(57)【要約】【課題】画質を犠牲にすることなくＸ線の過剰照射による患者の安全性を改善すること。【解決手段】少なくとも２種類のエネルギー・スペクトルに対応する少なくとも２種類の投影データの収集中に電圧変調を実行するように構成されたコンピュータ断層撮影システムは、被検体におけるＸ線の減衰に応じて２種類の管電圧の少なくとも一方を変調して線量効率を適正化する。【選択図】    図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも２種類のエネルギー・スペクトルに対応する少なくとも２種類の投影データを収集するコンピュータ断層撮影システムにおいて、
少なくとも一つのＸ線管と、
被検体を挟んで前記Ｘ線管に対応し、前記２種類の投影データを検出するように構成されたＸ線検出器と、
前記Ｘ線管に印加する少なくとも２種類の管電圧を発生する管電圧発生部と、
前記被検体におけるＸ線の減衰の変化に応じて前記２種類の管電圧の少なくとも一方を変調して線量効率を適正化するために前記管電圧発生部を制御する制御部と、
を具備するコンピュータ断層撮影システム。
【請求項２】
前記２種類の管電圧は、ビューごとに交互に切り換えられる請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項３】
前記線量効率は、信号対雑音比の二乗を線量で割ったものによって定義される請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項４】
前記減衰は、前記投影データの収集前に決定される請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項５】
前記減衰は、スキャノグラムによって決定される請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項６】
前記減衰は、前記投影データの収集中に決定される請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項７】
前記管電圧発生部は、前記Ｘ線管に供給される管電流を発生し、
前記少なくとも２種類の投影データのノイズレベルを低減するために前記管電流を変調する電流調整器をさらに備える請求項１記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項８】
前記制御部は、複数の管電流値から特定の管電流値を選択する請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項９】
前記制御部は、複数の電流値セットから一の電流値セットを選択することによって前記管電流を変調する請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１０】
前記管電流値は、スキャノグラムに基づいて決定される請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１１】
前記管電流値は、前記投影データの収集中に決定される請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１２】
前記管電圧と前記管電流は、独立に変調される請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１３】
少なくとも２種類のエネルギー・スペクトルに対応する少なくとも２種類の投影データの収集中に電圧変調を実行するように構成されたコンピュータ断層撮影システムにおいて、
少なくとも一つのＸ線管と、
被検体を挟んで前記Ｘ線管に対応し、前記２種類の投影データを検出するように構成されたＸ線検出器と、
前記Ｘ線管に印加する少なくとも２種類の管電圧を発生し、前記Ｘ線管に供給する管電流を発生するする管電圧発生部と、
前記被検体におけるＸ線の減衰に応じて前記２種類の管電圧の少なくとも一方を変調するために前記管電圧発生部を制御する管電圧調整部と、
前記投影データのノイズを減少させて、信号対雑音比の二乗を線量で割ったものによって定義される線量効率を適正化するために前記管電流を変調する管電流調整部とを具備するコンピュータ断層撮影システム。
【請求項１４】
前記管電圧と前記管電流は、独立に変調される請求項１４記載のコンピュータ断層撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、管電圧(tube voltage)を変調(modulate)するＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来のコンピュータ断層撮影システムは、データ収集（スキャニング）の期間中、管電圧と管電流(tube current)は原則的に固定される。減衰(attenuation)は視野角に大きく依存するので、画質は不安定になる。身体部分の物理的寸法（Ｘ線透過長）は、被検体お周囲を周回するＸ線管の位置を表すビューアングル（view angle）により大きく異なるので、Ｘ線は、異なるレベルで減衰する。即ち、身体部分の物理的寸法に関係なく同じスペクトル(spectrum)とフラックス(flux)のＸ線ビームにより投影データセット(projection data set)が収集されるので、画質は、物理的寸法等により変化する。画質を高めるために管電圧と管電流を高くすると、被曝が増加する。被曝を抑えるために管電圧と管電流を低くすると、アーティファクトが発生する。
【０００３】
このため、管電圧と管電流とのいずれかが変調される。例えば、Ｘ線検出器からのフィードバック信号(feedback signal)に基づいて管電圧が変調される。Ｘ線の減衰係数(attenuation coefficient)が同じであると仮定して、厚い部分には高エネルギーＸ線を照射し、より薄い部分には低エネルギーＸ線を照射する。被検体で減衰されたＸ線は、基準エネルギーを中心に分布する。
【０００４】
管電圧と管電流は、減衰係数は一定であるとの仮定のもとで制御される。しかし実際には減衰係数は一定ではない。管電圧は、スキャン期間中に変調される。管電圧は、ビューアングルごとに設定される。管電圧は、体軸の位置ごとに設定される。収集された投影データは、画像再構成処理において互換性がない。ある投影データはある管電圧に対応する。他の投影データは他の管電圧に対応する。減衰係数のエネルギー依存性は、管電圧の異なる投影データの互換を否定する。
【０００５】
ビューアングルと位置とで減衰レベルを実質的に維持させるために管電流変調技術がある。現在のビューアングルと位置における減衰値が、前に検出されたビューアングルと位置での減衰値に近似するように、電流が変調される。管電圧は変調されず、管電流だけが変調される。
【０００６】
電流変調は、ノイズ・レベル(noise level)を制御するのに有効である。しかし線量効率に関連するＸ線減衰には有効でない。管電流が高いほど、ノイズ・レベル（投影データの分散）は低下する。ノイズ・レベルは管電流に反比例する。線量は管電流に比例する。電流変調は画質を改善する。Ｘ線の線量効率を改善することによって、線量を最適化ができる。
【０００７】
被曝低減と画質向上は、線量効率の最適化により達成される。即ち、被曝は必要最小限に抑えられ、かつ画質は犠牲にされない。線量効率は、一般に、（Ｓ／Ｎ）2を線量レベルで割ったものと定義される、ここで（Ｓ／Ｎ）は信号対雑音比である。線量効率は、Ｘ線スペクトル、検出器特性、Ｘ線減衰に依存する。管電圧変調によってスペクトルを変化させることによって、線量効率を最適化できる。
【０００８】
電流変調だけでは被曝低減と画質向上とを両立しない。線量効率を最適化するには管電圧変調が必要である。電圧変調は、投影データの互換を拒否する。投影データの互換を可能にするために、二重エネルギーイメージング技術が試用される。
【０００９】
二重エネルギーイメージングは、有望な技術である。その根本概念は、低エネルギーのＸ線のもとで収集した投影データと、高エネルギーのＸ線のもとで収集した投影データとの一対のデータ・セットに基づいて患者情報を推定することができる。
【００１０】
二重エネルギーイメージングの物理的根拠は、３０ｋｅＶ〜１４０ｋｅＶの臨床的に意義のあるエネルギー範囲にあるＸ線の２つの相互作用である。２つの相互作用は、光電吸収(optical/electrical absorption)とコンプトン散乱(compton scattering)である。光電吸収は、エネルギーの急減少関数(rapidly decreasing function)で表される。コンプトン拡散は、エネルギーの緩関数（gentle function）で表される。光電吸収は、吸収組織の実効原子番号（Ｚ）の強関数であり、散乱はＺにほとんど依存しない。ＡｌｖａｒｅｚとＭａｃｏｖｓｋｉ（１９７６）は、物理学により、二重エネルギー分解と呼ばれる二重エネルギー情報を使用する数学的手法を開発した。
【００１１】
エネルギー分解は、エネルギー依存性の他に、Ｘ線管を考慮しなければならない。商用臨床ＣＴスキャナの多くは、多色光源を使用する。二重エネルギーイメージングの数学的手法は重要である。多色光源を有する単一エネルギーイメージングには正確で分析的な手法がない。多色光源を使用する二重エネルギー分解の１つの数学的手法は、米国特許出願１２／３６１，２８０号（２００９年１月２８日出願）及び米国特許出願１２／１０６，９０７（２００８年４月２１日出願）号等に記載されている。二重エネルギー・コンピュータ断層撮影法において、管電圧の高速なスイッチング技術は、一般に、高電圧と低電圧とをビューアングルごとに交互に切り換える。二重エネルギー・データ・ドメイン分解の繰り返し解は、支配的線形項により急速に収束する。
【００１２】
これまで、いくつかの二重エネルギー技術が実現された。例えば、Ｓｉｅｍｅｎｓ社は、２つのＸ線管を装備させて２種類のエネルギー準位に対応する２つのデータ・セットを生成する技術を開発した。Ｐｈｉｌｉｐｓ社は、Ｈａｉｆａ研究施設で、上層が低エネルギー・データを記録し、下層が高エネルギー・データを記録するサンドイッチ検出器を開発した。プロトタイプ・システムは、Ｈａｄａｓｓａｈ  Ｊｅｒｕｓａｌｅｍ病院に設置された。ゼネラルエレクトリック社は、ガーネットを使用して１回転当たりの２４９６回という高速な検出器を開発した。この高速検出器は、低エネルギー・データ・セットと高エネルギー・データ・セットを収集するために高速な管電圧スイッチングタイプのＸ線管と併用される。
【００１３】
表１は、二重エネルギー・データ・セットを収集する特定の方法の長所と短所をまとめたものである。高速管電圧スイッチング技術は、ビューごとに交互に低管電圧と高管電圧とを交互に切り換える。これらの手法のうちでも、高速管電圧スイッチングは非常に有効である。二重Ｘ線管タイプとサンドイッチタイプ検出器は追加のコストを必要とするので、コスト効率が良くない。同様に、ゼネラルエレクトリック社の高速スイッチング検出器もコストを高める。更に、二重線源とサンドイッチ検出器は両方とも、下の表に挙げた他の技術的問題を解決しなければならない。一方、低速管電圧スイッチングは、追加の部品や機器を必要としない。しかし、高エネルギーの投影データと低エネルギーの投影データとは、時間的に１回転周期ずれる。ヘリカルスキャンでは、高エネルギーの投影データと低エネルギーの投影データとは、対軸方向に収集位置がずれる。
【表１】
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【００１４】
それにもかかわらず、表１に既に示したように、二重線源又は特別の検出器を使用しない高速管電圧スイッチング技術は、二重エネルギーによる投影データの収集において長所と短所がある。高速管電圧スイッチング技術は、高エネルギー照射と低エネルギー照射との間に極めて良好な時間的及び空間的レジストレーション(temporal and spatial registration)を有する。これにより、データ・ドメイン法が可能になり、ＩＱとフレキシビリティが向上する。高速管電圧スイッチング技術は、ヘリカルスキャンでも優れた二重エネルギー・データ・セットを収集する。短所は、時間的レジストレーションの低下である。別の問題は、管電流を管電圧ほど高速に振動させることが技術的に難しいことにある。
【００１５】
二重エネルギーイメージングの実用化には幾つかの課題あるる。１つの重要な課題は、２つの投影データの間で線量及びノイズ・レベルが変動することにある。低エネルギー・データは、高エネルギー・データよりかなりノイズが多くなる。その理由は、Ｘ線管の効率が低電圧ほど低くなること、低エネルギーＸ線は一般に組織に浸透しにいことである。これは、大きな患者ほど顕著になる。これと同じ問題は、同じ患者の異なる様々な部分をスキャンする際に起こる。その理由は、それらの身体部分の物理的寸法が大きく異なるからである。
【００１６】
二重エネルギーＣＴに関しては、非特許文献３に、管電流を変調する１つのアルゴリズムが示されている。先行技術は、二重エネルギー露出制御（ＤＥＥＣ）が、線量を一定に維持しながら最終単色画像のノイズを最少にすると主張している。あるいは、先行技術は、ＤＥＥＣが、ノイズを一定に維持しながら線量を最少にすると主張している。換言すると、上記のＤＥＥＣで電流変調によって線量とノイズのどちらかが改善される。この点において、先行技術のＤＥＥＣは、線量効率をまだ改善できていない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１７】
【特許文献１】特開昭５３−１１０４９５号公報
【特許文献２】特許第２７０４０８４号明細書
【特許文献３】米国特許出願１２／３６１，２８０号
【特許文献４】米国特許出願１２／１０６，９０７号
【非特許文献】
【００１８】
【非特許文献１】Godfrey Hounsfield's paper (1973)
【非特許文献２】Yu ZouとMichael D.Silverによる「Analysis of Fast kV-switching in Dual Energy CT using a Pre-reconstruction Decomposition Technique」 (2009)。
【非特許文献３】"Dual energy exposure control (DEEC) for computed tomography: Algorithm and simulation study," Phillip StennerとMarc Kacheirie, Med. Phys.35 (11), Nov 2008。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
目的は、画質を犠牲にすることなくＸ線の過剰照射による患者の安全性を改善することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
実施形態によれば、少なくとも２種類のエネルギー・スペクトルに対応する少なくとも２種類の投影データの収集中に電圧変調を実行するように構成されたコンピュータ断層撮影システムは、被検体におけるＸ線の減衰に応じて２種類の管電圧の少なくとも一方を変調して線量効率を適正化する。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本実施形態によるＣＴ装置を示す図である。
【図２Ａ】本実施形態における特定のビューアングルのエネルギー準位を示す図である。
【図２Ｂ】本実施形態における特定のビューアングルのエネルギー準位を示す図である。
【図３】本実施形態による全体処理手順を示すフローチャートである。
【図４】本実施形態による電圧変調処理手順を示すフローチャートである。
【図５】本実施形態による他の電圧変調処理手順を示すフローチャートである。
【図６】本実施形態による電流変調処理手順を示すフローチャートである。
【図７】本実施形態による電流変調の他の処理手順を示すフローチャートである。
【図８】線量が実効エネルギーに対してほぼ線形であることを示すグラフである。
【図９】対象がカルシウムでバックグラウンドが水であるモデルの信号対雑音比を示すグラフである。
【図１０】対象がカルシウムでバックグラウンドが水であるモデルの線量効率を示すグラフである。
【図１１Ａ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対する正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１１Ｂ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対する正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１１Ｃ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対する正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１１Ｄ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対する正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１２Ａ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対するヨウ素造影剤を区別するために正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１２Ｂ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対するヨウ素造影剤を区別するために正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１２Ｃ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対するヨウ素造影剤を区別するために正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１２Ｄ】対象のサイズ１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍに対するヨウ素造影剤を区別するために正規化された線量効率を示すグラフである。
【図１３】本実施形態において、２つの管電圧の上限と下限それぞれの変化を示すグラフである。
【図１４】図１３の補足図である。
【図１５】本実施形態において、２つの管電圧の上限を固定し、下限を変化させる示すグラフである。
【図１６】図１５の補足図である。
【図１７】本実施形態において、２つの管電圧の下限を固定し、上限を変化させる示すグラフである。
【図１８】図１７の補足図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
図１に示すように、本実施形態は、ガントリ(gantry)１００を含む。ガントリ１００は、Ｘ線管１０１と、複数列型又は２次元配列型のＸ線検出器１０３を有する。Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３は、回転軸ＲＡのまわりに回転可能に設けられた環状フレーム１０２にマウントされる。Ｘ線検出器１０３は、Ｘ線管１０１に対して対向する。回転ユニット１０７は、フレーム１０２を０．４秒／回転等の高速で回転させる。天板に載置された被検体Ｓは天板の移動により回転軸ＲＡに沿って移動される。
【００２３】
高電圧発生器１０９は、Ｘ線管１０１からＸ線を発生させるために、スリップ・リング(slip ring)１０８を介してＸ線管１０１に管電圧を印加し、フィラメント電流(filament current)を供給する。Ｘ線管１０１の管電圧は、高エネルギー・レベルと、低エネルギー・レベルとで交互に切り換えられる。
【００２４】
データ収集システム（data acquisition system ＤＡＳ）１０４は、各チャネルのＸ線検出器１０３から出力された信号を電圧信号に変換し、その電圧信号を増幅し、更にそれをデジタル信号に変換する。Ｘ線検出器１０３及びＤＡＳ１０４は、１回転当たりのデータ収集回数（ＴＰＰＲ）を、最大９００ＴＰＰＲ、９００ＴＰＰＲ〜１８００ＴＰＰＲ、及び９００ＴＰＰＲ〜３６００ＴＰＰＲで処理可能に構成される。
【００２５】
ＤＡＳ１０４から出力されたデータ（生データ）は、非接触データ・トランスミッタ１０５を介して、コンソールに収容された前処理装置１０６に送られる。前処理装置１０６は、生データに対して感度補正等の各種補正処理を実行する。記憶装置１１２は、前処理を受けたデータ（投影データ）を記憶する。記憶装置１１２は、再構成装置１１４、表示装置１１６、入力装置１１５、及びスキャン計画支援装置２００と共に、データ／制御バスによってシステム・コントローラ１１０に接続される。スキャン計画支援装置２００は、撮影技師がスキャン計画を立てるのを支援する機能を有する。
【００２６】
高速な二重エネルギー機能は、管電圧を、ビューごとに交互に低電圧と高電圧とでスイッチングする。この技術のもとでは、高エネルギーに対応する投影データと低エネルギーに対応する投影データとの間で時間的ズレ及び空間的位置ズレがきわめて短い。これにより、データ・ドメイン方法(data domain method)を採用できる。ヘリカルスキャンでも同様である。再構成前分解技術（preconstruction decomposition technique）は、高いノイズ・レベルの低エネルギーに対応する投影データと、高エネルギーに対応する投影データとの間でビューアングルのズレを低減出来る。
【００２７】
本実施形態は、管電圧の低速スイッチングも含む。高管電圧と低管電圧とは、回転毎に交互に切り換えられる。管電圧は、最初の回転期間中、全てのビューアングルで高エネルギーに固定される。次の回転では、管電圧は低エネルギーに切り替えられる。管電圧は、次の回転期間中、全てのビューアングルで低エネルギーに固定される。この点で、低管電圧スイッチングの速さは、高速管電圧スイッチングの速さの約１０００〜２０００分の１である。低速スイッチング技術は、追加の部品も機器も必要としない。しかし高エネルギーに対応する投影データと低エネルギーに対応する投影データとの間で、時間的なズレが避けられない。時間的なズレは、１回転周期である。ヘリカルスキャンでは、高エネルギーに対応する投影データと低エネルギーに対応する投影データとの間でさらに空間的位置ズレが大きい。
【００２８】
二重エネルギー技法は、追加のハードウェアを必要とする。本実施形態では、例えば２種類のスペクトルを同時に生成するための２つのＸ線管が装備される。他の実施形態では、専用のサンドイッチ検出器又は二重層検出器が装備される。さらに他の実施形態は、光子の数を数える光子計数検出器を必要とする。２つのＸ線管、サンドイッチ検出器、光子計数検出器の装備は、追加コストを生じさせる。これらの実施形態は、高／低エネルギーに対応する投影データ・セットを収集するのにコスト効率があまり良くない。
【００２９】
本実施形態によれば、二重エネルギー対応のＣＴは、２種類のエネルギーでＸ線を発生するためにＸ線管１０１の管電圧を変調する。スキャン中に、Ｘ線が透過する対象部分の厚さに応じて、変調する管電圧の上限と下限を変化させる。
【００３０】
本実施形態では、システム・コントローラ１１０は、対象部分の厚さに基づいて、複数の高エネルギー値と低エネルギー値とのセットから、特定のセットを選択する。対象部分の厚さは、スキャン前に取得されるスキャノグラムに基づいて特定される。スキャノグラムから特定の管電圧セットが選択される。管電圧セットは、高管電圧値と低管電圧値とからなる。
【００３１】
図２Ａと図２Ｂに示すように、システム・コントローラ１１０は、対象部分の厚さにより特定の管電圧セットを選択する。Ｘ線管１０１がビューアングルα１に位置するとき、Ｘ線は、図２Ａに示されたように、第１距離を通過する。一方、Ｘ線管１０１がビューアングルα２に位置するとき、Ｘ線は、図２Ｂに示されたように、第２距離だけ通過する。第１距離は、第２距離より長い。α１に対応するＸ線減衰は、α２に対応するＸ線減衰よりかなり大きい。その結果、光子の減少の違いにより、縞アーティファクト(streak artifact)が生じる。
【００３２】
Ｘ線管１０１がビューアングルα１に位置するときに用いる管電圧セットは、Ｘ線管１０１がビューアングルα２に位置するときに用いる管電圧セットと異なる。Ｘ線管１０１がビューアングルα１に位置するとき、第１の管電圧セットに従って管電圧は低電圧（１００ｋＶ）と高電圧（１４０ｋＶ）との間で変動(alternate)する。Ｘ線管１０１がビューアングルα２に位置するとき、第２の管電圧セットに従って管電圧は低電圧（８０ｋＶ）と高電圧（１２０ｋＶ）との間で変動する。従って、本実施形態によれば、二重エネルギーＣＴにおける管電圧変調は、被曝低減とノイズ低減とを実現する。
【００３３】
用意される管電圧セットの数は、２には限定されない。Ｘ線管１０１の電圧変調に使用される管電圧セットの数が多くなるほど、線量効率が最適水準に近づく可能性が高い。一方、管電圧セットの数が少ないと、スイッチング技術は単純になる。いずれの場合も、各ビューアングルで、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離が、安定した分解を保証するのに十分でなければならない。
【００３４】
図１３乃至図１８には、多くの管電圧セットを用いて、１又は数ビューごとに管電圧変調の上限値（高電圧）と下限値（低電圧）との少なくとも一方を変化させる様子を示している。図１３、図１４には、１又は数ビューごとに管電圧変調の上限値（高電圧）と下限値（低電圧）との両方を変化させる制御を示している。図１５、図１６には、全てのビューで管電圧変調の上限値（高電圧）を固定して、下限値（低電圧）をビューごとに変化させる制御を示している。図１７、図１８には、全てのビューで管電圧変調の下限値（低電圧）を固定して、上限値（高電圧）をビューごとに変化させる制御を示している。
【００３５】
ビューアングルと管電圧セットとの対応は、Ｘ線検出器の出力のフィードバック制御により、スキャン動作と並行して即時的に変化させてもよい。例えば、管電圧セットは、現在の視野角での減衰Ｘ線値が、予め検出された視野角と位置における平均減衰Ｘ線値に近づくように決定される。いずれの場合も、各ビューアングルで、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離が、安定した分解を保証できるほど大きくなければならない。
【００３６】
画質と線量をバランスさせるために、管電流変調が、管電圧変調と併用される。各スキャンにおいて、必要な画質を最小限の線量で得るために、管電圧と管電流とが、ビューアングルに対して個別に変調されてもよい。管電流の変調は、一般に、ノイズ・レベルを制御するのに有効であるが、線量効率に関しては有効でない。投影データ収集中の管電流値が高いほど、収集した投影データ・セットのノイズ・レベルが下がる。より正確には、ノイズ・レベルは、管電流値に反比例する。一方、管電流は、患者への線量に比例する。この点で、電流変調は、線量効率が一定の場合に画質を改善し最適線量レベルを達成することができる。しかしながら、Ｘ線減衰を調整して線量効率を改善することによって、最適線量レベルを更に下げることができる。
【００３７】
管電流の制御のために、電流調整器１１６が設けられる。システム・コントローラ１１０は、対象部分の厚さに応じて、高電圧と低電圧とのデューティ比(duty ratio)に加えて特定の管電流値を選択して、対応する高エネルギーＸ線と低エネルギーＸ線を変化させるようにする。図２Ａと図２Ｂに示したように、管電流は、ビューアングルにより、投影データのノイズ・レベルを最適化するように変調される。その結果、Ｘ線管１０１は、特定の管電流で異なるスペクトルのＸ線を生成する。従って、二重エネルギーＣＴの管電圧及び／又は電流変調は、画質を維持と被曝低減とを両立するように、対象部分の厚さにより管電圧と管電流の組を選択する。いずれの場合も、各ビューアングルで、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離は、安定した分解を保証するほど大きくなければならない。
【００３８】
図３に示すように、ステップＳ１０で、二重エネルギーＸ線を生成するＸ線管１０１に印加される管電圧の上限と下限とを選択し、その間で管電圧を交互に切り換える。Ｘ線管１０１に印加される単一電圧レベルを変調し、Ｘ線管１０１は、二重エネルギーの二重層検出器又は光子計数検出器によって分離される幅広いスペクトルのＸ線を生成する。二重エネルギーＣＴの電圧は、改善された線量効率で投影データを得るために各ビューアングルごとに変調又は調整される。電圧変調と電流変調の組み合わせにより、線量レベルが最適化される。
【００３９】
上述のように、本実施形態によるＣＴスキャナは、管電圧の高速なスイッチングの可能な１つのＸ線管、管電圧の低速なスイッチングの可能な１つのＸ線管、又は２つのＸ線管を装備する。本実施形態によるＣＴスキャナは、二重層検出器又は光子計数検出器を装備する。
【００４０】
次に、ステップＳ２０で、エネルギーの異なる投影データが収集される。ステップＳ３０で、他の投影データ収集シーケンスのために変調電圧値を更に調整するかどうかが判定される。換言すると、ステップＳ３０は、必要なビューアングルが全てスキャンされたかどうかを判定する。ステップＳ３０で、必要なビューアングルの全てがスキャンされていないと判定された場合、ステップＳ１０に戻り、ステップＳ１０及びＳ２０を繰り返す。一方、ステップＳ３０で、必要なビューアングルが全てスキャンされたと判定された場合、ステップＳ４０に進み、そこで、マルチスライスＸ線ＣＴ装置が、スペクトルに依存しない基本材料の長さを計算するために、各ビューアングルの収集した投影データに対して再構成前分解（preconstruction decomposition）を実行する。このようにして、電圧変動による不一致が回避され、同時に、最適な線量効率を達成するために、各ビューアングルの電圧が調整される。ステップＳ５０で、基本画像は、スペクトルに依存しない基本材料の長さから再構成される。最後に、ステップＳ６０で、基本画像が組み合わされて、単色画像、密度画像、有効Ｚ画像等が得られる。
【００４１】
図４に示すように、ステップＳ１００で、予め記憶装置１１２に記憶されたスキャノグラムのデータを取り出す。ステップＳ１１０で、スキャノグラムに基づいて、ビューアングルごとに、視野角に応じた被検体の厚さ（Ｘ線透過長）に対応する管電圧セットが選択される。システム・コントローラ１１０は、二重エネルギーＸ線を生成するために、ステップＳ１２０で、選択された管電圧セットの高電圧／低電圧に従って変調管電圧をＸ線管１０１に印加する。図３の電圧調整ステップＳ１０から必要に応じて前述のステップＳ１００、Ｓ１１０及びＳ１２０を繰り返し呼び出す。
【００４２】
ステップＳ１３０で、電圧変調に加えて電流変調が必要かどうかが判定される。電流変調が必要ないか又はステップＳ１３０で指示されない場合、電圧変調ステップＳ１００まで戻る。一方、ステップＳ１３０で電流変調が必要とされた場合、図６と図７に示したように所定の管電流変調処理を実行する。電圧変調ステップＳ１００、Ｓ１１０及びＳ１２０の後に続くステップＳ１３０で電流調整の判定を行うと説明したが、説明したステップの順序は単なる例示である。換言すると、電流変調は、必要に応じて、図１の投影データ収集ステップＳ２０の電圧変調とほぼ同時に実行される。
【００４３】
図５に示すように、ステップＳ２００で、スキャン期間中に、Ｘ線検出器１０３からの特定のフィードバック信号に基づいて、変調される管電圧値を決定する。例えば、管電圧セットは、現在の視野角と位置における減衰Ｘ線値が、前に検出された視野角と位置における減衰Ｘ線値に近づくように決定される。いずれの場合も、各ビューアングルで、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離は、安定した分解を保証できるほど大きくなければならない。前述のステップＳ２００における進行中の決定は、単に例示であり、様々な他の方法が用いられ得る。管電圧セットは、前に検出された値を考慮することにより近似される。１セットの適切な管電圧値が計算された後、システム・コントローラ１１０は、二重エネルギーＸ線を生成するために、ステップＳ２１０で、計算された電圧値をＸ線管１０１に印加する。必要に応じて、図３の電圧調整ステップＳ１０から前述のステップＳ２００とＳ２１０を繰り返し呼び出す。
【００４４】
図５を更に参照すると、管電圧の変調に加えて、管電流の変調が必要かどうかを判定する。管電流の変調が必要ない場合又はステップＳ２２０で指示が出されない場合、管電圧の変調ステップＳ１０に戻る。一方、ステップＳ２２０で電流変調が必要とされた場合、図６又は図７に示したように、所定の管電流変調処理を実行する。電流変調は、図３の投影データ収集ステップＳ２０の電圧変調処理と並行して実行されてもよい。
【００４５】
次に図６のステップＳ３００では、記憶装置１１２に予め記憶されたスキャノグラムとともに、被検体Ｓの対象部分の厚さと管電流値との対応表と、視野角と厚さとの対応表とを含む。ステップＳ３１０で、視野角と厚さとの対応表を用いて、現在の視野角に対応する厚さ値を選択する。次に、厚さと管電流値との対応表を用いて、選択された厚さに対応する管電流値セットを選択する。管電流値セットは、高管電圧に対応する管電流値と、低管電圧に対応する管電流値とからなる。管電流値セットのデータは、システム・コントローラ１１０により、ステップＳ３２０でＸ線管１０１に供給する電流値に変換する。必要に応じて、図４又は図５の電流調整ステップから前述のステップＳ３００、Ｓ３１０及びＳ３２０を繰り返し呼び出す。
【００４６】
図７に示すように管電流値は、フィードバック制御により決定されても良い。ステップＳ４００では、スキャンプロセスの進行中に、Ｘ線検出器１０３からの特定のフィードバック信号に基づいて、管電流値を決定する。例えば、管電流値セットは、現在の視野角と位置における減衰Ｘ線値が、前に検出された視野角と位置における平均減衰Ｘ線値に近づくように決定される。いずれの場合も、各ビューアングルで、低エネルギーと高エネルギーの間のエネルギー分離は、安定した分解を保証できるほど大きくなければならない。管電流値セットは、前に検出された値を考慮することによって近似される。１対の適切な管電流値が計算された後、システム・コントローラ１１０は、二重エネルギーＸ線を生成するために、ステップＳ４１０で、Ｘ線管１０１へ供給する管電流を変調する。必要に応じて、図４又は図５の電流調整ステップから前述のステップＳ４００とＳ４１０を繰り返し呼び出す
図６と図７に示した管電流変調に対して、電流の範囲が変化してもよい。例えば、Ｘ線発生器が、７０ｋＷ〜１００ｋＷの電力と８０ｋＶ〜１４０ｋＶの電圧を有する場合、最大電流は約１２５０ｍＡである。上の例では通常電流値は約４００ｍＡであるが、電流値は８０ｍＡと低くてもよい。
【００４７】
他の実施形態は、低速管電圧スイッチングにおける電圧変調を利用する。この場合、低エネルギースキャンと高エネルギースキャンの一方が、低エネルギースキャンと高エネルギースキャンの他方の前に実行され、２種類のスペクトルのＸ線を生成する。各スキャンで、Ｘ線管１０１の電圧は、投影データを高い線量効率で収集するためにビューアングルに対して独立に変調される。必要に応じて、各スキャンで、Ｘ線管１０１の管電圧及び管電流は、ノイズの少ない必要画質を最適な線量効率で得るために、ビューアングルに対してそれぞれ独立に変調される。各ビューアングルでは、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離は、安定した分解を保証するのに十分でなければならない。
【００４８】
隣り合うビューで低エネルギーＸ線によるデータ収集と高エネルギーＸ線によるデータ収集とが行われるように、管電圧の高速なスイッチングが必要である。Ｘ線管１０１は、２つの別個のＸ線スペクトルを生成する。図１３、図１４に示すように、Ｘ線管１０１の管電圧の上限と下限は、投影データを高い線量効率で収集するためにビューアングル各々に対して変調される。必要に応じて、Ｘ線管１０１の管電流が、ノイズの少ない必要画質を最適な線量効率で得るために、ビューアングルに対してそれぞれ独立に変調される。隣接したビューアングルで、低電圧と高電圧の間のエネルギー分離は、安定した分解を保証するのに十分でなければならない。図１５、図１６に示すように、Ｘ線管１０１の管電圧の上限が固定され、下限が変調されてもよい。図１７、図１８に示すように、Ｘ線管１１の管電圧の下限が固定され、上限が変調されてもよい。
【００４９】
幅広いＸ線管スペクトルを有する単一のＸ線を用いるとき、二重層検出器が装備される。二重層検出器の第１層は低エネルギーＸ線に対して高感度を有し、第２層は高エネルギーＸ線に対して高感度を有する。投影データを高い線量効率で得るために、管電圧がビューアングルごとに変調される。必要に応じて、管電流が、ノイズの少ない必要画質を最適な線量効率で得るために、ビューアングルに対して独立に変調される。
【００５０】
他の実施形態では、エネルギー・ビンに従って光子の数を別々に数える光子計数検出器を装備する。光子は、低エネルギーと高エネルギーの２つのグループに分けられる。二重層検出器と同じように、幅広いＸ線管スペクトルを有する単一のＸ線が必要とされる。管電圧は、投影データを高い線量効率で得るために、ビューアングルに対して変調される。必要に応じて、管電流が、ノイズの少ない必要画質を最適な線量効率で得るために、ビューアングルごとに変調される。
【００５１】
他の実施形態は、２つのＸ線管（dual source）により電圧変調を実現する。２つのＸ線管は、２つの別個のＸ線スペクトルを生成する。２つのＸ線管からの投影データが、各ビューアングルのＸ線ごとに位置合わせされる。この仮定に基づいて、一方のＸ線管が低電圧を有し他方のＸ線管が高電圧を有する二重エネルギースキャンの後で、再構成前分解が可能である。２つのＸ線管の電圧は、投影データを高い線量効率で得るためにビューアングルに対して独立に変調される。必要に応じて、ノイズの少ない必要画質を最適な線量効率で得るために、２つのＸ線管の電圧と電流が、ビューアングルに対してそれぞれ変調される。
【００５２】
上述の実施形態では、電圧は、必要に応じて、電圧変調が離散的又は連続的に変化するように選択される。離散的な電圧変調では、所定の数の離散的な電圧値が使用される。換言すると、異なる減衰を有するビューアングルの電圧又は１対の電圧が交換される。一方、連続的な電圧変調では、電圧は、ビューアングルに対して連続的に変更されてもよい。
【００５３】
既に前述したように、電圧変調は、必要に応じて電流変調と組み合わされる。電圧変調と電流変調の組み合わせにより、最適な線量効率とノイズ・レベルが達成される。一方、２つの変調のどちらかを使用すると、線量は減少するが、ほんどの場合、最適な線量効率レベルと最適なノイズ・レベルは達成されない。この点において、１つのビューアングル・モデルに関する線量と信号対雑音比と線量効率の関係について更に詳しく説明する。この１つのビューアングル・モデルは、複数のビューアングルに関して全体的に最適な線量効率に近づくように、各ビューアングルの最適な線量効率を決定するために利用される。
【００５４】
線量Ｑは、次のように推定することができる。
【数１】
2010274108.tif 000004
【００５５】
ここで、λはビュー指標（view index）であり、Ｖλ(L)とＶλ(H)は低電圧と高電圧を有するＸ線スペクトルの実効エネルギーであり、Ｎλ(L)とＮλ(H)は、入射光子数であり、ｐλ（Ｖλ(L)）、ｐλ（Ｖλ(H)）は、ビューアングルλの平均減衰量を表わす。実効エネルギーを電圧と関連付けることができることに注意されたい。一般に、実効エネルギーは、電圧に対して非線形であるが、その電圧は、実効エネルギーのほぼ２倍と考えることができる。図８に示したように、指数因子が０に近いので、１つのビューアングル・モデルの線量は、実効エネルギーに対してほぼ線形である。
【００５６】
信号対雑音比の二乗ＳＮＲ2は、次のように表すことができる。
【数２】
2010274108.tif 000005
【００５７】
ここで、μC（Ｅ）とμB（Ｅ）は、光子エネルギーＥにおける対照（contrast）とバックグラウンドの線減衰係数である。
【数３】
2010274108.tif 000006
【００５８】
ここで、定数Ｒは、再構成演算子（reconstruction operator）に関する。図９は、対照がカルシウムでバックグラウンドが水の１つのビューアングル・モデルの信号対雑音比を示す。
【００５９】
線量効率ｒは、次のように定義することができる。
【数４】
2010274108.tif 000007
【００６０】
１つのビューアングル・モデルにおいて、
【数５】
2010274108.tif 000008
【００６１】
図１０は、対象がカルシウムでバックグランドが水の１つのビューアングル・モデルの線量効率を示す。図１０のピーク線量効率の実効エネルギー値は、図９のピーク信号対雑音比の実効エネルギー値に近いが、それらの値は異なる。その結果、ピーク信号対雑音比とピーク線量効率の対応する電圧値も異なる。
【００６２】
次に図１１Ａ〜図１１Ｄと表２を参照する。
【表２】
2010274108.tif 000009
【００６３】
４つのグラフは、それぞれ対象サイズが１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍの場合の二重エネルギーＣＴの密度を区別するための正規化線量効率を示す。各対象において、水がバックグラウンドとして仮定され、エネルギー分離は９ｋｅＶとして固定される。線量効率は、実効エネルギーが約５７ｋｅＶの場合に単一エネルギーＣＴにおいて１２０ｋＶの標準スキャン電圧に正規化された。表２は、対象サイズが１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍの場合の密度を区別するために、光子エネルギー（Ｅ）、スペクトルの低実効エネルギーと高実効エネルギー（ＹＬ，ＶＨ）、及び最適線量効率の最適値をまとめたものである。
【００６４】
図１１Ａ〜図１１Ｄに示し、表２にもまとめたように、最適実効エネルギーは、対象サイズに対して急激に増大する。直径が１５０ｎｍと２５０ｎｍの小さい対象の場合、最高線量効率は、１２０ｋＶの標準スキャン電圧の線量効率より僅かに高い。直径が４５０ｎｍの大きい対象の場合、最適線量効率は、１２０ｋＶの標準スキャン電圧の線量効率の３．３７倍にもなる可能性がある。
【００６５】
図１２Ａ〜図１２Ｄは、対象サイズが１５０、２５０、３５０及び４５０ｍｍの場合のそれぞれ二重エネルギーＣＴのヨウ素造影剤（ＩＣＡ）を区別するための正規化線量効率を示すグラフである。各対象部分において、バックグラウンドとして水が仮定され、エネルギー分離は９ｋｅＶと固定される。線量効率は、実効エネルギーが約５７ｋｅＶの場合に単一エネルギーＣＴでは１２０ｋＶの標準スキャン電圧に正規化された。表３は、対象サイズが１５０、２５０、３５０及び４５Ｏｍｍの場合のヨウ素造影剤を区別するために、光子エネルギー（Ｅ）、スペクトルの低実効エネルギーと高実効エネルギー（ＶＬ，ＶＨ）、及び最適線量効率の最適値をまとめたものである。
【表３】
2010274108.tif 000010
【００６６】
図１２Ａ〜図１２Ｄに示し、また表３にまとめたように、最適実効エネルギーは、対象サイズに対して徐々に増大する。直径が１５０ｎｍの小さい対象の場合、最高線量効率は、１２０ｋＶの標準スキャン電圧の線量効率の３．８倍にもなる。一方、直径が４５０ｎｍの大きい対象の場合、最適線量効率は、１２０ｋＶの標準スキャン電圧の線量効率の１．０５倍と小さくなる。
【００６７】
以上の説明において、本発明の多数の特徴及び利点を、本発明の構造及び機能の詳細と共に説明してきたが、この開示は単なる例示であり、また、特に部分の形状、サイズ及び配置並びにソフトウェア、ハードウェア又はその両方の組み合わせの実現を詳細に変更することができ、そのような変更は、添付した特許請求の範囲に表された条件の幅広く一般的な意味によって示される本発明の原理の範囲内に十分にあることを理解されたい。
【符号の説明】
【００６８】
１００…ガントリ、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集システム（ＤＡＳ）、１０５…非接触データ・トランスミッタ、１０６…処理装置、１０７…回転ユニット、１０８…スリップ・リング、１０９…高電圧発生器、１１０…システム・コントローラ、１１２…記憶装置、１１４…再構成装置、１１５…入力装置、１１６…電流調整器、１１６…表示装置、Ｓ…被検体。
【図１】
2010274108.tif 000011
【図２Ａ】
2010274108.tif 000012
【図２Ｂ】
2010274108.tif 000013
【図３】
2010274108.tif 000014
【図４】
2010274108.tif 000015
【図５】
2010274108.tif 000016
【図６】
2010274108.tif 000017
【図７】
2010274108.tif 000018
【図８】
2010274108.tif 000019
【図９】
2010274108.tif 000020
【図１０】
2010274108.tif 000021
【図１１Ａ】
2010274108.tif 000022
【図１１Ｂ】
2010274108.tif 000023
【図１１Ｃ】
2010274108.tif 000024
【図１１Ｄ】
2010274108.tif 000025
【図１２Ａ】
2010274108.tif 000026
【図１２Ｂ】
2010274108.tif 000027
【図１２Ｃ】
2010274108.tif 000028
【図１２Ｄ】
2010274108.tif 000029
【図１３】
2010274108.tif 000030
【図１４】
2010274108.tif 000031
【図１５】
2010274108.tif 000032
【図１６】
2010274108.tif 000033
【図１７】
2010274108.tif 000034
【図１８】
2010274108.tif 000035