JP2006142016A - Ｃｔデータ補正の方法及びシステム - Google Patents

Abstract

【課題】所与のデータ取得時に飽和を特に受け易い可能性のあるＣＴ検出器（２０）アセンブリの検出器に対する照射を制限するようにＣＴデータ取得のために放出される放射線を動的に制御する。
【解決手段】被検体（２２）の寸法及び位置について、放射線ビーム（５４）の被検体前方フィルタ処理（６０、６２）及びコリメートでは検出器（２０）飽和を完全に防ぐには不十分な場合があることを認識する。ニアレスト・ネイバー補正、偏心型ファントム補正、偏心型合成データ補正、スカウト・データ補正、平面型ラジオグラム補正、及び他の多くの補正方法により、利用不能な飽和したＣＴ検出器のデータを補正する。本発明は、エネルギ識別型ＣＴシステム（１０）でも、従来のＣＴシステム（１０）でも、二重ｋＶｐ方式システムのような他の多重エネルギＣＴシステム（１０）でも適用可能である。
【選択図】図３

Description

本発明は一般的には、診断撮像に関し、さらに具体的には、ＣＴデータ取得時の検出器の飽和を防止し、レンジ超過したＣＴ検出器を補正し、ＣＴビュー補正の精度を検証するシステム及び方法に関する。

典型的には、放射線撮影システムでは、Ｘ線源が患者又は手荷物のような被検体又は物体に向かってＸ線を放出する。以下では、「被検体」及び「対象」との用語は、撮像が可能な任意の物体を記述するために互換的に用いられる場合がある。Ｘ線ビームは、被検体によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される放射線ビームの強度は典型的には、被走査体を透過したＸ線の減弱に依存する。検出器アレイの各々の検出器素子が、各々の検出器素子によって受光された減弱後のビームを示す別個の電気信号を発生する。信号はデータ処理システムへ伝送されて解析及びさらなる処理を施され、最終的に画像を形成する。

同様の態様で、核医学（ＮＭ）用ガンマ・カメラ、及び陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システムに用いられているような放出イメージング・システムにも放射線検出器が採用されている。これらのシステムでは、放射線の発生源は最早Ｘ線源ではなく、被検体に導入された放射性医薬品である。これらのシステムでは、アレイの各々の検出器が対象内の放射性医薬品濃度の局所的強度に関係した信号を発生する。従来のＸ線撮像と同様に、この放出信号の強度も、介在する身体部分によって減弱する。検出器アレイの各々の検出器素子が、受光した放出ビームを示す別個の信号を発生する。信号はデータ処理システムへ伝送されて解析及びさらなる処理を施され、最終的に画像を形成する。

殆どの計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線源及び検出器アレイが被検体を中心として撮像空間を包囲するガントリの周りを回転する。Ｘ線源は典型的には、アノード焦点からＸ線をファン・ビーム又はコーン・ビームとして放出するＸ線管を含んでいる。Ｘ線検出器アセンブリは典型的には、散乱したＸ線フォトンが検出器に到達するのを抑えるコリメータと、コリメータに隣接して設けられＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、シンチレータに隣接して設けられ光エネルギを受け取ってここから電気信号を発生するフォトダイオードとを含んでいる。典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータがＸ線を光エネルギへ変換する。各々のフォトダイオードが光エネルギを検出して対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力はデータ取得システムへ、次いで処理システムへ伝送されて画像再構成を施される。

従来のＣＴイメージング・システムは、検出器を用いてＸ線フォトン・エネルギを電流信号へ変換し、電流信号を時間にわたって積算した後に測定して最終的にディジタル化する。かかる検出器の欠点は、検出されたフォトンのエネルギ及び／又は入射線束量についての独立したデータ又はフィードバックを与え得ないことである。すなわち、従来のＣＴ検出器はシンチレータ構成要素及びフォトダイオード構成要素を有し、シンチレータ構成要素はＸ線フォトンの受光時に発光し、フォトダイオードはシンチレータ構成要素の発光を検出して、入射したＸ線フォトンの強度及びエネルギの関数として積算された電流信号を与える。ＣＴ撮像が現実性のある診断撮像ツールとなるためには従来のＣＴ検出器設計で達成されている先進技術が欠かせないことは一般に認められているが、これらの積算型検出器の欠点は、エネルギ識別データを与えたり、さもなければ所与の検出器素子若しくはピクセルによって実際に受光されたフォトンの数を数えたり、且つ／又はフォトンのエネルギを測定したりすることができないことである。従って、近年の検出器開発は、フォトン計数及び／又はエネルギ識別型のフィードバックを与え得るエネルギ識別型検出器の設計を含めている。この観点で、検出器は、Ｘ線計数モード、各々のＸ線事象についてのエネルギ測定モード、又はこれら両方で動作するように構成され得る。

これらのエネルギ識別型検出器は、Ｘ線計数ばかりでなく、検出された各々のＸ線のエネルギ・レベルの測定を行なうことも可能である。エネルギ識別型検出器の構築には、シンチレータ及びフォトダイオードを含めて多くの材料が用いられ得るが、アモルファス・セレン又はテルル化カドミウム亜鉛のようなＸ線光導体を有しＸ線フォトンを電荷へ直接変換する直接変換型検出器が好ましい材料に含まれることが判明している。フォトン計数型検出器の欠点は、これらの形式の検出器は計数速度が限定されており、従来のＣＴシステムに典型的に見受けられる極めて高いＸ線フォトン線束量を含む広いダイナミック・レンジをカバーするのが困難なことである。一般的には、ＣＴ撮像に見受けられるフォトン線束量の可能な変動を十分に扱うためには、１，０００，０００対１のＣＴ検出器ダイナミック・レンジが要求される。現在利用可能な高速スキャナでは、走査野に対象が存在しない場合には１０^８個フォトン／ｍｍ^２／秒を上回るＸ線束量に遭遇することは珍しくなく、しかも同じ検出システムが、大きい対象の中心を漸く横断した僅か数十個のフォトンを計数する必要がある。

極めて高いＸ線フォトン線束量は最終的には検出器飽和を招く。すなわち、これらの検出器は典型的には、比較的低いＸ線束レベルで飽和する。この飽和は、検出器と放射線源又はＸ線管との間に厚みの小さい被検体が介在している検出器位置で生じ得る。これら飽和領域は、検出器アレイに投影される被検体の全幅端部に近い又はその外部の被検体厚みの小さい経路に対応することが判明している。多くの場合に、被検体は、Ｘ線束の減弱及び引き続き生ずる検出器への入射の強度に対する効果としては略円筒形である。この場合には、飽和領域は検出器アレイの両端の離れた２箇所の領域に相当する。典型的というほどではないがよくある他の例では、飽和は、他の位置で、検出器の離れた２箇所よりも多い領域で生ずる。円筒形の被検体の場合には、アレイの両端エッジでの飽和は、被検体とＸ線源との間にボウタイ・フィルタを挿入することにより低減される。典型的には、フィルタは、検出器アレイの全体にわたってフィルタ及び被検体の合計減弱を等化するように被検体の形状に合わせて構築される。すると、検出器に入射する線束はアレイの全体にわたって比較的一様になり、飽和を生じない。しかしながら、問題となるのは、被検体の集団は一様には程遠く形状が正確に円筒形である訳ではなく、またＸ線ビームの中心に位置している訳でもないので、ボウタイ・フィルタが最適でない場合があることである。このような場合には、１箇所又は複数の離れた飽和領域が生ずるか、又は反対にＸ線束が過度に濾波されて極めて低い線束を有する領域を不必要に生ずる可能性がある。投影でのＸ線束が小さいと情報内容が減少し、最終的には被検体の再構成画像の不要な雑音に寄与する。
米国特許公開第２００３／００２３１６３号

検出器の任意の部分の飽和に対処するための多くの手法が提案されてきた。これらの手法には、例えば走査中に管電流又はＸ線電圧を変調させることにより検出器アレイの全幅にわたって低Ｘ線束を維持するもの等がある。しかしながら、この解決法は走査時間の増大を招く。すなわち、画像取得時間は、画質要件を満たす所定本数のＸ線を得るのに必要な定格線束に比例して増大するという代償がある。

従って、検出器素子飽和又はレンジ超過の可能性を小さくするようにＣＴ検出器アセンブリに入射するＸ線束を制御する方法及びシステムを設計できると望ましく、また、レンジ超過を起こした検出器素子については飽和したＣＴビューを実効的且つ効率的に補正するデータ補正手法を提供できると望ましい。

本発明は、ＣＴデータ取得時の検出器素子飽和の発生を減少させ、またレンジ超過検出器素子に関連するデータを実効的に補正して上述の欠点を克服する方法及び装置に関わるものである。

所与のデータ取得時に飽和を特に受け易い可能性のあるＣＴ検出器アセンブリの検出器に対する照射を制限するようにＣＴデータ取得のために放出される放射線を動的に制御するアダプティヴ（適応）型ＣＴデータ取得手法を提供する。このデータ取得手法は、所与の被検体の寸法及び位置について、放射線ビームの被検体前方フィルタ処理及びコリメートでは検出器素子飽和を完全に防ぐには不十分な場合があることを認識する。このようなものとして、本発明はまた、補正しなければ利用不能な飽和したＣＴ検出器のデータを補正する幾つかのＣＴデータ補正手法の具現化形態を含む。これらのデータ補正手法としては、ニアレスト・ネイバー（nearest neighbor）補正、偏心型ファントム補正、偏心型合成データ補正、スカウト・データ補正、平面型ラジオグラム（planar radiogram）補正、及び他の多くの補正がある。本発明は、エネルギ識別型ＣＴシステムで特に適用可能であるが、従来のＣＴシステムでも、また二重ｋＶｐ方式システムのような他の多重エネルギＣＴシステムでも同等に適用可能である。

従って、本発明の一観点では、放射線源と、複数の放射線検出器を有する放射線検出器アセンブリとを含むスキャナを開示する。スキャナはまた、放射線検出器アセンブリに接続されて動作し、レンジ超過検出器の出力を非レンジ超過検出器の出力で補正するようにプログラムされているコンピュータを含んでいる。

本発明のもう一つの観点では、ＣＴデータ補正の方法が、対象からＣＴデータを取得するステップと、このＣＴデータのプロファイルを偏心型ファントム・プロファイルと比較するステップとを含んでいる。この方法はさらに、偏心型ファントム・プロファイルからＣＴデータの飽和部分を補正するステップを含んでいる。さらに、補正に用いられる偏心型ファントム・プロファイルは代替的には、所要の寸法、幾何学的構成及び材料の合成プロファイル・データを生成するように、対象の幾何学的構成及び予測される材料／Ｘ線相互作用に基づいて解析手段を用いて生成されてもよい。

もう一つの観点では、本発明は、コンピュータによって実行されるとコンピュータにＣＴ検出器の各々の検出器素子からの信号値を正規化して、信号値を一対の閾値と比較することを行なわせる一組の命令を表わすコンピュータ・プログラムをインストールしたコンピュータ読み取り可能な記憶媒体を含んでいる。コンピュータはまた、上述の比較から、所与の検出器の信号値に対応するＣＴビューからの示度を正常ビュー、雑音ビュー、及び飽和ビューの一つとして特性決定することを行なう。次いで、コンピュータは、ＣＴビューが雑音ビューと特性決定された場合にはＣＴビューにフィルタ・カーネルを適用し、ＣＴビューが飽和ビューと特性決定された場合にはＣＴビューに飽和ビュー補正を適用することを行なう。

もう一つの観点では、本発明は、ＣＴデータ補正の方法を含んでおり、この方法は、一組のＣＴビューの飽和ビューを空気補正するステップと、この一組のＣＴビューから空気補正されたサイノグラム（ｓｏｎｏｇｒａｍ）を生成するステップとを含んでいる。この方法はさらに、一組のＣＴビューから撮像を再構成するステップと、もう一組のＣＴビューを生成するように画像を再投影するステップとを含んでいる。このＣＴデータ補正手法はまた、もう一組のＣＴビューから再投影されたサイノグラムを生成するステップと、再投影されたサイノグラムを飽和ビューのサイノグラム・マスクと比較するステップとを含んでいる。次いで、この比較に基づいて、空気補正されたサイノグラムを更新し、次いで、この方法は、更新後の空気補正されたサイノグラムから画像を再構成する。
本発明のさらにもう一つの観点では、ＣＴデータ補正の方法が、補正済みのＣＴビューを逆投影せずにフィルタ処理するステップと、フィルタ処理されたＣＴビューの平坦性の測度を決定するステップとを含んでいる。この方法はさらに、平坦性の測度から補正済みＣＴビューについて補正の値を決定するステップと、補正の値に基づいて補正済みＣＴビューを再補正するステップとを含んでいる。

本発明のその他様々な特徴及び利点は、以下の詳細な説明及び図面から明らかになろう。

図面は、本発明を実施するために現状で思量される一好適実施形態を示す。

図１及び図２には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の対向する側に設けられている検出器アセンブリ１８に向かって投射する。Ｘ線ビームはコリメータ１９によってコリメートされる。検出器アセンブリ１８は複数の検出器２０によって形成され、検出器２０は一括で、患者２２を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし、またフォトン又はＸ線の計数データ及びエネルギ・レベルを与えることが可能で、従って患者２２を透過した減弱後のビームを表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２、及びガントリ１２に装着されている構成部品が回転中心２４の周りを回転する。

ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６はＸ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とコリメータ制御器２９とを含んでおり、Ｘ線制御器２８は、Ｘ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０は、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御し、コリメータ制御器２９は、ｘ方向においてＸ線ビームをコリメートする（図２に示す）ようにコリメータ１９を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器２０からのデータを精査して、後続の処理のためにこれらのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。

コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示スクリーン４２によって、操作者は再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２及びガントリ１２を配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。

本発明は、フォトン計数／エネルギ識別型Ｘ線検出システムにおけるもののような低ダイナミック・レンジを特徴とする検出器素子の飽和を防ぐように設計されたＸ線束管理制御を含んでいる。一つの検出器チャネルのダイナミック・レンジは、該検出器チャネルが低線束端部において意味のあるデータを与え、且つ高線束端部でのレンジ超過又は飽和を生じないように扱い得るＸ線束レベルの範囲を画定する。レンジ超過を防ぐ必要性もあるが、診断に有用なデータを提供するためには、比較的厚い断面及びその他Ｘ線透過が制限された区域を撮像する際に一般に生じる低線束状態の扱いが検出器設計において極めて重要である。このようなものとして、本書に記載されるＸ線束管理制御は、高線束状態及び低線束状態の両方を満たすように設計されている。

図３には、上述のＣＴシステムで適用可能なＸ線発生及びフィルタ処理アセンブリが模式的に示されている。アセンブリ５０は、Ｘ線ビーム５４又は他の高周波電磁エネルギ・ビームを被検体（図示されていない）に向かって投射するＸ線源５２を含んでいる。以下で述べるように、ビーム５４は、被検体の少なくとも近似的な物理的特性、例えば形状に合わせて形成されたプロファイル５６を有する。プロファイル５６を画定するように被検体による減弱の前にＸ線ビーム５４を減弱させているのが被検体前方ビーム成形フィルタ・アセンブリ５８である。

フィルタ・アセンブリ５８は、形状及び配向について全体的に互いに鏡像関係にある一対のフィルタ又はフィルタ構成要素６０及び６２を含んでいる。この観点で、各々のフィルタ６０、６２がフィルタ・アセンブリの略半部を構成する。各々のフィルタは、底部６４、６６、尾部６８、７０、及び曲線状又は円弧状部分７２、７４によって画定されている。この観点で、各々のフィルタによるＸ線の減弱は、フィルタ本体の全体にわたって非一様である。すなわち、各々のフィルタの底部は各々のフィルタの尾部よりも厚いので、各々のフィルタの底部が各々のフィルタの尾部よりも多くのＸ線を減弱させる。一実施形態では、各々のフィルタの底部は厚みが３０ｍｍであり、各々の尾部は厚みが０．２５ｍｍである。減弱の程度は、フィルタを作製するのに用いられている減弱材料、及び各々のフィルタ部分の相対的な厚みによって決まる。

各々のフィルタ６０、６２は、それぞれモータ・アセンブリ７６、７８に接続されて動作する。各々のモータ・アセンブリはイメージング・システムのコントローラ及び／又はコンピュータから制御信号を受信し、受信すると各々のモータ・アセンブリにそれぞれのフィルタをＸ線ビーム又は経路５４に配置することを行なわせる。一実施形態では、各々のモータ・アセンブリはステッピング・モータを含んでいるが、他の形式のモータを用いてフィルタを配置し得ることも思量される。モータ・アセンブリ７６、７８はまた、データ取得を通じて独立にフィルタを再配置するように設計されている。この観点で、各々のフィルタは、データ取得を通じて特定の減弱プロファイル５６を達成するように、別個に且つ動的に制御され又は配置され得る。さらに、両方のフィルタがそれぞれのモータ・アセンブリによって接続されて制御されると好ましい。加えて、一方のフィルタを他のフィルタに対して固定して静止した状態にしておいてもよい。さらに、２よりも多いフィルタを用い得ることも思量される。

実施形態の一例では、フィルタ６０の末梢側端部（Ｘ線源に対して）はＸ線源５２から１１７ｍｍである。この実施形態の例では、フィルタ６２の末梢側端部はＸ線源から１４８ｍｍに設定される。加えて、この実施形態の例では、フィルタ６０の底部は、ｘ軸に沿った長さが４５ｍｍであり、尾部は長さが１３５ｍｍであり、接続の曲線状部分は長さが２４．９ｍｍである。対照的に、フィルタ６２の底部はｘ方向の長さが５３ｍｍであり、尾部は長さが１６８ｍｍであり、接続の曲線状部分は長さが３４．２ｍｍである。各々の曲線状部分の寸法を以下のテーブルに掲げる。当業者は、上述の寸法は多くの可能な実施形態の一つを例示したに過ぎないことを容易に認められよう。

曲率Ｘ，Ｙ座標寸法
フィルタ９６Ｘ フィルタ９６Ｙ フィルタ９８Ｘ フィルタ９８Ｙ
０．０００００ ０．１４０９６４ ０．０００００ ０．１４０９６４
１．５２６５８ ０．２７７４５５ １．９２１０９ ０．２７７４５５
３．０２４３１ ０．７３６８０１ ３．８１４０９ ０．７３６８０１
４．４８３１５ １．４９６８６ ５．６６９１１ １．４９６８６
５．８９４６７ ２．５３１１８ ７．４７７８６ ２．５３１１８
７．２５１９８ ３．８１１５９ ９．２３３５８ ３．８１１５９
８．５４９７３ ５．３０９０８ １０．９３１１ ５．３０９０８
９．７８４０６ ６．９９４５４ １２．５６６６ ６．９９４５４
１０．９５２４ ８．８３９５４ １４．１３７８ ８．８３９５４
１２．０５３６ １０．８１６９ １５．６４３６ １０．８１６９
１３．０８７４ １２．９００９ １７．０８３９ １２．９００９
１４．０５４５ １５．０６８１ １８．４５９６ １５．０６８１
１４．９５６２ １７．２９７１ １９．７７２２ １７．２９７１
１５．７９４６ １９．５６８８ ２１．０２３８ １９．５６８８
１６．５７２０ ２１．８６６８ ２２．２１６９ ２１．８６６８
１７．２９１０ ２４．１７６６ ２３．３５４４ ２４．１７６６
１７．９５４３ ２６．４８６２ ２４．４３９１ ２６．４８６２
１８．８０７５ ２７．９５２９ ２５．７１６８ ２７．９５２９
１９．８３３５ ２８．７４９５ ２７．１７０５ ２８．７４９５
２０．９２８１ ２９．２９２３ ２８．６９６３ ２９．２９２３
２２．０７３９ ２９．６６６８ ３０．２７６９ ２９．６６６８
２３．２６８８ ２９．９０１３ ３１．９１０４ ２９．９０１３
２４．５１８６ ２９．９９８３ ３３．６０２９ ２９．９９８３

モータ・アセンブリ７６、７８は、それぞれフィルタ６０、６２を軸方向に、独立に配置して、フィルタの合計減弱が目標の減弱プロファイルを画定するようにする。一実施形態では、各々のモータは、それぞれのピストン・アセンブリ８０及び８２を伸縮させることによりそれぞれのフィルタを配置する。当業者は、フィルタをＸ線経路の内外に出し入れするのに他のアセンブリを用いてもよいことを認められよう。フィルタの配置に基づいて、フィルタ６０によって生ずる減弱がフィルタ６２によって生ずる減弱に加わる。各々のフィルタは多重の厚みを画定する外形を有するので、外形の組み合わせで多数の可能なビーム・プロファイルを集合的に画定する。従って、結果として得られるビーム・プロファイルが特定の患者又は被検体に合ったものとなるように、多数の可能なビーム・プロファイルから特定のビーム・プロファイルを選択することができる。すなわち、フィルタ６０、６２は、それぞれのモータ・アセンブリ７６、７８によって互いに対して配置されて、患者の近似的な形状に実質的に一致したビーム・プロファイルを画定することができ、結果として、検出器アセンブリの全体にわたって比較的一様なＸ線束を保つ。また、フィルタ６０、６２は、少なくとも部分的に互いに重なるように図示されている。但し、フィルタは重なりが生じないように配置されることも思量される。

被検体の寸法及び位置に一致させることのできる可変型ボウタイ・フィルタを用いてＣＴ検出器アセンブリの全体にわたって比較的一様なＸ線束を達成し得ることも思量されるが、固定型ボウタイ・フィルタを用いてもよいことを認められよう。この観点で、ＣＴシステムに多数のボウタイ・フィルタを装備して、スカウト走査又は他の形態の測定に基づいて、被検体の寸法及び位置を確認してからフィルタのライブラリから適当なボウタイ・フィルタを選択することもできる。一好適実施形態では、ボウタイ・フィルタは、体側方向スカウト又は体前後方向（ＡＰ）スカウトのようなスカウト走査時に取得された情報に基づいて選択される。可変型ボウタイ・フィルタ又は固定型ボウタイ・フィルタのライブラリの保持によって堅牢性は与えられるが、取得されたＣＴビューが破損したり飽和したりする可能性は依然として残る。

例えば、半径Ｒを有する円形対象の撮像時に検出器アセンブリの全体にわたって一様なＸ線束を与えるように構築されたボウタイ・フィルタを考える。このボウタイ・フィルタの長手方向の厚みｘは、表現２Ｒ［１−ｓｑｒｔ（１−ｘ^２／Ｒ^２）］によって特徴付けることができる。利用可能な一群の利用可能なボウタイ・フィルタは、半径が５ｃｍ−４５ｃｍのものであってよい。一般的には、フィルタ半径は、被撮像体にわたるメジアン幅に一致したものとする。（スカウト・データを用いてメジアン幅を決定することができる。）被検体メジアン幅に対して小さいＲのボウタイ・フィルタを選択すると、予測される飽和ビューは僅かであるが、放射線の能動的フィルタ処理の結果として雑音が増大し得る。すなわち、幾つかのＣＴビューが、関連情報が失われるような低いフォトン統計に遭遇し得る。これらのビューは破損していると考えられる。一方、大きいＲのボウタイ・フィルタを選択すると、非飽和検出器素子には良好なフォトン統計が利用可能であるが、多くの検出器素子について検出器飽和が生じ得る。ＣＴ検出器アセンブリの全体にわたって比較的一様なＸ線束を保つように選択されたボウタイ・フィルタの選択にも拘わらず、これらの両方が生じ得る。すなわち、固定型ボウタイ・フィルタの適用又は可変型ボウタイ・フィルタの不正確さのいずれかを通じて、幾つかのＣＴビューが破損し又は飽和し得る。これらのＣＴビューは雑音、ストリーク、及びアーティファクト（ビーム・ハードニング・アーティファクト等）を再構成画像に混入させる。

従って、本発明はまた、雑音ビュー及び破損ビュー又は飽和ビューに対処する取得後工程の具現化を含む。この観点で、本発明はまた、ＣＴビューを雑音を含むもの、破損したもの、又はいずれでもないものに分類する繰り返し工程を含む。この繰り返し工程のステップを図４に示す。

工程はステップ８４で開始し、ステップ８６で対象又は被検体からのＣＴデータの取得を行なう。ＣＴデータ又はＣＴビューは従来の態様で取得され、従来のＣＴシステムで取得されてもよいし多重エネルギＣＴシステムで取得されてもよい。エネルギ識別型ＣＴ検出器は飽和し易いが、一方、この工程を従来のＣＴ検出器によるシステムで具現化してもよい。というのは、これらのシステムの検出器も、エネルギ識別型検出器よりも線束量は大きいが飽和し得るからである。一旦、ＣＴビューが取得されたら（ステップ８６）、一つのＣＴビューを補正用に単離して選択する（ステップ８８）。次いで、選択されたＣＴビューに含まれているデータを一対の閾値と比較する（ステップ９０）。さらに具体的には、各々のＣＴビューは、フォトン数又は信号強度のようなビュー分類の目的で閾値と比較することのできる値を有している。ＣＴビュー値は生の値であってもよいし、又は他の全てのＣＴビューに関して若しくは基底測度に関して正規化されていてもよい。一対の閾値を用いて所与のＣＴビュー（又は所与のＣＴビューに関連する検出器素子）を雑音を含むもの、飽和したもの又はいずれでもないものと定義する。一般的には、ＣＴビュー値が小さいほど、ビューの雑音は多く、すなわち検出されたフォトンが少ない。この観点で、ＣＴビュー値が第一の閾値よりも小さい場合には、ＣＴビューは雑音ビューと特性決定される。一方、ＣＴビュー値が両方の閾値よりも大きい場合には、このＣＴビューは破損ビュー又は飽和ビューと特性決定される。ＣＴビュー値が第一の閾値を上回り且つ第二の閾値に満たない場合には、このＣＴビューはフィルタ処理又は補正が不要な正常ビューと特性決定される。従って、ステップ８８で選択されたＣＴビューに、選択されたビューに与えられた特性決定に基づいてステップ９２でラベルを割り当てる。ＣＴビューが正常とラベルされた、すなわち補正又はフィルタ処理を必要としないとラベルされた場合には、このＣＴビューに対して補正対策は講じられない。ＣＴビューが雑音ＣＴビューとラベルされたら、ステップ９４で適当なフィルタ処理法を適用する。

さらに明確に述べると、アダプティブ・フィルタ・カーネルを雑音が多いとラベルされたＣＴビューに適用して、空間分解能を代償にしてＣＴビューの雑音を低減する。この観点で、ＣＴビューをその雑音を除去するようにフィルタ処理するが、この雑音除去工程の副産物は空間分解能の損失である。適用されるカーネルの形式、強度及び範囲をＣＴビュー値と結び付けることができるものと思量される。すなわち、雑音低減と空間分解能との間の許容可能な交わりを達成するレベルに基づいてＣＴビューをスマート式でフィルタ処理する。但し、ＣＴビューの雑音の程度を問わず、各々の雑音ＣＴビューについて固定型カーネルを適用し得ることも思量される。

また、雑音ＣＴビューを補正するためにニアレスト・ネイバー補正を適用し得ることも思量される。この観点で、雑音ＣＴビューのフォトン数は、フォトン計数を行なうＣＴ検出器素子によって出力されるフォトン数データから直接的に決定することもできるし、又は検出器素子構造及びＣＴビュー値すなわち信号強度の知見から経験的に推定することもできる。すなわち、フォトンの数Ｎは、ＣＴビューについて検出された信号Ｓから確認することができる。次いで、信号値Ｓを、Ｓ′＝ｓｕｍ（Ｓ_ｉ）／ｎとの表現で表わされるようなｎ個の最近接検出器素子の平均から得られる信号値Ｓ′と置き換えることができる。このｎ個の最近接素子の平均によって、雑音ＣＴビューを空間的にフィルタ処理してＣＴビューの雑音を低減する。

選択されたＣＴビューが破損している又は飽和しているとラベルされている場合には、やはりステップ９４において適当な補正法をこのＣＴビューに対して実行する。多くの飽和補正手法が思量されるが、幾つかの手法例について後に詳述する。
一旦、雑音ＣＴビュー又は破損ＣＴビューが適当にフィルタ処理され又は補正されたら、ステップ９６において、もう一つのＣＴビューを解析するか否かを判定する。解析する場合（ステップ９６、９８）には、処理はステップ８８に戻ってＣＴビューを選択して検査する。解析しない場合（ステップ９６、１００）には、画像を従来の態様で再構成して（ステップ１０２）、処理はステップ１０４で終了する。全てのＣＴビューを処理して各々のＣＴビューに所与のラベルを関連付け得ることが認められよう。また、雑音を含むデータ又は飽和したデータを出力する傾向を有する検出器素子に関連したＣＴビューのみを評価して、再構成法を迅速化することも思量される。

以下、幾つかのＣＴビュー補正手法について説明する。これらの手法は、従来のＣＴシステムでも、また二重エネルギｋＶｐシステム、エネルギ識別システム、及びフォトン計数システムのような多重エネルギＣＴシステムでも具現化可能である。一般的に述べると、これら手法の各々は、破損ＣＴビュー又は飽和ＣＴビューの非破損ＣＴビュー又は非飽和ＣＴビューのデータによる補正を行なうものである。補正目的で用いられる非破損ＣＴデータ又は非飽和ＣＴデータはスカウト走査や撮像用走査で取得することもできるし、ファントム・プロファイル、特に偏心型水プロファイルから求めることもできる。代替的には、ファントム・プロファイルを対象の幾何学的構成及び材料に基づいて解析的に決定された合成プロファイルによって置き換えてもよい。

一つの補正手法は、１又は複数の平面型スカウト走査（ラジオグラム）を用いて、被撮像体の両端エッジでのＸ線吸収の指標を与えるものである。スカウト走査又は平面型ラジオグラムは、ＣＴ手順のための予測ツールとして常用されている。スカウト走査は通常、アキシャル撮像用走査又はヘリカル撮像用走査よりも遥かに小さい放射線量で行なわれる。一般的には、スカウト走査のための放射線量は、通常のアキシャル撮像用走査又はヘリカル撮像用走査に用いられる線量の１０分の１である。このように低いＸ線束レベルでは、ＣＴ検出器は典型的には、スカウト・データの取得時に飽和したりレンジ超過したりすることはない。加えて、スカウト走査データは、アキシャル・スキャン又はヘリカル・スキャン時に取得された撮像データのビューと正確に一致するように結び付けられる。幾つかの走査の間でのビューを一致させるための必要条件は、テーブル位置及びビュー角度である。この態様で、アキシャル・スキャン又はヘリカル・スキャンでの個々のファン・ビューを非飽和スカウト・ビューと正確に一致させることができる。結果として、アキシャル・ビュー又はヘリカル・ビューを、対応するスカウト・ビューでデータ破損又はデータ飽和について補正することができる。加えて、スカウト・ビュー・データを用いて、隣接の飽和ビュー又は破損ビューを補正することもできる。

この手法を図５に概略図示する。図５は、スカウト線量プロファイル１０６（低ｍＡ）を撮像用線量プロファイル１０８（定格又は撮像用ｍＡ）に対して示している。図示のように、各線量プロファイルとも比較的対称であるが、撮像用線量プロファイル１０８の方がスカウト線量プロファイル１０６よりも振幅が大きい。結果として、全体的に参照番号１１０で示す被検体の両端エッジでの放射線量又は線束は、全体的に参照番号１１２で示す被検体の中央領域に対応する線量又は線束を大幅に上回る。エッジ側でのＸ線束の中央領域に対するこの不均等は、撮像用走査時に被検体の両端エッジに位置する検出器素子の破損又は飽和を招く場合がある。飽和は、スカウト・データの取得時に、検出器飽和を招かないように十分に低い管電流を用いることにより防止される。すなわち、スカウト線量プロファイル１０６のピークは、検出器レンジ超過を生ずるには不十分なものとする。

アキシャル・スキャン又はヘリカル・スキャンを実行する場合には、スカウト・ファンとアキシャル／ヘリカル・ファン（同じ角度及び位置を有する）とが互いに一致する。このことを図６に示す。図示のように、スカウト走査についての前処理されたビュー・データ１１４、ｌｎ（Ｉ_ｂｏｄｙ／Ｉ_ａｉｒ）は、アキシャル撮像データ及び／又はヘリカル撮像データ１１６に一致する。従って、後述するように、非飽和ビューからのデータを用いて、破損した又は飽和したアキシャル・ビュー又はヘリカル・ビュー１１８を補正することができる。所与の平面について、対象の前処理された投影射線の積分和（又は合計）すなわちΣ＝ｌｎ（Ｉ_ｂｏｄｙ／Ｉ_ａｉｒ）は一定でビュー角度に独立であるとすると、利用可能なスカウト走査データに一致しない他のファン角度のデータを近似することができる。続いて、飽和した示度を有するビューを、スカウト走査の示度を用いて近似して補正することができる。さらに、スカウト・データを用いて被検体又は対象の寸法（断面の高さ及び幅）、並びに走査視野（ＦＯＶ）での位置を抽出することができる。補正データを２種の直交するスカウト走査すなわちＡＰスカウト及び体側方向スカウトのように多数のスカウト走査から決定し得ることも思量される。

上述のように、検出器素子の飽和はしばしば、撮像対象の両端エッジの近くで生ずる。このことは、ＣＴ技術を用いて撮像される殆どの被検体が患者であるということに大抵起因する。患者は典型的には、楕円形の断面を有し、四肢は他の解剖学的部位例えば胴よりも厚みが小さい。この観点で、ＣＴデータ補正は、図７に示すように比較的少数の検出器素子を復元することに主に焦点を合わせる。プロット１２０は、放射線がボウタイ・フィルタを通過する際の自由透過プロファイルを示す。プロット１２２は、ボウタイ・フィルタ及び円筒形状の対象を透過した合成した生の放射線プロファイルを表わす。プロット又は曲線１２４は、飽和が自由空気信号の８分の１のみで生ずるように検出器のダイナミック・レンジを制限した走査データ・プロファイルを表わす。従って、プロット１２６によって表わされる空気補正後の前処理されたデータｌｎ（Ｉ_ｂｏｄｙ／Ｉ_ａｉｒ）は、自由空気透過に晒される検出器以外では少数の検出器でのみかなりの飽和が生ずることを示す。この観点で、飽和データ示度は典型的には、圧倒的多数の非飽和データ示度の存在下で生ずる。後述するように、この現象を利用して飽和示度を補正する。

かかる一補正手法を図８に示す。この補正手法は、既知の非飽和データを用いて補正しなければ飽和する検出器又は検出器素子の「非飽和」示度を決定する。この観点で、飽和ビュー・データ領域１３０に隣接する非飽和ビュー・データ１２８を用いて、飽和データ領域の全体にわたって値を補外する。非飽和ビュー・データ１２８を飽和ビュー・データ領域１３０を中心としてフリップさせて、ビュー・データの第一の鏡像１３２を得る。次いで、ビュー・データ１３２を再び鏡映するがビュー・データ１３２自体を中心として鏡映させて、ビュー・データ１３４を得る。次いで、ビュー・データ１３４をゼロ値限度で切り取る。この「二重フリップ」及び切り取りの結果として、飽和ビュー・データ領域について平滑で連続した非飽和ビュー・データ１２８の延長が与えられる。従って、飽和データ領域について非飽和示度が利用可能であり、画像再構成に用いることができる。

画質を保つために、新たに推定されたデータが被検体境界又はゼロ予備（prep）値に近付くような態様を修正することを目的として、新たに推定されたデータの追加スケール処理又はウィンドウ処理を行なってもよい。最後に判明した検出器素子値からの半径方向距離に対して一次又は二次で降下するウィンドウを含めて様々なウィンドウ処理方法を用いることができる。さらに他の強化法としては、スカウト・データを用いて実際の被検体径を決定し、この情報を用いてこの要件を満たすスケール関数を制約するものがある。

公知の飽和補正のパラダイムでは、欠落データは、中心型円筒水対象によってモデル化される。これら公知のパラダイムは堅牢であるが、円筒水対象又はファントムのプロファイルは、所与の被検体及び走査に最適でない被検体の位置及び形状を呈することが判明している。従って、もう一つの思量される飽和補正手法では、偏心型水プロファイルを用いて、所与の被検体からのデータ取得のさらに正確な予測値を与え、従ってさらに正確な補正測度を与える。偏心型円筒対象プロファイルに加えて、本発明は、飽和データをさらに正確に補正するために偏心型楕円対象プロファイルを用いることも思量している。

適当な偏心型プロファイルを選択する前駆値として、被検体の形状及び位置を導かなければならない。本発明は、この情報を導くための多くの手法を思量している。かかる一手法を図９及び図１０に示す。図９は、所与の被検体のＸ線束プロファイルを示す。図示のように、非飽和データは実線１３６に対応しており、補外されたデータは線１３８によって表わされている。補外されたデータは、飽和データの代わりに用いられる非飽和データである。補外されたデータは、被検体の形状及び位置に基づいて選択される偏心型水プロファイルから決定される。

図１０には、適当な偏心型プロファイルを決定する態様が模式的に図示されている。明確に述べると、非飽和データ・プロファイル１３６（図９）の最後に判明した（非飽和）データ１４０までの半径が決定される。さらに具体的には、線１４２を最後に判明した一組のデータ点１４０にフィットさせる。次いで、この線１４２の勾配及び線切片を用いて、データ補外に用いられるべき最適な非中心型円筒水ファントム又は他のファントムのプロファイルを決定する。すなわち、非中心型プロファイルのライブラリをスキャナのデータベースに保持して勾配値及び切片値で標識するか、又は擬似プロファイルを必要に応じて計算で生成するかのいずれかを行なう。撮像データ・プロファイルの最後に判明したデータ値の勾配値及び線切片値を用いて、数学的に最適な補正プロファイルを選択するか又は生成する。一旦、プロファイルが得られたら、従来の態様でこのプロファイルを用いて欠落データ補外を行なう。

上述の「線フィックス」手法の強化法では、サイノグラム・エッジの形状を盛り込んで、図１１に示すように、欠落データ補正にどの偏心型プロファイルを用いるかをより正確に決定する。ＣＴサイノグラムは、再構成前のＣＴデータのスライスの表示である。一般的ではないが臨床評価に有用なものとして、サイノグラムを用いて破損領域又は飽和領域を識別することができる。サイノグラムの横軸は各々の投影における異なるＸ線に対応する。縦軸は各々の投影角度を表わす。サイノグラムの水平線は引き続き、図９に示すようなＸ線データのビューを表わす。

半径及びオフセットの最初の推定値は、上述のように最後に判明した非飽和データに従って各々のビュー毎に決定されて、図１１に示すもののようなサイノグラムに加えられる。この半径決定は、サイノグラム１４３の各々の飽和ビューについて繰り返される。すなわち、図示のサイノグラムにおいて、推定された非飽和データの領域１４４が存在する。従って、この推定された非飽和データの領域１４４の各々のビューについて、ビュー半径が決定される。様々な半径を用いて、破線１４５として模式的に示すようにサイノグラム１４３の両端エッジＥすなわちサイノグラムのエッジから中心検出器までの距離を近似することができる。次いで、対象エッジに対して二次最小自乗フィットを行なう。次いで、二次最小自乗フィットから二次導関数Ｅ″が決定される。この二次導関数値をファントム・エッジの中心検出器までの距離Ｅと共に用いて、Ｒ＝Ｅ＋Ｅ″によって画定される曲率半径Ｒを決定する。次いで、この曲率半径を用いて、欠落データ補正のための適当な偏心型プロファイルを選択し又は生成することができる。

本発明はまた、図９−図１１に関して記載された被検体の形状及び位置手法の混成も思量する。この混成手法では、図９及び図１０に関して記載された「線フィックス」手法を用いて飽和データの開始での開始曲率を決定し、図１１に関して記載された「曲線フィックス」手法を用いて飽和データ領域の終了曲率を決定する。次いで、これら二つの曲率の平均を用いて補外半径を決定する。次いで、この補外半径を用いて、データ補正にどの偏心型プロファイルを用いるかを決定する。

上述のように、公知の飽和データ補正手法は円筒対象プロファイルに基づくものであった。しかしながら、殆どの被検体は円筒プロファイルに一致しない。この観点で、本発明はまた、欠落データ補正のために楕円対象プロファイルの具現化を思量している。図１２には、データ補正にどの楕円対象プロファイルを用いるかを決定するための「楕円フィックス」方法を模式的に示す。

この「楕円フィックス」手法は、上述の「線フィックス」手法と「曲線フィックス」手法との幾何学的結合を用いて補外表現を決定する。明確に述べると、「線フィックス」手法を用いて、非飽和データ領域の最後に判明したデータ点の接線１４６を決定する。次いで、「曲線フィックス」手法を用いて円筒対象の曲率半径１４８を決定する。ここから、線１４６を接線とした曲率半径１４８の楕円１５０が決定される。上述のように、この楕円形状は、接線１４６と曲率半径１４８との幾何学的結合から決定される。接線１４６が勾配αを有し、高さｈで楕円に交差し、所要の曲率半径１４８がＲであるとすると、所要の楕円形
（ｘ−ｓ）^２／ａ^２ ＋ ｙ^２／ｂ^２ ＝ １
が得られる。ここで、
ｋ ＝ ｔａｎ（α）
ｓ ＝ ｈ^３ｋ／（Ｒ^２−ｈ^２ｋ^２）
α ＝ ｈ^２Ｒ／（Ｒ^２−ｈ^２ｋ^２）
ｂ ＝ ｈＲ／（Ｒ^２−ｈ^２ｋ^２）^１／２
である。

図１３に、システムのアイソセンタから５ｃｍ左及び５ｃｍ上にシフトさせた１５×３０ｃｍの水ファントムについて「線フィックス」手法、「曲線フィックス」手法及び「楕円フィックス」手法の結果を示す。各「フィックス」の結果を参照画像、「無補正」画像及び「空気補正」画像に対して示す。図示のように、「フィックス」画像の各々が、補正しなければ飽和するデータの補正を提供しており、この補正は空気補正画像では提供されない。さらに、補正済み画像は、検出器飽和を回避するために比較的低い線量レベルで取得された参照画像に実質的に一致する。

図５及び図６に関して記載したように補正に直接的に低線束スカウト・データを用いることに加え、スカウト・データを用いて被撮像体の「質量中心」を決定することもできる。例えば、体側方向スカウト走査を用いて、被検体のｙ位置を決定するデータを取得し、ＡＰスカウト走査を用いて被検体のｘ位置を決定するデータを取得することができる。ここから、被検体のｘ及びｙの位置情報、質量中心を導き、これらの情報を用いて欠落データ補正に適した偏心型プロファイルを選択することができる。

ＣＴスキャナのボアの参照位置に対する被検体の質量中心を用いて被検体位置を決定することに類似したアプローチでは、本発明はまた、被検体質量中心を１８０°又は３６０°のビュー・データから決定するアキシャル走査データ又はヘリカル走査データに専ら基づいた質量中心計算法を思量する。この手法は、各々のビュー（ｎ）の各々の前処理された減弱値Ｐ＝ｌｎ（Ｉ_ｂｏｄｙ／Ｉ_ａｉｒ）について表現［Σ（Ｐ・ｎ）／Σｎ］によって定義されるような「重心」の決定と、ビュー毎の結果を適当な位相及び振幅を有する正弦波にフィットさせることとを含んでいる。これらの位相及び振幅値によって走査ＦＯＶでの対象の質量中心が決まる。次いで、質量中心を用いて適当な補正プロファイルを選択する。飽和した点はビューの小部分であり、質量中心は全てのデータ点によって決定されるので、飽和データを空気補正された値（ここでＰ＝０）で置き換えても、質量中心推定に対して無視し得る効果しか有しないことが判明した。

図１４には、飽和データ補正手法の例を示す。この手法によれば、飽和ビューが空気補正される。すなわち、検出器素子示度が飽和した場合には、解剖学的特徴が検出器素子によって撮像されたか否かを問わず、検出器素子データを空気透過値に設定する。この飽和データの初期空気補正から空気補正された入力サイノグラム１５２が得られる。次いで、空気補正済みサイノグラムを通常の態様で逆投影して（ブロック１５４）画像１５６を再構成する。一旦、空気補正済み画像が形成されたら、画像を再投影して（ブロック１５８）ビュー・データの第二の集合を得、このデータ集合を用いて再投影されたサイノグラム１６０を生成する。次いで、この再投影されたサイノグラム１６０を空気補正済みサイノグラム１５２から決定される飽和データ・マスク１６２と比較し又はマスク１６２でマスクする。一実施形態では、飽和データ・マスク・サイノグラム１６２は、飽和データのみを含んでいる。もう一つの実施形態では、マスク・サイノグラム１６２は全ての飽和データを除外している。いずれの場合にも、再投影されたサイノグラム１６０及びマスク・サイノグラム１６２を互いに比較して（ブロック１６４）、空気補正済みサイノグラム１５２と再投影されたサイノグラム１６０との間の標準偏差を決定する。つまり、比較１６４は飽和データ示度の改善された推定値を与える。次いで、更新後の飽和データ示度を空気補正済みサイノグラムに対して更新した（ブロック１６６）後に、更新後の空気補正済みサイノグラムを逆投影して画像を再構成する。以上に述べた再投影ステップ、比較ステップ及び更新ステップは、再投影されたサイノグラムと空気補正済みサイノグラムとの間の標準偏差が最小標準偏差の範囲内に収束するまで繰り返し実行される。一旦、この収束が生じたら、最後に更新した入力サイノグラムを逆投影して、臨床解析のための画像を再構成する。

以上、幾つかの補正手法について記載した。本発明はまた、補正済みビューの精度を検証する幾つかの手法を含んでいる。本発明による飽和補正検証手法では、積分ビュー加算によるビュー延長を用いる。このアプローチは、等間隔のパラレル・ビュー・サイノグラム・データの特性を利用している。明確に述べると、各々のビューのデータの積分は、ビュー角度とは独立に一定に留まる。このようなものとして、一つでも非飽和ビューが存在する場合には、このビューの積分を決定して、他の全ての積分ビュー・データが一致する定数として用いることができる。すなわち、近似を用いて飽和ビューのための欠落データを決定する場合に、この定数が近似の精度を検証する追加試験を提供する。この観点で、近似についての積分を上述の積分の定数と比較して、この近似が、近似を行なわなければ飽和するデータの良好な近似となっているか否かを判定する。良好な近似となっていない場合には、近似が不十分な補正済みデータで画像を再構成するのではなく、新たな又は異なる補正計算法を適用することができる。加えて、ビュー積分定数を適当なテーブル位置に対応する撮像データから又はスカウト・データから決定することもできる。さらに、この検証手法はパラレル・ビュー・サイノグラムでもファン・ビームサイノグラムで具現化することができる。

図１５−図１６では、２種のグラフが本発明のさらに他の実施形態による所与の飽和補正手法の実効性を決定する繰り返し式フィルタ手法を示している。図１５に示されているのは、（１）飽和したＣＴビュー・データのプロット１６８及び（２）ビュー・データの不十分な飽和補正から得られるフィルタ処理後のデータのプロット１７０の２種のプロットである。図示のように、飽和補正が不適当に適用されると、フィルタ処理後のデータ１７０は、不適当に推定された飽和データの領域において非飽和データに対して大きい歪みを呈する。反対に、図１６に示すように、飽和補正がビュー・データに適当に適用されると（プロット１７４）、補正されたデータは、フィルタ処理後のビューの全体にわたって整合した「平坦な」応答１７２を与える。この「平坦な」応答１７２を測定するために、補正済みビュー・データをフィルタ処理するが、逆投影しないで、フィルタ処理後のデータの平坦性を決定し、これを繰り返し用いて飽和データ補正のよりよい推定を与える。すなわち、飽和補正済みデータで画像を再構成する前に、上述のフィルタ試験を適用して、フィルタ処理済みであるが逆投影されていない補正済みデータの平坦性を測定することができる。フィルタ処理後のデータが図１５に示すもののような歪みを示している場合には、補正法が不適当に適用されている。反対に、比較的平坦な応答が測定された場合には、補正手法が適当に適用されて、画質は最適化されている筈である。

図１７について説明する。小荷物／手荷物検査システム１７４が、小荷物又は手荷物を通過させることのできる開口１７８を内部に有する回転式ガントリ１７６を含んでいる。回転式ガントリ１７６は、高周波電磁エネルギ源１８０と、検出器アセンブリ１８２とを収容している。また、コンベヤ・システム１８４が設けられており、コンベヤ・システム１８４は、構造１８８によって支持されており走査のために開口１７８を通して小荷物又は手荷物１９０を自動的に且つ連続的に通過させるコンベヤ・ベルト１８６を含んでいる。対象１９０をコンベヤ・ベルト１８６によって開口１７８内に送り込み、次いで撮像データを取得し、コンベヤ・ベルト１８６によって開口１７８から小荷物１９０を除去することを、制御された連続的な態様で行なう。結果として、郵便物検査官、手荷物積み降ろし員及び他の保安人員が、小荷物１９０の内容物を爆発物、刃物、銃及び密輸品等について非侵襲的に検査することができる。

以上に述べた飽和補正及び検証手法は、従来のＣＴシステムでも、ダイナミック・レンジが限定されたエネルギ識別型検出器を用いるもののような多重エネルギＣＴシステムでも適用可能である。本発明は、電流モード及び／又は単一フォトン計数モードで動作するＣＺＴ直接変換型検出器を有するＣＴシステムで特に適用可能である。本書に記載したレンジ超過補償手法を用いて、補償を行なわないと厳格になるＣＴ検出器のダイナミック・レンジ要件を軽減することができる。さらに、検出器経費を抑えることに加えて、本発明は、比較的少ないデータの取得（ビット数／ワード数がより少ない）を支援し、これによりデータ通信帯域幅要件及びデータ記憶容量要件にプラスの効果を奏する。本発明はまた、ワイド・ボアＣＴシステムで広く見受けられる拡張ビュー再構成を改良するのにも適用することができ、この場合には、物理的な検出器アレイの限度を超えたデータ補外を飽和ビュー・データ推定手法と類似の態様で推定することができる。

従って、本発明は、放射線源と、複数の放射線検出器を有する放射線検出器アセンブリとを含むスキャナに関するものである。スキャナはまた、放射線検出器アセンブリに接続されて動作し、レンジ超過検出器の出力を非レンジ超過検出器の出力で補正するようにプログラムされているコンピュータを含んでいる。

本発明はさらに、ＣＴデータ補正の方法を開示し、この方法は、対象からＣＴデータを取得するステップと、このＣＴデータのプロファイルを偏心型ファントム・プロファイル又は合成データ・プロファイルと比較するステップとを含んでいる。この方法はさらに、偏心型ファントム・プロファイル又は合成データ・プロファイルからＣＴデータの飽和部分を補正するステップを含んでいる。

本発明はまた、コンピュータによって実行されるとコンピュータにＣＴ検出器の各々の検出器素子からの信号値を正規化して、信号値を一対の閾値と比較することを行なわせる一組の命令を有するコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に記憶されたコンピュータ・プログラムとして具現化される。コンピュータはまた、上述の比較から、所与の検出器の信号値に対応するＣＴビューを正常ビュー、雑音ビュー、及び飽和ビューの一つとして特性決定することを行なう。次いで、コンピュータは、ＣＴビューが雑音ビューと特性決定された場合にはＣＴビューにフィルタ・カーネルを適用し、ＣＴビューが飽和ビューと特性決定された場合にはＣＴビューに飽和ビュー補正を適用することを行なう。

さらにもう一つのＣＴデータ補正の方法が提供され、この方法は、一組のＣＴビューの飽和ビューを空気補正するステップと、この一組のＣＴビューから空気補正されたサイノグラムを生成するステップとを含んでいる。この方法はさらに、一組のＣＴビューから撮像を再構成するステップと、もう一組のＣＴビューを生成するように画像を再投影するステップとを含んでいる。このＣＴデータ補正手法はまた、もう一組のＣＴビューから再投影されたサイノグラムを生成するステップと、再投影されたサイノグラムを飽和ビューのサイノグラム・マスクと比較するステップとを含んでいる。次いで、この比較に基づいて、空気補正されたサイノグラムを更新した後に、更新後の空気補正されたサイノグラムから画像を再構成する。

本発明は、さらにもう一つのＣＴデータ補正の方法を含んでおり、この方法は、補正後のＣＴビューを逆投影せずにフィルタ処理するステップと、フィルタ処理されたＣＴビューの平坦性の測度を決定するステップとを含んでいる。この方法はさらに、補正済みＣＴビューについて補正の値を決定するステップと、補正の値に基づいて補正済みＣＴビューを再補正するステップとを含んでいる。

本発明を好適実施形態について説明したが、明示的に述べたもの以外の均等構成、代替構成及び改変が可能であり、特許請求の範囲に含まれることが認められよう。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

ＣＴイメージング・システムの見取り図である。 図１に示すシステムのブロック模式図である。 図１−図２に示すＣＴイメージング・システムで適用可能な被検体前方ビーム成形フィルタ・アセンブリの一実施形態の模式図である。 本発明の一観点によるＣＴビュー特性決定手法のステップを示す流れ図である。 撮像用線量プロファイルに対するスカウト線量プロファイルを示すグラフである。 撮像ファンに一致させたスカウト・ファンを示すグラフである。 ＣＴデータ取得において遭遇し得る多くの放射線プロファイル例を示す図である。 本発明による飽和データ補正手法の一例を示す模式図である。 所与の被撮像体についてのＸ線束プロファイルを示すグラフである。 飽和データ補正に用いられる偏心型プロファイルを決定する手法の例を示す模式図である。 飽和データ補正のために偏心型プロファイルを決定するさらにもう一つの手法を示す模式図である。 データ補正に用いられる偏心型プロファイルを決定するさらに他の手法を示す模式図である。 本発明の飽和補正手法によって補正された一連の画像を公知の補正手法に対して示す図である。 本発明のもう一つの観点による飽和データを補正する手法を示す模式図である。 飽和データ・プロファイルを非飽和データ・プロファイルに対して示すグラフである。 補正済みの飽和データ・プロファイルを非飽和データ・プロファイルに対して示すグラフである。 非侵襲型小荷物検査システムに用いられるＣＴシステムの見取り図である。

符号の説明

１０ ＣＴシステム
１２、１７６ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８、１８２ 検出器アセンブリ
１９ コリメータ
２０ 検出器
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
４２ 表示スクリーン
４６ モータ式テーブル
４８、１７８ ガントリ開口
５０ Ｘ線発生及びフィルタ処理アセンブリ
５４ Ｘ線ビーム
５６ ビーム・プロファイル
５８ 被検体前方ビーム成形フィルタ・アセンブリ
６０、６２ フィルタ
６４、６６ 底部
６８、７０ 尾部
７２、７４ 曲線状部分
７６、７８ モータ・アセンブリ
８０、８２ ピストン・アセンブリ
１０６ スカウト線量プロファイル
１０８ 撮像用線量プロファイル
１１０ 被検体の両端エッジ
１１２ 被検体の中央領域
１１４ スカウト走査についての前処理されたビュー・データ
１１６ 撮像データ
１１８ 破損した又は飽和したビュー
１２０ 自由透過プロファイル
１２２ 合成した生の放射線プロファイル
１２４ ダイナミック・レンジを制限した走査データ・プロファイル
１２６ 空気補正後の前処理されたデータ
１２８ 非飽和ビュー・データ
１３０ 飽和ビュー・データ領域
１３２ ビュー・データの第一の鏡像
１３４ 再び鏡映されたビュー・データ
１３６ 非飽和データ
１３８ 補外されたデータ
１４０ 最後に判明した非飽和データ
１４２ 最後に判明した非飽和データにフィットされた線
１４３ サイノグラム
１４４ 推定された非飽和データの領域
１４５ サイノグラムのエッジから中心検出器までの距離の近似
１４６ 接線
１４８ 曲率半径
１５０ 楕円
１５６ 空気補正済み画像
１６８ 飽和したＣＴビュー・データ
１７０ フィルタ処理後のデータ
１７２ 「平坦な」応答
１７４（図１６） 適当に適用された飽和補正
１７４（図１７） 小荷物／手荷物検査システム
１８０ 高周波電磁エネルギ源
１８４ コンベヤ・システム
１８６ コンベヤ・ベルト
１８８ 支持構造
１９０ 小荷物又は手荷物

Claims (10)

1. 放射線源（１４）と、
   複数の放射線検出器（２０）を有する放射線検出器（２０）アセンブリ（１８）と、
   該放射線検出器（２０）アセンブリ（１８）に接続されて動作し、レンジ超過検出器（２０）の出力を非レンジ超過検出器（２０）の出力で補正するようにプログラムされているコンピュータ（３６）と、
   を備えたスキャナ（１０）。
2. 前記コンピュータ（３６）はさらに、レンジ超過検出器（２０）の前記出力を前記レンジ超過検出器に隣接する非レンジ超過検出器（２０）の前記出力で補正するようにプログラムされている、請求項１に記載のスキャナ（１０）。
3. 前記コンピュータはさらに、
   前記非レンジ超過検出器（２０）の前記出力（１２８）の複製であるデータ集合を生成し、
   該データ集合（１２８）の鏡像であるデータを有する鏡像データ集合（１３２）を生成し、
   符号変更したデータ集合（１３４）を得るように前記鏡像データ集合の各々のデータ要素の符号変更を行ない、次いで、
   前記符号変更したデータ集合（１３４）を前記非レンジ超過検出器（２０）の前記出力（１２８）に付加する
   ようにプログラムされている、請求項２に記載のスキャナ（１０）。
4. 前記コンピュータ（３６）はさらに、閾値を下回るデータが画像再構成に用いられないように、前記非レンジ超過検出器（２０）の前記出力（１２８）に付加した後に前記符号変更したデータ集合（１３４）を切り取りするようにプログラムされている、請求項３に記載のスキャナ（１０）。
5. 前記コンピュータ（３６）はさらに、スカウト走査を実行して、レンジ超過検出器（２０）の前記出力を前記スカウト走査時に生成された前記検出器（２０）の非レンジ超過出力で補正するようにプログラムされている、請求項１に記載のスキャナ（１０）。
6. 前記スカウト走査は、体前後方向（ＡＰ）走査及び体側方向走査の少なくとも一方を含んでいる、請求項５に記載のスキャナ（１０）。
7. 前記スカウト走査は平面型スカウト走査である、請求項５に記載のスキャナ（１０）。
8. 前記コンピュータ（３６）はさらに、検出器（２０）のレンジ超過を生ずるには不十分な線量レベルで前記スカウト走査を実行するようにプログラムされている、請求項５に記載のスキャナ（１０）。
9. 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記スカウト走査時に取得されたビューをアキシャル撮像走査及びヘリカル撮像走査の一方の際に取得されたビューに一致させるようにプログラムされている、請求項５に記載のスキャナ（１０）。
10. 前記コンピュータ（３６）はさらに、撮像走査の飽和ビューを前記スカウト走査のビューで補正するようにプログラムされている、請求項９に記載のスキャナ（１０）。