JP2009504221A - 動的デュアルエネルギーｘ線撮影のシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

動的撮影シーケンスにおけるデュアルエネルギー撮影についてのシステム及び方法について開示している。そのシステム及び方法は、Ｘ線源（２０４）の異なるｋＶ値における高速適合のためのＸ線源（２０４）と、並列の信号積分及び読み出しを有する平面型Ｘ線検出器（２０２）と、Ｘ線検出器（２０２）及びＸ線源（２０４）と動作可能であるように通信するＸ線制御器（２０６）とを有する。検出器（２０２）は、第１ｋＶ値（３０２）において第１副画像（３００）に対応する第１信号を積分し、各々の画素のサンプル及びホールドノードに積分された第１信号を転送し、そして第２ｋＶ値（３０６）において第２副画像（３０４）に対応する第２信号を積分する。検出器（２０２）は、サンプル及びホールドノードから第１副画像の読み出しと並列して第２副画像（１３４）の信号積分を与える。Ｘ線制御器（２０６）は、Ｘ線源（２０４）におけるＸ線パルスの生成と、ミリ秒の時間スケールにおいて異なるｋＶ値でＸ線パルスを生成するＸ線源（２０４）による画像の取得とを制御する。

Description

本発明は、一般に、デュアルエネルギー撮影に関し、特に、動的デュアルエネルギー撮影についての方法及びシステム、更に特に、低エネルギーレベル及び高エネルギーレベル間でＸ線エネルギー源を迅速にスイッチングすることにより得られ、それぞれのＸ線デュアルエネルギー像を捕捉するように単独の大面積画素化ディジタルＸ線検出器を用いる、Ｘ線デュアル（即ち、２つの異なる）エネルギーを用いる動的デュアル撮影システム及び方法に関する。デュアルエネルギー画像は、例えば、心臓／血管への適用の間にＸ線撮影を容易にする、対象の解剖学的構造の改善された視認性を与えるそれぞれの及び個別の画像を生成するように、前演算されたデータベース及び調整可能なパラメータを用いて処理されるものである。

医療用撮影及び診断におけるＸ線システムの使用は広く受け入れられている。複数の種類のＸ線撮影手法が、異なる解剖学的領域を撮影するように又は異なる診断ツールを与えるように用いられることが可能である。１つのそのようなＸ線撮影手法はデュアルエネルギー（ＤＥ）撮影である。ＤＥ撮影が用いられるとき、付加的な撮影コントラストが得られることが知られている。

デュアルエネルギー（ＤＥ）は、２つのＸ線画像が異なるＸ線エネルギーで取得される医療用アプリケーションである。２つのＸ線画像は、その場合、組織サブトラクション画像、例えば、軟組織及び骨部画像を生成するように比較される。実際には、軟組織画像は、骨による構造ノイズを取り除くことにより感度を改善し、動脈がプラークに対して脆弱である場合を示すことにより、骨部画像は特異性を改善される。

フラットパネルを有するＸ線検出技術を用いて、２つのＸ線画像が、典型的には、異なるエネルギーにおいて２つの別個のＸ線曝射により連続的に取得される。２つのＸ線画像間の患者の動きアーティファクトを最小化するように、Ｘ線画像間の時間が、典型的には、最小化される（典型的には、２００ｍｓｅｃのオーダーに）。横隔膜の動きを最小化するように、患者は、典型的には、彼等の呼吸を止めるように要求される。しかしながら、例えば、心臓の収縮のような無意識の患者の動きを回避することはできない。２つのＸ線画像間の心臓の著しい動きは、サブトラクション画像における不完全な組織の削除のために、画像品質を低下させる可能性がある。その低い画像品質は、心臓の周りのプラークを有する動脈を見逃す可能性が大きいことに繋がる可能性がある。

更に、動的撮影についての従来のＸ線撮影システムにおいては、画像取得、線量制御及び画像読み取りは、１つの画像（例えば、２つ又はそれ以上の副画像を有する）においてＸ線源について異なるｋＶ値を用いるにはかなり遅過ぎる。

それ故、より良好な診断用動的Ｘ線撮影のために提供されるシステム及び方法についての要請が長く存在している。具体的には、ＤＥを用いるために改善された診断用動的Ｘ線撮影システムについての要請が存在している。更に、結果として得られるＸ線画像における無意識の患者の動きの影響を最小化し、動的撮影シーケンスがリアルタイムに撮影コントラスト及び結果としての診断を改善するようにする改善されたＤＥについての要請が存在している。

本発明は、動的撮影シーケンスにおいてデュアルエネルギー撮影についてのシステムを提供する。そのシステムは、Ｘ線源の異なるｋＶ値における高速適合のためのＸ線源と、並列信号積分及び読み出しを有する平面型Ｘ線検出器とを有する。検出器（２０２）は、第１ｋＶ値（３０２）において第１副画像（３００）に対応する第１信号を、第２ｋＶ値（３０６）において第２副画像（３０４）に対応する第２信号を積分する。検出器（２０２）は、第１副画像（３００）の読み出しと同時に第２副画像（３０４）の信号積分を与える。Ｘ線制御器（２０６）は、Ｘ線源におけるＸ線パルスの生成と、ミリ秒の時間スケールで異なるｋＶ値においてＸ線パルスを生成するＸ線源（２０４）による画像の取得とを制御する。

本発明はまた、デュアルエネルギー動的Ｘ線撮影の方法を提供する。その方法は、選択されたフレームレートにおいて画像を得る段階であって、各々の画像は第１副画像（３００）及び第２副画像（３０４）を有する、段階と、第１ｋＶ値（３０２）において数ミリ秒で第１副画像（３００）に対応する第１信号を積分する段階と、ＣＭＯＳ平面型検出器（２０２）の各々の画素のためのサンプル及びホールドノードに第１副画像（３００）に対応する積分された第１信号を転送する段階と、第１ｋＶ値（３０２）より大きい所定の第２ｋＶ値（３０６）にＸ線間電圧を増加させる段階と、約１ミリ秒より短いように検出器をもたらす段階と、第２ｋＶ値が得られる間に、第２副画像（３０４）に対応する第２信号を積分する平面型検出器（２０２）と同時に第１画像（３００）を読み出す段階と、を有する。

開示しているシステム及び方法に関連する付加的特徴、機能及び有利点は、特に、添付している図に関連付けて検討されるとき、下記の詳述から明らかになるであろう。

開示しているシステム及び方法を実行する及び用いる当業者を支援するように、添付図には参照番号を付けている。

ここで説明するように、本発明は、有利であることに、コントラスト媒体を用いることのない又はあまり用いない場合に、動的デュアルエネルギー撮影を容易にし、組織におけるコントラストを改善する。本発明は、例えば、心臓動脈における脆弱なプラークの視認性を有する心臓用アプリケーションにおいて有利に用いられることが可能である。Ｘ線源の異なるｋＶ値においてかなり短い時間間隔で取得されるデュアルエネルギー副画像を用いることは、コントラスト媒体を用いることのない又はあまり用いない場合に、改善されたコントラストに繋がる。異なるｋＶ値で生成される副画像が減算又は除算されるとき、デュアルエネルギー画像は、動的シーケンスの各々のフレームにおいて得られる。

図１は、実施形態にしたがった、動的デュアルエネルギー撮影のための装置１００の構造的構成要素を示すブロック図である。図１の断面においては、Ｚは鉛直方向の寸法であり、Ｘは水平方向の寸法であるＸ−Ｚ平面を規定している。Ｘ−Ｚ平面に対して垂直である、ページの外側に広がっている水平方向の寸法は、Ｙの寸法である。

その装置は、受信アセンブリ１５０に関して固定してＸ線源アセンブリ１３０を保持するように作られているガントリ１２２を有する。Ｘ線ビーム１３８は、Ｘ線源アセンブリ１３０から受信器アセンブリ１５０の方に出射される。一実施形態においては、ビーム１３８の中心線はＸ−Ｚ平面内にある。ガントリは、Ｘ線源アセンブリ１３０、受信器アセンブリ１５０及びビーム１３８の中央線がＹ寸法の軸線の周りにおいてＸ−Ｚ平面内で回転するように、ガントリベース１０１に移動可能であるように取り付けられている。その回転は、Ｘ線源アセンブリ１３０と受信器アセンブリ１５０との間の距離及び相対的方向を維持する。他の実施形態においては、ガントリにおけるＸ線源アセンブリ１３０及び受信器アセンブリ１５０は交換され、それ故、そのＸ線源は、対象物の下にあり、受信器は対象物の上にある。他の実施形態においては、ガントリは他の形状、例えば、環状形状を有する。

Ｘ線に対して透過性である対象物のテーブル１９０は、Ｘ−Ｚ平面内においてＸ線源アセンブリ１３０と受信器アセンブリとの間に備えられている。対象物のテーブル１９０は、装置１００の動作中、対象物１９１を支持している。対象物のテーブル１９０か又はガントリベース１０１若しくはそれらの両方は、対象物１９１の異なる部分がＸ−Ｚ平面と交差するように、Ｙ寸法に変換される。一部の実施形態においては、対象物のテーブルはまた、Ｚ寸法における軸線の周りのＸ−Ｙ平面内で回転することが可能である。他の実施形態においては、受信器アセンブリは、対象物のテーブルがＹ方向に変換されないように、Ｙ寸法において十分に大きい検出器を用いている。

ガントリは、通信リンク１６２によりコンピュータシステム１６０に接続されている。リンク１６２を介して、コンピュータシステム１６０は、ガントリ１２２及びガントリベース１０１の動きを制御し、Ｘ線源アセンブリ１３０の動作を制御し、そして受信器アセンブリ１５０の検出器１５２からデータを受け入れる。一部の実施形態においては、コンピュータシステムはまた、リンク１６２又は他のリンク（図示せず）を介して対象物のテーブルの動きを制御する。

Ｘ線源アセンブリ１３０は、Ｘ線電源１４０、Ｘ線間１３２及びＸ線ビーム生成構成要素１３５を有する。Ｘ線は電磁波であり、電磁波の離散量子は光子である。周波数を有するＸ線は、プランクの定数ｈと比例する光子エネルギーを有する、即ち、式Ｅ＝ｈνを満足する。

Ｘ線間においては、加熱されたフィラメントからの高エネルギー電子は物質（正に帯電した陽極）と衝突し、その物質において、電子は突然減速され、入射電子のエネルギーにより決定される光子エネルギー（周波数）当たりの分布（光子の相殺数）によりＸ線を生成する。電子が陽極に衝突する前に、加熱されたフィラメントと陽極との間に印加される、入力された高電圧（Ｖ）、即ち、Ｖ１が各々の電子を加速する。１Ｖの電界により加速された単独の電子の運動エネルギーは１電子ボルト（約１．６ｘ１０^−１９Ｊ又は４．４５ｘ１０^−２４ｋＷ／ｈｒ）である。Ｘ線を生成するためには、電圧Ｖ１は数万ボルトである。Ｘ線管は、入力電圧Ｖ１により決定されるカットオフ光子エネルギーまでの光子エネルギーの分布を有するＸ線光子を生成する。それ故、全てのＸ線光子は、Ｖ１電子ボルトのカットオフエネルギー（カットオフ周波数ｖｃにおける）より小さい又はそれに等しいエネルギーを有する。ピークエネルギー（周波数ｖｐにおける）は、殆どの光子を有するＸ線光子エネルギーであり、ピークエネルギーはＶ１電子ボルトより僅かに小さい。生成される光子の数は、ピークエネルギー（周波数ｖｐ）以下で光子エネルギー（周波数）を減少させるにつれて減少する。

Ｘ線電源１４０は、加熱フィラメントと陽極との間に入力される大きい電圧Ｖ１を生成する。Ｘ線電源１４０はまた、陽極に衝突する有用な電子の数を供給するように、十分な秒当たりの電子、即ち、電流（Ｉ）を供給する。電流のアンペアは秒当たりのクーロンであり、約０．６ｘ１０^１９電子／秒である。電源により供給される電力は電流Ｉと電圧Ｖ１との積である。定義により、その積の単位、即ち、アンペア−ボルトは、秒当たりのジュールであり、それは、定義により１ワットである。

デュアルエネルギーシステムにおいては、電源はまた、異なるカットオフエネルギー（第２カットオフ周波数ｖｃ２における）及び異なるピークエネルギー（第２ピーク周波数ｖｐ２における）を有する異なるＸ線エネルギーの分布をもたらす異なる電圧Ｖ２においてＸ線管を駆動する。

Ｘ線ビーム生成構成要素１３５は、ピーク周波数の周りに周波数の分布を限定するためのフィルタ１３６と、ビーム角１３９を整形するためのコリメータ１３４とを有する。モニタ１３７はまた、較正に影響する変化及び減衰の決定について、そのＸ線電源のＸ線特性を測定するように含まれている。

コリメータは、中心線に対して垂直な面内にある特定の断面をビーム１３８に与えるように選択された動作（開口）サイズ及び形状を有する、Ｘ線不透過性金属、例えば、鉛から成る。対象物１９１を横断するＸ−Ｚ平面におけるビーム角αは、ビーム１３８の中心線を有する平面内にあるビーム角βとは異なり、対象物１９１に沿っているＸ−Ｚ平面に対して垂直である。

フィルタは、ハイパスエネルギー（周波数ｖａにおける）以上のエネルギーを有するＸ線のみを通し、ピークエネルギー以下の低いエネルギーのＸ線を遮断する物質から成る。その結果、ピークエネルギー（ｖｐにおける）のすぐ下のハイパスエネルギー乃至カットオフエネルギー（ｖｃにおける）のＸ線光子エネルギーの狭い範囲のみがＸ線源アセンブリ１３０から発せられる。デュアルエネルギーシステムにおいて、第２フィルタは、電源が第２電圧Ｖ２においてＸ線管を駆動するときに用いられる。第２フィルタは第２ハイパスエネルギー（ｖａにおける）以下のＸ線光子エネルギーを遮断し、第２ハイパスエネルギーは第２ピークエネルギー（ｖｐ２における）より低い。

受信器アセンブリ１５０は、検出器１５２と、最適径方向調整構成要素１５６と、散乱除去グリッド等の散乱除去要素１５４とを有する。検出器は、Ｘ線フルエンス（単位面積当たりのエネルギー）に反応する１つ又はそれ以上のレセプターを有する。何れかの径方向線に沿った検出器におけるＸ線源アセンブリからレセプターへのフルエンスの減少は、容易に演算できるビームの幾何学的広がり及び対象物１９１及び対象物のテーブル１９０による吸収によるものである。その対象物による吸収は、ビームの光子エネルギー（周波数）及び対象物１９１における物質に依存する。

散乱除去要素は、Ｘ線管における焦点１３３から検出器への径方向以外の方向から検出器に衝突する光子の数を減少させる。対象物１９１及びテーブル１９０における物質は、一部のＸ線光子を吸収し、他の方向に一部を散乱する。それらの散乱された光子が検出器に衝突する場合、測定強度は大きくなり、演算される減衰量は誤って小さくなる。散乱の評価は、吸収の演算を補正するように行われることが可能であるが、その評価は困難であり、不正確である。散乱が減少される場合、吸収の演算の速度及び精度の両方を評価することができる。散乱除去構成要素は、通常、検出器に対して垂直に位置合わせされたスリットを有する、Ｘ線透過性物質、例えば、鉛から成り、それ故、垂直光線上を進む光子のみが検出器１５２に衝突する。そのような垂直なスリットは、従来のＤＥシステムにおけるかなりの散乱を除去する。一実施形態においては、散乱除去グリッドは、検出器１５２を覆うのに十分大きい球状の曲面を有する鉛のシートに亘って配列され、そしてグリッドからＸ線管１３２における焦点１３３までの距離に適合する曲率半径を有する孔を有する。

径方向調整構成要素１５６は、検出器１５２から対象物１９１、焦点１３３又はそれらの両方までの距離が変えられることを可能にする。それらの距離を変えることは、有利である。例えば、対象物１９１から検出器１５２間での距離を短くすること、そして受信器アセンブリからＸ線源アセンブリ１３０までの径方向距離を長くすることは、対象物全体が同時に撮影されることを可能にする。このことは、対象物の全身走査が得られる一方法である。システム１００は、その場合、この距離が変えられるときはいつでも、再較正される。

従来のＸ線撮影システムを用いる動的撮影シーケンスにおいては、画像取得、線量制御及び画像読み出しは、１つの画像（２つ又はそれ以上の副画像を有する）においてＸ線源について異なるｋＶ値を用いるにはかなり遅すぎるものである。このことは、動的撮影シーケンスにおけるデュアルエネルギー撮影が可能でなかったことを意味する。しかしながら、撮影システムが下記の方法で変えられるとき、動的デュアル撮影シーケンスが可能であることが決定付けられた。

例示としての実施形態においては、かなり高速のＸ線検出器１５２は、Ｘ線管１３２のｋＶ値のかなり高速の適用と組み合わされた並列信号積分及び読み出しと共に用いられる。更に、かなり高速のＸ線検出器１５２は、線量検知オプションと一体化して備えられることが可能である。それ故、撮影コントラストは改善され、例えば、心臓動脈における脆弱なプラークがリアルタイムに可視化されることができるように、動的撮影シーケンスを見ることができる。

図２を参照するに、デュアルエネルギー撮影シーケンスシステム２００を模式的に示している。システム２００は、フル領域のＣＭＯＳイメージャに基づいて、平面型Ｘ線検出器２０２（例えば、図１における検出器１５２）を有する。検出器２０２は、用いられ右画素サイズに応じて、１００フレーム／秒（１００ｆｐｓ）及び数千ｆｐｓ程度のフレームレートを与える。検出器２０２はバッファ記憶ノード又はサンプル及びホールドノード（Ｓ＆Ｈ）を有し、それらにおいて、積分された信号は全画像について同期して記憶されることが可能である。例示としての実施形態においては、記憶ノードは、内部バッファ記憶ノードであるが、その記憶ノードは、ＣＭＯＳ基板の異なる層を有することが可能であること、又は、例えば、バンプボンディングにより各々の画素に接続されている異なる記憶システムを有することが可能であることが検討されている。検出器２０２は読み出すようになっている一方、次の画像は同時に積分される。検出器２０２はまた、積分線量検知モード（例えば、実際の画像が好ましい画素サイズにおいて積分されている間に、粗い画素モードにおける１００００ｆｐｓ程度の高速のフレームレートの動作）において実行する能力を有する。例示としての実施形態においては、検出器２０２は、上記の特徴を実施するＣＭＯＳに基づく平面型検出器（ＦＤ）である。

システム２００はＸ線源２０４（例えば、Ｘ線管及び発生器）を有し、そのＸ線源においては、動作中、Ｘ線管の管電圧は、ミリ秒オーダー（例えば、約５ｋＶ／ｍｓｅｃ乃至約１００ｋＶ／ｍｓｅｃの範囲内の大きさのオーダー）の時間フレームにおいて、変化する、増加する又は減少する、曝射時間の正確な制御を有することが可能である。好適には、Ｘ線管電圧は、約２０ｋＶ／ｍｓｅｃ乃至約４０ｋＶ／ｍｓｅｃの範囲内で変化されることが可能である。更に、管電流は、即座にオン及びオフに切り換えられ、異なるｋＶ値及び正確なｋＶ値において必要なＸ線線量を供給することが可能である。Ｘ線源２０４は、図１のＸ線源アセンブリ１３０と同様である。

システム２００は、ライン２０８を介してＸ線パルスの生成を、そしてライン２１０を介してミリ秒のオーダーの時間フレームにおいて異なる管状態における画像の取得を、制御するＸ線制御器２０６（例えば、図１におけるコンピュータ）を更に有する。患者２１２（例えば、図１の対象物１９１）が、患者及びテーブル（図示せず）を介してＸ線源２０４から発せられ、検出器２０２において受け入れられるＸ線２１２（例えば、図１のＸ線ビーム）により、Ｘ線源２０４と検出器２０２との間に備えられるように示されている。

ここで、図３を参照するに、代表的な画像シーケンスについて示している。選択されたフレームレートにおいて、Ｘ線画像が得られる。一実施形態においては、そのフレームレートは約１５フレーム／秒（１５ｆｐｓ）であるが、それに限定されるものではなく、ここでは、各々の画像は２つ又はそれ以上の副画像を有する。第１副画像３００が、例示としての画像シーケンスにおいて大きいｋＶ値３０６で生成される第２副画像３０４に比較して、小さいｋＶ値３０２において数ミリ秒で生成される。一実施形態においては、第１ｋＶ値と第２ｋＶ値との間の差は、約１０ｋＶ乃至約５０ｋＶの範囲内、より好適には、約３０ｋＶ乃至約５０ｋＶの範囲内である。

一実施形態においては、管電流は、管電流対時間の電流プロット３１２に対して、一般に、参照番号３１０で示される急峻なダウンフランクを伴ってオフに切り換えられる。更に、管電流がオフに切り換えられるとき、管電圧は、管電圧対時間の電圧プロット３１６において、中間的な小さい値３０２及び大きい値３０６のそれぞれの傾斜部分３１４で一般に示される大きいｋＶ値３０６まで増加する。電圧プロット３１６は、小さいｋＶの第１パルス３１８、及び小さいｋＶ値３０２及び大きいｋＶ値３０６のそれぞれに対応する大きいｋＶの第２パルス３２０の持続時間を示している。参照番号３２４における画素プロット対時間プロットは、第１パルス３１８及び第２パルス３２０のそれぞれの積分として第１副画像及び第２副画像に対応する第１信号及び第２信号を示している。

第１副画像３００に対応する積分された第１信号は、一般に参照番号３３０で示されているＦＤ２０２に基づいてＣＭＯＳの各々の画素についてのサンプル及びホールと（Ｓ＆Ｈ）ノードに転送され、約０．１ｍｓｅｃ以下で参照眼号３３２においてリセットされる。しかしながら、何れの場合も、検出器２０２は、１０ｍｓｅｃ以下で、より好適には、約１ｍｓｅｃ以下でリセットされる。管電流が０になるとすぐ、管電流は、好適には、１ｍｓｅｃ以下で所定の大きいｋＶ値３０６に増加される（正勾配部分３１４を参照されたい）。大きいｋＶ値３０６は、例示としての実施形態において第１副画像３００の小さいｋＶ値３０２より約２０Ｖ大きい。しかしながら、小さいｋＶ値３０２と大きいｋｖ値３０６との間の他の差のｋＶ値が、所望の目的に対して適切であるように検討されることが可能である。更に、管電流は０に減少するとして説明しているが、電流を維持し、管電圧を増加させることがまた、可能であるために、そのことは必要ない。

システム２００がゼロ管電流の状態にあるとき、ＦＤ２０２は新しい副画像を取得する準備ができていて、Ｘ線源２０４は大きいｋＶ値の設定に切り換えられ、そして第１副画像３００は、画素Ｓ＆Ｈ対時間のプロット３４０において一般に参照番号３３６で示されているように読み出される。第２画像３０４に対応する第２信号は、その場合、読み出される第１副画像３００と並列に大きいｋＶ値３０６で参照番号３４２においてすぐに積分される。このｋＶ値３０６において、管電流は、管電流プロット３１２に示すように、大きいｋＶ値３０６において線量を減少させるように、小さいｋＶ値３０２における管電流より小さい必要がある。代替として、パルス３２０の幅又は大きいｋＶ値３０６の持続時間はより短い時間フレームにおいて設定されることが可能である。更なる代替の実施形態においては、管電流及び大きいｋＶ値３０６の持続時間の両方における減少は、大きいｋＶ値３０６において線量を減少させるように採用されることが可能である。

２つの副画像３００及び３０４間の遅延はできるだけ短い、好適には、約１ｍｓｅｃより短い必要がある。管電流をオフに切り換えた後、第２副画像３４２は、一般に参照番号３４２で示される各々の画素に記憶されたまま維持される。第１副画像３３６の読み出しが終了した後、第２画像３４２に対応する積分された信号は、一般に参照番号３６０で示される各々の画素についてのＳ＆Ｈノードに転送され、次いで、第２副画像が読み出される。第１画像３３６を読み出すために必要な時間は、通常、検出器２０２のビニングモードに依存する。

代替の実施形態においては、Ｘ線管に対する管電流は０に切り換えられないが、２つ又はそれ以上の副画像の取得中に、略同じレベルに維持される。ＦＤ２０２における第１副画像の積分は、その場合、管電圧が小さい値から大きい値に切り換えられる期間中に停止される。第１副画像からの積分された信号は、Ｓ＆Ｈノードに切り換えられ、検出器２０２はリセットされ、第２副画像の積分が開始される。この場合、第１副画像の積分の終了と第２副画像の積分の開始との間の時間は、患者へのＸ線線量がこの期間中の撮影のために用いられないため、かなり短い（例えば、１ｍｓｅｃ以下、好適には、０．１ｍｓｅｃ以下）必要がある。

２つの副画像３３６、３６４について必要な全時間は、解剖学的画像目標、例えば、心臓の動脈の動きが画像を不鮮明にしないように、短い（例えば、好適には、１０ｍｓｅｃより短い）必要がある。それらの２つの副画像３３６、３６４は、その場合、例えば、号脈における脆弱なプラークを示す最大コントラストを得るように用いられる。コントラストの最大化は、２つの副画像３３６、３６４を減算することか又は分割することのどちらかにより行われる。２つの副画像を生成するために必要な全時間に応じて、減算された副画像３３６、３６４は、撮影される組織（例えば、心臓の動脈）の動きの速度に応じて、改善された結果を示すことができる。更に、それらの２つの画像を生成するために必要な全時間、及び撮影される組織の動き速度は、デュアルエネルギー画像を生成することができる解剖学的構造の動きの位相（例えば、心臓の動きの位相）を決定する。

副画像の各々における線量の制御は、ＣＭＯＳ ＦＤ２０２の積分線量検知オプションを用いることにより改善されることが可能である。管電流をオフに切り換えることは、その場合、全ての線量レベルについて最適な減算画像を得るように各々のサブフレーム毎の線量を最適化するようにミリ秒以下の時間スケールで制御されることが可能である。Ｘ線源の異なるｋＶ値においてかなり短い時間間隔で取得される副画像をこのように用いることにより、コントラスト媒体を用いることなく、組織におけるコントラストを著しく改善することができる。代替として、そのコントラストは、通常、用いられるものより低いコントラストの媒体を用いて改善されることが可能である。例えば、心臓のアプリケーションにおいては、目標の組織、例えば、心臓の動脈における脆弱なプラークのかなり改善された視覚化に繋がる。

本発明は、コントラスト媒体を用いることのない又はあまり用いない場合に、コントラストを改善するようにＸ線撮影システムにおいて実施されることが可能である。特に、対象物、例えば、心臓／血管のアプリケーションにおける動的デュアルエネルギーＸ線撮影が、Ｘ線源と組み合わされた並列信号積分及び読み出しと、Ｘ線間のｋＶ値の高速適合のための制御と、ミリ秒の時間スケールにおける異なる管状態による画像の取得とを用いる高速Ｘ線検出器を用いて実施される。検出器はまた、積分線量検知モード（実際の画像が所望の画素サイズにおいて積分されている間の、粗い画素モードにおける１００００ｆｐｓ程度のフレームレートの動作）を有する。本発明の基本的な適用により、画像取得、線量制御及び画像読み出しの速度を増加させることにより動的デュアルエネルギー撮影が可能である。

要約すると、開示しているシステム、装置及び方法は、デュアルエネルギーＸ線撮影システムのユーザにとって、特に、リアルタイムに見ることができる動脈における脆弱はプラークの存在を決定するように心臓／血管構造を撮影しているときに、改善された画像コントラストを所望している医師にとって重要な有利点を提供することができる。このようにして、Ｘ線源の異なるｋＶ値においてかなり短い時間間隔での読み出しを並列に取得することができるデュアルエネルギー副画像を用いることは、コントラスト媒体を用いることなく又はあまり用いないで、組織における改善されたコントラストに繋がる。

本発明のシステム及び方法については、例示としての実施形態を参照して説明しているが、本発明はそれらの例示としての実施形態に限定されるものではない。ここで開示しているシステム及び方法においては、本発明の範囲又は主旨から逸脱することなく、種々の修正、改善及び変形が可能である。それ故、本発明は、同時提出の特許請求の範囲における範囲内で、そのような修正、改善及び変形を具現する及び包含することができる。

本発明の例示としての実施形態にしたがった、動的デュアルエネルギーＸ線吸光光度法のための装置の構造要素を示すブロック図である。 本発明の例示としての実施形態におけるデュアルエネルギーＸ線撮影で用いられるＸ線源、検出器及びＸ線制御器のブロック図である。 本発明の例示としての実施形態における管電圧、管電流、第１及び第２パルスの積分及び読み出しについての４つのグラフである。

Claims (21)

1. 動的撮影シーケンスにおけるデュアルエネルギー撮影についてのシステムであって：
   Ｘ線源の異なるｋＶ値における高速適合のためのＸ線源；
   平面型Ｘ線検出器であって、第１ｋＶ値において第１副画像に対応する第１信号と、第２ｋＶ値において第２副画像に対応する第２信号とを積分する、平面型Ｘ線検出器であり、前記第１副画像の読み出しと並列して前記第２副画像の信号積分を与える、平面型Ｘ線検出器；
   前記Ｘ線検出器及び前記Ｘ線源と動作可能であるように通信するＸ線制御器であって、前記Ｘ線源におけるＸ線パルスの生成と、ミリ秒の時間スケールで異なるｋＶ値においてＸ線パルスを生成する前記Ｘ線源による画像の取得とを制御する、Ｘ線制御器；
   を有するシステム。
2. 請求項１に記載のシステムであって、前記検出器は単一のフル領域画素化ＣＭＯＳイメージャである、システム。
3. 請求項１に記載のシステムであって：
   前記検出器の各々の画素についての積分信号が前記動的撮影シーケンスの前記第１副画像の全画像について同期して記憶されるバッファ記憶ノードであって、前記動的撮影シーケンスの後、前記検出器はリセットされ、前記検出器は前記第２副画像に対応する前記第２信号を積分する、バッファ記憶ノード；
   を更に有する、システム。
4. 請求項３に記載のシステムであって、前記第１副画像の読み出し及び前記第２副画像の積分の両方が終了した後、前記第２副画像が前記記憶ノードに転送され、前記検出器がリセットされ、前記第２副画像が、前記検出器の各々の画素について積分される多の副画像と並列して前記バッファ記憶ノードから読み出される、システム。
5. 請求項１に記載のシステムであって、前記検出器は積分線量検知モードを有し、前記積分線量検知モードは、実際の画像が所望の画素サイズにおいて積分されている間、粗い画素モードにおいて約１００００ｆｐｓ程度の高さのフレームレートの動作を有する、システム。
6. 請求項５に記載のシステムであって、前記副画像の各々における前記線量の制御は、前記積分線量検知モードを用いて制御される、システム。
7. 請求項１に記載のシステムであって、前記Ｘ線源の前記第１ｋＶ値と前記第２ｋＶ値との間の差分は、約５ｋＶ／ｍｓｅｃ乃至約１００ｋＶ／ｍｓｅｃの範囲内の大きさのオーダーで速く変化する、システム。
8. 請求項１に記載のシステムであって、前記Ｘ線源はＸ線管及び発生器を有し、前記Ｘ線源は、次の特性、即ち：
   ミリ秒の時間スケール又はミリ秒以下の時間スケールにおいて、Ｘ線間の管電圧が可変であること；及び
   Ｘ線管の管電流が、異なるｋＶ値において所望のＸ線線量を供給するようにオン／オフの切り換え可能であること；
   の少なくとも一を有する、システム。
9. 請求項８に記載のシステムであって、前記第１副画像は、前記第１副画像を生成するように、前記第１ｋＶ値において約数ミリ秒で生成され、前記第２副画像は、前記第１ｋＶ値より大きい約１０ｋＶ乃至約５０ｋＶの所定の第２ｋＶ値に前記管電流を増加させることにより生成される、システム。
10. 請求項９に記載のシステムであって、前記Ｘ線管が前記第２ｋＶ値にある瞬間、前記検出器は、読み出される前記第１画像に並列して前記第２副画像を取得する状態にある、システム。
11. 請求項１０に記載のシステムであって、前記第１副画像と前記第２副画像との間の遅延は約１ミリ秒以下である、システム。
12. 請求項１０に記載のシステムであって、前記第１副画像の読み出し及び前記第２副画像の積分の両方が終了した後、前記第２副画像に対応する前記積分された第２信号は、前記検出器の各々の画素からサンプル及びホールドノードに転送され、前記第２副画像が読み出される、システム。
13. 請求項１２に記載のシステムであって、前記第１副画像の読み出しの終了のために必要な時間は、前記検出器のビニングモードに依存する、システム。
14. 請求項１に記載のシステムであって、前記Ｘ線制御器は第１副画像及び第２副画像を減算し及び除算して、コントラスト媒体を用いることなく又は少ないコントラスト媒体を用いて、組織に改善されたコントラストを与える、システム。
15. 動的デュアルエネルギーＸ線撮影の方法であって：
    選択されたフレームレートで画像を得る段階であって、各々の画像は第１副画像及び第２副画像を有する、段階；
    前記Ｘ線管の第１ｋＶ値において数ミリ秒で前記第１副画像に対応する第１信号を積分する段階；
    平面型ＣＭＯＳ検出器の各々の画素についてサンプル及びホールドノードに前記第１副画像に対応する前記積分された第１信号を転送する段階；
    前記第１ｋＶ値より大きい所定の第２ｋＶ値にＸ線管電圧を増加させる段階；
    約１ミリ秒より小さく前記検出器をリセットする段階；並びに
    前記第２ｋＶ値が得られている間に、前記第２副画像に対応する第２信号を積分する前記平面型ＣＭＯＳ検出器と同時に、前記第１画像を読み出す段階；
    を有する方法。
16. 請求項１５に記載の方法であって、前記第１副画像及び前記第２副画像は、コントラスト媒体を用いることなく又は少ないコントラスト媒体を用いて、組織において改善されたコントラストを与えるように減算される及び分割される、方法。
17. 請求項１５に記載の方法であって、前記第２副画像が前記第１ｋＶ値より大きい前記第２ｋＶ値において生成されるとき、前記第２ｋＶ値における前記管電流の少なくとも１つは前記第１ｋＶ値における管電流より小さく、前記第２ｋＶ値における前記管電流の持続時間は短縮され、前記大きい第２ｋＶ値における線量を減少させる、方法。
18. 請求項１５に記載の方法であって、前記第１副画像と前記第２副画像との間の遅延は約１ミリ秒以下である、方法。
19. 請求項１５に記載の方法であって、前記第１副画像と前記第２副画像を得るために必要な全時間は約１０ミリ秒以下である、方法。
20. 請求項１５に記載の方法であって、前記第１副画像及び前記第２副画像は人間の心臓の画像である、方法。
21. 請求項２０に記載の方法であって、前記第１副画像及び前記第２副画像は前記心臓の動脈における脆弱なプラークを明らかにする、方法。
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    
    

Images