JP5681356B2

JP5681356B2 - 二重エネルギｃｔシステム

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Publication number: JP5681356B2
Application number: JP2009241945A
Authority: JP
Inventors: シャオイェ・ウー; デイヴィッド・ランガン; コリン・アール・ウィルソン; ユン・ゾウ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2008-10-24
Filing date: 2009-10-21
Publication date: 2015-03-04
Anticipated expiration: 2029-10-21
Also published as: DE102009044302A1; US20100104062A1; US7792241B2; CN101726502A; JP2010103111A; CN101726502B

Description

本発明は、一般的に云えば、診断用イメージングに関し、より具体的には、多重エネルギ・イメージング用線源を使用して２つ以上のエネルギ範囲でイメージング・データを取得する装置及び方法に関するものである。

典型的には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線源が扇形ビームを被検体又は物体、例えば、患者又は手荷物へ向けて放出する。以後、用語「被検体」又は「物体」は、イメージングすることのできる任意のものを含むものとする。ビームは、被検体によって減弱した後、放射線検出器アレイに入射する。減弱したビームの放射線強度は、典型的には、被検体によるＸ線ビームの減弱に依存する。検出器アレイの各検出器素子は、その素子が受け取った減弱したビームを表す別々の電気信号を生成する。これらの電気信号は分析のためにデータ処理システムへ伝送され、データ処理システムが最終的に画像を生成する。

一般に、Ｘ線源及び検出器アレイはイメージング平面内でガントリを中心にして被検体の周りを回転する。Ｘ線源は典型的にはＸ線管を含み、Ｘ線管は焦点でＸ線ビームを放出する。Ｘ線検出器は、典型的には、検出器で受け取るＸ線ビームをコリメートするためのコリメータと、コリメータに隣接してＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、隣接したシンチレータからの光エネルギを受け取って、そこから電気信号を生成するフォトダイオードとを含む。

典型的には、シンチレータ・アレイの各シンチレータはＸ線を光エネルギへ変換する。各シンチレータは、それに隣接したフォトダイオードへ光エネルギを放出する。各フォトダイオードは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が、画像再構成のためにデータ処理システムへ伝送される。

ＣＴイメージング・システムは、材料分解又は有効Ｚ推定のためのデータを取得するために、エネルギ検知（ＥＳ）、多重エネルギ（ＭＥ）及び／又は二重エネルギ（ＤＥ）ＣＴイメージング・システムを含むことができ、これらはＥＳＣＴ、ＭＥＣＴ及び／又はＤＥＣＴイメージング・システムと呼ぶことができる。このようなシステムは、シンチレータ、或いはシンチレータの代わりに直接変換検出器材料を使用することができる。ＥＳＣＴ、ＭＥＣＴ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。例えば、従来の第３世代のＣＴシステムはＸ線管の異なるピーク・キロボルト（ｋＶｐ）動作レベルで逐次的に投影を取得することができ、それらのレベルは、放出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。エネルギ検知検出器は、検出器に到達する各Ｘ線フォトンをそのフォトン・エネルギにより記録するように使用することができる。

エネルギ検知測定値を求めるための技術は、（１）２つの明確に区別できるエネルギ・スペクトルを用いて走査すること、及び（２）検出器におけるエネルギ蓄積に従ってフォトン・エネルギを検出することを有する。ＥＳＣＴ／ＭＥＣＴ／ＤＥＣＴはエネルギ弁別及び材料特徴付けを行える。例えば、物体散乱がない場合、システムは、スペクトルからの２つの相対的なフォトン・エネルギ領域、すなわち、入射Ｘ線スペクトルの低エネルギ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挙動を導き出す。医用ＣＴに関連した所与のエネルギ領域では、２つの物理的過程がＸ線減弱を支配する。すなわち、それは（１）コンプトン散乱と、（２）光電効果である。２つのエネルギ領域からの検出された信号が、イメージングしている材料のエネルギ依存性を解消するための充分な情報を供給する。更にまた、２つのエネルギ領域からの検出された信号は、２つの仮想の材料より成る物体の相対組成、又は走査された物体の実効原子数分布を決定するための充分な情報を提供する。

エネルギ検知走査の主な目的は、異なる色エネルギ状態で２つの走査を利用することによって画像内の情報（コントラスト分離、材料特異性など）を向上させた診断用ＣＴ画像を得ることである。エネルギ検知走査を達成するために提案された多数の技術は、（１）時間的に相次いで２つの走査を取得するか（この場合、ガントリを被検体の周りに２回転させることを必要とする）、又は（２）被検体の周りに１回転させることを必要とする回転角度の関数としてインターリーブされた２つの走査を取得することを含み、その際に、Ｘ線管は、例えば、８０ｋＶｐ及び１４０ｋＶｐの電圧で動作させる。高周波発生装置は、高周波電磁エネルギ投射源のｋＶｐ電圧を交互の撮影時にスイッチングできるようになっている。結果として、２つのエネルギ検知走査のデータは、以前のＣＴ技術で必要とされているように２つの別々の走査を数秒離して行うよりはむしろ時間的にインターリーブした態様で得ることができる。

しかしながら、別々の走査を互いから数秒離して得ると、その結果として患者の動き（外部からの患者の動き及び内部器官の動きの両方）及び異なる円錐角によってデータセット間に不整合が惹起される虞がある。そして、一般的に云えば、動いている身体機能部について細部まで解像する必要がある場合、従来の２パス二重ｋＶｐ技術は信頼性よく適用することができない。

材料分解のために投影データを取得する別の技術は、電子的にピクセル化される構造又は陽極が取り付けられているＣＺＴ又は他の直接変換材料のようなエネルギ検知検出器を用いることを含む。しかしながら、この技術では、典型的には、低飽和フラックス・レートが不充分なことがあり、また現在の技術によって達成される最大フォトン計数速度が、汎用医学的ＣＴ用途で必要であるものよりも２桁以上小さいことがある。

米国特許第３９４６２６１号米国特許第４１０９１５１号米国特許第４５４１１０６号米国特許第４７９９２４８号米国特許出願公開第２００７００４１４９０号国際特許出願番号２００７０１７７７３

従って、エネルギ・レベル間を高速でスイッチングし且つ２つ以上のエネルギ範囲でイメージング・データを取得する装置及び方法を設計することは望ましいと考えられる。

本発明の実施形態は、上記の欠点を克服した、２つ以上のエネルギ範囲でイメージング・データを取得する方法及び装置を対象とする。

二重エネルギＣＴシステム及び方法を開示する。本発明の実施形態は、医用ＣＴでの解剖学的詳細及び組織特徴付け情報の両方の取得、並びに手荷物内の物品についての同様な取得に役立つ。エネルギ弁別情報又はデータは、ビーム硬化及び同様なものの影響を低減するために用いることができる。システムは組織弁別データの取得に役立ち、従って疾患又は他の病状を表す診断用情報を供給する。この検出器はまた、ヨウ素及びカルシウム（及び他の高原子番号の材料）のコントラストを増強するために最適なエネルギ重み付けを使用することによって、被検体に注入することのできる造影剤及び他の特殊材料のような材料を検出し、測定し、特徴付けするように使用することもできる。造影剤としては、例えば、より良く視覚化するために血流に注入されるヨウ素が挙げられる。手荷物走査の場合、エネルギ検知ＣＴ原理から得られる実効原子番号は、ビーム硬化のような画像アーティファクトの低減を可能にすると共に、誤警報の低減のために追加の弁別情報を提供する。

本発明の一面によれば、ＣＴシステムは、走査すべき物体を受け入れる開口部を持つ回転可能なガントリと、前記ガントリに結合されていて、前記開口部を通るＸ線を投射するように構成されているＸ線源を含む。Ｘ線源は、ターゲットと、前記ターゲットへ向けて第１の電子ビームを放出するように構成されている第１の陰極と、前記第１の陰極に結合された第１のグリッディング(gridding)電極と、前記ターゲットへ向けて第２の電子ビームを放出するように構成されている第２の陰極と、前記第２の陰極に結合された第２のグリッディング電極とを含む。本システムはまた、前記第１の陰極を第１のｋＶｐまで付勢し且つ前記第２の陰極を第２のｋＶｐまで付勢するように構成されている発生装置と、前記ガントリに取り付けられていて、前記開口部を通過したＸ線を受け取るように位置決めされている検出器とを含む。本システムはまた、前記ターゲットへ向けての前記第１の電子ビームの放出を阻止するために前記第１のグリッディング電極にグリッディング電圧を印加し、前記ターゲットへ向けての前記第２の電子ビームの放出を阻止するために前記第２のグリッディング電極にグリッディング電圧を印加し、また前記検出器から二重エネルギ・イメージング・データを取得するように構成されている制御装置を含む。

本発明の別の面によれば、エネルギ検知ＣＴイメージング・データを取得する方法が提供され、本方法は、第１の陰極とＸ線ターゲットとの間に第１の電圧を印加する段階と、前記第１の陰極と前記Ｘ線ターゲットとの間に前記第１の電圧が印加されている間に、前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を第２の陰極と前記Ｘ線ターゲットとの間に印加する段階とを含む。本方法は更に、前記第１の陰極から前記Ｘ線ターゲットへの電子の放出を遮断する段階と、前記第２の電圧により発生されたＸ線から第１組のイメージング・データを求める段階と、取得されたイメージング・データから画像を再構成する段階とを含み、前記取得されたイメージング・データは前記第１組のイメージング・データを有する。

本発明の更に別の面によれば、コンピュータ・プログラムを記憶したコンピュータ読取り可能な記憶媒体が提供され、前記コンピュータ・プログラムは、コンピュータによって実行されたとき、第１の陰極とターゲットとの間に第１のｋＶｐ電圧を印加し且つ第２の陰極とターゲットとの間に第２のｋＶｐ電圧を印加するようにコンピュータを動作させる命令を有する。更にコンピュータは、第１の陰極及び第２の陰極に交互にグリッディング電圧を印加して、電子が第１及び第２のｋＶｐ電圧のそれぞれにより進行するのを交互に防止し、且つ第１及び第２のｋＶｐ電圧で発生されたＸ線から画像を再構成するように動作させられる。

これらの及び他の利点及び特徴は、添付の図面に関連して提供される下記の本発明の好ましい実施形態についての詳しい説明から容易に理解されよう。

図１は、ＣＴイメージング・システムの絵画的斜視図である。図２は、図１に示されたシステムの概略ブロック図である。図３は、ＣＴシステム検出器アレイの一実施形態の斜視図である。図４は、検出器の一実施形態の斜視図である。図５は、本発明の一実施形態に従った双陰極Ｘ線管を例示する略図である。図６は、本発明の一実施形態に従ったＸ線管ターゲットの平面図である。図７は、本発明の一実施形態に従ったＸ線管ターゲットの平面図である。図８は、図５に示した実施形態の動作を例示する略図である。図９は、図５に示した実施形態の動作を例示する略図である。図１０は、本発明の一実施形態に従った非侵襲性荷物検査システムに使用するためのＣＴシステムの絵画的斜視図である。

診断用装置には、Ｘ線システム、磁気共鳴（ＭＲ）システム、超音波システム、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、ポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）システム、超音波、核医学、及びその他の種類のイメージング・システムが含まれる。Ｘ線源の用途には、イメージング、医学、安全防護及び工業検査用途が挙げられる。しかしながら、当業者に理解されるように、単一スライス又は他のマルチスライス構成と共に使用するための実装(implementation)が適用可能である。その上、Ｘ線の検出及び変換のための実装が採用可能である。しかしながら、当業者には、他の高周波電磁エネルギの検出及び変換のための実装が採用可能であることが理解されよう。「第３世代」のＣＴスキャナ及び／又は他のＣＴシステムを備えた実装が採用可能である。

本発明の動作環境を、６４スライスのコンピュータ断層撮影（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構成に使用するために等しく適用可能であることが理解されよう。その上、本発明をＸ線の検出及び変換に関して説明する。しかしながら、当業者には、本発明が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換のために等しく適用可能であることが理解されよう。また、本発明を「第３世代」のＣＴスキャナに関して説明するが、本発明は他のＣＴシステムに等しく適用可能である。

図１をについて説明すると、「第３世代」のＣＴスキャナを表すガントリ１２を含むものとしてコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０が示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を備えており、Ｘ線源１４はガントリ１２の反対側にある検出器組立体又はコリメータ１８へ向かってＸ線ビーム１６を投射する。本発明の実施形態では、Ｘ線源１４は静止ターゲット又は回転ターゲットのいずれかを含む。ここで、図２について説明すると、検出器組立体１８は、複数の検出器２０及びデータ取得システム（ＤＡＳ）３２によって形成される。複数の検出器２０は患者２２を通過した投射Ｘ線を検知し、ＤＡＳ３２はデータをその後の処理のためにディジタル信号へ変換する。各々の検出器２０は、入射するＸ線ビームの強度、従って患者２２を通過した減弱したビームの強度を表すアナログ電気信号を生成する。Ｘ線投影データを取得するための走査中、ガントリ１２及びそれに装着された部品は回転中心の周りを回転する。

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によって統制される。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線制御装置２８及び発生装置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・モータ制御装置３０とを含んでいる。画像再構成装置３４がＤＡＳ３２からサンプリングされディジタル化されたＸ線データを受け取って、高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６に入力として印加され、コンピュータは該画像を大容量記憶装置３８に記憶する。

コンピュータ３６はまた、キーボ−ド、マウス、音声作動制御器、又は任意の他の入力装置のような或る形態のオペレータ・インターフェースを備えたコンソール４０を介して、オペレータから指令及び走査パラメータも受け取る。関連した表示装置４２により、オペレータはコンピュータ３６から再構成された画像やその他のデータを観察することが可能になる。コンピュータ３６はオペレータから供給された指令及びパラメータを使用して、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０へ制御信号及び情報を供給する。更に、コンピュータ３６は、ガントリ１２内に患者２２を位置決めするために電動テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御装置４４を動作させる。具体的に述べると、テーブル４６は患者２２の全体又は一部を図１のガントリ開口部４８内へ通すように移動する。

システム１０はモノポーラ又はバイポーラ・モードのいずれかで動作させることができる。モノポーラ動作では、陽極を接地して、陰極に負電位を印加するか、或いは、陰極を接地して、陽極に正電位を印加する。逆に、バイポーラ動作では、印加される電圧を陽極と陰極との間で分割する。モノポーラ又はバイポーラのいずれの場合でも、陽極と陰極との間には電圧が印加されて、陰極から放出する電子を、該電圧により、陽極へ向けて加速させる。例えば、−１４０ｋＶの電位差が陰極と陽極との間に維持され、且つＸ線管がバイポーラ設計であるとき、例えば、陰極は−７０ｋＶに維持することができ、また陽極は＋７０ｋＶに維持することができる。対照的に、陰極と陽極との間を同様に−１４０ｋＶの電位差にしたモノポーラの場合、陰極が対応的に−１４０ｋＶのより高い電位に維持される一方、陽極が接地、従ってほぼ０ｋＶに維持される。これにより、陽極は管内で陰極に対して正味１４０ｋＶの差を持つように作動される。

図３に示されているように、検出器組立体１８はレール１７を含み、レール１７の間にはコリメート用ブレード又は板１９が配置されている。板１９は、例えば、検出器組立体１８上に位置決めされた図４の検出器２０にＸ線ビームが衝突する前にＸ線１６をコリメートするように位置決めされる。一実施形態では、検出器組立体１８は５７個の検出器２０を含み、各検出器２０は６４×１６のピクセル素子５０より成るアレイ寸法を持つ。結果として、検出器組立体１８は６４行及び９１２列（１６×５７の検出器）を持ち、これによりガントリ１２の１回転毎に６４スライスのデータを同時に収集することが可能になる。

図４について説明すると、検出器２０はＤＡＳ３２を含んでおり、各検出器２０はパック５１内に配列された多数の検出器素子５０を含む。検出器２０は、検出器素子５０に対してパック５１内に位置決めされたピン５２を含む。パック５１は、複数のダイオード５９を持つ背面照明ダイオード・アレイ５３上に位置決めされる。背面照明ダイオード・アレイ５３は次いで、多層基板５４上に位置決めされる。スペーサ５５が多層基板５４上に位置決めされる。検出器素子５０は背面照明ダイオード・アレイ５３に光学的に結合され、次いで背面照明ダイオード・アレイ５３は多層基板５４に電気的に結合される。多層基板５４の面５７とＤＡＳ３２とに可撓性回路５６が取り付けられる。検出器２０は、ピン５２を使用することによって検出器組立体１８内に位置決めされる。

一実施形態の動作では、検出器素子５０に入射するＸ線がフォトンを生成し、これらのフォトンはパック５１を横切って、アナログ信号を生成させ、アナログ信号は背面照明ダイオード・アレイ５３内のダイオードで検出される。生成されたアナログ信号は、多層基板５４及び可撓性回路５６を介してＤＡＳ３２へ運ばれ、ＤＡＳ３２でアナログ信号はディジタル信号へ変換される。

図５は、図１及び図２に示されたシステム１０の一実施形態を例示する。システム１０は、前に述べたように、Ｘ線源１４、Ｘ線制御装置２８、発生装置２９、及びコンピュータ３６を含む。Ｘ線源１４は、ターゲット１００（ターゲットの縁の視点から示されている）と、第１及び第２の陰極１０２，１０４とを含む。第１の陰極１０２は、第１のフィラメント１０６と、一対のｍＡグリッディング電極１０８とを含む。第２の陰極１０４は、同様に、第２のフィラメント１１０と、一対のｍＡグリッディング電極１１２とを含む。陰極１０２は、第１のフィラメント１０６から焦点１１８へ向かって第１の電子ビーム１１４を放出するように位置決めされ、また陰極１０４は、この実施形態では、焦点１１９へ向かって第２の電子ビーム１１６を放出するように位置決めされる。図示の実施形態では、焦点１１８及び焦点１１９は一致していて、ターゲット１００の回転軸（図示せず）に対して実質的に同じ位置でターゲットに衝突する。第１及び第２のフィラメント１０６，１１０は、同じ又は異なる大きさの焦点を生成するように同じ大きさにするか又は異なる大きさにすることができる。各々の陰極１０２，１０４は、それにグリッディング電圧が印加されるように構成される。第１の陰極１０２のｍＡグリッディング電極１０８が線１２０を介してＸ線制御装置２８に結合され、また第２の陰極１０４のｍＡグリッディング電極１１２が線１２２を介してＸ線制御装置２８に結合される。ｍＡグリッディング電極１０８，１１２に印加されるグリッディング電圧は、数百ボルトから数千ボルトまでの範囲にすることができる。

図６及び図７は、本発明の実施形態に従ったターゲット１００と第１及び第２のフィラメント１０６，１１０との平面図を図式的に例示する。図６は、それぞれの第１及び第２の電子ビーム１１４，１１６が図５に示されているような一致する地点１１８，１１９でターゲット１００に衝突するように、図５の陰極１０２，１０４のような陰極（図示せず）内に位置決めされた第１及び第２のフィラメント１０６，１１０を例示する。図７は別の実施形態を例示しており、この場合、陰極（図示せず）並びにそれぞれの第１及び第２のフィラメント１０６，１１０は、焦点１１８，１１９がターゲット１００の回転軸（図示せず）に対して実質的に同じ位置でターゲットに衝突せずに、Ｘ方向に距離１０７だけずれるように、離隔されている。更に、図７はまた、そこから放出するＸ線が第２のフィラメント１１０に対してＺ方向にずれるようにした随意選択による焦点位置１１１も例示している。仮想線で示されているように、Ｘ方向にのみずらすだけでなく、第１のフィラメント１０６はまた位置１０９へずらして、位置１０９に位置決めしたときの第１のフィラメント１０６から放出される電子ビーム１１３が焦点１１１に衝突するようにすることもできる。図６及び図７に示された実施形態によれば、本発明の実施形態には、図６に示されているように同じ焦点位置からＸ線を放出するか、又は図７に示されているようにＸ方向及び／又はＺ方向にずれた相異なる位置からＸ線を放出することが含まれる。

図８及び図９は、グリッディング電極１０８とグリッディング電極１１２とに交互にグリッディング電圧を印加することを図式的に示している。図８に示されているように、Ｘ線制御装置２８は、発生装置２９により第１の電圧を第１の陰極１０２とターゲット１００との間に印加させる。Ｘ線制御装置２８は同時に、発生装置２９により第２の電圧を第２の陰極１０４とターゲット１００との間に印加させる。一実施形態では、第１の電圧は８０ｋＶｐであり、また第２の電圧は１４０ｋＶｐである。Ｘ線制御装置２８はグリッディング電圧をグリッディング電極１０８に印加する。第１のフィラメント１０６はグリッディング電極１０８へのグリッディング電圧の印加中に電子１１７を放出するが、グリッディング電圧は第１のフィラメント１０６から放出する電子１１７を陰極１０２へ逆戻りするように方向変更する。このように、グリッディング電圧はターゲット１００への電子１１７の放出を阻止又は妨げる。第２の陰極１０４のグリッディング電極１１２には何らグリッディング電圧が印加されていないので、電子１１６が第２のフィラメント１１０から放出させられて、第２の電圧によりターゲット１００へ向かって、より詳しく述べると、焦点１１８へ向かって加速される。この場合、焦点１１８から第２のエネルギを持つＸ線１６が発生される。

図９に例示されるような次の動作段階では、Ｘ線制御装置２８は、グリッディング電圧を第２の陰極１０４のグリッディング電極１１２に印加させる一方、第１の陰極１０２のグリッディング電極１０８へのグリッディング電圧の印加を除去する。このようなとき、グリッディング電圧が印加されているグリッディング電極１１２は、第２のフィラメント１１０から放出された電子１１９を陰極１０４へ向けて逆戻りさせて、ターゲット１００への電子１１９の放出を阻止又は妨げる。第１の陰極１０２のグリッディング電極１０８には何らグリッディング電圧が印加されていないので、第１のフィラメント１０６から電子１１４が放出させられて、第１の電圧によりターゲット１００へ向けて、より詳しく述べると、焦点１１９へ向けて加速される。この場合、焦点１１９から第１のエネルギを持つＸ線１６が発生される。

Ｘ線制御装置２８は、図８及び図９に例示したように線１２０及び１２２を介してグリッディング電極１０８及び１１２にそれぞれグリッディング電圧を高速に且つ交互に印加する一方、第１及び第２のエネルギで発生されたＸ線１６からのイメージング・データを検出器１２３で高速に且つ交互に取得させる。各陰極１０２，１０４とターゲット１００との間には第１及び第２の電圧がそれぞれ絶えず印加されているので、グリッディング電極１０８，１２２に印加されるグリッディング電圧の高速な交互切換えは、電子１１４，１１６を同様に高速な交互切換えの態様でそれぞれ放出させ、これにより第１の電圧で、次いで第２の電圧で発生されるＸ線１６を焦点１１９，１１８から放出させる。このように、Ｘ線源１４は２つの電圧レベルでＸ線を発生させることができ、これによりシステム１０は高及び低ｋＶｐの間を高速に交互切換えされるＸ線から二重エネルギ・イメージング・データを取得することが可能になる。このような場合、図２の画像再構成装置３４はイメージング・データを投影データとして取得して、高及び低ｋＶｐで取得された二重エネルギ・データを使用して画像を再構成することができる。

Ｘ線制御装置２８は、動作中、グリッディング電極１０８及び１１２の両方からグリッディング電圧の印加を同時に除去することができる。従って、何らグリッディング電圧が印加されていないとき、電子ビーム１１４及び１１６はそれぞれの第１及び第２のフィラメント１０６，１１０から同時に放出させることができ、その結果、焦点１１８，１１９で発生されるＸ線１６は、両方の第１及び第２のエネルギで同時に発生されるＸ線スペクトルを持つ。

当業者には、グリッディング電圧を、例えば、図１及び図２のガントリ１２の回転と同期して、或いは（ゲート式取得におけるように）患者の心拍動と同期して、それぞれの陰極１０２，１０４に印加することができることが認められよう。例示したように、焦点１１８，１１９はそれぞれ、ターゲット１００の回転軸線に対してターゲット１００上の同じ地点に、Ｘ方向にずらした位置に、またＸ及びＺ方向の両方にずらした位置に配置することができる。従って、異なるエネルギを持つＸ線１６を高速に発生させることができる。ビーム１１４及び１１６は互いから独立に制御されるので、各々は同時に又は異なる時点にターン・オン及びオフすることができる。更に、各陰極１０２，１０４がそれぞれのグリッディング電極１０８，１１２及びフィラメント加熱回路を含んでいるので、第１及び第２のフィラメント１０６，１１０から放出される電流（すなわち、ｍＡ）は同様に独立に制御することができる。その上、図示していないが、グリッディング電極１０８，１１２に加えて集束電極を各陰極１０２，１０４に設けることができ、その結果、ビーム１１４，１１６がターゲット１００へ向かって放出するときにそれらのグリッディング及び集束を同時に行うことができる。このような用途では、焦点１１８，１１９は静的に位置決めすることができ、或いは揺動用途におけるように動的に位置決めすることができる。

次に図１０について説明すると、荷物／手荷物検査システム５１０は、荷物又は手荷物を通すことのできる開口部５１４を持つ回転可能なガントリ５１２を含む。回転可能なガントリ５１２は、高周波電磁エネルギ源５１６を収容すると共に、図４又は図５に示されているものと同様なシンチレータ素子で構成されたシンチレータ・アレイを持つ検出器組立体５１８を収容している。またコンベヤー・システム５２０が設けられていて、コンベヤー・システム５２０は、走査すべき荷物又は手荷物５２６を開口部５１４に自動的に且つ連続的に通すために、構体５２４によって支持されたコンベヤー・ベルト５２２を含む。対象物５２６はコンベヤー・ベルト５２２によって開口部５１４に通され、そこでイメージング・データが取得され、次いでコンベヤー・ベルト５２２は制御された連続的な態様で荷物５２６を開口部５１４の外へ移動させる。結果として、郵便検査員、手荷物取扱者及びその他の警備担当者が、爆発物、刃物、銃、密輸品などについて荷物５２６の中味を非侵襲的に検査することができる。

一例におけるシステム１０及び／又は５１０の実装は、複数の構成部品、例えば、１つ以上の電子部品、ハードウエア部品及び／又はコンピュータ・ソフトウエア部品を有する。多数のこのような構成部品は、システム１０及び／又は５１０の実装内で組み合わせ又は分割することができる。システム１０及び／又は５１０の実装の模範的な構成部品は、当業者に理解されるように、多数のプログラミング言語で書かれた又は具現化された一組の及び／又は一連のコンピュータ命令を用い及び／又は有する。一例におけるシステム１０及び／又は５１０の実装は、任意の（例えば、水平な、斜めの又は垂直な）は配向を有し、本書における記載及び図は、説明の目的で、システム１０及び／又は５１０の実装の模範的な配向を例示している。

一例におけるシステム１０及び／又は５１０の実装は、１種類以上のコンピュータ読取り可能な信号支持媒体を用いる。一例におけるコンピュータ読取り可能な信号支持媒体は、１つ以上の実装の１つ以上の部分を遂行するためのソフトウエア、ファームウエア及び／又はアセンブリ言語を記憶する。システム１０及び／又はシステム５１０の実装のためのコンピュータ読取り可能な信号支持媒体の一例は、画像再構成装置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を有する。一例におけるシステム１０及び／又はシステム５１０の実装のためのコンピュータ読取り可能な信号支持媒体は、磁気、電気的、光学的、生物学的及び／又は原子的データ記憶媒体の１種類以上を有する。例えば、コンピュータ読取り可能な信号支持媒体の実装は、フレキシブル・ディスク、磁気テープ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ハードディスク駆動装置及び／又は電子メモリを有する。別の例では、コンピュータ読取り可能な信号支持媒体の実装は、システム１０及び／又はシステム５１０の実装、例えば、電話網、ローカル・エリア・ネットワーク（ＬＡＮ）、ワイド・エリア・ネットワーク（ＷＡＮ）、インターネット及び／又は無線ネットワークの１種類以上を有しているか又はそれらに結合されたネットワークを介して伝送される被変調搬送波を有する。

本発明の一実施形態によれば、ＣＴシステムは、走査すべき物体を受け入れる開口部を持つ回転可能なガントリと、前記ガントリに結合されていて、前記開口部を通るＸ線を投射するように構成されているＸ線源を含む。Ｘ線源は、ターゲットと、前記ターゲットへ向けて第１の電子ビームを放出するように構成されている第１の陰極と、前記第１の陰極に結合された第１のグリッディング電極と、前記ターゲットへ向けて第２の電子ビームを放出するように構成されている第２の陰極と、前記第２の陰極に結合された第２のグリッディング電極とを含む。本システムはまた、前記第１の陰極を第１のｋＶｐまで付勢し且つ前記第２の陰極を第２のｋＶｐまで付勢するように構成されている発生装置と、前記ガントリに取り付けられていて、前記開口部を通過したＸ線を受け取るように位置決めされている検出器とを含む。本システムはまた、前記ターゲットへ向けての前記第１の電子ビームの放出を阻止するために前記第１のグリッディング電極にグリッディング電圧を印加し、前記ターゲットへ向けての前記第２の電子ビームの放出を阻止するために前記第２のグリッディング電極にグリッディング電圧を印加し、また前記検出器から二重エネルギ・イメージング・データを取得するように構成されている制御装置を含む。

本発明の別の実施形態によれば、エネルギ検知ＣＴイメージング・データを取得する方法が提供され、本方法は、第１の陰極とＸ線ターゲットとの間に第１の電圧を印加する段階と、前記第１の陰極と前記Ｘ線ターゲットとの間に前記第１の電圧が印加されている間に、前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を第２の陰極と前記Ｘ線ターゲットとの間に印加する段階とを含む。本方法は更に、前記第１の陰極から前記Ｘ線ターゲットへの電子の放出を遮断する段階と、前記第２の電圧により発生されたＸ線から第１組のイメージング・データを求める段階と、取得されたイメージング・データから画像を再構成する段階とを含み、前記取得されたイメージング・データは前記第１組のイメージング・データを有する。

本発明の更に別の実施形態によれば、コンピュータ・プログラムを記憶したコンピュータ読取り可能な記憶媒体が提供され、前記コンピュータ・プログラムは、コンピュータによって実行されたとき、第１の陰極とターゲットとの間に第１のｋＶｐ電圧を印加し且つ第２の陰極とターゲットとの間に第２のｋＶｐ電圧を印加するようにコンピュータを動作させる命令を有する。更にコンピュータは、第１の陰極及び第２の陰極に交互にグリッディング電圧を印加して、電子が第１及び第２のｋＶｐ電圧のそれぞれにより進行するのを交互に防止し、且つ第１及び第２のｋＶｐ電圧で発生されたＸ線から画像を再構成するように動作させられる。

開示した方法及び装置の技術的な貢献は、多重エネルギ・イメージング用線源を使用して２つ以上のエネルギ範囲でイメージング・データを取得するコンピュータ実施型装置及び方法を提供することである。

本発明を限られた数の実施形態のみに関して詳しく説明したが、本発明がこのような開示した実施形態に制限されないことが直ぐに理解されるはずである。むしろ、本発明は、これまで述べていないが、本発明の精神及び範囲に相応する任意の数の変形、変更、置換又は等価構成を取り入れるように修正することができる。更にまた、これまで単一エネルギ及び二重エネルギ技術につい説明したが、本発明は３つ以上のエネルギを用いる方式も包含する。更に、本発明の様々な実施形態を説明したが、本発明の様々な面が記載した実施形態の幾つかのみを含むことがある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ものと見なすべきではなく、特許請求の範囲によって制限される。

１０コンピュータ断層撮影（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検出器組立体又はコリメータ
１９コリメート用ブレード又は板
２０検出器
２２患者
２４回転中心
２６制御機構
３２データ取得システム（ＤＡＳ）
４２関連表示装置
４８ガントリ開口部
５０ピクセル素子
５１パック
５２ピン
５３背面照明ダイオード・アレイ
５４多層基板
５５スペーサ
５６可撓性回路
５９ダイオード
１００ターゲット
１０２第１の陰極
１０４第２の陰極
１０６第１のフィラメント
１０７距離
１０８一対のｍＡグリッディング電極
１０９位置
１１０第２のフィラメント
１１１焦点位置
１１２一対のｍＡグリッディング電極
１１３電子ビーム
１１４第１の電子ビーム
１１６第２の電子ビーム
１１７電子
１１８焦点
１１９焦点
１２０線
１２２線
５１０荷物／手荷物検査システム
５１２回転可能なガントリ
５１４開口部
５１６高周波電磁エネルギ源
５１８検出器組立体
５２０コンベヤー・システム
５２２コンベヤー・ベルト
５２４構体
５２６荷物又は手荷物

Claims

走査すべき物体（２２）を受け入れる開口部（４８）を持つ回転可能なガントリ（１２）と、
前記ガントリ（１２）に結合されていて、前記開口部（４８）を通るＸ線（１６）を投射するように構成されているＸ線源（１４）であって、
イ）ターゲット（１００）、
ロ）前記ターゲット（１００）へ向けて第１の電子ビーム（１１４）を放出するように構成されている第１の陰極（１０２）、
ハ）前記第１の陰極（１０２）に結合された第１のグリッディング電極（１０８）、
ニ）前記ターゲット（１００）へ向けて第２の電子ビーム（１１６）を放出するように構成されている第２の陰極（１０４）、並びに
ホ）前記第２の陰極（１０４）に結合された第２のグリッディング電極（１１２）を含んでいる当該Ｘ線源（１４）と、
前記第１の陰極（１０２）を第１のｋＶｐまで付勢し且つ前記第２の陰極（１０４）を第２のｋＶｐまで付勢するように構成されている発生装置（２９）と、
前記ガントリ（１２）に取り付けられていて、前記開口部（４８）を通過したＸ線（１６）を受け取るように位置決めされている検出器（１２３）と、
前記ターゲット（１００）へ向けての前記第１の電子ビーム（１１４）の放出を阻止するために前記第１のグリッディング電極（１０８）にグリッディング電圧を印加し、また前記ターゲット（１００）へ向けての前記第２の電子ビームの放出を阻止するために前記第２のグリッディング電極（１１２）にグリッディング電圧を印加し、また前記検出器（１２３）から二重エネルギ・イメージング・データを取得するように構成されている制御装置（２８）と、
を有し、
前記制御装置（２８）は、前記第１及び第２のグリッディング電極（１０８、１１２）に交互にグリッディング電圧を印加し、
前記発生装置（２９）は、前記第１及び第２のグリッディング電極（１０８、１１２）に交互にグリッディング電圧が印加される間に前記第１及び第２の陰極（１０２、１０４）に第１の電圧と第２の電圧を絶えず印加する、
ＣＴシステム（１０）。
前記制御装置（２８）は、前記第１のグリッディング電極（１０８）へのグリッディング電圧の印加中は前記第２のグリッディング電極（１１２）へのグリッディング電圧の印加を抑えるように構成されており、また前記制御装置（２８）は、前記第２の電子ビーム（１１６）により発生されたＸ線（１６）から二重エネルギ・イメージング・データを取得するように構成されている、請求項１記載のＣＴシステム（１０）。
前記発生装置（２８）は更に、前記第１及び第２の陰極（１０２，１０４）をそれぞれ前記第１のｋＶｐ及び前記第２のｋＶｐまで同時に付勢するように構成されている、請求項１記載のＣＴシステム（１０）。
印加される前記グリッディング電圧は前記回転可能なガントリ（１２）の回転と同期させる、請求項１乃至３のいずれかに記載のＣＴシステム（１０）。
前記ターゲット（１００）は回転型及び静止型ターゲット（１００）の一方である、請求項１乃至４のいずれかに記載のＣＴシステム（１０）。
前記第１の電子ビーム（１１４）は前記ターゲット（１００）上の第１の点（１１９）、また前記第２の電子ビーム（１１６）は第１の点（１１９）とは異なる前記ターゲット（１００）上の第２の点（１１８）へ差し向けられる、請求項１乃至５のいずれかに記載のＣＴシステム（１０）。
前記第１の電子ビーム（１１４）及び前記第２の電子ビーム（１１６）はそれぞれ前記ターゲット（１００）上の同じ点（１１８，１１９）へ差し向けられる、請求項１乃至５のいずれかに記載のＣＴシステム（１０）。