(57)【要約】【課題】分極化による誤検出を抑制することができるＸ線ＣＴ装置を提供すること。【解決手段】実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、回転式のＸ線線源と、複数の固定式の光子計数型検出器と、ボウタイフィルターと、プロセッサーとを備える。Ｘ線線源は、所定の電圧及び電流でＸ線を照射する。光子計数型検出器は、Ｘ線線源から照射されて入射したＸ線の光子を捕捉する。ボウタイフィルターは、位置を変更可能なエッジフィルターを有し、光子計数型検出器に入射するＸ線の線量を、Ｘ線ファンビーム前縁において抑制する。プロセッサーは、被検体のスキャノグラムと、前記Ｘ線線源にＸ線を照射させる電圧及び電流とに基づいて、前記ボウタイフィルターに対する前記エッジフィルターの位置を決定する。【選択図】図２Ａ
2015003026.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の電圧及び電流でＸ線を照射する回転式のＸ線線源と、
前記Ｘ線線源から照射されて入射したＸ線の光子を捕捉する、複数の固定式の光子計数型検出器と、
位置を変更可能なエッジフィルターを有し、前記光子計数型検出器に入射するＸ線の線量を、Ｘ線ファンビーム前縁において抑制するボウタイフィルターと、
被検体のスキャノグラムと、前記Ｘ線線源にＸ線を照射させる電圧及び電流とに基づいて、前記ボウタイフィルターに対する前記エッジフィルターの位置を決定するプロセッサーと
を備えた、Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記プロセッサーは、更に、前記エッジフィルターの前記位置を決定する際に、前記光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回るように、前記光子計数型検出器ごとに算出される線量強度を抑制するための前記エッジフィルターの最低必要減衰長を算出する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記プロセッサーは、更に、前記光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回らない場合に、前記所定の電圧及び電流を減少させる、請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記プロセッサーは、更に、前記エッジフィルターの前記位置で前記被検体をスキャンして取得したデータを、所定の基準スキャンを用いて正規化する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
所定の基準スキャンのデータを記憶する記憶部を更に備え、
前記プロセッサーは、更に、前記記憶部に記憶された所定の基準スキャンのデータを用いて、前記エッジフィルターの前記位置で前記被検体をスキャンして取得したデータを正規化する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記プロセッサーは、前記Ｘ線線源の複数の回転位置に対して静止された前記エッジフィルターの位置を決定する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記プロセッサーは、前記Ｘ線線源の複数の回転位置のそれぞれに対して、前記エッジフィルターの位置を決定する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記プロセッサーは、更に、各光子計数型検出器に入射するＸ線ファンビーム前縁の光線角度を算出する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記エッジフィルターの形状は、直角三角形フィルター、円錐形フィルター、及び円形フィルターのうちいずれか一つである、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記プロセッサーから命令を受け付けて電気機械式デバイスに命令し、前記エッジフィルターを前記ボウタイフィルターの一辺に沿う前記位置に移動させるボウタイコントローラーを更に備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記ボウタイフィルターの一辺に沿う前記エッジフィルターの実際の位置を検出し、前記実際の位置を前記プロセッサーに送信するセンサーを更に備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】
前記エッジフィルターの位置と前記エッジフィルターの対応する減衰量との関係を記述した、キャリブレーションテーブルを保存するメモリーを更に備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】
前記電気機械式デバイスは、ステッピングモーターである、請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】
前記Ｘ線線源は、ファン形状又はコーン形状のＸ線ビームを放射する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computer  Tomography）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線造影のもっとも単純な撮影方法では、被検体を透過するＸ線ビームと、ビーム毎に全体的な減衰量を関連付ける検出器を利用する。減衰量を求めるには、同じ量のＸ線を被検体に照射した場合と、照射しない場合とを比較すればよい。この概念的な定義は、適切に画像を構成するために、複数の工程を必要とする。例えば、有限の大きさのＸ線発生器、Ｘ線発生器から生じた微弱なＸ線を遮蔽するフィルターの特性と形状、検出器の寸法と特性の詳細、そして、捕捉システムの容量は、いずれも実際の画像再構成がどのように行われるかに影響を与える要素である。
【０００３】
一般的なＣＴシステムは、Ｘ線線源と複数の固定式の光子計数型検出器（Photon-Counting  Detector：ＰＣＤ）を備えている。ＰＣＤは、分光データを取得することができる。取得された分光データは、撮影された被検体の基礎物質の線積分へと分解される。当該線積分から、被検体の基本画像を再構成することができるので、撮影された被検体の物質に関する情報が得られる。しかしながら、ＰＣＤは被検体のスキャンの過程で高い線量を浴びて、正常に機能しないことがある。したがって、撮影された被検体に関する信頼性の高い分光情報を得るために、分光ＣＴ装置において高い線量が引き起こす問題を解決する必要があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２０１４−００４３７３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明が解決しようとする課題は、分極化による誤検出を抑制することができるＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、回転式のＸ線線源と、複数の固定式の光子計数型検出器と、ボウタイフィルターと、プロセッサーとを備える。Ｘ線線源は、所定の電圧及び電流でＸ線を照射する。光子計数型検出器は、Ｘ線線源から照射されて入射したＸ線の光子を捕捉する。ボウタイフィルターは、位置を変更可能なエッジフィルターを有し、光子計数型検出器に入射するＸ線の線量を、Ｘ線ファンビーム前縁において抑制する。プロセッサーは、被検体のスキャノグラムと、前記Ｘ線線源にＸ線を照射させる電圧及び電流とに基づいて、前記ボウタイフィルターに対する前記エッジフィルターの位置を決定する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１Ａ】図１Ａは、ボウタイフィルターを備えたＸ線ＣＴ装置の構成例を説明するための図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは、図１ＡのＸ線ＣＴ装置の検出器に照射されるＸ線線量を表す図である。
【図２Ａ】図２Ａは、エッジフィルターを備えたＸ線ＣＴ装置の構成例を説明するための図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、図２ＡのＸ線ＣＴ装置の検出器に照射されるＸ線線量を表す図である。
【図３】図３は、静的なエッジフィルターを用いてＸ線線量を抑制するための工程を説明するフローチャートである。
【図４】図４は、静的なエッジフィルターの静止位置を決定するための工程を説明するフローチャートである。
【図５】図５は、静的なエッジフィルターの静止位置を決定するために必要な減衰長を説明する場合の一例を表す図である。
【図６】図６は、動的なエッジフィルターを用いてＸ線線量を抑制するための工程を説明するフローチャートである。
【図７】図７は、動的なエッジフィルターの可動位置を決定するための工程を説明するフローチャートである。
【図８】図８は、動的なエッジフィルターを可動位置を決定するために必要な減衰長を説明する場合の一例を表す図である。
【図９】図９は、非対称ボウタイフィルターの位置を決定する処理の一例を表す図である。
【図１０】図１０は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における非対称ボウタイフィルターの静的制御の一例を表す図である。
【図１１】図１１は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における非対称ボウタイフィルターの動的制御の一例を表す図である。
【図１２】図１２は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における円形エッジフィルターを制御する他の例を表す図である。
【図１３】図１３は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における円錐形エッジフィルターを制御する他の例を表す図である。
【図１４】図１４は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を制御するために用いられ、実施形態が実装されるコンピューターシステムを説明する図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
後述する発明の詳細な説明を参照するにあたり、以下の図面を関連付けて参照することにより、開示された実施形態のより完全な理解と、それに付随する利点の多くが容易に得られるであろう。
【０００９】
本開示の他の実施形態が提供するＸ線コンピューター断層（Computer  Tomography：ＣＴ）スキャナーにおける高Ｘ線線量の抑制方法は、被検体のスキャノグラムを取得し、取得したスキャノグラムに基づいてＸ線ＣＴ装置のＸ線線源の電圧及び電流を算出し、算出したＸ線線源の電圧及び電流に基づいてＸ線ＣＴ装置の複数の光子計数型検出器の各々における線量強度を求め、求めた線量強度に基づいてボウタイフィルターに対するエッジフィルターの位置を決定し、決定したエッジフィルターの位置に基づいてスキャン対象の被検体をスキャンし、被検体のスキャンを基準スキャンで正規化する。
【００１０】
本開示の更に他の実施形態が提供するボウタイフィルターに対して隣接し移動可能に構成されたエッジフィルターの、ボウタイフィルターに対する位置の算出方法は、光子計数型検出器が耐えうる線量強度の最大値を定義し、スキャノグラムと、算出されたＸ線線源の電圧及び電流とに基づいて、被検体を観察する複数のビューの各々について光子計数型検出器における線量強度と、Ｘ線ファンビーム前縁の角度とを求め、求めた実際の線量強度に基づいてエッジフィルターの減衰長を算出し、算出した減衰長に基づいてボウタイフィルターに対するエッジフィルターの位置を算出する。
【００１１】
本開示の更に他の実施形態が提供するプログラムが記録されたコンピューター読み取り可能な非一時的記録媒体は、プログラムがコンピューターによって実行された場合に、コンピューターは、Ｘ線コンピューター断層（ＣＴ）装置の高Ｘ線線量を抑制するために、被検体のスキャノグラムを取得し、取得したスキャノグラムに基づいてＸ線ＣＴ装置のＸ線線源の電圧及び電流を算出し、算出したＸ線線源の電圧及び電流に基づいて、Ｘ線ＣＴ装置の複数の光子計数型検出器における線量強度を求め、求めた線量強度に基づいて、ボウタイフィルターに対するエッジフィルターの望ましい位置を決定し、決定したエッジフィルターの位置に基づいてスキャン対象の被検体をスキャンし、被検体のスキャンを基準スキャンで正規化する。
【００１２】
図１Ａは、ボウタイフィルターを備えたＸ線ＣＴ装置の構成例を説明するための図である。Ｘ線ＣＴ装置１００は、撮影対象である被検体１１０の周囲を、ボウタイフィルター１０３とともに軌道１４０に沿って環状に回転するＸ線線源１０１を備える。固定式の検出器１０２が撮影された被検体の分光データを取得している間、Ｘ線線源１０１は、方向１０８が示す向きに回転する。検出器１０２は、ＣＺＴ検出器や、ＣｄＴｅ検出器のような半導体光子計数型検出器である。固定式の検出器１０２は、環状軌道１５０に沿って設置されている。図１Ａには、特定の位置にあるＸ線線源１０１から検出器１０２に入射するＸ線ファンビームの前縁１０７を例示する。Ｘ線線源１０１は、方向１０８の向きに更に回転するので、図１Ａには、別の位置にあるＸ線線源１０１から検出器１０２に入射するＸ線ファンビームの後縁１０５についても例示する。
【００１３】
Ｘ線ＣＴ装置１００において、検出器１０２が浴びるＸ線線量は、１０９カウント毎秒（counts  per  second：ｃｐｓ）に達する。そのような高いカウント数線量下では、ＣＺＴ検出器やＣｄＴｅ検出器は正しく機能できない場合がある。代案として、反復画像再構成法、最適スキャンプロトコル、低電子ノイズ技術などの低放射線量技術を採用することができる。しかしながら、そのような技術でも、カウント数は１０８ｃｐｓ程度に達する。ＣＺＴ半導体型検出器やＣｄＴｅ半導体型検出器のような現在の光子計数型検出器は、そのような高いカウント数に対応することができない。
【００１４】
ボウタイフィルター１０３は、検出器アレイ全体にわたってＸ線の強度を均一化するように構成されている。異なる大きさや形状を有する被検体１１０に適応する種々の形状のボウタイフィルター１０３を、Ｘ線ＣＴ装置１００に組み込むことは可能であるが、被検体１１０の多様性によって、この選択は非実用的となり、検出器１０２は高線量を浴びることになる。
【００１５】
図１Ｂは、図１ＡのＸ線ＣＴ装置の検出器に照射されるＸ線線量を表す図である。より具体的には、図１Ｂは、検出器１０２が浴びる線量の、検出器１０２のデューティサイクルに関するプロットを表している。検出器１０２が浴びる線量には、２つのピークがある。図１Ｂの符号１１は、Ｘ線ファンビームの前縁１０７において照射される線量を示し、符号１２はＸ線ファンビームの後縁１０５において照射される線量を示す。
【００１６】
前縁１０７において検出器１０２に照射される線量（図１Ｂの参照符号１１）は、前縁１０７が検出器１０２に衝突した瞬間に生じる（図１Ａ参照）。同様に、Ｘ線ファンビームの後縁１０５によって照射される線量（図１Ｂの参照符号１２）は、Ｘ線線源１０１が方向１０８の示す向きに回転し、後縁１０５が検出器１０２に衝突する瞬間に生じる。ボウタイフィルター１０３と被検体１１０とが整列していないと、検出器１０２はそのような高レベルの線量を浴びる。Ｘ線ファンビームの後縁１０５において高線量が照射された後、検出器１０２はオフデューティサイクルに入る。したがって、検出器１０２には、Ｘ線線源１０１がＸ線ＣＴ装置１００のガントリの周囲を一周して、注目した検出器１０２に到達するまでに相当する、高線量状態から復帰するのに十分な時間が与えられる。しかしながら、Ｘ線ファンビームの前縁１０７において高線量を浴びると、検出器１０２はオンデューティサイクルに入るので、高線量状態から復帰するのに十分な時間が与えられない可能性がある。高線量は、半導体型検出器を分極化して誤検出を引き起こす。
【００１７】
図２Ａは、エッジフィルターを備えたＸ線ＣＴ装置の構成例を説明するための図である。Ｘ線ＣＴ装置２００は、撮影対象である被検体２１０の周囲を、軌道２４０に沿って同調して回転するＸ線線源２０１とボウタイフィルター２０３とを備えている。撮影された被検体２１０の分光データは、軌道２５０上に設置されている固定式の検出器２０２で捕捉される。図１Ａと同様の方式で、Ｘ線線源２０１とボウタイフィルター２０３は方向２０８が示す向きに回転する。
【００１８】
ただし、Ｘ線ファンビームの前縁２０７において検出器２０２が高レベルの線量を浴びることを抑制するために、Ｘ線ＣＴ装置２００は、ボウタイフィルター２０３に設置されたエッジフィルター２０９を備えている。ボウタイフィルター２０３とエッジフィルター２０９との組み合わせは、非対称ボウタイフィルターとみなすことができる。そのようなエッジフィルターの形状により、Ｘ線ファンビームの前縁２０７に沿う線量を、光子計数型の検出器２０２で扱える程度に抑制することができる。図１Ａと同様に、図２Ａは、異なる位置にあるＸ線線源２０１から検出器２０２に入射する前縁２０７と後縁２０５を表している。
【００１９】
図２Ｂは、図２ＡのＸ線ＣＴ装置の検出器に照射されるＸ線線量を表す図である。図２Ｂは、検出器２０２が浴びる線量の、検出器２０２のデューティサイクルに関するプロットを表している。エッジフィルター２０９を組み込むことにより、図２Ｂの破線１１で示したように、検出器２０２が前縁２０７において浴びる線量は受容可能なレベルに抑制される。具体的には、エッジフィルター２０９により、前縁２０７の線量が１×１０７ｃｐｓから２×１０７ｃｐｓの範囲に抑制される。前縁２０７（図２Ｂの参照符号１１）において検出器２０２が浴びる線量は、前縁２０７が検出器２０２に衝突した瞬間に生じる（図２Ａ参照）。同様に、後縁２０５によって浴びる線量（図２Ｂの参照符号１２）は、Ｘ線源２０１が方向２０８の示す向きに回転し、後縁２０５が検出器２０２に衝突する瞬間に生じる。Ｘ線ＣＴ装置２００のエッジフィルター２０９の形状は、三角形である。しかしながら、これは例示に過ぎず、この実施形態を限定することを意図したものではない。Ｘ線ファンビームの前縁２０７における線量を抑制することができれば、どのような形状のフィルターでも使用することができる。更に、Ｘ線線源２０１は、Ｘ線ファンビーム又はＸ線コーンビームのどちらでも放射可能に構成することができる。
【００２０】
一実施形態によれば、ボウタイフィルター２０３上のエッジフィルター２０９の位置は、各捕捉ビュー（Ｘ線線源２０１の回転位置）に対して固定（静止）されたままである（静的なエッジフィルター）。一方、他の実施形態によれば、エッジフィルターの位置は、動的に変更することが可能である（動的なエッジフィルター）。特に、エッジフィルターの位置は、各捕捉ビューに対して定義することができる。
【００２１】
換言すると、Ｘ線ＣＴ装置は、所定の電圧及び電流でＸ線を照射する回転式のＸ線線源と、Ｘ線線源から照射されて入射したＸ線の光子を捕捉する、複数の固定式の光子計数型検出器と、位置を変更可能なエッジフィルターを有し、光子計数型検出器に入射するＸ線の線量を、Ｘ線ファンビームの前縁において抑制するボウタイフィルターと、被検体のスキャノグラムと、Ｘ線線源にＸ線を照射させる電圧及び電流とに基づいて、ボウタイフィルターに対するエッジフィルターの位置を決定するプロセッサーとを備える。ここで、静的なエッジフィルターを用いる場合、Ｘ線ＣＴ装置のプロセッサーは、Ｘ線線源の複数の回転位置に対して静止されたエッジフィルターの位置を決定する。また、動的なエッジフィルターを用いる場合、Ｘ線ＣＴ装置のプロセッサーは、Ｘ線線源の複数の回転位置のそれぞれに対して、エッジフィルターの位置を決定する。
【００２２】
Ｘ線ファンビーム前縁における線量抑制を目的とするエッジフィルターの静的位置又は動的位置を求めるには、まず、Ｘ線線源（Ｘ線管）の電圧及び電流を見積もる必要がある。
【００２３】
キロボルト（ｋＶ）で表される線源の電圧（Ｖλ）は、被曝効率（ｒ）を最大化することによって算出され、Ｖλ＝ａｒｇｍａｘ｛ｒ｝と表記することができる。ここで、λはＸ線ＣＴ装置のビューインデックスを表すものとする。被曝効率は、次のように定義される。
【００２４】
【数１】
2015003026.tif 000003
【００２５】
ここで、ＣＮＲは撮影した画像におけるコントラスト／ノイズ比を、ＱはＸ線の照射量を、それぞれ表す。注目画像領域（Region  of  Interest：ＲＯＩ）の信号を量子化するために、パラメーターＣＮＲがしばしば与えられる。信号は、ＲＯＩの中間画像強度として測定される。コントラストは、ＲＯＩ中の２つの領域における信号間の差として定義される。更に、スケーリング係数が任意でもよいため、コントラストはそれ自体では有用なパラメーターではないことが多い。そのため、コントラストは、ノイズ信号に正規化される。
【００２６】
式（１）の照射量Ｑは、次のように算出することができる。
【００２７】
【数２】
2015003026.tif 000004
【００２８】
ここで、λはビューインデックスを、ｊは検出器のインデックスを、それぞれ表す。パラメーターＥは光子のエネルギーを表し、Ｎ（Ｅ，Ｖλ，Ａλ）は、管電圧Ｖλ、管電流Ａλのときの、光子エネルギーＥにおけるＸ線線源の光子数を表す。パラメーターμ（Ｂ）（Ｅ）とＬｊ（Ｂ）は、線形減衰係数とボウタイフィルターの厚さをそれぞれ表す。Ｘ線線源と検出器とを結ぶことによって得られる直線ｌｊに沿って、線形減衰係数μ（Ｅ，ｘ＾）を積分することにより、線積分としてパラメーターｐｊ（Ｅ）が得られる。線積分は、次のように求めることができる。
【００２９】
【数３】
2015003026.tif 000005
【００３０】
更に、減衰マップは、次のように再構成することができる。
【００３１】
【数４】
2015003026.tif 000006
【００３２】
ここで、ｉは画像ボクセルのインデックスを表し、（Ｒｊ，λｊ）は再構成された行列を表している。画像ノイズは次のように推定できる。
【００３３】
【数５】
2015003026.tif 000007
【００３４】
ここで、σｊ２（Ｅ，λ）は、線積分ｐｊ（Ｅ，λ）の分散を表す。更に、電気的ノイズを無視することにより、データノイズは次のように概算できる。
【００３５】
【数６】
2015003026.tif 000008
【００３６】
更に、ＣＴ画像は、ホワイトガウシアンノイズが加わることによって劣化することがある。したがって、画像にノイズ除去処理を施して、これによりデジタル画像をうまく復元してもよい。ＣＴ検出器がＭ個のエネルギービンを備え、Ｍ枚の画像が再構成されると仮定すると、エネルギーＥにおける線形減衰係数と、ボクセルｉ（μ（Ｅ，ｘｉ＾））は、次のように表される。
【００３７】
【数７】
2015003026.tif 000009
【００３８】
ここで、μｎ（Ｅ）は光子確率、コンプトン確率、又は２つの基本物質の線形減衰係数などといった、既知の基底関数を表している。
【００３９】
画像からノイズを除去するために、すべてのエネルギービンに対して重み付け平均化処理が施される。
【００４０】
【数８】
2015003026.tif 000010
【００４１】
更に、マトリックスｍｎ＾ｎ’は、ΣＭＥ＝１ｗｎ’Ｅμｎ（Ｅ）の逆行列として定義することができるので、次の式が成り立つ。
【００４２】
【数９】
2015003026.tif 000011
【００４３】
したがって、式（７）及び式（８）から、下記の式（１０）及び式（１１）が導かれる。
【００４４】
【数１０】
2015003026.tif 000012
【００４５】
【数１１】
2015003026.tif 000013
【００４６】
すなわち、ノイズ除去画像は、次のように表すことができる。
【００４７】
【数１２】
2015003026.tif 000014
【００４８】
上記の数式を更に簡略化するために、次の数式を定義する。
【００４９】
【数１３】
2015003026.tif 000015
【００５０】
ノイズ除去画像の標準偏差は、式（１３）を用いて以下のように求めることができる。
【００５１】
【数１４】
2015003026.tif 000016
【００５２】
ここで、最適な重みは以下のように定義することができる。
【００５３】
【数１５】
2015003026.tif 000017
ただし、
【数１６】
2015003026.tif 000018
を条件とする。
【００５４】
コントラストと背景の減衰係数がそれぞれμＣ（Ｅ）とμＢ（Ｅ）である撮影タスクのために、コントラスト／ノイズ比は、以下のように表すことができる。
【００５５】
【数１７】
2015003026.tif 000019
【００５６】
ここで、ｉＢは、背景中の画像ボクセルを表す。式（６）を式（１７）に代入することにより、以下に示すようにコントラスト／ノイズ比を算出することができる。
【００５７】
【数１８】
2015003026.tif 000020
【００５８】
前述の式（１８）でコントラスト／ノイズ比を算出すると、式（１）の被曝効率は、単純に式（１８）を式（１）に代入することによって算出することができる。したがって、被曝効率は次のように表される。
【００５９】
【数１９】
2015003026.tif 000021
【００６０】
したがって、管電圧Ｖλは、式（１９）によって表される関数の最大値として算出される。更に、Ｘ線ＣＴ装置の１つのビューλと単色線源を考慮する。１つのビューの被曝効率ｒ（λ）は、次のように表される。
【００６１】
【数２０】
2015003026.tif 000022
【００６２】
平均線積分ｐ￣（Ｅ，λ）＝ΣJｊ＝１（１／Jｐｊ）Ｅ（Ｅ，λ）は、取得したビューから推定することができる。特定のビューインデックスにおける最適なエネルギーＥ（λ）は、次のように表すことができる。
【００６３】
【数２１】
2015003026.tif 000023
【００６４】
最適なエネルギーは、次のように管電圧Ｖλに関連付けられる。
【００６５】
【数２２】
2015003026.tif 000024
【００６６】
電圧変調により、Ｖλに応じて管電圧を設定することができる。電圧変調をしない場合、管電圧は単に次のように設定される。
【００６７】
【数２３】
2015003026.tif 000025
【００６８】
更に、取得した被検体の各ビュー（スキャノグラム）のノイズレベルが同じであると仮定すると、管電流とビューの被曝効率の積は一定、すなわち、Ａλｒ（λ）＝Ｃｏｎｓｔである。したがって、式（２０）で算出されるｒ（λ）の値を代入することにより、管電流Ａλを得ることができる。
【００６９】
【数２４】
2015003026.tif 000026
【００７０】
上記のように線源の電圧及び電流を決定すると、ボウタイフィルター上を移動したエッジフィルターの位置が算出される。エッジフィルターの位置を制御するパラメーターは、ボウタイフィルター上の所定の位置において検出器が検出したカウント数（線量）と、検出器が浴びても問題ない線量を維持するために必要な補助減衰長である。エッジフィルターは、検出器が浴びる線量が、受容限界を超えないように設置しなければならない。エッジフィルターの位置を算出するために、検出器が浴びる線量に相当するカウント数を推定する。カウント数は、検出器のすべてのエネルギービンから得られる総カウント数として定義することができる。カウント数ｎ（λ，ｊ）は、算出済みの電圧及び電流のパラメーターに基づいて、次のように算出される。
【００７１】
【数２５】
2015003026.tif 000027
【００７２】
換言すると、Ｘ線ＣＴ装置のプロセッサーは、更に、エッジフィルターの位置を決定する際に、複数の光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回るように、光子計数型検出器ごとに算出される線量強度を抑制するためのエッジフィルターの最低必要減衰長を算出する。
【００７３】
本開示の一実施形態における静的なエッジフィルターの静的位置は、ｎ（λ，ｊ）＜ｎｍａｘとなるように算出される。ここで、ｎｍａｘは、ＰＣＤ（Photon-Counting  Detector）が耐え得る既知の最大カウント数（線量）である。一方、動的なエッジフィルターの位置を算出する他の実施形態では、各ビューの位置ｘ（λ）は、ｎ（λ，ｊ）＜ｎｍａｘ’となるように算出される。ここで、各ビューのカウント数は以下のようにして算出することができる。
【００７４】
【数２６】
2015003026.tif 000028
【００７５】
図３は、静的なエッジフィルターを用いてＸ線線量を抑制するための工程を説明するフローチャートである。
【００７６】
Ｘ線ＣＴ装置は、撮影した被検体のスキャノグラム（ビュー）を、複数枚取得する（ステップＳ３１０）。例えば、Ｘ線ＣＴ装置は、１つ又は２つのビューでスキャノグラムを取得する。
【００７７】
Ｘ線ＣＴ装置は、取得したスキャノグラムに基づき、Ｘ線線源の電圧及び電流を、上述したように決定する（ステップＳ３２０）。具体的には、式（２２）から（２４）を用いてＸ線管（線源）の電圧及び電流を決定する。
【００７８】
Ｘ線ＣＴ装置は、すべてのビューに対し、式（２５）を用いてＸ線ファンビーム前縁における線量を決定する（ステップＳ３３０）。更に、すべてのビューに対して算出された線量に基づき、エッジフィルターの補助減衰長（Ｌ）が決定され、その結果、検出器が扱うことのできる最大線量閾値よりも検出器が浴びる線量が小さくなる。図４に示した処理を用いて必要な補助減衰長（Ｌ）の計算結果を求める。
【００７９】
Ｘ線ＣＴ装置は、線量及び必要とされる減衰長が算出されると、エッジフィルターを位置決めする（ステップＳ３４０）。
【００８０】
Ｘ線ＣＴ装置は、すべてのビューに対してボウタイフィルターの一辺に沿う固定（静止）の位置に位置決めされたエッジフィルターを用いて、被検体をスキャンする（ステップＳ３５０）。
【００８１】
Ｘ線ＣＴ装置は、ステップＳ３５０で行った被検体のスキャンによって得たビューデータに対し、前処理を施すことで、エッジフィルターの効果（影響）を補正する（ステップＳ３６０）。スキャンされた被検体に対する前処理演算は、スキャンされた被検体を、基準スキャン（例えば、空気又は既知のサイズの水ファントムなどの基準スキャン）で正規化することにより、達成される。ここで、基準スキャンとは、例えば、被検体をスキャンした場合と同じ位置にエッジフィルターを設置した状態で、被検体に代えて空気又は既知のサイズの水ファントムなどを用いて、スキャンした場合のデータである。換言すると、Ｘ線ＣＴ装置のプロセッサーは、更に、エッジフィルターの決定した位置で被検体をスキャンして取得したデータを、所定の基準スキャンを用いて正規化する。前処理演算は、次のように表される対数演算である。
【００８２】
【数２７】
2015003026.tif 000029
【００８３】
ここで、インデックスｊは、光子計数型検出器のインデックスを表し、インデックスλは、ビューインデックスを表すものとする。前処理済のスキャンされたビューＩｊ，λを入力して、撮影された被検体を再構成する。
【００８４】
図４は、静的なエッジフィルターの静止位置を決定するための工程を説明するフローチャートである。
【００８５】
Ｘ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器が扱うことのできる最大線量閾値ｎｍａｘを定義する（ステップＳ４１０）。この閾値は、ＣＴシステムの各ビューにおいて浴びる線量の上限を設定する。ｎｍａｘを超える線量レベルは、検出器を無効にする。検出器が扱うことのできる最大線量は、Ｘ線線源やスキャン対象の被検体には依存しない。最大線量は、検出器固有の特性である。
【００８６】
Ｘ線ＣＴ装置は、式（２５）を用いて、すべてのビューに対して検出器が浴びるＸ線線量を決定する（ステップＳ４２０）。更に、Ｘ線ファンビーム前縁と基準Ｘ線ビームとが成す角度（θ）を決定する。基準Ｘ線ビームは、Ｘ線線源を起点としてボウタイフィルターの中心を横切るビームである。基準ビームは、ボウタイフィルターの一辺と直交する。
【００８７】
Ｘ線ＣＴ装置は、検出器が浴びる線量が最大閾値を超えないことを保証するエッジフィルターの補助減衰長（Ｌ）を決定する（ステップＳ４３０）。補助減衰長（Ｌ）は、次の制約を満足するように算出することができる。
【００８８】
【数２８】
2015003026.tif 000030
【００８９】
ここで、μ（〜付き）は、フィルターの平均線形減衰量であり、ｎは、すべてのビューλに対してエッジフィルターを用いることなく、全検出器ｊが測定する最大カウント数である。
【００９０】
Ｘ線ＣＴ装置は、ステップＳ４３０で算出した補助減衰長に基づき、すべてのビューに対して、ボウタイフィルターの一辺に沿ってエッジフィルターの位置決めする（ステップＳ４４０）。ステップＳ４４０によるエッジフィルターの位置決めについて、図５を参照して説明する。
【００９１】
図５は、静的なエッジフィルターの静止位置を決定するために必要な減衰長を説明する場合の一例を表す図である。図５に示されるエッジフィルターは、直角三角形の形状を有する。これは例示に過ぎず、開示される実施形態を限定することを意図したものではない。上述した最大線量と減衰長の制限を満たすのであれば、別の形状のエッジフィルターも利用することができる。
【００９２】
図５は、辺の寸法がそれぞれＬｂｏｗｔｉｅと２Ｗであるボウタイフィルター５１０を示している。Ｘ線線源５０７は、前縁５０５と基準縁５０３とを形成する。前縁５０５と基準縁５０３とが成す角を、θとする。エッジフィルター５２０は、長さがそれぞれ「ａ」と「ｂ」である２辺を備えた直角三角形の形状を有している。エッジフィルター５２０の、参照符号５０４で表される長さは、検出器が扱うことのできる最大線量閾値を、検出器が浴びる線量が超えないことを保証する補助減衰長である。更に、説明のために、エッジフィルター５２０をボウタイフィルター５１０とは分離して図示した。実施の際には、エッジフィルターはボウタイフィルター５１０の辺５０１に設置される。エッジフィルター５２０の位置は、ボウタイフィルター５１０の辺５０１に沿って、ボウタイフィルター５１０の端部からの変位ｘとして算出される。変位ｘは、次のように算出することができる。
【００９３】
【数２９】
2015003026.tif 000031
【００９４】
【数２９−１】
2015003026.tif 000032
【００９５】
算出された上述の変位に基づき、ＣＴシステムの複数のビューに対してエッジフィルター５２０の位置を決定し、Ｘ線ファンビームの前縁において検出器が浴びる線量を抑制する。
【００９６】
図６は、動的なエッジフィルターを用いてＸ線線量を抑制するための工程を説明するフローチャートである。
【００９７】
図６に示したフローチャートのステップＳ６１０及びＳ６２０は、図３に示した静的なエッジフィルター及びステップＳ３１０及びＳ３２０と同じである。
【００９８】
Ｘ線ＣＴ装置は、式（２６）を用いてビュー毎に検出器が前縁において浴びる線量を算出する（ステップＳ６３０）。各ビューの線量を算出すると、各ビューに対するエッジフィルターの補助減衰長Ｌλが決定され、その結果、検出器が扱うことのできる最大線量閾値よりも検出器が浴びる線量が小さくなる。必要な補助減衰長Ｌλの計算について、図７を参照して説明する。
【００９９】
Ｘ線ＣＴ装置は、各ビューに対して線量及び必要とされる減衰長が算出されると、それに応じて各々のビューでのエッジフィルターの位置決めをする（ステップＳ６４０）。
【０１００】
Ｘ線ＣＴ装置は、各ビューに対して動的に位置決めされるエッジフィルターを用いて被検体をスキャンする（ステップＳ６５０）。
【０１０１】
Ｘ線ＣＴ装置は、ステップＳ６５０で行った被検体のスキャンによって得たビューデータに対し、前処理を施す（ステップＳ６６０）。前処理演算は、静的なエッジフィルターに対して実施した対数演算と同じである。
【０１０２】
図７は、動的なエッジフィルターの可動位置を決定するための工程を説明するフローチャートである。本実施形態では、算出された変位毎に、ボウタイフィルターの一辺に沿ってエッジフィルターの位置を調整するように、コントローラーを構成してもよい。
【０１０３】
Ｘ線ＣＴ装置は、光子計数型検出器が扱うことのできる最大線量閾値ｎｍａｘを定義する（ステップＳ７１０）。前述したように、この閾値は、ＣＴシステムの各ビューにおいて浴びる可能性のある線量の上限を設定する。ｎｍａｘを超える線量レベルは、検出器を無効にする可能性がある。
【０１０４】
Ｘ線ＣＴ装置は、式（２６）を用いて、各ビューにおいて検出器が浴びる線量を算出する（ステップＳ７２０）。更に、各ビューに対して、Ｘ線ファンビームの前縁と基準Ｘ線ビームとが成す角度θλを決定する。
【０１０５】
Ｘ線ＣＴ装置は、各ビューに対して、検出器が浴びる線量が最大線量閾値を超えないことを保証するためにエッジフィルターに必要な、補助減衰長（Ｌλ）を決定する（ステップＳ７３０）。補助減衰長（Ｌλ）は、次の制約を満足するように算出することができる。
【０１０６】
【数３０】
2015003026.tif 000033
【０１０７】
ここで、μ（〜付き）は、フィルターの平均線形減衰量であり、ｎλは、所定のビューλに対し、すべての検出器ｊによってエッジフィルターを用いずに測定される最大カウント数である。
【０１０８】
Ｘ線ＣＴ装置は、ステップＳ７３０で、各ビューに対して補助減衰長を算出すると、エッジフィルターは、すべてのビューに対してボウタイフィルターの一辺に沿って位置決めされる（ステップＳ７４０）。ステップＳ７４０によるエッジフィルターの位置決めは、図８を参照して説明する。
【０１０９】
図８は、動的なエッジフィルターの可動位置を決定するために必要な減衰長を説明する場合の一例を表す図である。図８は、一実施形態による寸法がそれぞれＬｂｏｗｔｉｅと２Ｗである辺を有するボウタイフィルター８１０を示している。Ｘ線線源８０７は、前縁８０５と基準縁８０３とを形成する。前縁８０５と基準縁８０３とが（ビュー毎に）成す角を、θλとする。図５に示した例と同様に、本実施形態のエッジフィルター８２０は、長さがそれぞれ「ａ」と「ｂ」である２辺を備えた直角三角形の形状を有している。エッジフィルターの、参照符号８０４で表される長さは、検出器が浴びる線量が、検出器が扱うことのできる最大線量閾値を超えないことを保証する、ビューλに対して必要な補助減衰長である。
【０１１０】
ビューλに対するエッジフィルター８２０の位置は、ボウタイフィルターの辺５０１に沿って、ボウタイフィルターの端部からの変位ｘλとして算出される。変位ｘλは、次のように算出することができる。
【０１１１】
【数３１】
2015003026.tif 000034
【０１１２】
【数３１−１】
2015003026.tif 000035
【０１１３】
Ｘ線ファンビームの前縁において検出器がビュー毎に浴びる線量を抑制するために、算出された上述の変位に基づき、ＣＴシステムの各ビューに対してエッジフィルター８２０の位置を決定する。
【０１１４】
図９は、非対称ボウタイフィルターの位置を決定する処理の一例を表す図である。具体的には、図９のフローチャートは、エッジフィルターの位置決めの過程でＣＴシステムのコントローラーが実行する工程を表している。
【０１１５】
ボウタイフィルターとエッジフィルターとの組み合わせは、非対称ボウタイフィルターアセンブリーとも呼ばれる。ボウタイフィルターアセンブリーは、ボウタイフィルターの一辺に沿ってエッジフィルターを正確に位置決めするように構成されたステッピングモーターなどの電気機械式デバイスを備えている。更に、ボウタイフィルターアセンブリーは、エッジフィルターの実際の位置をボウタイコントローラーに報知する位置センサーを備えていてもよい。ボウタイフィルターは、望ましい位置にエッジフィルターを移動させるための外部コマンドを受信できるように構成されていてもよい。更に、ＣＴシステムは、エッジフィルターの位置と対応する減衰量との関係を記したキャリブレーションテーブルを保持する。
【０１１６】
ここでＣＴシステムのコントローラーは、必要な補助減衰長（Ｌ）を、図４を参照して説明したように決定する（ステップＳ９１０）。コントローラーは、決定された減衰長に対応する位置（ボウタイフィルターの一辺に沿った変位）を得るためにキャリブレーションテーブルを要求する（ステップＳ９２０）。つまり、キャリブレーションテーブルから目標位置を取得する。
【０１１７】
減衰長に対応する目標位置を、ボウタイコントローラーに転送する（ステップＳ９３０）。Ｘ線ＣＴ装置は、ボウタイコントローラーがアクチュエーターを作動させる（ステップＳ９４０）。アクチュエーターは、ボウタイフィルターに沿う望ましい位置にエッジフィルターを位置付ける。更に、ボウタイコントローラーは、位置スキャナーを介してエッジフィルターの位置を検出し、エッジフィルターの位置をＣＴシステムコントローラーに報知してもよい。
【０１１８】
Ｘ線ＣＴ装置は、算出されたエッジフィルターの位置で被検体の分光撮影を行う（ステップＳ９５０）。
【０１１９】
一実施形態によれば、ボウタイフィルターの一辺に沿って静的にエッジフィルターを位置決めする方法を実施してもよい。その方法では、一度エッジフィルターの位置を算出すると、ステップＳ９６０に示すようにコマンドを受信することによってコントローラーが再計算を始めるまで、後続のすべてのビューに対してエッジフィルターの位置を一定に維持する。また、その方法を用いて、ボウタイフィルターの一辺に沿ってエッジフィルターの位置調整を動的に行うこともできる。その方法では、ボウタイコントローラーは、ＣＴシステムのビュー毎に、正確にエッジフィルターを位置決めするように構成される。
【０１２０】
図１０は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における非対称ボウタイフィルターの静的制御の一例を表す図である。図１０は、非対称ボウタイフィルターの静的制御を説明する一実施形態によるＣＴシステム１０００の非限定的実施例を表す図である。
【０１２１】
ボウタイフィルター１００９は、直角三角形のエッジフィルター１０１１を備えている。ＣＴシステムコントローラー１００１は、指揮命令やタイミングシグナルを非対称ボウタイコントローラー１００３に送信する。非対称ボウタイコントローラー１００３は、ボウタイフィルター１００９の辺に配置されたエッジフィルター１０１１の位置を制御するための、ステッピングモーターのようなアクチュエーター１００７を制御する。
【０１２２】
図９を参照して説明したように、ＣＴシステムコントローラー１００１は、Ｘ線ファンビームの前縁における線量を許容限界内に収めるために、エッジフィルター１０１１が必要とする減衰長を決定する。ＣＴシステムコントローラー１００１は、必要な減衰長をボウタイコントローラー１００３に送信する。非対称ボウタイコントローラー１００３は、ルックアップテーブルなどのキャリブレーションテーブル１００５に問い合わせて、エッジフィルター１０１１の対応位置を検索する。
【０１２３】
望ましい位置を取得すると、非対称ボウタイコントローラー１００３はエッジフィルター１０１１を望ましい位置に移動させるためにアクチュエーター１００７を作動させる。
【０１２４】
図１１は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における非対称ボウタイフィルターの動的制御の一例を表す図である。図１１は、非対称ボウタイフィルターの動的制御を実装した他の実施形態によるＣＴシステム１１００を表す図である。具体的には、ＣＴシステムコントローラー１１０１、非対称ボウタイコントローラー１１０３、及びキャリブレーションテーブル１１０５は、図１０の例示と同じ構成を有している。ただし、ボウタイコントローラー１１０３は、ＣＴシステムの各ビューに対し、アクチュエーター１１０７を介してエッジフィルター１１０９の位置を変更できるように構成されている。したがって、エッジフィルター１１０２のエッジ輪郭１１０６を、撮影対象である被検体の大きさや形状に基づいて変更することができる。換言すると、ボウタイコントローラーは、プロセッサーから命令を受け付けて電気機械式デバイスに命令し、エッジフィルターをボウタイフィルターの一辺に沿う位置に移動させる。
【０１２５】
図１２は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における円形エッジフィルターを制御する他の例を表す図である。図１２は、非対称ボウタイフィルターの動的制御を実装した他の実施形態によるＣＴシステム１２００を表す図である。ＣＴシステムコントローラー１２０１、非対称ボウタイコントローラー１２０３、キャリブレーションテーブル１２０５は、図１１を参照して説明した例と同じ構成を有している。
【０１２６】
ただし、ＣＴシステム１２００は、円形のエッジフィルター１２０７を備えている。ボウタイフィルター１２０９の辺に沿ってエッジフィルター１２０７を移動させるために、ロータリーモーターのようなアクチュエーターを利用することができる。円形のエッジフィルター１２０７を使用することで、非対称ボウタイフィルターの減衰量を高速に変更することができるという利点が得られる。このことは、Ｘ線線源の回転速度が速く、あるビューから別のビューに切り替える際に減衰量の高速切り替えが必要な場合に、特に有用である。
【０１２７】
図１３は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における円錐形エッジフィルターを制御する他の例を表す図である。図１３は、非対称ボウタイフィルターの動的制御を実装した他の実施形態によるＣＴシステム１３００を表す図である。ＣＴシステムコントローラー１３０１、非対称ボウタイコントローラー１３０３、キャリブレーションテーブル１３０５は、図１２を参照して説明した例と同じ構成を有している。
【０１２８】
ボウタイフィルター１３０９の上面図を図示する図１３に示したように、ＣＴシステム１３００は、非対称ボウタイフィルターの減衰量を高速に変更できる円錐形エッジフィルター１３０７を備えている。非対称ボウタイフィルターアセンブリーの望ましい減衰量を高速に変更できるようにするために、円錐形エッジフィルター１３０７を、ガントリ回転軸に沿って参照符号１３１０で表される方向に移動させることができる。
【０１２９】
なお、上記の実施形態では、Ｘ線線源の電圧及び電流がスキャノグラムに基づいて算出される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線線源の電圧及び電流は、プリセットされていても良い。この場合、例えば、Ｘ線線源の電圧及び電流は、予め数パターンのプリセットが設定されており、操作者によるパターンの指定を受け付けて、受け付けたパターンに対応する電流及び電圧でＸ線が照射される。このパターンは、例えば、ＦＯＶに応じて予め規定されている。
【０１３０】
また、例えば、上記の実施形態では、複数の光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回るように、エッジフィルターの最低必要減衰長を算出する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、複数の光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回らない場合には、Ｘ線線源に供給される電圧及び電流を減少させても良い。言い換えると、Ｘ線ＣＴ装置は、複数の光子計数型検出器のそれぞれが耐え得る最大線量の閾値を実際の線量強度が下回るまで、Ｘ線線源に供給される電圧及び電流の値を減少させても良い。
【０１３１】
また、例えば、上記の実施形態では、その都度基準スキャンのデータを測定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置の記憶部は、所定の基準スキャンのデータを予め記憶する。そして、Ｘ線ＣＴ装置のプロセッサーは、記憶部に記憶された所定の基準スキャンのデータを用いて、エッジフィルターの決定した位置で被検体をスキャンして取得したデータを正規化しても良い。
【０１３２】
ここで説明するＸ線ＣＴ装置を、コンピューター処理装置やプログラマブルロジックを用いて制御することができる。図１４は、実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を制御するために用いられ、実施形態が実装されるコンピューターシステムを説明する図である。図１４は、例えば、Ｘ線ＣＴ装置と組み合わせられるモーターを制御するように構成されたコントローラーとして機能する、コンピューターシステム１４０１を説明する図である。操作者は、例えばユーザーインターフェースを介して様々なパラメーター（角度設定、直線位置設定、回転速度設定など）をセットしてもよく、コンピューターシステム１４０１のプロセッサー（例えばプロセッサー１４０３）は、設定されたパラメーターに基づき、装置１０を、インターフェースを介して制御してもよい。
【０１３３】
コンピューターシステム１４０１は、画像や命令を保存するための１つ以上の記憶装置、例えばハードディスク１４０７や、リムーバブルメディアドライブ１４０８（フロッピー（登録商標）ディスクドライブ、リードオンリーコンパクトディスクドライブ、リード／ライトコンパクトディスクドライブ、コンパクトディスクジュークボックス、テープドライブ、及びリムーバブル光磁気ディスクなど）を制御するために、バス１４０２と接続されたディスクコントローラー１４０６を備えている。適切な機器インターフェース（例えば、スカジー（Small  Computer  System  interface：ＳＣＳＩ）、パソコンに  ハードディスク等を接続するためのインターフェース規格（Integrated  Drive  Electronics：ＩＤＥ）、エンハンストＩＤＥ（Enhanced-IDE：ＥＩＤＥ）、ダイレクトメモリアクセス（Direct  Memory  Access：ＤＭＡ）、又はウルトラＤＭＡを用いて、記憶装置をコンピューターシステム１４０１に追加してもよい。
【０１３４】
コンピューターシステム１４０１は、専用論理デバイス（例えば特定用途向け集積回路（Application  Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ））や、構成可能デバイス（例えば、単純プログラマブルロジック装置（Simple  Programmable  Logic  Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブルロジック装置（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）、あるいはフィールドプログラマブルロジックアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ））を備えていてもよい。
【０１３５】
コンピューターシステム１４０１は、コンピューターのユーザーに対して情報を表示するために、バス１４０２に接続されたディスプレイコントローラー１４０９を備え、ディスプレイ１４１０を制御してもよい。コンピューターシステム１４０１は、コンピューターのユーザーと対話して情報をプロセッサー１４０３に提供するために、キーボード１４１１やポインティングデバイス１４１２などの入力装置を備えている。方向情報及び命令選択をプロセッサー１４０３に伝送し、ディスプレイ１４１０上でのカーソルの動きを制御するために、マウス、トラックボール、タッチスクリーンセンサーに触れる指、ポインティングスティックなどを、ポインティングデバイス１４１２としてもよい。
【０１３６】
プロセッサー１４０３は、メインメモリー１４０４のようなメモリーに収容されている１つ以上の命令からなる１つ以上のシーケンスを実行する。そのような命令は、ハードディスク１４０７やリムーバブルメディアドライブ１４０８のような別のコンピューター読取可能媒体からメインメモリー１４０４に読み込まれてもよい。メインメモリー１４０４に収容されている１つ以上の命令からなるシーケンスを実行するために、マルチプロセッシング構成にした１つ以上のプロセッサーを用いてもよい。別の実施形態として、ハードワイヤード回路をソフトウェア処理の代わりに用いてもよいし、両者を組み合わせて使用してもよい。すなわち、実施形態は、ハードウェア回路とソフトウェアとのいかなる特定の組み合わせにも限定されない。
【０１３７】
上述したように、コンピューターシステム１４０１は、本開示の教示にしたがってプログラムされた命令を保持し、データ構造、テーブル、記録、又はここに記載したその他のデータを収容するために、少なくとも一つのコンピューター読取可能媒体又はメモリーを備えている。コンピューター読取可能媒体として、コンパクトディスク、ハードディスク、フロッピー（登録商標）ディスク、磁気テープ、光磁気ディスク、ＰＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ＦｌａｓｈＥＰＲＯＭ）、ＤＲＡＭ、ＳＲＡＭ、ＳＤＲＡＭ、又はその他の磁気ドラム、コンパクトディスク（例えばＣＤ−ＲＯＭ）、又はその他の光メディア、パンチカード、紙テープ、又は穿孔パターンを用いるその他の物理媒体を例示することができる。
【０１３８】
本開示は、コンピューター読取可能媒体のいずれか１つ又はそれらの組み合わせに記録されたソフトウェアを含み、それはコンピューターシステム１４０１を制御し、本発明を実施する１つ以上のデバイスを駆動し、コンピューターシステム１４０１とユーザーとの対話を可能にする。そのソフトウェアは、限定はしないが、デバイスドライバーと、オペレーティングシステムと、アプリケーションソフトウェアと、を含んでいてもよい。更に、そのようなコンピューター読取可能媒体は、本発明を実施する際に実行される処理の全部あるいは一部（処理が分散している場合）を実行する本開示のコンピュータープログラム製品を記憶している。
【０１３９】
本開示のコンピューターコードの考案は、限定はしないが、スクリプト、解釈可能プログラム、ダイナミックリンクライブラリー（Dynamic  Link  Library：ＤＬＬ）、Ｊａｖａ（登録商標）クラス、及び単体で実行可能なプログラムを含む、いかなる解釈可能又は実行可能なコードメカニズムであってもよい。更に、本開示の処理の一部は、より優れた性能、信頼性、及び／又はコストのために、分散されていてもよい。
【０１４０】
ここで用いた「コンピューター読取可能媒体」という用語は、命令を実行用プロセッサー１４０３に提供することに関与するあらゆる非一時的な媒体を指す。コンピューター読取可能媒体は、様々な形態をとることができ、限定はしないが、不揮発性媒体又は揮発性媒体を含む。不揮発性媒体は、例えばハードディスク１４０７やリムーバブルメディアドライブ１４０８のような、光ディスク、磁気ディスク、光磁気ディスクを含む。揮発性媒体は、メインメモリー１４０４のようなダイナミックメモリーを含む。これに対して、伝送媒体は、バス１４０２を構成する配線を含む、同軸ケーブル、銅線、及び光ファイバーを含む。伝送媒体は、無線データ通信や赤外線データ通信の際に生じる音波又は光波の形態をとることができる。
【０１４１】
種々の形態のコンピューター読取可能媒体が、実行用プロセッサー１４０３に対する１つ以上の命令の１つ以上のシーケンスの実行に関係する。例えば命令は、最初にリモートコンピューターの磁気ディスク上で実行されてもよい。リモートコンピューターは、本開示の全部あるいは一部を実施するための命令を、ダイナミックメモリーに遠隔ロードしたり、モデムを用いて電話回線を通じて命令を送信したりすることができる。コンピューターシステム１４０１のモデムは、電話回線を通じてデータを受信し、そのデータをバス１４０２に投入してもよい。バス１４０２は、プロセッサー１４０３が命令を読み出して実行するメインメモリー１４０４にデータを搬送する。メインメモリー１４０４に書き込まれた命令は、プロセッサー１４０３が実行する前あるいは実行した後で、任意に記憶装置１４０７又は１４０８に保存されてもよい。
【０１４２】
コンピューターシステム１４０１は、バス１４０２と接続された通信インターフェース１４１３も備えている。通信インターフェース１４１３は、例えばローカルエリアネットワーク（Local  Area  Network：ＬＡＮ）１４１５や、インターネットのような他の通信ネットワーク１４１６に接続したネットワークリンク１４１４との双方向通信を提供する。例えば、通信インターフェース１４１３は、パケット交換ＬＡＮに接続するためのネットワークインターフェースカードであってもよい。別の例として、通信インターフェース１４１３は、統合サービスデジタル通信網（Integrated  Services  Digital  Network：ＩＳＤＮ）カードであってもよい。無線リンクを実装することも可能である。いずれの実装においても、通信インターフェース１４１３は、種々の情報を表現するデジタルデータストリームを搬送する電気的、電磁気的、又は光学的信号を送受信することができる。
【０１４３】
一般に、ネットワークリンク１４１４は、一つ以上のネットワークを通じた他のデータ機器とのデータ通信を提供する。例えば、ネットワークリンク１４１４は、ローカルエリアネットワーク１４１５（例えばＬＡＮ）や、通信ネットワーク１４１６を通じて通信サービスを提供するサービスプロバイダーが運用する機器を介して、別のコンピューターとの接続を提供する。ローカルエリアネットワーク１４１４と通信ネットワーク１４１６は、例えば、デジタルデータストリームを搬送する電気的、電磁気的、又は光学的信号と、対応する物理層（ＣＡＴ５ケーブル、同軸ケーブル、光ファイバーなど）を使用する。種々のネットワークを通る信号と、ネットワークリンク１４１４上の信号並びにコンピューターシステム１４０１とデジタルデータの受け渡しをする通信インターフェース１４１３を通る信号は、ベースバンド信号、すなわちベース信号の搬送波で実現することができる。ベースバンド信号は、デジタルデータを、デジタルデータのビット列を表す未変調の電気パルスとして搬送する。ここで、「ビット」とは、記号を表す用語として広く解釈すべきものであり、個々の記号は少なくとも一つ以上の情報ビットを運ぶ。デジタルデータは、振幅、位相、及び／又は導電性の媒体を伝播あるいは電磁波として伝播媒体を通じて送信される周波数偏移キーイング信号のように、搬送波の変調にも用いてもよい。すなわち、デジタルデータは未変調ベースバンドデータとして、「有線」の通信チャネルを通じて、及び／又は、搬送波を変調してベースバンドとは異なる所定の周波数バンドの範囲内で、送信されてもよい。コンピューターシステム１４０１は、ネットワーク１４１５及び１４１６、ネットワークリンク１４１４並びに通信インターフェース１４１３を通じて、プログラムコードを含むデータの送受信が可能である。更に、ネットワークリンク１４１４は、ＬＡＮ１４１５を通じて、パーソナルデジタルアシスタント（Personal  Digital  Assistant：ＰＤＡ）、ラップトップコンピューター、又は携帯電話などの移動端末１４１７に接続を提供する。
【０１４４】
以上述べた少なくとも一つの実施形態のＸ線ＣＴ装置によれば、分極化による誤検出を抑制することができる。
【０１４５】
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】
【０１４６】
１００，２００  Ｘ線ＣＴ装置
１０１，２０１  Ｘ線線源
１０２，２０２  検出器
【図１Ａ】
2015003026.tif 000036
【図１Ｂ】
2015003026.tif 000037
【図２Ａ】
2015003026.tif 000038
【図２Ｂ】
2015003026.tif 000039
【図３】
2015003026.tif 000040
【図４】
2015003026.tif 000041
【図５】
2015003026.tif 000042
【図６】
2015003026.tif 000043
【図７】
2015003026.tif 000044
【図８】
2015003026.tif 000045
【図９】
2015003026.tif 000046
【図１０】
2015003026.tif 000047
【図１１】
2015003026.tif 000048
【図１３】
2015003026.tif 000049
【図１４】
2015003026.tif 000050
【図１２】
2015003026.tif 000051