JP7091262B2 - コンピュータ断層撮影における空間分解能を向上させるためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

本明細書に開示する主題は、二重エネルギーＸ線撮像に関する。

非侵襲的撮像技術は、患者に侵襲的処置を施すことなく患者の内部構造または特徴の画像を得ることを可能にする。特に、そのような非侵襲的撮像技術は、データを取得し、画像を構築し、あるいは観察された患者の内部機構を表すために、ターゲット体積を通るＸ線の差動透過または音波の反射などの様々な物理的原理に依存している。

例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）および他のＸ線に基づく撮像技術では、Ｘ線放射が人間の患者などの対象とする被検体に及び、放射の一部が検出器に衝突して、そこで強度データが収集される。シンチレータベースの検出器システムでは、シンチレータ材料は、Ｘ線に曝されると光学的または他の低エネルギー光子を生成し、次に光検出器が検出器のその部分で観測される放射線の量または強度を表す信号を生成する。その後に、信号を処理して、検討のために表示することができる画像を生成することができる。ＣＴシステムでは、このＸ線透過情報は、ガントリが患者の周りを回転するときに様々な角度位置で収集されて、体積測定の再構成を生成することを可能にする。

臨床では、このようなＸ線透過データを２つ以上のＸ線エネルギーまたはスペクトルで取得することが望ましい場合があるが、それは、異なるエネルギーでのＸ線透過率の差を利用して、異なる組織タイプに対応する画像を生成したり、撮像領域内の空間的材料組成に関する情報を伝達したりすることができるからである。そのような手法は、コンピュータ断層撮影の場面では、スペクトルＣＴ、二重エネルギーＣＴまたは多重エネルギーＣＴとして特徴付けることができる。

米国特許出願公開第２０１７／００６５２４０（Ａ１）号明細書

本明細書で説明するように、スペクトルは、Ｘ線を生成するために使用されるＸ線管の最大動作電圧（ｋＶｐ）によって特徴付けることができ、それはＸ線管の動作電圧レベルとしても示される。そのようなＸ線放射は、特定のエネルギーレベル（例えば、７０ｋＶｐ、１５０ｋＶｐなどの動作電圧を有する管内の電子ビームエネルギーレベルを指す）にあるものとして本明細書で一般的に記載または説明することができるが、それぞれのＸ線放射は、実際には、エネルギーの連続体またはスペクトルを含み、したがって、ターゲットエネルギーを中心とするか、ターゲットエネルギーで終端するか、またはターゲットエネルギーでピーク強度を有する多色放射を構成する。

そのような多重エネルギー撮像手法は、異なるエネルギースペクトルまたは単一スペクトルの異なる領域に起因する信号を分離できること、すなわち良好なエネルギー分離を必要とする。エネルギー分離を達成するための現在の手法はすべて、異なるエネルギーレベルの不十分な分離または不十分な同期性、すなわち異なるスペクトルの対応する信号が取得されるときの時間的ずれ、ならびに／あるいは不十分な半径方向対応または空間分解能、すなわち、別々の放射および／または検出構成要素を使用して、異なるエネルギー信号を互いに半径方向にずれた位置で取得され得ること、に関連する欠点またはトレードオフを有する。

例えば、「高速ｋＶ切り換え」二重エネルギーＣＴの場面では、Ｘ線源（例えば、Ｘ線管）は、ガントリ回転中の各視野角において、２つ以上の動作電圧（各々がそれぞれ異なるＸ線エネルギースペクトルに関連付けられている）間で急速に切り換えられる。異なるエネルギーレベルでの投影データは２つの視野内で連続的に収集されるが（これは異なるエネルギー間の時間的ずれに関して回転－回転または二重線源方式より好ましいかもしれない）、高速ｋＶ切り換え手法は依然として視野位置合わせのための補間を必要とする。これは方位角のぼやけをもたらし、それは空間分解能の向上を制限する可能性がある。

本手法の一態様では、コンピュータ断層撮影データを取得するための方法が提供される。この実施形態によれば、Ｘ線源および検出器は検査中に撮像体積の周りで連続的に回転される。Ｘ線源および検出器の回転は複数の別々の視野位置を通る。各視野位置において、それぞれの視野位置にある間に、ターゲット上の焦点が撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、Ｘ線源のターゲット上の電子ビームの焦点が調整され、それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号が合計される。各視野で取得された合計された検出器信号は、画像を再構成するために処理される。

本手法のさらなる態様では、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムが提供される。この態様によれば、ＣＴ撮像システムは、焦点を静止するように保持し、複数の別々の視野位置の各々の中の検出器信号を合計するためのプロセッサ実行可能ルーチンを符号化するメモリと、メモリにアクセスし、プロセッサ実行可能ルーチンを実行するように構成された処理構成要素と、を含む。ルーチンは、処理構成要素によって実行された場合に、処理構成要素に対して、検査中にＣＴ撮像システムのＸ線源および検出器を撮像体積の周りで連続的に回転させ、Ｘ線源および検出器の回転は複数の別々の視野位置を通り、各視野位置において、それぞれの視野位置にある間に、ターゲット上の焦点が撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、Ｘ線源のターゲット上の電子ビームの焦点を調整させ、それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号を合計させ、各視野において取得された合計された検出器信号を処理して画像を再構成させる。

本手法のさらなる態様では、プロセッサ実行可能ルーチンを符号化する１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体が提供される。この態様によれば、ルーチンは、プロセッサによって実行された場合に、検査中にＸ線源および検出器を撮像体積の周りで連続的に回転させ、Ｘ線源および検出器の回転は複数の別々の視野位置を通り、各視野位置において、それぞれの視野位置にある間に、ターゲット上の焦点が撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、Ｘ線源のターゲット上の電子ビームの焦点を調整し、それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号を合計し、各視野において取得された合計された検出器信号を処理して画像を再構成することを含む動作を実行させる。

本発明のこれらおよび他の特徴、態様および利点は、添付の図面を参照しながら以下の詳細な説明を読解すればより良好に理解され、添付の図面においては、図面全体を通して同一の符号は同一の部分を表している。

本開示の態様による、患者のＣＴ画像を取得するように構成されたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムの一実施形態の概略図である。 本開示の態様による線源および検出器の幾何学的形状の幾何学的態様を示す図である。 高速切り換え、二重エネルギー実施態様における空間分解能に対する視野補間の影響を示す図である。 本開示の態様による、従来のＸ線生成（左）と焦点フリージングＸ線生成（右）とを並べて比較して示した図である。 本開示の態様による焦点フリージングを実施するための電子ビーム焦点調整の態様を示す図である。 本開示の態様による、視野の始まり（左）と終わり（右）における線源および検出器の配置を示す図である。 本開示の態様による視野およびピクセル情報を示す図である。 本開示の態様による、二重エネルギーの場面における焦点フリージングおよび検出器信号総和の態様を示す図である。 本開示の態様による、視野の始まり（左）と終わり（右）における回転ターゲットアノードおよび調整された電子ビームの一例を示す図である。

１つまたは複数の具体的な実施形態を以下に記載する。これらの実施形態の簡潔な説明を提供しようと努力しても、実際の実施態様におけるすべての特徴を本明細書に記載できるわけではない。あらゆるエンジニアリングまたは設計プロジェクトなどの実際の実施態様の開発においては、開発者の特定の目的を達成するために、例えばシステム関連および事業関連の制約条件への対応など実施態様に特有の決定を数多くしなければならないし、また、これらの制約条件は実施ごとに異なる可能性があることを理解されたい。さらに、このような開発努力は、複雑で時間がかかるが、それでもなお本開示の利益を有する当業者にとっては、設計、製作、および製造の日常的な仕事であることを理解されたい。

本発明の様々な実施形態の要素を導入する場合に、単数の表現および「前記」は１つまたは複数の要素があることを意味するものである。「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「有する（ｈａｖｉｎｇ）」という用語は包括的なものであって、列挙した要素以外の追加の要素が存在し得ることを意味するものとする。さらに、以下の説明におけるあらゆる数値例は非限定的なものであり、したがって追加の数値、範囲および百分率は開示している実施形態の範囲内にあるものとする。

以下の説明は一般に医用撮像の場面で提供されるが、本技術はそのような医療の場面に限定されないことを理解されたい。実際に、このような医療の場面における例および説明の提供は、現実の実施態様および用途の事例を提供することによって説明を容易にすることに過ぎない。しかしながら、本手法は、製造された部品または商品の非破壊検査（すなわち、品質管理または品質検討用途）、および／または包装、箱、荷物の非侵襲的検査など（すなわち、セキュリティまたはスクリーニング用途）の他の場面でも利用することができる。一般に、本手法は、スペクトルコンピュータ断層撮影（ＣＴ）など、二重または多重エネルギー撮像が望ましい任意の撮像またはスクリーニングの場面において望ましい可能性がある。

組織の特徴付けまたは分類は、病理学的状態について特徴付けられている組織を評価するため、および／または関心のある様々な元素、化学物質もしくは分子の存在について組織を評価するために、様々な臨床場面において望ましい。そのような手法は、データが高エネルギースペクトルおよび低エネルギースペクトル、すなわち異なる平均ｋｅＶを有する２つのスペクトルで取得される二重エネルギー撮像の使用を含むことができる。

二重エネルギー撮像への高速ｋＶ切り換え手法では、Ｘ線源は、撮像体積の周りを回転するときに高エネルギーと低エネルギーのＸ線放射の間で迅速に切り換えられ、線源の回転中に異なるエネルギー信号を交互に生成することができる。

異なるエネルギーレベルでの投影データは、２つの連続した視野内で連続して収集されるが、従来の手法では視野の位置合わせに補間が依然として使用され、空間分解能の向上を制限することがある方位角のぼやけを引き起こす。この問題は、狭ピッチ（すなわち高解像度）検出器を有するＣＴシステムにとってより顕著になる可能性がある。

ｋＶ切り換えシステムに存在する可能性がある方位角のぼやけに対処するための本手法を説明する前に、本手法を実施するために使用することができる撮像システムの動作および構成要素を理解することが有用であり得る。これを考慮して、図１は、本開示の態様による二重エネルギー画像データを取得するための撮像システム１０の一実施形態を示す。図示する実施形態では、システム１０は、複数のエネルギースペクトルでＸ線投影データを取得し、投影データを体積測定再構成に再構成し、表示および分析用に、材料分解または組織タイプを含む画像データを処理するように設計されたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムである。ＣＴ撮像システム１０は、撮像セッション中に、異なるエネルギー特性を有する複数（例えば２つ）のスペクトルでのＸ線生成を可能にするＸ線管などのＸ線源１２を含む。例えば、放射スペクトルは、それらの平均値、中央値、最頻値、最大値、または最小値のＸ線エネルギーのうちの１つまたは複数において異なってもよい。

例として、一実施形態では、Ｘ線源１２（例えば、Ｘ線管）は、比較的低エネルギーの多色放射スペクトル（例えば、約７０または８０ｋＶｐのＸ線管動作電圧）と、比較的高エネルギーの多色放射スペクトル（例えば、約１４０または１５０ｋＶｐ）と、の間で切り換えられてもよい。理解されるように、Ｘ線源１２は、本明細書に列挙されたもの以外のエネルギーレベルの周りに局在する多色スペクトル（すなわち、特定のｋＶｐ範囲によって生じるスペクトル）で放射することができる。実際に、放射のためのそれぞれのエネルギーレベルの選択は、少なくとも部分的には、撮像される解剖学的構造および組織の特徴付けのために対象とする化学物質もしくは分子に基づいてもよい。

特定の実施態様では、線源１２は、被検体２４（例えば患者）または関心のある対象物が配置されている領域に入る１つまたは複数のＸ線ビーム２０のサイズおよび形状を画定するために使用されるビーム整形器２２に近接して位置決めすることができる。被検体２４は、Ｘ線の少なくとも一部を減衰させる。結果的に減衰したＸ線２６は、複数の検出器素子によって形成された検出器アレイ２８（例えば一次元または二次元検出器アレイ）に衝突する。各検出器素子は、ビームが検出器２８に衝突したときに検出器素子の位置に入射するＸ線ビームの強度を表す電気信号を生成する。検出器２８からの電気信号を取得し処理して、それぞれ高エネルギーおよび低エネルギーのスキャンデータセットを生成する。

以下に記載される技術における検出器２８および線源１２の動作および関係の説明を容易にするために、図２を参照しながら、線源および検出器の幾何学的な例の簡単な説明をここに提供する。特に、図２は、本明細書で論じられている手法を理解するのに有用であり得る様々な幾何学的概念および関係を示す。図２は、ＣＴスキャナのボアを見下ろしたときに見える単純化された線源１２および検出器２８の形状を概略的に示す。線源１２および検出器２８は、回転矢印８６によって示すように、所与の検査プロトコルに従ってガントリに取り付けられ、ガントリと共に回転する。これを念頭において、検出器２８および線源１２は、第１の位置および第２の回転位置に示されている。アイソセンター８８も示されており、これは通常ガントリの回転軸に対応すると理解されており、またＸ線ビームファンまたはコーンの中心Ｘ線が通過する幾何学的位置であってもよい。

Ｘ線源１２の焦点９０は、第１の位置（焦点９０Ａ）および第２の回転位置（焦点９０Ｂ）に示されている。同様に、検出器２８は、対応する第１の位置と第２の位置との間で同様に回転されるように示されている。第１の位置と第２の位置との間の線源１２に関連する焦点位置の変化はΔｌ_ＦＳと示され、検出器位置の対応する変化はΔｌ_Ｄｅｔと示される。第１および第２の位置でアイソセンター８８を通過する線間の角度位置の対応する変化は、Δθとして表すことができる。従来、線源１２および検出器２８の回転は、連続運動で回転しているが、走査システムまたは検査プロトコルに特徴的であり得るいくつかの別々の視野または視野位置の間にあることとして特徴付けられる。関心のある他の幾何学的特性は、線源－検出器間距離（ＳＤＤ）および線源－アイソセンター間距離（ＳＩＤ）を含むことができる。

前述の幾何学的な線源および検出器の原理を念頭において、図１に戻ると、システムコントローラ３０は、検査プロトコルを実行し、取得したデータを前処理または処理するように撮像システム１０の動作を命令する。Ｘ線源１２に関して、システムコントローラ３０は、Ｘ線検査シーケンスのために電力、焦点位置、制御信号などを供給する。検出器２８はシステムコントローラ３０に結合されており、システムコントローラ３０は検出器２８により生成された信号の取得を命令する。さらに、システムコントローラ３０は、モータコントローラ３６を介して、撮像システム１０の構成要素および／または被検体２４を移動させるために使用される線形位置決めサブシステム３２および／または回転サブシステム３４の動作を制御することができる。

システムコントローラ３０は、信号処理回路および関連するメモリ回路を含むことができる。そのような実施形態では、メモリ回路は、Ｘ線源１２および検出器２８を含む撮像システム１０を動作させるために、例えば、２つ以上のエネルギーレベルまたはビンでＸ線透過データを生成および／または取得し、ならびに検出器２８によって取得されたデータを処理するために、システムコントローラ３０によって実行されるプログラム、ルーチン、および／または符号化アルゴリズムを格納することができる。一実施形態では、システムコントローラ３０は、汎用または特定用途向けコンピュータシステムなどのプロセッサベースのシステムの全部または一部として実現することができる。

切り換え型Ｘ線源１２は、システムコントローラ３０内に含まれるＸ線コントローラ３８によって制御することができる。Ｘ線コントローラ３８は、電力およびタイミング信号を線源１２に供給するように構成することができる。本明細書で説明したように、本明細書で説明したいくつかの実施態様では、Ｘ線コントローラ３８および／または線源１２は、２つ以上のエネルギーレベルの間でＸ線源１２の高速切り換え（すなわち、ほぼ瞬時のまたは視野間の切り換え）を提供するように構成することができる。このようにして、Ｘ線放射は、線源１２が画像取得セッション中に連続してまたは交互に、異なるそれぞれの多色エネルギースペクトルでＸ線を放射するように動作する異なるｋＶの間で急速に切り換えることができる。例えば、二重エネルギー撮像の場面では、関心のある異なる多色エネルギースペクトルでＸ線源１２が連続的にＸ線を放射するように、Ｘ線コントローラ３８はＸ線源１２を動作させて、隣接する投影が異なるエネルギーで取得される（すなわち、第１の投影は低エネルギーで取得され、第２の投影は高エネルギーで取得され、以下同様である）。

システムコントローラ３０は、データ収集システム（ＤＡＳ）４０を含むことができる。ＤＡＳ４０は、検出器２８からのサンプリングされたデジタルまたはアナログ信号などの、検出器２８の読み出し電子回路によって収集されたデータを受信する。次に、ＤＡＳ４０は、コンピュータ４２などのプロセッサベースのシステムによる後続の処理のためにデータをデジタル信号に変換することができる。他の実施形態では、検出器２８は、データ収集システム４０への送信の前に、サンプリングされたアナログ信号をデジタル信号に変換することができる。

図示する例では、コンピュータ４２は、コンピュータ４２によって処理されたデータ、コンピュータ４２によって処理されるべきデータ、またはコンピュータ４２のプロセッサ４４によって実行される命令を格納することができる１つまたは複数の非一時的メモリ装置４６を含むかまたはそれらと通信することができる。例えば、コンピュータ４２のプロセッサは、メモリ４６に格納された１つまたは複数の命令セットを実行することができ、メモリ４６は、コンピュータ４２のメモリ、プロセッサのメモリ、ファームウェア、または同様のインスタンス化であってもよい。メモリ４６は、プロセッサ４４によって実行されたときに画像取得および／または処理を実行する命令セットを格納する。

コンピュータ４２はまた、オペレータワークステーション４８を介してオペレータによって提供されるコマンドおよびスキャンパラメータに応答してなど、システムコントローラ３０によって可能にされる機能（すなわち、スキャン動作およびデータ収集）を制御するように適合することができる。システム１０はまた、オペレータが関連するシステムデータ、撮像パラメータ、生の撮像データ、再構成データ、本開示に従って生成された造影剤密度マップなどを見ることを可能にするオペレータワークステーション４８に結合されたディスプレイ５０を含むことができる。加えて、システム１０は、オペレータワークステーション４８に結合され、そして任意の所望の測定結果を印刷するように構成されたプリンタ５２を含むことができる。ディスプレイ５０およびプリンタ５２はまた、直接またはオペレータワークステーション４８を介してコンピュータ４２に接続されてもよい。さらに、オペレータワークステーション４８は、画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）５４を含むか、またはそれに結合することができる。ＰＡＣＳ５４は、遠隔クライアント５６、放射線科情報システム（ＲＩＳ）、病院情報システム（ＨＩＳ）、または内部もしくは外部のネットワークに結合することができ、そのようにして様々な場所の第三者が画像データにアクセスすることができる。

上記のように、Ｘ線源１２は、複数のエネルギースペクトル（例えば、二重エネルギー）でＸ線を放射するように構成されてもよい。そのようなＸ線放射は、一般に、特定のエネルギーレベル（例えば、典型的には約７０ｋＶｐ～約１５０ｋＶｐの範囲内の動作電圧を有する管内の電子ビームエネルギーを指す）にあるものとして、記載または説明することができるが、それぞれのＸ線放射は、実際には、エネルギーの連続体またはスペクトルを含み、したがって、ターゲットエネルギーを中心とするか、ターゲットエネルギーで終端するか、またはターゲットエネルギーでピーク強度を有する多色放射を構成することができる。そのような異なる放射スペクトルは、異なるスペクトルでの同じ解剖学的領域について減衰データを得ることを可能にし、それによって所与の組織または組成について異なるスペクトルでの異なる減衰を決定することを可能にする。既知のスペクトルにおけるこの示差的減衰に基づいて、材料および／または組織分解技術を適用することができる。

上述のように、図１に示すようなシステムを用いた二重エネルギー撮像に対するｋＶ切り換え手法では、Ｘ線源１２は、線源１２の回転中に異なるエネルギー信号を交互に生成することができるように、撮像される体積の周りを回転するにつれて高エネルギーＸ線放射と低エネルギーＸ線放射との間で急速に切り換えられる。従来の手法は、視野位置合わせのために補間を使用することがあり、それによって空間的な解像度の向上を制限することがある方位角のぼやけを引き起こすことがある。

高速ｋＶ切り換えにおけるこの視野補間手法の空間分解能への影響が図３に示されており、これは低エネルギー（ＬＥ）、高エネルギー（ＨＥ）、および単一エネルギー（ＳＥ）の露光ウィンドウを示している。ｘ軸は、所与の視野でデータを収集するための時間である。

この例は、参考のために、単一の視野に対応する単一エネルギー露光を示している（すなわち、各視野位置は単一エネルギーでの１つの露光に関連付けられている）。二重エネルギー露光を例示することに関して、従来のＳＥ露光に関連する観察時間は、交互のＬＥ露光とＨＥ露光とに分けられる。すなわち、単一エネルギーで視野を撮像するのにかかる時間は、代わりに、二重エネルギー撮像において２つの露光イベント、ＬＥ露光およびＨＥ露光を実行するために使用される。視野補間は、ＬＥ’補間およびＨＥ’補間を生成するために実行され、それらはそれぞれＬＥ露光およびＨＥ露光に位置合わせされる。特に、ＬＥ’は、２つの隣接する低エネルギー視野から補間することによって導出された合成された低エネルギー視野である。それに対応して、ＨＥ’は、２つの隣接する高エネルギー視野から補間することによって導出された合成された高エネルギー視野である。ＬＥ／ＨＥのデューティ比が、実際に典型的な設定である７０％：３０％（図示するように）である場合に、ＬＥ’およびＨＥ’補間はそれぞれ単一エネルギーで１．７および１．３視野に等しい回転範囲をカバーするが、方位角のぼやけは単一エネルギーの場合よりはるかに悪い。

高速ｋＶ切り換えを用いた二重エネルギー撮像におけるこの方位角のぼやけに対処するために、本手法は焦点位置をフリーズし、検出器信号を適切に合計する。これらのステップにより、同じ位置から低エネルギー視野と高エネルギー視野とが収集され、それによって補間／アップサンプリングステップが不要になり、空間分解能が向上する。これを念頭において、この二重エネルギーの場面において、本明細書で使用される視野位置は、一対の位置合わせされた低エネルギーおよび高エネルギーの取得に対応する離散的な位置である。

焦点のフリーズに関して、この技術は、Ｘ線管内の電界／磁界を調整して、電子ビームがターゲットに対して相対的に移動してガントリ回転のために補償することによって、線源１２内の回転ターゲット上の電子ビームの焦点を調整する。これは、方位角のぼやけを引き起こす、焦点が１つの視野内でガントリ回転と共に移動する従来のＣＴにおけるＸ線生成とは対照的である。高速ｋＶ切り換えにおいて従来用いられてきた視野補間は、このぼけをさらに増大させる。

従来の手法（左）および焦点フリージング（ＦＳＦ）手法（右）を図４に並べて比較して示す。図４に示すように、従来例とＦＳＦ例の両方において、ガントリは１つの視野内で第１の位置から第２の位置へ時計回りに移動する。従来の手法例では、第１の露光時間における第１の焦点９０Ａが第２の露光時間における第２の焦点９０Ｂと共に示されている。図示するように、第２の焦点９０Ｂは、線源１２および検出器２８を保持するガントリの回転のために、第１の焦点９０Ａから回転方向にずれている。したがって、従来の手法では、焦点９０は、所与の視野内を含めて、患者座標系に対して連続的に移動する。

反対に、右側の焦点フリージングの例では、焦点９０は、各それぞれの視野内の絶対座標系において（すなわち、次の視野まで）静止したままである（すなわち、「フリーズする」）。すなわち、焦点９０は、次の視野に移動するときが来るまでそれぞれの視野について患者座標系に固定される。焦点９０は、撮像体積について視野ごとに回転するが、所与の視野内で取得された露光が視野内の同じ回転位置から取得されるようにそれぞれの視野内で固定される。

図５に示すように、焦点９０のフリージングは、カソードからの電子ビーム９４を調整することによって達成される。図５に示すように、露光中に、ターゲット９８は視野位置内の第１の位置（ターゲット９８Ａ）から第２の位置（ターゲット９８Ｂ）へ回転する。焦点９０は、電子ビーム９４がターゲット９８に衝突し、そこからＸ線２０が生成され放射される点である。この例に示すように、電子ビーム９４の集束は、ターゲット９８が視野位置内で移動する（すなわち、ターゲット９８Ａに衝突する電子ビーム９４Ａの経路からターゲット９８Ｂに衝突する電子ビーム９４Ｂの経路へ）につれて調整される。電子ビームの再集束は、電子ビーム９４をターゲット９８に向けるために存在する電界／磁界を使用して達成することができる。電子ビーム経路の調整の結果として、ターゲット９８が視野位置内で移動したにもかかわらず焦点９０は比較的静止したままである。ガントリが回転するにつれてターゲット９８が次の視野位置に到達すると、電子ビーム９４は視野位置（例えば電子ビーム経路９４Ａ）に対する初期焦点位置に再焦点合わせされ、焦点調整は新しい視野位置で繰り返される。このようにして、Ｘ線源１２が撮像体積の周りで視野位置から視野位置へ回転すると、各視野位置での焦点９０は、次の視野位置に達するまで撮像体積に対して相対的に固定（すなわちフリーズ）される。

上記は各視野内に固定焦点９０を維持するための焦点フリージング手法の使用に関するものであるが、検出器２８も各視野内でガントリと共に回転するので、この技術は単独ではそれぞれの視野をフリーズさせるのに十分ではない。この動きに対処するために、本手法の実施形態は、ガントリ回転中に検出器信号を組み合わせるために検出器信号の総和技術を使用することができる。特に、焦点フリージングと組み合わせたデジタル信号総和の実施態様は、視野全体をフリーズさせることができる。このようにして、それぞれの視野内の検出器ピクセルによってサンプリングされた信号が、測定視野内の方位角のぼやけを排除するために適切に組み合わされるように、検出器信号の総和を採用することができる。さらに、本明細書に記載の二重エネルギーの場面では、低エネルギー信号と高エネルギー信号とを、アップサンプリングを必要とせずに正確に位置合わせすることができる。

この問題および検出器信号総和手法を説明するために、Ｘ線ビーム２０が入射する検出器２８の一例を図６に最初の時点およびその次の時点について示す。この例では、焦点９０は、上述のように、それぞれの視野内の所与の点でフリーズされている。検出器２８はピクセル要素１１０のアレイから構成され、そのうちの３つ（Ｐ_１、Ｐ_２、Ｐ_３）が左右の例に示されている。

左側に示す最初の時点では、Ｘ線ビーム２０は焦点９０から放射され、それぞれの視野位置の始まりに検出器２８のピクセルＰ_１に入射するように示す。右側の第２の時点（ガントリ支持検出器２８および線源１２のそれぞれの視野の端部への回転に対応する）に示すように、Ｘ線ビーム２０は今度は異なるピクセルＰ_３で検出器に入射する。図示する例では、検出器２８が回転し、回転中にピクセルＰ_１、Ｐ_２、およびＰ_３に対するＸ線ビーム２０の入射が変化したが、本明細書で説明した焦点フリージングにより、焦点９０は絶対座標系で静止している。

この例を念頭において、所与の視野において、いくつかのピクセル（ここでは３つのピクセルＰ_１、Ｐ_２、およびＰ_３）が静止またはフリーズしたＸ線ビーム２０に対して同じ位置を通過する。これらのピクセル１１０はすべて同じ視野情報を運び、全体の視野情報を得るために一緒に合計することができる。一実施態様では、本検出器信号総和手法は、所与の視野についての信号取得に対して逆回転方向に検出器２８で（すなわちピクセル１１０で）検出された信号を合計することを含む。

視野情報は、図７に示すように合計することができ、図７は、絶対座標系における同じＸ線が所与の視野内で１つの測定値に対応することを確実にするために検出信号が１組のピクセルＰ_１、Ｐ_２、およびＰ_３について組み合わせることができることを示す。例えば、上述のように、図６に示すＸ線２０は、視野の始まりにＰ_１（最も左側の図）および視野の終わりにＰ_３（最も右側の図）によって検出される。したがって、それぞれの視野についてそのＸ線２０に対応する測定値は、高周波でサンプリングされたＰ_１、Ｐ_２、およびＰ_３の検出信号の組み合わせである。例えば、１つの実施態様では、各検出器ピクセル１１０およびその電子回路は、視野レートの３倍のサンプリングレートを有する。信号組み合わせステップは、データ収集中に、またはデータ収集後に専用のアルゴリズムを用いて検出器上で行うことができる。

この手法は、式（１）に示すように数学的に表現することもできる。

（１）Ｍ_ｉ，ｊ＝Ｎ_{ｉ，ｊ，１}＋Ｎ_{ｉ＋１，ｊ，２}＋Ｎ_{ｉ＋２，ｊ，３}
したがって、この例では、各検出器ピクセル１１０およびその電子回路は、視野レートの３倍のサンプリングレートを有し、視野ごとに、１つの検出器ピクセル１１０が３倍の入射Ｘ線信号をサンプリングし、３つの測定信号Ｎ_{ｉ，ｊ，ｋ}を生成する。ここで、添字ｉはピクセル番号、ｊは視野番号、そしてｋ＝１、２、３である。したがって、Ｍ_ｉ，ｊは、所与の検出器画素における所与の視野に対する組み合わせたサンプリング信号である。この例はサンプリングレートに関して単純化されたシナリオに関係するが、サンプリングレートは必ずしもピクセル数の整数倍である必要はなく、補間によって処理される分数の倍数値であってもよいことを理解されたい。

前述のことを念頭において、１つの企図された手法は、二重エネルギーの場面において検出器信号総和（ＤＳＳ）を伴う焦点フリージング（ＦＳＦ）を使用する。例えば、ＦＳＦとＤＳＳ技術を共に使用して高速ｋＶ切り換えに適用して、その視野に対する低エネルギー放射と高エネルギー放射の両方の投影視野をフリーズすることができ、これにより、低エネルギー投影と高エネルギー投影の間の半径方向のずれがなくなり、視野補間が不要になる。例えば、図８に示すように、アイソセンターを通過するフリーズした焦点９０によって放射されたＸ線２０は、視野の始まり（左）において検出器ピクセルＰ_１と交差する。同じＸ線２０は、低エネルギー視野（中央）および高エネルギー視野（右）の端部でそれぞれ検出器ピクセルＰ_２およびＰ_３と交差する。ＤＳＳ手法は測定値を再結合し、同じＸ線２０（すなわち、この例ではアイソセンターを通過するもの）によって生成された信号が合計され、低エネルギーおよび高エネルギーの両方について同じ検出器ピクセルに割り当てられることを確実にし、視野位置合わせを不要にする。

本説明から理解することができるように、Ｘ線が生成されるＸ線源１２の回転ターゲットにおける電力密度の考慮があり得る。例えば、図９を見ると、回転ターゲット１２０の上から見た概略図が、視野の始まり（左）および視野の終わり（右）に焦点フリージングを使用して示されている。両方の時点における電子ビーム９４が示されている（視野の始まりの電子ビーム９４Ａおよび視野の終わりの電子ビーム９４Ｂ、電子ビーム９４Ａは比較のために視野の終わりにも示されている）。それに対応して、両方の時点での焦点９０が示されている（視野の始まりの焦点９０Ａおよび視野の終わりの焦点９０Ｂ、比較のために焦点９０Ａの位置は視野の終わりにも示されている）。

実際の医療用ＣＴ用途では、ターゲットアノード１２０は約１６０Ｈｚで回転する。０．５ｍｓの典型的な視野レートに対して、ターゲットアノード１２０は１視野の期間内に約３０°回転する。したがって、焦点９０は、アノード表面上で約５０ｍｍ移動する（括弧１２８で示す）。焦点フリージング動作に関しては、焦点９０を患者座標系でフリーズさせるために、焦点９０をアノード表面上で約３ｍｍ（最も右側の図では焦点９０Ａと９０Ｂの間の距離）移動させるだけでよい。言い換えれば、管の出力に対する焦点フリージングの影響は、説明された例ではアノード速度を約６％減少させることに相当する（すなわち、３ｍｍ／５０ｍｍ＝約６％）。アノード回転速度のこの効果的な低下は、アノード回転速度を増加させることによって補償することができる。視野が終了した後に、焦点は、焦点９０Ｂの終了視野位置から焦点９０Ａの視野の開始時の位置へと揺らいで戻る。ターゲットアノード１２０は焦点９０Ａの視野開始位置で加熱されないので、これは電力密度に影響を及ぼさない。したがって、そのような一実施形態では、ターゲットアノード回転が約６％増加してもＸ線管出力は影響を受けない。ターゲットアノード回転速度のそのような増加は、液体ベアリングなどの特定のＸ線管技術を使用して可能な範囲内である。

本発明の技術的効果は、高速ｋＶ切り換えを用いた二重エネルギー撮像における方位角のぼやけを回避することを含む。特定の態様によれば、焦点位置は視野内でフリーズされ（すなわち、患者座標系内で静止状態に保持され）、視野内の検出器信号が合計される。これにより、信号内の低エネルギー視野および高エネルギー視野が患者座標系内の同じ位置から収集されることになる。これにより、補間および／またはアップサンプリングステップが不要になり、空間分解能が向上する。

本明細書は、最良の形態を含む実施例を使用して本発明を開示し、また、任意の装置またはシステムの製造および使用と、取り入れた任意の方法の実行とを含む本発明の実施が、任意の当業者に可能となるようにしている。本発明の特許可能な範囲は特許請求の範囲によって定義され、かつ当業者が想到する他の実施例を含むことができる。そのような他の実施例は、それらが特許請求の範囲の文言から相違しない構造要素を有する場合、または特許請求の範囲の文言から実質的には相違しない同等の構造要素を含む場合、特許請求の範囲の技術的範囲に包含される。

１０ 撮像システム
１２ Ｘ線源、線源
２０ Ｘ線、Ｘ線ビーム
２２ ビーム整形器
２４ 被検体
２６ Ｘ線
２８ 検出器
３０ システムコントローラ
３２ 線形位置決めサブシステム
３４ 回転サブシステム
３６ モータコントローラ
３８ Ｘ線コントローラ
４０ データ収集システム（ＤＡＳ）
４２ コンピュータ
４４ プロセッサ
４６ メモリ、非一時的メモリ装置
４８ オペレータワークステーション
５０ ディスプレイ
５２ プリンタ
５４ 画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）
５６ 遠隔クライアント
８６ 回転矢印
８８ アイソセンター
９０ 焦点
９０Ａ 第１の焦点
９０Ｂ 第２の焦点
９４ 電子ビーム
９４Ａ 電子ビーム、電子ビーム経路
９４Ｂ 電子ビーム
９８ ターゲット
９８Ａ ターゲット
９８Ｂ ターゲット
１１０ ピクセル、検出器ピクセル
１２０ ターゲットアノード、回転ターゲット
１２８ 括弧

Claims (20)

1. コンピュータ断層撮影データを取得するための方法であって、
   検査中にＸ線源（１２）および検出器（２８）を撮像体積の周りで連続的に回転させるステップであって、前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の前記回転は複数の別々の視野位置を通る、ステップと、
   各視野位置において、
   それぞれの視野位置にある間に、ターゲット（９８）上の焦点（９０）が前記撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、前記Ｘ線源（１２）の前記ターゲット（９８）上の電子ビーム（９４）の前記焦点（９０）を調整するステップと、
   前記それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号を合計するステップと、
   各視野において取得された前記合計された検出器信号を処理して画像を再構成するステップと
   を含む方法。
2. 各視野位置において、
   第１のＸ線エネルギースペクトルと第２のＸ線エネルギースペクトルの両方でＸ線を放射するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 視野ごとに前記第１のエネルギースペクトルおよび前記第２のＸ線エネルギースペクトルに関連するそれぞれのスキャンデータを位置合わせするために視野補間ステップを実行しない、請求項２に記載の方法。
4. 前記ターゲット（９８）上の前記電子ビーム（９４）の前記焦点（９０）を調整するステップは、
   ガントリ回転を補償するために前記電子ビーム（９４）が前記ターゲット（９８）に対して移動するようにＸ線管内の電界／磁界を調整するステップ
   を含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記複数のピクセルのサンプリングレートは、前記視野位置の露光中にそれぞれの視野位置を通って回転するピクセル数の関数である、請求項１に記載の方法。
6. 検出器信号を合計するステップは、それぞれの検出器ピクセル（１１０）におけるそれぞれの視野位置ごとに結合サンプル信号をもたらす、請求項１に記載の方法。
7. 各結合サンプル信号は、少なくともそれらのピクセル数および視野数に基づいて複数の測定信号を加算することによって決定される、請求項６に記載の方法。
8. コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）であって、
   焦点（９０）を静止するように保持し、複数の別々の視野位置の各々の中の検出器信号を合計するためのプロセッサ実行可能ルーチンを符号化するメモリ（４６）と、
   前記メモリ（４６）にアクセスし、前記プロセッサ実行可能ルーチンを実行するように構成された処理構成要素と、を含み、前記ルーチンは、前記処理構成要素によって実行された場合に、前記処理構成要素に対して、
   検査中に、前記ＣＴ撮像システム（１０）のＸ線源（１２）および検出器（２８）を撮像体積の周りで連続的に回転させ、前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の前記回転は前記複数の別々の視野位置を通り、
   各視野位置において、
   それぞれの視野位置にある間に、ターゲット（９８）上の焦点（９０）が前記撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、前記Ｘ線源（１２）の前記ターゲット（９８）上の電子ビーム（９４）の前記焦点（９０）を調整させ、
   前記それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号を合計させ、
   各視野において取得された前記合計された検出器信号を処理して画像を再構成させる、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
9. 前記ルーチンは、前記処理構成要素によって実行された場合に、前記処理構成要素に対して、
   各視野位置において、
   第１のＸ線エネルギースペクトルと第２のＸ線エネルギースペクトルの両方でＸ線を放射させる、請求項８に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
10. 視野ごとに前記第１のエネルギースペクトルおよび前記第２のＸ線エネルギースペクトルに関連するそれぞれのスキャンデータを位置合わせするために視野補間ステップを実行しない、請求項９に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
11. 前記ターゲット（９８）上の前記電子ビーム（９４）の前記焦点（９０）を調整することは、
    ガントリ回転を補償するために前記電子ビーム（９４）が前記ターゲット（９８）に対して移動するようにＸ線管内の電界／磁界を調整すること
    を含む、請求項８に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
12. 前記複数のピクセルのサンプリングレートは、前記視野位置の露光中にそれぞれの視野位置を通って回転するピクセル数の関数である、請求項８に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
13. 検出器信号を合計することは、それぞれの検出器ピクセル（１１０）におけるそれぞれの視野位置ごとに結合サンプル信号をもたらす、請求項８に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
14. 各結合サンプル信号は、少なくともそれらのピクセル数および視野数に基づいて複数の測定信号を加算することによって決定される、請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）。
15. プロセッサ実行可能ルーチンを符号化する１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体であって、前記ルーチンは、プロセッサによって実行された場合に、
    検査中にＸ線源（１２）および検出器（２８）を撮像体積の周りで連続的に回転させ、前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の前記回転は複数の別々の視野位置を通り、
    各視野位置において、
    それぞれの視野位置にある間に、ターゲット（９８）上の焦点（９０）が撮像体積に対して相対的に静止したままであるように、前記Ｘ線源（１２）の前記ターゲット（９８）上の電子ビーム（９４）の焦点（９０）を調整し、
    前記それぞれの視野位置にある間に、複数のピクセルにわたって取得された検出器信号を合計し、
    各視野において取得された前記合計された検出器信号を処理して画像を再構成することを含む動作を実行させる、１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
16. 前記ルーチンは、前記プロセッサによって実行された場合に、
    各視野位置において、
    第１のＸ線エネルギースペクトルと第２のＸ線エネルギースペクトルの両方でＸ線を放射させることを含むさらなる動作を実行させる、請求項１５に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
17. 前記ターゲット（９８）上の前記電子ビーム（９４）の前記焦点（９０）を調整することは、
    ガントリ回転を補償するために前記電子ビーム（９４）が前記ターゲット（９８）に対して移動するようにＸ線管内の電界／磁界を調整すること
    を含む、請求項１５に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
18. 前記複数のピクセルのサンプリングレートは、前記視野位置の露光中にそれぞれの視野位置を通って回転するピクセル数の関数である、請求項１５に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
19. 検出器信号を合計することは、それぞれの検出器ピクセル（１１０）におけるそれぞれの視野位置ごとに結合サンプル信号をもたらす、請求項１５に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
20. 各結合サンプル信号は、少なくともそれらのピクセル数および視野数に基づいて複数の測定信号を加算することによって決定される、請求項１９に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。

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