JP7114525B2 - 異なるエネルギーレベルおよび焦点スポット位置で撮像するように構成されたコンピュータ断層撮影システムおよび方法 - Google Patents
異なるエネルギーレベルおよび焦点スポット位置で撮像するように構成されたコンピュータ断層撮影システムおよび方法 Download PDFInfo
- Publication number
- JP7114525B2 JP7114525B2 JP2019097097A JP2019097097A JP7114525B2 JP 7114525 B2 JP7114525 B2 JP 7114525B2 JP 2019097097 A JP2019097097 A JP 2019097097A JP 2019097097 A JP2019097097 A JP 2019097097A JP 7114525 B2 JP7114525 B2 JP 7114525B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- spot
- different
- focal spot
- ray source
- focal
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 53
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 title claims description 52
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 66
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 57
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 claims description 28
- 230000005684 electric field Effects 0.000 claims description 20
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 17
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 16
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 claims description 12
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 claims description 11
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 claims description 10
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 9
- 230000006870 function Effects 0.000 description 6
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 5
- 238000000701 chemical imaging Methods 0.000 description 4
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 4
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 4
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 description 3
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 3
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 3
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 2
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 229910052588 hydroxylapatite Inorganic materials 0.000 description 2
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011630 iodine Substances 0.000 description 2
- XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D pentacalcium;hydroxide;triphosphate Chemical compound [OH-].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 2
- LEHOTFFKMJEONL-UHFFFAOYSA-N Uric Acid Chemical compound N1C(=O)NC(=O)C2=C1NC(=O)N2 LEHOTFFKMJEONL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- TVWHNULVHGKJHS-UHFFFAOYSA-N Uric acid Natural products N1C(=O)NC(=O)C2NC(=O)NC21 TVWHNULVHGKJHS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 1
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 1
- 230000004323 axial length Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 230000005686 electrostatic field Effects 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- PNDPGZBMCMUPRI-UHFFFAOYSA-N iodine Chemical compound II PNDPGZBMCMUPRI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
- 229940116269 uric acid Drugs 0.000 description 1
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910001868 water Inorganic materials 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
- A61B6/4028—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot resulting in acquisition of views from substantially different positions, e.g. EBCT
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4266—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
- A61B6/4411—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis the apparatus being modular
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
- A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T7/00—Image analysis
- G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
- G06T7/0012—Biomedical image inspection
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
- H01J35/00—X-ray tubes
- H01J35/02—Details
- H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
- H01J35/153—Spot position control
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/025—Tomosynthesis
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/10—Image acquisition modality
- G06T2207/10072—Tomographic images
- G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/58—Switching arrangements for changing-over from one mode of operation to another, e.g. from radioscopy to radiography, from radioscopy to irradiation or from one tube voltage to another
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Pathology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Quality & Reliability (AREA)
- Algebra (AREA)
- Mathematical Analysis (AREA)
- Mathematical Optimization (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Pure & Applied Mathematics (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- X-Ray Techniques (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Description
本明細書に開示される主題は、一般に、コンピュータ断層撮影医療用撮像システムに関する。
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（以下、ＣＴシステム）は、典型的には、扇形または円錐形のビームを人または無生物の物体（例えば、手荷物）などの物体に向かって放出するＸ線源を含む。ビームは、物体によって減衰され、検出器セルのアレイに衝突する。検出器アレイで受け取られたビームの強度は、典型的には、物体によるＸ線ビームの減衰量に依存する。検出器アレイの各検出器セルは、各検出器セルによって受け取られた減衰されたビームを示す別々のアナログ信号を発生する。アナログ信号は、デジタル信号に変換され、分析のために画像処理システムに送信される。
Ｘ線源および検出器アレイは、撮像平面内でかつ対象の周囲でガントリの周りを回転する。Ｘ線源は、典型的には、焦点からＸ線ビームを放出するＸ線管を含む。Ｘ線検出器は、典型的には、検出器で散乱したＸ線を退けるための散乱防止グリッドまたはコリメータと、コリメータに隣接してＸ線を光エネルギーに変換するためのシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギーを受け取り、そこから電気信号を発生するためのフォトダイオードとを含む。Ｘ線源には、電力システムを通して電力が供給される。任意選択で、発電機の一部は、Ｘ線源および検出器アレイと共に物体の周りを回転する。
ＣＴシステムは、異なるスキャンモードで動作するように構成されてもよい。マルチエネルギー取得モードでは、例えば、Ｘ線源には、異なる動作電圧（またはエネルギーレベル）が供給される。様々なＣＴシステム構成は、以下を含むＸ線源の可変動作電圧を使用する：（１）Ｘ線管の異なる動作電圧を使用した物体の２回の連続スキャンからの低エネルギーおよび高エネルギー投影データの取得、（２）Ｘ線管の動作電圧の迅速な切り替えにより投影ビューの交互のサブセットについて低エネルギーおよび高エネルギー情報を取得することを利用した投影データの取得、または（３）Ｘ線管の動作電圧が異なる複数の撮像システムを使用したエネルギー敏感情報の同時取得。
そのようなマルチエネルギー取得モードは物質密度の区別を可能にする画像を提供することができるが、もう１つの改善された特徴（例えば、画像品質、解像度、またはサンプリング）を有する他の取得モードが一般に望ましい。
本明細書の実施形態によれば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムが提供される。システムは、異なる動作電圧で電力システムによって電力供給されるように構成されるＸ線源を備える。Ｘ線源は、焦点スポットから物体に向かってＸ線のビームを放出するように動作可能である。Ｘ線源は、焦点スポットのスポット位置を移動させるように動作可能である。検出器は、物体によって減衰されたＸ線を検出するように構成される。少なくとも１つの処理ユニットは、メモリに記憶されたプログラム化命令を実施するように構成される。プログラム化命令を実施している間、少なくとも１つの処理ユニットは、異なるエネルギーレベルでＸ線の異なるビームを放出し、異なるエネルギーレベルで放出されたＸ線の検出を表すデータを検出器から受け取るようにＸ線源に指示するように構成される。少なくとも１つの処理ユニットはまた、ビームが異なるエネルギーレベルで放出されている間は焦点スポットが異なるスポット位置にあるように、異なるスポット位置の間で焦点スポットを移動させるようにＸ線源に指示するように構成される。
少なくとも１つの処理ユニットは、繰り返して、第１のスポット位置からより高いエネルギーレベルで第１のビームを放出し、第１のスポット位置から第１のビームを放出した後に焦点スポットを第２のスポット位置に向かって移動させ、第２のスポット位置からより低いエネルギーレベルで第２のビームを放出し、かつ第２のスポット位置から第２のビームを放出した後に焦点スポットを第１のスポット位置に向かって移動させるようにＸ線源に指示するように構成されてもよい。ビームは、Ｚ軸に垂直であり得るＸＹ平面に沿って放出されてもよい。Ｘ線源は、焦点スポットをＺ軸に対しておよびＸＹ平面に対して移動させてもよい。Ｘ線源は、Ｘ線のビームが電極の間を通過することができるように、離間して配置することができる電極を含んでもよい。電極は、焦点スポットのスポット位置を移動させるために電場の強さを調整するように動作可能であってもよい。
任意選択で、電極は、スポット位置を第１および第２のスポット位置の間で移動させるように構成されてもよい。電場は、異なるビームを異なる量だけ偏向させるように動作可能であってもよい。Ｘ線源は、磁場を生成するように構成された電磁石を含んでもよい。電磁石は、焦点スポットのスポット位置を移動させるために磁場の強さを調整するように動作可能であってもよい。
いくつかの態様では、少なくとも１つの処理ユニットは、焦点スポットが第１の位置にある間に検出器からより高いエネルギーのデータを受け取るように構成されてもよく、焦点スポットが第２の位置にある間により低いエネルギーのデータを受け取るように構成されてもよい。少なくとも１つの処理ユニットは、第２の位置におけるより高いエネルギーのデータおよび第１の位置におけるより低いエネルギーのデータを補間するように構成されてもよい。
任意選択で、少なくとも１つの処理ユニットは、（ａ）物質分解プロセスならびに（ｂ）焦点スポットの第１の位置のより低いエネルギーのデータおよび焦点スポットの第１の位置のより高いエネルギーのデータを使用して、焦点スポットの第１の位置について２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成される。少なくとも１つの処理ユニットは、（ａ）物質分解プロセスならびに（ｂ）第２の位置のより低いエネルギーのデータおよび第２の位置のより高いエネルギーのデータを使用して、焦点スポットの第２の位置について２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成されてもよい。第１および第２の位置から２つの異なる物質の物質密度投影を生成した後、少なくとも１つの処理ユニットは、第１および第２の位置からの２つの異なる物質の物質密度投影を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成されてもよい。
任意選択で、少なくとも１つの処理ユニットは、第１の焦点位置のより高いエネルギーのデータおよび第２の焦点位置のより高いエネルギーのデータを使用してより高いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成されてもよい。少なくとも１つの処理ユニットは、第１の焦点位置のより低いエネルギーのデータおよび第２の焦点位置のより低いエネルギーのデータを使用してより低いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成されてもよい。次いで、少なくとも１つの処理ユニットは、より高いエネルギーおよびより低いエネルギーの高解像度画像を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成されてもよい。
本明細書の実施形態によれば、方法が提供される。方法は、異なるエネルギーレベルでＸ線の異なるビームを放出するようにＸ線源に指示し、ビームが異なるエネルギーレベルで放出されている間は焦点スポットが異なるスポット位置にあるように、異なるスポット位置の間でＸ線源の焦点スポットを移動させるようにＸ線源に指示するように構成される。方法は、異なるエネルギーレベルで放出されたＸ線の検出を表すデータを受け取る。
任意選択で、異なるビームを放出して焦点スポットを移動させるようにＸ線源に指示する方法は、繰り返して、焦点スポットが第１のスポット位置にある間に第１のエネルギーレベルで第１のビームを放出し、焦点スポットを異なる第２のスポット位置に向かって移動させ、焦点スポットが第２のスポット位置にある間に異なる第２のエネルギーレベルを有する第２のビームを放出し、かつ焦点スポットを第１のスポット位置に向かって移動させるようにＸ線源に指示することを含んでもよい。ビームは、Ｚ軸に垂直であり得るＸＹ平面に沿って放出されてもよい。Ｘ線源は、焦点スポットを異なるスポット位置の間で移動させながら焦点スポットをＺ軸に対しておよびＸＹ平面に対して移動させてもよい。
任意選択で、Ｘ線源は、Ｘ線のビームが電極の間を通過するように、離間して配置することができる電極を含んでもよい。焦点スポットを移動させることは、電極の間の電場の強さを調整することを含んでもよい。電場の強さを調整することは、異なるビームを異なる量だけ偏向させてもよい。Ｘ線源は、磁場を生成するように構成され得る電磁石を含んでもよい。焦点スポットを移動させることは、電磁石の磁場の強さを調整することを含んでもよい。Ｘ線を検出することは、より高いエネルギーのデータを検出することと、より低いエネルギーのデータを検出することとを含んでもよい。方法は、より高いエネルギーのデータを補間することと、より低いエネルギーのデータを補間することとをさらに含んでもよい。
本明細書の実施形態によれば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムが提供される。Ｘ線源は、異なる動作電圧で電力システムによって電力供給されるように構成される。Ｘ線源は、焦点スポットから物体に向かってＸ線のビームを放出するように動作可能である。Ｘ線源は、焦点スポットのスポット位置を移動させるように動作可能である。検出器は、物体によって減衰されたＸ線を検出するように構成される。少なくとも１つの処理ユニットは、メモリに記憶されたプログラム化命令を実施するように構成される。少なくとも１つの処理ユニットは、プログラム化命令を実施している間、繰り返して、第１のスポット位置からより高いエネルギーレベルで第１のビームを放出し、第１のスポット位置から第１のビームを放出した後に焦点スポットを第２のスポット位置に向かって移動させ、第２のスポット位置からより低いエネルギーレベルで第２のビームを放出し、かつ第２のスポット位置から第２のビームを放出した後に焦点スポットを第１のスポット位置に向かって移動させるようにＸ線源に指示するように構成される。
任意選択で、ビームは、Ｚ軸に垂直であり得るＸＹ平面に沿って放出されてもよい。Ｘ線源は、焦点スポットをＺ軸に対しておよびＸＹ平面に対して移動させてもよい。Ｘ線源は、Ｘ線のビームが電極の間を通過するように、離間して配置され得る電極を含んでもよい。電極は、焦点スポットのスポット位置を移動させるために電場の強さを調整するように動作可能であってもよい。
検出器は、複数の検出器画素要素を含んでもよく、前記複数の各検出器画素要素は、より高いエネルギーレベルで放出されたＸ線およびより低いエネルギーレベルで放出されたＸ線を検出してもよい。
本明細書に記載の本発明の主題は、添付の図面を参照しながら、以下の非限定的な実施形態の説明を読むことによってよりよく理解されよう。
本明細書に記載の実施形態は、撮像システムの検出器アセンブリに対して撮像システムの焦点スポットの位置を動的に調整することによって、ＣＴ撮像システムにおける空間サンプリングを向上させることができる。焦点スポットの異なる場所から取得された画像データは、画像再構築プロセスを経る前に、（単一の焦点スポット位置で取得された画像データと比較して）より高いサンプリングデータを形成するために互いに組み合わされてもよい。本明細書に記載のように、ＣＴシステムはまた、異なるエネルギーレベルで画像データを取得することができる。例えば、ＣＴシステムは、撮像システムの発電機がＸ線源に供給されるエネルギーレベルを振動させる高速ｋＶスイッチングを使用することがある。これにより、Ｘ線源および検出器アセンブリとが撮像システムによって撮像されている本体に対して移動するときに、スペクトル情報と高解像度サンプリングの両方を同時に達成することが可能になる。
本明細書で使用する場合、「高エネルギー」および「低エネルギー」という用語は、特定の値または範囲を必要としない。代わりに、「高」および「低」という用語は、別のエネルギーレベルに対するエネルギーレベルを識別するラベルである。例えば、高エネルギーレベルは、低エネルギーレベルよりも大きいエネルギーを有し、低エネルギーレベルは、高エネルギーレベルよりも小さいエネルギーを有する。高エネルギーおよび低エネルギーレベルは、例えば、それぞれ１４０ｋＶおよび８０ｋＶであり得る。任意選択で、高エネルギーレベルは、８０ｋＶ以上またはそれを超えるエネルギーレベルであり得る一方、低エネルギーレベルは、８０ｋＶ以下であるエネルギーレベルであり得る。
本明細書に記載の実施形態は、ＣＴシステムが異なるエネルギーレベルでデータセットを取得するスペクトル撮像が可能なマルチスライスＣＴシステムに関して説明されている。例えば、ＣＴシステムは、スイッチング速度（例えば、最大４．８ｋＨｚ）でエネルギー（ｋＶ）を高から低に循環させるかまたは切り替え、検出器アセンブリを利用して一時的に記録された２つのデータセットを捕捉するように構成され得る。いくつかの実施形態では、ビームエネルギーは、画像取得中にビームエネルギーが正弦波状に循環するように非静的である。したがって、エネルギーレベルは、平均高エネルギーレベルおよび平均低エネルギーレベルとして特徴付けることができる。平均高エネルギーレベルは、例えば、最大約１４０ｋＶを有することができ、平均低エネルギーレベルは、最小約８０ｋＶを有することができる。
本明細書に記載のＣＴシステムはまた、データ取得中にＸ線ビームの焦点スポットの位置を動的に制御するように構成することができる。例えば、焦点スポットは、Ｘ線源および検出器が人に対して（例えば、らせん状または軸方向に）移動するときに、第１の位置と第２の位置との間で移動し得る。焦点スポットが第１の焦点位置にある間にサンプルが取得され、焦点スポットが第２の焦点位置にある間に別のサンプルが取得される。異なる焦点位置は、検出器アセンブリに対して異なる視野角またはビーム配向を効果的に提供する。焦点スポットの位置は、ビームの静電偏向および／またはビームの磁気偏向によって動的に制御することができる。
いくつかの実施形態では、Ｘ線源は、焦点スポットが第１のスポット位置にある間に第１のエネルギーレベルで第１のビームを放出し、焦点スポットが第２のスポット位置にある間に異なる第２のエネルギーレベルを有する第２のビームを放出することができる。「焦点スポットが（指定された）スポット位置にある間」という語句は、ビームが放出されるときに焦点スポットが完全に静止していること、または放出の間中エネルギーレベルが均一であることを必要としない。焦点スポットは絶えず移動していてもよく、エネルギーレベルは絶えず変化していてもよい。しかしながら、放出中の移動量および／またはエネルギーの変化量は、比較的小さくてもよく、または異なるエネルギーレベルでおよび／または異なる焦点スポットから画像データを生成するために有用なデータを取得することができるように、互いに相殺してもよい。例えば、第１のビームの放出中の平均スポット位置と第２のビームの放出中の平均スポット位置とは、有用なデータ（例えば、異なるスポット位置からのサンプルを表すデータ）を得ることができるように、十分に離間され得る。同様に、第１のビームの放出中の平均エネルギーレベルと第２のビームの放出中の平均エネルギーレベルとは、有用なデータ（例えば、異なるエネルギーレベルからのサンプルを表すデータ）を得ることができるように、十分に異なり得る。
ＣＴシステムは、アキシャルスキャン、ヘリカルスキャン、およびシネスキャン用に構成することができる。実施形態はまた、ヨウ素とカルシウムのコントラストを高めるためのエネルギー重み付けを使用して造影剤および他の特殊物質（および他の高原子または物質）などの、対象に注入され得る物質を検出、測定、および特徴付けるために使用することができる。造影剤は、例えば、良好な視覚化のために血流中に注入されるヨウ素を含み得る。荷物スキャンの場合、エネルギーに敏感なＣＴ原理から生成される有効原子番号により、ビーム硬化などの画像アーチファクトを減らすことができ、また誤警報を減らすための識別情報を追加することが可能である。
いくつかの実施形態では、本明細書に記載の主題の少なくとも１つの技術的効果は、いくつかの既知のシステムによって生成されたスペクトル画像データと比較してより少ないエイリアシングアーチファクトでより高い空間解像度を有するスペクトル画像データを生成する能力を含む。いくつかの実施形態では、本明細書に記載の主題の少なくとも１つの技術的効果は、既知のシステムによって生成された高解像度画像データと比較して改善された全体的な画像品質を有する高解像度画像データを生成する能力を含む。いくつかの実施形態では、本明細書に記載の主題の少なくとも１つの技術的効果は、（例えば、空間解像度の欠如のために）これまでスペクトル撮像を使用していなかった臨床用途のためのスペクトル撮像モードの有効化を含む。
図１は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム１００（本明細書ではＣＴシステムと呼ぶ）を示し、図２は、ＣＴシステム１００の概略図を示す。示すように、ＣＴシステム１００は、ガントリ１１２の対向する検出器アセンブリ１１８に向かってＸ線のビームを投影するＸ線源１１４（例えば、Ｘ線管）を有するガントリ１１２を含む。任意選択で、ガントリ１１２およびその上に搭載された構成要素は、スキャン中に回転中心１２４の周りを回転することができる。いくつかの実施形態では、検出器アセンブリ１１８は、Ｘ線を光に変換するための層（例えば、シンチレータ層）、光を電流に変換するための層（例えば、フォトダイオード層）、およびデータを通信するための電子機器を支持する基板層を含んでもよい。検出器アセンブリ１１８は、複数の検出器セルまたはモジュール１２０と、データ取得システム（ＤＡＳ）１３２とを含む。各検出器セル１２０は、各画素要素がＸ線を感知するように構成される画素要素のグループまたはアレイを含むことができる。複数の検出器セル１２０は、物体または本体１２５を通過し、かつそれらによって減衰されるものを含む投影されたＸ線１１６を感知する。検出器セル１２０は、検出器セル１２０によるＸ線の検出または、より具体的には、それぞれの検出器セル１２０の画素要素を表すデータを通信することができる。以下、物体１２５を人と呼ぶが、物体は、例えば、手荷物または別の無生物の物体でもよいことを理解されたい。
図１および図２は、検出器アセンブリ１１８およびＸ線源１１４などのガントリ１１２の回転可能な構成要素に対する座標系を示す。Ｘ線源１１４には、発電機１１５を通して電力が供給される。いくつかの実施形態では、発電機１１５の少なくとも一部（例えば、第２の段）は、Ｘ線源１１４と共に回転する。座標系は、互いに垂直なＸ、Ｙ、およびＺ軸を含む。Ｚ軸は、人１２５の軸方向長さに概して沿って延び、回転軸１２４に平行に延びる。Ｚ軸は、ＣＴシステム１００のスライス方向を定義する。ＸおよびＹ軸は、Ｚ軸に垂直な平面を定義する。Ｘ線源１１４および検出器アセンブリ１１８は、ＸＹ平面に沿った方向と一致しかつその方向を向いている。方向は、Ｘ線源１１４および検出器アセンブリ１１８の回転配向に応じて、Ｘ構成要素およびＹ構成要素を有するベクトルであり得る。発電機１１５、Ｘ線源１１４、および検出器アセンブリ１１８は、グループとして回転軸１２４（図２）の周りを円周方向に回転することができる。
発電機１１５は、電力および任意選択でタイミング信号をＸ線源１１４に供給する。発電機１１５は、第１の電圧および第２の電圧をＸ線源１１４に出力することができる。いくつかの実施形態では、第１および第２の電圧は、電圧が最大の第１の電圧と最小の第２の電圧（例えば、１４０ｋＶｐおよび８０ｋＶｐ）との間で正弦波状に増減するように、高速スイッチングパターンで出力され得る。任意選択で、発電機１１５は、２ｋＨｚまで、またはそれ以上の周波数で第１の電圧と第２の電圧を効果的に切り替えることができる。他の実施形態では、発電機１１５は、５５０Ｈｚ以上の周波数で第１の電圧と第２の電圧を切り替える。Ｘ線源１１４に供給される電圧を迅速に切り替えることによって、低エネルギーレベル（８０ｋＶｐ）および高エネルギーレベル（１４０ｋＶｐ）でサンプルを得ることができる。
Ｘ線源１１４の動作は、部分的に、偏向制御モジュール１１３によって制御することができる。偏向制御モジュール１１３は、電子がビーム２１５が投影される焦点スポットに達する前に電子をＸ線源１１４から偏向させる電場および／または磁場を制御するように構成される。本明細書に記載のように、偏向制御モジュール１１３は、電極によって形成された電場を制御してもよく、または電磁石（例えば、ソレノイド）によって形成された磁場を制御してもよい。より具体的には、偏向制御モジュール１１３は、それぞれの場の強さを増減させることによって、偏向量を増減させることができる。任意選択で、偏向制御モジュール１１３は、電力レベルの変化がそれぞれの場の強さの変化を引き起こすように、発電機１１５に動作可能に結合される。
偏向制御モジュール１１３は、ＣＴシステムの動作を制御する少なくとも１つの処理ユニットの一部を形成してもよい。例えば、偏向制御モジュール１１３は、コンピューティングシステム１３６の一部および／またはＸ線コントローラの一部を形成してもよい。あるいは、偏向制御モジュールの少なくとも一部は、電圧源とＸ線源を直接接続する別々の回路（例えば、ハードワイヤード電子機器）であり得る。
ある特定の実施形態では、ＣＴシステム１００は、所望の投影データを取得するために人１２５の周囲の異なる角度位置を横断するように構成される。したがって、ガントリ１１２およびその上に搭載された構成要素は、投影データを取得するための回転中心１２４の周りを回転するように構成することができる。テーブル１４６は、ガントリ１１２が回転するとき、あるいはガントリ１１２が固定位置に留まるときに回転軸１２４に沿って移動することができる。
検出器セル１２０は、画素要素によるＸ線の検出を表すデータを通信することができる。例えば、各検出器セル１２０は、人１２５によって減衰された衝突するＸ線の強度を表すアナログ電気信号を通信することができる。検出器セル１２０は、アナログ電気信号（またはデータ）をＤＡＳ１３２に提供する。ＤＡＳ１３２は、検出器セル１２０から受け取ったアナログデータをサンプリングし、その後の処理のためにアナログデータをデジタル信号（またはデジタルデータ）に変換する。ＤＡＳ１３２は、Ｘ線の検出を表すデータをコンピューティングシステム１３６に通信することができる。
コンピューティングシステム１３６は、少なくとも１つの処理ユニットを含むか、またはそれによって表すことができる。例えば、コンピューティングシステム１３６は、ＣＴシステム１００全体に分散された複数の処理ユニット（例えば、プロセッサ、ハードワイヤード回路、または他の論理ベースのデバイスの組合せ）を含むことができる。一般に１３６と呼ばれ得る少なくとも１つの処理ユニットは、メモリ１３８に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成される。プログラム化命令を実施している間、少なくとも１つの処理ユニットは、とりわけ、Ｘ線源１１４および発電機１１５の動作を制御するように構成される。
一例では、コンピューティングシステム１３６は、図２では「記憶デバイス」として示されているメモリ１３８にデータを記憶する。メモリ１３８は、例えば、ハードディスクドライブ、フロッピーディスクドライブ、コンパクトディスク読み出し／書き込み（ＣＤ－Ｒ／Ｗ）ドライブ、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）ドライブ、フラッシュドライブ、および／またはソリッドステート記憶デバイスを含んでもよい。コンピューティングシステム１３６はまた、データを処理して画像を生成することができる。
加えて、コンピューティングシステム１３６は、システム動作を制御するためにＤＡＳ１３２、Ｘ線コントローラ１２８、およびガントリモータコントローラ１３０の１つまたは複数にコマンドおよびパラメータを提供する。ある特定の実施形態では、コンピューティングシステム１３６は、オペレータ入力に基づいてシステム動作を制御する。図２は１つのオペレータコンソール１４０のみを示しているが、例えば、システムパラメータを入力もしくは出力する、試験を要求する、および／または画像を閲覧するために、２つ以上のオペレータコンソールをＣＴシステム１００に結合してもよい。さらに、ある特定の実施形態では、ＣＴシステム１００は、例えば、施設もしくは病院内で、またはインターネットおよび／もしくは仮想プライベートネットワークなどの１つまたは複数の構成可能な有線および／もしくは無線ネットワークを介して完全に異なる場所において、ローカルにまたは遠隔に位置した複数のディスプレイ、プリンタ、ワークステーション、および／または同様のデバイスに結合してもよい。
一実施形態では、例えば、ＣＴシステム１００は、医用画像管理システム（ＰＡＣＳ）１４５を含むか、またはそれに結合される。１つの例示的な実施態様では、ＰＡＣＳ１４５は、放射線科情報システム、病院情報システム、または内部もしくは外部ネットワーク（例えば、クラウドコンピューティングネットワーク）などの遠隔システムにさらに結合される。遠隔システムは、異なる場所にいるオペレータがコマンドおよびパラメータを供給すること、および／または画像データにアクセスすることを可能にする。特定の実施形態では、遠隔システムは、ユーザが指定されたプロトコルを検索、更新、および記憶することを可能にする。
コンピューティングシステム１３６は、オペレータ供給のおよび／またはシステム定義のコマンドおよびパラメータを使用してテーブルモータコントローラ１４４を動作させることで、電動テーブル１４６を制御することができる。特に、テーブルモータコントローラ１４４は、テーブル１４６を移動させ、人１２５の目標体積に対応する投影データを取得するために人１２５をガントリ１１２内に適切に配置する。
上述のように、ＤＡＳ１３２は、検出器セル１２０によって取得された投影データをサンプリングしてデジタル化する。その後、画像再構築器１３４は、サンプリングされデジタル化されたＸ線データを使用して高速再構築を実行する。図２は、別々のエンティティとして画像再構築器１３４を示すが、ある特定の実施形態では、画像再構築器１３４は、コンピューティングシステム１３６の一部を形成してもよい。さらに、画像再構築器１３４は、ローカルにまたは遠隔に位置してもよく、有線または無線ネットワークを使用してＣＴシステム１００に動作可能に接続されてもよい。特に、１つの例示的な実施形態は、画像再構築器１３４のためのクラウドコンピューティングネットワーク内の計算資源を使用することができる。
一実施形態では、画像再構築器１３４は、記憶デバイス１３８に記憶された画像を再構築する。あるいは、画像再構築器１３４は、診断および評価のために有用な人情報を生成するために、再構築された画像をコンピューティングシステム１３６に送信する。ある特定の実施形態では、コンピューティングシステム１３６は、再構築された画像および／または人情報を、コンピューティングシステム１３６および／または画像再構築器１３４に通信可能に結合されたディスプレイ１４２に送信する。
本明細書でさらに説明される様々な方法およびプロセスは、ＣＴシステム１００の非一時的メモリに実施可能命令として記憶することができる。例えば、コンピューティングシステム１３６、Ｘ線コントローラ１２８、検出器アセンブリ１１８、テーブルモータコントローラ１４４、およびガントリモータコントローラ１３０は、命令を非一時的メモリに含むことができ、本明細書に記載の方法を適用して人１２５をスキャンすることができる。
本明細書で使用する場合、「少なくとも１つの処理ユニット」という語句または「コンピューティングシステム」という語句は、ＣＴシステム１００全体に分散された複数の処理ユニット（例えば、プロセッサ、ハードワイヤード回路、または他の論理ベースのデバイス）の可能性を含む。例えば、「少なくとも１つの処理ユニット」という語句は、コンピューティングシステム１３６の１つまたは複数の処理ユニット、Ｘ線コントローラ１２８の１つまたは複数の処理ユニット、ガントリモータコントローラ１３０の１つまたは複数の処理ユニット、テーブルモータコントローラ１４４の１つまたは複数の処理ユニット、および画像再構築器１３４の１つまたは複数の処理ユニットの組合せを含むことができる。少なくとも１つの処理ユニットは、メモリに記憶されたプログラム化命令を実施し、本明細書に記載のように動作するようにＣＴ撮像システムの構成要素に指示することができる。例えば、少なくとも１つの処理ユニットは、本明細書に記載されているように動作するようにＸ線源、検出器、または発電機に指示することができる。少なくとも１つの処理ユニットはまた、ＣＴスキャン中に取得されたデータを処理（例えば、再構築）して画像データを生成することができる。
コンピューティングシステム１３６はまた、オペレータインターフェースを有するコンソール１４０を介してオペレータからコマンドおよびスキャンパラメータを受け取る。オペレータインターフェースは、例えば、キーボード、マウス、音声作動式コントローラ、タッチ式スクリーンもしくはパッド、または任意の他の適切な入力装置を含んでもよい。関連するディスプレイ１４２は、オペレータが再構築された画像およびコンピューティングシステム１３６からの他のデータを観察することを可能にする。任意選択で、ディスプレイ１４２は、オペレータインターフェースの一部を形成し、タッチ式スクリーンを含む。
任意選択で、フィルタ（図示せず）を人１２５とＸ線源１１４との間に配置することができる。例えば、ボウタイフィルタを使用し、放射源の出力を変調することができる。ボウタイフィルタは、より均一なフルエンスを検出器に送達することができるように、物体の軸方向平面を通るビーム経路長さの差を補償することができる。ボウタイフィルタはまた、撮像視野（ＦＯＶ）の周辺部における散乱および放射線量を減少させることができる。
本明細書に記載のように、主題の実施形態は、異なるエネルギーレベルでデータセットを取得することが可能である。例えば、ＣＴシステムは、エネルギー（ｋＶ）を高から低に循環させるかまたは切り替え、検出器アセンブリを利用して一時的に記録された２つのデータセットを捕捉するように構成され得る。異なるエネルギーレベルを有するデータセットを取得するための以前に提案された設計は、人とＸ線管との間にグレーティングコリメータを配置することを含んでいた。ボウタイフィルタを使用した場合、グレーティングコリメータは、ボウタイフィルタの両側に配置することができる。提案されたグレーティングコリメータは、各領域が同じ物質（例えば、空気およびタングステン）を有する交互の領域を含み、それは他の領域の物質とは異なる。異なる物質は、異なるＸ線の減衰を有する。特定の実施形態では、ＣＴシステムは、これらの領域の少なくとも１つが人に達する前にＸ線を減衰させる交互の領域を含むグレーティングコリメータを欠いている。
以前に提案された設計の一部として、交互のパターンのＸ線が検出器に入射する。いずれかのエネルギーレベル（高または低）のＸ線は、交互に検出器の画素要素に入射する。Ｘ線源および検出器は、交互のパターンを達成するように設計されている。特定の実施形態では、ＣＴシステムは、検出器表面に入射するＸ線の交互のパターンを達成するようには設計されておらず、Ｘ線は、エネルギーレベルに基づいて減衰されない。
図３は、検出器アセンブリ１１８の一実施形態をより詳細に示す。しかしながら、他の実施形態が他の設計および構成を有する検出器アセンブリを含み得ることを理解されたい。検出器アセンブリ１１８は、それらの間に載置されたコリメートプレート１１９を有するレール１１７を含む。コリメートプレート１１９は、Ｘ線１１６が例えば、検出器アセンブリ１１８の検出器セル１２０（図２）に衝突する前にＸ線１１６をコリメートするように配置される。検出器セル１２０の各々は、画素要素、検出器画素、または検出器要素と呼ばれることがあるいくつかの検出器画素要素を含むことができる。検出器画素要素は、バックライト付きダイオードアレイ（図示せず）に光学的に結合することができ、これは次にＤＡＳ１３２（図２）に電気的に結合することができる。動作中、Ｘ線１１６は、人１２５を通過して人１２５によって減衰され、次に各検出器セル１２０の検出器画素要素に衝突し、それによってＤＡＳ１３２に通信されるアナログ信号を生成する。ＤＡＳ１３２は、アナログ信号をデジタル信号に変換する。
１つまたは複数の実施形態の例として、検出器アセンブリ１１８は、検出器セル１２０の各々が６４×１６個の検出器画素要素を有する５７個の検出器セル１２０用に配置されるコリメートプレート１１９のアレイを含み得る。したがって、図３の検出器アセンブリ１１８は、６４行×９１２列（１６×５７個の検出器セル）を有することができ、これにより、ガントリ１１２（図１）の回転毎に６４個の同時スライスのデータを収集することが可能である。
動作中、複数組の測定値（または複数組の減衰データ）を、異なるそれぞれのエネルギーレベル（例えば、平均エネルギーレベル）および異なる焦点スポットで取得することができる。２つの異なるエネルギースペクトルＳＬ（Ｅ）およびＳＨ（Ｅ）での測定値（ＩＬおよびＩＨ）は、次式によって得ることができる：
ＩＬ＝∫ＳＬ（Ｅ）ｅｘｐ（－∫μ（ｒ、Ｅ）ｄｒ）ｄＥ
ＩＨ＝∫ＳＨ（Ｅ）ｅｘｐ（－∫μ（ｒ、Ｅ）ｄｒ）ｄＥ
式中、μは、エネルギーＥおよび場所ｒにおける線形減衰係数である。
ＩＬ＝∫ＳＬ（Ｅ）ｅｘｐ（－∫μ（ｒ、Ｅ）ｄｒ）ｄＥ
ＩＨ＝∫ＳＨ（Ｅ）ｅｘｐ（－∫μ（ｒ、Ｅ）ｄｒ）ｄＥ
式中、μは、エネルギーＥおよび場所ｒにおける線形減衰係数である。
典型的には、線形減衰係数μは、２つ（またはそれ以上）の基底物質に分解することができる：
μ（ｒ、Ｅ）＝ａ（ｒ）Ａ（Ｅ）＋ｂ（ｒ）Ｂ（Ｅ）
式中、ａ（ｒ）およびｂ（ｒ）は、空間的に変化する係数であり、Ａ（Ｅ）およびＢ（Ｅ）は、それぞれの基底物質のエネルギー依存性である。
μ（ｒ、Ｅ）＝ａ（ｒ）Ａ（Ｅ）＋ｂ（ｒ）Ｂ（Ｅ）
式中、ａ（ｒ）およびｂ（ｒ）は、空間的に変化する係数であり、Ａ（Ｅ）およびＢ（Ｅ）は、それぞれの基底物質のエネルギー依存性である。
同様に、線形減衰係数の線積分は、次のように分解することができる：
∫μ（ｒ、Ｅ）＝Ａ（Ｅ）∫ａ（ｒ）＋Ｂ（Ｅ）∫ｂ（ｒ）＝Ａ（Ｅ）ｐａ＋Ｂ（Ｅ）ｐｂ
式中、ｐａおよびｐｂは、基底物質線積分である。
∫μ（ｒ、Ｅ）＝Ａ（Ｅ）∫ａ（ｒ）＋Ｂ（Ｅ）∫ｂ（ｒ）＝Ａ（Ｅ）ｐａ＋Ｂ（Ｅ）ｐｂ
式中、ｐａおよびｐｂは、基底物質線積分である。
したがって、一連の電流測定値（ＩＬおよびＩＨ）は、次のように書き換えることができる：
ＩＬ＝ｆＬ（ｐａ、ｐｂ）
ＩＨ＝ｆＨ（ｐａ、ｐｂ）
式中、関数ｆＬおよびｆＨは、スペクトルＳＬおよびＳＨとの異なる物質の組合せの較正測定値に基づいて経験的に決定することができ、その後、ｐａおよびｐｂを計算することができる。
ＩＬ＝ｆＬ（ｐａ、ｐｂ）
ＩＨ＝ｆＨ（ｐａ、ｐｂ）
式中、関数ｆＬおよびｆＨは、スペクトルＳＬおよびＳＨとの異なる物質の組合せの較正測定値に基づいて経験的に決定することができ、その後、ｐａおよびｐｂを計算することができる。
いくつかの実施形態では、逆関数ｇａおよびｇｂは、較正実験から直接定義されてもよく、その結果、以下の物質分解（ＭＤ）ステップが得られる：
ｐａ＝ｇａ（ＩＬ、ＩＨ）
ｐｂ＝ｇｂ（ＩＬ、ＩＨ）
再構成アルゴリズムを使用し、それぞれサイノグラムｐａおよびｐｂに基づいてａ（ｒ）およびｂ（ｒ）を再構築することができる。再構築アルゴリズムは、直接アルゴリズム（フィルタ補正逆投影など）または反復アルゴリズム（順序付きサブセットまたは反復座標降下を含むペナルティ付き重み付き最小二乗など）にすることができる。そのような場合、再構築アルゴリズムへの入力は、得られたサイノグラムｐａおよびｐｂである。他の実施形態では、未知数ａ（ｒ）およびｂ（ｒ）を用いて、かつ測定値ＩＬおよびＩＨを入力として使用して反復再構築プロセスを実行することができる。実施形態は、基底物質の第１の再構築から開始し、測定値におけるノイズの知識および画像に関する事前の知識を組み込むことによって再構築された画像を改善することができる。
ｐａ＝ｇａ（ＩＬ、ＩＨ）
ｐｂ＝ｇｂ（ＩＬ、ＩＨ）
再構成アルゴリズムを使用し、それぞれサイノグラムｐａおよびｐｂに基づいてａ（ｒ）およびｂ（ｒ）を再構築することができる。再構築アルゴリズムは、直接アルゴリズム（フィルタ補正逆投影など）または反復アルゴリズム（順序付きサブセットまたは反復座標降下を含むペナルティ付き重み付き最小二乗など）にすることができる。そのような場合、再構築アルゴリズムへの入力は、得られたサイノグラムｐａおよびｐｂである。他の実施形態では、未知数ａ（ｒ）およびｂ（ｒ）を用いて、かつ測定値ＩＬおよびＩＨを入力として使用して反復再構築プロセスを実行することができる。実施形態は、基底物質の第１の再構築から開始し、測定値におけるノイズの知識および画像に関する事前の知識を組み込むことによって再構築された画像を改善することができる。
図４は、電力をＸ線源２５２に供給するように動作可能な電力システム２５０の概略図である。電力システム２５０は、電圧源２５４（例えば、高周波高電圧発電機）を含む。任意選択で、電力システム２５０は、インターポーザ回路２５６を含む。インターポーザ回路２５６は、第１の電圧レベルと第２の電圧レベルとの間で迅速に切り替わるかまたは切り替わるのを助けるように動作可能である。いくつかの実施形態では、電力システム２５０は、偏向制御モジュール２６２に通信可能に結合される。上述のように、偏向制御モジュールは、コンピューティングシステム１３６の一部および／またはＸ線コントローラ１２８の一部を形成することができる。いくつかの実施形態では、偏向制御モジュール２６２は、インターポーザ回路２５６に通信可能に結合されてもよく、および／または電圧源２５４に通信可能に結合されてもよい。いくつかの実施形態では、偏向制御モジュール２６２は、インターポーザ回路２５６と一体化することができる。
インターポーザ回路２５６は、例えば、分圧器と、直列に結合された複数のスイッチング段とを含むことができる。各スイッチング段は、一対のスイッチと、逆電流を阻止するように動作可能なダイオードと、コンデンサとを有することができる。動作中、インターポーザ回路２５６は、電圧源２５４などの高電圧発電機から電圧を受け取ることができる。一連のスイッチング段は、出力における一対の電圧レベルの間の入力電圧の迅速な切り替えを可能にする。スイッチング段の総数は、電圧上昇の大きさに依存する。
電力システム２５０は、指定されたエネルギーレベルでＸ線ビームを生成するための動作電圧で電力をＸ線源２５２に供給するように構成される。いくつかの実施形態では、電圧源２５４およびインターポーザ回路２５６は、能動共振モジュールとして構成されてもよい。いくつかの実施形態では、電圧源２５４およびインターポーザ回路２５６は、受動共振モジュールとして構成されてもよい。インターポーザ回路２５６は、電圧源２５４から生成されてＸ線管２５２に適用される電圧の切り替えを容易にする切り替え構成要素（単数または複数）を含むことができる。例えば、動作中、インターポーザ回路２５６は、高ｋＶレベル（例えば、１４０ｋＶ）と低ｋＶレベル（例えば、８０ｋＶ）との間の切り替えを提供する。しかしながら、他の高および低電圧レベルを提供することができ、様々な実施形態は特定の電圧レベルに限定されないことに留意されたい。別の例として、高ｋＶレベルは、数十ｋＶ（例えば、マンモグラフィのための約３０ｋＶ）～数百ｋＶ（例えば、工業用検査用途のための約４５０ｋＶ）の範囲であり得る。電圧レベルを切り替えるとき、エネルギーを再利用して再循環させることができる。いくつかの実施形態では、電圧レベルの間の切り替えは、約１０～１００マイクロ秒以下で起こり得る。
１つまたは複数の実施形態の共振構成では、ＣＴシステムの電子機器は、異なる電圧レベルでの高電圧動作で負荷（例えば、真空管）に充電するまたは継続的に電力を供給するためにＸ線源２５２に電力を送信することができる。示すように、インターポーザ回路２５６は、Ｘ線源２５２に固定され、ケーブル配線２６０を介して電圧源２５４に電気的に結合される。ケーブル配線２６０は、高電圧（例えば、１４０ｋＶ以上）に定格されてもよい。特定の実施形態では、インターポーザ回路２５６は、インターポーザ回路２５６が電圧源の一部を形成するように、電圧源２５４と一体化することができる。そのような実施形態では、電圧源２５４およびインターポーザ回路は、ケーブル配線２６０を介してＸ線源２５２に通信可能に結合することができる。
特定の実施形態では、電圧源２５４は、低レベル、例えば、８０ｋＶに対応する電圧を生成することが可能な高電圧発電機であり、インターポーザ回路２５６は、負荷（例えば、真空チャンバ）を高電圧レベル、例えば、１４０ｋＶで動作させるために追加のエネルギー／電力を提供するように構成される。インターポーザ回路２５６は、高電圧レベルから低電圧レベルに切り替わるときにエネルギーを蓄積し、次の高電圧サイクルに移行するときに蓄積されたエネルギーを使用するように動作し得る。インターポーザ回路２５６は、例えば、１つまたは複数のコンデンサにエネルギーを蓄積することができる。
偏向制御モジュール２６２は、インターポーザ回路２５６と別々であるかまたは一体化されてもよい。本明細書に記載のように、偏向制御モジュール２６２は、焦点スポットの位置を動的に制御するように構成される。いくつかの実施形態では、偏向制御モジュール２６２は、Ｘ線源２５２に供給される電力の変化に応じて焦点スポットの位置を制御する。
図５は、動的焦点スポット制御のための１つの機構を説明するＸ線源２１４の概略図である。Ｘ線源２１４は、異なるエネルギーレベルで異なるビームを放出するように構成される。示すように、Ｘ線源２１４は、フィラメント２２０を有するカソード２１０を含む。電子のビーム２１５は、フィラメント２２０から放出される。ビーム２１５は、アノード２０６上の第１の焦点位置２３４で焦点スポット２２５に向けられてもよく、ビーム２１５は、アノード２０６上の第２の焦点位置２３６で焦点スポット２２５に向けられてもよい。アノード２０６は、アノード２０６の基部２２６に配置された斜面２２４を含む。
ビーム２１５は、電子が通過するときに電極２２８、２２９を有する電極アセンブリ（例えば、電極プレート）によって静電的に偏向される。任意選択で、Ｘ線源２１４は、ビーム２１５の偏向、操縦、または集束を容易にするために追加の電極を含むことができる。電極は、（図５に示すように）紙面に沿った方向または紙面に出入りする垂直方向のいずれかにビーム２１５を偏向、操縦、または集束するように構成することができる。電子のビーム２１５は、電極２２８、２２９の間に電場を適用することによって、経路２３０に沿って第１の焦点位置２３４の焦点スポット２２５に向けられるか、または第２の経路２３２に沿って第２の焦点位置２３６の焦点スポット２２５に向けられ得る。この電場は、時間に関して（大きさおよび／または方向において）変化し得る。したがって、単一のフィラメント２２０から放出された電子のビームは、静電場を変化させることによってその間で迅速に振動（または揺動）させることができる。第１および第２の焦点位置２３４、２３６の間には、距離２３５が存在する。
いくつかの実施形態では、ビーム２１５は、ＸＹ平面の経路に沿って距離２３５を振動させることができ、経路は、ビーム方向に概して横方向である。他の実施形態では、ビーム２１５は、Ｚ軸に沿って延びる経路に沿って距離２３５を振動させることができる。ビーム２１５は、数ｋＨｚ以上まで振動し得る。例えば、ビームは、約５ｋＨｚで振動し得る。したがって、Ｘ線は、ビーム２１５が検出器アセンブリ１１８（図１）に向かって投影されるように、第１および第２の焦点位置２３４、２３６から放出させることができる。
焦点スポット２２５を第１および第２の位置２３４、２３６の間で移動させることに加えて、Ｘ線コントローラ１２８（図２）は、エネルギーレベルを変化させることができる。例えば、Ｘ線コントローラ１２８は、高速ｋＶスイッチングによってエネルギーレベルを変化させることができる。
また図示されているように、Ｘ線源２１４は、電極２２８、２２９に動作可能に結合される偏向制御モジュール２４０を含むか、またはそれによって制御されてもよい。偏向制御モジュール２４０は、異なるビームが異なる量だけ偏向されるように、一対の電極２２８、２２９の間の電位差を制御することができる。電子が電極２２８、２２９の間を通過すると、電子は偏向される。偏向量は、偏向制御モジュール２４０によって決定される電場の強さの関数である。
例えば、図５に示す機構を使用して焦点位置が静電的に制御されるとき、偏向は、１／ｋＶにほぼ比例する。任意選択で、偏向制御モジュール２４０は、電極２２８、２２９の間の電場の強さがＸ線源に供給される電力レベルの変化と共に変化するように、発電機１１５などの発電機に通信可能に結合することができる。所与の電場に対して、高エネルギーレベル（例えば、１４０ｋＶｐ）のビームと低エネルギーレベル（例えば、８０ｋＶｐ）のビームの両方が共通の方向に偏向されるが、高エネルギーレベルのビームは、低エネルギーレベルのビームよりも多く偏向されることに留意されたい。例えば、より低いエネルギーのビームは、第１の量だけ偏向されてもよく、より高いエネルギーのビームは、第１の量よりも大きい第２の量だけ偏向されてもよい。
任意選択で、焦点スポットの位置と電子ビームのエネルギーレベルとを同期させることができる。例えば、発電機は、電極に直接接続され（例えば、ハードワイヤードで）、偏向制御モジュールとして機能することができる。そのような実施形態では、発電機は、偏向電極２２８、２２９に適用される電圧を独立して素早く切り替えることができる。
図６は、異なるエネルギーレベルで異なるビームを放出するように構成される一実施形態によるＸ線源３１４の断面図を示す。Ｘ線源３１４は、カソードアセンブリ３１８を有する真空チャンバまたはフレーム３１６と、その中に配置されたターゲットまたは回転アノード３２０とを含む。カソードアセンブリ３１８は、フィラメント（図示せず）を支持し、加熱されたフィラメントから放出された電子のビーム３２２をターゲット３２０の表面３２４に向かって集束させる静電レンズとして働くカソードカップ（図示せず）を含む、いくつかの要素を含む。
Ｘ線源３１４の電磁石アセンブリ３２６（例えば、偏向コイル）は、電子ビーム３２２の経路の近くの場所に搭載される。一実施形態によれば、電磁石アセンブリ３２６は、ソレノイドとして巻かれ、生成された磁場が電子ビーム３２２の経路内にあるように、真空チャンバ３１６の上および周囲に配置されるコイルを含み得る。電磁石アセンブリ３２６は、電子ビーム３２２に作用する磁場を生成し、電子ビーム３２２を偏向させて一対の焦点スポットまたは位置３３０、３３２の間で移動させる。電子ビーム３２２の移動方向は、電磁石アセンブリ３２６のコイルを流れる電流の方向によって決定される。
いくつかの実施形態では、電磁石アセンブリ３２６は、１つまたは複数の四極子または複数の双極子を含む。例えば、電磁石アセンブリ３２６は、２組の四極子コイルおよびヨークを含むことができ、各々のヨークは、ビームの経路の周囲に分布している。四極子は、集束するように構成することができ、双極子は、偏向するように構成することができる。しかしながら、四極子は、偏向に関して二次効果を有することができ、双極子は、集束に関して二次効果を有することができる。
電流の方向および大きさは、電磁石３２６に結合される偏向制御モジュール３３４を介して制御することができる。偏向制御モジュール３３４は、例えば、Ｘ線コントローラ１２８（図２）および／または電力システムによって制御されるハードワイヤード回路であり得る。偏向制御モジュール３３４は、電流源（例えば、実電流源または理想電流源）、電圧源（例えば、低電圧源、高電圧源）、スイッチ、および共振回路を含み得る。
カソードとアノード（ターゲット）との間の電圧が異なる値の間で迅速に変化するとき、マルチエネルギー取得モードに対して動的磁気集束が達成され得る。集束コイルを通る電流は、焦点スポットの幾何学的形状を維持するために、より低いエネルギーの電圧の値とより高いエネルギーの電圧の値との間で調整されてもよい。そのような実施形態では、電磁石を加速電圧のｋＶ設定に同期させ、焦点スポットの幾何学的形状を効果的に維持することができる。電磁石は、焦点スポットの位置を決定するように制御されてもよい。
任意選択で、焦点スポットは、電磁石３２６に加えて偏向磁石を使用して移動させることができる。偏向磁石はまた、例えば、電極２２８、２２９（図５）と同様に配置される電磁石であってもよい。各偏向磁石の周りに巻かれているコイルを通って流れる電流は、電子ビームの偏向を変調するように制御することができる。集束磁石を単独で使用することと比較して、偏向に必要とされる磁場は一般に低く、ビームの集束に使用される磁場と比較して正確である必要はないので、偏向磁石で焦点スポットの位置を調整することは容易であり得る。集束電子機器が電磁集束を使用してｋＶスイッチングにおいて焦点スポットの幾何学的形状を維持するように設計された後、ｋＶが切り替えられるときに同様の技術が焦点スポットの位置を変えるために使用されてもよい。
図１１は、本明細書に記載の主題の実施形態が異なるスポット位置ＳＰの間でどのように焦点スポットＦＳを移動させることができるかを示す。本明細書に記載のように、Ｘ線源は、それぞれの場の強さを調整することによって（例えば、磁気的または静電的に）偏向するように動作可能であり得る。例えば、焦点スポットＦＳは、スポット位置ＳＰＡとスポット位置ＳＰＢとの間で平面内（例えば、ＸＹ平面に沿って）に移動することができる。焦点スポットＦＳは、スポット位置ＳＰＡとスポット位置ＳＰＣとの間でＺ軸に沿って軸方向に移動することができる。ある特定の実施形態では、焦点スポットＦＳは、焦点スポットＦＳがスポット位置ＳＰＡとスポット位置ＳＰＤとの間で部分的にＺ軸に沿ってかつ部分的にＸＹ平面に沿って移動するように、斜めに移動することができる。
焦点スポットＦＳを軸方向または平面内に移動させる実施形態では、異なるスポット位置（例えば、ＳＰＡとＳＰＢまたはＳＰＡとＳＰＣ）の間の距離は、検出器画素要素の対応する寸法の約半分であり得る。焦点スポットＦＳが検出器画素要素の幅に沿って平面内に移動する場合、スポット位置ＳＰＡとＳＰＢとの間の距離は、検出器画素要素の幅の約半分であり得る。焦点スポットＦＳが検出器画素要素の長さに沿って軸方向に移動する場合、スポット位置ＳＰＡとＳＰＣとの間の距離は、検出器画素要素の長さの約半分であり得る。焦点スポットＦＳが斜めに移動する場合、スポット位置ＳＰＡとＳＰＤとの間の距離は、検出器画素要素の長さ（Ｌ）の半分と検出器画素要素の幅（Ｗ）の半分とを有する長方形の対角線の長さであり得、これは、（（０．５Ｌ）２＋（０．５Ｗ）２）の平方根である。例として、検出器画素要素の長さおよび幅は、１．２５０ミリメートル（ｍｍ）×１．２５０ｍｍであり得る。別の例として、長さおよび幅は、１．０００ｍｍ×１．０００ｍｍであり得、長さおよび幅は、０．６２５ｍｍ×０．６２５ｍｍであり得る。長さおよび幅は、０．３１３ｍｍ×０．３１３ｍｍであってもよく、または長さおよび幅は、０．１５６ｍｍ×０．１５６ｍｍであってもよい。上記の例は長さと幅が等しいが、長さと幅は、他の実施形態では等しくない場合がある。
画素要素は、典型的には、長方形の検出面積を有する。本明細書で使用する場合、「画素要素は、少なくともＬ ｍｍ×Ｗ ｍｍの面積を有する」という語句は、長さが少なくともＬ ｍｍであり、幅が少なくともＷ ｍｍであることを意味する。例えば、「画素要素は、少なくとも０．１５６ｍｍ×０．１５６ｍｍの面積を有する」という語句は、長さが少なくとも０．１５６ｍｍであり、幅が少なくとも０．１５６ｍｍであることを意味する。いくつかの実施形態では、画素要素は、少なくとも０．３１３ｍｍ×０．３１３ｍｍの面積を有する。ある特定の実施形態では、画素要素は、少なくとも０．６２５ｍｍ×０．６２５ｍｍの面積を有する。特定の実施形態では、画素要素は、少なくとも１．０００ｍｍ×１．０００ｍｍの面積を有する。
したがって、斜めに移動するとき、スポット位置はより大きな距離を移動し得る。任意選択で、斜めの移動は、等しくないＺおよびＸＹ構成要素を含み得る。例えば、図１１の斜めの移動を表す双方向の矢印は、軸方向の移動および平面内の移動を表す双方向の矢印に対して約４５°である。任意選択で、斜めの移動は、４５°未満または４５°超であり得る。
図７および図８は、異なるエネルギーレベルおよび焦点スポットの異なる位置で取得されたデータを利用することができる異なる取得モードを示す。図７では、あるエネルギーレベルで取得されたサンプルが焦点スポットの同じ位置で取得され、別のエネルギーレベルで取得されたサンプルが焦点スポットの別の位置で取得されるように、ビームの焦点スポットおよび電力システムの電圧が制御され得る。グラフ４００に示すように、低エネルギーレベル（ＬＥ）で取得された各サンプルは、第１の焦点位置（ｐｔ１）で取得され、高エネルギーレベル（ＨＥ）で取得された各サンプルは、第２の焦点位置（ｐｔ２）で取得される。そのような実施形態では、データは、有用な画像データを提供するために補間を受けることができる。
図８では、焦点スポットのある位置で取得された後続のサンプルが２つのエネルギーレベルで取得されるように、ビームの焦点スポットおよび電力システムの電圧が制御され得る。グラフ４１０に示すように、２つのサンプルが第１の焦点位置（ｐｔ１）、低エネルギー（ＬＥ）、続いて高エネルギー（ＨＥ）で取得される。次に、２つの次のサンプルが第２の焦点位置（ｐｔ２）、低エネルギー（ＬＥ）、続いて高エネルギー（ＨＥ）で取得される。任意選択で、２つの次のサンプルを第２の焦点位置（ｐｔ２）、高エネルギー（ＨＥ）、続いて低エネルギー（ＬＥ）で取得することができる。他の実施形態では、あるエネルギーレベルで取得された後続のサンプルが異なる焦点位置で取得されるように、ビームの焦点スポットおよび電力システムの電圧が制御され得る。例えば、２つのサンプルが高エネルギー（ＨＥ）、第１の焦点位置（ｐｔ１）、続いて第２の焦点位置（ｐｔ２）で取得される。次に、２つの次のサンプルが低エネルギー（ＬＥ）、第１の焦点位置（ｐｔ１）、続いて第２の焦点位置（ｐｔ２）で取得される。任意選択で、２つの次のサンプルを低エネルギー（ＬＥ）、第２の焦点位置（ｐｔ２）、続いて第１の焦点位置（ｐｔ１）で取得することができる。
異なるエネルギーレベルおよび焦点位置で取得されたデータを処理し、画像データを生成することができる。真ん中の行４２０は、第１の焦点位置を有する焦点スポットで取得された低エネルギーのデータ（以下、「より低いエネルギーのデータ」と呼ぶ）と、第２の焦点位置を有する焦点スポットで取得された高エネルギーのデータ（以下、「より高いエネルギーのデータ」と呼ぶ）とを含む取得されたデータを示す。次いで、取得されたデータを分離し、より高いエネルギーの投影とより低いエネルギーの投影の２組の投影を生成することができる。データは、欠けているデータ、具体的には、第２の焦点位置を有する焦点スポットで取得されたより低いエネルギーのデータおよび第１の焦点位置を有する焦点スポットで取得されたより高いエネルギーのデータを提供するために補間される。補間は、投影空間または画像空間において実行され得る。
図９において、（ＬＥ’ ｐｔ２）および（ＨＥ’ ｐｔ１）として参照されるデータは、補間されたデータを指す。第１の焦点位置に対応する取得されたより低いエネルギーのデータおよび補間されたより高いエネルギーのデータを用いて、第１の投影データセットを提供するための物質分解プロセスを通して物質密度投影が達成され得る。物質分解は、異なるエネルギーレベルで取得された投影データを基底物質の等価密度を表す投影データにマッピングするために使用されるプロセスである。物質分解は、エネルギー依存性線形減衰係数をエネルギー依存性基底関数と対応する基底関数係数との線形結合に分解することによって、人の中の物質（例えば、骨および組織）を区別する。物質密度画像は、組織組成および造影剤分布に関する定性的および定量的情報を提供し得る。撮像することができる物質には、例えば、ヨウ素、水、カルシウム、ヒドロキシアパタイト（ＨＡＰ）、尿酸、および脂肪が含まれる。
第２の焦点位置に対応する補間されたより低いエネルギーのデータおよび取得されたより高いエネルギーのデータを用いて、第２の投影データセットを提供するための物質分解プロセスを通して物質密度投影もまた達成され得る。第１および第２の投影データセットは、高解像度物質密度（またはスペクトル）画像データを提供するために再構築されてもよい。
他の実施形態では、第１の焦点位置に対応する取得されたより低いエネルギーのデータおよび第２の焦点位置に対応する補間されたより低いエネルギーのデータを使用して、低エネルギーの投影データセットが生成され得る。より高いエネルギーの投影データセットは、第２の焦点位置に対応する取得されたより高いエネルギーのデータおよび第１の焦点位置に対応する補間されたより高いエネルギーのデータを使用して生成することができる。より高いエネルギーおよびより低いエネルギーの投影データセットは、それぞれより高いエネルギーの高解像度画像およびより低いエネルギーの高解像度画像を提供するために再構築され得る。異なるエネルギーレベルの高解像度画像では、画像空間物質分解法を使用して高解像度物質密度画像データを生成することができる。
異なるエネルギーレベルでの高解像度単色画像は、高解像度物質密度画像からさらに導き出すことができる。したがって、高解像度物質密度画像は、投影ドメインまたは画像ドメインで生成することができる。
図１０は、一実施形態による方法５００を示すフローチャートである。方法５００は、例えば、高解像度物質密度画像データを得る方法であり得る。方法５００は、本明細書で説明した様々な実施形態の構造または態様（例えば、システムおよび／または方法）を用いる。様々な実施形態では、ある特定のステップを省略または追加することができ、ある特定のステップを組み合わせることができ、ある特定のステップを同時に実行することができ、ある特定のステップを並行して実行することができ、ある特定のステップを複数のステップに分割することができ、ある特定のステップを異なる順序で実行することができ、あるいはある特定のステップまたは一連のステップを反復的な形式で再実行することができる。方法５００は、少なくとも部分的には、少なくとも１つの処理ユニット１３６（図２）によって実行することができる。
方法５００は、５０２において、取得モードを選択するためにオペレータ入力を受け取ることを含み得る。取得モードは、例えば、高解像度スペクトル撮像モードであり得る。いくつかの実施形態では、オペレータは、より低いエネルギーレベルおよびより高いエネルギーレベルなどの指定されたエネルギーレベルを入力する。任意選択で、オペレータ入力は、１つまたは複数の中間エネルギーレベルを指定することができる。他の実施形態では、オペレータによって選択された取得モードは、エネルギーレベルを自動的に設定または割り当てることができる。
５０４において、方法５００は、スキャンを開始するためにオペレータ入力を受け取ることを含み得る。スキャンは、取得サブシーケンス５０５を繰り返し実施してもよい。取得サブシーケンス５０５は、５０６において、第１の指定されたエネルギーレベルで焦点スポットからＸ線の第１のビームを放出することと、５０８において、人を通過した後の第１のビームからのＸ線を検出することとを含む。５１０において、焦点スポットを異なる焦点位置（例えば、第２の焦点位置）に移動させることができる。方法５００はまた、５１２において、第２の指定されたエネルギーレベルで焦点スポットからＸ線の第２のビームを放出することと、５１４において、人を通過した後の第２のビームからのＸ線を検出することとを含む。５１６において、焦点スポットを異なる焦点位置に移動させる（例えば、第１の焦点位置に戻す）ことができる。方法５００は、取得サブシーケンス５０５を数回繰り返すことができる。
したがって、第１および第２のビームの放出は、第１および第２の焦点位置と同期させることができる。特に、焦点スポットが第１の焦点位置にあるときに第１のビームを提供することができ、焦点スポットが第２の焦点位置にあるときに第２のビームを提供することができる。焦点スポットが第１の焦点位置にあり、ビームが第２の指定されたエネルギーレベルを有するとき、ＣＴシステムは減衰データを取得しなくてもよい。焦点スポットが第２の焦点位置にあり、ビームが第１の指定されたエネルギーレベルを有するとき、ＣＴシステムは減衰データを取得しなくてもよい。
しかしながら、他の実施形態では、取得サブシーケンス５０５は、異なる順序のステップを有してもよい。例えば、サブシーケンスは、各ビューについて取得されたデータが両方のエネルギーレベルを含むように、第２のビームの前に焦点位置を移動させることができる。あるいは、サブシーケンスは、各ビューについて取得されたデータが両方のエネルギーレベルを含み得るように、焦点位置を維持しながらエネルギーレベルを変化させることができる。
５１８において、データ処理を開始することができる。データ処理は、投影ドメインおよび／または画像ドメインで行われてもよい。５２０において、上述のようにデータを補間して、欠けているデータ点を埋めてデータセットを完成させることができる。例えば、補間されたデータを使用して、第１の焦点位置のより高いエネルギーのデータセットおよびより低いエネルギーのデータセットを形成することができ、第２の焦点位置のより高いエネルギーのデータセットおよびより低いエネルギーのデータセットを形成することができる。５２２において、各焦点位置の高エネルギーのデータセットおよび低エネルギーのデータセットを処理して物質密度投影を提供し、５２４において、これを使用して高解像度物質密度画像データを生成することができる。任意選択で、５２５において、高解像度物質密度画像データを処理し、異なるエネルギーレベルで高解像度単色画像を生成することができる。
あるいは、ステップ５２０からのデータセットを使用し、第１および第２の焦点位置の各々についてより高いエネルギーの画像データを生成し、第１および第２の焦点位置の各々についてより低いエネルギーの画像データを生成してもよい。５２６において、より高いエネルギーのデータおよびより低いエネルギーのデータを再構築し、それぞれより高いエネルギーの高解像度画像データおよびより低いエネルギーの高解像度画像データを提供することができる。５２７において、ステップ５２６からの画像データを結合または融合し、高解像度物質密度画像データを生成することができる。任意選択で、５２８において、高解像度物質密度画像データを処理し、異なるエネルギーレベルで高解像度単色画像を生成することができる。
本明細書で使用する場合、単数形で書かれた要素またはステップおよび単語「１つの（ａ）」もしくは「１つの（ａｎ）」が前に付く要素またはステップは、例外であることが明示されない限り、前記要素またはステップが複数である可能性を除外しないことを理解すべきである。さらに、「一実施形態」という言及は、記載した特徴も組み込む追加の実施形態の存在を除外するものと解釈されることを意図しない。さらに、明示的に反対の記載がない限り、特定の特性を有する要素または複数の要素を「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、または「有する（ｈａｖｉｎｇ）」実施形態は、その特性を有さない追加のそのような要素を含むことができる。
上記の説明は例示するものであって、限定することを意図したものではないことを理解されたい。例えば、上記の実施形態（および／またはその態様）は、互いに組み合わせて使用されてもよい。さらに、本発明の範囲から逸脱することなく、特定の状況または材料を本発明の教示に適合させるために、多くの修正を行うことができる。本明細書で説明した材料の寸法および種類は、本発明のパラメータを定義することを意図するが、それらは、限定するものではなく、例示的な実施形態である。多くの他の実施形態は、上記の説明を検討すると当業者には明らかであろう。したがって、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲を参照して、そのような特許請求の範囲が権利を与えられる等価物の全範囲と共に決定されるべきである。添付の特許請求の範囲において、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「そこにおいて（ｉｎ ｗｈｉｃｈ）」という用語は、それぞれ「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」および「そこにおいて（ｗｈｅｒｅｉｎ）」という用語の平易な英語に相当するものとして使用される。さらに、以下の特許請求の範囲において、「第１の」、「第２の」、および「第３の」などの用語は、単にラベルとして使用されており、それらの対象物に対して数の要件を課すことを意図するものではない。さらに、以下の特許請求の範囲の限定は、そのような特許請求の範囲の限定が「のための手段（ｍｅａｎｓ ｆｏｒ）」の後にさらなる構造のない機能についての記載が続く語句を明白に使用しない限り、そしてそうするまでは、ミーンズプラスファンクション形式で書かれたものではなく、米国特許法第１１２条（ｆ）に基づいて解釈されることを意図するものではない。
本明細書は、最良の様式を含む本発明を開示するため、およびどのような当業者も、任意のデバイスまたはシステムの作製および使用ならびに任意の組み込まれた方法の実行を含む本発明の実践を可能にするために、実施例を使用している。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、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。
［実施態様１］
異なる動作電圧で電力システム（２５０）によって電力供給されるように構成され、焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）から物体（１２５）に向かってＸ線（１１６）のビーム（２１５）を放出するように動作可能であり、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）のスポット位置（ＳＰ）を移動させるように動作可能であるＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）と、
前記物体（１２５）によって減衰された前記Ｘ線（１１６）を検出するように構成された検出器アセンブリ（１１８）と、
メモリ（１３８）に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成され、前記プログラム化命令を実施している間、異なるエネルギーレベルで前記Ｘ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出し、前記異なるエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）の検出を表すデータを前記検出器アセンブリ（１１８）から受け取るように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される少なくとも１つの処理ユニット（１３６）と
を備え、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）はまた、前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）。
［実施態様２］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、繰り返して、
第１のスポット位置（ＳＰ）からより高いエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記第１のスポット位置（ＳＰ）から前記第１のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記第２のスポット位置（ＳＰ）からより低いエネルギーレベルで第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記第２のスポット位置（ＳＰ）から前記第２のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様３］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様４］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記電極（２２８、２２９）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様５］
前記電極（２２８、２２９）が、前記スポット位置（ＳＰ）を第１および第２のスポット位置（ＳＰ）の間で移動させるように構成され、前記電場が、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させるように動作可能である、実施態様４に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様６］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記電磁石（３２６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記磁場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様７］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が第１のスポット位置（ＳＰ）にある間に前記検出器アセンブリ（１１８）からより高いエネルギーのデータを受け取るように構成され、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が第２のスポット位置（ＳＰ）にある間により低いエネルギーのデータを受け取るように構成され、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第２のスポット位置（ＳＰ）における前記より高いエネルギーのデータおよび前記第１のスポット位置（ＳＰ）における前記より低いエネルギーのデータを補間するように構成される、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様８］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）物質分解プロセスならびに（ｂ）前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）について２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）前記物質分解プロセスならびに（ｂ）前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第２のスポット位置（ＳＰ）について前記２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１および第２のスポット位置（ＳＰ）からの前記２つの異なる物質の前記物質密度投影を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成される、実施態様７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様９］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用してより高いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータを使用してより低いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記より高いエネルギーおよびより低いエネルギーの高解像度画像を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成される、実施態様７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様１０］
異なるエネルギーレベルでＸ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出するようにＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）の前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
前記異なるエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）の検出を表すデータを受け取ることと
を含む、方法（５００）。
［実施態様１１］
前記異なるビーム（２１５）を放出して前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することが、繰り返して、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第１のスポット位置（ＳＰ）にある間に第１のエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を異なる第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第２のスポット位置（ＳＰ）にある間に異なる第２のエネルギーレベルを有する第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１２］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記異なるスポット位置（ＳＰ）の間で移動させながら前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１３］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１４］
前記電場の前記強さを調整することが、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させる、実施態様１３に記載の方法（５００）。
［実施態様１５］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電磁石（３２６）の前記磁場の強さを調整することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１６］
前記Ｘ線（１１６）を検出することが、より高いエネルギーのデータを検出することと、より低いエネルギーのデータを検出することとを含み、前記方法（５００）が、前記より高いエネルギーのデータを補間することと、前記より低いエネルギーのデータを補間することとをさらに含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１７］
異なる動作電圧で電力システム（２５０）によって電力供給されるように構成され、焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）から物体（１２５）に向かってＸ線（１１６）のビーム（２１５）を放出するように動作可能であり、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）のスポット位置（ＳＰ）を移動させるように動作可能であるＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）と、
前記物体（１２５）によって減衰された前記Ｘ線（１１６）を検出するように構成された検出器アセンブリ（１１８）と、
メモリ（１３８）に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成された少なくとも１つの処理ユニット（１３６）とを備え、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）は、前記プログラム化命令を実施している間、繰り返して、
第１のスポット位置（ＳＰ）からより高いエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記第１のスポット位置（ＳＰ）から前記第１のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記第２のスポット位置（ＳＰ）からより低いエネルギーレベルで第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記第２のスポット位置（ＳＰ）から前記第２のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）。
［実施態様１８］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様１９］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記電極（２２８、２２９）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために電場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様２０］
前記検出器アセンブリ（１１８）が、複数の検出器画素要素を含み、前記複数の各検出器画素要素が、より高いエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）およびより低いエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）を検出する、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様１］
異なる動作電圧で電力システム（２５０）によって電力供給されるように構成され、焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）から物体（１２５）に向かってＸ線（１１６）のビーム（２１５）を放出するように動作可能であり、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）のスポット位置（ＳＰ）を移動させるように動作可能であるＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）と、
前記物体（１２５）によって減衰された前記Ｘ線（１１６）を検出するように構成された検出器アセンブリ（１１８）と、
メモリ（１３８）に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成され、前記プログラム化命令を実施している間、異なるエネルギーレベルで前記Ｘ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出し、前記異なるエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）の検出を表すデータを前記検出器アセンブリ（１１８）から受け取るように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される少なくとも１つの処理ユニット（１３６）と
を備え、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）はまた、前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）。
［実施態様２］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、繰り返して、
第１のスポット位置（ＳＰ）からより高いエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記第１のスポット位置（ＳＰ）から前記第１のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記第２のスポット位置（ＳＰ）からより低いエネルギーレベルで第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記第２のスポット位置（ＳＰ）から前記第２のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様３］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様４］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記電極（２２８、２２９）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様５］
前記電極（２２８、２２９）が、前記スポット位置（ＳＰ）を第１および第２のスポット位置（ＳＰ）の間で移動させるように構成され、前記電場が、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させるように動作可能である、実施態様４に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様６］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記電磁石（３２６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記磁場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様７］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が第１のスポット位置（ＳＰ）にある間に前記検出器アセンブリ（１１８）からより高いエネルギーのデータを受け取るように構成され、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が第２のスポット位置（ＳＰ）にある間により低いエネルギーのデータを受け取るように構成され、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第２のスポット位置（ＳＰ）における前記より高いエネルギーのデータおよび前記第１のスポット位置（ＳＰ）における前記より低いエネルギーのデータを補間するように構成される、実施態様１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様８］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）物質分解プロセスならびに（ｂ）前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）について２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）前記物質分解プロセスならびに（ｂ）前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第２のスポット位置（ＳＰ）について前記２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１および第２のスポット位置（ＳＰ）からの前記２つの異なる物質の前記物質密度投影を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成される、実施態様７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様９］
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用してより高いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータを使用してより低いエネルギーの高解像度画像を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記より高いエネルギーおよびより低いエネルギーの高解像度画像を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成される、実施態様７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様１０］
異なるエネルギーレベルでＸ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出するようにＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）の前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
前記異なるエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）の検出を表すデータを受け取ることと
を含む、方法（５００）。
［実施態様１１］
前記異なるビーム（２１５）を放出して前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することが、繰り返して、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第１のスポット位置（ＳＰ）にある間に第１のエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を異なる第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第２のスポット位置（ＳＰ）にある間に異なる第２のエネルギーレベルを有する第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１２］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記異なるスポット位置（ＳＰ）の間で移動させながら前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１３］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１４］
前記電場の前記強さを調整することが、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させる、実施態様１３に記載の方法（５００）。
［実施態様１５］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電磁石（３２６）の前記磁場の強さを調整することを含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１６］
前記Ｘ線（１１６）を検出することが、より高いエネルギーのデータを検出することと、より低いエネルギーのデータを検出することとを含み、前記方法（５００）が、前記より高いエネルギーのデータを補間することと、前記より低いエネルギーのデータを補間することとをさらに含む、実施態様１０に記載の方法（５００）。
［実施態様１７］
異なる動作電圧で電力システム（２５０）によって電力供給されるように構成され、焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）から物体（１２５）に向かってＸ線（１１６）のビーム（２１５）を放出するように動作可能であり、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）のスポット位置（ＳＰ）を移動させるように動作可能であるＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）と、
前記物体（１２５）によって減衰された前記Ｘ線（１１６）を検出するように構成された検出器アセンブリ（１１８）と、
メモリ（１３８）に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成された少なくとも１つの処理ユニット（１３６）とを備え、前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）は、前記プログラム化命令を実施している間、繰り返して、
第１のスポット位置（ＳＰ）からより高いエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記第１のスポット位置（ＳＰ）から前記第１のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記第２のスポット位置（ＳＰ）からより低いエネルギーレベルで第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記第２のスポット位置（ＳＰ）から前記第２のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）。
［実施態様１８］
前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様１９］
前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記Ｘ線（１１６）の前記ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記電極（２２８、２２９）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために電場の強さを調整するように動作可能である、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
［実施態様２０］
前記検出器アセンブリ（１１８）が、複数の検出器画素要素を含み、前記複数の各検出器画素要素が、より高いエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）およびより低いエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）を検出する、実施態様１７に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
１００ コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム
１１２ ガントリ
１１３ 偏向制御モジュール
１１４ Ｘ線源
１１５ 発電機
１１６ Ｘ線
１１７ レール
１１８ 検出器アセンブリ
１１９ コリメートプレート
１２０ 検出器セル／モジュール
１２４ 回転中心／回転軸
１２５ 物体／人／本体
１２８ Ｘ線コントローラ
１３０ ガントリモータコントローラ
１３２ データ取得システム（ＤＡＳ）
１３４ 画像再構築器
１３６ コンピューティングシステム／処理ユニット
１３８ メモリ／記憶デバイス
１４０ オペレータコンソール
１４２ ディスプレイ
１４４ テーブルモータコントローラ
１４５ 医用画像管理システム（ＰＡＣＳ）
１４６ 電動テーブル
２０６ アノード
２１０ カソード
２１４ Ｘ線源
２１５ ビーム
２２０ フィラメント
２２４ 斜面
２２５ 焦点スポット
２２６ 基部
２２８ 偏向電極
２２９ 偏向電極
２３０ 経路
２３２ 第２の経路
２３４ 第１の焦点位置
２３５ 距離
２３６ 第２の焦点位置
２４０ 偏向制御モジュール
２５０ 電力システム
２５２ Ｘ線源／Ｘ線管
２５４ 電圧源
２５６ インターポーザ回路
２６０ ケーブル配線
２６２ 偏向制御モジュール
３１４ Ｘ線源
３１６ 真空チャンバ／フレーム
３１８ カソードアセンブリ
３２０ ターゲット／回転アノード
３２２ 電子ビーム
３２４ 表面
３２６ 電磁石アセンブリ
３３０ 一対の焦点スポット／位置
３３２ 一対の焦点スポット／位置
３３４ 偏向制御モジュール
４００ グラフ
４１０ グラフ
４２０ 行
５００ 方法
５０２ ステップ
５０４ ステップ
５０５ 取得サブシーケンス
５０６ ステップ
５０８ ステップ
５１０ ステップ
５１２ ステップ
５１４ ステップ
５１６ ステップ
５１８ ステップ
５２０ ステップ
５２２ ステップ
５２４ ステップ
５２５ ステップ
５２６ ステップ
５２７ ステップ
５２８ ステップ
Ｌ 長さ
Ｘ 軸
Ｙ 軸
Ｚ 軸
ｐｔ１ 第１の焦点位置
ｐｔ２ 第２の焦点位置
ＦＳ 焦点スポット
ＨＥ 高エネルギー
ＬＥ 低エネルギー
ＸＹ 平面
ＳＰＡ スポット位置
ＳＰＢ スポット位置
ＳＰＣ スポット位置
ＳＰＤ スポット位置
１１２ ガントリ
１１３ 偏向制御モジュール
１１４ Ｘ線源
１１５ 発電機
１１６ Ｘ線
１１７ レール
１１８ 検出器アセンブリ
１１９ コリメートプレート
１２０ 検出器セル／モジュール
１２４ 回転中心／回転軸
１２５ 物体／人／本体
１２８ Ｘ線コントローラ
１３０ ガントリモータコントローラ
１３２ データ取得システム（ＤＡＳ）
１３４ 画像再構築器
１３６ コンピューティングシステム／処理ユニット
１３８ メモリ／記憶デバイス
１４０ オペレータコンソール
１４２ ディスプレイ
１４４ テーブルモータコントローラ
１４５ 医用画像管理システム（ＰＡＣＳ）
１４６ 電動テーブル
２０６ アノード
２１０ カソード
２１４ Ｘ線源
２１５ ビーム
２２０ フィラメント
２２４ 斜面
２２５ 焦点スポット
２２６ 基部
２２８ 偏向電極
２２９ 偏向電極
２３０ 経路
２３２ 第２の経路
２３４ 第１の焦点位置
２３５ 距離
２３６ 第２の焦点位置
２４０ 偏向制御モジュール
２５０ 電力システム
２５２ Ｘ線源／Ｘ線管
２５４ 電圧源
２５６ インターポーザ回路
２６０ ケーブル配線
２６２ 偏向制御モジュール
３１４ Ｘ線源
３１６ 真空チャンバ／フレーム
３１８ カソードアセンブリ
３２０ ターゲット／回転アノード
３２２ 電子ビーム
３２４ 表面
３２６ 電磁石アセンブリ
３３０ 一対の焦点スポット／位置
３３２ 一対の焦点スポット／位置
３３４ 偏向制御モジュール
４００ グラフ
４１０ グラフ
４２０ 行
５００ 方法
５０２ ステップ
５０４ ステップ
５０５ 取得サブシーケンス
５０６ ステップ
５０８ ステップ
５１０ ステップ
５１２ ステップ
５１４ ステップ
５１６ ステップ
５１８ ステップ
５２０ ステップ
５２２ ステップ
５２４ ステップ
５２５ ステップ
５２６ ステップ
５２７ ステップ
５２８ ステップ
Ｌ 長さ
Ｘ 軸
Ｙ 軸
Ｚ 軸
ｐｔ１ 第１の焦点位置
ｐｔ２ 第２の焦点位置
ＦＳ 焦点スポット
ＨＥ 高エネルギー
ＬＥ 低エネルギー
ＸＹ 平面
ＳＰＡ スポット位置
ＳＰＢ スポット位置
ＳＰＣ スポット位置
ＳＰＤ スポット位置
Claims (12)
- 異なる動作電圧で電力システム（２５０）によって電力供給されるように構成され、焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）から物体（１２５）に向かってＸ線（１１６）のビーム（２１５）を放出するように動作可能であり、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）のスポット位置（ＳＰ）を移動させるように動作可能であるＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）と、
前記物体（１２５）によって減衰された前記Ｘ線（１１６）を検出するように構成された検出器アセンブリ（１１８）と、
メモリ（１３８）に記憶されたプログラム化命令を実施するように構成された少なくとも１つの処理ユニット（１３６）であって、前記プログラム化命令を実施している間、
異なるエネルギーレベルで前記Ｘ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出し、前記異なるエネルギーレベルで放出された前記Ｘ線（１１６）の検出を表すデータを前記検出器アセンブリ（１１８）から受け取るように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示すること、
前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示すること、
前記焦点スポットが第１のスポット位置にあるときは前記検出器アセンブリから高エネルギーデータを受け取り、前記焦点スポットが第２のスポット位置にあるときは低エネルギーデータを受け取ること、
前記第２のスポット位置における高エネルギーデータと、前記第１のスポット位置における低エネルギーデータとを補間すること、
前記第１のスポット位置の高エネルギーデータと、前記第２のスポット位置の高エネルギーデータとを用いて、高エネルギー高解像度画像を生成すること、
前記第１のスポット位置の低エネルギーデータと、前記第２のスポット位置の低エネルギーデータとを用いて、低エネルギー高解像度画像を生成すること、
前記高エネルギー高解像度画像と前記低エネルギー高解像度画像とを用いて、高解像度物質密度画像を再構成すること、
を実行するように構成される少なくとも１つの処理ユニット（１３６）とを含む、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）。 - 前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、繰り返して、
第１のスポット位置（ＳＰ）からより高いエネルギーレベルで第１のビーム（２１５）を放出し、
前記第１のスポット位置（ＳＰ）から前記第１のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記第２のスポット位置（ＳＰ）からより低いエネルギーレベルで第２のビーム（２１５）を放出し、かつ
前記第２のスポット位置（ＳＰ）から前記第２のビーム（２１５）を放出した後に前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させる
ように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示するように構成される、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。 - 前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
- 前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、電子ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記電極（２２８、２２９）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整するように動作可能である、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
- 前記電極（２２８、２２９）が、前記スポット位置（ＳＰ）を第１および第２のスポット位置（ＳＰ）の間で移動させるように構成され、前記電場が、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させるように動作可能である、請求項４に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
- 前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記電磁石（３２６）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記スポット位置（ＳＰ）を移動させるために前記磁場の強さを調整するように動作可能である、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
- 前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）物質分解プロセスならびに（ｂ）前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第１のスポット位置（ＳＰ）について２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、（ａ）前記物質分解プロセスならびに（ｂ）前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より低いエネルギーのデータおよび前記第２のスポット位置（ＳＰ）の前記より高いエネルギーのデータを使用して、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）の前記第２のスポット位置（ＳＰ）について前記２つの異なる物質の物質密度投影を生成するように構成され、
前記少なくとも１つの処理ユニット（１３６）が、前記第１および第２のスポット位置（ＳＰ）からの前記２つの異なる物質の前記物質密度投影を使用して高解像度物質密度画像を再構築するように構成される、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１００）。 - 異なるエネルギーレベルでＸ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出するようにＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
前記ビーム（２１５）が前記異なるエネルギーレベルで放出されている間は焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が異なるスポット位置（ＳＰ）にあるように、異なるスポット位置（ＳＰ）の間で前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）の前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することと、
を含む方法であって、
前記異なるエネルギーレベルでＸ線（１１６）の異なるビーム（２１５）を放出するようにＸ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示すること、および前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）の前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させるように前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）に指示することが、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第１のスポット位置（ＳＰ）にある間に高エネルギーレベルにおける第１のビーム（２１５）を放出し、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を異なる第２のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させ、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）が前記第２のスポット位置（ＳＰ）にある間に低エネルギーレベルの第２のビーム（２１５）を放出し、
前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記第１のスポット位置（ＳＰ）に向かって移動させることが繰り返し実行されるように、前記Ｘ線源に指示することを含み、
前記方法が更に、
前記焦点スポットが第１のスポット位置にあるときは高エネルギーデータを受け取り、前記焦点スポットが第２のスポット位置にあるときは低エネルギーデータを受け取ること、
前記第２のスポット位置における高エネルギーデータと、前記第１のスポット位置における低エネルギーデータとを補間すること、
前記第１のスポット位置の高エネルギーデータと、前記第２のスポット位置の高エネルギーデータとを用いて、高エネルギー高解像度画像を生成すること、
前記第１のスポット位置の低エネルギーデータと、前記第２のスポット位置の低エネルギーデータとを用いて、低エネルギー高解像度画像を生成すること、
前記高エネルギー高解像度画像と前記低エネルギー高解像度画像とを用いて、高解像度物質密度画像を再構成すること、
を含む、方法（５００）。 - 前記ビーム（２１５）が、Ｚ軸に垂直なＸＹ平面に沿って放出され、前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記異なるスポット位置（ＳＰ）の間で移動させながら前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を前記Ｚ軸に対しておよび前記ＸＹ平面に対して移動させる、請求項８に記載の方法（５００）。
- 前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、電子ビーム（２１５）が電極（２２８、２２９）の間を通過するように、離間して配置される前記電極（２２８、２２９）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電極（２２８、２２９）の間の電場の強さを調整することを含む、請求項８に記載の方法（５００）。
- 前記電場の前記強さを調整することが、前記異なるビーム（２１５）を異なる量だけ偏向させる、請求項１０に記載の方法（５００）。
- 前記Ｘ線源（１１４、２１４、２５２、３１４）が、磁場を生成するように構成された電磁石（３２６）を含み、前記焦点スポット（２２５、３３０、３３２、ＦＳ）を移動させることが、前記電磁石（３２６）の前記磁場の強さを調整することを含む、請求項８に記載の方法（５００）。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US16/001,289 | 2018-06-06 | ||
| US16/001,289 US10893839B2 (en) | 2018-06-06 | 2018-06-06 | Computed tomography system and method configured to image at different energy levels and focal spot positions |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2020072772A JP2020072772A (ja) | 2020-05-14 |
| JP7114525B2 true JP7114525B2 (ja) | 2022-08-08 |
Family
ID=66770408
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2019097097A Active JP7114525B2 (ja) | 2018-06-06 | 2019-05-23 | 異なるエネルギーレベルおよび焦点スポット位置で撮像するように構成されたコンピュータ断層撮影システムおよび方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US10893839B2 (ja) |
| EP (1) | EP3578104A1 (ja) |
| JP (1) | JP7114525B2 (ja) |
| CN (1) | CN110559006B (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110664420B (zh) * | 2019-10-11 | 2023-04-07 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 焦点校正方法、装置、计算机设备和计算机可读存储介质 |
| US11310898B2 (en) * | 2019-12-20 | 2022-04-19 | Schlumberger Technology Corporation | Compact high-voltage power supply and radiation apparatus systems and methods |
| US11353411B2 (en) * | 2020-06-01 | 2022-06-07 | GE Precision Healthcare LLC | Methods and systems for multi-material decomposition |
| CN117078792B (zh) * | 2023-10-16 | 2023-12-12 | 中国科学院自动化研究所 | 正则项自适应优化的磁粒子图像重建系统、方法及设备 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008012206A (ja) | 2006-07-10 | 2008-01-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線断層撮影装置 |
| JP2009082173A (ja) | 2007-09-27 | 2009-04-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US20130266115A1 (en) | 2012-04-04 | 2013-10-10 | Jiahua Fan | System and method for multi-energy computed tomography imaging |
Family Cites Families (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5153900A (en) * | 1990-09-05 | 1992-10-06 | Photoelectron Corporation | Miniaturized low power x-ray source |
| US5265142A (en) * | 1992-05-08 | 1993-11-23 | General Electric Company | Image reconstruction technique for a computer tomography system |
| US6256369B1 (en) * | 1999-03-31 | 2001-07-03 | Analogic Corporation | Computerized tomography scanner with longitudinal flying focal spot |
| US7236559B2 (en) | 2005-08-17 | 2007-06-26 | General Electric Company | Dual energy scanning protocols for motion mitigation and material differentiation |
| US7852979B2 (en) | 2007-04-05 | 2010-12-14 | General Electric Company | Dual-focus X-ray tube for resolution enhancement and energy sensitive CT |
| US8626271B2 (en) * | 2007-04-13 | 2014-01-07 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | System and method using fluorescence to examine within a patient's anatomy |
| US7813474B2 (en) | 2007-10-09 | 2010-10-12 | General Electric Company | Method and apparatus for performing dual-spectrum CT with fast KV modulation at multiple-view intervals |
| US9070181B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-06-30 | General Electric Company | System and method for extracting features of interest from an image |
| WO2009101576A1 (en) * | 2008-02-15 | 2009-08-20 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Multiple energy x-ray source |
| US7844030B2 (en) | 2008-03-26 | 2010-11-30 | General Electric Company | System and method of fast switching for spectral imaging |
| US7792241B2 (en) | 2008-10-24 | 2010-09-07 | General Electric Company | System and method of fast KVP switching for dual energy CT |
| US7826587B1 (en) | 2009-09-11 | 2010-11-02 | General Electric Company | System and method of fast kVp switching for dual energy CT |
| US8363917B2 (en) | 2009-10-14 | 2013-01-29 | General Electric Company | System and method of image artifact reduction in fast kVp switching CT |
| US8401151B2 (en) | 2009-12-16 | 2013-03-19 | General Electric Company | X-ray tube for microsecond X-ray intensity switching |
| US8548118B2 (en) | 2009-12-21 | 2013-10-01 | General Electric Company | Apparatus and method for spectral projection imaging with fast KV switching |
| US8295442B2 (en) | 2010-07-28 | 2012-10-23 | General Electric Company | Apparatus and method for magnetic control of an electron beam |
| US9504135B2 (en) | 2010-07-28 | 2016-11-22 | General Electric Company | Apparatus and method for magnetic control of an electron beam |
| US8861681B2 (en) | 2010-12-17 | 2014-10-14 | General Electric Company | Method and system for active resonant voltage switching |
| US8483361B2 (en) | 2010-12-22 | 2013-07-09 | General Electric Company | Anode target for an x-ray tube and method for controlling the x-ray tube |
| US20120236987A1 (en) * | 2011-03-18 | 2012-09-20 | David Ruimi | Multiple energy ct scanner |
| FR2974967A1 (fr) | 2011-05-02 | 2012-11-09 | Gen Electric | Procede et dispositif pour la mise en oeuvre d'imagerie a double energie |
| WO2012168832A1 (en) | 2011-06-06 | 2012-12-13 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Multiple focal spot x-ray radiation filtering |
| US20130003912A1 (en) * | 2011-06-30 | 2013-01-03 | General Electric Company | System and method of acquiring computed tomography data using a multi-energy x-ray source |
| US8712015B2 (en) | 2011-08-31 | 2014-04-29 | General Electric Company | Electron beam manipulation system and method in X-ray sources |
| US20140177794A1 (en) | 2012-12-24 | 2014-06-26 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | System and method for focal spot deflection |
| US9160325B2 (en) | 2013-01-22 | 2015-10-13 | General Electric Company | Systems and methods for fast kilovolt switching in an X-ray system |
| DE102013104193A1 (de) * | 2013-04-25 | 2014-10-30 | Smiths Heimann Gmbh | CT-Röntgenprüfanlage, insbesondere zur Inspektion von Objekten |
| US9204852B2 (en) | 2013-12-31 | 2015-12-08 | General Electric Company | Systems and methods for increased energy separation in multi-energy X-ray imaging |
| US9438120B2 (en) | 2014-01-22 | 2016-09-06 | General Electric Company | Systems and methods for fast kilovolt switching in an X-ray system |
| US9943279B2 (en) * | 2014-10-21 | 2018-04-17 | General Electric Company | Methods and systems for task-based data generation and weighting for CT spectral imaging |
| US9585626B2 (en) | 2014-12-11 | 2017-03-07 | General Electric Company | Methods and systems for spectral CT imaging |
| US9888894B2 (en) * | 2015-12-21 | 2018-02-13 | General Electric Company | Multi-energy X-ray imaging |
-
2018
- 2018-06-06 US US16/001,289 patent/US10893839B2/en active Active
-
2019
- 2019-05-23 JP JP2019097097A patent/JP7114525B2/ja active Active
- 2019-06-05 EP EP19178545.0A patent/EP3578104A1/en active Pending
- 2019-06-06 CN CN201910490165.4A patent/CN110559006B/zh active Active
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008012206A (ja) | 2006-07-10 | 2008-01-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線断層撮影装置 |
| JP2009082173A (ja) | 2007-09-27 | 2009-04-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US20130266115A1 (en) | 2012-04-04 | 2013-10-10 | Jiahua Fan | System and method for multi-energy computed tomography imaging |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN110559006A (zh) | 2019-12-13 |
| EP3578104A1 (en) | 2019-12-11 |
| CN110559006B (zh) | 2023-07-28 |
| JP2020072772A (ja) | 2020-05-14 |
| US20190374174A1 (en) | 2019-12-12 |
| US10893839B2 (en) | 2021-01-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP7114525B2 (ja) | 異なるエネルギーレベルおよび焦点スポット位置で撮像するように構成されたコンピュータ断層撮影システムおよび方法 | |
| EP2056720B1 (en) | Multi-tube x-ray detection | |
| RU2491019C2 (ru) | Квазистатическая установка с распределенными источниками для рентгеновской визуализации с высокой разрешающей способностью | |
| JP6014323B2 (ja) | Ｘ線システム | |
| EP2049918B1 (en) | Stereo tube computed tomography | |
| US20070009088A1 (en) | System and method for imaging using distributed X-ray sources | |
| EP1959835B1 (en) | Systems and methods for scanning and data acquisition in computed tomography (ct) applications | |
| JP5675808B2 (ja) | 独立したｘ及びｚ方向の動的フォーカルスポット偏向を持つＸ線管 | |
| JP2009507544A (ja) | Ｃｔ用の直接の測定及び散乱補正 | |
| JP5535532B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| JP2004180715A (ja) | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 | |
| CN110234278B (zh) | 计算机断层摄影装置 | |
| US8401143B2 (en) | Arrangement for three-dimensional electron beam tomography | |
| US20100189211A1 (en) | X-ray souce for measuring radiation | |
| CN110047114B (zh) | 用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法 | |
| JP7179479B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| US12016711B2 (en) | Multi-spectral x-ray imaging using conventional equipment | |
| JP7487367B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置、検出器補正方法および医用情報システム | |
| JP2011019802A (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| JPH0678914A (ja) | 放射線ｃｔと放射線ｃｔの撮影データ収集方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20190625 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20201222 |
|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20210520 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20210524 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20211126 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20211130 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20220228 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20220629 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20220727 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 7114525 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |