JP2013013721A - 多重エネルギx線源を用いて計算機式断層写真法データを取得するシステム及び方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】光電効果から散乱効果を識別する。
【解決手段】多重エネルギCTイメージング・システム(10)が、低安定バイアス(58)、高安定バイアス(56)、及びこれらの間の移行バイアス(60)の印加時にX線(16、20)を放出するX線源(12)と、X線検出器(22)と、低安定バイアス(58)又は高安定バイアス(56)がX線源(12)に印加されているときにのみX線検出器(22)によって発生される電気信号に対応する第一のデータ集合を取得するデータ処理回路(34)と、取得された第一のデータ集合を処理して、1又は複数の多重エネルギCT画像を構築するように構成されているプロセッサ(36)を含んでいる。
【選択図】図1
【解決手段】多重エネルギCTイメージング・システム(10)が、低安定バイアス(58)、高安定バイアス(56)、及びこれらの間の移行バイアス(60)の印加時にX線(16、20)を放出するX線源(12)と、X線検出器(22)と、低安定バイアス(58)又は高安定バイアス(56)がX線源(12)に印加されているときにのみX線検出器(22)によって発生される電気信号に対応する第一のデータ集合を取得するデータ処理回路(34)と、取得された第一のデータ集合を処理して、1又は複数の多重エネルギCT画像を構築するように構成されているプロセッサ(36)を含んでいる。
【選択図】図1
Description
現代医療では、医療従事者は慣例的に、非侵襲態様で患者の体内組織を評価する患者撮像検査を行なうことを望む。典型的な単エネルギ計算機式断層写真法(CT)撮像では、得られるX線画像は主としてX線源とX線検出器との間での患者組織によるX線の減弱に基づく各々の被解析ボクセルの平均密度の表現となる。しかしながら、多重エネルギX線撮像では、さらに多量の撮像データが各々のボクセルについて収集され得る。例えば、二重エネルギX線イメージング・システムでは、二つの異なるエネルギ(すなわち異なる周波数)のX線を用いており、この高エネルギX線は一般的には、低エネルギX線よりも患者組織との相互作用が実質的に少ない。多重エネルギCT投影データを再構成するために、X線の基礎的な物理学的効果すなわち散乱効果及び光電効果が、物質分解(MD)として公知の過程において識別される。
多重エネルギCTデータ取得時には、多重エネルギX線源を用いて異なるエネルギを有するX線を与えることができ、かかるX線源は、一つの平均エネルギを有するX線の放出から異なる平均エネルギを有するX線の放出へ高速で切り換わることが可能であり得る(すなわち高速切換型線源)。例えば、X線源はX線管であってよく、印加バイアスを低電圧と高電圧との間で変調させる(例えば秒当たり数回)ことにより、高エネルギを有するX線及び低エネルギを有するX線を放出することができる。しかしながら、高速切換型多重エネルギX線源はまた、二つの異なるエネルギを有するX線の放出の間で切り換わっているときに、中間エネルギを有するX線も放出し得る。すなわち、例えば、二重エネルギ線源は、低電圧バイアスが印加されているときには特定の低エネルギのX線を放出し、高電圧バイアスが印加されているときには高エネルギのX線を放出するように構成され得るが、実際には、線源はまた、当該線源に印加されているバイアスが低電圧バイアスと高電圧バイアスとの間で切り換わっているときに低エネルギと高エネルギとの間のエネルギを有するX線を放出する場合がある。
多重エネルギCT撮像時に取得される投影データを再構成するときに、MD計算を用いて光電効果から散乱効果を識別する試みは、X線のエネルギが明瞭に分解されないときには益々困難になり、また計算費用が高くなる。すなわち、2以上の十分に分解されたエネルギを有するX線を単に与えるのではなく実際にはX線エネルギの連続体がX線検出器に対して与えられているときに、これらの物理学的効果を計算によって分離することは実用的でない場合がある。
一実施形態では、多重エネルギ計算機式断層写真法(CT)イメージング・システムが、低安定バイアス、高安定バイアス、及び低安定バイアスと高安定バイアスとの間の移行バイアスの印加時にX線を放出するX線源を含んでいる。このイメージング・システムはまた、X線源によって放出されて当該X線検出器に到達したX線の強度に対応する電気信号を発生するように構成されているX線検出器を含んでいる。このイメージング・システムはまた、低安定バイアス又は高安定バイアスがX線源に印加されているときにのみX線検出器によって発生される電気信号に対応する第一のデータ集合を取得するように構成されているデータ処理回路を含んでいる。このイメージング・システムはまた、取得された第一のデータ集合を処理して、1又は複数の多重エネルギCT画像を構築するように構成されているプロセッサを含んでいる。
一実施形態では、多重エネルギ放射線イメージング・システムが、2以上の安定バイアス及び各々の安定バイアスの間の対応する不安定バイアスの印加を通じて放射線を放出する放射線源を含んでいる。このイメージング・システムはまた、放射線源からの放射線を受け取って、受け取った放射線の強度に対応する電気信号を発生するように構成されている放射線検出器を含んでいる。このイメージング・システムはまた、起動信号が供給されているときに放射線検出器によって発生される電気信号から第一のデータ集合を取得し、起動信号が供給されていないときに放射線検出器によって発生される電気信号から第二のデータ集合を取得するように構成されているデータ処理回路を含んでいる。このイメージング・システムはまた、放射線源及びデータ処理回路に結合されて、放射線源への安定バイアスの印加をデータ処理回路への起動信号の印加と同期させるように構成されている制御器ユニットを含んでいる。
一実施形態では、多重エネルギ切換型X線イメージング・システムでのエネルギ分離を改善する方法が、低バイアスと高バイアスとの間で切り換えられてX線を放出するときに切換型X線源の線源バイアスを監視するステップを含んでいる。この方法はまた、放出されたX線を、検出されたX線に対応する電気信号を発生するX線検出器を用いて検出するステップを含んでいる。この方法はまた、線源バイアスが低バイアス又は高バイアスにおいて安定しているときに検出器から第一のデータ集合を取得するようにデータ処理回路を起動するステップを含んでいる。この方法はまた、取得された第一のデータ集合をプロセッサによって処理して、1又は複数の多重エネルギ・コンピュータ断層写真法(CT)画像を構築するステップを含んでいる。
本発明の各実施形態のこれらの特徴及び観点、並びに他の特徴及び観点は、添付図面を参照して以下の詳細な説明を読むとさらに十分に理解されよう。図面全体にわたり、類似の参照符号は類似の部材を表わす。
本開示の各観点による多重エネルギCTイメージング・システムの一実施形態を示す図である。
本開示の各観点による多重エネルギX線源の一実施形態に印加されるバイアスのプロットを経時的に示す図である。
本開示の各観点によるもう一つの多重エネルギX線源の一実施形態に印加されるバイアスのプロットを経時的に示す図である。
本開示の各観点に従って患者イメージング・システムがX線投影データを取得して処理するときの工程を示す流れ図である。
開示される各実施形態は、多重エネルギX線源が安定エネルギ・レベルのX線を放出しているときに取得されるX線投影データと、X線源が中間エネルギ・レベルのX線を放出しているときに取得されるX線投影データとを別個に処理する方法を説明する。本出願の文脈での「安定エネルギ・レベル」との用語は、X線源が著しい変化なしに一定の期間にわたり放出することが可能であるようなX線のエネルギ・レベルを指す。すなわち、例えば、二重エネルギX線源は、高安定エネルギ・レベルのX線の放出と低安定エネルギ・レベルのX線の放出との間で切り換わることが可能であり得る。従って、「中間エネルギ・レベル」又は「不安定エネルギ・レベル」との用語は、安定エネルギ・レベル同士の間に位置するX線のエネルギ・レベルを指す。同様に、バイアス駆動型X線源について、本出願の文脈での「安定バイアス」又は「安定電圧」との用語は、安定エネルギ・レベルのX線が放出されるように、実質的な変化なしに一定期間にわたりX線源に印加され得るバイアスを指す。同様に、「中間バイアス若しくは電圧」、「不安定バイアス若しくは電圧」、又は「移行バイアス若しくは電圧」との用語は、安定バイアス同士又は安定電圧同士の間にあり(例えば安定バイアス同士の間の移行時にあるとき)、中間エネルギ・レベルのX線を発生することが可能なX線源に印加されているバイアスを指す。このようなものとして、「移行期間」との用語は、X線源が不安定バイアスを受け取っている及び/又は不安定エネルギ・レベルのX線を放出しているような時間窓を指し、「安定期間」との用語は、X線源が安定バイアスを受け取っている及び/又は安定エネルギ・レベルのX線を放出しているような時間窓を指す。
一般的には、開示される各実施形態は、安定エネルギ・レベルのX線を用いて取得されたX線投影データと、X線が不安定エネルギ・レベル又は中間エネルギ・レベルを有している移行期間中に取得された投影データとを別個に処理する様々な方法を含んでいる。幾つかの実施形態では、X線源は、移行期間中に不安定バイアスを受け取っているときにはX線を放出しないように構成されることができ、従って、X線投影データは、安定エネルギ・レベルのX線の放出中にのみ取得される。他の実施形態では、不安定エネルギ・レベルのX線を用いて取得された投影データを無視する又は破棄し、安定エネルギ・レベルのX線を用いて取得された投影データのみを残して多重エネルギCT画像(1又は複数)のMD再構成に用いる。幾つかの実施形態では、移行窓の間に取得された投影データは、非多重エネルギCT画像(例えば通常のCT画像又は単色CT画像)を再構成するのに用いられ、線源が安定エネルギ・レベルのX線を放出しているときに取得された投影データのみを多重エネルギCT画像(1又は複数)のMD再構成に用いることができる。幾つかの実施形態では、投影データは安定エネルギ・レベル及び不安定エネルギ・レベルの両方のX線から取得されてよく、MD再構成工程は、安定エネルギ・レベルのX線から取得された投影データの方がMD計算において大きい重みを受けることを可能にし得る重み付き推定器を頼ることができる。
以上の議論を念頭に置いて、図1は、投影データを取得して処理するイメージング・システム10を線図で示す。図示の実施形態では、システム10は、本発明の手法に従って多重エネルギX線投影データ及び非多重エネルギX線投影データを取得し、投影データを画像に再構成して、表示及び解析のために画像データを処理するように設計されている多重エネルギ計算機式断層写真法(CT)システムである。イメージング・システム10は医療撮像の状況で議論されるが、本書で議論する手法及び構成は手荷物検査又は小包検査のような他の非侵襲的撮像状況に応用可能である。図1に示す実施形態では、多重エネルギCTイメージング・システム10は、X線放射線の線源12を含んでいる。本書で詳細に議論するように、X線放射線の線源12は、X線管のような多重エネルギX線源、又は表面に沿った異なる位置からX線を放出するように構成されている分散型線源である。例えば、多重エネルギX線源12は、1又は複数の位置指定型固体放出器を含み得る。かかる固体放出器は、一次元アレイすなわち線状アレイ、及び二次元アレイを含めて電界放出器のアレイとして構成され得る。多重エネルギX線源は、2以上の安定エネルギ・レベルのX線を放出するように構成されている。例えば、多重エネルギ線源は、2種、3種、4種、又は5種の異なる安定電圧の印加時に2種、3種、4種、又は5種の異なる安定エネルギ・レベルのX線を放出することが可能であってよい。
多重エネルギX線源12は、コリメータ14の近傍に配置され得る。コリメータ14は、線源12の各々の放出点毎に設けられた鉛又はタングステンのシャッタのような1又は複数のコリメートを行なう領域から成っていてよい。コリメータ14は典型的には、患者18のような被検体が配置されている領域に流入する放射線16の1又は複数のビームの寸法及び形状を画定する。放射線ビーム16は一般的には、検出器アレイの構成に依存してファン形状又はコーン形状であってよい。放射線20の減弱される部分が減弱を与える被検体を通過して、参照番号22に全体的に表わされている検出器アレイに入射する。
検出器22は一般的には、複数の検出器素子によって形成されており、検出器素子は着目する被検体を又は周囲を通過したX線を検出する。各々の検出器素子が、ビームが検出器に衝突している時間に素子の位置に入射したX線ビームの強度を表わす電気信号を発生する。典型的には、信号は、複数の放射線撮影ビューが収集され得るように着目する被検体の周りの多様な角度位置において取得される。これらの信号を後述するように取得し処理して、被検体の内部の特徴の画像を再構成する。
多重エネルギX線源12は、CT検査系列のための電力、焦点スポット位置、及び制御信号等を供給するシステム制御器24によって制御される。また、検出器22もシステム制御器24に結合され、システム制御器24は検出器22において発生される信号の取得を命令する。システム制御器24はまた、ダイナミック・レンジの初期調節、及びディジタル画像データのインタリーブ処理等のための様々な信号処理作用及びフィルタ処理作用を実行することができる。一般的には、システム制御器24は、検査プロトコルを実行して取得されたデータを処理するようにイメージング・システムの動作を命令する。ここでの状況では、システム制御器24はまた、信号処理回路及び付設されるメモリ回路を含んでいる。付設されるメモリ回路は、システム制御器によって実行されるプログラム及びルーチン、構成パラメータ、並びに画像データ等を記憶することができる。一実施形態では、システム制御器24は、汎用又は特定応用向けのコンピュータ・システムのようなプロセッサ方式システムの全て又は一部として具現化され得る。
図1に示す実施形態では、システム制御器24は、モータ制御器32を介して線形配置サブシステム28及び回転サブシステム26の移動を制御することができる。線源12及び/又は検出器22を回転させ得るイメージング・システム10では、回転サブシステム26はX線源12、コリメータ14、及び/又は検出器22を1回又は多数回にわたり患者18の周りに回転させることができる。尚、回転サブシステム26はガントリを含み得ることを特記しておく。線形配置サブシステム28は、患者18、又はさらに明確に述べると患者テーブルを、線形に変位させることを可能にする。このように、患者テーブルは、ガントリの内部、又は線源12及び/若しくは検出器22構成によって画定される撮像容積の内部を線形に移動して、患者18の特定の区域の画像を形成することができる。静止型線源12及び静止型検出器22を含む実施形態では、回転サブシステム26が存在していなくてもよい。同様に、線源12及び検出器22がZ軸すなわち患者18の主長に関連する軸に沿って拡張された又は十分な撮影範囲を提供するように構成されているような実施形態では、線形配置サブシステム28が存在していなくてもよい。
さらに、システム制御器24は、データ処理回路34を含み得る。本実施形態では、検出器22はシステム制御器24に結合され、さらに具体的にはデータ処理回路34に結合されている。データ処理回路34は、検出器22によって収集されたデータを受け取る。データ処理回路34は典型的には、検出器22から標本採集されたアナログ信号を受け取り、データをディジタル信号へ変換して、コンピュータ36のようなプロセッサ方式のシステムによる後の処理に供する。代替的に他の実施形態では、検出器22は、ディジタルからアナログへの変換器を含んで、標本採集されたアナログ信号を、データ処理回路34への伝送の前にディジタル信号へ変換してもよい。加えて、幾つかの実施形態では、データ処理回路34はシステム制御器24によって選択的に起動されて(例えば起動信号を介して)、検出器22からの信号を受け取ってもよい。
加えて、多重エネルギX線源12は、システム制御器24の内部に配設されているX線制御器30によって制御され得る。X線制御器30は、X線源12に電力及びタイミング信号を与えるように構成され得る。例えば、X線制御器30は、2以上の安定エネルギ・レベルのX線を発生するために少なくとも2以上の安定バイアスを線源12に供給するように構成されている高速切換型電源を含み得る。加えて、X線制御器30はまた、線源バイアスを監視し、後に詳細に議論するように一つの時間点でのバイアスの安定性を決定するための統計学的情報(例えば線源バイアス曲線の各種平均(average又はmean)安定バイアス及び平均周期等)を算出して記憶するように構成されている感知及び処理回路を含み得る。さらに、X線制御器30は、一つの時間点での線源バイアスに関する情報(例えば安定バイアス対不安定バイアス)、及び線源バイアス曲線に関する統計学的情報をシステム制御器24に供給することができる。この情報によって、システム制御器24は、移行期間を識別して、検出されたX線が安定印加バイアスから放出されたのか、或いは不安定印加バイアスから放出されたのかを決定し、従って、検出されたX線が安定エネルギ・レベルを有するか、或いは不安定エネルギ・レベルを有するかを決定することができる。後に詳細に議論するように、これにより、移行期間中に取得される投影データを、データの残部とは別個に処理することを可能にし得る。幾つかの実施形態では、X線制御器30はまた、後に詳細に議論するように、印加されたときにX線源が放出を行なわないようにし得るようなゲート制御信号をX線源12に供給するように構成されていてもよい。
代替的には、幾つかの実施形態では、システム制御器24は、CTイメージング・システム10の各構成要素の動作を同期させ得るようなクロック(例えば時間処理ユニット)を含み得る。例えば、クロックは、システム制御器24が、安定バイアス(例えば低安定バイアス及び高安定バイアス等)の線源12への印加を、検出器22からデータを取得するためのデータ処理回路34の起動(例えば起動信号を介した)と時間的に相関させることを可能にする信号を与えることができる。幾つかの実施形態では、クロックは、不安定バイアスの線源12への印加を、検出器22からデータを取得するためのデータ処理回路34の停止(例えば停止信号又は起動信号の停止を介した)とやはり時間的に相関させる信号を与えることができる。
図示の実施形態では、コンピュータ36はシステム制御器24に結合されている。データ処理回路34によって収集されたデータはコンピュータ36に送信されて、後の処理及び再構成に供することができる。コンピュータ36は、当該コンピュータ36によって処理されたデータ、当該コンピュータ36によって処理されるべきデータ、又は本発明の手法に従って画像データを処理する等のように当該コンピュータ36によって実行されるべきルーチンを記憶し得るメモリ38を含み、又はメモリ38と連絡することができる。尚、所望の量のデータ及び/又はコードを記憶することが可能な任意の形式のコンピュータ・アクセス可能なメモリ装置をかかるシステム10によって用いてよいことを理解されたい。また、メモリ38は、システム10に対してローカルであり且つ/又はリモートであってよい類似の又は異なる形式の磁気装置又は光装置のような1又は複数のメモリ装置を含み得る。メモリ38は、データ、処理パラメータ、及び/又は本書に記載される工程を実行する1若しくは複数のルーチンを含むコンピュータ・プログラムを記憶し得る。
コンピュータ36はまた、システム制御器24によって可能にされる各特徴すなわち走査動作及びデータ取得を制御するように構成され得る。さらに、コンピュータ36は、キーボード及び/又は他の入力装置を装備し得る操作者ワークステーション40を介して操作者から命令及び走査パラメータを受け取るように構成され得る。これにより操作者は、操作者ワークステーション40を介してシステム10を制御することができる。このように、操作者は、再構成画像、及びコンピュータ36からのシステムに関連する他のデータを観察する、撮像を開始する、並びに画像フィルタを選択して適用する等を行なうことができる。さらに、操作者は、再構成画像から着目する特徴及び領域を手動で識別したり、本書で議論するような計算機支援式幾何学的構成決定を通して自動的に識別され且つ/又は強調された着目する特徴及び領域を検討したりすることができる。代替的には、自動検出アルゴリズムをかかる強調された着目する特徴又は領域に適用してもよい。
操作者ワークステーション40に結合されている表示器42を用いて再構成画像を観察することができる。加えて、再構成画像は、操作者ワークステーション40に結合され得るプリンタ44によって印刷され得る。表示器42及びプリンタ44はまた、直接又は操作者ワークステーション40を介しての何れかでコンピュータ36に接続され得る。さらに、操作者ワークステーション40はまた、画像保管及び通信システム(PACS)46に結合され得る。尚、異なる位置の他者が画像データへのアクセスを得ることができるように、PACS46を遠隔システム48、放射線科情報システム(RIS)、病院情報システム(HIS)、又は内外の網に結合し得ることを特記しておく。
1又は複数の操作者ワークステーション40は、システム・パラメータを出力する、検査を依頼する、及び画像を観察する等のためのシステムにおいて結合され得る。一般的には、表示器、プリンタ、ワークステーション、及びシステムの内部に提供されている同様の装置は、データ取得構成要素に対してローカルに位置していてもよいし、これらの構成要素から遠隔に位置していてもよく、インターネット及び仮想私設網等のような1又は複数の構成自在型網を介して画像取得システムに結合されて施設若しくは病院の内部の他の箇所、又は全く異なる位置等に位置していてよい。
前述のように、X線制御器30は、多重エネルギX線源に印加されるバイアスを供給し、また監視することができる。例えば、図2は、線源電圧52(すなわちX線源に印加されているバイアス)のプロット50を経時的54に示す図である。図示の実施形態では、線源バイアスは、高安定電圧領域56と低安定電圧領域58との間で近似的にシヌソイド状に振動しており、移行期間60が各々の領域の間に中間不安定電圧を有している。例えば、線源バイアスは高安定電圧領域56について約140kVpであり、低安定電圧領域58について約80kVpであり得る。
図2では、線源バイアスの幾分かの変動が図示の高低の安定バイアス領域の端の近くで観察され得る。幾つかの実施形態では、線源バイアスは、線源バイアス変化(又はドリフト)が一定の時間長にわたり約10%未満であるときに、X線制御器30によって安定と看做され得る。幾つかの具現化形態では、時間長は、検出器22の取得時間区間程度又は該時間区間の倍数であってよい。例えば、取得時間区間が約350μsであるようなX線検出器22について、線源バイアスは、350μs又は700μsにわたり約10%未満だけ変化するときにX線制御器30によって安定と看做され得る。幾つかの実施形態では、時間長は、線源バイアス曲線の周期66(すなわち1サイクルの持続時間)の分数(又は百分率)であってよい。例えば、線源バイアス曲線の周期66が約1msである場合には、X線制御器30は、線源バイアスが500μs(すなわち周期66の50%)又は250μs(すなわち周期66の25%)にわたり約10%未満で変化するときに線源バイアスを安定と看做し得る。他の実施形態では、X線制御器30は平均安定バイアスを決定してもよく、線源バイアスは、平均安定バイアスの約10%の範囲内にある(範囲62及び64によって示すように)ときに安定と看做され得る。例えば、平均高安定バイアスが140kVpであるようなX線源について、X線制御器は、線源バイアスが140kVp±10%(すなわち154kVpと126kVpとの間)にあるときに線源バイアスを安定と看做し得る。
図示の実施形態の移行期間60は、線源電圧の最大ゆらぎを経験する線源バイアス曲線の部分(すなわち変曲点68)を包含している。幾つかの実施形態では、線源バイアスは、線源バイアス変化又はドリフトが一定の時間長にわたり約10%よりも大きいときにX線制御器30によって不安定と看做され得る。幾つかの具現化形態では、時間長は、検出器22の取得時間区間又は該時間区間の倍数であってよい。例えば、取得時間区間が約400μsであるようなX線検出器22については、線源バイアスは、約400μs又は800μsにわたり約10%を上回って変化するときにX線制御器30によって不安定と看做され得る。幾つかの実施形態では、時間長は、線源バイアス曲線の周期66の分数又は百分率であってよい。例えば、線源バイアス曲線の周期66が約1msである場合に、X線制御器30は、線源バイアスが約350μs(すなわち周期の35%)又は100μs(すなわち周期の10%)にわたり約10%を上回って変化するときに線源バイアスを不安定と看做し得る。幾つかの実施形態では、X線制御器30は、X線源12の平均安定バイアスを決定して、平均安定バイアスの10%の範囲内に収まらない(範囲70及び72によって示すように)ときに線源バイアスを不安定と看做し得る。例えば、X線源の平均安定バイアスが約80kVp及び140kVpであった場合に、X線制御器30は、約89kVp(すなわち>80kVp+10%)と125kVp(すなわち<140kVp−10%)との間の範囲にあるあらゆる線源バイアスを不安定と看做し得る。
このことを念頭に置くと、多重エネルギCTイメージング・システム10の一実施形態は、移行期間60中に投影データを収集しないシステム制御器24及びデータ処理回路34を含み得る。一般的には、このことは前述のように多重エネルギCT MD再構成に望ましい、というのは移行期間60中に取得される投影データは信号又はコントラスト・データにはあまり寄与せず雑音レベルに実質的に寄与する場合があるからである。一実施形態では、システム制御器24は、検出器22及び/又はデータ処理回路34の起動を安定バイアスの線源12への印加(例えば安定高バイアス領域56又は安定低バイアス領域58)に同期させるために、現時点で多重エネルギX線源12に印加されているバイアスに関してX線制御器30によって提供される情報に頼ることができる。幾つかの実施形態では、システム制御器24は代わりに、投影データが収集されないように移行期間60中に検出器22及び/又はデータ処理回路34を停止させることができる。他の実施形態では、検出器12及びデータ処理回路34は、移行期間60中にも投影データを取得するように動作したままにして、次いで移行期間から収集された投影データを後に破棄してもよい。
しかしながら、移行期間60中に投影データを収集しなかったり破棄したりするのではなく、多重エネルギX線源12が移行期間60中にX線を放出しないようにすることが望ましい場合がある。このようなものとして、幾つかの実施形態は、X線制御器30からのゲート信号によって制御され得るゲート制御型多重エネルギX線源12を含み得る。例えば、X線源12は陰極及び陽極を含むX線管であってよく、これらの陰極及び陽極に跨がってX線制御器がX線を発生するための電圧(例えば線源バイアス曲線50)を印加する。加えて、ゲート制御型X線源はまた、例えばバイアスを印加され得る(例えばゲート制御信号を介して)陰極の近くに配設されるフィルタ又はスクリーンを含み得る。フィルタにバイアスを加えることにより、陰極を出た電子は、陽極に到達しないようにフィルタに引き付けられるか又はフィルタによって反発され、従ってX線を放出しないで済む。かかる実施形態では、ゲート制御信号は、X線を放出しないで済むように移行期間60と同期することができ、従って、投影データを、X線が放出されるときに安定バイアス領域56及び58にわたって取得するに留めることができる。
もう一つの実施形態では、安定バイアス領域(56及び58)並びに移行期間60にわたって投影データを収集し、次いでデータを別個に処理することが望ましい場合がある。すなわち、移行期間60中に取得された投影データは、MD再構成工程に含まれると問題となり得るが、単独で又は安定期間56及び58中に取得された投影データと組み合わせると、他の形式のX線画像(例えば非多重エネルギCT画像又は単色CT画像)を形成するのに依然有用である場合がある。従って、一実施形態では、データ処理回路34を用いて、移行期間60、並びに安定期間56及び58の両方で投影データを取得することができる。かかる実施形態では、データ処理回路34は、安定領域(56及び58)中に取得された投影データを移行期間60中に取得された投影データとは別個に記憶させて(例えば別々のビン、メモリ38の別々の空間、又はコンピュータ36の別々のメモリ空間若しくは記憶空間に格納して)、コンピュータ36によって別々に処理することができる。
もう一つの実施形態では、上述のように、安定バイアス領域(58及び60)並びに移行領域60の両方からの投影データを収集して記憶し、取得された投影データの全てをMD再構成工程に含めて、安定バイアス領域58及び60中に取得された投影データの方に大きい計算重みを与えることが望ましい場合もある。例えば、MD再構成工程が重み付き推定器(例えば重み付き最小自乗推定、重み付き平均、又は重み付き減算)を用いて、安定バイアス領域58及び60は、MD再構成工程のための情報をより多く含むのでより大きい重みを受けることができる。移行領域60中に取得された投影データは、単色サイノグラムのためには幾分かの情報を寄与し得るが物質分解サイノグラムのためには遥かに小さい寄与しかしないので、より小さい重みを受けることができる。代替的に幾つかの実施形態では、重み付き減算を用いることができ、移行期間中に取得された投影データは、安定期間中に取得されたデータよりも大きい重みを受けることができ、従ってMD再構成に相対的に小さい効果を有し得る。実際に、安定領域(例えば58若しくは60)又は移行領域60中に取得された投影データの範囲内であっても、投影データに異なる重みを加えることもできる。例えば、移行期間60の中盤で取得された投影データは、移行期間60の序盤又は終盤の近くで取得された投影データとは異なる重みを受け得る。従って、任意の重み付き手法について、安定領域(58及び60)並びに移行領域60の投影データの部分が計算において受ける重みを調節することにより、移行期間からの投影データによってMD再構成工程に導入される上述の雑音の有害効果を軽減することができる。
図3はさらに、3種の安定バイアスを有し、従って3種の異なる安定エネルギ・レベルのX線を放出することが可能な多重エネルギX線源12の一実施形態について、線源バイアス52のプロット80を経時的54に示す。図示の実施形態では、3種の安定バイアス領域は、低安定バイアス領域82、中間安定バイアス領域84、及び高安定バイアス領域86を、各々の領域の間の不安定バイアス領域88(すなわち移行期間)と共に含んでいる。3種の安定バイアス82、84及び86を有するX線源の一実施形態について、2種の安定バイアス56及び58を有する前述の実施形態と同様に、移行期間88を同様の方法で扱うことができる。
例えば、幾つかの実施形態では、X線源12は、移行期間88中に不安定バイアスを受けると(例えばX線制御器30によってフィルタに供給されるゲート制御信号を介して)X線を放出しなくなるように構成されることができ、従って、投影データは、安定バイアス領域82、84及び86中にのみ取得され得る。他の実施形態では、安定期間82、84、及び86中に取得された投影データのみが物質分解計算に用いられ得るように、移行期間88中に取得された投影データを無視し(例えば検出器22及び/又はデータ処理回路34の停止を介して)、又は収集して破棄することができる。幾つかの実施形態では、非多重エネルギCT画像(例えば通常のCT画像又は単色CT画像)を構築するために安定バイアス領域82、84、及び86、並びに/又は移行期間88中に取得された投影データを用いる一方、安定バイアス領域82、84、及び86から取得された投影データのみを多重エネルギCT画像のMD再構成に含めることができる。幾つかの実施形態では、投影データは、安定バイアス領域82、84、及び86、並びに移行期間88中に取得されることができ、MD再構成工程は、安定エネルギ・レベルのX線から(すなわち安定バイアス領域82、84、及び88中に)取得された投影データの方がMD再構成において大きい重みを受けることを可能にし得る重み付き推定器(例えば重み付き最小自乗推定)を頼ることができる。
図4は、患者イメージング・システム10を用いて安定線源バイアス及び不安定線源バイアスの期間中に投影データ集合を取得して、様々な形式のCT画像を構築するのに適当に取得投影データ集合を処理し得るような工程90の一実施形態を示す。工程90は、X線源12がX線を放出しながら低バイアスと高バイアスとの間で切り換えられているときにX線源12に印加されるバイアスを監視する(ブロック92)ことから開始する。例えば、X線制御器30及び/又はシステム制御器24は、線源バイアスが約80kVpと140kVpとの間で切り換えられるときに線源バイアスを監視することができる。次に、患者イメージング・システム10は、放出されたX線をX線検出器22において検出することができ(ブロック94)、X線検出器22は検出されたX線に対応する電気信号を発生する。次いで、患者イメージング・システム10(例えばシステム10のシステム制御器24)は、線源バイアスが低バイアス又は高バイアスにおいて安定であるときに検出器22から第一の投影データ集合を取得するようにデータ処理回路34を起動することができる(ブロック96)。例えば、システム制御器24が線源バイアスを監視していて、線源バイアスが平均安定高又は低バイアスの約10%の範囲内(例えば80kVp又は140kVpの10%の範囲内)にあると決定したときに、システム制御器24は、検出器22から第一の投影データ集合を取得するようにデータ処理回路34を起動することができる。第一の投影データ集合が取得された後に、患者イメージング・システム10は、プロセッサ(例えばコンピュータ36)によって第一の投影データ集合を処理して、1又は複数の多重エネルギCT画像を構築することができる(ブロック98)。
患者イメージング・システム10はまた、線源バイアスが不安定であるときに検出器22から第二の投影データ集合を取得するように処理回路34を起動することができる(ブロック100)。例えば、システム制御器24がX線源12に印加されているバイアスを監視していて、線源バイアスが平均安定低又は高バイアスの約10%の範囲内にない(例えば80kVp又は140kVpの10%の範囲内にない)と決定したときに、システム制御器24は、検出器22から第二の投影データ集合を取得するようにデータ処理回路34を起動することができる。幾つかの実施形態では、第二の投影データ集合の取得(ブロック100)は、取得された第一のデータ集合の処理(ブロック98)の完了を待たずに開始してもよく、これらのステップが並行して実行されることを可能にする。
第二の投影データ集合を取得した後に、患者イメージング・システム10は、プロセッサ(例えばコンピュータ36)によってこの第一の投影データ集合、第二の投影データ集合、又は両方を処理して、1又は複数の非多重エネルギCT画像を構築することができる(ブロック102)。前述のように、他の実施形態では、患者イメージング・システムは、不安定バイアス期間中にはデータ処理回路34及び/又は検出器を停止させる、不安定バイアス期間中にはX線源12が放出を行なわないようにする、且つ/又は投影データを収集して不安定バイアス期間中に取得された投影データを破棄することもできる。従って、かかる実施形態については、工程90の最後の二つのステップ(ブロック100及び102)は実行しなくてよい。
本発明の技術的効果としては、多重エネルギCT投影データの物質分解再構成を行なうための計算時間及び困難を縮小することが挙げられる。安定バイアス領域とは異なるように移行期間を扱うことにより、MD再構成工程に用いられる投影データの品質を高めることができる。加えて、幾つかの実施形態では、移行期間からの投影データを収集して、非多重エネルギCT画像へ変換する別個の処理、又は重み付き計算を用いたMD再構成への組み入れに供することにより、撮像工程は、取得された投影データを実効的な態様で活用することを保証することができる。さらに、幾つかの実施形態では、移行期間中にはX線源が放出を行なわないようにすることにより、患者が検査中に曝射される放射線を少なくすることができる。
この書面の記載は、最適な態様を含めて発明を開示し、また任意の装置又はシステムを製造して利用すること及び任意の組み込まれた方法を実行することを含めてあらゆる当業者が本発明を実施することを可能にするように実例を用いている。特許付与可能な発明の範囲は特許請求の範囲によって画定されており、当業者に想到される他の実例を含み得る。かかる他の実例は、特許請求の範囲の書字言語に相違しない構造要素を有する場合、又は特許請求の範囲の書字言語と非実質的な相違を有する等価な構造要素を含む場合には、特許請求の範囲内にあるものとする。
10:イメージング・システム
12:線源
14:コリメータ
16:放射線
18:患者
20:放射線
22:検出器
24:システム制御器
28:線形配置サブシステム
26:回転サブシステム
32:モータ制御器
34:データ処理回路
36:コンピュータ
30:X線制御器
38:メモリ
40:操作者ワークステーション
42:表示器
44:プリンタ
46:PACS
48:遠隔クライアント
50:プロット
52:線源電圧
54:時間軸
56:高安定電圧領域
58:低安定電圧領域
60:不安定バイアス領域
62、64:安定と看做される範囲
66:周期
68:変曲点
70、72:不安定と看做される範囲
80:プロット
82:低安定バイアス領域
84:中間安定バイアス領域
86:高安定バイアス領域
88:不安定バイアス領域
90:工程
12:線源
14:コリメータ
16:放射線
18:患者
20:放射線
22:検出器
24:システム制御器
28:線形配置サブシステム
26:回転サブシステム
32:モータ制御器
34:データ処理回路
36:コンピュータ
30:X線制御器
38:メモリ
40:操作者ワークステーション
42:表示器
44:プリンタ
46:PACS
48:遠隔クライアント
50:プロット
52:線源電圧
54:時間軸
56:高安定電圧領域
58:低安定電圧領域
60:不安定バイアス領域
62、64:安定と看做される範囲
66:周期
68:変曲点
70、72:不安定と看做される範囲
80:プロット
82:低安定バイアス領域
84:中間安定バイアス領域
86:高安定バイアス領域
88:不安定バイアス領域
90:工程
Claims (13)
- 低安定バイアス(58)、高安定バイアス(56)、及び前記低安定バイアス(58)と前記高安定バイアス(56)との間の移行バイアス(60)の印加時にX線(16、20)を放出するX線源(12)と、
該X線源により放出されて当該X線検出器(22)に到達した前記X線(16、20)の強度に対応する電気信号を発生するように構成されているX線検出器(22)と、
前記低安定バイアス(58)又は前記高安定バイアス(56)が前記X線源(12)に印加されているときにのみ前記X線検出器により発生される前記電気信号に対応する第一のデータ集合を取得するように構成されているデータ処理回路(34)と、
前記取得された第一のデータ集合を処理して、1又は複数の多重エネルギ計算機式断層写真法(CT)画像を構築するように構成されているプロセッサ(36)と
を備えた多重エネルギ計算機式断層写真法(CT)イメージング・システム(10)。 - 前記X線源(12)は、前記低安定バイアス(58)又は前記高安定バイアス(56)が当該X線源(12)に印加されているときにのみ当該X線源(12)にX線(16、20)を放出させるように構成されているフィルタを含んでいる、請求項1に記載のシステム(10)。
- 前記X線源(12)への前記低安定バイアス(58)又は前記高安定バイアス(56)の印加と前記データ処理回路(34)による前記第一のデータ集合の取得とを時間的に相関させる信号を与えるように構成されているクロックを含んでいる請求項1に記載のシステム(10)。
- 前記データ処理回路(34)は、前記低安定バイアス(58)と前記高安定バイアス(56)との間の前記移行バイアスが前記X線源(12)に印加されているときに前記X線検出器(22)により発生される前記電気信号に対応する第二のデータ集合を取得するように構成されている、請求項1に記載のシステム(10)。
- 前記X線源(12)への前記低安定バイアス(58)又は前記高安定バイアス(56)の印加と、前記データ処理回路(34)による前記第一のデータ集合の取得とを時間的に相関させる信号を与え、
前記X線源(12)への前記移行バイアス(60)の印加と、前記データ処理回路(34)による前記第二のデータ集合の取得とを時間的に相関させる信号を与える
ように構成されているクロックを含んでいる請求項4に記載のシステム(10)。 - 前記プロセッサ(36)は、前記取得された第一のデータ集合、前記取得された第二のデータ集合、又は両方を処理して、非多重エネルギCT画像を構築するように構成されている、請求項4に記載のシステム。
- 前記プロセッサ(36)は、前記取得された第一のデータ集合及び前記取得された第二のデータ集合を用いて、前記取得された第一のデータ集合が前記取得された第二のデータ集合とは異なるように重み付けされるような重み付き計算を用いて多重エネルギCT画像を構築する、請求項4に記載のシステム。
- 2以上の安定バイアス(56、58、82、84、86)及び各々の安定バイアス(56、58、82、84、86)の間の対応する不安定バイアス(60、88)の印加を通じて放射線(16、20)を放出する放射線源(12)と、
該放射線源(12)からの前記放射線(16、20)を受け取って、該受け取った放射線(16、20)の強度に対応する電気信号を発生するように構成されている放射線検出器(22)と、
起動信号が供給されているときには前記放射線検出器(22)により発生される前記電気信号から第一のデータ集合を取得するように構成されており、前記起動信号が供給されていないときには前記放射線検出器(22)により発生される前記電気信号から第二のデータ集合を取得するように構成されているデータ処理回路(34)と、
前記放射線源(12)及び前記データ処理回路(34)に結合されて、前記放射線源(12)への前記安定バイアス(56、58、82、84、86)の印加を前記データ処理回路(34)への前記起動信号の印加と同期させるように構成されている制御器ユニット(30)と
を備えた多重エネルギ放射線イメージング・システム(10)。 - 前記安定バイアスの印加中にのみ前記放射線源(12)に放射線(16、20)を放出させるように構成されているグリッドをさらに含んでいる請求項8に記載のシステム(10)。
- 前記取得された第一のデータ集合及び前記取得された第二のデータ集合の一方又は両方を処理して、1又は複数の計算機式断層写真法(CT)画像を構築するように構成されているプロセッサ(36)をさらに含んでいる請求項8に記載のシステム(10)。
- 前記プロセッサ(36)は、前記取得された第一のデータ集合、前記取得された第二のデータ集合、又は両方を用いて、1又は複数の単色CT画像を構築する、請求項10に記載のシステム(10)。
- 前記1又は複数のCT画像は、重み付き計算を用いて前記取得された第一のデータ集合及び前記取得された第二のデータ集合から構築される少なくとも一つの多重エネルギCT画像を含んでいる、請求項10に記載のシステム(10)。
- 前記重み付き計算は、重み付き最小自乗推定、重み付き平均、又は重み付き減算計算を含んでいる、請求項12に記載のシステム(10)。
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