(57)【要約】【課題】スペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の計数損失校正を可能とする。【解決手段】実施形態のコンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線源を有するＣＴ（Computed  Tomography）スキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを含む。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源を有するＣＴ（Computed  Tomography）スキャナと、
前記Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、
前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、
所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび前記決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における前記決定された光子数を調整するよう構成された処理装置と、
を含むコンピュータ断層撮影装置。
【請求項２】
前記決定された光子数を調整する際において、前記処理装置は、
特定のエネルギー弁別検出器の特定のエネルギーウインドウに対して、現在の光子数を、前記決定された光子数のうち前記特定のエネルギー弁別検出器の前記特定のエネルギーウインドウに対応する光子数と等しい値に定め、
前記現在の光子数に基づいて、基底物質分解を達成し、
前記所定の光子計数損失ルックアップテーブルと前記達成された基底物質分解、前記特定のエネルギーウインドウ、および複数のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定し、
前記現在の光子数を前記真の光子数と等しい値に変更するよう構成された、
請求項１に記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項３】
前記処理装置は、
前記真の光子数と前記現在の光子数の差を計算し、
前記計算された差の絶対値が所定の閾値より大きい場合、前記基底物質分解の達成、前記真の光子数の決定、前記差の計算、および前記現在の光子数の変更を繰り返すようさらに構成された、
請求項２に記載のコンピュータ断層撮影装置。
【請求項４】
コンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）装置内の複数のエネルギー弁別検出器において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する光子数決定プログラムであって、
前記ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するステップと、
前記複数のエネルギー弁別検出器において入射Ｘ線光子を捕捉するステップと、
前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の前記光子数を検出するステップと、
前記所定の基底物質、前記所定の厚さ、および前記所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するステップと、
前記決定された真の光子数および前記検出された光子数を、前記所定の基底物質および前記所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、前記所定のスキャンパラメータと関連させて、前記光子計数損失ルックアップテーブルに格納するステップと、を含む光子数決定プログラム。
【請求項５】
コンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）装置内において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する光子数決定装置であって、
前記ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するように構成されたＸ線源と、
入射Ｘ線光子を捕捉し、前記捕捉された入射Ｘ線光子の、複数のエネルギーウインドウ内の前記光子数を検出するように構成された複数のエネルギー弁別検出器と、
前記所定の基底物質、前記所定の厚さ、および前記所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するように構成された処理装置と、
前記決定された真の光子数および前記検出された光子数を、前記所定の基底物質および前記所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、前記所定のスキャンパラメータと関連させて、前記光子計数損失ルックアップテーブルに格納するように構成された記憶装置と、を含む光子数決定装置。
【請求項６】
コンピュータ断層撮影（Computed  Tomography：ＣＴ）スキャナにおける光子計数損失の校正を行うコンピュータ断層撮影装置の校正プログラムであって、
複数のエネルギー弁別検出器を介して入射Ｘ線光子を捕捉するステップと、
前記捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定するステップと、
所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび前記決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における前記決定された光子数を調整する調整ステップと、を含むコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
【請求項７】
前記調整ステップは、
特定のエネルギー弁別検出器の特定のエネルギーウインドウに対して、現在の光子数を、前記決定された光子数のうち前記特定のエネルギー弁別検出器の前記特定のエネルギーウインドウに対応する光子数と等しい値に定めるステップと、
前記現在の光子数に基づいて、基底物質分解を達成する達成ステップと、
前記所定の光子計数損失ルックアップテーブルと前記達成された基底物質分解、前記特定のエネルギーウインドウ、および複数のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定する決定ステップと、
前記現在の光子数を前記真の光子数と等しい値に変更する変更ステップと、を含む、請求項６に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
【請求項８】
前記調整ステップは、
前記真の光子数と前記現在の光子数の差を計算する計算ステップと、
前記計算された差の絶対値が所定の閾値より大きい場合、前記達成ステップ、前記決定ステップ、前記計算ステップ、および前記変更ステップを繰り返すステップと、を含む、請求項７に記載のコンピュータ断層撮影装置の校正プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、コンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線断層イメージングを最も簡単に表現すると、被検体を横切るＸ線ビームと、一光線当りの総合減衰量に関する検出器ということになる。減衰量は、同一の光線を、被検体がある場合とない場合で比較することによって導出される。画像を適切に作成するためには、この概念的定義からさらにいくつかのステップを経る必要がある。例えば、Ｘ線発生装置の有限サイズ、発生装置からの極低エネルギーＸ線を遮断するフィルタの性質および形状、検出器の幾何学的形状および特性の詳細、収集システムの容量などは、すべて、再構成の仕方に影響を与える要素である。
【０００３】
考えられる多くの幾何学的形態の一つとして、図１に示す図の上部のＸ線源は、扇形状の、被検体を横切るＸ線ビームを放射している。取り得る値は広範囲におよぶが、代表的な値として、距離“Ｃ”は約１００ｃｍ、“Ｂ”は約６０ｃｍ、“Ａ”は約４０ｃｍである。断層撮影法の原理では、被検体の各点を横切る光線の集合は、少なくとも１８０度の範囲をカバーする必要がある。よって、Ｘ線発生装置と検出器の全アッセンブリーは患者の周りを回転することになる。１８０度に扇形の中心角を加えた角度のスキャンを行ったときに断層撮影条件が満足されることが、数学的考察によって示されている。
【０００４】
従来のＸ線検出器においては、放射線センサー内に発生する全電流が積分され、個々の光子検出事象からの振幅情報は無視される。各事象による信号の振幅は検出された光子のエネルギーに比例するため、この収集からは個々の光子のエネルギーに関する情報は提供されず、したがって、被検体内部の減衰係数のエネルギー依存性を把握することはできない。
【０００５】
一方、単光子計数および個々のパルスの波高分析が可能な半導体Ｘ線検出器を使用してもよい。このＸ線検出器は、室温動作性と良好なエネルギー分解能を備えた高速半導体放射線センサー材料と、マルチピクセル並列読み出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（Application-Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）を併用することによって実現される。
【０００６】
そのような光子計数検出器の大きな利点として、パルス波高分析から読み出された値と組み合わせた場合、被検体内部の減衰係数に関するスペクトル情報を得ることができるということがある。従来のＣＴ（Computed  Tomography）は一つの平均エネルギーのみにおける減衰を測定するが、実際には、減衰係数は光子エネルギーに強く依存する。それに対して、パルス波高分析によれば、システムは、入射Ｘ線光子を、その検出されたエネルギーに基づき、複数のエネルギービンに分類することができる。このスペクトル情報によって、材料識別およびターゲットコントラストを効果的に向上させることができるが、それらのすべてと引き換えに患者の被爆を低減することもできる。
【０００７】
そのような光子計数検出器を医療用ＣＴに適用するには、ほとんどのＣＴ業務において、非常に高レベルのＸ線束を必要とする。定型的なＣＴスキャンにおいては、１個の検出器に対して毎秒１０８個またはそれを超える光子が当たることがある。それによって、例えば、臨床ＣＴスキャンの場合のような、高いＸ線照射率の下では、光子計数検出器は計数損失をこうむる。光子の計数損失は、例えば、検出器のポラリゼーションやパルスパイルアップによって生じる可能性がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２０１２−１８７１４３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明が解決しようとする課題は、スペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の計数損失校正を可能とするコンピュータ断層撮影装置、光子数決定プログラム、光子数決定装置及び校正プログラムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
実施形態のコンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線源を有するＣＴ（Computed  Tomography）スキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを含む。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】図１は、扇形状の、被検体を横切るＸ線ビームを放射するＸ線源を示す。
【図２】図２は、５個のエネルギーウインドウにおける光子計数検出器の応答例を示す。
【図３】図３は、複数のエネルギーウインドウを持つ光子計数検出器の計数応答の入射値対検出値対比の一例を示す。
【図４】図４は、計数率検出器に対するウインドウ毎のルックアップテーブルを決定する本開示の方法のフローチャートを示す。
【図５】図５は、患者スキャン時の光子の計数損失を補償する本開示の方法のフローチャートを示す。
【図６】図６は、機構的に単純化されたＣＴ装置の図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本開示の実施形態のより完全な理解およびそれに付随する利点の多くは、添付図面と合わせて、以下の詳細な説明を参照することにより、よりよく理解されるにしたがって容易に得られることになる。
【００１３】
一実施形態においては、複数のエネルギー弁別検出器を介して入射Ｘ線光子を捕捉し、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整することを含む、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナにおける光子計数損失の校正を行う校正方法を提供する。
【００１４】
一実施形態においては、Ｘ線源を有するＣＴスキャナと、Ｘ線源から放射される入射Ｘ線光子を捕捉する複数のエネルギー弁別検出器を有する検出器と、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するよう構成された処理装置とを備えるコンピュータ断層撮影装置を提供する。
【００１５】
一実施形態においては、コンピュータ断層撮影装置内の複数のエネルギー弁別検出器において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する方法を提供する。光子計数損失ルックアップテーブルを決定する決定方法は、（１）ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射し、（２）複数のエネルギー弁別検出器において入射Ｘ線光子を捕捉し、（３）捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を検出し、（４）所定の基底物質、所定の厚さ、所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定し、（５）決定された真の光子数および検出された光子数を、所定の基底物質および所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、所定のスキャンパラメータと関連させて、光子計数損失ルックアップテーブルに格納することを含む。
【００１６】
別の実施形態においては、コンピュータ断層撮影装置内において検出された光子数を校正するための光子計数損失ルックアップテーブルを決定する決定装置を提供する。光子計数損失ルックアップテーブルを決定する装置は、（１）ＣＴ装置内に配置され、所定の基底物質を含み、所定の厚さを有するファントムに対して、所定のスキャンパラメータの下で、Ｘ線源からＸ線光子を放射するように構成されたＸ線源と、（２）入射Ｘ線光子を捕捉し、捕捉された入射Ｘ線光子の、複数のエネルギーウインドウ内の光子数を検出するように構成された複数のエネルギー弁別検出器と、（３）所定の基底物質、所定の厚さ、所定のスキャンパラメータに基づいて、真の光子数を決定するように構成された処理装置と、（４）決定された真の光子数および検出された光子数を、所定の基底物質および所定の厚さを表すパラメータと関連させ、また、所定のスキャンパラメータと関連させて、光子計数損失ルックアップテーブルに格納するように構成された記憶装置とを備える。
【００１７】
図面を参照すると、図２は、５個の予め定義された非オーバーラップエネルギーウインドウにおける光子計数検出器の応答例を示す。例えば、臨床ＣＴスキャンの場合のような、高いＸ線照射率の下では、光子計数検出器は計数損失をこうむる。光子の計数損失は、例えば、検出器のポラリゼーションやパルスパイルアップによって生じる可能性がある。したがって、全入射光子が精密に計数されるのではなく、ポラリゼーションとパルスパイルアップが両方とも入射計数率とスペクトルに依存するため、実際の検出数は入射計数率とＸ線スペクトルの関数となる。光子の検出数を未校正のままにした場合、校正スキャンと患者スキャンのデータ不一致が発生し、画質の劣化や診断性能の低下につながる可能性がある。
【００１８】
一実施形態によれば、計数損失の校正方法が提供される。そのような方法を、既存のＣＴスキャナで利用できる他の校正手順に加えて使用してもよい。光子計数検出器の応答の真値対検出値の対比は計数率とスペクトルに依存する。Ｘ線スペクトルは、プロトコル（ｋＶｐ）、フィルタリング法、および患者減衰によって決まる。患者減衰をパラメトリックに記述するために、基底物質分解の結果を使用してもよい。計数率はスペクトルおよび技法（ｍＡ）によって決まる。一実施形態によれば、計数損失校正のために、特別に設計された校正ファントム（例えば、厚さの異なる基底物質から成るウェッジ）を、異なるプロトコル（ｋＶｐ）、技法（ｍＡ）、フィルタリング法（例えば、ＣＴスキャナに内蔵されたボウタイフィルタ）の下で、スキャンする。そこで、計数値の真値対検出値の関係を校正して格納し、それを患者スキャンに使用して、校正結果に基づき、係数損失を繰り返し補正する。例えば、基底物質は、Ｘ線の減衰についての性質が異なる種々の物質であり、水、カルシウム、ヨウ素などがある。例えば、基底物質分解では、これらの水、カルシウム、ヨウ素などの種々の基底物質の厚さ／密度の分析を、複数のエネルギーにおけるＸ線測定を使用して行う。
【００１９】
図３は、光子計数検出器の計数応答の入射値対検出値対比の一例を示す。図３に示すように、入射数と検出数の間には非線形関係があり、入射数と検出数の関係はウインドウ毎に異なっている。
【００２０】
図４は、様々なスペクトル（｛Ｌ１，Ｌ２｝、ｋＶｐ、およびフィルタリング法によって記述される）およびｍＡの組合せに対する計数率検出器に関するウインドウ毎のルックアップテーブルを決定する本開示の方法のフローチャートを示す。
【００２１】
ステップＳ６０１において、校正スキャンパラメータ、すなわち、ファントムの基底物質と基底物質厚さ（｛Ｌ１，Ｌ２｝）、プロトコル（ｋＶｐ）、技法（ｍＡ）、およびフィルタリング法（例えば、ボウタイ）が選択される。この情報に基づいて、｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝値が算出される。これらのスキャンパラメータに基づいて｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝を正確に計算する方法が最近開発されている。様々な供給業者がこのために確立した実証済みのソフトウェアを提供しているが、それらのソフトウェアは所有権の対象であることが多い。
【００２２】
ステップＳ６０３において、校正スキャンが実行され、各エネルギーウインドウ内の検出された光子数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝が測定される。
【００２３】
ステップＳ６０５において、検出数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝および真の数｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝が、校正スキャンパラメータと関連付けて、校正ルックアップテーブルに記録される。
【００２４】
ステップＳ６０７において、さらに校正スキャンがあるか否か確認され、さらに校正スキャンがある場合、処理はステップＳ６０１に移行する。それ以外の場合、処理はステップＳ６０９で終了する。
【００２５】
図５は、患者スキャン時の光子の計数損失を補償する本開示の方法のフローチャートを示す。患者スキャン時、検出数と校正ルックアップテーブルに基づいて、計数損失が繰り返し補償される。システム内の各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウに対して、これが実行される。図５の方法は各検出器に対して独立に実行される。
【００２６】
図５において、ステップＳ７０１、Ｓ７０５、Ｓ７０７、およびＳ７１１は、それぞれのエネルギーウインドウに対して実行されてから、次ステップに移行する。
【００２７】
ステップＳ７０１において、各エネルギーウインドウｋに対して、反復パラメータ｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝が、検出数｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝と等しい値に初期化される。
【００２８】
ステップＳ７０３において、全エネルギーウインドウからの｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝に基づいて、基底物質分解が実行され、｛Ｌ１，Ｌ２｝が求められる。一実施形態においては、複数のエネルギーにおけるＸ線測定を使用して、基底物質分解によって基底物質の厚さ／密度が算出され、基底物質の厚さ／密度が被検体のＸ線減衰特性とそのエネルギー依存性を定量的に説明する。そのような分解は複数エネルギーでのみ実現可能であり、したがって、スペクトルＣＴイメージングにおいて唯一用いられる。｛Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｝（エネルギーウインドウ番号ｋ  ＝  １，…）が与えられると、｛Ｌ１，Ｌ２｝を数学的に計算することができる。厳密な解釈は、多くの場合、供給業者特有で、供給業者に所有されており、基底物質の種類および被検体に入射するＸ線スペクトルの正確な知識を必要とする。
【００２９】
ステップＳ７０５において、｛Ｉｄｅｔｅｃｔｅｄ，ｋ｝と、｛Ｌ１，Ｌ２｝と、例えばプロトコル、フィルタリング法、技法等のスキャンパラメータとが与えられると、校正ルックアップテーブルを使用して、各エネルギーウインドウｋに対する｛Ｉｔｒｕｅ，ｋ｝が求められる。
【００３０】
ステップＳ７０７において、所定数の繰り返しが実行されたか否かをチェックし、以下の条件が満たされているか否かをチェックすることによって、反復が収束したか否かが確認される。
Σｋ｜Ｉｔｒｕｅ，ｋ−Ｉｃｕｒｒｅｎｔ，ｋ｜＜ε
ただし、εは、用途およびターゲットによって規定される最終的な画質によって決まる許容差パラメータである。例えば、低コントラストのターゲットを撮像する場合、許容誤差は小さい。反復が収束した場合、すなわち、所定数の繰り返しが実行されたか、または、上記条件が満たされた場合、処理はステップＳ７０９で終了する。それ以外の場合、処理はステップＳ７１１に進む。
【００３１】
ステップＳ７１１において、反復パラメータＩｃｕｒｒｅｎｔがＩｔｒｕｅと等しい値に設定され、処理は次回繰り返しのためにステップＳ７０３に移行する。
【００３２】
図５の処理完了後、Ｉｔｒｕｅを用いて、データ前処理と画像再構成を実行してもよい。
【００３３】
エネルギーウインドウの設定が変更された場合（例えば、用途やスキャン条件が変化した際に必要となる、一部または全部のエネルギーウインドウの位置と幅の変更が発生した場合）、図５の処理は繰り返される。
【００３４】
本開示の実施形態によって、検出器の、計数率とスペクトルに依存する計数損失が補償される。
【００３５】
本開示の実施形態によって、入射計数率やスペクトルに依存しない正確なスペクトル測定値が得られる。
【００３６】
図６は、本明細書に記載の光子計数検出器を備えることができるＣＴ装置の基本構造を示す。図６のＣＴ装置は、Ｘ線管１、フィルタおよびコリメータ２、および検出器３を有している。また、ＣＴ装置は、架台の回転の制御、Ｘ線源の制御、および患者ベッドの制御を行う架台モータおよび制御装置４等の付加的な機械的および電気的部品を備えることになる。ＣＴ装置は、さらに、データ収集システム（Data  Acquisition  System：ＤＡＳ）５と、ＤＡＳ５が取得したプロジェクションデータに基づいてＣＴ画像を生成する処理装置６を有している。一実施形態においては、処理装置６は、どの検出器要素がコリメートされ（例えば、トンネル）どれがコリメートされていないかを示す、検出器の“マップ”を利用する。処理装置６とＤＡＳ５は記憶装置７を使用し、記憶装置７は、例えば、検出器が取得したデータ、検出器のマップ、および再構成された画像を格納するように構成されている。検出器３は、室温動作性と良好なエネルギー分解能を備えた高速半導体放射線センサー材料と、マルチピクセル並列読み出しおよび高速計数に適した特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を併用することによって実現される。また、検出器３は、シンチレータと光検出器とを有する検出器モジュールを配置することで形成されてもよい。ここで、シンチレータは、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium  Yttrium  Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium  Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium  Gadolinium  Oxyorthosilicate）などである。また、光検出器は、例えば、ＡＰＤ（Avalanche  Photodiode）素子やＳｉＰＭ（Silicon  Photomultiplier）などの半導体検出器や、光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier  Tube））である。
【００３７】
一実施形態においては、処理装置６は、捕捉された入射Ｘ線光子の、各エネルギー弁別検出器における複数のエネルギーウインドウ内の光子数を決定し、そして、所定の光子計数損失ルックアップテーブルおよび決定された光子数に基づいて、各エネルギー弁別検出器のそれぞれのエネルギーウインドウ内における決定された光子数を調整するようにプログラムされている。
【００３８】
当業者には分かるように、処理装置６は、離散論理ゲート、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ）や、その他の結合プログラム可能論理回路（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）として実装され得るＣＰＵを含んでもよい。ＦＰＧＡやＣＰＬＤの実装では、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ、その他のハードウェア記述言語でコード化されてもよく、また、コードは直接ＦＰＧＡやＣＰＬＤ内の電子メモリ、または、独立した電子メモリとしての電子メモリに記憶されてもよい。さらに、メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリ等の不揮発性メモリであってもよい。また、メモリは、スタティックまたはダイナミックＲＡＭなどの揮発性のものでもよく、マイクロコントローラやマイクロプロセッサ等の処理装置６を設けて、電子メモリだけでなくＦＰＧＡやＣＰＬＤとメモリとの相互作用を管理してもよい。
【００３９】
あるいは、処理装置６内のＣＰＵは、本明細書に記載の各機能を実行する一連のコンピュータ読取可能な命令を含み、いずれかの上記非一時的電子メモリや、ハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ、その他の公知の記憶媒体に格納されているコンピュータプログラムを実行してもよい。さらに、そのコンピュータ読取可能な命令は、米国インテル社によるＸｅｎｏｎ（登録商標）プロセッサや米国ＡＭＤ社によるＯｐｔｅｒｏｎ（登録商標）プロセッサ等の処理装置６や、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ  ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ（登録商標）、ＭＡＣ−ＯＳ（登録商標）や当業者に公知の他のオペレーティングシステム等のオペレーティングシステムと、連動して動作する、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、オペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせとして提供されてもよい。
【００４０】
ＤＡＳ５によって処理された信号は処理装置６に送られ、処理装置６はＣＴ画像を生成するように構成されている。画像は記憶装置７への格納またはディスプレイへの表示、もしくは、その両方に供される。当業者には分かるように、記憶装置７は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、あるいは、その他の当業者に公知の電子記憶装置のいずれであってもよい。ディスプレイはＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ、あるいは、その他の当業者に公知のいずれのディスプレイとして実装してもよい。このように、本明細書に記載の記憶装置７およびディスプレイの説明は単に例として述べたものに過ぎず、本実施形態の進歩の範囲を制限するものではない。
【００４１】
本開示の実施形態においては、検出器の検出効率の角度依存性が、現行のＣＴデータ収集モデルの中に効果的に組み込まれている。
【００４２】
本開示の実施形態においては、検出器の応答性の角度依存性、および計数率依存性とエネルギー分解能の鈍化から生じる可能性のある残留効果に起因する、データの非一貫性が補償される。
【００４３】
当業者には自明であるが、上記に開示の光子計数損失校正方法は、ＣＴスキャナの、シングルスライススキャナおよびマルチスライススキャナを含む、あらゆる幾何学的形態に適用可能である。さらに、本開示の方法は、平行ビーム、扇形ビーム、円錐形ビームを含む、あらゆるＣＴビームタイプに対して使用することができる。
【００４４】
ある特定の実施形態を説明してきたが、これらの実施形態は、単なる事例として提示したものであって、本発明の範囲を限定するものではない。実際、本明細書で説明した新規の方法およびシステムは、様々な別の態様で具体化されてもよい。さらには、本発明の趣旨を逸脱することなく、本明細書で説明した方法およびシステムにおいて様々な省略、置換、および変更がなされてもよい。添付の特許請求の範囲およびそれらの均等物は、本発明の範囲と趣旨に収まると考えられる態様または変更を有効範囲に含むためのものである。
【００４５】
以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、スペクトルＣＴイメージングにおける光子計数検出器の計数損失校正を行うことができる。
【００４６】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００４７】
１  Ｘ線管
２  コリメータ
３  検出器
４  制御装置
５  ＤＡＳ
６  処理装置
７  記憶装置
【図１】
2014158714.tif 000003
【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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