(57)【要約】【課題】重畳領域を形成する複数の交互照射型線源を用いて取得された画像を結合するときに、結合後の画像にわたって雑音変動を最小限にして被検体への放射線曝射を最小限にする。【解決手段】イメージング・システム（１０）が、少なくとも２基のＸ線源（４０、４２）と、Ｘ線検出器アセンブリ（２０）と、減弱フィルタ（１００）とを含んでいる。少なくとも２基のＸ線源（４０、４２）は、ｚ軸（５２）に沿って変位配置されており、Ｘ線ビーム（２４、２５）を交互に放出する。Ｘ線検出器アセンブリ（２０）は、Ｘ線ビーム（２４、２５）を検出する。減弱フィルタ（１００）は少なくとも２基のＸ線源（２４、２５）に近接して装着されており、ｚ軸（５２）に沿ってＸ線ビーム（２４、２５）に異なる量のＸ線減弱を与える。【選択図】図２
2010082442.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ｚ軸（５２）に沿って変位配置されており、Ｘ線ビーム（２４、２５）を交互に放出するように構成されている少なくとも２基のＸ線源（４０、４２）と、
前記Ｘ線ビーム（２４、２５）を検出するように構成されているＸ線検出器アセンブリ（２０）と、
前記少なくとも２基のＸ線源（４０、４２）に近接して装着されており、前記ｚ軸（５２）に沿って前記Ｘ線ビーム（２４、２５）に異なる量のＸ線減弱を与えるように構成されている減弱フィルタ（１００）と
を備えたイメージング・システム（１０）。
【請求項２】
前記減弱フィルタ（１００）は、前記ｚ軸に沿って実質的に三角形形状の部分（１０６）及び彎曲部分（１８２）の少なくとも一方を含んでいる、請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項３】
前記減弱フィルタ（１００）は、前記ｚ軸（５２）に沿って当該減弱フィルタ（１００）の中央部分（８６）に近接した前記Ｘ線ビーム（２４、２５）に相対的に大きい量のＸ線減弱を与え、前記ｚ軸（５２）に沿って当該減弱フィルタ（１００）の外側部分に近接した前記Ｘ線ビーム（２４、２５）に相対的に小さい量のＸ線減弱を与える、請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項４】
前記減弱フィルタ（１００）は、ｙ−ｚ平面（７６）に沿って三角形形状の部分（１０６）及び凸形彎曲部分（１８２）の一方と、ｘ−ｙ平面（７４）に沿ってＵ字形部分とを含んでいる、請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項５】
前記Ｘ線ビーム（２４、２５）は、撮像域の内部で重畳領域を形成するように互いに部分的に重畳しており、前記減弱フィルタ（１００）は、前記重畳領域（４６）の内部で相対的に大きいＸ線減弱を与えるようにさらに構成されている、請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項６】
前記Ｘ線ビーム（２４、２５）に基づいて画像データを受け取るように構成されているプロセッサであって、結合画像を形成するように前記画像データを結合するようにさらに構成されているプロセッサをさらに含んでいる請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項７】
ｚ軸（５２）に沿って装着された多数のＸ線源（４０、４２）からの増大したＸ線束を少なくとも部分的に補償する方法であって、
少なくとも２基の隣接するＸ線源（４０、４２）から交互にＸ線ビーム（２４、２５）を伝達するステップであって、該Ｘ線ビーム（２４、２５）は撮像域（１３０）の内部に重畳領域（４６）を形成する、伝達するステップと、
前記少なくとも２基の隣接するＸ線源（４０、４２）とＸ線検出器アセンブリ（２０）との間に、前記ｚ軸（５２）に沿って前記Ｘ線ビーム（２４、２５）に異なる量のＸ線減弱を与える減弱フィルタ（１００）を配置するステップと
を備えた方法。
【請求項８】
前記減弱フィルタ（１００）は、前記撮像域（１３０）の内部で、前記重畳領域（４６）に対応する相対的に高い減弱係数を有し、また非重畳領域（４８、５０）に対応する相対的に低い減弱係数を有する、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記減弱フィルタ（１００）は、前記ｚ軸（５２）に関して中央部分（８６）及び外側部分を含んでおり、前記中央部分（８６）は前記外側部分よりも高いレベルのＸ線減弱を与える、請求項７に記載の方法。
【請求項１０】
前記与えられるＸ線減弱の量は、前記重畳領域（４６）の位置に基づいている、請求項７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムに関し、さらに具体的には、多数のＸ線源を用いるときに生ずるアーティファクトを除去するシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
典型的には、ＣＴシステムでは、Ｘ線管がファン（扇形）形状のＸ線ビーム又はコーン形状（円錐形）のＸ線ビームを、テーブルに配置された被検者又は物体に向けて放出する。ビームは被検体によって減弱された後に、検出器アセンブリに入射する。検出器アセンブリにおいて受光される減弱後のＸ線ビームの強度は典型的には、被検体によるＸ線ビームの減弱量に依存する。検出器アセンブリの各々の検出器素子が、受光された減弱後のＸ線ビームを示す別個の電気信号を発生する。
【０００３】
公知の第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アセンブリは、ファン形状又はコーン形状のＸ線ビームが撮像対象と交差するガントリ角度が定常的に変化するように、ガントリにおいて対象の周りを回転する。被検体を支持するテーブルは、ガントリが撮像されている対象の周りを回転している間に前進することができる。検出器素子の各々において受光されるＸ線ビームの強度を表わすデータが一定範囲のガントリ角度にわたって収集される。このデータは最終的には、対象の画像を形成するように再構成される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許第５６２５６６１号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
幾つかの手順では、ｚ方向に広範囲視野を有することが有利である。例えば、広範囲視野は、より少数のガントリ回転でのデータの収集を可能にし、これにより取得時間を高速化する。また、広範囲視野は、単一回のガントリ回転で器官全体を取得することを可能にし得る。視野範囲の寸法は、検出器アセンブリの幅を増大させることによりｚ方向に拡大することができる。単一のＸ線源を用いる幅広型検出器アセンブリのコーン・ビーム・アーティファクトに起因する制限を克服するために、２基以上のＸ線源をｚ軸に沿って変位配置することができる。撮像時に、これらのＸ線源は交互にＸ線を伝達する。これらのＸ線源からのＸ線ビームは、被検体を通って走行するときに互いに部分的に重畳する場合があり、従ってＸ線束がｚ軸に沿って変動する。結合後の画像は、重畳領域の内部では線束が相対的に多いため雑音アーティファクトを経験する。加えて、患者は、重畳領域の内部では非重畳領域に比べて約２倍の放射線レベルに曝射される。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
一実施形態では、イメージング・システムが、少なくとも２基のＸ線源と、Ｘ線検出器アセンブリと、減弱フィルタとを含んでいる。少なくとも２基のＸ線源は、ｚ軸に沿って変位配置されており、Ｘ線ビームを交互に放出するように構成されている。Ｘ線検出器アセンブリは、Ｘ線ビームを検出するように構成されている。減弱フィルタは、少なくとも２基のＸ線源に近接して装着されており、ｚ軸に沿ってＸ線ビームに異なる量のＸ線減弱を与えるように構成されている。
【０００７】
もう一つの実施形態では、ｚ軸に沿って装着された多数のＸ線源のため増大したＸ線束を少なくとも部分的に補償する方法が、少なくとも２基の隣接するＸ線源から交互にＸ線ビームを伝達するステップを含んでいる。Ｘ線ビームは撮像域の内部に重畳領域を形成する。減弱フィルタが、少なくとも２基の隣接するＸ線源とＸ線検出器アセンブリとの間に配置され、ｚ軸に沿ってＸ線ビームに異なる量のＸ線減弱を与える。
【０００８】
さらにもう一つの実施形態では、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムが、ｚ軸に沿って整列した少なくとも２基のＸ線源と、検出器アセンブリと、減弱フィルタとを含んでいる。検出器アセンブリは、少なくとも２基のＸ線源からのＸ線ビームを検出するように配置され、少なくとも２基のＸ線源は、該少なくとも２基のＸ線源と検出器アセンブリとの間に配置される撮像域の重畳領域の内部で部分的に重畳するＸ線ビームを交互に放出するように構成されている。減弱フィルタは、少なくとも２基のＸ線源と撮像域との間に配置され、重畳領域に対応してｚ軸に沿って相対的に高いＸ線減弱を与え、また撮像域の少なくとも一つの非重畳領域に対応してｚ軸に沿って相対的に低いＸ線減弱を与えるように構成されている。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本発明の一実施形態に従って形成される計算機式断層写真法（ＣＴ）システムの模式図である。
【図２】本発明の一実施形態に従って図１のＣＴシステムを用いて被検体の体内の器官を撮像する一例を示す図である。
【図３】本発明の一実施形態による減弱フィルタを遠近図及びｙ−ｚ平面に沿った側面図の両方で示す図である。
【図４】本発明の一実施形態による隣接するＸ線源又はアノードと撮像域との間で中央に配置された減弱フィルタを示す図である。
【図５】本発明の一実施形態による異なるＸ線ビーム減弱フィルタを用いて取得された結合画像のｚ軸に沿ったＸ線束のレベルの比較を示すグラフである。
【図６】本発明の一実施形態による雑音の測定例を示す図である。
【図７】本発明の一実施形態に従って形成される代替的な減弱フィルタの側面図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以上の概要及び以下の本発明の幾つかの実施形態の詳細な説明は、添付図面と併せて読解するとさらに十分に理解されよう。図面が様々な実施形態の機能ブロックの線図を示す範囲までにおいて、機能ブロックは必ずしもハードウェア・サーキットリの間の区分を示す訳ではない。従って、例えば、機能ブロックの１又は複数（例えばプロセッサ若しくはメモリ）が、単体のハードウェア（例えば汎用信号プロセッサ若しくはランダム・アクセス・メモリ、又はハードディスク等）として具現化されてよい。同様に、プログラムは独立型プログラムであってもよいし、オペレーティング・システムのサブルーチンとして組み込まれていてもよいし、インストールされているソフトウェア・パッケージの内部の機能等であってもよい。尚、様々な実施形態は図面に示す構成及び手段に限定されないことを理解されたい。
【００１１】
本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素またはステップとの用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている追加の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。また、反対に明記されていない限り、特定の特性を有する一つの要素若しくは複数の要素を「含んでいる」又は「有している」実施形態は、この特性を有しないような追加の要素も包含し得る。
【００１２】
図１は、本発明の一実施形態による計算機式断層写真法（ＣＴ）システム１０の模式図である。ＣＴシステム１０は、ガントリ支持体１２、ガントリ１４、テーブル１６、可動テーブル部分１７、Ｘ線管１８、Ｘ線感光面を有する二次元検出器アセンブリ２０、及び制御器２２を含んでいる。ガントリ１４は、ガントリ支持体１２の内部で回転するように構成されている。ガントリ１４は、Ｘ線管１８及び検出器アセンブリ２０を保持して支持するように構成されている。Ｘ線管１８は、少なくとも第一のＸ線ビーム２４と第二のＸ線ビーム２５とを検出器アセンブリ２０に向けて放出するように構成されている。検出器アセンブリ２０は複数の検出器素子（図示されていない）を含んでいる。複数の検出器素子の各々が、サンプリング区間に受光された第一又は第二のＸ線ビーム２４、２５の強度に基づいて変化する電気信号を発生する。テーブル１６は、走査されている物体又は被検者２６を支持するように構成されている。可動テーブル部分１７は、座標軸２８によって示すようにガントリ１４に関してｚ方向に対象２６を平行移動させることが可能である。制御器２２は、ガントリ１４の回転、可動テーブル部分１７の平行移動、及びＸ線管１８の起動を制御するように構成されている。
【００１３】
データ取得システム（ＤＡＳ）３０が、検出器アセンブリ２０の内部の検出器素子からのデータをサンプリングすることができ、必要に応じて後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３２が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３０から受け取って高速画像再構成を実行する。例えば、第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５からの走査データに関連する信号を処理して、最終的に単一の再構成画像として結合することができる。再構成された画像はコンピュータ３４又は他のプロセッサへの入力として印加され、コンピュータ３４又は他のプロセッサは記憶装置３６に画像を記憶させることができる。一実施形態では、画像再構成装置３２は、１又は複数のハードウェアであってもよいし、ファームウェアであってもよいし、コンピュータ３４で実行されるソフトウェア・モジュールであってもよい。
【００１４】
コンピュータ３４はまた、キーボード及び他の入力装置を有し得る操作者コンソール３８を介して操作者から指令並びに走査用パラメータを受け取る。表示器３９によって操作者は、再構成された画像（１又は複数）及びコンピュータ３４からの他のデータを観測することができる。
【００１５】
本書で用いられるコンピュータとの用語は、当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らずコンピュータ、プロセッサ、マイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指している。また、本書に記載する実施形態の少なくとも幾つかは医療環境において記載されているが、少なくとも一つの実施形態の利点は、産業環境又は運輸環境、例えば空港若しくは他の輸送拠点での手荷物走査システム等で典型的に用いられるシステムのような非医用イメージング・システムにも適用されるものと思量される。
【００１６】
図２は、図１のＣＴシステム１０を用いて被検体２６の体内の器官を撮像する一例を示す。Ｘ線管１８は、第一及び第二のアノード４０、４２を有するものとして示されている。第一及び第二のアノード４０、４２（又は他のＸ線ビーム源）は、ｚ軸５２に沿って変位配置され又は分散されている。第一及び第二のアノード４０、４２は、第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５を交互に発生する。Ｘ線管１８は、第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５を発生する他の装置及び／又は手段と共に構成されていてもよい。単一の電子発生源（図示されていない）を用いてＸ線ビーム２４、２５の両方を発生してもよいし、アノード４０、４２の各々に１個ずつの電子発生源というように多数の電子発生源を用いてもよい。加えて、Ｘ線管１８は、３以上のアノードを有すること等により２本よりも多いＸ線ビームを発生するように構成されてもよい。例えば、Ｘ線管１８又は他の線源発生器が、ｚ軸５２に沿って分散した３本、４本又はこれよりも多いＸ線ビームを発生することができる。一実施形態では、２基よりも多い線源が、互いに関して部分的に重畳する２本よりも多いＸ線ビームを発生することができる。
【００１７】
図２では、撮像されている関心のある解剖学的構造４４は心臓である（図２では説明の目的のために拡大している）。第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５は共に視野を形成し、ｚ軸５２に沿って視野範囲を描出する。第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５は各々、解剖学的構造４４の部分を通過し、Ｘ線ビーム２４、２５が両方とも解剖学的構造４４又は視野の同じ部分を通過する重畳領域４６を形成する。非重畳領域４８、５０は、第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５の一方のみが解剖学的構造４４を通過するような解剖学的構造４４の部分を示す。上述のように、ＤＡＳ３０（図１に示す）は、交互に照射されるＸ線ビーム２４、２５の各々に関連する画像又は投影データを受け取る。画像再構成装置３２及びコンピュータ３４は、２個又は３個等の多数の投影データ集合を結合して再構成画像にする。非重畳領域４８、５０の雑音レベルは重畳領域４６の雑音レベルよりも高い。というのは、重畳領域４６は、非重畳領域４８、５０の２倍のＸ線束を受光するからである。一例では、非重畳領域４８、５０の雑音レベルは、重畳領域４６の雑音レベルよりも約４０〜４５パーセント高い。再構成画像にわたる雑音変動が高レベルであるため、限定しないが断面変換画像での帯のような画質の問題が生ずる。
【００１８】
以下、検出器アセンブリ２０に向けて放出される第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５のｚ軸５２に沿った放射線強度を均衡させることにより、重畳領域４６の内部の増加したＸ線束を少なくとも部分的に補償する方法及び装置を説明する。少なくとも一つの実施形態では、ｚ軸５２に沿って重畳領域４６の内部でＸ線ビーム２４、２５の減弱を増大させる補償用又は減弱用のフィルタを用いる。
【００１９】
図３は、本発明の一実施形態による減弱フィルタ１００を遠近図１０２及びｙ−ｚ平面７６に沿って見た側面図１０４の両方で示す。減弱フィルタ１００は、ｚ位置に依存して第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５にｚ軸を横断して異なる減弱を与える。遠近図１０２を参照すると、一実施形態では減弱フィルタ１００はｘ−ｙ平面７４の内部で実質的にＵ字形であり、ｘ軸を横断して異なる減弱を与えている。Ｘ線減弱材料の厚み７８は外縁８２、８４において厚く、減弱フィルタ１００の中央部分８６の範囲内の厚み８０よりも高レベルのＸ線減弱を与える。ｘ−ｙ平面７４での減弱フィルタ１００のＵ字形は、ビーム・ハードニング補正を提供し、被検体２６の周縁区域へのＸ線照射を最小限にする。尚、ｘ軸にを横断して一定のレベルの減弱を与えることを含め、ｘ軸を横断して異なるようにＸ線ビームを減弱させる他の形状を用いてもよいことを理解されたい。側面図１０４では、三角形形状の部分１０６が、ｘ−ｙ平面７４の厚み７８、８０に対応する一定の厚み８８を表わす矩形形状の部分１０８と共に示されている。三角形形状の部分１０６は、厚み１１５、１１９よりも大きい厚み１１０を頂点１１２において有し、厚み１１５、１１９は、ｚ軸５２に沿って外縁１１６、１１８にさらに近接した厚み１１４、１２０よりも大きい。
【００２０】
本書で用いられる「三角形形状」との用語は二つの部分を有する頂上、及び底辺を含む形状と定義され、ここで頂上は少なくとも１個の頂点１１２を有し、頂点１１２から延在する二つの部分は、頂点１１２から延在する垂直の正接線から等しい角度を成していてよい。もう一つの実施形態では、これらの角度は不等であってもよく、頂点１１２が外縁１１６、１１８の一方に近接して配置されていてもよい。三角形形状の部分１０６は、頂点１１２から延在する実質的に真直の線を有するように示されているが、三角形形状の部分１０６の頂上は凹形、凸形、又は直線以外の線を用いて形成されていてもよい。選択随意で、「三角形形状」とはさらに、外縁１１６、１１８に近接した第一及び第二の垂直辺（図示されていない）を含むように定義されてもよい。さらにもう一つの実施形態では、頂上は１よりも多い頂点を含み得る。
【００２１】
三角形の頂点１１２又は頂上における厚み１１０は、減弱フィルタ１００を製造するのに用いられる材料の減弱特性に少なくとも部分的に基づいていてよい。一実施形態では、減弱フィルタ１００の頂点又は他の最も厚い部分の厚み１１０は、外縁１１６、１１８又はｙ−ｚ平面７６に沿った減弱フィルタ１００の最も薄い部分の厚みよりも３ミリメートル〜４ミリメートル厚くしてよい。減弱フィルタ１００はアルミニウムで形成することができる。幾つかの実施形態では、減弱フィルタ１００はグラファイトで形成された部分（１又は複数）を含み得る。他の実施形態では、減弱フィルタ１００はアルミニウム合金で形成された部分（１又は複数）を含み得る。さらに他の実施形態では、減弱フィルタ１００は少なくとも部分的に銅で形成され得る。他の材料及び材料の組み合わせを用いて、ｙ−ｚ平面７６に沿って減弱を調節することができる。幾つかの実施形態では、減弱フィルタ１００は、成形工程を用いて形成することができるが、このように制限されない。
【００２２】
設置を容易にするために、三角形形状の部分１０６、及び減弱フィルタ１００全体は、図３に点線１２７によって示すように物理的には形状が矩形であってよい。ｙ−ｚ平面７６に沿って三角形形状の減弱を与えるために、Ｘ線減弱材料の密度は外縁１１６、１１８から頂点１１２に移ると増大する。一例では、区域１２８、１２９が、低レベル又は最小レベルのＸ線減弱を有する材料で形成され得る。従って、減弱フィルタ１００の中央部分１２２を通過するＸ線は、減弱フィルタ１００の外側部分１２４、１２６を通過するＸ線に比べて高い程度まで減弱され、又は高い減弱係数を有する。尚、厚み１１０、１１４、１１５、１１９及び１２０のように図示されているが、相対的に大きい厚みはより大きいＸ線減弱（例えばより高い減弱係数）を表わし、相対的に小さい厚みはより小さいＸ線減弱（例えばより低い減弱係数）を表わすように、厚みがＸ線減弱を表わすことを理解されたい。
【００２３】
さらにもう一つの実施形態では、三角形形状の部分１０６は、凸形彎曲部分１１３（点線によって部分的に示す）、又は頂点１１２を有しないが三角形の形状に近い他の連続的若しくは非連続的彎曲部分で置き換えられてもよい。彎曲部分は、重畳領域４６に対応するｘ軸５２に沿った中央部分１２２の範囲内ではより大きい減弱を提供し、非重畳領域４８、５０に対応する外側部分１２４、１２６の範囲内では相対的に小さい減弱を与えるように構成される。
【００２４】
図４は、隣接するＸ線源又はアノード４０、４２と撮像域１３０との間で中央に配置された減弱フィルタ１００を表わす図面を示す。減弱フィルタ１００をｙ−ｚ平面７６に沿って見ている。図示されていないが、コリメータがアノード４０、４２と撮像域１３０との間に配置されていてもよい。線１３２及び１３４が、対象２６を前進させるときに通るガントリ１４（図１に示す）の内部のボアの縁を示している。検出器アセンブリ２０は、撮像域１３０の反対側でアノード４０、４２に対向して配置されている。
【００２５】
アノード４０、４２を含むＸ線管１８（図１）はケーシング（図示されていない）の内部に装着されることができ、Ｘ線管１８及びケーシングは両方とも、ベリリウム、アルミニウム又はチタンのようなＸ線透過性材料で構築されたＸ線透過窓を有する。Ｘ線管１８から放出されるＸ線は、Ｘ線管窓及びＸ線管ケーシング窓を通過する。幾つかの実施形態では、減弱フィルタ１００をＸ線管ケーシング窓に固着させてもよいし、直接形成してもよいし、又は他の場合には取り付けてもよい。他の実施形態では、減弱フィルタ１００は、Ｘ線管ケーシング窓に近接して配置されてもよい。選択随意で、減弱フィルタ１００は、コリメータ又はコリメータ・ハウジングと相互接続されていてもよい。
【００２６】
尚、減弱フィルタ１００は、三角形形状の部分１０６及び矩形形状の部分１０８として概念的に示されているが、単一のフィルタ又は単体部品として一体形成されていてもよいことを理解されたい。選択随意で、三角形形状の部分１０６及び矩形形状の部分１０８は、互いに関して整列した別個の部品であってもよい。代替的には、三角形形状の部分１０６及び矩形形状の部分１０８は、ハウジング（図示されていない）の内部に固定的に保持されていてもよい。
【００２７】
第一及び第二のＸ線ビーム２４、２５が交互に伝達されて、撮像域１３０の内部に重畳領域４６及び非重畳領域４８、５０を形成する。減弱フィルタ１００は、ｚ軸５２に沿って減弱量を変化させ、非重畳領域４８、５０を通して伝達されるＸ線の減弱に比べて重畳領域４６を通して伝達されるＸ線の減弱を増大させる。
【００２８】
図５は、異なるＸ線ビーム減弱フィルタを用いて取得される結合画像のｚ軸５２に沿ったＸ線束のレベルの比較を示す。線１４０は、ｚ軸５２に沿って異なるＸ線減弱を与えない減弱フィルタを用いたときのｚ軸５２に沿ったＸ線束のレベルを示す。線１４２は、ｚ軸５２に沿って実質的に三角形形状のＸ線減弱を与える図４の減弱フィルタ１００を用いたときのｚ軸５２に沿ったＸ線束のレベルを示す。線１４０は、重畳領域４６に対応する増加したＸ線束を示し、線１４２は、重畳領域４８の内部での増大したレベルのＸ線減弱が、結合画像にわたって実質的に均等化されたＸ線束レベルを生ずることを示す。従って、被検体２６が受光する放射線量はｚ軸５２に沿った視野範囲にわたり一定である。
【００２９】
図６は、本発明の一実施形態による雑音測定例を示す。ここでも、２基のＸ線源又はアノード４０、４２が図示されている。撮像域１３０の内部のＸ線ビーム２４、２５の非重畳領域４８、５０が、それぞれゾーンＩ及びゾーンIIとして示され、重畳領域４６がゾーンIIIとして示されている。
【００３０】
第一及び第二の画像１５０、１５２は、ｚ軸５２に沿って一定のＸ線減弱を用いて取得された画像データを表わしている。第一の画像１５０の部分は、ゾーンIII（重畳領域４６）に比べて２分の１又は５０パーセントの線束を受光するゾーンＩ及びゾーンII（非重畳領域４８、５０）のいずれかの内部からの画像データを表わしており、６１．３ハンスフィールド単位（ＨＵ）の雑音レベルを有している。ゾーンIIIからの画像データを表わす第二の画像１５２の部分は、４２．４ＨＵの雑音レベルを有している。従って、第一の画像１５０の雑音レベルは、第二の画像１５２の雑音レベルよりも約４４パーセント高い。
【００３１】
第三の画像１５４は、図４の減弱フィルタ１００を用いて取得された画像データを表わしている。ゾーンIIIすなわち重畳領域４６を表わす第三の画像１５４の部分は、５６．９ＨＵの雑音レベルを有している。従って、第一の画像１５０（非重畳領域４８、５０）と第三の画像１５４（重畳領域４６）との間の雑音レベルの差の百分率は約７．７パーセントまで減少し、これは第一の画像１５０と第二の画像１５２との間の４４パーセントの差よりも遥かに小さい。
【００３２】
図７は、本発明の一実施形態に従って形成される代替的な減弱フィルタ１６０の側面図を示す。三角形形状の部分１６２が、第一、第二及び第三の頂点１６４、１６６、１６８のように１よりも多い頂点を有していてよく、鋸歯形状を有するとも言える。また、一実施形態では、減弱フィルタ１６０は、ｚ軸５２に沿っては一定のレベルのＸ線減弱を与えつつｘ−ｙ平面７４の内部では一定のレベルのＸ線減弱、Ｕ字形のＸ線減弱、又は他の変化するレベル（１又は複数）のＸ線減弱を与える矩形形状の部分１８０を有していてもよい。
【００３３】
例えば、減弱フィルタ１６０は、ｚ軸５２に沿って変位配置された４基の異なる線源１７０、１７２、１７４及び１７６を有するイメージング・システムと共に用いることができ、ここで線源１７０及び１７２は重畳領域（図示されていない）を形成し、線源１７２及び１７４は異なる重畳領域を形成し、線源１７４及び１７６はさらにもう一つの異なる重畳領域を形成する。頂点１６４〜１６８の数は線源１７０〜１７６の数に基づいて変化し得る。図３に関して議論したように、もう一つの実施形態では、頂点１６４〜１６８を、重畳領域の内部ではより大きいＸ線減弱を与え、非重畳領域の内部では相対的に小さいＸ線減弱を与える凸形彎曲部分１８２、１８４及び１８６又は他の彎曲部分によって置き換えてもよい。
【００３４】
少なくとも一つの実施形態の技術的効果は、重畳領域を形成する複数の交互照射型線源を用いて取得された画像を結合する能力であって、結合後の画像にわたって雑音変動を最小限にして被検体への放射線曝射を最小限にしつつ画像を結合する能力である。減弱フィルタが、ｚ軸に沿った重畳領域の内部では非重畳領域に比べてさらに高い程度のＸ線減弱を与える。減弱フィルタはｚ軸又はｙ−ｚ平面に沿って三角形形状の減弱を与えることができ、三角形の頂点はｙ−ｚ面に沿ったフィルタの中央部分の範囲内に位置している。従って、ｙ−ｚ平面の内部では、減弱フィルタの中央部分を通過するＸ線は、減弱フィルタの外側部分を通過するＸ線に比べて高い程度までで減弱される。
【００３５】
以上の記載は例示説明のためのものであって制限するものではないことを理解されたい。例えば、上述の各実施形態（及び／又は各実施形態の諸観点）を互いに組み合わせて用いてよい。加えて、本発明の範囲を逸脱することなく、特定の状況又は材料を本発明の教示に合わせて適応構成する多くの改変を施すことができる。本書に記載されている材料の寸法及び形式は、本発明の各パラメータを定義するためのものであるが、限定するものではなく例示する実施形態である。以上の記載を吟味すれば、当業者には他の多くの実施形態が明らかとなろう。従って、本発明の範囲は、特許請求の範囲に関連して、かかる特許請求の範囲が網羅する等価物の全範囲と共に決定されるものとする。特許請求の範囲では、「including包含する」の用語は「comprising含む」の標準英語の同義語として、また「in whichこのとき」の用語は「whereinここで」の標準英語の同義語として用いられている。さらに、特許請求の範囲では、「第一」、「第二」及び「第三」等の用語は単にラベルとして用いられており、これらの用語の目的語に対して数値的要件を課すものではない。さらに、特許請求の範囲の制限は、「手段プラス機能（means−plus−function）」式で記載されている訳ではなく、かかる特許請求の範囲の制限が、「〜のための手段」に続けて他の構造を含まない機能の言明を従えた文言を明示的に用いていない限り、合衆国法典第３５巻第１１２条第６パラグラフに基づいて解釈されるべきではない。
【００３６】
本書の記載は、最良の態様を含めて発明を開示すると共に、任意の装置又はシステムを製造して利用すること及び任意の組み込まれた方法を実行することを含めてあらゆる当業者が発明を作製して利用することを可能にするように、実例を用いている。特許付与可能な発明の範囲は特許請求の範囲によって画定されており、当業者に想到される他の実例を含み得る。かかる他の実例は、特許請求の範囲の書記言語と異ならない構造要素を有する場合、又は特許請求の範囲の書記言語と僅かな差しかないような等価の構造要素を含む場合には、特許請求の範囲内にあるものと看做される。
【符号の説明】
【００３７】
１０  ＣＴシステム
１２  ガントリ支持体
１４  ガントリ
１６  テーブル
１７  可動テーブル部分
１８  Ｘ線管
２０  検出器アセンブリ
２２  制御器
２４、２５  Ｘ線ビーム
２６  被検体
２８  座標軸
３０  データ取得システム（ＤＡＳ）
３２  画像再構成器
３４  コンピュータ
３６  記憶装置
３８  操作者コンソール
３９  表示器
４０  第一のアノード
４２  第二のアノード
４４  解剖学的構造
４６  重畳領域
４８、５０  非重畳領域
５２  ｚ軸
７４  ｘ−ｙ平面
７６  ｙ−ｚ平面
７８、８０  厚み
８２、８４  外縁
８６  中央部分
８８  厚み
１００  減弱フィルタ
１０２  遠近図
１０４  側面図
１０６  三角形形状の部分
１０８  矩形形状の部分
１１０  厚み
１１２  頂点
１１３  凸形彎曲部分
１１４、１１５  厚み
１１６、１１８  外縁
１１９、１２０  厚み
１２２  中央部分
１２４、１２６  外側部分
１２７  点線
１２８、１２９  区域
１３０  撮像域
１３２、１３４、１４０、１４２  線
１５０  第一の画像
１５２  第二の画像
１５４  第三の画像
１６０  減弱フィルタ
１６２  三角形形状の部分
１６４  第一の頂点
１６６  第二の頂点
１６８  第三の頂点
１７０、１７２、１７４、１７６  線源
１８０  矩形形状の部分
１８２、１８４、１８６  凸形彎曲部分
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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