JP2005514975A - 動的な解剖学的、生理学的および分子撮像のためのマルチモダリティ装置 - Google Patents

動的な解剖学的、生理学的および分子撮像のためのマルチモダリティ装置 Download PDF

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Abstract

【課題】 ボリュームコンピュータ断層撮影（ＶＣＴ）モード、シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）およびポジトロンエミッション断層撮影（ＰＥＴ）モードにおいて利用することができるマルチモダリティ撮像システムが開示される。
【解決手段】 ＶＣＴ動作モードでは、３つのＸ線源および関連する検出器を用いることができる。ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ動作モードでは、γ放射が患者によって摂取される同位体によって提供され、患者の周囲に等角度で離隔して配置される検出器によって検出される。融合撮像解析およびコンピュータ支援診断システムが設けられ、マルチモダリティ撮像システムによって生成される画像を処理する。融合された画像は解析され、融合画像データは疾病過程モデルと比較され、４次元表示および対話形式の画像視覚化の形で患者および医療専門家へのフィードバックが提供される。

Description

本発明は、一般にマルチモダリティ撮像システムに関し、より詳細には、ボリュームコンピュータ断層撮影モード、デジタルＸ線撮影モード、シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影モードおよびポジトロンエミッション断層撮影モードにおいて容易に操作されることができるコンピュータ断層撮影システムに関する。
その誕生以来、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）は人体の解剖学的構造に関して、より良好で、正確な診断情報を提供する可能性を保ち続けている。同様に、ポジトロンエミッション断層撮影法（ＰＥＴ）および核医学／シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影（ＮＭ／ＳＰＥＣＴ）技術も、分子および機能的診断技法の分野において、高度な医学的知識をもたらしている。これらの種々の診断用モダリティからの大量の情報に直面する医師は、常に、全てを網羅する１つの診断を得るために、これらの全てのモダリティからの情報をまとめることができる状況を心に描いている。ＣＴおよびデジタルＸ線撮影法（ＤＲ）は、解剖学的情報および位置合わせ情報を提供できるのに対して、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴは機能的および分子情報を提供することができる。残念なことに、不可欠な情報を提供することができる技術が存在しなかった。
医用画像保管管理システム（ＰＡＣＳ）の出現により、互換性のあるフォーマットを用いて、異種のモダリティからの診断画像を取り扱うことができるようになった。全てのモダリティからの画像が、同じ診断ソフトウエアを用いて視認されることができる。これは著しい進歩であったが、依然として、医療の専門家が望むような包括的な診断情報を提供しなかった。これらの専門家は、ＣＴ情報がＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像によって提供される機能的な情報を正確に特定するための解剖学的情報を提供するように、種々のモダリティからの画像を融合することを望んでいた。マルチスライスＣＴ装置における最近の進歩によって、患者のさらに完全な診断的描写を提供するために、ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ画像とともに用いることができる解剖学的なボリュームデータが提供され始めている。これらの画像を得るための検出器アレイのＺ軸方向の幅が限られているため、動的な解析、特に心臓研究のために必要とされる瞬時のボリューム情報を提供することはできない。
上記の事柄を鑑みて、患者に関する解剖学的、生理学的および分子情報を提供するために、ボリュームコンピュータ断層撮影（ＶＣＴ）モード、デジタルＸ線撮影モード、シングルフォトンエミッション断層撮影モードおよびポジトロンエミッション断層撮影モードにおいて操作されることができるマルチモダリティ撮像装置を開発することが望まれている。
本発明は、分子および機能的撮像のためのＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ能力を組み込む真のボリュームＣＴ装置を提供することにより、従来技術のシステムに関連する問題を解決する。本発明は、マルチモダリティ撮像システムと、関連するマルチモダリティ融合撮像解析およびコンピュータ支援診断システムとを含む。マルチモダリティ撮像システムは３つの動作モード、すなわちボリュームコンピュータ断層撮影モード（ＶＣＴ）、核医学／シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影モード（ＮＭ／ＳＰＥＣＴ）およびポジトロンエミッション断層撮影モード（ＰＥＴ）において容易に利用されることができる。本発明のコンピュータ断層撮影システムは、マルチヘッド型の線源および検出システムを利用する。理想的には、３つのＸ線源および関連する検出器がＶＣＴ動作モードにおいて用いられる。ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ動作モードでは、患者によって摂取された同位体によってγ線放射が生成され、その患者の周囲に均等な角度で配置される検出器によって検出される。任意の動作モードにおいて、本発明のマルチモダリティ断層撮影システムは、高コントラストおよび高解像度を有する画像を生成する。
マルチモダリティ融合撮像解析およびコンピュータ支援診断システムは、マルチモダリティ撮像システムからの画像を処理する。幅が広いＺ軸エリア検出器が秒単位未満の時間内に等方性の画像を提供し、それにより体内の変化を動的に調査できるようにする。種々のモダリティからの画像が融合され、患者の完全な解剖学的および生理学的描写が提供される。融合された画像は解析され、融合された画像データが疾病過程モデルおよび一般集団参照基準と比較されて、４次元表示および対話形式画像視覚化の形で、患者および医療専門家へのフィードバックが提供される。融合された画像データは定量化され、疾病モデルと比較されて、それにより、確かな診断、予防の医療方針および全般的な診療法が提供される。
本発明のマルチモダリティシステムは、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴを用いたニードルガイドバイオプシー、最低限の侵襲的な手術ならびに外傷治療および処置のような介入技法と協動することもできる。
ここで図面が参照されるが、それらの図は本発明の好ましい実施形態を説明することを目的としており、本明細書に開示される本発明を限定しようとするものではない。図１は本発明の動的マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１０の全体的なブロック図である。システム１０は、マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断に関連する固有の問題に対する解決策を提供する。図に示されるように、患者情報１２がシステムの入力であり、それは患者の解剖学的、生理学的および分子情報を含む。さらに、臨床歴、臨床プロトコルおよび医療知識がシステムの入力として用いられる。患者情報ブロック１２の出力は、通常、患者の解剖学的、生理学的および分子データ、ならびに疾病過程および患者器官系生理の一般的な知識である。これらの出力は、解剖学的撮像および分子撮像装置から構成される動的マルチモダリティ撮像システム１４への入力として用いられる。システム１４は、Ｘ線ボリュームコンピュータ断層撮影（ＶＣＴ）およびデジタルＸ線撮影（ＤＲ）装置を用いることにより、解剖学的撮像を実行する。撮像システム１４は、分子、生理学的および機能的撮像のためのＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像も実行することができる。動的マルチモダリティ撮像システム１４の出力は、患者からのＸ線ボリュームコンピュータ断層撮影画像、ＰＥＴ同位体画像、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体画像、ならびに動的タイミングおよび生理学的モニタリングデータから構成される。撮像システム１４によって静的および動的両方の撮像が実行され得ることに留意されたい。本明細書において用いられるように、静的撮像は、時間とは無関係な撮像を指しているのに対して、動的撮像は、時間的なイベントによってトリガされ得る時間の関数として撮像データを生成する撮像のことを指している。上記の出力は、マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６への入力として用いられる。このシステム１６は、撮像システム１４から入力を取得し、撮像データを融合し、融合された画像データを解析し、融合された画像データと疾病過程モデルおよび一般集団参照基準と比較し、４次元表示および対話形式画像視覚化の形で患者および医療専門家に「フィードバック」を提供する。さらに、システム１６は融合された撮像データを定量化し、そのデータを疾病モデルと比較し、確かな診断、予防の医療方針および一般的な診療の解決手段を提供する。マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６の出力は、矯正処置および治療のための患者への「フィードバック」の実施である、予防医療、一般医療および患者治療プランニングシステム１８への入力として用いられる。
ここで図２を参照すると、複数の共通の合焦２次元曲面検出器アレイを利用するマルチモダリティ撮像システム１４が示される。マルチモダリティ撮像システム１４は、ガントリ２０と、テーブル２２と、１２０°の角度だけ離隔して配置される３つのＸ線源２４とから構成される。各Ｘ線源２４は、その正面に配置される、関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６を有する。Ｘ線源２４および合焦２次元検出器アレイ２６は、Ｘ線源２４および合焦２次元検出器アレイ２６がガントリ２０およびテーブル２２に対して回転できるようにする回転プレート２８に取り付けられる。好ましいＸ線源陽極はＶ字型の溝の構造を有する。ガントリ２０は、テーブル２２に対して横方向にも移動することができ、それによりガントリ２０とテーブル２２とが横方向に移動できるようになると同時に、全体として番号３０によって示され、テーブル２２上に配置される患者に対して、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が回転できるようになる。２次元曲面検出器アレイ２６はそれぞれ、それに関連するＸ線源２４の焦点に合わせられる。合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、ＰＥＴ撮像のためのポジトロンエミッタまたはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のためのシングルフォトンエミッタからの同位体も撮像することができる。
撮像システム１４は、解剖学的なＸ線ボリュームコンピュータ断層撮影（ＶＣＴ）、デジタルＸ線撮影（ＤＲ）、ポジトロンエミッション断層撮影（ＰＥＴ）による分子撮像、および核医学／シングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影（ＮＭ／ＳＰＥＣＴ）を実行することができる。ＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像は、患者の解剖学的構造についてのＸ線ＶＣＴの静的および動的な形態学的画像を得るために、および患者の分子、生理学的および生化学的機能の静的および動的な画像を得るために、時間に関して静的または動的な状態で収集することができる。結果として生成された画像および生理学的モニタリングデータは、マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６に送られる。
ここで図３を参照すると、マルチモダリティ撮像システム１４およびマルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６の全体が機能ブロック図の形で示される。ガントリ２０、テーブル２２、Ｘ線源２４、合焦２次元曲面検出器アレイ２６、回転プレート２８およびデータ取得システムは、マルチモダリティ撮像過程において、いくつかの主なシステムによって制御され、モニタされる。そのブロック図は、撮像データ（データ取得システムからの生データ）、画像データ、制御データ、ならびにタイミングおよびゲーティング制御データのための主なデータパスを示す。
オペレータは、撮像または走査過程を開始するために、オペレータグラフィカルユーザインターフェース４０を通して、用いられることになる臨床プロトコルを選択する。そのプロトコルは順序化され、連鎖され、互いに関連付けられて、データ取得の過程が開始する。データ取得制御システム４２がプランニングシステム４４にコマンドを送出し、プランニングシステム４４は、いくつかの平面角からの患者の全身の投影画像を取得する。これらの画像は、前面、背面、右側面、左側面および斜め投影図のような図を含む。これらの画像は、線量計算を実行するために、かつＶＣＴ、ゲートＶＣＴ、動的コントラスト注入ＶＣＴ（dynamic contrast injected VCT）、全身投影ＰＥＴ、ＰＥＴ、ゲート制御ＰＥＴ、全身ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびゲート制御ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像プロトコルのような、互いに関連付けられるデータ取得（ＤＡＱ）プロトコルを確立するために、用いられる。これらのＤＡＱプロトコルは、動的タイミング制御システム４６に送られ、動的タイミング制御システム４６はシステム内、およびシステムプロトコルに対応する外部の装置内のタイミングイベントに同期して、正確なコントラスト注入、ＶＣＴ血管撮影、フロー試験、三相試験、およびコントラスト大量瞬時注入による同期ＥＫＧゲーティングのような時間に依存する臨床プロトコルを生成する。さらに、タイミング制御システム４６は、イベント制御手法および介入バイオプシー手法のための正確なタイミングを提供する。
タイミング制御システム４６によって生成されるタイミング信号はゲーティング制御システム４８に送られ、ゲーティング制御システム４８は、データ取得（ＤＡＱ）システム５０、Ｘ線制御システム５２、モーション制御システム５４、コントラストパワー注入装置５６、介入ロボットシステム５８、生データ管理および記憶システム６０、画像再構成システム６２および画像解析および対話形式表示システム６４の動作に同期する。オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６が、オペレータグラフィカルユーザインターフェース４０と画像解析および対話形式表示システム６４との間に介在される。マルチチャネルアナライザおよびＰＥＴ／ＳＰＥＣＴフレーマシステム６８が、生データ管理および記憶システム６０と画像再構成システム６２との間に介在され、画像解析および対話形式表示システム６４にデータを供給する。ゲーティング制御システム４８は、モーション制御システム５４から制御情報を受信し、モーション制御システム５４に制御情報を指令するリアルタイムイベント制御システムであり、回転プレート２８の回転、ガントリ２０の横方向への動きおよびテーブル２２の横方向および垂直方向への動きを制御し、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の回転を、ＥＫＧのような生理学的信号と同期させるようにし、またＸ線制御システム５２およびデータ取得システム５０に、動き、生理学的ゲーティングおよび患者コントラストフローパラメータに合わせてデータをサンプリングするように指示する。
モーション制御システム５４は、全てのドライブシステムがリアルタイムに協動できるようにし、同期してデータを取得するための位置情報のリアルタイムフィードバックを供給する。モーション制御システム５４は、ゲーティング制御システム４８から外部入力を受信し、患者の心拍数および他の生理学的信号に対して、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の回転、ならびにガントリ２０の横方向への動きを同期させる。またモーション制御システム５４は、ニードルバイオプシーおよび最低限の侵襲的手術のような半自動的な手法に対応する介入ロボットシステム５８とのインターフェースも有する。
Ｘ線制御システム５２によって、Ｘ線源２４から種々のエネルギーレベルおよびＸ線強度レベルにおいてＸ線を生成できるようになり、そのＸ線源２４の焦点はゲーティング制御システム４８に同期して幾何学的に動かすことができる。Ｘ線制御システム５２は、心臓のゲート制御された撮像に適用するために、高速にパルス駆動することができる。データ取得システム５０は、合焦２次元曲面検出器アレイ２６からの信号および他の生理学的データの収集およびサンプリングを制御する。データ取得システム５０は、ＶＣＴ、ゲート制御ＶＣＴ、スパイラルＶＣＴ、ＤＲ、全身ＤＲ、全身投影ＰＥＴ、ＰＥＴ、ゲート制御ＰＥＴ、全身投影シングルフォトン撮像、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびゲート制御ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のような過程のための、内部メモリおよび信号処理能力を含む。また、データ取得システム５０は、各信号チャネルまたはピクセル、幾何学的補正、幾何学的画像圧縮、適応的投影データフィードバックおよび連続ＶＣＴ撮像のための「オン・ザ・フライ」較正補正を実行する。介入ロボットシステム５８は、介入画像制御システム７０から制御情報を受信する。
生データ管理および記憶システム６０は、ロータデータ転送ネットワーク７２、スリップリングデータ転送ネットワーク７４およびステータデータ転送ネットワーク７６を経由して、データ取得システム５０からデータを受信する。スリップリング転送ネットワーク７４には、光学スリップリングのようなスリップリングアセンブリを用いることができる。生データ管理および記憶システム６０は、画像再構成システム６２の種々の処理モードのために受信したデータを格納する。
生理学的取得およびゲーティング制御システム７８は、ＥＫＧ、心拍数、呼吸数、血圧、体温、ＥＥＧおよび脳波モニタのような生理学的モニタ、および身体動作幾何学センサとのインターフェースを有し、ゲーティング制御アルゴリズムへの入力を提供する。ゲーティング制御システム４８は、これらの生理学的信号のうちの任意の信号を用いて、平均ヒストグラムを生成し、内部ゲーティングシステムを制御する。
画像再構成システム６２は、較正補正を実行し、受信した生データから画像を生成する。再構成システム６２は、円錐ビームボリュームコンピュータ断層撮影、スパイラルＶＣＴ、全身投影ＰＥＴ、全身投影ＳＰＥＣＴ、順序化サブセット期待値最大化（ＯＳＥＭ：ordered subset expectation maximization）ＰＥＴ、ＯＳＥＭ ＳＰＥＣＴ、ＤＲおよび他の全身画像を構成することができる。さらに、再構成システム６２は、実質的にリアルタイムに対話形式で表示を見直して、ボリュームデータ、矢状、環状、横断軸（transaxial）、表面図および最大強度図の３次元平面再フォーマットを対話形式で生成することができる。
介入画像制御システム７０はマルチモダリティ撮像システム１４とともに動作し、最低限の侵襲的な手術法を計画し、実行する。マルチモダリティ撮像システム１４は、介入ロボットシステム５８を通して、治療を提供し、かつ介入のためのニードルを配置する能力を有する。ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像を含む、マルチモダリティ撮像システム１４によって生成される画像は、介入画像制御システム７０によって用いられ、ロボットおよび手動による動きに対する介入手法がリアルタイムに対話形式で確立され、制御される。
オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６には、オペレータによって用いられるモニタおよび制御装置への情報をリアルタイムで更新するために、いくつかの主要システムに対する直接的な同期接続が設けられる。オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６は、ＥＫＧ、平均ＥＫＧ、呼吸動作、テーブル位置、ガントリ位置、回転位置、プランニングシステム４４によって提供される画像、動的タイミング制御システム４６によって提供されるデータ、ゲーティング制御システム４８によって提供されるデータ、予定および遡及ゲーティング制御のための図を記入するＥＫＧ図、コントラスト注入装置状態、Ｘ線システム状態、生データ転送状態、生データ記憶状態、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ動作モードのためのエネルギー収集窓、ＰＥＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ計数率モニタのための一致タイミング窓、ランダムおよび遅延タイミング窓、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードのためのヒストグラム図、連続ＶＣＴモニタリング画像、蛍光透視ＤＲモニタ画像、シネＤＲ、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像表示、リアルタイム多面表示、介入プランニングおよび比較トラッキングモニタ、および収集されたＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ生データのための現在の再構成状態などの情報の、リアルタイムの更新を提供する。
オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６は、コントラストレベルをモニタし、三相ＶＣＴ血管撮影撮像におけるコントラスト注入の画像を制御するためにリアルタイムの背景減算を実行する。ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、マルチチャネルアナライザ６８のための一致タイミング窓、投影フレーミング計数レベル、および散乱補正が、オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６によって実行され、画像取得速度を適応的に制御し、かつ次の１組の図を得るためのモーション制御システム５４への入力を提供する。介入画像制御システム７０は、オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６とともに動作し、画像によってガイドされる最低限の侵襲的な手術法および介入画像によってガイドされる治療を実施する。
画像サーバおよび記憶システム８０は、画像再構成システム６２、ならびに画像解析および対話形式表示システム６４によって生成される画像データを格納する。画像解析および対話形式表示システム６４は、再構成されたデータを表示し、報告を生成し、マルチモダリティ画像およびデータを融合する。マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６は画像解析および対話形式表示システム６４からデータを受信し、その患者のための最良の診断および治療を提供する。
回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が図４に示される。図２に示されるように、それぞれが１つの関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６を有し、１２０°の角度だけ離隔して配置される３つのＸ線源２４が、回転プレート２８に取り付けられる。各Ｘ線源２４は、その関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６によって遮断される円錐ビームの形でＸ線を生成する。
Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の構成は、「撮像ヘッド」と呼ばれる。図２に示すように、回転プレート２８には多数の撮像ヘッドを取り付けることができる。回転プレート２８の回転速度に対する最適な撮像速度を得るためには、３つの撮像ヘッドが好ましいことがわかっている。回転プレート２８は、Ｘ線源２４とその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６との正確な光学的位置合わせも提供する。図に示されるように、各Ｘ線源２４は、その関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６で収集するために、患者を透過するための円錐ビームＸ線放射を生成することができる。好ましいＸ線陽極は、Ｚ軸円錐ビーム角をより大きくして等方性分解能を与えるために、Ｖ字型の溝の構造を有する。Ｘ線源コリメーションがＸ線管２４の出力ポートにおいて施され、Ｘ線放射をコリメートする。その結果、所望のデータ取得エリアを網羅し、かつ患者へのＸ線量を所望の画像ボリュームにのみ制限する。
各合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、その関連するＸ線源２４の焦点に対する、Ｘ線散乱防止コリメーションおよび合焦ピクセルアライメントを組み込む。各合焦２次元曲面検出器アレイ２６の曲率半径は、検出器アレイ２６とその関連するＸ線源２４の焦点との間の距離に等しい。合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、少なくとも２つの検出器システムが用いられるときに、ＰＥＴ一致撮像を実行することもできる。ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像も、その検出器システムで実行されることができる。合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、ピクセル毎に、ダウンコンバージョン材料、光変換器、シグナルプロセッサ、およびデジタル変換器を含む。ダウンコンバージョン材料は、Ｘ線またはγ線フォトンを、低い周波数に、または直接的に電子流に変換する。
ここで図５ａを参照すると、Ｘ線源のための円錐ビーム整形補償フィルタ８２および線源コリメータ８４が示される。コリメートされたＸ線信号は、その関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６上に投影される。Ｘ線「収集」エリアのサイズは、全身投影のための最大円錐ビームから頭部サイズ走査ボリュームまで変化し得る。Ｘ線「収集」エリアのサイズは、脊椎、心臓または内耳道撮像のような、部分エリア再構成の場合に縮小することもできる。円錐ビームＸ線放射の全幅すなわち扇幅は、臨床プロトコルに基づいて最適化される。また、Ｚ軸は、最大Ｚ軸視野からシングルスライス視野までのＺ軸範囲にわたって変更することができる。円錐ビーム放射のコリメーションは、Ｘ軸およびＺ軸の両方向において寸法を変更するようにプログラミングすることができる。
円錐ビーム整形補償フィルタ８２はＶＣＴ撮像中の皮膚への放射線量を減少させる。患者にわたる補償フィルタ８２の形状は実質的に名目上の患者の形状の逆である。それゆえ、円錐ビーム整形補償フィルタ８２はパラボラに類似の形状を有する。図５ｂに示されるように、Ｘ線強度は走査サークルのエッジに向かって減衰し、最大Ｘ線強度は走査サークルの中央に適用される。走査サークルの中央の領域において患者による減衰が最も大きくなるので、この領域において、より大きな放射線束レベルが必要とされる。
図５ｃおよび図５ｄに示されるように、円錐ビーム整形補償フィルタ８２を用いることにより、患者が走査サークル内にいるときに、中央のＸ線束を保持しながら、合焦２次元曲面検出器アレイ２６によって提供されるダイナミックレンジが縮小されるようになる。患者は楕円形の柱体と見なされるので、円錐ビーム整形補償フィルタ８２のＺ軸形状は、Ｘ軸に比べて最小になるように変化する。散乱されるＸ線が走査サークルエッジ上において補償フィルタ８２によって減衰されるので、補償フィルタ８２は散乱されたＸ線放射を円錐ビームの中央Ｘ線内に限定する。
ビームエネルギーすなわち射出スペクトルは、図５ｂに示されるように、円錐ビームＸ線放射にわたる扇形の角度の関数として変化する。補償フィルタ８２は、患者を貫通するＸ線強度およびＸ線エネルギーの変動を補正するために、対応する較正を有する。補償フィルタ８２によって提供される補正は、患者サイズと、水に等価なＸ線エネルギースペクトル撮像とに基づく。
ここで図６ａを参照すると、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の焦点が示される。合焦２次元曲面検出器アレイ２６の頂点がＸ線焦点に向けられており、Ｘ線は、Ｘ線フォトンの最大変換効率を達成するために、垂直な向きに検出器アレイ２６内のピクセルを貫通する。この合焦構成によって、検出器の光変換器材料は、隣接するチャネルまたはピクセル間のクロストークを最小限に抑えながら、放射を吸収できるようになる。上記の事柄は、合焦２次元曲面検出器アレイ２６によって検出される円錐ビームＸ線放射のいずれの方向にも当てはまる。
図６ｂには、Ｖ字型溝タイプのＸ線陽極と傾斜タイプＸ線陽極との比較とともに、Ｘ線光学形状のＺ軸方向の図が示される。関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６とともに、Ｖ字型の溝の構造を利用する重要な利点は、傾斜タイプＸ線陽極構造と比べて、Ｚ軸方向の空間分機能が著しく減少しないことである。図６ｂおよび図６ｃに示されるプロットは、Ｚ軸の扇の角度の関数としてのインパルス幅の変化を示す、空間インパルスプロットである。上記の事柄を例示するために、図６ｂおよび図６ｃには、３つの角度、すなわち＋Ｚ最大、０および−Ｚ最大のＸ線の場合のシステム分解能応答関数が示される。比較するために、図６ｃに示されるように、傾斜タイプＸ線陽極構造の分解能がＺ軸位置に基づいて変化することに留意されたい。Ｖ字型溝タイプの陽極構造の場合、図６ｂに示されるように、＋Ｚ最大、０および−Ｚ最大のＸ線は同様の空間分解能応答を有する。
図７は、円錐ビーム空間分解能を改善するための２次元焦点ディザリングを示す。この事例では、サンプリング周波数は、２次元内のＸ線焦点を幾何学的にディザリングすることにより高めることができる。回転プレート２８に取り付けられる合焦２次元曲面検出器アレイ２６およびその関連するＸ線源２４は、患者３０の周囲を回転する。その空間サンプリングは、図７ｂに示されるように、検出器アレイ２６の２次元内のピクセルの数によって制限される。Ｘ線光学システムの空間周波数応答が図７ｅに示される。Ｘ線光学応答を分解するためには、サンプリングレートは、２５ｌｐ／ｃｍのナイキストサンプリングレートまたはナイキスト周波数の場合に、図７ｆに示されるように、５０線対／ｃｍ（ｌｐ／ｃｍ）よりも大きくなければならない。ディザリングを用いないシステムの場合のナイキストサンプリングレートは１２．５ｌｐ／ｃｍである。１２．５ｌｐ／ｃｍよりも大きなＸ線光学情報はエイリアシングされ、０〜１２．５ｌｐ／ｃｍの変調伝達関数（ＭＴＦ）領域に戻される。システムサンプリングの帯域制限はこの影響を減少させるが、ＭＴＦ領域にも影響を及ぼす。１２．５ｌｐ／ｃｍの最大周波数の場合の近似的なエイリアシングされた応答が図７ｆに示される。
図７ｂに示されるように、走査サークルの中央におけるサンプリングレートは１２．５ｌｐ／ｃｍである。そのサンプリング周波数は、２次元内でＸ線焦点または検出器を幾何学的にシフトまたはディザリングすることにより、２次元内で２倍にすることができる。そのシフトの大きさは、図７ｃに示される合焦２次元曲面検出器アレイ２６の検出器ピッチの約半分に相当する。このシフトは、中央において４分の１の検出器ピッチを生成する。Ｘ線焦点または検出器をディザリングする場合、ナイキストサンプリングは、図７ｆに示されるように、２という因子によって、システム分解能の実質的に２倍である２５ｌｐ／ｃｍまで高められる。ディザリングされたＸ線焦点は、ＶＣＴデータ取得過程に対して同期してシフトされる。図７ｄに示されるように、Ｘ線焦点は、視野角毎に２次元において迅速にシフトまたはディザリングされ、仮想検出器が４倍のピクセル数を有するようにし、すなわち検出器のいずれの次元においても２倍のサンプリングが存在するであろう。合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、ＸおよびＺ方向において機械的にディザリングされてもよく、改善された空間分解能の場合に同様の２倍のサンプリング効果を生み出すこともできる。ピクセルピッチの半分だけシフトする結果として、ナイキストサンプリングレートが２倍になる。
図８ａおよび図８ｂは、合焦２次元曲面検出器アレイ２６を構成するために用いることができる合焦２次元曲面検出器モジュール９０の一実施形態を示す。各モジュール９０は、他のモジュール９０と嵌合するように設計され、合焦２次元散乱防止コリメータ９２を利用することにより、良好な幾何学的収集効率を達成するとともに、散乱されるＸ線放射を除去する。合焦２次元散乱防止コリメータ９２は光変換器９４に取り付けられており、光変換器９４には、フォトダイオードまたは感光性マイクロチャネルプレートアレイと組み合わせたシンチレーションクリスタルを用いることができる。合焦２次元曲面検出器モジュール９０の信号処理セクション９６は、個々のチャネル毎に、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ処理のためのＸ線積分およびパルス処理を可能にする。各ピクセルまたはチャネルは個別に処理されることができ、結果として、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像の計数率が非常に高くなる。検出器素子は熱に対して安定しており、Ｘ線ＶＣＴおよびＤＲ動作モードの場合に広いダイナミックレンジで動作できるようにする。
ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴの場合のパルスカウント動作モードでは、検出器モジュール９０内のチャネル信号処理は、チャネルイベントトリガと非同期で動作するように変更される。合焦２次元散乱防止コリメータ９２においては、多数のピクセルがＸ線源上に合焦され、最良の空間分解能を得るとともに、散乱されるＸ線放射を除去しながら、適度な線量効率を提供する。コリメータ９２内のピクセルの数は、２×２、４×４または８×８のように変更することができる。図８ｃは、Ｘ線源２４から見たときの散乱防止コリメーションのそのような１つの実施形態を示す。図８ｄは合焦散乱防止コリメーションの側面図を示す。
図９ａは、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元エリア検出器アレイ２６を示しており、空間分解能応答関数を調整することにより適応的に整形された、そのＸ線光学応答を示す。上記の事柄は、ピクセルをサブピクセルに細分することにより達成される。図９ｂに示されるように、そのピクセルは９個のサブピクセルに細分される。各サブピクセルは、システムの実効的なＸ線光学応答を変化させるための重み付け係数を用いて、その隣接するサブピクセルと一体化される。システムのＸ線光学応答は、図９ｃ、図９ｄおよび図９ｅに示されるように、矩形の応答から、より高い分解能を有する整形された応答に調整することができる。図９ｆに示される重みマトリクスによって、２次元Ｘ線光学応答が変更されるようになる。重み付け係数の変更は、患者を撮像するために望ましい空間およびコントラスト分解能特性に基づいて適応的に達成することができる。
サブピクセルの応答の整形は、ピクセル一体化の前の光変換器９４による加算の一部として達成することができる。また、整形された応答関数は、所望の応答を得るためのサブピクセルの光学的な重み付けによって達成することもできる。整形された応答ピクセルの利点は、重み付け係数を電子工学的にまたは光学的に調整することにより、Ｘ線光学応答を変更できることである。ピクセルが低いＸ線空間分解能応答を有するとき、改善されたコントラスト分解能が達成される。合焦２次元曲面検出器アレイ２６の応答関数は、患者の解剖学的構造および臨床撮像プロトコルに基づいて調整される。
図１０は、合焦２次元曲面検出器モジュール９０がＸ線モード、ＰＥＴモードあるいはＮＭ／ＳＰＥＣＴモードにおいて動作することができることを示す。図１０ａに示されるように、Ｘ線動作モードでは、Ｘ線は、Ｘ線源２４の焦点から検出器チャネルピクセルまでの直線的な照準放射によって収集される。検出器ピクセル配列に対してＸ線焦点が直線的に位置合わせされない角度の場合に、散乱防止コリメーションによって、コンプトン散乱Ｘ線放射を減少させる。３次元円錐ビーム撮像システムは、臨床患者ＶＣＴ撮像において比較可能なコントラスト比を得るために、散乱防止コリメーションを組み込む。合焦２次元曲面検出器構造は、ＶＣＴ撮像のための最適な要件である。
図１０ｂに示されるように、ＰＥＴ動作モードでは、ポジトロン消滅から生じる５１１ｋｅＶのγ線が互いに対して１８０°反対になり、個別の検出器アレイを用いてγ線が検出される。検出過程では、γ線毎に時間が記録され、相互に関連付けられるそれらのイベントをソートするために、共通の一致タイミング比較が実行され、応答線（ＬＯＲ）を生成できるようにする。応答線（ＬＯＲ）は、一致イベントの時間、および２つの５１１ｋｅＶγ線によってトレースされる線の３次元の記述に関する情報を含む。上記の事柄を、当業者は電子コリメーションと呼ぶ。
図１０ｃに示されるように、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、隔壁１００および穴１０２から構成されるコリメータ９８を用いることにより、さらなるコリメーションが提供され、それは機械的コリメーションと呼ばれる。ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、γコリメーションおよび検出器上の散乱防止コリメーションがきわめて類似の機能を実行する。合焦２次元曲面検出器アレイ２６のためのＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８は、検出器モジュール９０の中の散乱防止コリメータ９２によって提供されるコリメーションに対して、さらなるコリメーションを提供する。
検出器モジュール９０内の合焦２次元散乱防止コリメータ９２は、図１１ａに示されるようなＸ線動作モード、および図１１ｂに示されるようなＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードの両方の場合に用いられる。Ｘ線動作モードでは、コリメータ９２は散乱されたＸ線放射を除去するために用いられるのに対して、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、コリメータ９２は低エネルギーにおけるガンマカメラコリメーションのために用いられる。図１１ｂに示される放射は患者の体内の同位体によって生成される。ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、ガンマカメラコリメーション、および検出器モジュール９０によって提供される散乱防止コリメーションがきわめて類似の機能を実行し、本質的に加法的である。
Ｘ線およびγ線を処理するために必要とされる機能的な装置を示すブロック図が図１２に示される。検出器モジュール９０は３つの動作モード、すなわち同期サンプリングを用いるＸ線積分モードと、非同期サンプリングを用いるＮＭ／ＳＰＥＣＴモードと、非同期サンプリング、一致検出およびＬＯＲ生成を用いるＰＥＴモードとを有する。その処理は、Ｘ線、γ線、エリア（ＸＧＡ）検出器モジュール信号処理として知られている。
ここで図１２ａを参照すると、同期サンプリング制御を用いてＸ線が検出され、処理される方法が示される。この事例では、シンチレーションクリスタル、またはテルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）のような直接変換材料から構成することができる光変換器１１０によって、Ｘ線フォトンが検出される。光検出器１１０は、シンチレーションクリスタルに加えて、フォトダイオード、アバランシェフォトダイオードあるいは多陽極マイクロチャネルプレート増幅器を備えることができる。光検出器１１０はＸ線フォトンを電子に変換する。その後、電子は、十分な利得および高い信号対雑音比を有する前置増幅器１１２によって増幅され、制御された利得設定値において、少なくとも１００万から１までのダイナミックレンジを実現する。前置増幅器１１２の帯域幅は、高い信号対雑音比を得るために、サンプリングレートに実質的に相当するように調整される。前置増幅器１１２の出力は、その動作が同期サンプリングデバイス１１６によって制御されるシグナルプロセッサおよび積分器１１４に加えられる。シグナルプロセッサおよび積分器１１４の出力はアナログ／デジタルコンバータ１１８への入力として加えられる。変換の形態は、アナログからデジタル、電流からデジタル、電圧制御発振（ＶＣＯ）からデジタルなどにすることができる。アナログ／デジタルコンバータ１１８は、入力Ｘ線束レベルおよびＸ線束のエネルギーに比例する、サンプリングされた信号を生成する。Ｘ線動作モードでは、単位時間当たりの全Ｘ線フォトンが、全ての検出可能なフォトンエネルギーにわたって加算される。同期サンプリングデバイス１１６によるシグナルプロセッサおよび積分器１１４の同期サンプリング、およびその後の、結果として生じるサンプリングされた信号のアナログ／デジタル変換は、ガントリ位置パラメータおよび生理学的ゲーティング信号が入力されるゲーティング制御システム４８によって制御される。Ｘ線ＶＣＴおよびＤＲの場合、全てのチャネルが、合焦２次元曲面検出器アレイ２６全体にわたって同期するようにサンプリングされる。投影されるＸ線２次元画像は、全てのピクセルについて同時にサンプリングされる。その後、投影される画像は、ＤＲを提示するために利用されるか、または画像再構成システム６２により再構成されて、ＶＣＴ画像を生成する。
図１２ｂはＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードを示す。この動作モードおよびＰＥＴ動作モードでは、検出器モジュール９０がフォトンをカウントし、検出されたγ線のエネルギーおよびこれらのγ線の位置を判定する。これらの動作モードでは、各チャネルは個別のサンプリングおよび処理能力を有し、チャネルの非同期サンプリングが用いられる。各チャネルはトリガおよび積分するための能力を有する。アナログ／デジタル変換サイクルは、隣接チャネルから独立しており、検出器モジュール９０のための非常に高い計数率能力を可能にする。Ｘ線フォトンの事例と同様に、γ線は光変換材料と相互作用して電子を生成し、生成された電子の数はγ線のエネルギーに比例する。光変換過程において、光検出器１１０はγ線フォトンを電子に変換する。光変換器１１０によって生成される信号は前置増幅器１１２に加えられる。光検出器１１０および前置増幅器１１２は、γ線によって生成される電子の数を積分するために、高い信号対雑音比とともに十分な利得を与える。γ線によって生成される電子パルスは、シグナルプロセッサおよび積分器１１４と、定率弁別器（constant fraction discriminator：ＣＦＤ）１２０の両方に送られ、振幅に無関係のタイミングを与えられる。定率弁別器１２０の出力は、ゼロクロス検出能力を有する閾値レベルトリガ回路１２２に送られる。閾値レベルトリガ回路１２２の出力は、シグナルプロセッサおよび積分器１１４への入力として加えられる。その閾値は外部から制御され、非同期でトリガをかけるためのエネルギーを選択できるようにする。トリガ信号が生成されると、積分およびデジタル変換サイクルが個々のチャネルのために開始される。シグナルプロセッサおよび積分器１１４の出力は、パルスのエネルギーに正比例する信号である。この信号は、アナログ／デジタルコンバータ１１８に送られ、その出力は、ヒストグラム生成およびフレーミングのために、マルチチャネルアナライザ６８（図示せず）に送られる。
図１２ｃに示されるように、ＰＥＴ動作モードでは、閾値レベルトリガ回路１２２の出力はタイムスタンピングデバイス１２４にも送られ、個々のチャネルからのイベントの時刻が記録される。その時刻はデジタル一致コンパレータ１２６に送られ、デジタル一致コンパレータ１２６は、個別のイベントの時刻を比較して、一致する可能性があるイベントをソートし、応答線（ＬＯＲ）を生成することができるようにする。応答線生成は、各一致イベントの位置を取得し、応答線（ＬＯＲ）１２８を生成する。応答線（ＬＯＲ）１２８は、マルチチャネルアナライザ６８（図示せず）によるヒストグラム作成およびＬＯＲフレーミングのための時刻、エネルギー、角度および位置を提供する。
ここで図１３を参照すると、ＰＥＴ動作モードのマルチモダリティ撮像システム１４が示される。この図面に示されるシステムは、患者３０と、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６との間に介在される任意選択の散乱防止バッフル１３０を備える。バッフル１３０は、視野から外れるγ線の散乱した放射を低減するように調整することができる。バッフル１３０は、３次元ＰＥＴ撮像のための視野を制限する。散乱防止バッフル１３０は、真の一致計数率を保持しながら、散乱部分の放射および視野から外れる放射を低減する。
散乱防止バッフル１３０はＺ軸隔壁のリングから構成され、撮像視野内に容易に挿入することができ、患者の動きおよび不快感を最小限に抑えながら、ＶＣＴおよびＰＥＴ撮像を可能にする。散乱防止バッフル１３０の隔壁幅は、γ線散乱放射に対して最適な真の一致計数率を得るために、３次元の視野を可能にするように調整することができる。ＰＥＴ動作モード中に、合焦２次元曲面検出器アレイ２６を取り付けられた回転プレート２８がゆっくりと回転し、得られる画像の３次元均一性を正規化する。
図１４は、Ｘ線源２４、合焦２次元曲面検出器アレイ２６および回転プレート２８に対するＰＥＴ散乱防止バッフル１３０の配置を示す。ＰＥＴ散乱防止バッフル１３０は、視野から外れるγ線の散乱した放射を低減するように調整することができる。散乱防止バッフル１３０および隔壁は、２次元または視野を制限された３次元ＰＥＴ撮像を可能にする。散乱防止バッフル１３０の構造は、真の一致計数率を保持しながら、散乱部分放射および視野から外れる放射を低減する。散乱防止バッフル１３０は、撮像視野の内外に迅速に動かすことができ、患者の動きおよび不快感を最小限に抑えながら、ＶＣＴ撮像、さらにＰＥＴ撮像を可能する。散乱防止バッフル隔壁の幅は、γ線散乱放射に対して最適な比率の真の一致計数率を得るために、３次元視野を可能するように調整することができる。ＰＥＴ動作モード中に、合焦２次元曲面検出器アレイ２６を取り付けられた回転プレート２８がゆっくりと回転し、得られる画像の３次元均一性を正規化する。
図１５は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにあるときのシステム１４を示す。この動作モードでは、円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、患者からのＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体放射を合焦かつコリメートして、合焦２次元曲面検出器アレイ２６に入射させる。円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８によって、種々の同位体エネルギー分解能、空間分解能およびコリメーション感度を実現することができる。低エネルギー、高分解能（ＬＥＨＲ）コリメーションの場合、円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８を、大部分の低エネルギー核同位体のために用いることができる。
図１６は、その中に複数の円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が挿入された円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメーションリングアセンブリ１４０を示す。コリメーションリングアセンブリ１４０は、コリメータ９８の、合焦２次元曲面検出器アレイ２６との光学的な位置合わせを実現する。円錐ビーム合焦ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメーションリングアセンブリ１４０は迅速に撮像視野内に挿入することができ、患者の動きおよび不快感を最小限に抑えながら、ＶＣＴ撮像、さらにはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像を可能する。ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８は、合焦２次元曲面検出器アレイ２６と同じ焦点を有する。ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モード中に、ＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８および合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、患者の完全な角度を網羅するために患者に対してゆっくりと回転する。撮像データは円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴアルゴリズムで再構成される。コリメーションリングアセンブリ１４０は、患者が幾何学的位置合わせを保持するようにテーブル上に横たわっている間に、ＶＣＴおよびＰＥＴ画像取得のために、検出器撮像視野から外れるように動かすことができる。図１７は、円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ低エネルギー、高分解能（ＬＥＨＲ）コリメータ９８および合焦２次元曲面検出器アレイ２６の場合の焦点を示す。その焦点はＸ線焦点と同じにすることができる。
図１８は、複数同位体走査を実行する際の、ＳＰＥＣＴ Ｔｃ−９９ｍ同位体およびＰＥＴ ＦＤＧ−Ｆ１８同位体の両方の場合のマルチチャネルアナライザ６８のスペクトルの図である。Ｔｃ−９９ｍの場合の光ピークは１４０．５ｋｅＶにおいて生じ、ＦＤＧ−Ｆ１８の場合には５１１ｋｅＶにおいて生じる。ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにあるとき、撮像システム１４は、「オン・ザ・フライ」散乱補正を生成するために所望の光ピークを取り囲むマルチエネルギー窓を組み込む散乱補正方法を利用する。また、ＶＣＴ解剖学的データが散乱補正方法の一部として用いられる。
患者が、骨撮像のためのＴｃ−９９ｍおよび腫瘍撮像のためのＦＤＧ−Ｆ１８のような多数の同位体を摂取しているとき、各同位体はコンプトン下方散乱を生成し、それは他の同位体の４次元分布（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ）の撮像を妨害する。同位体のコンプトン散乱関数は互いに作用し合う。ＦＤＧ−Ｆ１８同位体の場合、光ピークは５１１ｋｅＶの周囲にあり、下方散乱は、Ｔｃ−９９ｍ同位体の１４０．５ｋｅＶ光ピークエリア内で生じる。そのような散乱放射の影響を少なくするために、所望の同位体の光ピークエリアの周囲にエネルギー窓が確立される。エネルギー窓の幅は、光ピークの約±１０％であるが、より良好な画像は、より小さいエネルギー窓から得られる。しかしながら、そのようなより小さいエネルギー窓は、より良好なシステムエネルギー分解能を必要とする。散乱補正方法が、エネルギー窓内への散乱イベントの影響を低減する。コンプトン散乱情報は、患者の解剖学的構造および患者の体内の同位体の分布に基づいており、「患者に依存する」。マルチモダリティ撮像システム１４は、ＶＣＴ解剖学的減衰データおよびコンプトン下方散乱測定値を用いて、所望の散乱関数を得るために適応的に調整する。従来のＶＣＴ情報を用いる順序化サブセット期待値最大化（ＯＳＥＭ）のような反復方法を用いて、コンプトン散乱を補正し、かつ定量的な機能解析のためのより正確な個々の同位体分布を提供する。
図１９は、合焦２次元曲線コリメーションによるＸ線検出器散乱除去を示す。Ｘ線源２４の焦点においてＸ線が生成され、患者を透過する。合焦２次元曲面検出器アレイ２６がＸ線放射を検出する。図に示されるように、Ｘ線はＸ線円錐ビーム形式で生成され、コンプトン散乱を介して患者の体内に散乱される。Ｘ線の一部は、直接Ｘ線信号と同じチャネルに戻される。合焦コリメーションが存在しなければ、散乱Ｘ線信号が戻されて、直接Ｘ線信号に加算され、すなわちＩｔｏｔａｌ＝Ｉｄｉｒｅｃｔ＋Ｉｓｃａｔｔｅｒになったであろう。散乱されるＸ線信号は望ましくなく、それは走査回転角の関数として変化する。合焦２次元散乱防止コリメータ９２は、散乱Ｘ線放射をフィルタリングし、かつ／または除去する。散乱されたＸ線放射の影響は通常、３次元円錐ビーム構造の場合に、より深刻である。散乱されたＸ線放射はコントラスト分解能を低減し、ダイナミックレンジの下限に悪影響を及ぼす。人体の高い減衰エリアでは、散乱されたＸ線信号が直接Ｘ線信号を加法的に汚染し、より低レベルのＸ線信号を検出するための能力を低下させ得る。コリメータ９２は、円錐ビームの頂点と位置合わせされる。コリメータ隔壁の合焦作用に何らかの位置合わせ不良があると、ピクセルシェーディングが生じ、おそらく、ＶＣＴ画像内に輪のようなアーティファクトが導入される。この影響を少なくするために、３次元円錐ビーム画像再構成過程において、ソフトウエア較正および補正とともに、正確な幾何学的、機械的位置合わせが必要とされる。
コリメータ９２のための隔壁は、タングステンまたは鉛のような高Ｚ材料から形成され、最小限の隔壁厚で、散乱されたＸ線信号の最大の減衰が達成される。隔壁厚および隔壁減衰は、合焦２次元曲面検出器アレイ２６の幾何学的線量効率との「トレードオフ」である。隔壁穴はいくつかのピクセルまたはチャネルを含むことができる。上記の事柄は、幾何学的線量効率対隔壁の数の問題に対する有効な解決手段である。散乱されたＸ線信号は、直接Ｘ線信号の１０％〜２０％であり得る。散乱されたＸ線信号は一般的には、直接Ｘ線信号よりも低い周波数を有し、視野によって変化する。隔壁および穴を相対的に大きくすることにより、より低い周波数の散乱されたＸ線信号が有効に除去される。
合焦２次元散乱防止コリメータ９２の長さも、散乱されたＸ線信号の除去に対する直接Ｘ線信号のための受光角に影響を及ぼす。これは、当業者によってＬ／Ｄ比と呼ばれており、Ｌはコリメータの長さであり、Ｄはアパーチャサイズである。コリメータ９２の長さが、そのアパーチャサイズに対して大きくなると、立体受光角が以下の式にしたがって減少する。
受光角＝Ｔａｎ−１（Ｄ／Ｌ）
共通の多モード合焦２次元曲面検出器アレイ２６によるマルチモダリティバージョンでは、散乱防止コリメーションは、低エネルギーの場合のＮＭ／ＳＰＥＣＴ円錐ビームコリメータとしての役割も果たす。円錐ビームの分解能は、検出器アレイからの距離に応じて変化する。
図２０は、３つの撮像ヘッド、すなわち３つのＸ線源２４と３つの関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６を用いるマルチモダリティ撮像システム１４の構成を示す。３つの撮像ヘッドを用いることにより、シネＶＣＴ撮像のための時間分解能および信号対雑音比が改善される。３つの撮像ヘッドを用いると、ゲート制御撮像臨床手法の場合に、３倍の撮像速度を達成することができる。３つの撮像ヘッドを用いてデータを収集するとき、撮像ヘッド間で生じる、交差コンプトン散乱される（cross-Compton scattered）Ｘ線放射が考慮されなければならない。撮像ヘッド間で散乱されたＸ線放射を低減または補正するための装置は、Ｘ線源２４を順序化して、検出器によってデータ取得することを含む。上記の事柄を達成するための方法は、１つのＸ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６のみをオンにして患者データを収集することを含み、その間、他の２つの撮像検出器は、患者から放射されるコンプトン散乱Ｘ線放射を収集するためにオンされる。散乱されたＸ線放射の良好な推定値を得るために、Ｘ線源２４はパルス化され、撮像ヘッドは循環される。これらの散乱視野を用いて、ＶＣＴデータ収集過程全体にわたって、散乱信号が生成される。その散乱信号を用いて、真の患者強度データおよび散乱した放射強度データの両方を含む患者データが適応的に補正される。標準的な走査過程においては、撮像データを収集している間、上記の順序化過程が実行され、図のサブセットを生成し、適応的な補正散乱信号が確定される。図の順序化されたサブセットが選択され、プランニングシステム４４からの画像に基づいて散乱信号を特定する。
図２１ａは、Ｘ線源２４およびそれらの関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の強度変調および復調を用いることにより、散乱されたＸ線放射に対処するための別の方法を示す。強度変調および復調は、キャリア周波数Ｆ１でＸ線源＃１を変調し、一方、その関連する合焦２次元曲面検出器アレイ＃１が周波数Ｆ１を中心にして存在するデータを復調し、患者強度データを再生することにより、上記の事柄を達成する。隣接するＸ線源２４は異なるキャリア周波数で同時に変調されることができ、ほとんど歪みのない、変調されたキャリアの完全な分離を達成できるようになる。
図２１ｂは、主なキャリア周波数Ｆ１、Ｆ２およびＦ３を示す周波数プロットスペクトルである。図に示されるように、キャリア周波数Ｆ１データは、周波数Ｆ１のキャリアを振幅変調している患者の解剖学的構造に相当するさらに別の側波帯を含む。キャリア周波数Ｆ２およびＦ３からの散乱されるＸ線データも存在することに留意されたい。これらの散乱されたＸ線データは望ましくなく、最終的に復調された患者強度データを示す図２１ｃに示されるように、除去される。結局、隣接する撮像ヘッドからの散乱されたＸ線信号は除去すなわち無効にされている。
図２２は、多数のＸ線源からの散乱されたＸ線放射の影響を低減するための、Ｘ線源２４およびそれらの関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の強度変調および復調を示す。図２１に示されるように、３つの撮像ヘッドを含むシステムは、隣接する撮像ヘッドから収集される、散乱されたＸ線放射を有し得る。Ｘ線源＃１は、変調信号１６０をそのグリッド制御１６２に加えることにより制御され、グリッド制御１６２はＸ線源＃１の陽極にバイアスをかけ、Ｘ線源＃１によって単位時間当たりに生成されるＸ線フォトンの強度を変調する。マスター信号１６４が、その関連する前置増幅器１６８を有する同期復調シグナルプロセッサ１６６に送られる。Ｘ線源＃１によって放出されるフォトンは患者によって減衰され、結果として、Ｘ線源＃１のためのキャリア周波数が実効的に振幅変調されるようになる。シグナルプロセッサ１６６は、元の患者強度データを再生し、隣接する撮像ヘッドからの散乱キャリア周波数を除去する。
図２３には、ステップ・アンド・シュートＶＣＴ撮像が示される。走査過程は開始位置において開始され、３６０°の円錐ビーム投影データが取得される。データ取得が完了すると、ガントリ２４および患者３０は相対的に横送りされる。これまで記載されたのが、Ｚ軸に沿った「ステップ」過程である。横送り動作が完了すると、ＶＣＴデータの収集、すなわちＶＣＴ撮像過程の「シュート」部分が引き続き行われる。その後、ＶＣＴデータが再構成され、互いに結び付けられて、連続したデータセットを作成する。いくつかの再構成アルゴリズムでは、円錐ビーム再構成のために、打ち切られた視野空間の所定の部分を「満たす」ために、横送り動作中に投影データを収集することができる。別法では、先行のスパイラル走査からのデータを用いて、上記の打ち切られた視野空間の所定の部分を「満たす」ことができる。単一または多サイクル周期にわたってＥＫＧゲート制御画像を得るために、ゲート制御ＶＣＴ再構成がこの方法によって達成される。
図２４は、スパイラルＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像を実行するように構成されるマルチモダリティ撮像システム１４を示す。スパイラル撮像の概念は、患者が撮像視野の中を横送りされる間に、撮像ヘッドを回転させることを含む。上記の実施態様は、プランニングシステム４４が、撮像されることになる解剖学的エリアを選択することで開始する。用語「ピッチ」は、Ｘ線源２４およびそれらの関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が患者の周りを一回転する間の、ガントリ２０に対する患者３０のＺ軸方向への移動の比である。Ｚ軸方向への動きは回転の動きと同期をとられ、スパイラル円錐ビーム再構成のための投影データをサンプリングするための正確な幾何学を可能にする。円錐ビーム撮像を用いる間に、Ｚ軸をより広く網羅する場合、スパイラルピッチは、３６０°回転して移動する画像再構成シリンダ１７０上の実効的なＺ軸検出器幅の距離に関連付けられる。
図２４ａには、患者３０の周りを回転するＸ線源２４およびそれに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が示される。図２４ｂには、患者３０が円錐ビーム視野の中を横送りされる際の、円錐ビームの中央光線のスパイラル経路が示される。例示するために、Ｚ軸は９０°だけ回転している。スパイラルピッチは、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が１回転する間に患者３０が移動する距離に等しい。スパイラルピッチファクタは、Ｘ線源２４およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が１回転する間の（Ｚ軸方向への移動）／（実効的なＺ軸検出器幅）の比に等しい。図２４ｃでは、スパイラルデータ取得過程が、横送り用ガントリ２０と、回転するＸ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６と、動的タイミング制御システム４６と、ゲーティング制御システム４８と、データ取得システム５０と、モーション制御システム５４と、生データ管理および記憶システム６０と、画像再構成システム６２と、画像解析および対話形式表示システム６４とで実施される。３次元スパイラル円錐ビームＸ線ＶＣＴ画像が、スパイラル投影生データおよび幾何学的モーション情報から生成される。臨床的に有用なスパイラル画像再構成は、スパイラルデータが取得されている間、各画像ボクセルが少なくとも１８０°の投影視野に露出されると達成される。スパイラル投影視野は、３次元円錐ビーム再構成アルゴリズムとともに用いることができる仮想的な投影視野にマッピングされる。このタイプの撮像過程では、少量の余分な視野情報が生成され、臨床的に適度な再構成を達成するために、データに重み付けあるいは正規化が適用されなければならないことに留意されたい。３次元円錐ビームスパイラルは、患者の全身を撮像するためのより高速のデータ取得時間を提供し、広角円錐ビーム３次元コンピュータ断層撮影の際にステップ・アンド・シュート撮像において失われる投影光線を補償する。スパイラル回転速度およびテーブル２２の横送り速度を同期させて、生理学的信号および基準の患者の解剖学的構造に同期したスパイラル画像データを生成することができる。また、スパイラル回転速度および／またはテーブル２２の横送り速度を時間の関数として変化させて、スパイラル血管撮影走査を実現することができる。動的タイミング制御システム４６は上記の過程を制御し、オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６からの画像コントラストレベルをモニタすることができる。
図２５は、多数の撮像ヘッドを備えるマルチモダリティ撮像システム１４を示す。先に記載されたように、１つの撮像ヘッドは、図２５ａに示されるように、回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４およびそれに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６と定義される。図２５ｂに示されるように、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、多数の撮像ヘッドが患者の周りを回転する間に、患者３０がガントリ２０に対して横送りするのに応じて、画像再構成シリンダ１７０上にスパイラル経路を生成する。第１の中央光線は０°、１２０°および２４０°で収集される。スパイラル走査が進むにつれて、各撮像ヘッドの中央光線がスパイラル経路を形成する。検出器のＺ軸方向への高さは、再構成シリンダ１７０上の検出器の対象範囲を増大させ、結果として、ストリップがシリンダ１７０上のスパイラル構成を有するようになる。再構成シリンダ１７０のストリップの対象範囲は、画像を形成する固有の１組の図であると見なすことができる。図２５ｃに示されるように、再構成シリンダ１７０上の画像が、走査サークルの中央に配置される仮想検出器１７２上に投影される場合には、それらの図は矩形検出器領域全体を占めない。再構成シリンダ１７０上のストリップの仮想検出器１７２上への投影を表す図２５ｄに示されるように、必要とされる撮像情報は「窓を開けられている」。余分なデータまたは必要とされないデータの領域が仮想検出器１７２の上側および下側部分に存在しており、その結果として、これらの領域においてなされなければならない投影正規化のための固有の重み付け関数が生成されることに留意されたい。また、所望のデータ領域のみが患者３０上に露出され、余分なデータ部分が最小限に抑えられるように、円錐ビームのためのコリメーションおよびスパイラル走査には、傾斜タイプの構造を用いることができることにも留意されたい。
図２６は、スパイラルＶＣＴ撮像のための円錐ビーム傾斜線源コリメーションを示す。先に記載したように、ＶＣＴスパイラル経路では、データが再構成シリンダ１７０を「満たす」ことが必要とされる。再構成シリンダ１７０上の所望のデータは、仮想検出器１７２上に投影される。合焦２次元曲面検出器アレイ２６上の曲面検出器領域は、余分なデータまたは用いないかもしれないデータを含む。いくつかの事例では、余分でないデータのみを用いることが望ましいかもしれない。線量効率とともに上記の事柄を達成するために、円錐ビーム扇コリメーションを調整して、所望のスパイラル円錐ビーム形状に回転させることにより、円錐ビームは、矩形の形式から平行四辺形のような形式にコリメートされる。スパイラル円錐ビームコリメーションは標準的な線源コリメーションの別の機能であり、合焦２次元曲面検出器アレイ２６の表面上に、回転した平行四辺形束分布を投影する能力も有する。合焦２次元曲面検出器アレイ２６の頂点は、それに関連するＸ線源２４の焦点に向けられるので、線源コリメーションを正確に投影することができる。スパイラル円錐ビーム線源コリメーションのサイズおよび回転角は、プログラミングされ、スパイラル円錐ビーム撮像臨床プロトコルのための所望の位置に動かすことができる。
多面プランニングシステム４４によって生成される撮像が図２７に示される。多面プランニングシステム４４の目的は、マルチモダリティ撮像プロトコルを計画するために、低い線量のＸ線で全身の連続した投影図を収集することである。その図は、患者３０がガントリ２０に対してＺ軸方向に移動する間に収集され、０°、９０°、１８０°、２７０°において主な直交する図を生成し、モニタ上に連続した図を投影するために、調整された「スナップショット」図が撮影される。全身の計画画像が撮影された後に、オペレータは、プロトコルと、そのプロトコルが適用されることになる領域とを選択する。また、この手法の実施中に、個々のプロトコル毎に、線量レベルが計算され、適応的な線量制御情報が生成される。この過程の最後のステップは、マルチモダリティ撮像のために、プロトコルを互いに関連付けて、互いに関連付けられたプロトコル情報を動的タイミング制御システム４６に送ることを含む。
図２８ａは、プランニングシステム４４によって開始される適応的全身線量制御を示す。プランニングシステム４４によって生成される患者の主な直交画像を用いて、患者の全身にわたる平均皮膚線量が計算される。図２８ｂに示されるように、患者からの強度投影データを用いて、投影正規化がもたらされる。その正規化は、患者のサイズの関数である。最小強度が１つの正規化計量として用いられる。線量制御パラメータはプランニングシステム４４に送られ、プロトコルｍＡｓレベルが調整され、患者への線量を最小限に抑えながら、所望の画像品質が達成される。プランニングシステム４４の線量サブセクションが、選択されたプロトコルに基づいて線量を予測し、ＶＣＴ、ゲート制御ＶＣＴ、血管撮影ＶＣＴ、三相ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のための互いに関連付けられたプロトコルに基づいて全線量を計算する。互いに関連付けられたプロトコルが実行されている間に、線量プランニング制御情報がデータ取得システム５０に送られ、患者の物理的な形態に基づいてｍＡｓを適応的に制御し、かつＶＣＴ画像全体を通して雑音レベルを正規化するために用いられる。互いに関連付けられた各プロトコルが完了すると、手法、ＶＣＴ密度、ＰＥＴ同位体およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体に基づいて、実際の線量が計算される。その結果として、システムは、患者の履歴の一部として保持するために、実際の線量と予想される線量とを受け取る。この情報は、将来の患者のための新たな線量制御プロファイルを適応的に学習するために、履歴データベースに格納される。
図２９には、他の主なサブシステムに接続される動的タイミング制御システム４６が示される。タイミング制御システム４６の目的は、外部の患者インターフェース装置と同期すること、および主な「リアルタイム」イベントにおいてマルチモダリティ画像システムを制御することである。走査手法のプロトコルはタイミング制御システム４６に送られる。同期クロックを用いて、コントラスト注入、フットペダル露出制御および患者息こらえ信号のようなイベントをトリガする。タイミング制御システム４６は、画像内のコントラストレベルをモニタし、三相器官研究におけるサンプリングと同期する。タイミングおよびイベント制御データは、低レベルのマルチモダリティ撮像制御のために、ゲーティング制御システム４８、モーション制御システム５４、データ取得（ＤＡＱ）システム５０およびＸ線制御システム５２を介して送出される。
図３０は、ゲーティング制御システム４８および画像再構成システム６２から構成される遡及ゲーティング撮像システム１８０を示すブロック図である。ゲーティング制御システム４８は、ゲート制御取得システム１８２および視野角窓ソータ１８４から構成される。画像再構成システム６２は、３次元円錐ビームフィルタバック投影過程１８８または３次元順序化サブセット期待値最大化（ＯＳＥＭ）再構成過程１９０のいずれかによって再構成される画像を生成する、仮想図内挿器および紛失図外挿器１８６から構成される。生理学的および撮像データが、ゲート制御撮像システム１８０のＥＫＧゲート制御モードにおいて収集される。予定動作モードでは、時間ゲーティング窓が、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が１回転する間に、全ての必要とされる図を収集し、処理するだけの十分な大きさを有する。遡及動作モードでは、時間ゲーティング窓ははるかに小さく、連続してデータを収集するために、多数の心拍周期が必要とされる。この後者の動作モードでは、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の回転速度は、患者の心拍周期と位相が異なるように制御される。この後者の動作モードによれば、小さな時間窓の心臓の「スナップショット」が撮影されるようになり、データは収集されて、心拍周期全体のシネモーション研究がもたらされる。
ＥＫＧ遡及撮像データ取得が実行されている間に、視野角窓ソータ１８４は、その視野を適切な視野位置にソートする。ソータ１８４は収集された図をマッピングし、データ取得過程とともにリアルタイムに動作する。ソータ１８４は、ＥＫＧ波形およびシステム回転動態とともに、現在の１組の図を受信し、回転プレート２８のための次の望ましい開始視野位置を計算する。モーション制御システム５４は、ゲーティング制御システム４８とともに調整され、次の心拍周期および回転サイクルのための次の１組の視野を取得する。その図の大部分が「満たされている」場合、視野角窓ソータ１８４は、データ取得過程を終了するためのコマンドを発行する。その後、データは仮想視野内挿器および紛失視野外挿器１８６に転送され、仮想視野内挿器および紛失視野外挿器１８６はＥＫＧデータ、ＶＣＴ投影図データおよび視野角ソータデータを取得し、仮想投影図を生成する。その後、これらの図は、３次元円錐ビームフィルタバック投影過程１８８または３次元順序化サブセット期待値最大化再構成過程１９０のいずれかによって再構成される。
図３１は、心臓ＥＫＧ装置とともにゲーティング制御システム４８を示す。ゲーティング制御システム４８への入力は、ＥＫＧ信号と、生理学的息こらえゲートと、生理学的呼吸ゲートと、ゲート制御アルゴリズムと、履歴ゲーティング制御情報と、オペレータ「ＧＯ」コマンドまたはリモートフットスイッチコマンドとを含む。さらに、ゲーティング制御システム４８への入力には、ガントリ位置、回転プレート位置およびモーション動態のような同期モーション制御情報がある。ゲーティング制御システム４８は、データ取得システム５０、Ｘ線制御システム５２およびモーション制御システム５４にサンプリングコマンドを送信する。ゲーティング制御システム４８は、ゲート窓サイズおよび位置、ＥＫＧ波形、平均心拍数、および、予定ゲーティングまたは遡及ゲーティングのような所望のゲーティングアルゴリズムのための入力も、オペレータから受信する。この情報を用いて、ゲーティング制御システム４８は、全ての主要なデータ取得および撮像サブシステムを直に制御し、ゲート制御された画像および時間的な生理学的サンプリング情報をサンプリングし、処理し、さらに格納する。
図３２は、予定および遡及ゲート制御データ取得および再構成撮像を示す。図３２ａに示されるように、予定動作モードにおいて、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６が１回転する間に、３次元円錐ビーム画像再構成を実行するだけの十分なデータが収集される。良好な画像再構成を得るには、少なくとも１８０°の回転に加え、一定の量の重なりが必要とされるが、３６０°の視野がさらに望ましい。図３２ｂには、所望のゲーティング窓が、心電図（ＥＫＧ）サイクルの時間のサブセットとして示される。時間的なぶれを最小限に抑えるために、通常は拡張期が選択される。心臓ＥＫＧ波形解析およびヒストグラム作成が、全ゲーティング制御の一部として達成され、ガントリの横方向への動き、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の回転動作、ならびにデータ取得過程を正確に制御するために用いられる。多数の心拍周期がモニタされ、その平均心拍数が判定される。患者が息を吸い込んで止めると、心拍数は増加する。ＥＫＧのゲーティングヒストグラムは迅速に更新され、安定化された心拍数が達成されると、ゲーティング制御システム４８はそのデータ取得過程を開始する。所望のゲーティング窓が、平均ヒストグラム表示上および心臓拡張期領域において、設定される。予定ゲーティング取得は、ゲーティング安定化が達成されると自動的に開始する。
動的に鼓動している心臓の形態のために、より小さな時間ゲーティング窓または多数のゲーティング窓が望ましいときに、遡及ゲーティング制御が用いられる。図３２ｃでは、より小さな所望のゲーティング窓が設定され、この事例では、３次元ＶＣＴ画像再構成のための十分な図を得るために、約６回の心拍周期が必要とされる。図に示されるように、回転速度および心拍数は、わずかな位相遅延によって同期が外れる。所望の視野プロットでは、最初の６０°の視野は最初の心拍周期から得られる。次の心拍周期および回転プレート２８の回転サイクルでは、６０°〜１２０°の図がサンプリングされる。この過程は、６回の心拍周期および回転プレート２８の回転サイクルを通して３６０°の図が得られるまで続けられる。ゲーティング制御システム４８は、所望の図ダイヤグラム内の正確な位置において図を収集するために、心拍数に基づいて、モーション制御システム５４に回転プレート２８の回転速度を適応的に調整するように指示する。この事例では、ゲーティング窓は、予定ゲーティング制御の約６分の１にできることに留意されたい。予定ゲーティング窓は、回転プレート２８の回転速度と、Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６の数とによって制限される。たとえば、予定ゲーティング窓が０．５秒回転サイクルについて１６７ｍｓである場合、３つの撮像ヘッドが用いられる場合には、遡及窓は１６７ｍｓ／６、すなわち２７．８ｍｓになるであろう。
遡及ゲーティングおよび画像再構成過程では、視野角の隙間を埋める能力が考慮に入れられなければならない。患者が走査されるとき、データ取得中に、心拍周期が予期せずにシフトするかもしれない。ゲーティング制御システム４８は、画像の取得を続けるか、または次の心拍周期中に所望の図を収集しようとするかを判定する。これが、図３２ｅに示される所望の図の分円図に示される。ゲート制御された走査サイクルが完了間近になると、分円図を「埋める」ことにより完成に近づき、図のうちのいくつかが重なり、余分な図が生成されることになる。遡及ゲーティング再構成システムは、それらの図、ＥＫＧデータおよび呼吸データを編集し、最適な３次元ＶＣＴ画像再構成を作成する。
図３３は、遡及的なシネ動的撮像のためのゲート制御データ取得および画像再構成を示す。図３３ａでは。３次元円錐ビーム画像再構成を実行するために、遡及動作モードが、回転プレート２８の５〜６回転において十分なデータを収集する。少なくとも１８０°と、それに加えて、一定の角度だけ重なり合う視野角窓とを用いて、鼓動する心臓のシネＶＣＴ画像再構成が得られる。図示される所望のゲーティング窓は心電図（ＥＫＧ）サイクル内の時間のサブセットである。時間的なぶれを最小限に抑えるために、収縮期から拡張期までの全心拍周期が用いられる。心臓ＥＫＧ波形解析およびヒストグラム作成は、全ゲーティング制御システムの一部として行われる。多数の心拍周期がモニタされ、平均心拍数が判定される。患者が息を吸い込んで止めると、心拍数が増加し、ＥＫＧのゲーティングヒストグラムが迅速に更新される。心拍数が安定したとき、ゲーティング制御システム４８はデータ取得過程を開始する。
図３３ｂに示されるように、所望のゲーティング窓が平均ヒストグラム表示上に設定され，平均された全心拍周期にわたって配分される。遡及ゲーティング取得は、ゲーティング安定化が達成されると自動的に開始する。図に示されるように、所望のゲーティング時間窓サイズは５０ｍｓである。平均心拍数が、安静時に毎分６０拍である場合には、１回の平均心拍周期当たり１秒、すなわち１０００ｍｓが必要とされる。連続したシネゲート制御撮像の場合、全心拍周期に対して概ね２０個の個別の窓が必要とされる。全ての必要な図を収集するために、理想的な条件下で５周期が必要とされる。図ダイヤグラムの各セクションは、図３３ｃに示されるように、７２°を必要とする。Ｘ線源２４およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、シネゲート制御心拍周期生データを編集するために、連続してデータをサンプリングする。シネ遡及ゲート制御ＶＣＴ画像再構成方法は、５０ｍｓ窓毎に、多周期の遡及データ、ＥＫＧデータ、呼吸データおよび上記の「分円図」を利用し、シネ動的移動窓ゲート制御ＶＣＴ画像再構成を実行する。
図３４は、幾何学的に位置合わせされたＶＣＴ画像および減衰データからのＰＥＴ透過減衰補正および散乱補正を示す。ＶＣＴ画像は、ＰＥＴ同位体エネルギーレベルにおいて減衰マップを作成するために用いられることになる高品質の画像である。３次元５１１ｋｅＶ減衰マップがＰＥＴ画像再構成システムによって用いられ、５１１ｋｅＶ同位体が患者の中を透過しているときの、その同位体の減衰を補正する。上記の事柄によって、さらに良好な画像表示ができるようになり、主な器官系および存在する可能性がある癌性の腫瘍における同位体の吸収が定量化されるようになる。上記の定量化過程は、疾病過程を破壊するための治療手法の検出およびモニタにおいて重要である。さらに、３次元散乱補正が、ＰＥＴ画像と幾何学的に位置合わせされているＶＣＴ画像データ上で実行することができる。コンプトン散乱放射の影響および視野から外れてランダム散乱した放射の補正を、患者の解剖学的構造に基づいて適応的に実行することができる。
図３５は、幾何学的に位置合わせされたＶＣＴ画像および減衰データからのＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過減衰補正および散乱補正を示す。ＶＣＴ画像は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体エネルギーレベルにおいて減衰マップを作成する際に用いるための高品質の画像である。１４０．５ｋｅＶのような３次元低エネルギー減衰マップが、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像再構成システムによって用いられ、１４０．５ｋｅＶのような低エネルギーの同位体が患者の中を透過しているときの、その同位体の減衰を補正する。上記の事柄によって、さらに良好な画像表示ができるようになり、主な器官系および存在する可能性がある癌性の腫瘍における同位体の吸収が定量化されるようになる。上記の定量化過程は、疾病過程を破壊するための治療手法の検出およびモニタにおいて重要である。さらに、３次元散乱補正を、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像と幾何学的に位置合わせされているＶＣＴ画像データ上で実行することができる。コンプトン散乱放射の影響および視野から外れてランダム散乱した放射の補正を、患者の解剖学的構造に基づいて適応的に実行することができる。
図３６では、マルチモダリティ撮像システム１４が、患者のＸ線ＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像を生成する。Ｘ線ＶＣＴおよびＤＲ画像データは、時間および造影剤注入に対する患者の静的および動的な解剖学的形態を示す。ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像データは、患者の分子、生理学的および器官系機能を示す。マルチモダリティ撮像システム１４からの画像データは、マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６に送られる。マルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システム１６は、解剖学的画像、ＰＥＴ機能的画像、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ機能的画像、黄金の履歴集団データベース（gold history population database）、疾病過程モデル、ならびに代謝および形態学的情報の融合を行う。融合された情報は、臨床プロトコルとともに、患者、医療専門家およびコンピュータ支援診断システムに提供される。全てのグラフィカル画像情報ならびに統計的な母集団データおよびモデルは患者に知らせるために、および患者が予防的な矯正処置を行い、医学的な治療を受けるための動機の提供のために用いられる。
図３７は、本発明によって用いられる介入画像制御システム７０を示す。マルチモダリティ撮像システム１４は、画像ガイド介入ロボットおよび介入ニードル配置を通して治療を提供する能力を有する。ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像を含む、マルチモダリティ撮像システム１４によって生成される画像は、介入手法を対話形式で確立するために、画像解析および表示システム６４を経由して、介入画像制御システム７０に入力される。介入画像制御システム７０は、介入プランニングシステム２００、ならびに画像比較およびガイダンスシステム２０２から構成される。
解剖学的、機能的および分子撮像データが融合されて、所望の介入治療が計画される。このシステムによって、幾何学的な介入計画が開発され、シミュレートされる。たとえば、そのシミュレーションは、解剖学的構造を通してバイオプシーニードルを誘導し、バイオプシーのための腫瘍をサンプリングすることを含むことができる。腫瘍は、Ｘ線解剖学的データでは見えないかもしれないが、Ｘ線三相画像またはＰＥＴ ＦＤＧ画像でははっきりと見えるかもしれない。個々の解剖学的、機能的および分子画像のそれぞれの融合は、バイオプシーを実行することになる腫瘍のターゲットとなるボリュームの鮮明な画像を提供する。経皮的なニードル挿入のための予定される経路は、介入プランニングシステム２００によって確立される。仮想的なバイオプシーのシミュレーションが完了され、生体器官、血管あるいは骨格構造を全く傷つけることなく、所望の挿入経路が確実に実現できるようになる。
一旦シミュレーションが完了したなら、画像比較およびガイダンスシステム２０２が画像ガイド介入手法を開始する。画像比較およびガイダンスシステム２０２によって生成される制御データが、オペレータリアルタイム画像表示および解析システム６６、ゲーティング制御システム４８および介入ロボットシステム５８に送られる。画像ガイド手法は、臨床手法をモニタし制御する介入画像制御システム７０によって対話形式で達成される。
介入画像制御システム７０は、リアルタイム介入手法に基づいてフィードバックループを提供する。さらに、介入画像制御システム７０は、実際の経路と予定された経路とを比較し、オペレータおよび介入ロボットシステム５８が中間軌道修正を実行するための補正情報を生成する。さらに、介入手法がターゲットに近づくとき、実際のターゲットに対する所望のターゲットの位置の検証を達成することができる。その手法を完了すると、確立された経路に沿ってニードルが抜かれ、画像比較およびガイダンスシステム２０２は、その手法の有効性と、最小限の侵襲的な手術法の実施により、任意の内部外傷、出血などが生じていないかどうかを検証する。
図３８は、より高い患者処理量を達成するために、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを用いるマルチモダリティ撮像システム１４の一実施形態を示す。Ｘ線ＶＣＴガントリ２０は３つのＸ線ＶＣＴ撮像ヘッドを利用し、各ヘッドはＶＣＴガントリ２０内の回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４および合焦２次元曲面検出器アレイ２６から構成される。合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０は、Ｘ線ＶＣＴのためにのみ、その光変換器９４およびその信号処理セクション９６において最適化される。この事例では、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のためのパルス処理信号回路を削除またはバイパスすることができる。ＶＣＴガントリ２０は、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムによって、ＮＭ／ＳＰＥＣＴガントリ２１０、およびＰＥＴガントリ２１２に機械的に接続される。患者３０が患者テーブル２２上にいたまま、実質的に同時のＶＣＴ、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ撮像取得が患者の全身にわたって達成されるようになる。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴガントリ２１０は、Ｘ線ＶＣＴガントリ２０において用いられる合焦２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するように最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲線検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的に合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴガントリ２１２は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するように最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的に合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、それらの光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
図３９は、より高い患者処理量を達成するために、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを用いるマルチモダリティ撮像システム１４の別の実施形態を示す。この事例では、Ｘ線ＶＣＴガントリ２０は、ＶＣＴガントリ２０内の回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４および合焦２次元曲面検出器アレイ２６から構成される単一のＸ線ＶＣＴ撮像ヘッドを利用する。ＶＣＴガントリ２０は、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムによって、ＮＭ／ＳＰＥＣＴガントリ２１０、およびＰＥＴガントリ２１２に機械的に接続される。
ここで再び、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０は、Ｘ線ＶＣＴのためにのみ、それらの光変換器９４およびそれらの信号処理セクション９６において最適化される。この事例では、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のためのパルス処理回路を削除またはバイパスすることができる。図３８に示される先の実施形態と同じように、ＮＭ／ＳＰＥＣＴガントリ２１０は、Ｘ線ＶＣＴガントリ２０において用いられる合焦２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴガントリ２１２は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
より高い患者処理量を達成するために、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを用いるマルチモダリティ撮像システム１４のさらに別の実施形態が図４０に示される。この事例では、Ｘ線ＶＣＴガントリ２０は、回転プレート２８に取り付けられる３つのＸ線源２４と、静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６とを利用する。静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、横またはＺ軸方向においてＸ線源２４上に、および径方向において、回転の中心に合焦される。
図３８および図３９に示される先の２つの実施形態と同じように、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０は、Ｘ線ＶＣＴのためにのみ、その光変換器９４およびその信号処理セクション９６において最適化される。この事例では、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のためのパルス処理回路を削除またはバイパスすることができる。ここで再び、ＮＭ／ＳＰＥＣＴガントリ２１０は、Ｘ線ＶＣＴガントリ２０において用いられる合焦２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴガントリ２１２は、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
図４１は、図４０に示されるような、回転プレート２８に取り付けられる３つのＸ線源２４と、静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６とを利用するＸ線ＶＣＴ画像取得ユニットの一例を示す。静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、横またはＺ軸方向においてＸ線源２４上に、および径方向において回転の中心に合焦される。
静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６を備えるガントリ２０は、患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムに機械的に接続される。患者３０は患者テーブル２２上にいたまま、実質的に同時のＶＣＴ、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ撮像取得が患者の全身にわたって達成されるようになる。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードでは、静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作できるように設計される。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６の前面に配置される。
ＰＥＴ動作モードは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにおいて用いるのと同様のピクセル信号処理能力を有する静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６によるマルチリングＰＥＴ撮像を利用する。ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ両方の静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、高い計数率能力のために個別のチャネル処理を利用する。
静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換するための光変換器を備える。散乱防止バッフルを用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
図４２は、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを収容するための共通のガントリ２２０を利用するマルチモダリティ撮像システム１４の一実施形態を示す。ＶＣＴ画像取得ユニットは、３つのＸ線ＶＣＴ撮像ヘッドを利用し、各ヘッドは回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４および合焦２次元曲面検出器アレイ２６から構成される。合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０は、Ｘ線ＶＣＴのみのために、その光変換器９４およびその信号処理セクション９６において最適化される。この事例では、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のためのパルス処理信号回路を削除またはバイパスすることができる。ＶＣＴ、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ撮像ユニットは互いに接続され、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムを利用する。患者３０は患者テーブル２２上にいたまま、実質的に同時のＶＣＴ、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ撮像取得が患者の全身にわたって達成されるようになる。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像ユニットは、Ｘ線ＶＣＴ撮像ユニットにおいて用いる合焦２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在しているＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴ撮像ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
図４３は、より高い患者処理量を達成するために、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備えるマルチモダリティ撮像システム１４の別の実施形態を示す。この事例では、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットは共通のガントリ２２０内に収容される。さらに、ＶＣＴ画像取得ユニットは、回転プレート２８に取り付けられるＸ線源２４および合焦２次元曲面検出器アレイ２６から構成される単一のＸ線ＶＣＴ撮像ヘッドを利用する。ＶＣＴ画像取得ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットおよびＰＥＴ画像取得ユニットに機械的に接続され、それらの画像取得ユニットは、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムを利用する。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像ユニットは、Ｘ線ＶＣＴ撮像ユニットにおいて用いる合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴ撮像ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
より高い患者処理量を達成するために、個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備えるマルチモダリティ撮像システム１４のさらに別の実施形態が図４４に示される。図４２および図４３に示される先の２つの実施形態と同じように、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットは共通のガントリ２２０内に収容される。この事例では、Ｘ線ＶＣＴ画像取得ユニットは回転プレート２８に取り付けられる３つのＸ線源２４と、静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６とを利用する。ＶＣＴ、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ撮像ユニットは機械的に相互に接続され、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムを利用する。静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、横またはＺ軸方向においてＸ線源２４上に、および径方向において回転の中心に合焦される。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像ユニットは、Ｘ線ＶＣＴ撮像ユニットにおいて用いる合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴ撮像ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
図４５は、より高い患者処理量を達成するために個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備えるマルチモダリティ撮像システム１４のさらに別の実施形態を示す。図４２、図４３および図４４に示される先の３つの実施形態と同じように、ＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットは共通のガントリ２２０内に収容される。この事例では、Ｘ線ＶＣＴ画像取得ユニットは、回転プレート２８に取り付けられる１つのＸ線源２４と、共通のガントリ２２０に取り付けられる静止した合焦２次元曲面検出器アレイ２６とからなる単一のＸ線ＶＣＴ撮像ヘッドを利用する。ＶＣＴ画像取得ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットおよびＰＥＴ画像取得ユニットに機械的に接続され、共通の患者テーブル２２および横断ガントリレール２１４あるいはスライドシステムを利用する。合焦２次元曲面検出器アレイ２６は、横またはＺ軸方向においてＸ線源２４上に、および径方向において回転の中心に合焦される。
ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像ユニットは、Ｘ線ＶＣＴ撮像ユニットにおいて用いる合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同様の合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６を利用する。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は機能的には、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像のみのために適合される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、患者内に同時に存在するＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方で動作するように取り付けられ、設計される。合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６は、より高い空間分解能で円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像できるようにするために、径方向に移動されることができる。円錐ビームＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータ９８が、合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６の前面に配置される。
ＰＥＴ撮像ユニットは、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像において用いるのと同様のピクセルチャネル処理能力を有するＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ合焦曲面γ線撮像検出器モジュール２１６はいずれも、高い計数率能力を達成するために、個別のチャネル処理を利用する。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は、ＰＥＴ同位体を撮像するために最適化され、合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０とは動作に関して異なる。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８は機能的には合焦ＶＣＴ２次元曲面検出器モジュール９０と同等であるが、その光変換器セクションはＰＥＴ撮像のみのために適合される。ＰＥＴ曲面検出器モジュール２１８内の光変換器は、個々のチャネル毎に、５１１ｋｅＶエネルギーを効率的に変換する。散乱防止バッフル１３０を用いて、ＮＭ／ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ同位体の両方からの、視野から外れるコンプトン散乱放射を低減する。
上記の説明を読んだ後に、当業者には特定の変更または改善が思い浮かぶであろう。すべてのそのような変更および改善は、説明を簡潔にし、読みやすくするために本明細書にでは削除されているが、当然、添付の請求の範囲内にあることは理解されたい。
本発明の動的なマルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システムの全体的なブロック図である。 複数のＸ線源および関連する合焦２次元曲面検出器アレイを利用する本発明のマルチモダリティ撮像システムの斜視図である。 本発明のマルチモダリティ撮像システム、ならびにマルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システムのブロック図である。 回転プレートに取り付けられ、本発明のマルチモダリティ撮像システムにおいて利用されるＸ線源およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイの斜視図である。 本発明のマルチモダリティ撮像システムによって用いられる各Ｘ線源のための円錐ビーム整形補償フィルタおよび線源コリメータを示す一連の図である。 Ｖ字溝タイプのＸ線陽極−傾斜タイプのＸ線陽極と、合焦２次元曲面検出器Ｘ線光学系との間の差を示す一連の図である。 改善された円錐ビーム空間分解能を得るための２次元焦点ディザリングを示す一連の図である。 本発明によって用いられる合焦２次元曲面検出器モジュールの斜視図を含む一連の図である。 本発明によって用いられる合焦２次元曲面検出器アレイを示し、空間分解能応答関数を調整することにより適応的に整形されるそのＸ線光学応答を示す。 本発明によって用いられる合焦２次元曲面検出器アレイがＸ線モード、ＰＥＴモードおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴモードにおいて動作され得ることを示す一連の図である。 Ｘ線動作モードおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにおいて用いられるような検出器モジュール内のＸ線散乱防止コリメータを示す。 システムがＸ線動作モード、ＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードおよびＰＥＴ動作モードにあるときのＸ線、γ線、エリア（ＸＧＡ）検出器モジュールの信号処理を示す一連のブロック図である。 本発明のマルチモダリティ撮像システムの斜視図であり、その中にＰＥＴ散乱防止バッフルを挿入された、ＰＥＴ動作モードにあるときの撮像システムを示す図である。 Ｘ線源、合焦２次元曲面検出器アレイおよび回転プレートに対するＰＥＴ散乱防止バッフルの配置を示す。 システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにあるときの合焦２次元曲面検出器アレイに対するＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータの配置を示す。 システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにあるときの、その中に複数のＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータを挿入されたＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメーションリングアセンブリを示す。 Ｘ線源、およびそれに関連する合焦２次元曲面検出器アレイならびにＮＭ／ＳＰＥＣＴコリメータの斜視図および正面図を含み、それらのための焦点を示す図である。 複数同位体走査において用いられるときのＳＰＥＣＴ Ｔｃ−９９ｍ同位体およびＰＥＴ ＦＤＧ−Ｆ１８同位体の両方の場合のマルチチャネルアナライザのスペクトルの図である。 合焦２次元曲面コリメーションによるＸ線検出器散乱除去を示す。 Ｘ線適応的散乱放射補正のために３つの撮像ヘッドとＸ線源の順序化とを用いる本発明のマルチモダリティ撮像システムの構成を示す。 Ｘ線源およびその関連する合焦２次元曲面検出器アレイの強度変調および復調を用いて、多数のＸ線源からの散乱されたＸ線放射の影響を低減することを示す一連の図である。 多数のＸ線源からの散乱されたＸ線放射の影響を低減するためのＸ線源およびそれらに関連する合焦２次元曲面検出器アレイの強度変調および復調を示す。 「ステップ・アンド・シュート」ＶＣＴ撮像を示す。 スパイラルＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ撮像を実行するように構成される本発明のマルチモダリティ撮像システムを示す一連の図である。 スパイラルＶＣＴのための多数の撮像ヘッドと、合焦２次元曲面検出器アレイ上の円錐ビームサンプリング領域とを利用する、本発明のマルチモダリティ撮像システムを示す一連の図である。 スパイラルＶＣＴ撮像のための円錐ビーム傾斜線源コリメーションを示す。 本発明によって用いられる多面プランニングシステムによって生成される画像を示す一連の図である。 本発明のプランニングシステムによって開始される適応的全身線量制御を示す一連の図である。 本発明における動的な制御システムと他の主要なサブシステムとの間の相互接続を示すブロック図である。 本発明によって用いられる全体遡及ゲート撮像システムを示すブロック図である。 ＥＫＧ装置とともに本発明によって用いられるゲーティング制御システムを示す。 本発明によって用いられる予定および遡及ゲートデータ取得および再構成撮像を示す一連の図である。 本発明によって用いられるゲートデータ取得および動的心臓シネ撮像を示す一連の図である。 ＶＣＴ画像および減衰データを用いるＰＥＴ透過減衰補正および散乱補正を示す。 ＶＣＴ画像および減衰データを用いるＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過減衰補正および散乱補正を示す。 本発明のマルチモダリティ撮像システム、ならびにマルチモダリティ融合撮像、解析およびコンピュータ支援診断システムのブロック図である。 本発明によって用いられる介入画像制御システムを示すブロック図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴユニットが多数のＸ線源を用いる、本発明のマルチモダリティ撮像システムの一実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴユニットが単一のＸ線源を用いる、本発明のマルチモダリティ撮像システムの別の実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴユニットが多数のＸ線源を利用し、合焦２次元曲面検出器アレイが静止している本発明のマルチモダリティ撮像システムのさらに別の実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、システムが多数のＸ線源を利用し、合焦２次元曲面検出器アレイが静止している本発明のマルチモダリティ撮像システムのさらに別の実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴ画像取得ユニットが多数のＸ線源を利用し、さらに画像取得ユニットが共通のガントリ内に収容される本発明のマルチモダリティ撮像システムの一実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴ画像取得ユニットが単一のＸ線源を利用し、さらに画像取得ユニットが共通のガントリ内に収容される本発明のマルチモダリティ撮像システムの別の実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴ画像取得ユニットが多数のＸ線源を利用し、合焦２次元曲面検出器アレイが静止しており、さらに画像取得ユニットが共通のガントリ内に収容される本発明のマルチモダリティ撮像システムのさらに別の実施形態の斜視図である。 個別のＶＣＴ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像取得ユニットを備え、ＶＣＴ画像取得ユニットが単一のＸ線源を利用し、さらに画像取得ユニットが共通のガントリ内に収容される本発明のマルチモダリティ撮像システムのさらに別の実施形態の斜視図である。

Claims (47)

  1. ＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードにおいて動作することができるマルチモダリティ撮像システムであって、
    ａ）少なくとも１つのガントリと、
    ｂ）該少なくとも１つのガントリに対して患者を支持し、かつ位置決めするためのテーブルと、
    ｃ）該少なくとも１つのガントリおよび該テーブルに対して回転することができる少なくとも１つのＸ線源と、
    ｄ）該システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに該少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を検出し、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに一致するγ線を検出し、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体と、
    ｅ）該システムの動作モードを選択するための手段であって、該選択する手段は、該少なくとも１つのガントリと該テーブルとの間の相対的な横方向への動きと、該少なくとも１つのガントリおよび該テーブルに対する該少なくとも１つのＸ線源の回転の動きとを制御するための手段を含む、選択する手段と、
    ｆ）該合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体によって受信されるデータを取得するための収集システムと、
    ｇ）該収集システムによって取得されるデータを処理するための再構成システムと
    を備える、撮像システム。
  2. 前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、前記少なくとも１つのＸ線源および前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は該プレート部材に動作可能に取り付けられている、請求項１に記載の撮像システム。
  3. 前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに前記少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を検出するための第１の組の曲面検出器アレイであって、該第１の組の曲面検出器アレイおよび該少なくとも１つのＸ線源は該プレート部材に動作可能に取り付けられる、第１の組の曲面検出器アレイと、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに一致するγ線を検出するための第２の組の検出器アレイと、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線を検出するための第３の組の検出器アレイとを備える、請求項１に記載の撮像システム。
  4. 前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、前記少なくとも１つのＸ線源は該プレート部材に動作可能に取り付けられ、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は該少なくとも１つのガントリに取り付けられ、かつ該少なくとも１つのガントリに対して実質的に静止している、請求項１に記載の撮像システム。
  5. 前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、前記少なくとも１つのＸ線源は該プレート部材に動作可能に取り付けられ、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は該少なくとも１つのガントリに取り付けられ、かつ該少なくとも１つのガントリに対して実質的に静止しており、また該合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに該少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を検出するための第１の組の曲面検出器アレイと、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに一致するγ線を検出するための第２の組の曲面検出器アレイと、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線を検出するための第３の組の検出器アレイとを備える、請求項１に記載の撮像システム。
  6. 前記少なくとも１つのＸ線源は単一のＸ線源であり、前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに該単一のＸ線源によって生成されるＸ線を検出するための第１の単一の曲面検出器アレイであって、該第１の単一の曲面検出器アレイおよび該単一のＸ線源は該プレート部材に動作可能に取り付けられる、第１の単一の曲面検出器アレイと、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに一致するγ線を検出するための第２の組の検出器アレイと、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線を検出するための第３の組の検出器アレイとを備える、請求項１に記載の撮像システム。
  7. 前記少なくとも１つのＸ線源は単一のＸ線源であり、前記少なくとも１つのガントリによって支持され、該少なくとも１つのガントリに対して回転することができるプレート部材をさらに備え、該単一のＸ線源は該プレート部材に動作可能に取り付けられ、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は該少なくとも１つのガントリに取り付けられ、かつ該少なくとも１つのガントリに対して実質的に静止しており、また該合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに該単一のＸ線源によって生成されるＸ線を検出するための第１の組の曲面検出器アレイと、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに一致するγ線を検出するための第２の組の検出器アレイと、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線を検出するための第３の組の検出器アレイとを備える、請求項１に記載の撮像システム。
  8. 前記少なくとも１つのＸ線源は複数のＸ線源を含み、順序化制御システムをさらに備え、該複数のＸ線源のうちの任意の数のＸ線源を同時に起動されるようにする、請求項１に記載の撮像システム。
  9. 前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体に動作可能に接続される散乱除去デバイスをさらに備え、該散乱除去デバイスは、所定のエリアの外側に散乱された前記少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を除去するように動作する、請求項１に記載の撮像システム。
  10. 前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体に動作可能に接続される散乱補正デバイスをさらに備え、該散乱補正デバイスは、前記システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線をコリメートするように動作する、請求項１に記載の撮像システム。
  11. 患者と前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体との間に介在するコリメーションデバイスをさらに備え、該コリメーションデバイスは、前記システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときにシングルフォトンγ線の空間分解能、感度およびエネルギー範囲を改善するように動作する、請求項１に記載の撮像システム。
  12. 前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、中心軸から所定のエリアの最大軸領域までの空間分解能の低下を最小限に抑え、ピクセル素子から構成される１つの画像を生成するように配置され、該ピクセル素子の各々は、それぞれのＸ線源に向かって最適に合焦され、該所定のエリアにおいて最適な数のＸ線を受信する、請求項１に記載の撮像システム。
  13. 前記ピクセル素子のＸ線に対する選択可能な光学応答が、得られる画像の空間分解能特性およびコントラスト分解能特性を改善するように整形される、請求項１２に記載の撮像システム。
  14. 前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、中心軸から所定のエリアの最大軸領域までの空間分解能の低下を最小限に抑えるように配置され、前記少なくとも１つのＸ線源は、その表面に少なくとも１つのＶ字型の溝を有する陽極を備え、少なくとも１つの焦点を生成し、得られる画像はピクセル素子から構成され、該ピクセル素子はそれぞれ実質的に一定の半径を有し、それぞれに対するＸ線源焦点に向かって最適になるように合焦され、該Ｘ線焦点は該少なくとも１つのＸ線源によって該所定のエリアにおいて分解能を達成するように生成される、請求項１に記載の撮像システム。
  15. 前記少なくとも１つの焦点を幾何学的にディザリングし、前記得られる画像のサンプリングおよび空間分解能を改善するための装置をさらに備える、請求項１４に記載の撮像システム。
  16. ＸおよびＺ方向において前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体を幾何学的にディザリングし、前記得られる画像のサンプリングおよび空間分解能を改善するための装置をさらに備える、請求項１４に記載の撮像システム。
  17. 前記少なくとも１つのＸ線源は複数のＸ線源を含み、Ｘ線散乱を補正するための手段をさらに備え、該Ｘ線散乱補正手段は、該複数のＸ線源の中の１つのＸ線源が起動され、かつ、その間、該複数のＸ線源の中の残りのＸ線源が起動されないようにし、Ｘ線経路の外側にある前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体内の検出器アレイが散乱されたＸ線を検出できるようにし、リアルタイムに適応的なＸ線散乱補正を可能にする、請求項１に記載の撮像システム。
  18. 前記少なくとも１つのＸ線源は焦点信号を生成し、該少なくとも１つのＸ線源によって生成される各焦点信号の強度を、それに割り当てられた信号で変調するための手段と、該割り当てられた信号を有する各強度変調された焦点信号から検出された信号を復調するための手段と、該検出され復調された信号を処理して、散乱が低減された信号を生成するための手段とを含むＸ線散乱除去システムをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  19. データ取得を外部の生理学的イベントと同期させるためのゲーティングシステムを含む制御装置をさらに備え、該ゲーティングシステムは、前記少なくとも１つのＸ線源および前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体のタイミングを制御し、該外部の生理学的イベントに基づいてデータを取得し、該ゲーティングシステムは前記選択手段に信号を供給し、前記少なくとも１つのガントリおよび前記テーブルの動きと該外部の生理学的イベントとを同期させる、請求項１に記載の撮像システム。
  20. 前記システムがＶＣＴ、スパイラルＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときに、正確な動的撮像手法を実行するための制御イベントの時系列がプログラミングされた動的タイミング制御システムをさらに備え、該動的タイミング制御システムは患者の中に流れるコントラスト生成作用物質をモニタし、データ取得、ＶＣＴ撮像速度、可変スパイラルＶＣＴ撮像速度、Ｘ線線量／ｍＡｓレベルを生理学的イベントと同期させる、請求項１に記載の撮像システム。
  21. コントラスト生成物質あるいは放射性同位元素を患者に注入するための注入装置、ゲーティングシステムおよび動的タイミング制御システムをさらに備え、該注入装置は所定のタイミングで患者にコントラスト物質を注入し、該ゲーティングシステムおよび該動的タイミング制御システムによって制御される、請求項１に記載の撮像システム。
  22. 心臓および血管の遡及および予定撮像を実行するためのゲート制御データ画像取得および再構成システムをさらに備え、該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは前記収集システムによって受信されるデータを用いて、予定モードにおいて画像を生成し、心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＸ線ＶＣＴボリューム画像のシネ図を形成し、また該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは該収集システムによって受信されるデータを用いて、遡及モードにおいて画像を生成し、心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＸ線ＶＣＴボリューム画像のシネ図を形成し、多数の一連の心拍周期を用いて、該予定動作モードの場合よりも相対的に短い時間ボリューム画像を生成する、請求項１に記載の撮像システム。
  23. 心臓および血管の遡及および予定撮像を実行するためのゲート制御データ画像取得および再構成システムをさらに備え、該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは前記収集システムによって受信されるデータを用いて、遡及モードにおいて画像を生成し、多数の一連の心拍周期を用いて心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＮＭ／ＳＰＥＣＴボリューム画像のシネ図を形成し、また該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは該収集システムによって受信されるデータを用いて、遡及モードにおいて画像を生成し、多数の一連の心拍周期を用いて心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＮＭ／ＳＰＥＣＴボリューム画像のシネ図を形成する、請求項１に記載の撮像システム。
  24. 心臓および血管の遡及および予定撮像を実行するためのゲート制御データ画像取得および再構成システムをさらに備え、該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは前記収集システムによって受信されるデータを用いて、遡及モードにおいて画像を生成し、多数の一連の心拍周期を用いて心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＰＥＴボリューム画像のシネ図を形成し、また該ゲート制御データ画像取得および再構成システムは該収集システムによって受信されるデータを用いて、遡及モードにおいて画像を生成し、多数の一連の心拍周期を用いて心臓および血管機能のゲート制御された時間の１組のＰＥＴボリューム画像のシネ図を形成する、請求項１に記載の撮像システム。
  25. 前記再構成システムは前記収集システムによって受信されるデータを用いて、ヘリカルボリュームスパイラル取得モードからの画像を再構成して、全身Ｘ線ＶＣＴボリューム画像を生成し、該再構成システムは、線量が効率的に用いられる角度に向けられる円錐ビームコリメーションを利用しながら、ヘリカルスパイラル再構成のためのデータを選択し、該再構成システムは、余分なデータを利用しながら、撮像データを処理する、請求項１に記載の撮像システム。
  26. 前記再構成システムは、等方性の空間分解能を有するステップ・アンド・シュートＶＣＴボリューム画像再構成を実行する、請求項１に記載の撮像システム。
  27. 前記ステップ・アンド・シュートＶＣＴボリューム画像再構成は横断線投影データあるいはスパイラル撮像データを用いて、打ち切られた視野空間を満たし、該ボリューム画像再構成が改善されるようにする、請求項２６に記載の撮像システム。
  28. 患者の全身を横断し、後続のマルチモダリティ撮像手法を計画するために用いられる単面、二面あるいは多面全身投影画像を生成しながら、多数の角度から画像を取得できるようにするＸ線全身プランニングシステムをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  29. 前記収集システムによって受信されるデータを用いて、患者線量および所望の画像品質を、先を見越して最適化するための適応型Ｘ線線量制御システムをさらに備える、請求項２８に記載の撮像システム。
  30. 前記収集システムによって受信されるデータを用いて、画像走査過程において適応的にリアルタイムに線量を制御できるようにするための適応型Ｘ線線量制御システムをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  31. 対話形式ディスプレイおよびオペレータディスプレイ上のＶＣＴボリューム撮像データを連続してリアルタイムに更新できるようにする装置をさらに備え、該装置は、前記データ取得過程において所定のレベルを超える視野間の変化がある領域において撮像データを解析し、処理する、請求項１に記載の撮像システム。
  32. ＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像を用いて、前記収集システムによるデータの取得を制御し、患者に対する侵襲的な手法の実質的にリアルタイムな画像を生成できるようにする介入画像制御システムをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  33. 前記介入画像制御システムは介入プランニングシステムを備え、該介入プランニングシステムは、介入手法を計画できるようにし、リアルタイムの実際の介入手法と計画された介入手法とを比較し、該実際の介入手法を該計画された介入手法と実質的に一致するように補正する、請求項３２に記載の撮像システム。
  34. 最低限の侵襲的な手術法を実行するための最低限の侵襲的なロボットシステムをさらに備え、該最低限の侵襲的なロボットシステムは前記介入プランニングシステムによって動作可能に制御される、請求項３３に記載の撮像システム。
  35. ＶＣＴ、ＤＲ、ＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ画像の動的な解剖学的、生理学的および機能的撮像表示、融合および解析を実行するための画像解析システムをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  36. 前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときに、高い撮像計数率を達成するための個別チャネル処理システムを備える、請求項１に記載の撮像システム。
  37. 高い計数率のＰＥＴ撮像のためのＰＥＴタイムスタンピング一致システムをさらに備え、該ＰＥＴタイムスタンピング一致システムは、平均計数率調整および遅延一致窓比率から導出されるリアルタイムランダム補正のためにポジトロン生成γ線の最適な一致デジタルタイムスタンピングを提供する、請求項３６に記載の撮像システム。
  38. 患者と前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体との間に介在するＰＥＴ散乱防止コリメーションリングをさらに備え、該ＰＥＴ散乱防止コリメーションリングは、視野から外れる散乱を低減し、一致率を改善するための１組のバッフルを含む、請求項１に記載の撮像システム。
  39. 全身のＰＥＴ透過減衰を補正するためのＰＥＴ透過減衰システムをさらに備え、該ＰＥＴ透過減衰システムはＶＣＴ画像および減衰データを用いて画像投影補正を生成する、請求項１に記載の撮像システム。
  40. 全身のＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過減衰を補正するためのＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過減衰システムをさらに備え、該ＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過減衰システムはＶＣＴ画像および減衰データを用いて画像投影補正を生成する、請求項１に記載の撮像システム。
  41. 全身のＰＥＴ３次元散乱を補正するためのＰＥＴ透過散乱部分補正システムをさらに備え、該ＰＥＴ透過散乱部分補正システムはＶＣＴ画像および減衰データを用いて投影散乱補正を生成する、請求項１に記載の画像システム。
  42. 全身のＮＭ／ＳＰＥＣＴ３次元散乱を補正するためのＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過散乱部分補正システムをさらに備え、該ＮＭ／ＳＰＥＣＴ透過散乱部分補正システムはＶＣＴ画像および減衰データを用いて投影散乱補正を生成する、請求項１に記載の画像システム。
  43. ＰＥＴ同位体およびＮＭ／ＳＰＥＣＴ同位体のための多数の同時撮像を可能にするＰＥＴおよびＮＭ／ＳＰＥＣＴ検出器および撮像装置をさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  44. 円錐ビームＸ線放射を減衰させて、患者線量を最小限に抑え、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体のダイナミックレンジを正規化するための整形補償フィルタをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  45. 患者線量を低減し、余分な撮像データを実質的に除去するための、スパイラルＶＣＴ撮像用の円錐ビーム線源コリメータをさらに備える、請求項１に記載の撮像システム。
  46. 前記少なくとも１つのガントリは、第１のガントリと、第２のガントリと、第３のガントリとから構成され、該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリは相互に動作可能に取り付けられ、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに、前記少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第１の構成体と、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに、一致するγ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第２の構成体と、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときに、γ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第３の構成体とから構成され、前記テーブルは該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリに対して患者を支持し、かつ位置決めし、前記選択手段は、該テーブルに対して該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリの相対的な横方向の動きを制御し、かつ該第１のガントリおよび該テーブルに対して該少なくとも１つのＸ線源および該合焦２次元曲面検出器アレイからなる第１の構成体の回転の動きを制御するための手段を含む、請求項１に記載の撮像システム。
  47. 前記少なくとも１つのガントリは、第１のガントリと、第２のガントリと、第３のガントリとから構成され、該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリは相互に動作可能に取り付けられ、前記合焦２次元曲面検出器アレイからなる構成体は、前記システムがＶＣＴおよびＤＲ動作モードであるときに、前記少なくとも１つのＸ線源によって生成されるＸ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第１の構成体と、該システムがＰＥＴ動作モードであるときに、一致するγ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第２の構成体と、該システムがＮＭ／ＳＰＥＣＴ動作モードであるときに、γ線を検出するように配置される合焦２次元曲面検出器アレイからなる第３の構成体とから構成され、該テーブルは該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリに対して患者を支持し、かつ位置決めし、前記選択手段は、該テーブルに対して該第１のガントリ、該第２のガントリおよび該第３のガントリの相対的な横方向の動きを制御し、かつ該合焦２次元曲面検出器アレイからなる第１の構成体、該第１のガントリおよび該テーブルに対して該少なくとも１つのＸ線源の回転の動きを制御するための手段を含む、請求項１に記載の撮像システム。
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