(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
走査対象（２４、１６６）を収容する開口（４８、１６４）を有する回転式ガントリ（１２、１６２）と、
該ガントリ（１２、１６２）に結合されて前記開口（４８、１６４）を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源（１４、１７０）と、
前記Ｘ線を発生するように前記Ｘ線源（１４、１７０）に給電するように構成されているＸ線制御器（３０）と、
ピクセルを内部に有し、前記ガントリ（１２、１６２）に取り付けられて前記Ｘ線を受光するように配置されている検出器（１６、１６８）と、
コンピュータ（１３６）と
を備えた計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）であって、前記コンピュータ（１３６）は、
対象（２４、１６６）を表わすＣＴデータを取得し（１０２）、
取得された前記ＣＴデータの第一の部分集合を決定し（１１２、１３６、１４６）、
取得された前記ＣＴデータの第二の部分集合を決定し（１１４、１４０、１５０）、
前記ＣＴデータの前記第一及び第二の部分集合の間の差を決定することにより前記ＣＴデータの取得時の前記対象の内部の運動を表わす前記対象の領域を識別し（１２４）、
前記ＣＴデータの前記第一の部分集合の第一の部分から再構成される画像データであって前記領域に対応する画像データを更新して（１２６、１５６）、
前記更新された画像データ、及び前記ＣＴデータの前記第一の部分集合の第二の部分から再構成される更新されていない画像データに基づいて画像を再構成する（１２８、１５７）
ようにプログラムされている、計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項２】
前記コンピュータは、
前記ＣＴデータの前記第一の部分集合に基づいて第一の画像を再構成して（１３８、１４８）、
前記ＣＴデータの前記第二の部分集合に基づいて第二の画像を再構成する（１４２、１５２）
ようにさらにプログラムされており、前記第一及び第二の部分集合の間の差の決定は、前記第一及び第二の画像の間の差に基づく、請求項１に記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項３】
前記ＣＴデータの前記第一及び第二の部分集合の少なくとも一方がハーフ・スキャン未満の取得を表わす、請求項１又は２に記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項４】
前記ＣＴデータの前記第一の部分集合及び前記ＣＴデータの前記第二の部分集合は、共有されるデータを含んでいる、請求項１乃至３のいずれかに記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項５】
前記更新される画像データは繰り返し式で更新される（１２６）、請求項１乃至４のいずれかに記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項６】
前記繰り返し式で更新される画像データ（１２６）は、１を上回らないボクセルが繰り返し毎に更新されるような繰り返し式座標降下アプローチを介して更新される、請求項５に記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項７】
前記繰り返し式で更新される画像データ（１２６）は、該繰り返し式で更新される画像データに対応するボクセルの全てに満たないボクセルが繰り返し毎に更新されるようなブロック型座標降下アプローチ及びヤコビ法の一方を介して更新される、請求項５または６に記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項８】
前記コンピュータ（３６）は、前記画像データを繰り返し式で更新する（１２６）ようにプログラムされているときに、ボクセルを以前に更新された画像ボクセルと比較する時間正規化手法を用いるようにプログラムされている、請求項５乃至７のいずれかに記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項９】
前記ＣＴデータの前記第一の部分集合は実質的に第一のハーフ・スキャン取得を表わし、前記ＣＴデータの前記第二の部分集合は実質的に第二のハーフ・スキャン取得を表わす、請求項１乃至８のいずれかに記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【請求項１０】
前記第一のハーフ・スキャン取得の中心ビューは、前記第二のハーフ・スキャン取得の中心ビューから約１８０°ずれている、請求項９に記載の計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０、１６０）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の各実施形態は一般的には、診断撮像に関し、さらに具体的には、Ｘ線画像の時間分解能を高める装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
典型的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムのようなＸ線システムでは、Ｘ線源が患者又は手荷物のような被検体又は物体へ向けてファン（扇形）形状又はコーン（円錐形）形状のビームを放出する。以下では、「被検体」及び「対象」「物体」等の用語は、撮像されることが可能な任意の物体を含むものとする。ビームは被検体によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイにおいて受光される減弱後のビーム放射線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。検出器アレイの各々の検出器素子が、各々の検出器素子によって受光される減弱後のビームを示す別個の電気信号を発生する。電気信号はデータ処理システムへ伝送されて解析され、ここから最終的に画像を形成する。
【０００３】
一般的には、Ｘ線源及び検出器アレイは、撮像平面内で被検体を中心としてガントリの周りで回転する。Ｘ線源は典型的には、焦点においてＸ線ビームを放出するＸ線管を含んでいる。Ｘ線検出器は典型的には、検出器において受光されるＸ線ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接して設けられてＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギを受け取ってここから電気信号を発生するフォトダイオードとを含んでいる。典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータがＸ線を光エネルギへ変換して、隣接するフォトダイオードに光エネルギを放出する。各々のフォトダイオードは光エネルギを検出して対応する電気信号を発生する。フォトダイオードの出力はディジタル化され、次いでデータ処理システムへ伝送されて画像再構成を施される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許第７２２１７２８号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ＣＴ撮像は多数のモダリティを包含する。例えば、一つのモダリティは、心撮像にしばしば用いられるマルチ・スライスＣＴ撮像を含んでいる。しかしながら、心臓の運動のため、マルチ・スライスＣＴ撮像はボケを生じ得る（すなわち時間分解能が劣化する）。ボケを最小にするのに用いられている一手法は、ガントリ速度を高めて全取得時間を短縮することを含んでいる。ＣＴ取得時間を短縮することにより、取得が相対的に短い時間にわたって行なわれるためボケを少なくすることができる。しかしながら、一般的には、ガントリの重量及びガントリに作用する他の力によって、ガントリが動作し得る速度は限定される。加えて、取得時間を短縮すると、同じ画質を達成するためにさらに強力なＸ線管がしばしば必要となる。
【０００６】
運動によるボケを最小にするもう一つの手法は、二管−二検出器アプローチを含んでいる。かかるアプローチ又は手法では、２基の管を同時に動作させ、このようにして全取得時間を短縮する。このようなものとして、運動によるボケを最小にすることができる。しかしながら、二管−二検出器ＣＴシステムの経費は極めて高い場合がある。
【０００７】
従って、ＣＴ撮像での運動ボケを最小にする対経費効果の高いシステム及び方法を設計すると有益である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の各実施形態は、Ｘ線画像の時間分解能を高める方法及び装置に関するものである。
【０００９】
本発明の一観点によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されて開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、Ｘ線を発生するようにＸ線源に給電するように構成されている発生器と、ピクセルを有し、ガントリに取り付けられてＸ線を受光するように配置されている検出器と、コンピュータとを含んでいる。コンピュータは、対象を表わすＣＴデータを取得し、ＣＴデータの第一の部分集合を決定し、ＣＴデータの第二の部分集合を決定して、対象の領域を識別するようにＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差を決定するようにプログラムされている。上述の領域は、ＣＴデータの取得時の対象の内部での運動を表わす。コンピュータはまた、ＣＴデータの第一の部分集合の第一の部分から再構成される画像データであって上述の領域に対応する画像データを更新して、更新された画像データ及び更新されていない画像データに基づいて画像を再構成するようにプログラムされている。更新されていない画像データは、ＣＴデータの第一の部分集合の第二の部分から再構成される。
【００１０】
本発明のもう一つの観点によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）画像を再構成する方法が、対象を表わすＣＴデータを取得するステップと、ＣＴデータの第一の部分集合を識別するステップと、ＣＴデータの第二の部分集合を識別するステップと、対象の内部の運動を表わす対象の内部の領域の位置を求めるステップとを含んでおり、領域の位置を求めるステップは、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差に基づく。この方法はまた、ＣＴデータの第一の部分集合の部分に対応すると共に上述の領域に対応する画像データを繰り返し式で更新するステップと、繰り返し式で更新された画像データ及び繰り返し式で更新されていない画像データに基づいてＣＴ画像を再構成するステップとを含んでいる。
【００１１】
本発明のさらにもう一つの観点によれば、コンピュータ可読の有形記憶媒体が命令を含むコンピュータ・プログラムを記憶しており、これらの命令は、コンピュータによって実行されると、対象を表わす計算機式断層写真法（ＣＴ）データであって、投影の第一の集合を介して第一の時間にわたり取得されるＣＴデータを取得することをコンピュータに行なわせる。また、対象の内部の第一の時間に運動していた領域を表わすＣＴデータの第一の部分集合に対応する画像データを識別し、識別された画像データを更新して、更新されていない画像データ及び更新された画像データに基づいてＣＴ画像を再構成することをコンピュータに行なわせる。
【００１２】
本発明のさらにもう一つの観点によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されて開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、Ｘ線を発生するようにＸ線源に給電するように構成されている発生器と、ピクセルを内部に有し、ガントリに取り付けられてＸ線を受光するように配置されている検出器と、コンピュータとを含んでいる。コンピュータは、対象を表わすＣＴデータを取得し、ＣＴデータの第一の部分集合を決定し、ＣＴデータの第二の部分集合を決定して、第一及び第二の部分集合にそれぞれ基づいて第一及び第二の画像を繰り返し式で再構成するようにプログラムされている。コンピュータはまた、第一及び第二の画像が繰り返し式で再構成されるときに第一及び第二の画像の間の差を最小にするようにプログラムされている。
【００１３】
これらの利点及び特徴並びに他の利点及び特徴は、添付図面と共に掲げられる以下の本発明の好適実施形態の詳細な説明から容易に理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】ＣＴイメージング・システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック概略図である。
【図３】本発明の一実施形態によるＣＴ画像の時間分解能を高める手法を示す流れ図である。
【図４】本発明の一実施形態による図３の手法に関連する例示的な時間を示す例示的な時間線の図である。
【図５】本発明の一実施形態による運動マップを生成する手法を示す流れ図である。
【図６】本発明のもう一つの実施形態による運動マップを生成する手法を示す流れ図である。
【図７】本発明のもう一つの実施形態によるＣＴ画像の時間分解能を高める手法を示す流れ図である。
【図８】本発明の一実施形態による非侵襲型小包検査システムと共に用いられるＣＴシステムの見取り図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
本発明の各実施形態は、医療ＣＴのための解剖学的詳細及び手荷物のような物体の内部の構成要素についての構造的詳細の両方の取得を支援する。
【００１６】
本発明の動作環境を６４スライス型計算機式断層写真法（ＣＴ）システムに関連して説明する。しかしながら、当業者は、本発明が他のマルチ・スライス型構成での利用にも同等に適用可能であることを認められよう。また、本発明をＸ線の検出及び変換に関連して説明する。しかしながら、当業者はさらに、本発明が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換にも同等に適用可能であることを認められよう。本発明を「第三世代」ＣＴスキャナに関して説明するが、本発明は他のＣＴシステムにも同等に適用可能である。
【００１７】
図１には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有しており、Ｘ線源１４は、ガントリ１２の反対側に設けられている検出器アセンブリ又はコリメータ１６へ向けてＸ線ビームを投射する。ここで図２を参照すると、検出器アセンブリ１６は、複数の検出器１８及びデータ取得システム（ＤＡＳ）２０によって形成されている。複数の検出器１８は、患者２４を透過する投射Ｘ線２２を感知し、ＤＡＳ２０は後続の処理のためにデータをディジタル信号へ変換する。各々の検出器１８が、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って患者２４を透過した減弱後のビームを表わすアナログ電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２６の周りを回転する。
【００１８】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２８によって制御される。制御機構２８は、Ｘ線制御器３０とガントリ・モータ制御器３２とを含んでおり、Ｘ線制御器３０はＸ線源１４に電力及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３２はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。画像再構成器３４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ＤＡＳ２０から受け取って高速再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。画像再構成器３４は、特殊なハードウェア及び／又はソフトウェアを含むものであってよく、コンピュータ３６は別個のハードウェア装置であってもよいし単一の装置を構成していてもよい。
【００１９】
コンピュータ３６はまた、キーボード、マウス、音声作動式制御器、又は他の任意の適当な入力装置のような何らかの形態の操作者インタフェイスを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観察することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ２０、Ｘ線制御器３０及びガントリ・モータ制御器３２に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、電動テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２４及びガントリ１２を配置する。具体的には、テーブル４６は患者２４の全身又は一部を図１のガントリ開口４８を通して移動させる。
【００２０】
図３を参照すると、流れ図が、ＣＴ画像での運動アーティファクトを最小にし、このようにして時間分解能を高める本発明の一実施形態による手法１００を示している。手法１００はブロック１０２において開始し、対象を表わすＣＴデータを一定時間にわたって取得する。例えば、図４を参照して述べると、線１０４が、ＣＴデータ集合を取得する時間１０６を表わしている。時間１０６は走査開始時刻１０８から走査停止時刻１１０までに生ずる。時間１０６にわたって取得されるＣＴデータは、約１回分以上のハーフ・スキャンに相当する投影を含むものと思量される。ハーフ・スキャン取得は、当業者には理解されているように、π＋投影ファン角度と略等価な量の投影を含んでいる。ハーフ・スキャン取得はしばしば、十分な画像を形成するのに必要とされる最小数の投影であるものと考えられる。しかしながら、以下では、「ハーフ・スキャン取得」との表現は、十分な画像を形成するのに必要とされる理論的に最小の数の投影よりも多いもの、等しいもの、又は少ないものの何れかを含むデータ取得を指すものとする。
【００２１】
図３に戻り、ＣＴデータの取得の後に、工程制御はブロック１１２へ進み、ＣＴデータの第一の部分集合を識別する。約１回分以上のハーフ・スキャンに相当するデータがＣＴデータの第一の部分集合において表わされているものと思量される。ブロック１１４へ進み、ＣＴデータの第二の部分集合を識別する。ＣＴデータの第一の部分集合と同様に、約１回分以上のハーフ・スキャンに相当するデータがＣＴデータの第二の部分集合において表わされているものと思量される。
【００２２】
例えば、図４を再び参照すると、一実施形態によれば、第一のハーフ・スキャン取得は開始時刻１０８又は開始時刻１０８の僅かに前若しくは後から第一のハーフ・スキャン終了時刻１１６までに取得されるＣＴデータの第一の部分集合を含んでおり、第二のハーフ・スキャン取得は、第二のハーフ・スキャン開始時刻１１８から停止時刻１１０又は停止時刻１１０の僅かに前若しくは後までに取得されるＣＴデータの第二の部分集合を含んでいる。開始時刻１０８から第一のハーフ・スキャン終了時刻１１６までにわたる時間１０６の部分を時間１０６の第一の部分集合時間１２０と呼び、第二のハーフ・スキャン開始時刻１１８から停止時刻１１０までにわたる時間１０６の部分を時間１０６の第二の部分集合時間１２２と呼ぶことができる。
【００２３】
従って、ＣＴデータの第一の部分集合は、第一の部分集合時間１２０にわたり取得されたＣＴデータを含んでおり、ＣＴデータの第二の部分集合は、第二の部分集合時間１２２にわたり取得されたＣＴデータを含んでいる。図４に示すように、第一の部分集合時間１２０は、第二の部分集合時間１２２の一部に重なる。このようなものとして、ＣＴデータの第一の部分集合は、ＣＴデータの第二の部分集合と幾分かの共通データを共有する。但し、このことが必ずしも必要ではないものと思量される。すなわち、一実施形態では、第一の部分集合時間１２０及び第二の部分集合時間１２２が共通の取得を共有しないものと思量される。図示していないが、かかる実施形態では、第一の部分集合時間は第二の部分集合時間と重ならない。
【００２４】
図３に戻り、ＣＴデータの第二の部分集合を識別した後に、工程制御はブロック１２４へ進み、差画像又は差マップを決定する。差マップは、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差（１又は複数）に基づいて対象の内部の１又は複数の運動領域を識別し又は位置決定する。かかる差は、画像空間において決定されても投影空間において決定されてもよい。例えば、画像空間において用いられる本発明の一実施形態によれば、ＣＴデータの第一の部分集合に基づく第一の画像とＣＴデータの第二の部分集合に基づく第二の画像との間の差が決定される。結果として、差マップ又は運動マップが決定される。運動マップにおけるノン・ゼロ値又は実質的にノン・ゼロである値の位置は、第一及び第二の画像の内部で対象の運動がＣＴデータの取得時に起こった位置に対応する。反対に、ゼロ値又は実質的にゼロである値の位置は、第一及び第二の画像においてＣＴデータの取得時に対象が静止していた又は少なくとも実質的に静止していた位置（１又は複数）に対応する。
【００２５】
代替的には、投影空間において用いられるもう一つの実施形態によれば、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差が投影空間において決定される。しかしながら、画像空間において決定される運動マップの場合と同様に、投影空間において決定される差からも、対象の内部の領域によって生ずる１又は複数の運動領域を識別する又は位置決定する運動マップ（すなわち投影領域運動マップ）が得られる。この投影領域運動マップを、例えば逆投影演算と閾値処理演算との組み合わせを実行することにより、画像領域（すなわち差画像マップ）に戻して参照することができる。
【００２６】
続けて図３を参照すると、対象の１又は複数の領域の内部での運動の位置を示す運動マップを生成し又は決定した後に、工程制御はブロック１２６へ進み、以前に識別された運動位置又は運動領域に対応する画像データを、繰り返し式再構成手法を介して繰り返し式で更新する。この画像データは、ＣＴデータの第一の部分集合の第一の部分に対応する。このようなものとして、ＣＴデータの第一の部分集合の第一の部分に対応する画像データは、１又は複数のノン・ゼロ差の値の位置に対応し、繰り返し式再構成手法を介して更新される。
【００２７】
ＣＴデータの第一の部分集合に対応する全ての画像データが繰り返し式で更新される訳ではないことを特記しておく。換言すると、運動マップにおいて位置決定された対象の運動に対応する画像データが繰り返し式で更新される。第一の部分集合に対応する画像データの全てが繰り返し式で更新される訳ではないので、画像更新はより効率の高い態様で行なわれる。画像データの一部を更新した後に、工程制御はブロック１２８へ進み、繰り返し式で更新された画像データ、及び第一の部分集合のＣＴデータの第二の部分に対応する繰り返し式で更新されていない画像データから、ＣＴ画像を再構成する。識別された運動位置（１又は複数）以外に位置する画像ボクセルは、かかる位置（１又は複数）では運動の影響が然程有害でないため１回分を上回るハーフ・スキャンの取得を用いて再構成され得ることを特記しておく。
【００２８】
従って、手法１００において述べたように、対象において運動の影響を蒙る位置に対応するＣＴ画像データは繰り返し式で更新されるが、位置決定された運動域以外の領域に対応するＣＴ画像データは繰り返し式再構成手法を受けない。繰り返し式で更新される領域はＣＴデータ集合の第一の部分集合に対応する画像データの一部のみに隔離されるため、最終のＣＴ画像を構成するために、より少数のビューを用いれば済む。すなわち、ＣＴデータ集合の第一の部分集合に対応する画像データの一部のみが更新工程に用いられる。結果として、ＣＴデータの第一の部分集合に対応する画像データの全てが繰り返し式再構成手法を受ける訳ではないので画像処理時間が短縮される。さらに、運動の影響が除去され又は低減されているため、得られるＣＴ画像は、更新されていない画像データのみに基づく画像に対して時間分解能が高まる。例えば、投影ビューの２分の１のみを用いて最終画像を形成すると、時間分解能は２倍改善され得る。
【００２９】
ＣＴデータの第一の部分集合の第一の部分に対応する画像データを更新する代わりに又は更新することに加えて、ＣＴデータの第二の部分集合において運動マップを介して識別された位置に対応する部分に対応する画像データを繰り返し式再構成手法を介して更新してもよいことを特記しておく。かかる実施形態では、時間分解能が高められたＣＴ画像は、第二の部分集合に対応する画像データの更新部分（１又は複数）及び第二の部分集合に対応する画像データの非更新部分（１又は複数）から再構成される。
【００３０】
また、ブロック１２４において作成される運動マップをさらに強化するために、ＣＴデータの第一及び／又は第二の部分集合に対し、中心ビューにおける線源位置とアイソセンタとを結ぶ射線に平行な方向に高域通過フィルタ処理を適用し得るものと思量される。従って、高域通過フィルタ処理は、望ましくないピクセルの選択を減少させることができ、且つ／又は冠動脈のような微小な運動構造の近くのピクセルを選択することを可能にするために閾値を低下させることを可能にし得る。
【００３１】
手法１００の各実施形態は例えば、心画像にしばしば存在する運動アーティファクトを減少させるように具現化され得る。すなわち、心領域の運動領域を識別する運動マップを決定することができる。例えば、図４に戻り、第一の部分集合時間１２０にわたり取得される投影ビューは一つの心時相に近似的に相関し得る一方、第二の部分集合時間１２２にわたり取得される投影ビューは異なる心時相に相関し得ると思量される。従って、図３の手法１００は、心画像にしばしば存在する心臓アーティファクトを減少させるように具現化され得る。
【００３２】
手法１００によって検出される運動域は、運動マップを生成するのに用いられる二組の投影ビュー集合の間の時間ずれ（すなわちＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の時間ずれ）に依存し得ることを特記しておく。例えば、再び図４を参照して述べると、第一の部分集合時間１２０及び第二の部分集合時間１２２にわたり取得される各投影ビューの間の時間ずれ１３０は、運動マップにおいて識別されるノン・ゼロ値の大きさに影響を及ぼし、また運動マップに存在するノン・ゼロ位置の量にも影響を及ぼし得る。
【００３３】
また、この局所運動推定は、ずれの異なる投影ビューの多数の集合の比較から作成される多数の運動マップからの情報を結合することにより改善され得るものと思量される。このようなものとして、ブロック１１２〜１１４及びブロック１２４〜１２８は、付加的な運動マップを作成するために１回又は複数回にわたって反復され得るものと思量される。例えば、完全な１回転分のデータが０．５秒間で得られるとする。すると、単一のハーフ・スキャン画像は、０．２５秒分に相当するデータから形成され得る。各時間窓（例えば第一の部分集合時間１２０及び第二の部分集合時間１２２を参照されたい）同士の間の時間ずれ（例えば図４のずれ１３０を参照されたい）が５０ｍｓである場合に、合計で６枚のハーフ・スキャン画像と、５枚の運動マップとを形成することができ、運動マップの各々が、特定の角度焦点を有する各々の画像において相関していない投影ビューの間の時間差から推定される運動位置を示す。各々の運動マップの情報を結合すると、走査対象の全体での疎らな局所運動領域を推定する手法を提供することができる。
【００３４】
もう一つの実施形態によれば、時間ずれ１３０は、第一の部分集合時間１２０に関連する投影の「中心ビュー」が、第二の部分集合時間１２２に関連する投影の中心ビューから実質的に１８０°離隔するように構成され得る。このようなものとして、角度視野範囲に対する相対的な運動の配向に関連するアーティファクトを抑制し、これにより、運動マップにおいて識別される運動の位置（１又は複数）のさらに良好な識別を提供することができる。かかる実施形態では、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合の各々をそれぞれ低域通過フィルタ処理された二乗平均平方根（ＲＭＳ）誤差画像によって表わすことができる。
【００３５】
もう一つの実施形態によれば、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合に関連する取得された投影データの加重差を用いて、計算効率を高め、このようにしてブロック１２８において運動アーティファクトの少ない時間分解ＣＴ画像を再構成し得る率を高めることができる。かかる実施形態では、運動マップを生成するために逆投影工程を実行することができる。
【００３６】
概念的には、手法１００を四つの構成要素に分割することができる。すなわち（ａ）ブロック１０２でのＣＴデータの取得、（ｂ）ブロック１１２、１１４及び１２４を含む破線の囲み１３２によって表わされる運動マップの生成、（ｃ）ブロック１２６での運動マップを介して識別される運動領域に関連するＣＴデータの繰り返し式更新、並びに（ｄ）ブロック１２８での更新されたＣＴデータ及び更新されていないＣＴデータに基づく時間分解ＣＴ画像の再構成である。ブロック１２４に関して上で述べたように、差マップ又は運動マップは投影空間又は画像空間の何れにおいても決定することができる。従って、破線の囲み１３２によって表わされる運動マップの生成の構成要素は多様な実施形態を介して実行され得る。図５〜図６及び添えられた説明によって運動マップ生成の幾つかの実施形態を示す。
【００３７】
図５には、本発明の一実施形態による画像空間において運動マップを生成する１３２手法１３４を示す流れ図を示す。手法１３４はブロック１３６において開始し、ＣＴデータに表わされている一組の平行投影を識別し、従って図３のブロック１１２において識別されるＣＴデータの第一の部分集合を表わす。ＣＴデータに表わされている平行投影を識別するためにはファン−パラレル（ファンからパラレルへの）・ビーム並べ換え（rebinning）のような手法が具現化され得るものと思量される。次いで、工程制御は図５のブロック１３８へ進み、識別された平行投影（すなわちＣＴデータの第一の部分集合）に対応するデータから第一の画像を再構成する。
【００３８】
第一の画像を再構成した後に、ブロック１４０においてファン−パラレル並べ換え手法のような手法を用いて共役投影に対応するＣＴデータを識別する。これらの共役投影は、図３のブロック１１４において識別されたＣＴデータの第二の部分集合を表わす。次いで、工程制御は図５のブロック１４２へ進み、共役投影（すなわちＣＴデータの第二の部分集合）を表わすデータに基づく第二の画像を再構成する。このようなものとして、手法１３４によれば、平行投影に基づく第一の画像が再構成され、共役投影に基づく第二の画像が再構成される。第一及び第二の画像から、運動マップを決定することができる（例えば図３のブロック１２４を参照されたい）。
【００３９】
図５の手法１３４は、平行投影データ識別に始まり、平行投影データに基づく第一の画像の再構成を行ない、共役投影データ識別を行なった後に共役投影データに基づく第二の画像の再構成へ到る一連の系列を示す。但し、手法１３４の各動作（すなわちブロック１３６〜１４２）を具現化する順序は様々であってよいものと思量される。例えば、第一の画像の再構成を共役投影データの識別の後に行なってもよいし第二の画像の再構成の後に行なってもよい。
【００４０】
図６には、本発明の一実施形態による画像空間において運動マップを生成する１３２手法１４４を示す流れ図を示す。手法１４４はブロック１４６において開始し、ＣＴデータに表わされている一組の平行投影を識別し、従って図３のブロック１１２において議論されたＣＴデータの第一の部分集合を表わす。次いで、工程制御は図６のブロック１４８へ進み、識別された平行投影を表わすＣＴデータから第一の画像を再構成し、従ってパラレル・ビームＣＴ画像を再構成する。かかる再構成時にはビュー型加重関数を用い得るものと思量される。
【００４１】
次いで、工程制御はブロック１５０へ進み、ファン・ビーム投影を表わすＣＴデータをＣＴ投影データから識別し、従って図３のブロック１１４において議論されたＣＴデータの第二の部分集合を表わす。ファン・ビーム投影を表わすＣＴデータを識別した後に、図６のブロック１５２において、識別されたファン・ビーム投影ＣＴデータから第二の画像を再構成し、従ってファン・ビームＣＴ画像を再構成する。ファン・ビームＣＴ画像の再構成時にはチャネル及びビュー型加重関数を用い得るものと思量される。
【００４２】
これらのパラレル・ビームＣＴ画像及びファン・ビームＣＴ画像から、運動マップを決定することができる（例えば図３のブロック１２４を参照されたい）。かかる実施形態では、運動マップの実質的にノン・ゼロである部分は、パラレル・ビームの相対的に劣った時間分解能に結び付けられ従って運動に結び付けられる可能性が高いものと思量される。図５において示した手法１３４の場合と同様に、手法１４４の各動作（すなわち図６のブロック１４６〜１５２）が生ずる順序は図６に示すものと異なっていてよいものと思量される。
【００４３】
第一及び第二のＣＴ画像の決定についてさらに他の実施形態が思量される。例えば、共役ビューに運動が殆ど現われないように位相及びガントリ運動を操作することができる。さらにもう一つの実施形態では、運動の決定を一方向に限定してもよい。例えば、運動の決定を、 ハーフ・スキャンの開始ビュー及び停止ビューに垂直な方向のようにボケ及びアーティファクトを最も蒙り易い方向に限定することができる。さらにもう一つの実施形態では、運動マップを投影空間において決定し、次いで、得られる運動マップを画像空間へ変換する。
【００４４】
図３に関して上で述べたように、繰り返し式再構成手法を用いて、運動マップを介して識別される運動領域（１又は複数）に基づいてＣＴデータの第一又は第二の部分集合の一部を更新する。一般的には、繰り返し式再構成手法は、データ不整合項と正規化項との和によって形成されるコスト関数の最小化を含んでいる。繰り返し式で再構成されるデータは以下の形態を取り得る。
【００４５】
【数１】
0005588849.tif 000002
式１では、「ｙ」は取得される投影データを表わし、「ｘ」は画像を表わし、「Ａ」はＣＴシステムの走査動作と同様の態様での順投影演算子を表わし、「Ｆ（・）」は取得されるデータ「ｙ」と、ＣＴシステムのモデルによる合成データの集合「Ａｘ」との間の様々な信頼度を含み得る歪み測度を表わし、「Ω」は一組の非負画像のような凸集合を表わす。さらに、「βＵ（・）」は画像「ｘ」全体にわたる正規化項を表わし、「β」は画質を均衡させるときのスケーリング・ファクタを表わし、「Ｕ（・）」はコスト関数を表わす。
【００４６】
「Ｕ（・）」のようなコスト関数は典型的には、画像の雑音特性及び空間分解能特性を高める空間成分を含んでいる。例えば、「Ｕ（・）」は以下の形態を取り得る。
【００４７】
【数２】
0005588849.tif 000003
式中、「φ（・）」は局所的な近隣差に作用するポテンシャル関数を表わし、ｂｊｋは指向性スケーリング係数を表わす。
【００４８】
時間分解能を高めるための付加的な情報を繰り返し式再構成工程に導入することができる。例えば、付加的な時間正規化ファクタを用いて時間分解能をさらに高めることができる。付加的な時間正規化ファクタを有する表現を以下に示す。
【００４９】
【数３】
0005588849.tif 000004
式中、βｔＵｔ（ｘ）は付加的な正規化項を表わし、Φは運動推定による運動の影響を受けた画像ボクセルの集合であり、Ｕｓ（・）及びＵｔ（・）はコスト関数を表わし、残りの変数は一般的には式１と同様に振る舞う。個々のボクセル更新を実行する繰り返し式座標降下アプローチが、各々のステップにおいて完全な画像を更新することをしばしば要求する共役勾配アプローチ又は他の投影型更新方法よりも、このように疎らな更新を実現するのに適していることを特記しておく。代替的には、ブロック型反転手法又はヤコビの更新ステップを同時に用いて多数のボクセルを更新することもできる。
【００５０】
局所運動マップ（例えば図３のブロック１２４を参照されたい）の知見によって、選択された画像（例えばＣＴデータの第一の部分集合に基づく第一の画像又はＣＴデータの第二の部分集合に基づく第二の画像）のボクセルを、運動が識別された領域においてのみ繰り返し式で更新することができる。このようなものとして、計算の要求は、運動アーティファクトを含み得る区域に計算を集中させることにより軽減される。
【００５１】
時間正規化には多数のモデルを用いることができる。例えば、一つのモデルによれば、時間正規化は、最も最近に更新されたデータと、ボケ又は運動アーティファクトを含み得る非時間分解データ
【００５２】
【数４】
0005588849.tif 000005
との間の差にペナルティを科すことにより追加される。かかるモデルでは、コスト関数を以下のように表わすことができる。
【００５３】
【数５】
0005588849.tif 000006
式中、
【００５４】
【数６】
0005588849.tif 000007
は、「ｙ」にわたるフル・スキャン又は完全なハーフ・スキャンを用いて形成されることができ、繰り返し式再構成は、
【００５５】
【数７】
0005588849.tif 000008
としてハーフ・スキャン未満の走査を用いると共に解を安定化させるために時間正規化を用いて実行され得る。ｐ＝２とした二次のペナルティと比較すると、ｐ＝１に関連する絶対差関数であってＬ１ノルムとも呼ばれる関数は、変化を運動が生じている更新領域に局限することを助け得る。
【００５６】
上に詳細に説明した図３の手法１００に加えて、時間分解能を高める代替的な実施形態が思量される。例えば、図７は、本発明のもう一つの実施形態による時間分解能を高める手法１５４を示す。手法１５４はブロック１５５において開始し、第一の画像及び第二の画像を時間のずれたデータ集合から繰り返し式で再構成する（例えば対象の時間のずれたデータ集合について議論した図３のブロック１１２〜１１４及び添えられた説明を参照されたい）。第一及び第二の画像は時間がずれており、内部に運動を有する対象を表わす。
【００５７】
第一及び第二の画像を繰り返し式で再構成しながら工程制御は図７のブロック１５６へ進み、第一及び第二の画像の繰り返し式再構成時に第一及び第二の画像の間の差（１又は複数）を最小化する。かかる差は、撮像対象の内部の運動領域（１又は複数）に対応する。従って、第一及び第二の時間分解画像が形成される。かかる画像は、例えば異なる心時相での心臓に対応し得る。
【００５８】
例えば間の差が最小化された第一及び第二の画像の線形結合に基づく第三の画像が形成され得るものと思量される。このようなものとして、一実施形態によれば、工程制御は二点鎖線で示されているブロック１５７へ進み、繰り返し式で再構成され間の差が最小化された第一及び第二の画像に基づいて第三の画像を再構成する。
【００５９】
手法１５４の一実施形態によれば、繰り返し式再構成工程は、各々異なる投影ビュー集合（すなわちＣＴデータの異なる部分集合）からの２枚の画像ｘ１及びｘ２を共同的に推定する。従って、ｘ１及びｘ２は異なる時間的特性を有する。ここから更新される領域は、ｘ１及びｘ２の両者の線形結合として形成されることができ、付加的な時間正規化項は、ｘ１とｘ２との間の大きな差にペナルティを科す（すなわちｘ１とｘ２との間の差が最小化される）。付加的な時間正規化項は、例えば以下のコスト関数のように表わされ得る。
【００６０】
【数８】
0005588849.tif 000009
かかるモデルは、二つの窓のみではなく多数の時間的なスライド窓を用いる多数の画像の共同推定に一般化され得る。かかる一般化において、時間的な正規化は
【００６１】
【数９】
0005588849.tif 000010
となり、式中、ｘｎはＮ個のスライド窓による再構成である。
【００６２】
上の式１〜式６に関して、幾つかの繰り返し式再構成手法又はモデルが議論されている。しかしながら、議論されていない他の繰り返し式再構成手法が本発明の各実施形態と共に具現化され得ることが思量される。
【００６３】
図８は、非侵襲型小包検査システムと共に用いられるＸ線イメージング・システム１６０の見取り図である。Ｘ線システム１６０は、複数の小包又は手荷物１６６を通過させ得る開口１６４を内部に有するガントリ１６２を含んでいる。ガントリ１６２は、検出器アセンブリ１６８と、Ｘ線管１７０のような高周波電磁エネルギ源とを収容している。また、コンベヤ・システム１７２が設けられており、コンベヤ・システム１７２は、構造１７６によって支持されており小包又は手荷物１６６を走査のために自動的に且つ連続的に開口１６４に通すコンベヤ・ベルト１７４を含んでいる。物体１６６をコンベヤ・ベルト１７４によって開口１６４に送り込み、次いで撮像データを取得し、コンベヤ・ベルト１７４によって開口１６４から小包１６６を除去することを、制御された連続的な態様で行なう。結果として、郵便物検査官、手荷物積み降ろし員及び他の警備人員が、爆発物、刃物、銃及び密輸品等について小包１６６の内容を非侵襲的に検査することができる。当業者は、ガントリ１６２が静止型であっても回転式であってもよいことを認められよう。回転式ガントリ１６２の場合には、システム１６０は、手荷物走査又は他の産業用若しくは医用応用のためのＣＴシステムとして動作するように構成され得る。
【００６４】
図１及び図８に関し、当業者は、図１のシステム１０及び／又は図８のシステム１６０は、電子的構成要素、ハードウェア構成要素、及び／又はコンピュータ・ソフトウェア構成要素の１又は複数のような複数の構成要素を含むことを認められよう。これらの構成要素は、図３及び図５〜図７のそれぞれ手法１００、１３４及び１４４のような１又は複数の具現化形態又は実施形態の１又は複数の部分を実行するソフトウェア、ファームウェア及び／又はアセンブリ言語のような命令を一般的に記憶した１又は複数のコンピュータ可読の有形記憶媒体を含み得る。コンピュータ可読の有形記憶媒体の実例としては、画像再構成器３４の記録可能なデータ記憶媒体及び／又はコンピュータ３６の大容量記憶装置３８等がある。かかるコンピュータ可読の有形記憶媒体は、例えば磁気式、電気式、光学式、生物式、及び／又は原子式のデータ記憶媒体の１又は複数を採用し得る。さらに、かかる媒体は、例えばフロッピィ・ディスク、磁気テープ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ハード・ディスク・ドライブ、及び／又は電子メモリの形態を取り得る。ここに掲げられていない他の形態のコンピュータ可読の有形記憶媒体も本発明の各実施形態と共に用いられ得る。
【００６５】
多数のかかる構成要素がシステム１０及び／又はシステム１６０の具現化形態において結合され又は分割され得る。さらに、当業者には認められるように、かかる構成要素は多数のプログラムミング言語の任意のものによって書かれ又は具現化された一組及び／又は一連のコンピュータ命令を含み得る。
【００６６】
本発明の一実施形態によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されて開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、Ｘ線を発生するようにＸ線源に給電するように構成されている発生器と、ピクセルを有し、ガントリに取り付けられてＸ線を受光するように配置されている検出器と、コンピュータとを含んでいる。コンピュータは、対象を表わすＣＴデータを取得し、ＣＴデータの第一の部分集合を決定し、ＣＴデータの第二の部分集合を決定して、対象の領域を識別するようにＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差を決定するようにプログラムされている。上述の領域は、ＣＴデータの取得時の対象の内部での運動を表わす。コンピュータはまた、ＣＴデータの第一の部分集合の第一の部分から再構成される画像データであって上述の領域に対応する画像データを更新して、更新された画像データ及び更新されていない画像データに基づいて画像を再構成するようにプログラムされている。更新されていない画像データは、ＣＴデータの第一の部分集合の第二の部分から再構成される。
【００６７】
本発明のもう一つの実施形態によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）画像を再構成する方法が、対象を表わすＣＴデータを取得するステップと、ＣＴデータの第一の部分集合を識別するステップと、ＣＴデータの第二の部分集合を識別するステップと、対象の内部の運動を表わす対象の内部の領域の位置を求めるステップとを含んでおり、領域の位置を求めるステップは、ＣＴデータの第一及び第二の部分集合の間の差に基づく。この方法はまた、ＣＴデータの第一の部分集合の部分に対応すると共に上述の領域に対応する画像データを繰り返し式で更新するステップと、繰り返し式で更新された画像データ及び繰り返し式で更新されていない画像データに基づいてＣＴ画像を再構成するステップとを含んでいる。
【００６８】
本発明のさらにもう一つの実施形態によれば、コンピュータ可読の有形記憶媒体が命令を含むコンピュータ・プログラムを記憶しており、これらの命令は、コンピュータによって実行されると、対象を表わす計算機式断層写真法（ＣＴ）データであって、投影の第一の集合を介して第一の時間にわたり取得されるＣＴデータを取得することをコンピュータに行なわせる。また、対象の内部の第一の時間に運動していた領域を表わすＣＴデータの第一の部分集合に対応する画像データを識別し、識別された画像データを更新して、更新されていない画像データ及び更新された画像データに基づいてＣＴ画像を再構成することをコンピュータに行なわせる。
【００６９】
本発明のさらにもう一つの実施形態によれば、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、ガントリに結合されて開口を通してＸ線を投射するように構成されているＸ線源と、Ｘ線を発生するようにＸ線源に給電するように構成されている発生器と、ピクセルを内部に有し、ガントリに取り付けられてＸ線を受光するように配置されている検出器と、コンピュータとを含んでいる。コンピュータは、対象を表わすＣＴデータを取得し、ＣＴデータの第一の部分集合を決定し、ＣＴデータの第二の部分集合を決定して、第一及び第二の部分集合にそれぞれ基づいて第一及び第二の画像を繰り返し式で再構成するようにプログラムされている。コンピュータはまた、第一及び第二の画像が繰り返し式で再構成されるときに第一及び第二の画像の間の差を最小にするようにプログラムされている。
【００７０】
開示された方法、システム及び装置についての技術的寄与は、Ｘ線画像の時間分解能を高めるコンピュータ実装型の装置及び方法を提供することである。
【００７１】
発明を限定された数の実施形態にのみ関連して詳細に記載したが、本発明はかかる開示された実施形態に限定されないことが容易に理解されよう。寧ろ、本発明は、本書では記載されていないが発明の要旨及び範囲に沿った任意の数の変形、変更、置換又は均等構成を組み入れるように改変され得る。さらに、単一エネルギ手法及び二重エネルギ手法について上で議論し暗示しているが、本発明は２よりも多いエネルギによるアプローチを包含している。加えて、発明の様々な実施形態について記載したが、発明の各観点は所載の実施形態の幾つかのみを含んでいてもよいことを理解されたい。従って、本発明は、以上の記載によって制限されるのではなく、特許請求の範囲によってのみ制限されるものとする。
【符号の説明】
【００７２】
１０  計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム
１２  ガントリ
１４  Ｘ線源
１６  検出器アセンブリ又はコリメータ
１８  複数の検出器
２０  データ取得システム（ＤＡＳ）
２２  投射されるＸ線
２４  患者
２６  回転中心
２８  制御機構
３０  Ｘ線制御器
３２  ガントリ・モータ制御器
３４  画像再構成器
３６  コンピュータ
３８  大容量記憶装置
４０  コンソールを介した操作者
４２  付設されている表示器
４４  テーブル・モータ制御器
４６  電動式テーブル
４８  ガントリ開口
１００  手法
１０４  線
１０６  時間
１０８  走査開始時刻
１１０  走査停止時刻
１１６  第一のハーフ・スキャン終了時刻
１１８  第二のハーフ・スキャン開始時刻
１２０  第一の部分集合時間
１２２  第二の部分集合時間
１３０  時間ずれ
１３２  運動マップの生成
１３４、１４４、１５４  手法
１６０  Ｘ線イメージング・システム
１６２  ガントリ
１６４  開口
１６６  複数の小包又は手荷物
１６８  検出器アセンブリ
１７０  Ｘ線管
１７２  コンベヤ・システム
１７４  コンベヤ・ベルト
１７６  構造
【図１】
0005588849.tif 000011
【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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【図８】
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