JP4726995B2

JP4726995B2 - 二重エネルギＣＴのための高速ｋＶｐ切換えのシステム及び方法

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Publication number: JP4726995B2
Application number: JP2010195242A
Authority: JP
Inventors: デビッド・アレン・ランガン; ジョン・エリック・トカジック; ジェームス・ウォルター・レブラン; コリン・アール・ウィルソン; シャオイエ・ウー; ダン・シュー; トーマス・マシュー・ベンソン; ジェド・ダグラス・パック
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2009-09-11
Filing date: 2010-09-01
Publication date: 2011-07-20
Anticipated expiration: 2030-09-01
Also published as: US7826587B1; NL2005317C2; JP2011056253A; NL2005317A

Description

本発明は一般的には、診断撮像に関し、さらに具体的には、多重エネルギ撮像線源を用いて１よりも多いエネルギ範囲において撮像データを取得する装置及び方法に関する。

典型的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線源が患者又は手荷物のような被検体又は物体に向かってファン（扇形）形状又はコーン（円錐形）形状のビームを放出する。以下では、「被検体」及び「対象」「物体」等の用語は、撮像されることが可能な任意の物体を含むものとする。ビームは被検体によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイにおいて受光される減弱後のビーム放射線の強度は典型的には、被検体によるＸ線ビームの減弱量に依存している。検出器アレイ内の各々の検出器素子が、各々の検出器素子によって受光された減弱後のビームを示す別個の電気信号を発生する。電気信号はデータ処理システムへ伝送されて解析され、この解析から最終的に画像が形成される。

一般的には、Ｘ線源及び検出器アレイは、撮像平面内で被検体を中心としてガントリの周りで回転する。Ｘ線源は典型的には、焦点においてＸ線ビームを放出するＸ線管を含んでいる。Ｘ線検出器は典型的には、検出器において受光されるＸ線ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接して設けられておりＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギを受け取ってここから電気信号を発生するフォトダイオードとを含んでいる。典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータがＸ線を光エネルギへ変換する。各々のシンチレータは、隣接するフォトダイオードに光エネルギを放出する。各々のフォトダイオードが光エネルギを検出して対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力はデータ処理システムへ伝送されて画像再構成を施される。

ＣＴイメージング・システムは、物質分解、実効Ｚ、又は単色画像推定用のデータを取得するためにエネルギ感知（ＥＳ）型、多重エネルギ（ＭＥ）型、及び／又は二重エネルギ（ＤＥ）型のＣＴイメージング・システムを含む場合があり、これらのシステムは、ＥＳＣＴイメージング・システム、ＭＥＣＴイメージング・システム、及び／又はＤＥＣＴイメージング・システムとも呼ばれる。ＥＳＣＴ／ＭＥＣＴ／ＤＥＣＴはエネルギ識別を提供する。例えば、対象散乱が存在しない状態で、システムは、スペクトルからの二つの関連するフォトン・エネルギ領域からの信号、すなわち入射Ｘ線スペクトルの低エネルギ部分及び高エネルギ部分からの信号に基づいて、異なるエネルギにおける物質減弱を導く。医用ＣＴに関連する所与のエネルギ領域では、二つの物理的過程すなわち（１）コンプトン散乱及び（２）光電効果がＸ線減弱を支配する。これら二つの過程はフォトン・エネルギに対する感受性を有するため、原子状元素の各々が特有のエネルギ感受性の減弱特徴を有する。従って、二つのエネルギ領域からの検出信号は、被撮像物質のエネルギ依存性を分解するのに十分な情報を提供する。さらに、二つのエネルギ領域からの検出信号は、コンプトン散乱及び光電効果によって物質減弱係数を決定するのに十分な情報を提供する。代替的には、物質減弱は、２種の仮想的物質で構成される物体の相対的な組成として表わされてもよいし、被撮像物体の密度及び実効原子番号として表わされてもよい。当技術分野では理解されるように、数学的基底変換を用いると、エネルギ感受性減弱は、２種の基底物質、密度又は実効Ｚ数によって表わされることもできるし、異なるｋｅＶを有する二つの単色表現として表わされることもできる。

米国特許出願公開第２００７０１４０４２８号

かかるシステムは、シンチレータの代わりに直接変換型検出器物質を用いる場合がある。ＥＳＣＴイメージング・システム、ＭＥＣＴイメージング・システム、及び／又はＤＥＣＴイメージング・システムは一例では、異なるＸ線スペクトルに応答するように構成される。検出器に到達する各々のＸ線フォトンが当該フォトンのフォトン・エネルギを示しているようなエネルギ感知型検出器を用いることができる。物質分解用の投影データを取得する一つの手法は、電子的に画素化された構造を有し又はアノードを取り付けられたＣＺＴ又は他の直接変換物質のようなエネルギ感知型検出器を用いることを含んでいる。しかしながら、かかるシステムは典型的には、各々の受光されたＸ線フォトンのエネルギ内容を分離して識別するために付加的な経費及び動作の複雑性を含む。

代替的には、従来のシンチレータ方式の第三世代ＣＴシステムを用いてエネルギ分離測定を提供することもできる。かかるシステムは、放出されるＸ線ビームを構成する入射フォトンのエネルギのピーク及びスペクトルを変化させるようなＸ線管の異なるピーク・キロボルト数（ｋＶｐ）動作レベルにおいて逐次的に投影を取得することができる。二つの別個のエネルギ・スペクトルによる走査の主な目的は、異なる多色エネルギ状態にある二つの走査を利用することにより、画像の内部の情報（コントラスト分離及び物質特異性等）を強調する診断用ＣＴ画像を得ることにある。

エネルギ感知走査を達成するために多数の手法が提案されており、これらの手法としては、例えば８０ｋＶｐ及び１４０ｋＶｐにおいて二つの走査を取得するときに、例として（１）連続して（back-to-back）時間的に逐次的に取得する手法であって、各走査が被検体の周りでのガントリの２回の回転を必要とし、数百ミリ秒乃至数秒で離隔し得る手法、（２）回転角度の関数としてインタリーブされた状態で取得する手法であって、被検体の周りでの１回の回転を必要とする手法、又は（３）管／検出器を約９０°の角度で離隔して装着した２管／２検出器システムを用いる手法等がある。しかしながら、互いに数秒で離隔した別個の走査を取得すると、患者の運動（患者の外的運動及び内部器官の運動の両方）並びに異なるコーン角度に起因して、データ集合同士の間に位置揃え不正が生ずる場合があり、運動している身体の特徴について微小な細部を分解する必要がある場合にこの取得を信頼して適用することができない。２管／２検出器システムでの約９０°の分離は本質的にデータ集合の位置揃え不正を含み、システム全体に経費及び複雑性を付加する。

高周波低キャパシタンス発生器が、交互のビューに対して高周波電磁エネルギ投射源のｋＶｐ電位を切り換えてデータ集合をインタリーブすることを可能にした。結果として、２種のエネルギ感知走査のデータを、数秒で離隔して行なわれる別個の走査又は２管／２検出器のシステムによらずに、時間的にインタリーブされた態様で得ることができる。しかしながら、かかるシステムは典型的には、ｋＶｐ電位を切り換えるときに変化するｍＡｓに対処するためにフィラメント電流の変化を含んでいる。フィラメント電流の変化はフィラメント温度の変化を招き、次いで焦点位置及び／又は焦点寸法の変化を招き得る。ｋＶｐ切換えに伴って焦点スポット幅を確定するときに管電圧を用いる場合があり、すると焦点幅が振動する。かかる変化は物質分解について低投影及び高投影の整列不正を招く場合があり、物体の端辺及び境界において特に発現し得る画像アーティファクトを生ずる。この問題は、所望の高速ｋＶｐ切換え速度と比較して管フィラメントの熱時定数が相対的に長いことにより、さらに悪化する。

焦点位置の変化を撮像データの再サンプリングによって扱って、整列の問題を軽減することができる。或いは、焦点の寸法に著しい変化がある場合には、高ｋＶｐサイノグラムと低ｋＶｐサイノグラムとの間の位置揃えの改善のために、相対的に小さい焦点スポットを有するサイノグラムをぼかす（blurring）ことができる。しかしながら、これらの軽減方策は、最終的な画像の分解能を低下させる傾向がある。

代替的には、１対のカソードを設けてＸ線源を構築することができ、これらのカソードは各々がアノードに向かって電子を放出するように構成され、また各々がそれぞれの関連するフィラメント電流を有する。かかるシステムは、例えば各々のカソードにアノードに対して低いｋＶｐ及び高いｋＶｐを印加して、各カソードをそれぞれの低ｋＶｐショット及び高ｋＶｐショットのために格子化する（gridding）ことにより、高速ｋＶｐ切換えを達成することができる。かかるシステムは、単一のカソードにおいてｋＶｐ又はｍＡを高速に変化させる必要を回避し得るが、ハードウェア及びシステム動作の両方でのシステムの複雑性を代償とする。

従って、エネルギ・レベルの間で高速に切り換わり、１よりも多いエネルギ範囲において撮像データを取得する低経費で複雑性の小さい装置及び方法を設計することが望ましい。

本発明の各実施形態は以上に述べた欠点を克服するものであり、１よりも多いエネルギ範囲において撮像データを取得する方法及び装置に関する。

本発明の一観点によれば、ＣＴシステムが、被撮像体を受け入れる開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されており開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、第一のｋＶｐ及び第一のｋＶｐよりも低い第二のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加する（energize）ように構成されている発生器と、ガントリに取り付けられており開口を通過するＸ線源からのＸ線を受光するように配置されている検出器と、制御器とを備えており、制御器は、第一の時間にわたり第一のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加し、続いて第一の時間とは異なる第二の時間にわたり第二のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加し、第一のｋＶｐにあるＸ線源の定常状態時間の部分を含む第一の積分時間にわたり検出器からのデータを積分し、第二のｋＶｐにあるＸ線源の定常状態時間の部分を含む第二の積分時間にわたり検出器からのデータを積分し、信号対雑音比（ＳＮＲ）を第一の積分時間（ＳＮＲ_Ｈ）及び第二の積分時間（ＳＮＲ_Ｌ）について比較し、ＳＮＲ_ＨをＳＮＲ_Ｌに関して最適化するようにＣＴシステムの動作パラメータを調節して、積分データを用いて画像を形成するように構成されている。

本発明のもう一つの観点によれば、ＣＴイメージング・システムを用いてエネルギ感知型ＣＴ撮像データを取得する方法が、第一の持続時間にわたりＸ線源に第一の電圧電位を印加するステップと、第一の持続時間よりも長い第二の持続時間にわたりＸ線源に第二の電圧電位を印加するステップと、Ｘ線源が第一の電位にある定常状態においてＸ線を放出するときを含む第一の積分時間にわたり撮像データを取得するステップと、Ｘ線源が第二の電位にある定常状態においてＸ線を放出するときを含む第二の積分時間にわたり撮像データを取得するステップと、ＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調節することにより第一の積分時間での第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を第二の積分時間での第二のＳＮＲに関して最適化するステップと、ＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調整した後に取得される撮像データを用いて二重エネルギＣＴ画像を形成するステップとを含んでいる。

本発明のさらにもう一つの観点によれば、コンピュータ可読の記憶媒体が、命令を含むコンピュータ・プログラムを記憶しており、命令はコンピュータによって実行されると、ＣＴイメージング・システムの第一のｋＶｐの定常状態動作を得るようにＸ線源に第一のｋＶｐ電位を印加し、ＣＴイメージング・システムの第二のｋＶｐの定常状態動作を得るようにＸ線源に第二のｋＶｐ電位を印加し、Ｘ線源が第一のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第一の撮像データ集合を積分し、Ｘ線源が第二のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第二の撮像データ集合を積分し、積分された第一の撮像データ集合の第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を積分された第二の撮像データ集合の第二のＳＮＲと比較して、比較に基づいてＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調整することをコンピュータに行なわせる。

本発明のさらにもう一つの観点によれば、ＣＴシステムでの高速切換え二重エネルギＣＴデータの取得のための第一及び第二の積分時間を確定する方法が、第一の積分時間の第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を決定するステップと、第二の積分時間の第二のＳＮＲを決定するステップと、第一のＳＮＲを第二のＳＮＲと比較するステップと、比較された第一のＳＮＲ及び第二のＳＮＲに基づいてＣＴシステムの動作状態を調節するステップとを含んでいる。

これらの利点及び特徴、並びに他の利点及び特徴は、添付の図面に関連して掲げられている本発明の好適実施形態の以下の詳細な説明からさらに容易に理解されよう。

ＣＴイメージング・システムの見取り図である。図１に示すシステムのブロック模式図である。ＣＴシステム検出器アレイの一実施形態の遠近図である。検出器の一実施形態の遠近図である。本発明の一実施形態による高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのデータ集合の取得を示す流れ図である。本発明の一実施形態による高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのデータ取得を示すタイミング図である。本発明の一実施形態による非侵襲型小荷物検査システムと共に用いられるＣＴシステムの見取り図である。

診断装置は、Ｘ線システム、磁気共鳴（ＭＲ）システム、超音波システム、計算機式断層写真法（ＣＴ）システム、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システム、超音波、核医学、及び他の形式のイメージング・システムを含んでいる。Ｘ線源の応用は、撮像応用、医学応用、警備応用、及び工業用検査応用を含んでいる。但し、当業者には、具現化形態がシングル・スライス型構成又は他のマルチ・スライス型構成での利用に適用可能であることが認められよう。また、具現化形態は、Ｘ線の検出及び変換に利用可能である。しかしながら、当業者はさらに、具現化形態が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換にも利用可能であることを認められよう。具現化形態は「第三世代」ＣＴスキャナ及び／又は他のＣＴシステムと共に利用可能である。

本発明の動作環境を６４スライス型計算機式断層写真法（ＣＴ）システムに関連して説明する。しかしながら、当業者には、本発明が他のマルチ・スライス型構成での利用、及び動作時に焦点スポットをシフトさせるすなわち「揺動（wobbling）」させる能力を有するシステムでの利用にも同等に適用可能であることを認められよう。また、本発明をＸ線の検出及び変換に関連して説明する。しかしながら、当業者はさらに、本発明が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換にも同等に適用可能であることを認められよう。本発明を「第三世代」ＣＴスキャナに関して説明するが、本発明は他のＣＴシステムにも同等に適用可能である。

二重エネルギＣＴシステム及び方法が開示される。本発明の各実施形態は、医用ＣＴでの解剖学的細部及び組織特徴評価情報、並びに手荷物の内部の構成要素の両方の取得を支援する。エネルギ識別情報又はデータを用いて、ビーム・ハードニング等の影響を低減することができる。このシステムは、組織識別データの取得を支援し、従って疾患又は他の病理を示す診断情報を提供する。また、この検出器を用いて、ヨード及びカルシウム（並びに他の原子番号の大きい物質）のコントラストを強調する最適エネルギ加重の利用によって、造影剤及び他の特殊な物質のように被検体内に注入され得る物質を検出し、測定して、特徴評価することができる。造影剤は、例えばさらに良好な視覚化のために血流内に注入されるヨードを含み得る。手荷物走査では、エネルギ感知型ＣＴの原理から生成される実効原子番号が、ビーム・ハードニング等の画像アーティファクトの軽減を可能にすると共に、偽警報の減少のための付加的な識別情報を提供する。

図１及び図２には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有し、Ｘ線源１４は、ガントリ１２の反対側に位置するコリメータを含む検出器アセンブリ１８に向かってＸ線ビーム１６を投射する。本発明の各実施形態では、Ｘ線源１４は静止ターゲット又は回転ターゲットの何れかを含んでいる。検出器アセンブリ１８は、複数の検出器２０及びデータ取得システム（ＤＡＳ）３２によって形成されている。複数の検出器２０は、患者２２を透過する投射Ｘ線を感知し、ＤＡＳ３２は後続の処理のためにデータをディジタル信号へ変換する。各々の検出器２０が、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って患者２２を透過した減弱後のビームの強度を表わすアナログ電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２４の周りを回転する。

ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御器２８及び発生器２９と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御器３０とを含んでいる。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。

コンピュータ３６はまた、キーボード、マウス、音声作動式コントローラ、又は他の任意の適当な入力装置のような何らかの形態の操作者インタフェイスを有するコンソール４０を介して、操作者から命令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した命令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、電動テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２及びガントリ１２を配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２を図１のガントリ開口４８を通して全体として又は部分的に移動させる。

システム１０は単極モード又は双極モードの何れかで動作することができる。単極動作では、アノードが接地されてカソードに負電位が印加されるか、又はカソードが接地されてアノードに正電位が印加される。反対に、双極動作では、印加される電位がアノードとカソードとの間で分割される。単極又は双極の何れの場合でも、電位がアノードとカソードとの間に印加され、カソードから放出される電子はこの電位によってアノードに向かって加速される。例えば、カソードとアノードの間に−１４０ｋＶの電圧差が保たれ、管が双極設計であるときに、カソードは例えば−７０ｋＶに保たれ、アノードは＋７０ｋＶに保たれ得る。対照的に、カソードとアノードとの間に同様に−１４０ｋＶの離隔を有する単極設計では、カソードは呼応してこの相対的に高い−１４０ｋＶの電位に保たれ、アノードは接地されるため約０ｋＶに保たれる。従って、アノードは管の内部のカソードと正味１４０ｋＶの差を有して動作する。

図３に示すように、検出器アセンブリ１８は、コリメート用ブレード又はプレート１９を間に配置したレール１７を含んでいる。プレート１９は、Ｘ線ビームが例えば検出器アセンブリ１８に配置された図４の検出器２０に入射する前にＸ線１６をコリメートするように配置されている。一実施形態では、検出器アセンブリ１８は、後に図示するような５７個の検出器２０を含んでおり、各々の検出器２０が６４×１６のアレイ寸法のピクセル素子５０を有している。結果として、検出器アセンブリ１８は６４列の横列及び９１２列の縦列（１６×５７個の検出器）を有し、ガントリ１２の各回の回転によって６４枚の同時スライスのデータを収集することを可能にしている。

図４を参照すると、検出器２０はＤＡＳ３２を含んでおり、各々の検出器２０が、パック５１として構成されている多数の検出器素子５０を含んでいる。検出器２０は、検出器素子５０に対してパック５１の内部に配置されたピン５２を含んでいる。パック５１は、複数のダイオード５９を有する背面照射型ダイオード・アレイ５３の上に配置されている。次に、背面照射型ダイオード・アレイ５３は多層基材５４の上に配置されている。スペーサ５５が多層基材５４の上に配置されている。検出器素子５０は背面照射型ダイオード・アレイ５３に光学的に結合され、次に背面照射型ダイオード・アレイ５３は多層基材５４に電気的に結合されている。軟質（フレックス）回路５６が、多層基材５４の面５７及びＤＡＳ３２に取り付けられている。検出器２０は、ピン５２の利用によって検出器アセンブリ１８の内部に配置される。

一実施形態の動作時には、検出器素子５０の内部に入射するＸ線がフォトンを発生し、フォトンがパック５１を横断することによりアナログ信号を発生して、この信号が背面照射型ダイオード・アレイ５３の内部のダイオードにおいて検出される。発生されるアナログ信号は、多層基材５４を通り、フレックス回路５６を通ってＤＡＳ３２まで運ばれて、ここでアナログ信号がディジタル信号へ変換される。

図５は、本発明の一実施形態に従って高速ｋＶｐ切換えデータを得るために最適化されたＣＴシステム設定を得る工程１００を示す流れ図である。ステップ１０２では、多数の規準に基づいて所望の定常状態高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの設定が確定される。選択規準は、限定しないが被撮像物体、高ｋＶｐと低ｋＶｐとの間の所望のエネルギ分離、システム性能、システム立ち上がり時間及び立ち下がり時間、並びに実効低ｋＶｐ及び高ｋＶｐを含む諸要因に基づく。後にあらためて説明するように、実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐは、目標高ｋＶｐ及び低ｋＶｐや定常状態高ｋＶｐ及び低ｋＶｐとは区別される。一例では、所望の定常状態高ｋＶｐは１４０ｋＶｐであり、所望の低ｋＶｐは８０ｋＶｐであるが、当業者は、上述のように他の要因に依存して他の所望の高ｋＶｐ及び低ｋＶｐが適用され得ることを認められよう。例えば、物質透過を高めることが望まれる又は必要であり得るような応用では、低ｋＶｐをこの例において高め得るが、高ｋＶｐを同様に高めなければ、エネルギ感度、又は低ｋＶｐと高ｋＶｐとの間のエネルギ分離の縮小を代償とし得る。

ステップ１０４では応用が選択される。当技術分野では理解されるように、所与の応用について患者の運動が推測され、これにより患者の運動を「フリーズする」ために最小のガントリ回転速度を指定する。例として、神経撮像走査は典型的には１秒／回転のガントリ速度であり、腹部走査は典型的には０．５秒／回転であり、心臓走査は典型的には０．３５秒／回転のガントリ速度にある。さらに、当業者は、これらの時間は例示に過ぎず、ガントリ回転速度はシステムの実行速度能力及び患者の寸法等に基づいて、任意の撮像応用に基づいて選択され得ることを認められよう。また、当技術分野では典型的に理解され、また後にあらためて説明するように、所望の画像分解能に必要な十分な角度サンプリングを達成するために、ガントリ回転当たり約１，０００対の高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの取得が行なわれる。これにより、ミリ秒（ｍｓ）未満のビュー取得が得られる。

ステップ１０６では、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間が確定される。確定されるビュー時間は、限定しないがステップ１０４において選択されるガントリ回転速度、及び所望の角度サンプリング速度（ガントリ１２の幾何学的構成及び検出器アセンブリ１８の幾何学的構成等に依存する）を含む多数の要因に基づく。高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間は、各ビュー時間の和がガントリ速度及びシステムの幾何学的構成によって確定される合計ビュー時間になるとの制約を伴って確定される。換言すると、ガントリ速度及びシステムの幾何学的構成が合計ビュー時間を確定し、各々の合計ビュー時間が本発明の一実施形態によれば高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間を含む。このようなものとして、一旦合計ビュー時間が確定されたら、本発明に従って調節され又は反復適用され得るパラメータの一つが各々の個別の高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間となるが、但しこれらのビュー時間の和が合計ビュー時間を構成するとの制約を伴う。ステップ１０６での高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間の確定の後に、ステップ１０８では高低の積分時間及びトリガ点が確定される。高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間、積分時間、及び積分トリガ点は図６に関して議論され図示される。

ここで図６を参照すると、タイミング図２００が、本発明の一実施形態による高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの動作の繰り返しパターンを示している。タイミング図２００は、所望又は目標の高ｋＶｐ２０２及び所望又は目標の低ｋＶｐ２０４を時間軸２０６に対して含んでいる。タイミング図２００は、高ｋＶｐショット２０８及び低ｋＶｐショット２１０を繰り返しパターンとして示しており、二組が図示されている。当技術分野では理解されるように、高ｋＶｐショット２０８と低ｋＶｐショット２１０との間の切換えは瞬時ではなく、従って低ｋＶｐから高ｋＶｐへの各々の移行は、それぞれの立ち上がり時間２１２及び立ち下がり時間２１４を含んでいる。立ち上がり時間２１２及び立ち下がり時間２１４は一実施形態では１００μｓ程度であるが、当技術分野では理解されるようにシステム・ハードウェアのキャパシタンス及び他の要因に依存して１００μｓよりも速くても遅くてもよい。

動作時には、低ｋＶｐが参照番号２１６の定常状態から開始していることが示されている。点２１８において目標高ｋＶｐ２０２が適用され、定常状態高ｋＶｐ２２０が、立ち上がり時間２１２の後の点２２２において開始して達成される。点２２４において目標低ｋＶｐ２０４が適用され、定常状態低ｋＶｐ２２６が、立ち下がり時間２１４の後の点２２８において開始して達成される。目標高ｋＶｐ２０２が点２３０において再び適用され、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの動作のパターンが繰り返す。このように、目標高ｋＶｐ２０２は、点２１８から高ｋＶｐ持続時間２３２にわたり適用され、すなわち立ち上がり時間２１２及び定常状態高ｋＶｐ２２０にわたり適用されて点２２４に到る。低ｋＶｐは、点２２４から低ｋＶｐ持続時間２３４にわたり適用され、すなわち立ち下がり時間２１４及び定常状態低ｋＶｐ２２６にわたり適用されて点２３０に到る。この工程が繰り返す。

撮像情報を得るために、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの撮像データが高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの各動作時間にわたり積分される。本発明の各実施形態では、積分のための高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのトリガは、それぞれの立ち上がり時間及び立ち下がり時間に発生する。このように、一例として図６をさらに参照すると、高ｋＶｐ積分２３６が、立ち上がり時間２１２の部分の間に発生する点２３８において開始し、定常状態高ｋＶｐ２２０動作の全てにわたり、また立ち下がり時間２１４の一部にわたって点２４０に到り、このとき低ｋＶｐ積分が開始する。呼応して、低ｋＶｐ積分２４２は、立ち下がり時間２１４の部分の間に発生する点２４０において開始し、定常状態低ｋＶｐ２２６動作の全てにわたり、また点２３０において開始する後続の立ち上がり時間の一部にわたって点２４４に到る。本発明の各実施形態では、高ｋＶｐ積分と低ｋＶｐ積分との間に遅延又は不感時間は存在しない。

本発明の各実施形態では、トリガ点２３８、２４０は、閾値電圧に基づいて選択されるか、又はそれぞれの立ち上がり時間及び立ち下がり時間２１２、２１４における選択される時間に基づいて選択される。但し、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの両取得についての積分は、高ｋＶｐ、低ｋＶｐ又は両方の定常状態動作時に生じさせることもできるものと理解されたい。一実施形態では、定常状態高ｋＶｐが積分されて低ｋＶｐスペクトルに混入すると物質分解性能が低下し得るので、定常状態高ｋＶｐの如何なる部分も低ｋＶｐ積分時に生じないようにする。

測定される実際の又は実効的な高ｋＶｐ及び低ｋＶｐは、それぞれの目標高ｋＶｐ及び低ｋＶｐ２０２、２０４に依存するばかりでなく、高低の積分のためのトリガ点２３８、２４０にも依存する。高ｋＶｐ及び低ｋＶｐについての積分はそれぞれの立ち上がり時間及び立ち下がり時間にわたり生ずるので、合計信号積分も同様に高低の積分のための選択された点２３８、２４０によって影響される。説明として図６を参照すると、高ｋＶｐ積分２３６は、定常状態高ｋＶｐ動作２２０の時間にわたるばかりでなく、立ち上がり時間２１２の点２３８から点２２２までの部分、及び立ち下がり時間２１４の点２２４から点２４０までの部分にわたる時間にも発生する。このようなものとして、高ｋＶｐ積分２３６は、各々が目標高ｋＶｐ２０２よりも低電圧である立ち上がり時間２１２及び立ち下がり時間２１４の両方の部分にわたり発生するので、積分後の平均又は実効高ｋＶｐ２４６は目標高ｋＶｐ２０２よりも幾分低いｋＶｐとなる。同様に、低ｋＶｐ積分２４２は、各々が目標低ｋＶｐ２０４よりも高電圧である立ち下がり時間２１４及び点２３０において開始する後続の立ち上がり時間の部分にわたり発生するので、積分後の平均又は実効低ｋＶｐ２４８は目標低ｋＶｐ２０４よりも幾分高いｋＶｐとなる。このようなものとして、実効エネルギ差２５０が高ｋＶｐショット２０８と低ｋＶｐショット２１０との間に生じ、実効エネルギ差２５０は、少なくとも上述の理由のため高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの動作の動作パラメータに依存する。当技術分野では理解されるように、立ち上がり時間及び／又は立ち下がり時間の積分は、積分後の低ｋＶｐ及び高ｋＶｐの各スペクトルを複雑にし得るので、ＣＴ較正手順時、データ補正時、及び物質分解処理時に対処すべきである。

従って図５に戻ると、ステップ１０６は、一例では図６のそれぞれの位置２３２及び２３４に位置する高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間を確定することを含んでいる。ステップ１０４において選択されたガントリ回転速度が与えられ、所望の角度サンプリング（この例では各回の回転毎に高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの約１０００ビュー対）が与えられると、取得される高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのサイノグラムを最適化する高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間が選択される。また、各回の回転毎に約１０００ビュー対の例について、約１０００ビューが各々、高ｋＶｐショット及び低ｋＶｐショットを含むことを理解されたい。このようなものとして、この例については各回の回転毎に約２０００回の積分が行なわれる。さらに、一実施形態によれば、フィラメントに一定の電流設定が命令されるにも拘わらず、フィラメント電流はｋＶｐ切換え中に浮動することを許される。このようなものとして、本書に開示される最適化は、システム全体の性能及びデータ取得が最適化されるようにフィラメント電流の応答に対処すると共にこれらの応答を許容する。

加えて、実現されるｍＡもｋＶｐの関数である。従って一実施形態によれば、命令されるｍＡは一定であるが、このことにも拘わらず実現されるｍＡは浮動し、従って印加されるｋＶｐと共に変化する。従って、一定のｍＡ設定にも拘わらず、実現されるｍＡの約１／３の低下が、高ｋＶｐと比較して低ｋＶｐにおいて典型的に経験される。さらに、低ｋＶｐは、透過性の小さい全体的に低エネルギのＸ線を発生する。従って、所望の信号を達成するために、さらに高いｍＡｓ又は（ｍＡ×積分時間）が典型的に必要とされる。一実施形態では、所望のｍＡｓを達成するために、低ｋＶｐのｍＡは最大化され、従って相対的に長い積分時間が必要とされる。このように、低ｋＶｐ持続時間２３４は、高ｋＶｐ持続時間２３２よりも持続時間が有意に長いものとして示されている。

さらに、ｋＶｐの立ち上がり及び立ち下がり時間は一般に高ｍＡについて相対的に遅いことを認められたい。このように一実施形態では、高ｋＶｐ動作には相対的に高いｍＡが選択され、またｍＡのｋＶｐ及び管フィラメント温度に対する依存性のため低ｋＶｐ動作のｍＡは高ｋＶｐ動作でのｍＡの約２／３となる。このようなものとして、ビュー時間が先ず上述のパラメータ及び条件に基づいて選択されてよく、かかる初期設定は応用（患者の運動を推定する）及び被撮像体に基づき得ることを理解されたい。被撮像体に関する情報は、例としてスカウト走査から先験的に得られてもよいし、撮像情報の蓄積テーブルから得られてもよいし、以前の走査において被検体から得られた情報から得られてもよい。同様に、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの積分時間及びトリガ点が図５のステップ１０８において確定され、これらの積分時間及びトリガ点は、当技術分野では理解されるように、予想される信号レベル又は雑音レベルに基づき得る。得られる実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐがステップ１１０において決定され、これらのｋＶｐは、図６のタイミング図２００と整合した態様で得られる。実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐは前述のように、立ち上がり時間及び立ち下がり時間、積分されてビューに組み入れられる立ち上がり時間及び立ち下がり時間の部分、並びに目標の高定常状態ｋＶｐ及び低定常状態ｋＶｐによる影響を受ける。

このようなものとして、図６に示すように、二重ｋＶｐ撮像取得について信号対雑音比を最適化するための撮像パラメータが選択される。当技術分野では理解されるように、身体又は物体による減弱量はｋＶｐの関数であるので、第一のｋＶｐでの取得の信号対雑音比（ＳＮＲ）が第二のｋＶｐでの取得のＳＮＲと同じでない場合がある。このようなものとして、全体的なＳＮＲが、ステップ１０２〜ステップ１０８において選択されるパラメータに基づく高速ｋＶｐ切換えでは最適化されない場合がある。また、かかる応用に十分なＳＮＲを得るために、不必要な過剰な線量が患者に投与される場合もある。従って、工程１００は、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの各ビューに十分なＳＮＲを実現しつつ過剰な線量を回避するように高ｋＶｐのＳＮＲ（ＳＮＲ_Ｈ）及び低ｋＶｐのＳＮＲ（ＳＮＲ_Ｌ）を最適化する多数の繰り返しステップを含んでいる。

物質分解における最適化関数は、ＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌを物質密度の画質に関係付けると共に、単色表現、実効原子番号、並びに高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの取得から導かれる他の画像表現にも関係付ける。一実施形態では、目標は、ＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌが互いに近似的に等しくなるようにＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌを均衡させることにある。但し、当業者は、ＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌを最適化する他の最適化関数が存在することを認められよう。従って図５に戻り、ステップ１１０において実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐを得た後に、ステップ１１２においてＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌが最適化されているか否かについての問い合わせを行なう。ＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌが最適化されていない場合（矢印１１４）には、ステップ１１６においてシステム・パラメータの一つ又は組み合わせが調節され、ここで調節されるシステム・パラメータは、限定しないがガントリ速度、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのビュー時間、高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの積分時間、並びに高ｋＶｐ及び低ｋＶｐのトリガ点を含んでいる。ステップ１１６でのシステム・パラメータの調節の後に、実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐがステップ１１０において再び得られ、ステップ１１２においてＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌが最適化されているか否かの決定が再び行われる。ステップ１１２においてＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌが最適化されるまで、繰り返しがステップ１１０〜ステップ１１６を通して続行し、一旦最適化されたら、ステップ１１８において最適化されたＳＮＲ_Ｈ及びＳＮＲ_Ｌを有する高ｋＶｐ及び低ｋＶｐの撮像データが取得される。

一例として、選択された高ｋＶｐ及び低ｋＶｐ（ステップ１０２）並びに選択されたガントリ速度（ステップ１０４）を有する繰り返しであって変化するガントリ速度を含まない繰り返しにおいては、ガントリ速度が不変であり、またビューの数が不変であるため高ｋＶｐ積分２３６及び低ｋＶｐ積分２４２の合計積分時間は不変である。このようなものとして、ＳＮＲ_Ｌに関してＳＮＲ_Ｈに影響を与えるために積分のトリガ点及び／又は積分時間自体について繰り返しを行なうことができるが、但しかかる繰り返しは合計積分時間が不変であるとの制約を伴って行なわれるべきである。このように、高ｋＶｐ積分２３６の時間を長くし、呼応して低ｋＶｐ積分２４２を短くすることができるが、この例では各時間の和は不変に留まる。従って、ステップ１１０において決定された実効高ｋＶｐ及び低ｋＶｐを変化させ、このようにしてこの例ではＳＮＲ_Ｌに関してＳＮＲ_Ｈに影響を与えることができる。

本発明の一実施形態によれば、図２の制御器２８のような制御器が、積分データを用いて画像を形成するように構成される。一実施形態では、制御器は、ガントリ回転の各部分にわたり取得される多数の定常状態時間からの積分データを用いて画像を形成するように構成され、各々の定常状態時間が、第一の時間にわたる第一のｋＶｐ及び第二の時間にわたる第二のｋＶｐの一方を含んでいる。もう一つの実施形態では、制御器は、ＳＮＲ_ＨをＳＮＲ_Ｌに関して算出して、ＣＴ取得が開始する前に全ての定常状態時間についての動作パラメータを調節するように構成される。もう一つの実施形態では、制御器は、前回の定常状態時間での積分データに部分的に基づいて多数の定常状態時間について動作パラメータを調節するように構成される。

図１０を参照すると、小荷物／手荷物検査システム５１０が、内部に開口５１４を有する回転式ガントリ５１２を含んでおり、この開口５１４を通して小荷物又は手荷物を通過させることができる。回転式ガントリ５１２は、高周波電磁エネルギ源５１６と、図４又は図５に示されるものと同様のシンチレータ・セルで構成されたシンチレータ・アレイを有する検出器アセンブリ５１８とを収容している。また、コンベヤ・システム５２０が設けられており、コンベヤ・システム５２０は、構造５２４によって支持されており走査のために小荷物又は手荷物５２６を自動的に且つ連続的に開口５１４に通すコンベヤ・ベルト５２２を含んでいる。物体５２６をコンベヤ・ベルト５２２によって開口５１４に送り込み、次いで撮像データを取得し、コンベヤ・ベルト５２２によって開口５１４から小荷物５２６を除去することを、制御された連続的な態様で行なう。結果として、郵便物検査官、手荷物積み降ろし員及び他の警備人員が、爆発物、刃物、銃及び密輸品等について小荷物５２６の内容を非侵襲的に検査することができる。

システム１０及び／又は５１０の具現化形態は一例では、１又は複数の電子的構成要素、ハードウェア構成要素、及び／又はコンピュータ・ソフトウェア構成要素のような複数の構成要素を含んでいる。多数のかかる構成要素がシステム１０及び／又は５１０の具現化形態において結合され又は分離され得る。システム１０及び／又は５１０の具現化形態の例示的な構成要素は、当業者には認められるように多数のプログラミング言語の任意のもので書かれ又は具現化された一組及び／又は一連のコンピュータ命令を用い及び／又は含んでいる。システム１０及び／又は５１０の具現化形態は一例では任意の（例えば水平、斜め又は垂直）配向を含んでおり、本書の記載及び図では説明の目的でシステム１０及び／又は５１０の具現化形態の例示的な配向を示す。

システム１０及び／又はシステム５１０の具現化形態は一例では１又は複数のコンピュータ可読の信号担持媒体を用いる。コンピュータ可読の信号担持媒体は一例では、１又は複数の具現化形態の１又は複数の部分を実行するソフトウェア、ファームウェア、及び／又はアセンブリ言語を記憶している。システム１０及び／又はシステム５１０の具現化形態のためのコンピュータ可読の信号担持媒体の一例は、画像再構成器３４の記録可能なデータ記憶媒体、及び／又はコンピュータ３６の大容量記憶装置３８を含んでいる。システム１０及び／又はシステム５１０の具現化形態のためのコンピュータ可読の信号担持媒体は一例では、磁気式、電気式、光学式、生物式、及び／又は原子式のデータ記憶媒体の１又は複数を含んでいる。例えば、コンピュータ可読の信号担持媒体の具現化形態は、フロッピィ・ディスク、磁気テープ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ハード・ディスク・ドライブ、及び／又は電子メモリを含んでいる。もう一つの例では、コンピュータ可読の信号担持媒体の具現化形態は、システム１０及び／若しくはシステム５１０の具現化形態を含む又は該システム１０及び／若しくはシステム５１０に結合されている網例えば電話網、構内網（「ＬＡＮ」）、広域網（「ＷＡＮ」）、インターネット、及び／又は無線網の１又は複数を介して伝送される変調搬送波信号を含んでいる。

本発明の一実施形態によれば、ＣＴシステムが、被撮像体を受け入れる開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されており開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、第一のｋＶｐ及び第一のｋＶｐよりも低い第二のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加するように構成されている発生器と、ガントリに取り付けられており開口を通過するＸ線源からのＸ線を受光するように配置されている検出器と、制御器とを備えており、制御器は、第一の時間にわたり第一のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加し、続いて第一の時間とは異なる第二の時間にわたり第二のｋＶｐまでＸ線源に電圧印加し、第一のｋＶｐにあるＸ線源の定常状態時間の部分を含む第一の積分時間にわたり検出器からのデータを積分し、第二のｋＶｐにあるＸ線源の定常状態時間の部分を含む第二の積分時間にわたり検出器からのデータを積分し、信号対雑音比（ＳＮＲ）を第一の積分時間（ＳＮＲ_Ｈ）及び第二の積分時間（ＳＮＲ_Ｌ）について比較し、ＳＮＲ_ＨをＳＮＲ_Ｌに関して最適化するようにＣＴシステムの動作パラメータを調節して、積分データを用いて画像を形成するように構成されている。

本発明のもう一つの実施形態によれば、ＣＴイメージング・システムを用いてエネルギ感知型ＣＴ撮像データを取得する方法が、第一の持続時間にわたりＸ線源に第一の電圧電位を印加するステップと、第一の持続時間よりも長い第二の持続時間にわたりＸ線源に第二の電圧電位を印加するステップと、Ｘ線源が第一の電位にある定常状態においてＸ線を放出するときを含む第一の積分時間にわたり撮像データを取得するステップと、Ｘ線源が第二の電位にある定常状態においてＸ線を放出するときを含む第二の積分時間にわたり撮像データを取得するステップと、ＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調節することにより第一の積分時間での第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を第二の積分時間での第二のＳＮＲに関して最適化するステップと、ＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調整した後に取得される撮像データを用いて二重エネルギＣＴ画像を形成するステップとを含んでいる。

本発明のさらにもう一つの実施形態によれば、コンピュータ可読の記憶媒体が、命令を含むコンピュータ・プログラムを記憶しており、命令はコンピュータによって実行されると、ＣＴイメージング・システムの第一のｋＶｐの定常状態動作を得るようにＸ線源に第一のｋＶｐ電位を印加し、ＣＴイメージング・システムの第二のｋＶｐの定常状態動作を得るようにＸ線源に第二のｋＶｐ電位を印加し、Ｘ線源が第一のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第一の撮像データ集合を積分し、Ｘ線源が第二のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第二の撮像データ集合を積分し、積分された第一の撮像データ集合の第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を積分された第二の撮像データ集合の第二のＳＮＲと比較して、比較に基づいてＣＴイメージング・システムの少なくとも一つの動作パラメータを調整することをコンピュータに行なわせる。

本発明のさらにもう一つの実施形態によれば、ＣＴシステムでの高速切換え二重エネルギＣＴデータの取得のための第一及び第二の積分時間を確定する方法が、第一の積分時間の第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を決定するステップと、第二の積分時間の第二のＳＮＲを決定するステップと、第一のＳＮＲを第二のＳＮＲと比較するステップと、比較された第一のＳＮＲ及び第二のＳＮＲに基づいてＣＴシステムの動作状態を調節するステップとを含んでいる。

開示された方法及び装置の技術的な寄与は、多重エネルギ撮像線源を用いて１よりも多いエネルギ範囲において撮像データを取得するコンピュータ実装型の装置及び方法を提供することである。

発明を限定された数の実施形態にのみ関連して詳細に記載したが、本発明はかかる開示された実施形態に限定されないことが容易に理解されよう。寧ろ、本発明は、本書では記載されていないが発明の要旨及び範囲に沿った任意の数の変形、変更、置換又は均等構成を組み入れるように改変することができる。さらに、単一エネルギ手法及び二重エネルギ手法について上で議論しているが、本発明は２よりも多いエネルギによるアプローチも包含している。加えて、発明の様々な実施形態について記載したが、発明の各観点は所載の実施形態の幾つかのみを含んでいてもよいことを理解されたい。従って、本発明は、以上の記載によって制限されるのではなく、特許請求の範囲によってのみ制限されるものとする。

１０計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム
１２ガントリ
１４Ｘ線源
１６Ｘ線ビーム
１７レール
１８検出器アセンブリ
１９コリメート用ブレード又はプレート
２０複数の検出器
２２患者
２４回転中心
２６制御機構
２８Ｘ線制御器
２９発生器
３０ガントリ・モータ制御器
３２データ取得システム（ＤＡＳ）
３４画像再構成器
３６コンピュータ
３８大容量記憶装置
４０コンソール
４２表示器
４４テーブル・モータ制御器
４６電動テーブル
４８ガントリ開口
５０ピクセル素子
５１パック
５２ピン
５３背面照射型ダイオード・アレイ
５４多層基材
５５スペーサ
５６軟質回路
５７ダイオードの面
５９複数のダイオード
１００高速ｋＶｐ切換えデータを得るために最適化されたＣＴシステム設定を得る工程
２００タイミング図
２０２所望又は目標の高ｋＶｐ
２０４所望又は目標の低ｋＶｐ
２０６時間軸
２０８高ｋＶｐショット
２１０低ｋＶｐショット
２１２立ち上がり時間
２１４立ち下がり時間
２１６定常状態低ｋＶｐ
２１８目標高ｋＶｐの適用
２２０定常状態高ｋＶｐ
２２２定常状態高ｋＶｐの開始
２２４目標低ｋＶｐの適用
２２６定常状態低ｋＶｐ
２２８定常状態低ｋＶｐの開始
２３０目標高ｋＶｐの適用
２３２高ｋＶｐ適用の持続時間
２３４低ｋＶｐ適用の持続時間
２３６高ｋＶｐ積分
２３８高ｋＶｐ積分の開始トリガ点
２４０高ｋＶｐ積分の終了／低ｋＶｐ積分の開始のトリガ点
２４２低ｋＶｐ積分
２４４低ｋＶｐ積分の終了
２４６平均又は実効高ｋＶｐ
２４８平均又は実効低ｋＶｐ
２５０実効エネルギ差
５１０小荷物／手荷物検査システム
５１２回転式ガントリ
５１４開口
５１６高周波電磁エネルギ源
５１８検出器アセンブリ
５２０コンベヤ・システム
５２２コンベヤ・ベルト
５２４構造
５２６小荷物又は手荷物

Claims

被撮像体（２２）を受け入れる開口（４８）を有する回転式ガントリ（１２）と、
該ガントリ（１２）に結合されており、前記開口（４８）を通してＸ線（１６）を投射するように構成されているＸ線源（１４）と、
第一のｋＶｐ（２０２）及び該第一のｋＶｐ（２０２）よりも低い第二のｋＶｐ（２０４）まで前記Ｘ線源（１４）に電圧印加するように構成されている発生器（２９）と、
前記ガントリ（１２）に取り付けられており、前記開口（４８）を通過する前記Ｘ線源（１４）からのＸ線（１６）を受光するように配置されている検出器（１８）と、
制御器（２８）と
を備えた計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０）であって、前記制御器（２８）は、
第一の時間（２３２）にわたり前記第一のｋＶｐ（２０２）まで前記Ｘ線源（１４）に電圧印加し、
続いて前記第一の時間（２３２）とは異なる第二の時間（２３４）にわたり前記第二のｋＶｐ（２０４）まで前記Ｘ線源（１４）に電圧印加し、
前記第一のｋＶｐ（２０２）にある前記Ｘ線源（１４）の定常状態時間（２２０）の部分を含む第一の積分時間（２３６）にわたり前記検出器（１８）からのデータを積分し、
前記第二のｋＶｐ（２０４）にある前記Ｘ線源（１４）の定常状態時間（２２６）の部分を含む第二の積分時間（２４２）にわたり前記検出器（１８）からのデータを積分し、
信号対雑音比（ＳＮＲ）を前記第一の積分時間及び前記第二の積分時間について比較し（１１２）、
前記第一の積分時間を前記第二の積分時間に関して最適化するように当該ＣＴシステム（１０）の動作パラメータを調節し（１１６）、
前記積分データを用いて画像を形成する
ように構成されている、ＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、前記ガントリ回転の各部分にわたり取得される多数の定常状態時間からの積分データを用いて前記画像を形成するように構成されており、各々の定常状態時間が、前記第一の時間（２３２）にわたる前記第一のｋＶｐ（２０２）及び前記第二の時間（２３４）にわたる前記第二のｋＶｐ（２０４）の一方を含んでいる、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記動作パラメータは、ガントリ速度、ｋＶｐビュー時間、ビュー積分時間、及び積分トリガ点の一つを含んでいる、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記第一の積分時間（２３６）の前記データ及び前記第二の積分時間（２４２）の前記データは、該時間同士の間に不感時間を有さずに積分される、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、一定のフィラメント電流設定を命令するように構成されている、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、前記第一の時間（２３２）及び前記第二の時間（２３４）にわたり一定のｍＡ設定を命令するように構成されている、請求項５に記載のＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、前記第一及び第二の積分時間（２３６、２４２）の一方の積分を、低ｋＶｐから高ｋＶｐへの立ち上がり時間（２１２）及び高ｋＶｐから低ｋＶｐへの立ち下がり時間（２１４）の一方にわたり開始させる又は終了させるように構成されている、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、前記第一の時間（２３２）まで前記Ｘ線源（１４）に電圧印加する前に、前記対象（２２）のスカウト走査を取得するように構成されている、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記第一の積分時間（２３６）及び前記第二の積分時間（２４２）の和が１ｍｓ未満である、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
前記制御器（２８）は、前記第一の積分時間が前記第二の積分時間に近似的に等しくなるように前記動作パラメータを調節するように構成されている、請求項１に記載のＣＴシステム（１０）。
第一の持続時間にわたりＸ線源（１４）に第一の電圧電位を印加することと、
前記第一の持続時間よりも長い第二の持続時間にわたり前記Ｘ線源（１４）に第二の電圧電位を印加することと、
前記Ｘ線源（１４）が前記第一の電位にある定常状態においてＸ線（１６）を放出するときを含む第一の積分時間にわたり撮像データを取得することと、
前記Ｘ線源（１４）が前記第二の電位にある定常状態においてＸ線（１６）を放出するときを含む第二の積分時間にわたり撮像データを取得することと、
ＣＴイメージング・システム（１０）の少なくとも一つの動作パラメータを調節することにより前記第一の積分時間での第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を前記第二の積分時間での第二のＳＮＲに関して最適化することと、
前記ＣＴイメージング・システム（１０）の前記少なくとも一つの動作パラメータを調整した後に取得される撮像データを用いて二重エネルギＣＴ画像を形成することを含んでいる、ＣＴイメージング・システム（１０）を用いてエネルギ感知型ＣＴ撮像データを取得する方法。
前記最適化するステップは、ガントリ速度、ｋＶｐビュー時間、ビュー積分時間、及び積分トリガ点の一つを調節することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
前記第二の積分時間にわたり撮像データを取得することは、前記第一の積分時間直後の前記第二の積分時間にわたり前記撮像データを取得し、該時間同士の間に不感時間を発生させないことを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
前記第一の電圧電位と前記第二の電圧電位の両方を印加しながら、フィラメントに一定のフィラメント電流を印加するよう命令することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
前記第一の電圧電位と前記第二の電圧電位の両方を印加しながら、カソードとアノードとの間に一定のｍＡを印加するよう命令することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
前記第一の電圧電位と前記第二の電圧電位を印加する前に、スカウト走査を取得することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
前記最適化するステップは、前記第一のＳＮＲが前記第二のＳＮＲに近似的に等しくなるように、前記少なくとも一つの動作パラメータを調節することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
命令を含むコンピュータ・プログラムを記憶している、一時的でないコンピュータ可読の記憶媒体であって、前記命令がコンピュータによって実行されると、
ＣＴイメージング・システム（１０）の第一のｋＶｐの定常状態動作を得るようにＸ線源（１４）に第一のｋＶｐ電位を印加し、
前記ＣＴイメージング・システム（１０）の第二のｋＶｐの定常状態動作を得るように前記Ｘ線源（１４）に第二のｋＶｐ電位を印加し、
前記Ｘ線源（１４）が前記第一のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第一の撮像データ集合を積分し、
前記Ｘ線源（１４）が前記第二のｋＶｐの定常状態動作にある時間にわたり発生されるＸ線から得られるデータを含む第二の撮像データ集合を積分し、
積分された前記第一の撮像データ集合の第一の信号対雑音比（ＳＮＲ）を積分された前記第二の撮像データ集合の第二のＳＮＲと比較して、
該比較に基づいて前記ＣＴイメージング・システム（１０）の少なくとも一つの動作パラメータを調整することを前記コンピュータに行わせる、コンピュータ可読の記憶媒体。
前記動作パラメータは、ガントリ速度、ｋＶｐビュー時間、ビュー積分時間、及び積分トリガ点の一つを含んでいる、請求項１８に記載のコンピュータ可読の記憶媒体。
前記第一及び第二のｋＶｐの一方から前記第一及び第二のｋＶｐの他方への立ち上がり時間にわたり、前記第一及び第二の撮像データ集合の少なくとも一つを積分することを前記コンピュータに行わせる、請求項１８に記載のコンピュータ可読の記憶媒体。
前記立ち上がり時間の間に開始する時間に積分することを前記コンピュータに行わせる、請求項２０に記載のコンピュータ可読の記憶媒体。
前記第一のｋＶｐ電位及び第二のｋＶｐ電位を印加する前に、スカウト走査を取得することを前記コンピュータに行わせる、請求項１８に記載のコンピュータ可読の記憶媒体。
前記第一のＳＮＲが前記第二のＳＮＲに近似的に等しくなるように、前記少なくとも一つの動作パラメータを調節することを前記コンピュータに行わせる、請求項１８に記載のコンピュータ可読の記憶媒体。