数、統計、散乱補正の品質などに基づき得る。一例において、高解像度側の画像に対応する投影データのみが散乱補正され、低解像度側の画像を生成するために使用される投影データは、例えば、得られる画像が散乱補正なしでも臨床医にとって好ましいものである場合、散乱補正されない。これらのサンプルは、更なるサンプルを得るためや、散乱補正データを形成するために使用されてもよい。

継続的に駆動されるｘ線源１４及び周期的に駆動されるｘ線源１４の双方からのデータは、スキャンされた被検体領域を表すボリュームデータを生成するように信号を再構成する再構成システム４０に伝達される。再構成システム４０によって生成されたボリューム画像データは、画像プロセッサ４２によって処理される。上述のように、これは、心サイクル及び／又は１つ以上の所望心臓位相の、比較的低解像度の画像及び／又は比較的高解像度の画像を生成することを含む。そして、生成された画像は、表示され、フィルム化され、アーカイブされ、処置中の臨床医に伝送され（例えば、電子メール化される等）、その他の撮像モダリティからの画像と融合され、更に処理され（例えば、測定ユーティリティ、可視化ユーティリティ、及び／又は専用可視化システムによって）、記憶され、等々されることが可能である。

計算システム（又はコンソール）４４は、操作者とスキャナ１２との相互作用、及び／又はスキャナ１２の制御を円滑化する。計算システム４４によって実行されるソフトウェアアプリケーションは、操作者がスキャナ１２の動作の設定及び／又は制御を行うことを可能にする。例えば、操作者は計算システム４４とやり取りして、スキャンプロトコルを選択すること、スキャンの開始、一時停止及び終了を行うこと、画像を閲覧すること、ボリューム画像データを操作すること、データの様々な特徴（例えば、ＣＴ値、ノイズ等）を測定すること等々を行うことができる。計算システム４４は、以下に限られないが例えばｘ線源の分解能、ゲーティング法、ｘ線源パワー、データ結合手法、クロス散乱補正技術などの命令及び／又はパラメータを含む様々な情報を、制御部２８に信号伝達する。制御部２８はこれらの情報を用いてスキャナ１２を制御する。

図２は、周期的に放射するｘ線源１４がＥＣＧ信号によってゲーティングされる典型的な１つのゲーティング技術を示している。簡潔性及び明瞭性のため、２つのｘ線源１４のみを説明する。この非限定的な例においては、ｘ線源１４_１は、データ収集サイクル中に継続的に放射線を放射するように、各データ収集サイクル中に“オン”にされる。これは、データ収集中に絶えず“オン”である駆動信号４６によって示されている。ｘ線源１４_Ｎは、各データ収集サイクル中に周期的に放射線を放射する。

周期的に放射するｘ線源１４_Ｎは、ＣＴ手順を実行しながら収集されるＥＣＧ信号４８でゲーティングされる。所望の心臓位相５０及び５２がＥＣＧ信号４８内で特定されている。周期的に放射するｘ線源１４_Ｎのゲーティングをトリガーするため、ＥＣＧ信号４８の特徴が使用される。例えば、周期的に放射するｘ線源１４_Ｎを心臓位相５０に関してゲーティングするために、ＥＣＧ４８のＲ波のピーク５４が使用され、周期的に放射するｘ線源１４_Ｎを心臓位相５２に関してゲーティングするために、ＥＣＧ４８のＲ波のピーク５６が使用され得る。

ピーク５４、５６を検知すると、周期的に放射するｘ線源１４_Ｎは（直ちに、あるいは或る遅延時間内で）活性化され、放射線の放射を開始する。期間の経過後、あるいは各運動の終了後、周期的に放射するｘ線源１４_Ｎは“オフ”にされる。この例においては、周期的に放射するｘ線源１４_Ｎは、所望の心臓位相５０及び５２において放射線を放射するように活性化される。これは信号５８によって示されており、信号５８は、心臓位相５０及び５２の間にそれぞれ“オン”状態６０及び６２にあり、心臓位相５０及び５２の外側で“オフ”状態６４、６６、６８にある。

図３は、マルチソース医用撮像システム１０のｘ線源１４をゲーティングする非限定的な一手法を示している。段階７０にて、制御部２８が、複数のｘ線源１４のうちの少なくとも１つがデータ収集サイクル中に継続的に放射線を放射するように、少なくとも２つのｘ線源１４を制御する。この放射線は、例えば心臓位相を表す１つ以上の３次元画像、異なる心臓位相を時間の関数として表す一連の画像など、様々な画像を生成するために使用され得る。これらの画像は、心サイクル全体にわたる心筋のダイナミクスを観察するために使用されることが可能である。このような画像には低解像度画像が好ましいので、この継続的なスキャンにおいてｘ線源パワーは低減されることができ、患者線量が低減することができる。

段階７２にて、制御部２８は同時に、データ収集サイクルの１つ以上のサンプリング期間（例えば、所望の心臓位相）中に周期的に放射線を放射するよう、複数のｘ線源１４のうちの少なくとも１つの他のｘ線源を制御する。これは、以下に限られないが予測的ゲーティング３２、遡及的ゲーティング３４及びキモグラムゲーティング３６の技術を含む好適なゲーティング機構を用いて、周期的に放射するｘ線源１４をゲーティングすることによって達成され得る。検出されたデータは、スキャンされた心臓位相の詳細画像を生成するために使用されることが可能である。この例において、周期的に放射するｘ線源１４は、より高い解像度の画像が生成されるよう、継続的に駆動されるｘ線源１４よりも高い解像度のモードで駆動され得る。

段階７４にて、継続的に駆動されるｘ線源１４に対応する投影データが、検出器の組２４のうちの対応する検出器を用いて検出され、周期的に駆動されるｘ線源１４に対応する投影データが、検出器の組２４のうちの対応する検出器を用いて検出される。一例において、投影データはクロス散乱放射線を含んでいるので、該データは散乱補正される。上述のように、複数のｘ線源１４のうちの１つのみが放射線を放射するクロス散乱サンプリング期間中にクロス散乱のみを検出することによって、散乱補正信号を得ることができる。そして、投影データは、検出された放射線を表す信号を生成するために使用される。これは、継続的に駆動されるｘ線源１４に対応する投影データと、周期的に駆動されるｘ線源１４に対応する投影データとの双方に対して行われる。

段階７６にて、双方の投影データセットが再構成システム４０に伝達され、１つ以上の画像を生成するように再構成される。上述のように、これは、周期的に放射するｘ線源１４に対応するデータを用いて生成される所望の心臓位相の詳細な比較的高い解像度の画像と、継続的に放射するｘ線源１４に対応するデータを用いて生成される、例えば４Ｄ画像などの比較的低い解像度の画像とを生成することを含み得る。また、継続的に放射するｘ線源１４に関する投影データ、及び周期的に放射するｘ線源１４に関する投影データは、画像の解像度を更に高めるために使用されるデータを生成するように組み合わされることが可能である。さらに、継続的に駆動されるｘ線源１４の出力は、周期的に駆動されるｘ線源１４と同時に放射線を放射するとき、関連するデータの解像度を更に高めるように変調されてもよい。このようなデータを組み合わせることにより、画像の解像度は更に高められ得る。

好適な実施形態を参照しながら本発明を説明してきた。以上の詳細な説明を読み、理解した者は改良及び改変に想到し得る。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等範囲に入る限りにおいて、そのような全ての改良及び改変を含むとして解釈されるものである。

各データ収集サイクル中に相異なる分解能のデータを収集するためのｘ線源ゲーティング技術を用いるマルチソース医用撮像システムを例示する図である。 ＥＣＧ信号を用いて複数のｘ線源をゲーティングする典型的な一技術を例示する図である。 マルチソース医用撮像システムの複数のｘ線源をゲーティングするための典型的な一手法を例示する図である。

Claims (20)

1. データ収集サイクル中に、撮像領域の周りを回転しながら、前記撮像領域に放射線を継続的に放射する少なくとも１つの第１のｘ線源；
   前記データ収集サイクル中に、前記撮像領域の周りを回転しながら、前記撮像領域に放射線を周期的に放射する少なくとも１つの第２のｘ線源；
   前記少なくとも１つの第１のｘ線源に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第１の投影データを生成する第１の組の検出器；
   前記少なくとも１つの第２のｘ線源に対応する投影放射線を検出し、検出された放射線を表す第２の投影データを生成する第２の組の検出器；及び
   画像セットを生成するよう前記第１の投影データを再構成すること、画像セットを生成するよう前記第２の投影データを再構成すること、及び別の画像セットを生成するよう前記第１の投影データと前記第２の投影データとの組み合わせを再構成すること、のうちの少なくとも１つを行う再構成システム；
   を有するコンピュータ断層撮影システム。
2. 前記少なくとも１つの第２のｘ線源は、前記データ収集サイクル内の選択されたデータ収集サンプリング期間中に放射線を放射するようにゲーティングされる、請求項１に記載のシステム。
3. 前記ゲーティングは、予測的ゲーティング法、遡及的ゲーティング法、ＥＣＧゲーティング法、及びキモグラムゲーティング法のうちの少なくとも１つを含む、請求項２に記載のシステム。
4. 前記少なくとも１つの第２のｘ線源は、関心ある心臓位相中に放射線を放射するように活性化される、請求項１に記載のシステム。
5. 前記少なくとも１つの第１のｘ線源及び前記少なくとも１つの第２のｘ線源は、異なる分解能を示す放射線を放射する、請求項１に記載のシステム。
6. 前記少なくとも１つの第１のｘ線源は第１の分解能の放射線を放射し、前記少なくとも１つの第２のｘ線源は第２の分解能の放射線を放射し、前記第２の分解能の放射線は前記第１の分解能の放射線より高い分解能を表す、請求項１に記載のシステム。
7. 前記第１の分解能の放射線及び前記第２の分解能の放射線は等しい、あるいは異なるの一方である、請求項６に記載のシステム。
8. 前記少なくとも１つの第１のｘ線源によって放射される放射線は、前記少なくとも１つの第２のｘ線源が放射線を放射していないときには、比較的低い分解能のデータを生成し、前記少なくとも１つの第２のｘ線源が放射線を放射しているときには、比較的高い分解能のデータを生成する、請求項１に記載のシステム。
9. 前記第１の投影データの一部が前記第２の投影データと組み合わされ、組み合わされた投影データが、前記第１の投影データを用いて生成された画像セット及び第２の投影データを用いて生成された画像セットより高い解像度を有する画像セットを生成するために使用される、請求項１に記載のシステム。
10. 前記再構成システムによって再構成された画像は、１つの心臓位相の比較的高い解像度の画像、及び時間の関数としての一連の３次元画像のうちの１つ以上を含む、請求項１に記載のシステム。
11. 前記第２の組の検出器は、前記第２のｘ線源が放射線を放射していないときに、前記第１のｘ線源からのクロス散乱放射線を検出し、前記クロス散乱放射線は、前記第２の投影データを散乱補正するために使用される、請求項１に記載のシステム。
12. 前記第１の組の検出器は、前記第１のｘ線源が放射線を放射していないときに、前記第２のｘ線源からのクロス散乱放射線を検出し、前記クロス散乱放射線は、前記第１の投影データを散乱補正するために使用される、請求項１に記載のシステム。
13. 第１のｘ線源により、データ収集サイクル中に、撮像領域に放射線を継続的に放射する段階；
    第２のｘ線源により、前記データ収集サイクル内の１つ以上のサンプリング期間中に、前記撮像領域に放射線を周期的に放射する段階；
    前記第１のｘ線源に対応する第１の投影放射線を検出する段階；
    前記第２のｘ線源に対応する第２の投影放射線を検出する段階；及び
    前記第１の投影データ、前記第２の投影データ、及び前記第１の投影データと前記第２の投影データとの組み合わせ、のうちの少なくとも１つを再構成し、１つ以上の対応する画像セットを生成する段階；
    を有する、コンピュータ断層撮影装置のｘ線源を制御する方法。
14. 所望の心臓位相中に放射線を放射するよう、前記第２のｘ線源をゲーティングする段階、を更に有する請求項１３に記載の方法。
15. 予測的ゲーティング、遡及的ゲーティング、及びキモグラムゲーティングのうちの１つを用いて放射線を放射するよう、前記第２のｘ線源をゲーティングする段階、を更に有する請求項１３に記載の方法。
16. 前記第１のｘ線源は第１の分解能の放射線を放射し、前記第２のｘ線源は第２の分解能の放射線を放射し、前記第１の分解能の放射線は前記第２の分解能の放射線より低い分解能を有する、請求項１３に記載の方法。
17. 前記第１の画像セットは１つの心臓位相の高解像度画像を含む、請求項１３に記載の方法。
18. 前記第２の画像セットは、１つ以上の心臓位相の低解像度画像、及び４次元情報のうちの一方を含む、請求項１３に記載の方法。
19. 前記第１のｘ線源からのクロス散乱放射線を用いて、前記第２の投影データを散乱補正する段階、を更に含む請求項１３に記載の方法。
20. １つのｘ線源を用いて撮像領域に放射線を継続的に放射し、且つ別のｘ線源を用いて前記撮像領域に放射線を周期的に放射する手段；
    前記別のｘ線源をゲーティングして前記別のｘ線源が放射線を放射する時を制御する手段；
    前記１つのｘ線源及び前記別のｘ線源に関する放射線を検出する手段；及び
    検出された放射線を再構成して画像を生成する手段；
    を有するＣＴ撮像システム。

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