JP2021013741A - アパーチャ制御を用いる低線量ｃｔ透視のシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】CTガイド下生検及び腫瘍アブレーションを行う。【解決手段】X線フィルタは、CTスキャナのコンピュータ断層撮影（CT）ボアの周囲に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成されることができる。カーブした構造は2つ以上のアパーチャを含むことができる。2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、X線源がアパーチャと並んでいるときにX線源によって放出されたX線がCTボアに入ることを可能にすることができる。X線フィルタは、X線源によって放出されかつ2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通ってCTボアに入るX線にCTスキャナのX線検出器を曝露するための、CTボアをはさんで2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部を含むことができる。CTスキャナはX線フィルタを含むことができる。【選択図】なし

Description

関連出願の相互参照
本出願は、全体として参照により本明細書に組み入れられる、2019年7月9日に出願された米国特許仮出願第62/871,803号の恩典および優先権を主張する。

開示の背景
CTガイド下経皮的介入は臨床介入放射線医療行為の必須部分を成す。多くの重要な診断および治療処置は、とりわけ生検、ドレナージチューブおよびカテーテルの配置、腫瘍アブレーションならびに筋骨格的介入を含め、CTガイドを使用して実施される。そのような診断および治療処置の例は、多くの異なるタイプの癌（米国における死因第二位）の患者の診断および治療のためのCTガイド下生検および腫瘍アブレーションを含む。2016年には、米国で推定で約170万人が癌と診断されている。大多数は診断のために生検を受けている。1997年から2008年まで、放射線専門医によって実施された生検の数は年平均成長率8％で増加し、2004年には、58,000件を超えるCTガイド下肺生検が実施されている。

CTガイド下CT介入は、適切な穿刺部位、針（または介入デバイス）の挿入方向および各調節後の介入デバイスの配置の決定を可能にする。CTガイド下介入は、従来型CT（CCT）またはCT透視法（CTF）を使用して実施することができる。CCTは全線量体軸またはヘリカルスキャンを含み、得られるスキャンはz軸カバー範囲が限られる。しかし、CTFの場合、CTスキャナは、ヘリカルスキャンを実行し、最大3つのz軸スキャン位置と対応する投影図を取得することができる。

少なくとも1つの局面はX線フィルタに関する。X線フィルタは、CTスキャナのコンピュータ断層撮影（CT）ボアの周囲に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成されることができる。カーブした構造は2つ以上のアパーチャを含むことができる。2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、X線源がアパーチャと並んでいるときにX線源によって放出されたX線がCTボアに入ることを可能にすることができる。X線フィルタは、X線源によって放出されかつ2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通ってCTボアに入るX線にCTスキャナのX線検出器を曝露するための、CTボアをはさんで2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部を含むことができる。

少なくとも1つの他の局面はコンピュータ断層撮影（CT）スキャナに関する。CTスキャナは、CTボアと、CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと、1つまたは複数のプロセッサと、X線フィルタとを含むことができる。X線フィルタは、CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成されることができ、2つ以上のアパーチャを含むことができる。2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、X線源が第一のアパーチャと並んでいるときにX線源によって放出されたX線がCTボアに入ることを可能にすることができる。X線フィルタは、X線源によって放出されかつ2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通ってCTボアに入るX線にX線検出器を曝露するための、CTボアをはさんで2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部を含むことができる。

少なくとも1つの他の局面はX線フィルタに関する。X線フィルタは、CTスキャナのコンピュータ断層撮影（CT）ボアの周囲に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成されることができ、X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときにX線源によって放出されたX線の一部分がCTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含むことができる。銅充填アパーチャは、X線源がアパーチャの中心と並んでいるときにアパーチャを通ってCTボアに入るX線の一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有することができる。X線フィルタは、CTスキャナのX線検出器を、X線源によって放出されかつアパーチャを通ってCTボアに入るX線の一部分に曝露するための、CTボアをはさんでアパーチャとは反対側に配置された開口部を含むことができる。

少なくとも1つの他の局面はコンピュータ断層撮影（CT）スキャナに関する。CTスキャナは、CTボアと、CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと、1つまたは複数のプロセッサと、X線フィルタとを含むことができる。X線フィルタは、CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成されることができ、X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときにX線源によって放出されたX線の一部分がCTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含むことができる。銅充填アパーチャは、X線源がアパーチャの中心と並んでいるときにアパーチャを通ってCTボアに入るX線の一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有することができる。X線フィルタは、X線検出器を、X線源によって放出されかつ2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通ってCTボアに入るX線の一部分に曝露するための、CTボアをはさんで銅充填アパーチャとは反対側に配置された開口部を含むことができる。

より具体的には、本発明は以下を提供する：
[1] コンピュータ断層撮影（CT）スキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、2つ以上のアパーチャを含む、該CTスキャナのCTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、該X線源が該アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線が該CTボアに入ることを可能にする、カーブした構造、および
該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線に該CTスキャナのX線検出器を曝露するための、該CTボアをはさんで該2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部
を含む、X線フィルタ；
[2] CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、[1]のX線フィルタ；
[3] 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が開口部の全幅よりも小さい、[1]のX線フィルタ；
[4] 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が、該アパーチャを通ってCTボアに入るX線がCT検出器の一部分のみを励起するような全幅である、[1]のX線フィルタ；
[5] X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
をさらに含む、[1]のX線フィルタ；
[6] 1つまたは複数の調節可能な構造の配置が、開口部に対するX線源の検出された位置に基づく、[5]のX線フィルタ；
[7] コンピュータ断層断層撮影（CT）ボアと；
該CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと；
1つまたは複数のプロセッサと；
（i）該X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）2つ以上のアパーチャを含む、該CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、該X線源が第一のアパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線が該CTボアに入ることを可能にする、カーブした構造、および
該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線に該X線検出器を曝露するための、該CTボアをはさんで該2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部
を含む、X線フィルタと
を含む、CTスキャナ；
[8] X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、[7]のCTスキャナ；
[9] 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が開口部の全幅よりも小さい、[7]のCTスキャナ；
[10] 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が、該アパーチャを通ってCTボアに入るX線がCT検出器の一部分のみを励起するような全幅である、[7]のCTスキャナ；
[11] X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成された、該X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
をさらに含む、[7]のCTスキャナ；
[12] ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
をさらに含み、
1つまたは複数のプロセッサが、
該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
1つまたは複数の調節可能な構造を作動させて、それぞれの配置を該X線源の位置に基づいて調節するように
構成されている、[11]のCTスキャナ；
[13] 1つまたは複数の調節可能な構造が1対の構造を含み、1つまたは複数のプロセッサが、該1対の構造を、
開口部に向かうX線源の動きの検出に応答して互いから離れる方向に移動させるように、および
該開口部に向かうX線検出器の動きの検出に応答して互いに向かう方向に移動させるように
構成されている、[12]のCTスキャナ；
[14] ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
をさらに含み、
1つまたは複数のプロセッサが、
該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
該X線源の位置に基づいて該X線源を作動させるように
構成されている、[7]のCTスキャナ；
[15] X線源を作動させる際に1つまたは複数のプロセッサが人工心電図（ECG）信号を入力としてCTスキャナに提供するように構成され、該CTスキャナが、該ECG信号の特性によって規定される時間間隔にわたり該X線源を作動させるように構成されている、[14]のCTスキャナ；
[16] （i）コンピュータ断層撮影（CT）スキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線の一部分が該CTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含む、該CTスキャナのCTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該銅充填アパーチャは、該X線源が該アパーチャの中心と整合しているときに該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有する、カーブした構造、および
該CTスキャナのX線検出器を、該X線源によって放出されかつ該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分に曝露するための、該CTボアをはさんで該アパーチャとは反対側に配置された開口部
を含む、X線フィルタ；
[17] CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、[16]のX線フィルタ；
[18] X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
をさらに含む、[16]のX線フィルタ；
[19] 1つまたは複数の調節可能な構造の配置が、開口部に対するX線源の位置に基づいて調節可能である、[16]のX線フィルタ；
[20] X線源が、
該X線源がカーブした構造と並んでいるときにCTボアの周囲の1回転の第一の部分に沿って作動させられ；
該X線源が開口部と並んでいるときに該CTボアの周囲の該1回転の対応する第二の部分に沿って動作停止される、
[16]のX線フィルタ；
[21] コンピュータ断層断層撮影（CT）ボアと；
該CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと；
1つまたは複数のプロセッサと；
（i）該X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）該X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線の一部分が該CTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含む、該CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該銅充填アパーチャは、該X線源が該アパーチャの中心と整合しているときに該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有する、カーブした構造、および
該X線検出器を、該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線の該一部分に曝露するための、該CTボアをはさんで該銅充填アパーチャとは反対側に配置された開口部
を含む、X線フィルタと
を含む、CTスキャナ；
[22] X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、[21]のCTスキャナ；
[23] X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成された、該X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
をさらに含む、[21]のCTスキャナ；
[24] ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
をさらに含み、
1つまたは複数のプロセッサが、
該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用して、開口部に対するX線源の位置をモニタするように、および
1つまたは複数の調節可能な構造を作動させて、それぞれの配置を、開口部に対する該X線源の位置に基づいて調節するように
構成されている、[23]のCTスキャナ；
[25] 1つまたは複数の調節可能な構造が1対の構造を含み、1つまたは複数のプロセッサが、該1対の構造を、
開口部に向かうX線源の動きの検出に応答して互いから離れる方向に移動させるように、および
該開口部に向かうX線検出器の動きの検出に応答して互いに向かう方向に移動させるように
構成されている、[23]のCTスキャナ；
[26] 1つまたは複数のプロセッサが、
X線源がカーブした構造と並んでいるときに、該X線源を、CTボアの周囲の1回転の第一の部分に沿って作動させるように、および
該X線源が開口部と並んでいるときに、該X線源を、該CTボアの周囲の該1回転の対応する第二の部分に沿って動作停止するように
構成されている、[21]のCTスキャナ；
[27] ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
をさらに含み、
1つまたは複数のプロセッサが、
該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
該X線源の該位置に基づいて該X線源を作動させるように
構成されている、[26]のCTスキャナ；および
[28] X線源を作動させる際に1つまたは複数のプロセッサが人工心電図（ECG）信号を入力としてCTスキャナに提供するように構成され、該CTスキャナが、該ECG信号の特性によって規定される時間間隔にわたり該X線源を作動させるように構成されている、[27]のCTスキャナ。

本開示の発明概念の回転X線システムの1つの態様を示す図である。 図２Ａおよび２Ｂは、本開示の発明概念の例示的なX線フィルタを示す図を示す。 本開示の発明概念の、X線フィルタの1つのアパーチャを通過するX線ビームへのX線検出器アレイアセンブリの複数の部分的曝露の例示を示す。 本開示の発明概念の他の例示的なX線フィルタを示す。 本開示の発明概念の他の例示的なX線フィルタを示す。 本開示の発明概念の、複数の投影画像の統合または合成が画質に及ぼす影響を示すシミュレーション結果を示す。 様々なガントリー回転速度の場合にピエゾマイクによって記録されたオーディオ信号を示すプロットを示す。 本開示の発明概念にしたがって3D空間中で介入デバイスの位置、向きおよび／または形状を決定する方法を示す図を示す。 介入デバイスおよび解剖学的領域の従来型CTF再構成と、上述した2枚の投影図のみを使用する再構成との比較を示す。 予備的なX線フィルタを含む実験装備を示す。 本開示の発明概念のモデルベースの動き補償システムの概観を示す。 ランダムな呼吸状態で解剖学的領域の3D体積を介入デバイスの従来の再構成と重ねた、動き補償ありと動き補償なしでの実験結果を示す。

詳細な説明
CTガイド下介入を実施するための主な手法が2つある。第一の手法は、一連の従来型（または全線量）体軸またはヘリカルCT取得の実施を含むCCTである。CCT取得の最大z軸カバー範囲は通常、4cm〜16cmである。CCTはまた、針（または他の介入デバイス）を解剖学的領域に挿入する前に、処置前の診断画質スキャンを実施して、標的領域または関心領域（ROI）ならびに介入デバイスの挿入点および予想経路を規定することを含む。医師は、介入デバイスを解剖学的領域に挿入したのち、一連のステップにしたがって介入デバイスを繰り返し前進および／または調節することができる。介入デバイスの各調節または前進ののち、CTスキャナは、介入デバイスの現在位置を決定するための全線量CT取得および介入デバイスの次の調節（あるならば）を実行することができる。

全線量（またはCCT）スキャンは、CTガイド下介入処置に関与する操作者（たとえば医師および／またはヘルスケア施術者）に対し、そのような個人によって時間とともに取得される潜在的な累積放射線量のせいで、深刻な健康リスクを呈する。そのようなリスクを軽減するために、操作者は、介入デバイスの位置を調節したのち、その後のCT取得中、部屋から出る。介入デバイスを調節するステップ、部屋を出るステップ、CT画像取得を実行するステップおよび取得されたCT画像を検査して次の調節（あるならば）に関する決定を下すステップは、介入デバイスが標的領域またはROIに達するまで繰り返される。この手法は、CTガイド下介入処置を操作者と患者の両方にとって時間浪費的、不都合かつ長たらしいものにする。たとえば、CTガイド下介入処置が長ければ長いほど、使用される鎮静剤用量はより多くなり、患者はより動きがちになり、継続的な調節後に介入デバイスの配置を追跡するプロセスにより多大な複雑さおよび不正確さを付加してしまう。さらには、繰り返されるCT取得のせいで、患者にとっての放射線量は相対的に高くなる。

CTガイド下介入プロセスを加速する、または調節の回数を減らすために、医師は、かなり積極的な介入デバイスの調節（たとえば、ステップごとの介入デバイスの相対的に大きな前進）を実施することがある。しかし、そのような場合、調節は、リアルタイムのフィードバックなしで実施され、精度が落ちるおそれがある（たとえば、相対的に小さな調節と比べて）。かなり積極的な調節は、血管、心臓、肺または他の臓器の望まれない穿刺を招くことがある。また、不正確に配置された介入デバイス（または針）または介入デバイスの度重なる通過が、気胸、出血および腫瘍播種のリスクを高めるおそれもある。

対照的に、CTFは、リアルタイムに近い画像ガイドと、より少ない管電流および限られた体軸方向視野を使用する、より低い線量での「ステップアンドシュート」イメージングとを可能にする。CTFは一般に、患者および操作者の放射線被曝を減らそうとして、可能な最低ミリアンペア数（mA）で実施されて、標的の決定臓器および介入デバイスを可視化する。たとえば、アンペア数は、周囲空気のせいで大部分の標的が背景と比べて高コントラストである胸部では約20mAであることができるが、腹部の場合、標的と背景組織との間のより低いコントラスト差のせいで、はるかに高い線量が使用される。CTFにおいて、CTスキャナは、CCTよりもかなり低い画質およびより小さいz軸カバー範囲を有する3枚の厚いスライス（2.5mm）として画像を生成する。さらには、CCT画像とCTF画像の両方とも、金属製介入デバイスの周囲に金属アーチファクトをこうむる。金属アーチファクトは、特に介入デバイスの周囲で画質を低下させる。低い画質および減少した視野は、標的を可視化し、介入デバイス（視野の外にあることが多い）を位置特定することを困難にすることがある。

また、患者および操作者の放射線被曝は、CCTと比べ、CTFのほうが少ないが、それでもなお、患者および操作者はかなりの量の放射線に曝露される。具体的には、医師および各スタッフは一般に、CTF取得中、部屋の中にとどまり、より多くの放射線に曝露されることになる。たとえば、患者の一般的なメジアン実効線量は約19.7mSvであるが、医師およびスタッフの場合、全身線量（組織深さ1cmでの等価線量）は0.007〜0.048mSvの範囲であることができる。他方、CTF投影図は、連続的に取得することもできるし、介入デバイスの調節の合間に（医師およびスタッフは手術室中にとどまる）一連の間欠的な取得で取得することもできるため、CTFは、CCTと比べて処置時間を有意に減らす。

介入デバイスの動きをモニタするための他の手法は、電磁追跡および／または光学追跡を含むことができる。電磁追跡の場合、介入デバイスに組み込まれた電磁（EM）場ジェネレータおよびセンサを使用してデバイス先端の位置および向きを決定することができる。しかし、電磁追跡システムの1つの欠点は、画像を生成せず、そのようなものとして、ROIに対する針の実際の位置をリアルタイムで提供しないことである。加えて、EMシステムは、別個の資本設備および消耗品の購入を必要とし、外部マーカに基づく非常に初歩的な患者動き追跡能力しか有さず、デバイス形状特性、たとえば針のカーブを再構成しない。光学追跡の場合、1台のカメラまたはステレオカメラ装備を使用して、デバイスの外側部分に基づいてデバイス位置および向きを追跡することができる。光学追跡技術は、既知のデバイス長さおよび形状（処置中にデバイスが変形する場合に不正確になることがある）を想定するという点で、制限を受けることがある。患者の動きは、光学追跡技術を使用して追跡することができるが、これは、内臓の動きまたは変形を考慮し得ない、外部の特徴だけに基づく。超音波が、生検を含め、経皮的介入をガイドするために一般に使用されるもう1つのモダリティである。しかし、超音波は、操作者の技能に大きく依存し、十分な超音波検査窓または音響窓を必要とする。後者は、特定の身体領域において（たとえば、空気を吸った肺または腹部もしくは骨盤の深部の腸内ガスの背後で）または特定の身体タイプ（たとえば肥満患者）の場合に、その有用性が制限される。

本開示においては、体全体を通して使用することができるCTガイド下の技術が、金属アーチファクトのない高画質画像を提供し、CCTまたはCTFに必要なX線放射線量に対してずっと小さな割合しか使用しないという臨床的必要性に対処される。推進力となる概念は、図示されるような経皮針などの介入デバイスを再構成するためにわずか2枚の投影画像で十分であり、これを使用して放射線被曝をかなり減らすことができるということである。提案される線量低減を達成するために、X線画像取得は、選択された視野角および1視野角あたり相対的に短いX線パルスに限定される。これは、特定の角度でのみオンにされるパルスX線管を使用するCTプラットフォームで達成することができるが、多くの臨床CTシステムは、ガントリー回転中に連続的なX線曝露を使用する。パルス管は一般に、マイクロCTおよびX線アンギオグラフィーシステムなどの他の用途で使用される。既存のデュアルソースCTスキャナが、ガントリーを回転させることなく、わずか2枚の画像からX線画像を取得するのに好適であろうが、それでも、このモードを実現するためにはソフトウェア変更が求められ、そのような解決手段はデュアルソースCTスキャナに限られるであろう。

本開示においては、アパーチャベースのX線フィルタを、システム変更なしで、様々な現行の臨床CTプラットフォームに用いることができる。いくつかの選択された視野角を除くすべての視野角のX線を遮断するために、X線フィルタをCTボアの内側に配置することができる。X線フィルタの使用は、わずか2枚の投影画像を使用するだけで正確な再構成および位置特定を可能にすることができる。わずか2枚の投影画像の使用は、患者および医療スタッフに対するX線放射線量を有意に減らすことができる。また、動き補償技術を用いて、介入処置中の患者の動きを補償することもできる。

図1を参照すると、本開示の発明概念の回転X線システム100の1つの態様を示す図が示されている。概観すると、非限定的な例として、回転X線システム100は、CTスキャナ102、患者または対象を収容するための患者寝台104、制御システム106、1つまたは複数のプロセッサ108、表示デバイス110、オペレータコンソール112および／または記憶デバイス114を含むことができる。

CTスキャナ102は、CTボア116と、X線源アセンブリ120（X線源とも呼ばれる）およびX線検出器アレイアセンブリ122（X線検出器とも呼ばれる）に機械的に結合されたガントリー118と、CTボア116の周囲または内部に配置されたX線フィルタ124とを含むことができる。CTスキャナ102は、X線源アセンブリ120の動きおよび／またはX線検出器アレイアセンブリ122の動きに対応するオーディオ信号を記録するための複数のマイク（またはオーディオセンサ）128を含むことができる。制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、記録されたオーディオ信号を使用して、ガントリーが回転するときのX線源アセンブリ120の位置および／またはX線検出器アレイアセンブリ122の位置を追跡することができる。ガントリー118は、X線源アセンブリ120および検出器アレイアセンブリ122がCTボア116をはさんで互いに反対側にある状態を維持しながら、CTボア116の水平軸10を中心に回転することができる。ガントリー118が軸10を中心に回転するとき、X線源アセンブリ120およびX線検出器アレイアセンブリ122は、互いに対面しながら、CTボア116の周囲の経路20に沿って動くことができる。いずれかの時点で、X線源アセンブリ120およびX線検出器アレイアセンブリ122は、CTボア116の直径に沿って互いに対面することができる。X線源アセンブリ120によって放出されたX線は、CTボア116を横切ってX線検出器アレイアセンブリ122の方向に移動することができる。図1には、ガントリー118がC字形を有するように示されているが、他の可能な形状が本開示によって考慮される。ガントリー118は、作動するとガントリー118の回転を生じさせるためのモータ（図1には示さず）に機械的に結合されることができる。

患者寝台104は、CTスキャナ102に向かう方向およびそれから離れる方向にスライドすることができる。特に、患者寝台104は、CTボア116の中および外へスライドすることができる。患者寝台104がCTボア116の中にあるとき、ソースアセンブリ120によって放出されたX線は、患者寝台104上に横たわる患者の少なくとも解剖学的領域に浸透したのち、X線検出器アレイアセンブリ122に到達することができる。ガントリー118が回転するとき、X線検出器アセンブリ122は、ガントリー118の様々な配向角で複数のX線投影画像（またはX線投影図）を取得することができる。ガントリー118の様々な配向角で取得されたX線投影画像は解剖学的領域の様々なビューを提供する。

軸10を中心とするガントリー118の回転は、医師が患者に対して処置を実施することを可能にしながらも、X線源アセンブリ120およびX線検出器アレイアセンブリ122が、患者寝台上104に配置された患者の周囲の異なる位置および配向角（たとえば、CTボアの基準軸30と、X線源アセンブリ120によって放出されたX線ビームの軸40との間の角度α）に配されることを可能にする。X線源アセンブリ120は、X線検出器アレイアセンブリ122に向けられたX線ビームを放出することができる。両アセンブリ120および122は軸10に対して整列され、CTボア116をはさんで互いに対面するよう、軸10に対して内に向けられることができる。放出されたX線ビームの縦軸40はCTボア116の中心を通過することができる。ガントリー118の回転が、患者寝台104上に横たわる対象（たとえば患者）からのX線データ（またはX線投影画像）の取得中、放出されたX線ビーム（またはそれぞれの軸40）を軸10を中心に回転させる。

X線源アセンブリ120によって放出されたX線ビームは、たとえば対象を透過したのち、X線検出器アレイアセンブリ122に当たることができる。X線検出器アレイアセンブリ122は検出素子の二次元アレイを含むことができる。各検出素子は、当たるX線の強さ、ひいては、対象（またはそれぞれの解剖学的領域）を透過するときのX線の減弱を表す電気信号を生成する。制御システム106が、ガントリー118をして、軸10を中心に回転させることもできるし（たとえばモータを作動させることにより）、X線源アセンブリ120をして、それがCTボア116の周囲を回転するとき、X線ビームを放出させることもできる。制御システム106は、X線源アセンブリ120をして、それがCTボア116の周囲を回転するとき、X線ビームを放出させることができる。制御システム106は、X線源アセンブリ120をして、全経路20に沿ってX線ビームを連続的に放出させることもできる。制御システム106は、X線源アセンブリ120をして、X線源アセンブリ120が経路20の一部分に沿って連続的にX線を放出するショートスキャンスキームにしたがってX線ビームを放出させることもできる。制御システム106は、X線源アセンブリ120をして、X線源アセンブリ120が既定のタイミングスキャンスキームにしたがってX線パルスを放出する既定のパルススキームにしたがってX線ビームを放出させることもできる。

X線検出器アレイアセンブリ122は、単位時間あたり（たとえば1秒あたり）既定の最大数のX線投影図（または投影画像）を取得するように構成されることができる。ガントリー118の回転速度を与えられると、X線検出器アレイアセンブリ122は、ガントリー1回転あたり既定の数のX線投影図を生成することができる。X線源アセンブリ120が全経路20を通して連続的にX線を放出するとしても、X線検出器アレイアセンブリ122は、単位時間あたり既定の最大数よりも多いX線投影図（またはガントリー1回転あたり既定の最大数のX線投影図）を生成することはできない。

X線フィルタ124は、CTボア116の周囲または内部に配置するためのカーブした構造を含むことができる。カーブした構造は、X線源アセンブリ120によって放出されたX線を遮断することができる金属（または他の材料）で形成されることができる。カーブした構造は、円形もしくはその一部分、楕円形もしくはその一部分、双曲線形または他のカーブした形状を有することができる。たとえば、カーブした構造は環の一部分を形成することができる。カーブした構造は、X線を通過させるための開口部またはギャップ126（たとえば、完全な環または完全な円柱を形成するためのカーブした構造の欠損部分）を含むことができる。カーブした構造は、カーブした構造内に配置された1つまたは複数のアパーチャ（図1には示さず）を含むことができる。以下さらに詳述するように、X線フィルタ124が、患者および／または患者に対して介入処置を実施する医療スタッフの放射線被曝の有意な低減を可能にすることができる。X線フィルタ124は、CTスキャナ102に組み込まれる（かつ、その一部である）こともできるし、CTスキャナ102に機械的に結合される（かつ、それから切り離される）ことができる別個の部品であることもできる。たとえば、X線フィルタ124は、CTボア116の内側に配置される（かつ、それから取り外される）ことができる。

制御システム106は、ガントリー118の回転およびX線源アセンブリ120の動作を制御することができる。制御システム106は、パワーおよび／またはタイミング信号をX線源アセンブリ120に提供することができるX線制御装置（図1には示さず）を含むことができる。X線パルシングの場合、X線制御装置はパルス列を提供して、X線源アセンブリ120をして、そのパルス列によって調時されるX線ビームを放出させる（または、パルス列の各パルス中にX線源アセンブリ120を作動させる）ことができる。ショートスキャン取得スキームの場合、X線制御装置は、各ガントリー回転の既定の部分中にX線源アセンブリを作動させ、ガントリー1回転の残り部分中にX線源アセンブリ120をスイッチオフ（または動作停止）することができる。連続スキャンスキームの場合、X線制御装置は、完全なガントリー1回転または複数回転を通してX線源アセンブリを作動させることができる。制御システム106は、X線検出器アレイアセンブリ122の検出素子からデータをサンプリングし、そのデータを1つまたは複数のプロセッサ108に渡すことができるデータ取得システム（図1には示さず）を含むことができる。制御システム106はまた、軸10を中心にガントリー118を回転させるためにモータを作動させるためのガントリーモータ制御装置（図1には示さず）を含むことができる。ガントリーモータ制御装置は、1つまたは複数のプロセッサ108から動きコマンドを受け、そのようなコマンドに応答してガントリー118にパワーを提供することができる。

ガントリー118、X線源アセンブリ120、X線検出器アレイアセンブリ122、患者寝台104、制御システム106またはそれらの任意の組み合わせは、CTスキャナデバイス102の一部とみなすことができる。1つまたは複数のプロセッサ108、表示デバイス110、オペレータコンソール112、記憶デバイス114またはそれらの任意の組み合わせは、CTスキャナ102、CTスキャナに通信的に結合されたコンピューティングデバイスまたはそれらの組み合わせに組み込まれることができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、CTデータ取得を生じさせる、CT画像を生成する、生成されたCT画像の表示を生じさせる、生成された画像またはCT投影データを記憶デバイス114に記憶する、またはそれらの組み合わせを実行するためのコンピュータコード命令を実行することができる。コンピュータコード命令は、様々なCTデータ取得モードと対応する実行可能な命令を含むことができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、CTデータ取得モードの指示をオペレータコンソール112から受け、対応する実行可能な命令を実行することができる。

1つまたは複数のプロセッサ108は、制御システム106またはX線検出器アレイアセンブリ122からデジタル化されたX線データ（たとえばX線投影図）を受け、本開示に記載される方法にしたがって画像再構成を実行することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、再構成されたCT画像が表示デバイス110上に表示される、または記憶デバイス114に記憶されるようにすることができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、デジタル中央処理装置（CPU）、マイクロプロセッサ、デジタル信号プロセッサ（DSP）、イメージプロセッサ、特定用途向け命令セットプロセッサ（ASIP）、グラフィックス処理装置（GPU）、マルチコアプロセッサまたはそれらの組み合わせを含むことができる。

1つまたは複数のプロセッサ108は、オペレータコンソール112を介してオペレータからコマンドおよび／またはスキャンパラメータを受けることができる。オペレータコンソール112は、キーボード、タッチスクリーン、ペダル、他の手動操作可能な調節つまみまたはそれらの組み合わせを含むことができる。表示デバイス110は、CT画像および／または他のデータをCTスキャナ102のオペレータ（または介入処置を実施する医師）に表示するための表示画面を含むことができる。図1は、CTスキャナ102が1つのX線源アセンブリ120および1つのX線検出器アレイアセンブリ122を含むように示すが、CTスキャナ102は、互いに対してオフセット角で配置された2つ以上のX線源・検出器対を含むこともできる。そのような装備においては、2つ以上のX線源・検出器対によって2つ以上の投影図を同時に取得することができる。

図2Aおよび2Bを参照すると、本開示の発明概念の例示的なX線フィルタ200を示す図が示されている。図1に示すように、X線フィルタ200は、X線フィルタ124と同様に、CTボア116の周囲に配置することができる。X線フィルタ200は、X線源アセンブリ（またはX線源）120によって放出されたX線がCTボア116に入るのを阻止することができる金属（または他の材料）で形成されたカーブした構造202を含むことができる。X線を遮断することができる金属（または材料）は、鉛、タングステンまたは他の相対的に稠密な材料を含むことができる。カーブした構造202は、特定の視野角の場合にX線ビームがCTボア116に入ることを可能にするための2つ以上のアパーチャ204を含むことができる。各アパーチャ204は、X線源120がアパーチャ204と並んでいるときにX線源120によって放出されたX線がCTボア116に入ることを可能にすることができる。X線フィルタ200は、CTボア116をはさんで2つ以上のアパーチャ204とは反対側に配置された開口部（またはギャップ）206を含むことができる。開口部（またはギャップ）206は、X線検出器122においてX線信号を計測することを可能にするために、アパーチャ204よりも幅広である（または、より大きな全幅を有する）ことができる。具体的には、開口部（またはギャップ）206は、X線源120によって放出されかつ2つ以上のアパーチャ204の少なくとも1つを通ってCTボア116に入るX線にX線検出器アレイアセンブリ（またはX線検出器）122を曝露することを可能にすることができる。具体的には、X線源120によって放出された（X線源120がアパーチャ204の1つと並んでいるとき）X線は、アパーチャ204を通ってCTボア116に入り、開口部（またはギャップ）206を通ってボア116から出て、X線検出器アレイアセンブリ122の少なくとも一部分に当たることができる。

X線フィルタ200は、カーブした構造202とは反対側に（たとえばCTボア116をはさんで）配置された2つの調節可能な構造208aおよび208bを含むことができる。2つの調節可能な構造208aおよび208bは、X線を遮断することができる金属（または材料）で形成されることができる。たとえば、カーブした構造202と2つの調節可能な構造208aおよび208bとは同じ金属（または材料）で形成されることができる。調節可能な構造208aおよび208bは、図2Aに示すような形態で互いから離して配置されて、それらの間に開口部206を形成することができる。図2Bに示すもう1つの形態において、調節可能な構造208aおよび208bは、X線源120が調節可能な構造208aおよび208bと対面または並んでいるときに互いに隣接または当接して配置されて開口部206を閉じ、X線がCTボアに貫入するのを阻止することができる。いくつかの実施形態において、X線フィルタ200は、1つの構造または2つよりも多い調節可能な構造を含むことができる。いくつかの実施形態において、X線フィルタ200は調節可能な構造を有しないこともでき、その場合、カーブした構造202が及ばない領域全体が開口部（またはギャップ）206（図1の開口部またはギャップ126に類似する）を形成することができる。

カーブした構造202と2つの調節可能な構造208aおよび208bとは一緒になって環（または別の形態の閉ループ）を形成することができる。たとえば、環は、たとえば、環をCTボア116の内壁に対して配置することを可能にするために、CTボア116のサイズに等しい外径を有することができる。実例として、General Electric（GE）社製スキャナDiscover HD750に使用される環は、70cmに等しい外径を有することができる。カーブした構造（または環）の幅は、X線源アセンブリ120によって放出されるX線ビームのサイズに依存することができる。具体的には、カーブした構造（または環）は、X線源120の側のX線がCTボア116に入るのを阻止するのに十分な幅を有するべきである。たとえば、カーブした構造（または環）の最小厚さは、X線源がカーブした構造（または環）のX線遮断領域（アパーチャではない）と対面して（または並んで）いるときに入ってくるX線ビームの少なくとも99.9％を濾波するように選択（または規定）されることができる。Discover HD750 CTスキャナの場合、最小厚さは1.31mmに等しくあることができる。2mmのAlによって前濾波されるタングステンアノードスペクトルを想定するシミュレーションにおいて、最小厚さは、120kVの場合で1.69mmであり、140kVの場合で1.73mmであることがわかった。

2つ以上のアパーチャ204を有すると、ガントリー1回転あたり、少なくともそれぞれの投影角と対応して、少なくとも2枚のCT画像を生成することができる。各CT画像は、2つ以上のアパーチャ204のそれぞれのアパーチャ204を通して取得された投影図と対応して、またはそれに基づいて、生成されることができる。難題の1つは、既存のCTスキャナを改変することなく既存のCTスキャナに組み込むことができるアパーチャベースのX線フィルタシステムを設計および／または構築する方法である。たとえば、X線源120（または焦点）とCTボア116の縁との間の距離が、各アパーチャ204の全幅を規定または決定する際に重要な要因である。そのような距離は、たとえば、Discovery HD750 CTスキャナの場合、約19cmである。同じスキャナにおいて、X線検出器アレイアセンブリ122の完全な幅（または全幅）をカバーするX線ビームがアパーチャ204の1つを通って視野に入るためには、アパーチャ204は、幅が少なくとも196mmでなければならない、またはCTボア116の中心で少なくとも24°の角セクタを形成しなければならない。同じX線ビームがX線検出器アレイアセンブリ122全体に当たるためには、開口部206が、CTボア116の中心で少なくとも110°の角セクタを形成しなければならない。

90°である角セクタをそれぞれが形成する2つのアパーチャを用いることは、CTボア116（Discovery HD750 CTスキャナ中の）の周囲の31％だけがX線遮断金属または材料によってカバーされることを意味する。アパーチャが、幅45°である角セクタを形成する場合、CTボア116の周囲の44％だけがX線遮断金属または材料によってカバーされることになる。そのようなものとして、患者および医療スタッフの放射線量を減らす要望（CTボア116の周囲のより大きな部分がX線フィルタ200のX線遮断金属または材料によってカバーされることを要する）と、可能な限り広い視野を有する（たとえば、各X線ビームをX線検出器アレイアセンブリ122全体に当たらせる）要望との間でトレードオフがある。関心対象の解剖学的領域および介入デバイスの正確かつ信頼しうる再構成を可能にしながらも有意な放射線量低減を達成するために、アパーチャ204は、X線検出器アレイアセンブリ122の全（または完全）励起（またはそれへの曝露）を可能にするには小さすぎるが、各アパーチャ204を通して複数の投影画像の取得を可能にするには十分に大きい全幅（または幅）を有するように設計されることができる。各投影画像は、X線検出器アレイアセンブリ122の異なる領域に当たることができる。たとえば、Discovery HD750 CTスキャナの場合、各アパーチャ204の幅または全幅は1.5mmに等しくあることができる（196mmではなく）。そのようなものとして、各アパーチャ204は、X線源120がアパーチャの中心と整合または対面しているとき、X線検出器アレイアセンブリ122の（たとえば、検出器の幅に沿って）約0.8％しかX線ビームに曝露させないことができる。しかし、アパーチャ204の近くのX線源の複数の位置を考慮すると、検出器列（X線検出器アレイアセンブリ122の）の異なるセットを、各X線源位置から放出されたX線によって励起させる、またはそれに曝露することができる。1つまたは複数のプロセッサ108が、様々なX線源位置と対応するデータ（または投影画像）を合成して、全X線検出器アレイと対応することができるバーチャルCT投影画像を創造することができる。バーチャルCT投影画像と対応するバーチャル焦点は、アパーチャ204の中心と対面するX線源位置と対応することができる。

一般に、所与のX線ビームへのX線検出器アセンブリの曝露を表す角度範囲θは、以下のように表すことができる。

パラメータw_aはアパーチャの幅を表し、d_sdは、X線源アセンブリ120とX線検出器アレイアセンブリ122との間の距離を表し、d_saは、X線源アセンブリ120とアパーチャ204との間の距離を表し、d_idは、アイソセンタ（たとえばCTボア116の中心）とX線検出器アレイアセンブリ122との間の距離を表す。X線ビームに曝露されるX線検出器アレイアセンブリ122のパーセンテージ（または比）は、以下のように定式化することができる。

パラメータn_cは、X線検出器アレイアセンブリ122の列の数を表し、w_pは1個のピクセルの幅を表す。制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、X線ビームに曝露されるX線検出器アレイアセンブリ122のパーセンテージ（または比）に基づいて、現実の投影画像（X線検出器アレイアセンブリ122によって記録されたもの）を使用すべきときと、バーチャルCT投影画像（X線検出器アレイアセンブリ122によって記録された2枚以上のX線投影画像を合成することによって構成されたもの）を使用すべきときとを決定することができる。たとえば、制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、曝露比が10％または他の既定のパーセンテージ値未満であるならば、現実の投影画像の代わりにバーチャルCT投影画像を使用することを決定することができる。

図3は、本開示の発明概念の、1つのアパーチャを通過するX線ビームへのX線検出器アレイアセンブリ122の複数の部分的曝露の例示を示す。X線フィルタ300が、X線を遮断することができる金属（または材料）で形成された、アパーチャ204の対を含むカーブした構造302を含むことができる。カーブした構造302は、CTボア116に入ったX線をX線検出器アレイアセンブリ122に当てるための、相対的に広い開口部（ギャップまたはスリットとも呼ばれる）306（たとえば、アパーチャ304よりも広い、または大きい）を含むことができる。スリット306は、たとえば、環を形成するためのカーブした構造302中の欠損部分とみなすこともできる。X線フィルタ300は、図2Aおよび2BのX線フィルタ200のもう1つのバージョンとみなすこともできるが、調節可能な構造208aおよび208bを有しない。1つのアパーチャ304を通過するX線ビームへのX線検出器アレイアセンブリ122の複数の部分的曝露と対応する複数の投影画像を生成する概念は、調節可能な構造の存在下または非存在下で適用することができる。

図3に示すように、X線源120（図3には示さず）は、X線源アセンブリ120がCTボア116を中心に回転するとき、複数の位置からアパーチャ304を通して複数のX線ビーム308a〜308eを放出することができる。各X線ビーム308a〜308eは、X線検出器アレイアセンブリ122のそれぞれの部分（たとえば、それぞれの数の列）に当たることができる。制御システム106が、たとえば、X線検出器アレイアセンブリ122から得られる対応する信号に基づいて、X線ビーム306a〜306eそれぞれに別個の投影画像を生成することができる。1つまたは複数のプロセッサ108が、X線ビーム308a〜308eに対応する投影画像を使用して、合成CT画像を生成することができる。たとえば、1つまたは複数のプロセッサ108は、X線検出器アレイアセンブリ122の列に対応する画像列（または行）ごとに、複数の投影画像から、最良の投影角と対応する（または、検出器列に最良に当たるX線ビームと対応する）投影画像を選択して、その画像列（または行）の強さ値を検索することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、重み付け手法を使用して、X線ビーム306a〜306eに対応する投影画像を合成し、すべての検出素子または列からの強さを反映することができる合成CT画像を形成してもよい。

図4Aおよび4Bは、本開示の発明概念の他の例示的なX線フィルタ400aおよび400bを示す。図4Aを参照すると、X線フィルタ400aは、X線を遮断することができる金属または材料、たとえば鉛またはタングステンで形成され、かつX線源120がアパーチャ404と対面してまたは並んでいるときにX線源120によって放出されたX線ビームがCTボア116に入ることを可能にするためのアパーチャ404を含む、カーブした構造402を含むことができる。カーブした構造402は、X線検出器アレイアセンブリ122を、アパーチャ404を通ってCTボア116に入るX線ビームに曝露する開口部またはギャップ406を有する部分環とみなすことができる。X線フィルタ400は、アパーチャ404を覆う銅の層（または銅製の構造）408を含むことができる。銅の層408は、カーブした構造402の外面または内面に対し、アパーチャ404をカバーするやり方で配置することができる。銅の層408は、アパーチャ404中に配置することもできるし、アパーチャ404を満たすように配置することもできる。

アパーチャ404は、たとえば、X線源アセンブリ120がギャップ404の中心と整合しているときにX線検出器アレイアセンブリ122の完全な励起を可能にするのに少なくとも十分な幅を有することができる。そのような幅または全幅は、患者および介入処置を実施する医療スタッフの有意な放射線被曝を招く。銅の層408の使用は、ソースアパーチャ404を通ってCTボア116に入る放射線の量を約1/10に減らすことができる。事実、銅の層は、CTボア116に入る放射線の量を減らすさらなるX線フィルタとして作用する、またはそれとみなすことができる。また、放射線（またはアンペア数）を20mAから10mAに減らすことができる。加えて、カーブした構造402は、放射線をたとえば1/3に減らす（たとえば、カーブした構造402の全幅またはサイズに比べたソースアパーチャ404の全幅に依存して）。合計で、放射線をたとえば1/60（2×10×3）に減らすことができる。

X線源120がCTボア116の周囲を回転してアパーチャ404に近づくと、複数のX線ビーム、たとえばX線ビーム410a〜410e（本明細書中では個々に、または合わせてX線ビーム410とも呼ばれる）が、X線検出器アレイアセンブリ122に当たり、X線検出器アレイアセンブリ122または制御システム106によって生成される対応する複数の投影画像を生じさせることができる。アパーチャ404を通過し、対応する数の投影画像を生じさせるX線ビームの数は5よりも大または小であってもよいことに留意すること。X線ビーム410a〜410eの使用は、単に例示目的のためであり、限定的であるべきではない。アパーチャ404が相対的に広いとしても、すべてのX線ビーム410a〜410eがX線検出器アレイアセンブリ122のすべての検出素子に当たるわけではない。

いくつかの実施形態において、ソースアパーチャ404は、2つ以上のX線ビーム410と対応する2つ以上の投影画像がX線検出器アレイアセンブリ122の相対的に大きな部分（10％、15％、20％または他の既定値以上）に当たるような十分な大きさであり得る。2つ以上の投影画像は、異なる投影角と対応することができ、たとえば介入デバイスの先端および有意な部分を含む視野をカバーすることができる。制御システム106または1つのプロセッサ108が、そのような投影画像を直接使用して、介入デバイスの2Dまたは3D画像を再構成することができる。いくつかの実施形態において、制御システム106または1つのプロセッサ108は、X線検出器アレイアセンブリ122によって提供される（そして、X線ビーム410と対応する）投影画像（または投影信号）を使用して、少なくとも2つの別々の焦点または投影角と対応する少なくとも2枚のバーチャルCT画像を生成することができる。各バーチャルCT画像は、X線検出器アレイアセンブリ122全体を通して記録された減弱値を表すことができる。たとえば、制御システム106または1つのプロセッサ108は、X線ビーム410a〜410cと対応する投影画像を使用して第一のバーチャルCT画像を生成し、X線ビーム410c〜410eと対応する投影画像を使用して第二のバーチャルCT画像を生成することができる。

図4Bを参照すると、X線フィルタ400bは、カーブした構造402が2つ（またはより多く）のソースアパーチャ404および404bを有することを除き、X線フィルタ400aに類似していることができる。ソースアパーチャ404aおよび404bは、それぞれ銅フィルタ（または層）408aおよび408bを充填されることができる。いくつかの実施形態において、X線フィルタ400bは、両方のソースアパーチャ404aおよび404bをカバーする1つの銅フィルタ（または層）408を含むことができる。ソースアパーチャ404aおよび404b（またはそれぞれの中心）は、たとえば45°〜90°の角度によって分けられることができる。ソースアパーチャ404aおよび404bは、図4Aのソースアパーチャ404の全幅または幅よりも小さい全幅または幅を有することができる。

X線源120がCTボア116の周囲を回転してアパーチャ404aまたは404bに近づくと、そのアパーチャを通して複数のX線ビームが放出されることができる。たとえば、X線ビーム410f〜410gがアパーチャ404aを通ってCTボア116に入ることができ、X線ビーム410i〜410kがアパーチャ404bを通ってCTボア116に入ることができる。アパーチャ404aおよび404bそれぞれを通過し、対応する数の投影画像を生じさせるX線ビームの数は3よりも大または小であってもよいことに留意すること。X線ビーム410f〜410gおよび410i〜410kの使用は、単に例示目的のためであり、限定的であるべきではない。制御システム106または1つのプロセッサ108が、連続的なX線ビーム410f〜410gに対応する投影画像または投影信号を合成または統合して、ソースアパーチャ404aの第一のバーチャルまたは合成CT画像を生成することができ、連続的なX線ビーム410i〜410kに対応する投影画像または投影信号を合成または統合して、ソースアパーチャ404bの第二のバーチャルまたは合成CT画像を生成することができる。各バーチャルCT画像は、X線検出器アレイアセンブリ122全体を通して記録された減弱値を表すことができる。第一および第二のバーチャルまたは合成CT画像の投影角は、たとえば45°〜90°の角度によって分けられることができる。

銅層またはフィルタ408または408aおよび408bを使用するとき、複数の連続投影画像の合成または統合が、得られるバーチャルまたは合成CT画像の信号雑音比（SNR）の実質的な増大を招くことができる。図5は、複数の投影画像を統合または合成したときのSNRの増大を示すシミュレーション結果を示す。事実、たとえば図4Aおよび4Bに示すような鉛および銅フィルタを用いるX線フィルタを使用するときの放射線量の有意な（たとえば、図4Aに関して上述したように1/60への）減少により、現実の投影画像のSNRは相対的に低くあり得る。複数の連続的な現実の投影画像を統合または合成することにより、図5に示すように、合成CT画像のSNRを実質的に高めることができる。図5は、24枚の投影画像の統合または合成を示すが、本開示は、任意の数の利用可能な投影画像の統合または合成を考慮する。

X線フィルタ400が1つのアパーチャ404を有するように設計するとき、構成されるバーチャルCT画像の焦点または投影角の間の角分離は、たとえば、複数のアパーチャを使用する場合に比べ、相対的に小さくあることができる。具体的には、単一アパーチャ設計において、そのような角分離はアパーチャ404の幅または全幅に依存する。いくつかの実施形態にしたがって、X線フィルタ400は、1つまたは複数の銅構造によってカバーされる複数のアパーチャを含むことができる。そのような場合、アパーチャは相対的に狭い全幅または幅を有することができる（たとえば、図2A、2Bおよび3に関して記載したように）。制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108が、図3に関して上述したように、アパーチャごとに別々のバーチャルCT画像を生成または構成することができる。

図1〜4を参照すると、X線フィルタ、たとえばX線フィルタ124、300または400が1つの相対的に大きい（または広い）スリットまたは開口部、たとえば開口部126、306または406を有し、調節可能な構造を有しないように設計すると、相対的にシンプルなX線フィルタ400の設計が可能である。調節可能な構造、たとえば図2Aおよび2Bの調節可能な構造208aおよび208bの使用は、調節可能な構造を制御し、動かすための機構を要求する。具体的には、X線源120が調節可能な構造208aおよび208bと並んでいるとき、制御機構は、調節可能な構造をたとえば互いに向かう方向に移動させて開口部206を閉じ、X線源120によって放出されたX線がCTボア116に入るのを阻止することができる。X線フィルタ124、300および400の場合のように調節可能な構造が使用されないとき、患者および医療スタッフの放射線被曝を減らす目的は、X線が開口部またはスリット126、306または406からCTボア116に入るのを防ぐ、または回避させることを要求する。X線が開口部またはスリット126、306または406からCTボア16に入るのを回避させるための1つの手法は、各ガントリー回転中、X線源120がカーブした構造302または402と並んでいるまたは対面している間は継続し、X線源120が開口部またはスリット126、306または406と並んでいるまたは対面すると停止するショートスキャンをトリガすることである。そのようなショートスキャンにしたがって、X線源120は、カーブした構造302または402と並ぶまたは対面すると作動させられ、開口部またはスリット126、306または406と並ぶまたは対面すると動作停止（またはスイッチオフ）される。

制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、マイク128によって記録されたオーディオ信号を使用して、図2Aおよび2Bの調節可能なアパーチャ108aおよび108bを制御することもできるし、X線フィルタ124、300および400が開口部またはスリット126、306または406を含み、開口部またはスリット126、306または406を適応的にカバーするための構造を有しないとき、ショートスキャンを制御することもできる。マイク128は、CTボアの周囲またはX線源アセンブリ120および／またはX線検出器アレイアセンブリ122の回転経路20の周囲の異なる位置または角度に配置された複数の（たとえば4つの）ピエゾコンタクトマイクを含むことができる。

図6は、様々なガントリー回転速度の場合にピエゾマイクによって記録されたオーディオ信号を示すプロットを示す。ピエゾマイクは、軸30から約45°でCTボア116に取り付けたものであった。ガントリー回転の持続時間がそれぞれ0.4s、0.5s、0.8s、1.0sおよび2.0sである様々なガントリー回転速度の場合にピエゾマイクによって様々なオーディオ信号を記録した。オーディオ信号の時間分解能は44〜100Hzである。記録されたオーディオ信号のパワースペクトルの時間分解能は0.0256sである。各ガントリー速度の場合のオーディオ信号のパワースペクトルを5.2〜6.5kHzの周波数範囲で平均化して、これらの周波数の強さを決定する。図6のプロットは、ガントリー１回転ごとにサウンドレベル中に1つのピークを観測することができることを示す。時間、X線検出器アレイアセンブリ122はマイクを通り過ぎる。ピークは、ガントリー位置、ひいてはX線検出器アセンブリ122とX線源アセンブリ120の両方の位置に相関している。自己相関関数の第一のピークを使用して、聴覚追跡に基づくガントリー回転時間の推定値としてタイムシフトを決定した。すべての推定回転時間は理論的ガントリー回転時間の0.4％以内であった。

制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、記録されたオーディオ信号、ガントリー118の回転方向の知識および／またはマイク128の位置を使用して、ガントリーがCTボア116の周囲を回転するとき、X線源120またはX線検出器アレイアセンブリ122の位置をリアルタイムで追跡または決定することができる（たとえば、記録されたオーディオ信号の時間分解能に類似する時間分解能で）。制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、決定されたX線源120またはX線検出器アレイアセンブリ122のリアムタイム位置を用いて、X線フィルタ200の調節可能な構造208aおよび208bの位置を制御することもできるし、カバーできない開口部またはスリットを有するX線フィルタ、たとえばX線フィルタ124、300または400を使用するとき、ショートスキャンを制御することもできる。

制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえば、X線源120が調節可能な構造208aおよび208b（または任意の等価の調節可能な構造）に近い、またはそれらに向かう方向に動いていることを検出すると、調節可能な構造208aおよび208b（または任意の等価の調節可能な構造）をして、またはそれらをトリガしてそれらを互いに向かう方向へと動かして、X線源120が調節可能な構造208aおよび208bに達する前に開口部206を閉じさせることができる。そのようなものとして、開口部206は閉じられることができ（図2Bに示すように）、構造208aおよび208bは、X線源によって放出されたX線がCTボア116に入るのを阻止することができる。

調節可能な構造208aおよび208bは、動く鉛（または他のX線遮断材料）のカバーとみなすことができる。カバーは、たとえばレールシステムに取り付けることができ、2つの位置の間でトグルさせるためのソレノイドを使用して、結像面に垂直な方向に視野の中および外へ動かすことができる。一方の位置から他方の位置へ移動するときの各調節可能な構造208aおよび208bの全変位量は、Z次元におけるX線ビームの少なくとも半値幅（または直径）に等しくあることができる。そのようなものとして、検出器開口部206は、X線ビームの幅に少なくとも等しい、Z次元の全幅または幅を有することができる。制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえば、機械的システム、たとえば調節可能な構造208aおよび208bの動きを生じさせるモータをトリガする、または作動させることにより、1つの位置からもう1つの位置への調節可能な構造208aおよび208bの変位を生じさせることができる。機械的システム信号のこの作動が検出器カバー（または開口部206）の開閉をトリガすることができる。

制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、CTスキャナ中、プロスペクティブゲーティング心臓モードでショートスキャンを適用することができる。そのようなCTスキャナは、心電図（ECG）信号が入力としてCTスキャナに提供されることを可能にし、CTスキャナ102は、ECG信号の特性によって規定される期間にわたりX線源120を作動させることができる。ガントリー1回転ごとにショートスキャンを制御するために、制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は人工ECG信号を用いることができる。ECG信号は、X線源120がカーブした構造302または402と対面または並んでいる期間（各ガントリー回転の）中、たとえばECG信号中のR波間の時間経過を制御することにより、X線源120の作動を生じさせるように創造または構成されることができる。開口部またはスリット126、306または406から離れる方向に移動するカーブした構造302または402の先頭と対応するマイクをX線源120が通過したことを検出すると、制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、ECG信号を入力としてCTスキャナ102に送ることができる。応答して、CTスキャナ102は、人工ECG信号によって規定される期間にわたりX線源120を作動させることができる。人工ECG信号の特性に基づき、X線源120は、X線源が開口部またはスリット126、306または406に達する前に動作停止されることができる。ショートスキャンを用いるとき、検出器開口部126、306または406は、360°−ショートスキャンの角度範囲に限定されることができる。

図1〜4に関して上述したX線フィルタのいずれかを使用するとき、制御システム106または1つまたは複数のプロセッサ108は、ガントリー1回転ごとに、少なくとも2つの別々の焦点または投影角と対応する少なくとも2枚のCT画像を生成することができる。介入処置を開始する前に、CTスキャナ102は、解剖学的領域の全線量スキャンを取得することができる。1つまたは複数のプロセッサ108（またはCTスキャナ102）は、全線量スキャン中に取得された投影画像を使用して、解剖学的領域の三次元（3D）画像を生成することができる。1つまたは複数のプロセッサ108（またはCTスキャナ102）は、介入処置中、各ガントリー回転中に生成または取得された少なくとも2枚のCT画像を使用して、解剖学的領域と対応する3D空間内の介入デバイスの位置および／または向きを決定することができる。

1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえばガントリー1回転ごとに、そのガントリー回転に関して生成された少なくとも2枚のCT画像から、介入デバイスの2Dまたは3D画像を再構成することができる。介入デバイスの2Dまたは3D画像の構成は、たとえば線強調フィルタを使用して、CT画像中の介入デバイスをセグメント化することを含むことができる。線強調フィルタは、様々な方向における局所二次微分の近似を使用して、曲線構造を強調する。通常は高減弱性の介入デバイス材料が、濾波された画像中に高強度信号を生じさせることができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、閾値を適用してそのような信号を2値化することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえばトポロジー保存細線化処理を使用して、介入デバイスの中心線を抽出することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえばエピポーラ幾何を使用して、2本の中心線（2枚の投影画像またはバーチャルCT画像と対応する）の間の対応する点の対を抽出することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、それぞれの焦点からX線検出器アレイアセンブリ122上の中心線までの投影光線間の交点を見いだすことにより、対ごとの3D点を決定することができる。両光線にもっとも近い点が、以前の3D点に接続されている3D点を表す。最終的な3D中心線が、解剖学的領域内の介入デバイスの位置、向きおよび／または形状を表す。図7は、3D空間中の介入デバイスの位置、向きおよび／または形状を決定する方法を示す図を示す。逆投影面502および504の交点が介入デバイス、たとえば針の3D中心線506に対応する。

1つまたは複数のプロセッサ108（またはCTスキャナ102）は、介入デバイスの2Dまたは3D画像を解剖学的領域の3D（または2D）画像に重ね合わせて、たとえばリアルタイムで医師に表示するための、解剖学的領域と介入デバイスの両方の3D画像を生成することができる。介入処置が進むにつれ、複数の3D画像（解剖学的領域および介入デバイスの）を構成し、リアルタイムで表示して、解剖学的領域中への介入デバイスの動きを反映させることができる。3D画像（解剖学的領域および介入デバイスの）を構成するプロセスは、米国特許出願第2019/0076102号および米国特許出願第2019/0076103号に詳細に記載されている。

本開示に記載される態様の前提は、i）2枚の投影（またはCT）画像を使用するだけで針などの介入デバイスを正確に再構成することができること、ii）動き補償を用いて、再構成された介入デバイスを、リアルタイムで更新することができる、事前に取得されたCT体積上に正確に重ね合わせることを可能にすること、iii）2枚の投影画像しか使用しないことが、患者およびスタッフの線量を有意に減らすこと、およびiv）アパーチャベースのX線フィルタをパルスX線の代わりに既存のCTスキャナと併用して線量低減を達成することができることである。アパーチャベースのX線フィルタは、マルチビューフィルタ（たとえば、2つ以上のアパーチャを含む）またはシングルビューフィルタ（たとえば、1つのアパーチャを含む）であることができる。

図8は、介入デバイスおよび解剖学的領域の従来型CTF再構成と、上記のように2枚の投影画像しか使用しない再構成との比較を示す。画像の上段に示された従来型CTF再構成は金属アーチファクトをこうむっている。しかし、画像の下段に示された2枚の投影画像しか使用しない再構成は、金属アーチファクトのない、標的体積および介入デバイスの診断画質を提供している。

投影角度の選択
CT画像のための投影角の選択は、介入デバイスの3D再構成画像の精度にかなりの影響を及ぼし得る。2つのビュー（または、マルチアパーチャX線フィルタにおける対応するアパーチャ）の間の角分離、介入デバイスの計画経路に対する角度および解剖学的領域に対する角度を含め、X線フィルタを設計する際に考慮すべき変量がいくつかある。分離角は、患者の動きを考慮しなければならない介入処置中に、事前に取得された解剖学的領域の3D体積への介入デバイスの再構成画像の重ね合わせを可能にするために使用される画像ベースの動き補償技術のためのX線フィルタの設計に影響することができる。より小さい分離角はよりシンプルなフィルタ設計を可能にし得るが、そのような分離角は一般に、再構成問題の条件数を増し得る。角度の絶対位置が、オーバラップする高減弱性の構造、たとえば脊柱を通過する再構成に影響することもできるし、針の角度が視野角に対して平行であるならば、介入デバイスを投影図中の1つの点へと崩壊させることもある。

連続取得
介入処置中、医師は、たとえば、介入デバイスをROIまたは標的（たとえば腫瘍）に向かう方向に押すことにより、介入デバイスの位置を繰り返し（または連続的に）変更することができる。連続CT画像取得の使用は、介入デバイスの位置のリアムタイム追跡を可能にする。1つまたは複数のプロセッサ108が、動きなしと想定して、最初のフレームのために介入デバイスの初期位置を再構成することができる。その後のフレームに関し、1つまたは複数のプロセッサ108は、たとえば直前のフレームからの3Dデバイス中心線を初期設定として使用しながら、単一のCT画像ごとに2D-3Dレジストレーション技術を用いることができる。レジストレーションは2つのステップで実施することができ、はじめに、剛体変換が推定され、次いで、コスト関数を最小化することにより、針の曲げを考慮するための非剛体レジストレーションが続く。1つまたは複数のプロセッサ108は、投影画像中の介入デバイスのセグメント化中心線と、2D結像面への現在の推定値の順投影との間の2D RMSDとしてコスト関数を計算することができる。正則化項をコスト関数に加えて、現在の投影画像の視野方向における大きな動きにペナルティを課すことができる。レギュラーステップ勾配降下法を使用して最適化を実行することができる。非剛体レジストレーションを表すために、デバイス中心線は、三次スプラインによって接続されている4つの制御点のセットによって表すことができる。変換は、制御点ごとの個々の並進によって表すことができる。

代替戦略
X線フィルタアパーチャの実現の場合に考え得る落とし穴は、提案された設計を正確に製造することを困難にし得る鉛の柔らかさであることができる。代替的に、類似の線量低減を提供するために、等しい量のタングステンが代わりに使用されてもよい。また、他のCTスキャナモデルにおいて、または異なる製造者の場合に、ガントリー位置の聴覚追跡がより困難になることもある。そのような場合、代替方法を使用することができる。たとえば、フィルタの外側に配置された散乱検出器が、ソース位置に関する信頼しうる情報を提供することができ、異なるCTシステムの間でも一貫しているはずである。

再構成に関して、2Dセグメンテーションのロバストさが、特に高減弱性の解剖学的構造がオーバラップしている、または類似の物体が視野中にある場合、考え得る落とし穴となる。提案されたセグメンテーション手法に代わる戦略として、本発明者らは、シミュレーションされた投影画像とマニュアルアノテーションされた投影画像とのミックスに基づいて訓練することができる、SegNetアーキテクチャなどの畳み込みニューラルネットワークを使用するディープラーニング手法を調査する。3D再構成における曖昧さが、まっすぐな針がガントリー回転面に対して平行である場合に起こり得る、もう1つの考え得る落とし穴となる。この場合、エピポーラ幾何を使用して点対応を決定することはできない。代替戦略として、本発明者らは、針先端位置だけがオペレータに表示されるモードを実現する。これは、先端がデバイス上の特異点を表し、対応する点対を容易に決定することができるため、可能である。視野中に他の特異点、たとえば終点、マーカまたは針直径の変化が見えるならば、それらの点もまた、針方向の概念を提供するように再構成される。針の完全な再構成が求められるならば、オペレータは、従来型CT取得を間欠的に実施する、または患者寝台の傾斜角を変更する選択肢を有する。これもまた、針の角度を変化させ、ひいては曖昧さを解決する。

角度範囲からの再構成
シングルビューフィルタ（またはシングルアパーチャX線フィルタ）の場合の再構成は、より多数の投影画像を利用して、低下した信号雑音比および異なる投影図の間のより小さな分離角を克服するように設計されることができる。まず、1つまたは複数のプロセッサ108が、すべての投影図に対して線強調およびその後の閾値化を使用して介入デバイスのセグメンテーションを適用して、ノイズのある2値化画像を生じさせることができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、ハフ変換を線に適用して、点pのセットによって表される終点を考慮することなく（針の長さを無限と仮定）、各2D投影画像中の介入デバイスの向きおよび位置を決定することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、現在の推定値を表す3D線を各投影画像中に投影するコスト関数を最小化し、すべての点pから線の投影までの平均二乗距離を計算することにより、3D向きおよび位置を決定することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、第二のコスト関数を使用して、それぞれが1つのスカラ値によって表される線の終点を決定することができる。コスト関数は、線を始点から終点まで一定の分解能（たとえば0.25mm）でサンプリングし、点を2値化2D画像中に投影することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、バックグラウンドピクセル上に投影されたすべての点の重み付き和−針ピクセル上に投影されたすべての点の重み付き和により、コストを決定することができる。1つまたは複数のプロセッサ108は、Nelder-Meadのシンプレックス法を使用して両方のコスト関数を最小化することができる。

実験データ
マルチアパーチャ設計（図2Aおよび2Bに示すような）を試験するために、予備的なX線フィルタを構築した。X線フィルタは、40mmに等しい幅を有する直径24”のカエデ製フープを含む。リードストリップ（厚さ1.8mm）をフープの外側に取り付け、1/3（120°）を、検出器開口部として、覆われないままに残した。2つの小さな1.5mmアパーチャを、検出器開口部と対向する中心点の周囲に±15°で配置した。予備実験の場合には、動く検出器カバーを実現しなかった。擬人化胴体ファントムをCTスキャナの患者寝台上に伏臥位で配置する予備実験を実施した。生検針（Chiba 18G, Cook Medical, Bloomington, IN）を、その先端がL3とL4との間の脊柱の右側に位置するよう、斜めの角度でファントムの背部に通した。図9は、予備的なX線フィルタを含む実験装備を示す。従来型アキシャルCTを120kVおよび200mAで実施して、ゴールドスタンダード再構成を生成した。次いで、アパーチャシステムを配置し、アキシャル取得を120kVおよび20mAで実施した。各投影画像の曝露されたピクセル列を連結することによってバーチャル投影画像を生成した。次いで、2ビュー再構成を上記のように実施し、結果をゴールドスタンダード取得の商業的再構成と比較した。再構成を閾値化し、トポロジー保存細線化処理を使用して中心線を計算することにより、針の基準位置を抽出した。根平均二乗距離（RMSD）は0.66mmであり、先端ローカリゼーション誤差（TLE）は0.02mmであった。

また、上記同じ材料を使用して予備的なシングルアパーチャシステムを構築した。120°の検出器開口部および反対側のソースアパーチャ160mm開口部を有するアパーチャを設計した。予備実験には銅濾波を使用せず、代わりに、さらなるノイズをデジタル画像に加えて信号雑音比を下げた。実験装備は図8に示すものと同じであった。セクション2bに記載するように針の再構成を実施した。アパーチャが配置されない従来型アキシャルCT取得から針の基準位置を抽出した。RMSDは0.76mmであり、TLEは0.03mmであった。

動き補償
介入デバイスの再構成ののち、デバイスの3D画像を、事前に取得された解剖学的領域の3D体積に重ね合わせて、解剖学的コンテキストを提供することができる。解剖学的領域の3D体積の取得と介入デバイスの再構成のための投影画像との間で動きが起こるならば、解剖学的領域に対する介入デバイスの相対位置は精度が劣るおそれがある。処置を通して規則的なCTスキャンを定期的に再取得することは常に可能であるが、余計な放射線量のない、連続的な動き補償解剖学的表示の方法が望ましい。したがって、3つの異なる動きの根源：呼吸動、患者随意動および介入デバイスによって生じる組織変形を標的とする動き補償技術が考慮される。

モデルベースの呼吸動補償
モデルベースの動き補償技術は、それぞれ最大呼気および吸気で取得される2つの標的体積に基づくことができる。2つの体積は、デバイス挿入の前に取得され、従来のフィルタ補正逆投影法を使用して再構成される。吸気と呼気との間の変形を表す非剛体3Dレジストレーション技術（微分同相デーモン）を使用してベクトル場を推定する。このベクトル場は、吸気動モデルとして使用されることができ、単一のパラメータによってスケーリングされて、スケーリングされたベクトル場を使用して最終呼気または吸気標的体積を変換することによって吸気と呼気との間の異なる呼吸状態をシミュレーションすることができる。ゼロよりも小さい、または1よりも大きいパラメータを使用すると、標的体積の吸気および呼気状態を超える呼吸状態が可能になる。現在の呼吸状態を表すスケーリングパラメータは、デバイスを再構成するために使用される2枚の投影画像に基づいて推定される。直前のフレームの推定パラメータを初期近似として使用して、体積を変換し、順投影し、両方の投影画像と比較する。類似尺度は、マテス相互情報量および勾配の大きさの平均二乗誤差に基づくことができる。類似尺度は、Nelder-Meadのシンプレックス法を使用して最小化することができる。モデルベースの動き補償システムの概観が図10に示されている。よりフレキシブルな呼吸動を可能にするために、空間的に分散した複数のスケーリングパラメータを有するモデルを考慮することができる。各パラメータが3D点（ノード）に対応し、直線補間を使用してノード間の点のスケーリング因子を計算することができる。より多くのパラメータを加えることにより、精度の改善が達成されなくなる点まで、異なる数のパラメータを調査する。

提案された呼吸動補償技術の実現可能性を調査するために、1頭の雌ブタに対してパイロット試験を実施した。従来型CTイメージングを使用しながら、それぞれ肺および肝臓において2回の針配置処置を実施した。各シーケンスは、デバイス配置前の標的取得、次いで、針を配置した状態での11回の取得を含む。各取得ののち、針を異なる位置および向きへ進めた。肺シーケンスは10mAと100mAの両方で取得し、肝臓シーケンスは20mAと200mAの両方で取得した。画像取得ごとに、ランダムな呼吸状態で人工呼吸を停止した。呼吸バッグを使用して手動で圧力を一定に維持した。微分同相デーモン手法を適用することによって基準動を決定して、取得ごとの標的体積と従来型再構成との間で非剛体レジストレーションを実施した。推定ベクトル場をゴールドスタンダードとして使用した。前後軸に対して−40および50°の固定投影角での2枚の投影画像のみを使用して上記動き補償技術を適用した。次いで、推定された変換を、臓器境界線に沿う10の関心対象の点で基準と比較した。200mAおよび100mA取得の場合のレジストレーション誤差は1.52±1.08mmであり、20mAおよび10mA取得の場合のレジストレーション誤差は2.12±1.48mmであった。動き補償ありの場合と動き補償なしの場合との結果の比較が図11に示され、図中、ランダムな呼吸状態で、解剖学的領域の3D体積が介入デバイスの従来の再構成とオーバレイされている。

患者随意動に対する基準ベースの動き補償
実践的な基準ベースの動き補償技術を使用して処置中の患者随意動を標的化することができる。標的体積を取得する前に外部基準を患者の皮膚に取り付けることができる。次いで、グローバル閾値ベースのセグメンテーションを使用して基準を標的体積から抽出することができる。処置中、デバイスを再構成するために使用された投影画像から基準位置を抽出することができる。これは、閾値ベースのセグメンテーションを使用して実施することができる。次いで、両画像から基準の中心を3D空間中に逆投影することができ、投影光線の交点が3D基準位置を表す。次いで、剛体変換を推定して、3D基準位置を、標的体積から抽出された場所と整合させることができる。剛体変換を分析的に計算するためには少なくとも2つの基準が必要である。精度を高める、またはアファイン変換を可能にするためのさらなる基準を考慮することもできる。この技術には外部基準が使用されるため、この手法は患者随意動にもっとも適し得る。

組織変形に対する累積再構成
針の近くの小さな組織変形に対処するためには累積再構成技術を用いることができる。デバイスを再構成するために使用される投影画像を複数のフレームにかけて収集することができる。次いで、標的体積を拘束体積として使用して、小さなセットの投影画像に対する圧縮センシング再構成を実施する。標的体積取得から投影画像の初期サブセットを創造することができる。新たな投影画像を取得するたび、それをサブセットに加えることができ、もっとも古い投影画像を除去する。再構成中、針（または介入デバイス）は、変化する針位置によるアーチファクトを避けるために、投影画像中で覆い隠されることができる。各ガントリー回転中、異なる投影角を使用して、再構成に利用可能な別個の投影角の数を増すことができる。サブセット中の投影画像の総数が再構成の質を決定することができる。しかし、より大きなサブセットの使用は、投影画像間の動きのリスクを高めることもあり、それが再構成においてアーチファクトを生じさせ得る。様々なサブセットサイズを考慮することができる。非剛体3Dレジストレーションを使用して、フレームごとの圧縮センシング再構成を元の標的体積と整合させることができる。これは、再構成されたデバイスを重ね合わせる前に、診断画質標的体積の変換を可能にすることができる。この技術は、より長い期間（数秒）にわたって取得された投影画像を使用するため、体積の変化は再構成中すぐには現れないこともあり、代わりに、動きが生じたのち、それが見えるようになるまでに複数の投影画像が求められる場合がある。したがって、この技術は、ゆっくりと変化する動き、たとえばデバイスそのものによって生じる組織変形により適することができる。この動き補償技術の精度の他に、応答時間を評価することもできる。

推定されるスケーリングパラメータおよび3Dレジストレーションそれぞれの精度が下がるおそれがあるため、提案されるモデルベースの呼吸動補償技術および累積再構成にとって画像ノイズが大きな難題となることがある。類似度を計算する前または圧縮センシング再構成ののち、動き補償精度を改善することができるかどうかを調査するために、ガウシアンおよびバイラテラルフィルタなどのノイズ低減技術を適用することができる。加えて、200mAおよび20mAで取得された画像に関して結果を比較することができる。

予備実験データは患者の動きの決定において有望であると思われ、さらなるパラメータを加えることによって提案されるモデルの複雑さを容易に増すことができるが、もう1つの代替戦略を用い得る、または考慮し得る。針挿入の前にプランニングCT取得を実施することができる。処置中、目的1に記載される超低線量デバイス再構成を実施するために、1フレームあたり2枚の投影画像を取得する。結果をプランニングCT上に重ね合わせることができる。しかし、動きの影響を減らすために、低線量の従来型CTを間欠的に取得し、プランニングCTと低線量CCTとの間の3D-3Dレジストレーションを実施して解剖学的情報を更新することができる。臨床診療において、これは、ステップアンドシュートと連続イメージングとの組み合わせの場合に使用することができる。患者は、一定の期間（たとえば10s）息を止めるように指示され、次いで、プランニングCTを更新するために低線量CCT取得が適用され、その後、一連のULD-CTF取得が続き、その間、針はリアルタイムガイド下で進められる。次いで、患者は、次のシーケンスまで、通常に呼吸し続けることができる。これらのステップは、針が標的位置に達するまで継続される。間欠的な低線量CCT取得にもかかわらず、この技術はなおも、従来型CTFまたはCCTガイドに比べてかなりの線量低減を可能にするであろう。

上記の呼吸および基準ベースの動き補償技術は、XCATスイートに基づいて生成されるデジタルシミュレーションに基づいて評価することができる。XCATスイートは、すべての主要な臓器および血管ならびに洗練された呼吸および心臓動きモデルを含む、平均的な男性および女性のリアルな4D CTファントムを提供する。XCATスイートは、異なる呼吸および心臓状態におけるボクセル化CT体積を創造するために使用される。剛体変換を使用してさらなる患者の動きがシミュレーションされる。バーチャル針前進および投影画像生成を上記のように実施することができる。そのつど、ランダムな呼吸状態でフレームをシミュレーションすることができる。呼気の終わりに、バーチャルの針なしのプランニングCTを、肺の中の標的の場合には100mAで、他すべての場合には200mAで、シミュレーションすることができる。加えて、吸気の終わりに、低線量取得を、呼吸動補償の場合にそれぞれ10mAまたは20mAでシミュレーションすることができる。バーチャル基準を、XCATファントム中、患者の皮膚上の位置に対応する位置に手作業で配置することができる。動物実験に使用された基準の寸法を計測し、CT取得中に減弱を測定して、ファントム中のリアルな表現を創造することができる。デジタルシミュレーションの場合、呼吸動および患者随意動のグラウンドトゥルースは既知であり、動き補償技術によって推定された変換と直接比較することができる。

針によって生じる組織変形に対する動き補償を確認するために、摘出された10個のウシ肝臓を使用するエクスビボ実験を実施した。そのために、肝臓を視野の中に配置することができ、針なしでプランニングCTを取得する。次いで、10mA（120kV）でのCCT取得のシーケンスを、取得間に針を小さく進めながら、取得することができる。加えて、金属アーチファクトを低減するデュアルエネルギー取得（DE-MAR）をステップごとに取得することができ、それをゴールドスタンダードとして使用する。針の周囲の組織の真の変形を決定するために、まず、グローバル閾値セグメンテーションを使用して、針をDEMAR再構成中でセグメント化することができる。次いで、非剛体3D-3Dレジストレーション（微分同相デーモン）を適用して、針を含むすべてのボクセルを無視しながらプランニングCTをDEMAR再構成に位置合わせすることができる。得られる動きベクトル場を真の動きの基準として使用することができる。累積再構成（動き補償）の場合にもフレームごとに同じステップを実施して、累積再構成に対応する動きベクトル場を決定することができる。得られる動きベクトル場は推定の動きを表すことができる。

最後に、すべての動き補償技術に関し、パイロット動物実験の遡及的分析を実施することができる。データは、ランダムな呼吸位置で各フレームを取得した、肺および肝臓における2つの針配置シーケンスを含むことができる。各取得は、984枚の投影画像を得る完全なガントリー1回転を含むことができる。すべての投影画像を使用して、金属アーチファクト低減とともに全線量再構成を創造することができ、エクスビボ実験に関して記載したように、基準（ゴールドスタンダード）動きベクトルを抽出する。

動き補償技術の精度は、選択された関心対象の点における標的レジストレーション誤差（TRE）の点で評価することができる。手作業で選択された関心対象の点と自動的に選択されたキーポイント（FASTポイント）の両方を評価に使用することができる。FASTポイントは、ポイントが追跡に好適であることを保証するために、ローカルな近隣に基づいて選択することができる。これが、レジストレーション誤差のより正確な計測を可能にする。関心対象の点はプランニングCTにおいて選択することができる。シーケンスのフレームごとに、参照および推定ベクトル場中の各関心対象の点の変換を検索し、ユークリッド距離を計算することにより、TREを計算することができる。

10 水平軸
20 回転経路
30 基準軸
40 縦軸
100 回転X線システム
102 CT スキャナ
104 患者寝台
106 制御システム
108 プロセッサ
110 表示デバイス
112 オペレータコンソール
114 記憶デバイス
116 CTボア
118 ガントリー
120 X線源
122 X線検出器
124 X線フィルタ
126 開口部
128 マイク
200 X線フィルタ
202 カーブした構造
204 アパーチャ
206 開口部
208a 調節可能な構造
208b 調節可能な構造
300 X線フィルタ
302 カーブした構造
304 アパーチャ
306 開口部
308a X線ビーム
308b X線ビーム
308c X線ビーム
308d X線ビーム
308e X線ビーム
400a X線フィルタ
400b X線フィルタ
402 カーブした構造
404 アパーチャ
404a アパーチャ
404b アパーチャ
406 開口部
408 銅の層
408a 銅の層
408b 銅の層
410a X線ビーム
410b X線ビーム
410c X線ビーム
410d X線ビーム
410e X線ビーム
410f X線ビーム
410g X線ビーム
410h X線ビーム
410i X線ビーム
410j X線ビーム
410k X線ビーム
502 逆投影面
504 逆投影面
506 3D中心線

Claims (28)

1. コンピュータ断層撮影（CT）スキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、2つ以上のアパーチャを含む、該CTスキャナのCTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、該X線源が該アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線が該CTボアに入ることを可能にする、カーブした構造、および
   該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線に該CTスキャナのX線検出器を曝露するための、該CTボアをはさんで該2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部
   を含む、X線フィルタ。
2. CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、請求項1記載のX線フィルタ。
3. 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が開口部の全幅よりも小さい、請求項1記載のX線フィルタ。
4. 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が、該アパーチャを通ってCTボアに入るX線がCT検出器の一部分のみを励起するような全幅である、請求項1記載のX線フィルタ。
5. X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
   をさらに含む、請求項1記載のX線フィルタ。
6. 1つまたは複数の調節可能な構造の配置が、開口部に対するX線源の検出された位置に基づく、請求項5記載のX線フィルタ。
7. コンピュータ断層断層撮影（CT）ボアと；
   該CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと；
   1つまたは複数のプロセッサと；
   （i）該X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）2つ以上のアパーチャを含む、該CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該2つ以上のアパーチャの各アパーチャは、該X線源が第一のアパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線が該CTボアに入ることを可能にする、カーブした構造、および
   該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線に該X線検出器を曝露するための、該CTボアをはさんで該2つ以上のアパーチャとは反対側に配置された開口部
   を含む、X線フィルタと
   を含む、CTスキャナ。
8. X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、請求項7記載のCTスキャナ。
9. 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が開口部の全幅よりも小さい、請求項7記載のCTスキャナ。
10. 2つ以上のアパーチャの各アパーチャの全幅が、該アパーチャを通ってCTボアに入るX線がCT検出器の一部分のみを励起するような全幅である、請求項7記載のCTスキャナ。
11. X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成された、該X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
    をさらに含む、請求項7記載のCTスキャナ。
12. ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
    をさらに含み、
    1つまたは複数のプロセッサが、
    該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
    1つまたは複数の調節可能な構造を作動させて、それぞれの配置を該X線源の位置に基づいて調節するように
    構成されている、請求項11記載のCTスキャナ。
13. 1つまたは複数の調節可能な構造が1対の構造を含み、1つまたは複数のプロセッサが、該1対の構造を、
    開口部に向かうX線源の動きの検出に応答して互いから離れる方向に移動させるように、および
    該開口部に向かうX線検出器の動きの検出に応答して互いに向かう方向に移動させるように
    構成されている、請求項12記載のCTスキャナ。
14. ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
    をさらに含み、
    1つまたは複数のプロセッサが、
    該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
    該X線源の位置に基づいて該X線源を作動させるように
    構成されている、請求項7記載のCTスキャナ。
15. X線源を作動させる際に1つまたは複数のプロセッサが人工心電図（ECG）信号を入力としてCTスキャナに提供するように構成され、該CTスキャナが、該ECG信号の特性によって規定される時間間隔にわたり該X線源を作動させるように構成されている、請求項14記載のCTスキャナ。
16. （i）コンピュータ断層撮影（CT）スキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線の一部分が該CTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含む、該CTスキャナのCTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該銅充填アパーチャは、該X線源が該アパーチャの中心と整合しているときに該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有する、カーブした構造、および
    該CTスキャナのX線検出器を、該X線源によって放出されかつ該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分に曝露するための、該CTボアをはさんで該アパーチャとは反対側に配置された開口部
    を含む、X線フィルタ。
17. CTスキャナのX線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、請求項16記載のX線フィルタ。
18. X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
    をさらに含む、請求項16記載のX線フィルタ。
19. 1つまたは複数の調節可能な構造の配置が、開口部に対するX線源の位置に基づいて調節可能である、請求項16記載のX線フィルタ。
20. X線源が、
    該X線源がカーブした構造と並んでいるときにCTボアの周囲の1回転の第一の部分に沿って作動させられ；
    該X線源が開口部と並んでいるときに該CTボアの周囲の該1回転の対応する第二の部分に沿って動作停止される、
    請求項16記載のX線フィルタ。
21. コンピュータ断層断層撮影（CT）ボアと；
    該CTボアをはさんで互いに反対側に配置されたX線源およびX線検出器を含む、回転ガントリーと；
    1つまたは複数のプロセッサと；
    （i）該X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成され、（ii）該X線源が銅充填アパーチャと並んでいるときに該X線源によって放出されたX線の一部分が該CTボアに入ることを可能にするための銅充填アパーチャを含む、該CTボアの周囲に配置するためのカーブした構造であって、該銅充填アパーチャは、該X線源が該アパーチャの中心と整合しているときに該アパーチャを通って該CTボアに入るX線の該一部分がCT検出器全体を励起するような全幅を有する、カーブした構造、および
    該X線検出器を、該X線源によって放出されかつ該2つ以上のアパーチャの少なくとも1つを通って該CTボアに入るX線の該一部分に曝露するための、該CTボアをはさんで該銅充填アパーチャとは反対側に配置された開口部
    を含む、X線フィルタと
    を含む、CTスキャナ。
22. X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属が鉛を含む、請求項21記載のCTスキャナ。
23. X線源によって放出されたX線を遮断することができる金属で形成された、該X線源が開口部と並んでいるときに該X線源によって放出されたX線を遮断するための1つまたは複数の調節可能な構造
    をさらに含む、請求項21記載のCTスキャナ。
24. ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
    をさらに含み、
    1つまたは複数のプロセッサが、
    該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用して、開口部に対するX線源の位置をモニタするように、および
    1つまたは複数の調節可能な構造を作動させて、それぞれの配置を、開口部に対する該X線源の位置に基づいて調節するように
    構成されている、請求項23記載のCTスキャナ。
25. 1つまたは複数の調節可能な構造が1対の構造を含み、1つまたは複数のプロセッサが、該1対の構造を、
    開口部に向かうX線源の動きの検出に応答して互いから離れる方向に移動させるように、および
    該開口部に向かうX線検出器の動きの検出に応答して互いに向かう方向に移動させるように
    構成されている、請求項23記載のCTスキャナ。
26. 1つまたは複数のプロセッサが、
    X線源がカーブした構造と並んでいるときに、該X線源を、CTボアの周囲の1回転の第一の部分に沿って作動させるように、および
    該X線源が開口部と並んでいるときに、該X線源を、該CTボアの周囲の該1回転の対応する第二の部分に沿って動作停止するように
    構成されている、請求項21記載のCTスキャナ。
27. ガントリーの動きに対応するオーディオ信号を記録するための、CTボアの周囲の1つまたは複数の既定の位置に配置された1つまたは複数のマイク
    をさらに含み、
    1つまたは複数のプロセッサが、
    該1つまたは複数のマイクによって記録された該オーディオ信号を使用してX線源の位置をモニタするように、および
    該X線源の該位置に基づいて該X線源を作動させるように
    構成されている、請求項26記載のCTスキャナ。
28. X線源を作動させる際に1つまたは複数のプロセッサが人工心電図（ECG）信号を入力としてCTスキャナに提供するように構成され、該CTスキャナが、該ECG信号の特性によって規定される時間間隔にわたり該X線源を作動させるように構成されている、請求項27記載のCTスキャナ。

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