JP2020175169A - イメージング装置、方法及びプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】エネルギービンの最適化を図ること。【解決手段】実施形態に係るイメージング装置は、処理回路を備える。処理回路は、光子計数検出器の２つ以上の検出素子について、対応する前記検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルをＸ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定する。処理回路は、前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、前記各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値を前記エネルギースペクトルに基づいて設定する。【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、イメージング装置、方法及びプログラムに関する。

ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）システムおよび方法は、特に医用イメージングおよび医療診断のために広く使用されている。ＣＴシステムは、一般的に被験体の身体の１つまたは複数の断面スライスの投影像を作成する。Ｘ線源などの放射線源（単に、線源と称する場合がある）が身体の一方の側から身体に対して放射線を照射する。一般的にＸ線源に隣接しているコリメータがＸ線ビームの角度範囲を制限するので、身体に衝突する放射線は身体の断面スライスを画定する平面領域（すなわち、Ｘ線投影面）に実質的に制限される。身体の反対側の少なくとも１つの検出器（一般的に多数の検出器）が投影面の身体を通過した放射線を受ける。検出器から出力された電気信号を受け、この電気信号を処理することにより、身体を通過した放射線の減衰が測定される。平面投影ではなく身体のボリューム投影を行うマルチスライス検出器が用いられる場合がある。

一般的にＸ線源は、身体の長軸の周りを回転するガントリに搭載される。検出器は、ガントリのＸ線源とは反対側に同様に搭載される。一連のガントリ回転角における投影的な減衰測定を行い、投影データ／サイノグラムをガントリ回転子と固定子の間に設けられたスリップリング経由で処理装置（プロセッサ）に送り、それからＣＴ再構成アルゴリズム（たとえば、逆ラドン変換、フィルタ補正逆投影、Feldkampに基づくコーンビーム再構成、反復再構成又はその他の方法）を使用して投影データを処理することにより、身体の断面像が得られる。例えば、再構成された画像は、素子（ピクセル）の正方行列であるデジタルＣＴ画像とすることができる。この場合、これらの素子のそれぞれが患者（被検体）の身体のボリュームエレメント（ボリュームピクセル又はボクセル）を表す。ＣＴシステムによっては、身体の並進と身体に対するガントリの回転の組み合わせによりＸ線源が身体に対する渦巻き状またはらせん状の軌跡を通過する。そして、多数のビューが用いられて１つスライスまたは複数のスライスの内部構造を示すＣＴ画像が再構成される。

ＣＴ投影データを測定するためにエネルギー積分検出器（Energy-Integrating Detector：ＥＩＤ）が使用されてきた。これに代わる方法として使用される光子計数検出器（Photon-Counting Detector：ＰＣＤ）は、エネルギー積分検出器に比較して、スペクトラルＣＴを行う能力及びスキャン領域を検出器の多数のより小さい「ピクセル」に分割して解像度を高める機能を含む多数の長所をもっている。半導体ベースのＰＣＤはスペクトラルＣＴに独自の利益をもたらすが、固有の課題ももたらす。例えば、ＰＣＤは、検出されたＸ線を複数のエネルギー範囲のそれぞれに対応する複数のエネルギービンのそれぞれに分解することができる。それぞれのビンのエネルギー範囲は、検出器内のすべての素子（検出素子）について同じである。しかし、Ｘ線ビームの一部における検出素子の最適エネルギー範囲は、Ｘ線ビームの別の部分における検出素子にとって必ずしも最適でない。それは、Ｘ線ビームの種々の部分が種々のＸ線エネルギースペクトルを有し得るからである。例えば、Ｘ線ビームの異なる複数の部分は、互いに異なる複数のエネルギースペクトルを有する場合がある。したがって、全ての検出素子において、同じ範囲のエネルギービンを使用することは、性能および画質を劣化させることがある。よってＸ線ビーム内の位置の関数としてこれらの範囲（たとえば、エネルギー閾値およびエネルギービンの大きさ）を最適化する優れた方法が望まれる。

国際公開第２０１８−０４７９５０号

本発明が解決しようとする課題は、エネルギービンの最適化を図ることである。

実施形態に係るイメージング装置は、処理回路を備える。処理回路は、光子計数検出器の２つ以上の検出素子について、対応する前記検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルをＸ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定する。処理回路は、前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、前記各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値を前記エネルギースペクトルに基づいて設定する。

図１Ａは、物体（例えば、被検体、被写体、患者、胴、ファントム等）の断面図、及び、線源から発し、その途次において物体を通過して検出器中のそれぞれのピクセル又は素子に向かって扇形に広がるＸ線軌跡を示す図である。 図１Ｂは、本開示の１つの側面において線量補償フィルタ（ボウタイフィルタ）を設けた場合における胴の断面図及び扇形に広がるＸ線軌跡を示す図である。 図１Ｃは、本開示の１つの側面において、種々のファン角度（ファン角）により線量補償フィルタを通過した後のビームスペクトルの一例を示す図である。 図１Ｄは、本開示の１つの側面において種々のファン角度により線量補償フィルタを通過した後のビームスペクトルに適用されるエネルギービンの一例を示す図である。 図２は、本開示の１つの側面において、ビームのシミュレーション及び／又は較正を行うことによりエネルギー閾値を設定する方法のフローチャートを示す図である。 図３は、本開示の１つの側面において、ビームのシミュレーション及び／又は予備スキャンを用いてエネルギー閾値を設定する方法のフローチャートを示す図である。 図４は、本実施形態におけるコンピュータ断層撮影スキャナの構成の一例を示す図である。

添付図面に関連して以下に示される記述は、開示される主題の種々の側面の記述を意図しており、かつ、側面のみを示すことを必ずしも意図していない。場合によっては、この記述は、開示される主題の理解を与えることを目的とする具体的な詳細を含む。しかし、これらの具体的な詳細なしに種々の側面を実施し得ることは、当業者にとって明らかである。場合によっては、開示される主題の概念が曖昧となることを回避するために、周知の構造および構成要素がブロック図の形式で示される。

明細書全体を通じて行われる「１つの側面」または「ある側面」に対する言及は、１つの側面に関連して記述された特定の特徴、構造、特性、操作又は機能が開示された主題の少なくとも１つの側面に含まれることを意味する。したがって、明細書における「１つの側面において」又は「ある側面において」等の言い回しは、必ずしも同一の側面を指さない。さらに、特定の特徴、構造、特性、操作又は機能は、１つ又は複数の側面において任意の適切な方法により組み合わされ得る。さらに、開示される主題の側面は、記述された側面の改良及び変形を包含し得ること並びに包含することを意図している。

本明細書および特許請求の範囲において使用される場合、文脈により別段の指示のある場合を除き、単数形は複数の指示対象を含む場合があることに留意しなければならない。すなわち、明確に別段の指定のない限り、本願において使用される場合、「ある１つの」および同様な語句は、「１つまたは複数の」という意味をもつ。また、当然のことながら、「頂部の」、「底部の」、「前部の」、「後部の」、「側面の」、「内部の」、「外部の」などの用語は、本願において使用される場合、基準点を示すのみであり、必ずしも開示された主題の特徴を特定の方位または配置に制限しない。さらに、「第１の」、「第２の」、「第３の」などの用語は、本願において記述されるいくつかの部分、構成要素、基準点、操作及び／又は機能の１つを識別するのみであり、同様に、必ずしも開示された主題の特徴を特定の配置または方位に制限しない。

本願において記述する実施形態は、例えば、光子計数検出器における検出素子（ピクセル）の変更可能なエネルギー閾値の設定に関する。例えば、光子計数検出器の複数の検出素子のそれぞれについて、複数のエネルギー閾値をＸ線ビーム中の対応点におけるエネルギースペクトルに従って最適に調整するコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、方法及びプログラムに関する。以下の説明では、光子計数検出器を、単に、検出器と称する場合がある。

光子計数ＣＴでは、ＰＣＤは、直接変換、例えば、ＣｄＴｅまたはＣＺＴエネルギー分解光子計数スペクトル検出器により各入射光子のエネルギーを検出することができる。ＥＩＤを使用するＣＴに比べて、ＰＣＤを使用するＣＴは、その測定において追加エネルギー依存情報を提供する。この情報は、物質弁別及びスペクトラルイメージングを可能にする。

特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）などのＰＣＣＴシステムのフロントエンド電子機器は、アナログ信号を変換し、かつ、それを所定の閾値（電圧）と比較し、それにより多数のエネルギービンの計数の測定値を得る。光子計数ＡＳＩＣ設計は、たとえば、２〜６個のエネルギービンをもつ２〜６個のエネルギー閾値を含み得る。一部の例では、システムによっては第１閾値として２５〜５０ｋｅＶの範囲内の静的値（例えば固定値）を使用する。しかし、閾値はシステム固有の構成設定に依存するために、最適なエネルギー閾値を決定する方法には定説が存在しない。とりわけ、最低のエネルギービンは、減衰した一次Ｘ線ビームおよび散乱したＸ線を含む混合データを含むことがある。一方で、光電相互作用は当該Ｘ線の低エネルギー範囲のＸ線における主要な減衰過程であり、それにより低エネルギーＸ線は物質の差異に対するより高い感度を示す。他方、Ｘ線散乱Ｘ線プロセスは、入射Ｘ線より低いエネルギーをもつ散乱Ｘ線をもたらす。その結果、散乱Ｘ線の大部分は低いエネルギー範囲に見出され、それは、Ｘ線散乱補正を行わない限り、測定に悪影響を及ぼし、かつ、ＣＴ画像中に偏り／アーチファクトをもたらす。最適な低エネルギーカットオフ閾値の選択は、カットオフ閾値を増大することにより散乱Ｘ線による不要な雑音を除去することと、カットオフ閾値を低減することにより低Ｘ線エネルギーにおいて可能な限り多くの信号を収集することとの間でトレードオフの関係にある。最適なエネルギー閾値の決定及び適切なエネルギービン設定を行わない場合、価値のあるデータ（有用なデータ）が測定から除かれてしまうであろう。したがって、本願において記述する方法は、動的かつ位置依存のエネルギー閾値の決定およびビンの設定をＰＣＣＴシステムに導入することによりＰＣＣＴシステムの性能を最適化してその臨床効果を高める。

これから複数の図面を参照するが、これらの図面においては同様な参照番号は、いくつかの図を通じて同一または対応する部分を指す。図１Ａは、物体（例えば、被検体、被写体、患者、胴、ファントム等）の断面図、及び、線源から発し、その途次において物体を通過して検出器中のそれぞれのピクセルまたは素子に向かって広がるＸ線の軌跡を示す。簡素化のためにＸ線の軌跡の半分を示す。残りの半分は示されている軌跡を中心線で折り返すことにより得られる。

一部のＸ線の軌跡は柔らかい組織のみ通過するのに対し、他のＸ線の軌跡は柔らかい組織を通過することに加えて骨（例えば、肋骨）を通過する。さらに、患者の真上のような一部の線源位置の場合、Ｘ線の軌跡の一部は患者の腕のみを通過するのに対し、他の軌跡は胴を通過する。当然の結果として、患者の左側または右側のような他の線源位置の場合、Ｘ線の軌跡の一部は側面方向（横向きの方向）に進んで、最初に第１の腕、次に胴、続いて第２の腕を通過する。このようにＸ線が進む距離およびＸ線が通過する物質は、線源の種々の位置により異なる。完全な円形の円筒の場合、一部のＸ線の軌跡は、たとえば周辺において、ほんの少しの組織を通過するのに対し、他のＸ線軌跡は物体または患者の中心を通過する。これらの例から分かるように中心のＸ線と周辺のＸ線との間において減衰の差が生ずる。

さらに、Ｘ線ビームを形作ったり、狭くしたりすることにより放射線量を制限するために、線源と患者との間に線量補償フィルタ（ボウタイフィルタ）を挿入してもよい。図１Ｂは、本開示の１つの側面において、線量補償フィルタを設けた場合における胴の断面図、及び、扇形に広がるＸ線の軌跡を示す。１つの側面において、線量補償フィルタの追加は、患者の周辺に向かうＸ線の量を低減する。したがって、線量補償フィルタの追加は、患者への放射線量を低減することできる。たとえば、頭部のＣＴスキャンを行う場合、Ｘ線線量を合理的に許容できる範囲で可能な限り低く保つために、より小さいファン角度（ファン角）が望ましいであろう。同様に、心臓ＣＴスキャンの場合、腕のような臨床的に関係のない身体の部分への放射線量を低減することにより患者への放射線量を低減することが望ましいであろう。これは、線量補償フィルタのエッジ（端）が中心部より厚い形状をもつ線量補償フィルタにより達成することができる。この場合、線量補償フィルタは、ファン角の周辺に向かうＸ線が線量補償フィルタのより厚いエッジを通過し、かつ、ファン角の中心に向かうＸ線（中央Ｘ線）が線量補償フィルタのより薄い中心を通過するように、配置される。線量補償フィルタによるビームのフィルタリング（事前的なフィルタリング）によりファン角に沿って異なるスペクトルが生ずる。したがって、スキャン物体または患者が存在しない状態において、光子計数検出器の周辺部分である周辺部の検出素子は、中心に近い検出素子に比し、より高いエネルギーにシフトされたスペクトルを受け取る。

種々の臨床応用および種々の患者の大きさにとって、ビームの種々の形状／幅が有益となり得る。したがって、特定の応用及び患者に基づいて離散集合の線量補償フィルタ群の中から適切な線量補償フィルタを選択することができる。ある実施形態では、離散集合の線量補償フィルタ群の中の適切な各線量補償フィルタについてファン角の関数としてのエネルギースペクトルを較正（補正）し、かつ、保存しておくことができる。

図１Ｃは、種々のファン角において線量補償フィルタを通過した後のビームスペクトルの実施例を示す。図１Ｃにおいて、エッジＸ線１０５（図１Ｂ参照）はエッジスペクトル１０５ａを生成し、また、中心Ｘ線１１５（図１Ｂ参照）は中心スペクトル１１５ａを生成する。さらに、中間Ｘ線１１０（図１Ｂ参照）は中間スペクトル１１０ａを生成する。線量補償フィルタのエネルギー依存減衰のために、エッジスペクトル１０５ａは中間スペクトル１１０ａより高いエネルギーの方向にシフトされ、また、その中間スペクトル１１０ａは中心スペクトル１１５ａより高いエネルギーの方向にシフトされる。

図１Ｄは、種々のファン角において線量補償フィルタを通過した後のビームスペクトルに適用されるエネルギービン１２０の一例を示す。たとえば、エネルギービン１２０を規定する閾値を所定のエネルギーレベルに設定する。たとえば、閾値を２０ｋｅＶ毎に設定して第１エネルギービン１２０ａ、第２エネルギービン１２０ｂ、第３エネルギービン１２０ｃ、第４エネルギービン１２０ｄ及び第５エネルギービン１２０ｅを得る。種々の閾値レベルおよびエネルギービンの大きさを使用できることは当業者の理解するところであろう。

注目すべきことに、エッジＸ線１０５を検出するピクセルが４５ｋｅＶより低いエネルギーのＸ線を実質的に受けないのに対し、中心Ｘ線１１５を検出するピクセルは２０ｋｅＶという低域までのエネルギーのＸ線を受ける。したがって、図１Ｄに示されているように、第１エネルギービン１２０ａは、エッジスペクトル１０５ａが４５ｋｅＶにおいて消滅しているのでエッジＸ線１０５に関するスペクトル情報を実質的に与えない。

したがって、エッジＸ線１０５に対応する検出器のピクセルに入射する４５ｋｅＶより低いＸ線は、一次Ｘ線ビームからではなく散乱からのものである可能性が高い。その結果として、この検出器のピクセルの場合、第１エネルギービン１２０ａの低エネルギーカットオフ閾値は、たとえば、５０ｋｅＶとすることができる。

ここでいう第１エネルギービンとは、例えば、あるピクセルについて設定された複数のエネルギービンのうち、最もエネルギーが低いエネルギービンを指す。また、低エネルギーカットオフ閾値とは、例えば、第１エネルギービンのエネルギーの範囲のうち、最も低いエネルギーを指す。また、カットオフ閾値は、第１エネルギー閾値とも称される。

一部の実施例では、この低エネルギーカットオフ閾値を、ＰＣＤの有限のエネルギー分解能（例えば、このエネルギー分解能は５〜１０ｋｅＶである）を考慮して若干（たとえば、４５ｋｅＶに）繰り下げることができる。また、一部の実施形態では、この低エネルギーカットオフ閾値を、特に大柄及び/又は高密度の患者の場合の患者の体内の伝搬から生ずる減衰（追加減衰）を考慮して若干引き上げてもよい。なお、追加減衰とは、例えば、患者などの物体が存在しない場合と比較して、物体が存在する場合に更に生じる減衰を指す。

中間スペクトル１１０ａに対応する検出器のピクセルに関して、低エネルギーカットオフ閾値を、たとえば、４０ｋｅＶとすることができる。エッジスペクトル１０５ａに対応するピクセルの低エネルギーカットオフ閾値と同様に、この４０ｋｅＶのカットオフ閾値を、ＰＣＤの有限エネルギー分解能および患者による追加減衰に応じて上方または下方に調整することができる。

中心スペクトル１１５ａに対応する検出器のピクセルに関して、低エネルギーカットオフ閾値を、例えば、２５ｋｅＶとすることができる。エッジスペクトル１０５ａに対応するピクセルの低エネルギーカットオフ閾値と同様に、２５ｋｅＶのカットオフ閾値を、ＰＣＤの有限エネルギー分解能および患者による追加減衰に応じて上方または下方に調整することができる。

上記を考慮すると、ＰＣＤのピクセルの配列に沿うそれぞれの位置におけるＸ線スペクトルのシミュレーション（または実施例によっては測定／較正）を行うことができる。そして、次にこれらのＸ線スペクトルを使用してＰＣＤのピクセル配列に沿うそれぞれの位置における低エネルギーカットオフ閾値を決定することができる。すなわち、閾値の設定を最適化するために、可変なエネルギー閾値の設定を種々のピクセルに適用することができる。すなわち、可変なエネルギー閾値の設定が可能なように、種々のピクセルを構成することができる。各個別のピクセルまたはピクセルのグループ（たとえば、１００個のピクセルからなるＰＣＤモジュール）は、設定可能な第１エネルギー閾値、追加で設定可能なエネルギー閾値、及び、様々な入力に基づいてエネルギー閾値を自動的に設定する方法により、エネルギー閾値が自動的に設定される。

なお、追加で設定可能なエネルギー閾値とは、例えば、第１エネルギー閾値以外のエネルギー閾値であって、エネルギービンの境界を画定するためのエネルギー閾値を指す。例えば、図１Ｄの例では、追加で設定可能なエネルギー閾値は、複数のエネルギービン１２０ａ〜１２０ｅそれぞれのエネルギービンの境界を画定するエネルギー閾値である。より具体的には、追加で設定可能な複数のエネルギー閾値は、第１エネルギービン１２０ａと第２エネルギービン１２０ｂとの間のエネルギー閾値（第２エネルギー閾値）、第２エネルギービン１２０ｂと第３エネルギービン１２０ｃとの間のエネルギー閾値（第３エネルギー閾値）、第３エネルギービン１２０ｃと第４エネルギービン１２０ｄとの間のエネルギー閾値（第４エネルギー閾値）、第４エネルギービン１２０ｄと第５エネルギービン１２０ｅの間のエネルギー閾値（第５エネルギー閾値）、及び、第５エネルギービン１２０ｅのエネルギー範囲の最大値（第６エネルギー閾値）を含む。追加で設定可能な複数のエネルギー閾値は、単に、追加エネルギー閾値とも称される。

例えば、１つの検出素子により検出されたＸ線の測定されたエネルギーが、第２エネルギー閾値より小さく、かつ、第１エネルギー閾値より大きい場合に、検出されたＸ線が第１エネルギービン１２０ａ内に含まれると弁別する。他のエネルギービンについても同様である。

図２は、本開示の１つの側面における、ビームシミュレーションおよび較正によりエネルギー閾値を設定する方法２００を示すフローチャートである。１つの側面において、複数のピクセルに対して設定される第１エネルギー閾値は、線量補償フィルタを通過することにより生ずるエネルギー依存減衰に基づいて推定されるビームスペクトルを使用することにより設定されることができる。ステップＳ２０１において、線源から放射されたビームのスペクトル（Ｘ線管スペクトル）のシミュレーションを行い、そして、シミュレーションにより得られたＸ線管スペクトルを所定のフィルタを通過したビームスペクトルの減衰（推定された減衰）と組み合わせる。減衰は、形状および材料などのフィルタ特性に基づいて計算することにより、推定されることができる。たとえば、所定のフィルタは、成人患者向けの大きな線量補償フィルタ、未成年患者向けの小さな線量補償フィルタ、または特定の臨床応用向けのＣＴシステムに設置されるその他のフィルタとすることができる。

実施形態によっては、線源から放射されるビームのＸ線管スペクトルは、較正スキャンに基づいてもよい。別の方法として、線源から放射されるビームのＸ線管スペクトルは、シミュレーションに基づいてもよい。例えば、Ｘ線管スペクトルは、線源（例えば、後述するＸ線管５０１（図４参照））の設定情報（管電圧や管電流等の情報を含む情報）に基づいて、Ｘ線管スペクトルを得るためのシミュレーションを行うことにより得られる。

すなわち、ステップＳ２０１では、Ｘ線管スペクトルのシミュレーションを行い、シミュレーションにより得られたＸ線管スペクトルを用いて、ビームスペクトルを推定（計算）する。

このように、ステップＳ２０１では、例えば、光子計数検出器の２つ以上の検出素子について、対応する検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルを、Ｘ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定する。具体的には、Ｘ線ビームがフィルタを通過する場合のＸ線の減衰をモデル化することにより、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。このように、例えば、Ｘ線ビームがフィルタを通過する場合のＸ線の減衰のモデル（上記モデル化により得られたモデル）を用いて、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。

ステップＳ２０３において、オプションとして、検出器中のピクセルをビームファン角のユーザにより所望された範囲に従ってグループ化することもできる。たとえば、８９６行／列の検出器とし、ビームファン角全体を包含する２８行／列からなる３２グループを構成することができる。別の方法として、ピクセルは、モジュール別にグループ化することもできる。さらに各ピクセルは、それ自身のグループとなり得る。すなわち、１つのグループが１つのピクセルにより構成されてもよい。なお、ピクセルはグループ化されてもよいし、グループ化されなくてもよい。例えば、グループ化された場合には、ピクセルのグループ毎に、以下で説明するステップＳ２０５の処理を行う。一方、グループ化されない場合には、個別のピクセル（１つのピクセル）毎に、ステップＳ２０５の処理を行う。

ステップＳ２０５において、ピクセルのグループのそれぞれ、又は、ピクセルのそれぞれについて、計算されたビームスペクトルに基づいて第１エネルギー閾値（すなわち、低エネルギーカットオフ閾値）を決定することができる。エネルギースペクトルは各グループ又は各ピクセルについて固有であるから、このようにして第１エネルギー閾値は各グループ固有又は各ピクセル固有とすることができる。

例えば、ステップＳ２０５では、２つ以上の検出素子の各検出素子について、各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値をエネルギースペクトルに基づいて設定する。ここでいう第１エネルギー範囲とは、図１Ｄ等に示す０ｋｅＶから第１エネルギー閾値までの計数されない（カウントされない）エネルギーの範囲である。

また、ステップＳ２０３，２０５では、複数のグループであって、当該複数のグループの各グループがＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルを有する複数のグループに検出素子をグループ化する。

実施形態によっては、中心スペクトル１１５ａは２０ｋｅＶの最小エネルギーＥｍｉｎを有する。したがって、中心Ｘ線１１５を検出するピクセル（またはピクセルのグループ）の第１エネルギー閾値は２０ｋｅＶに設定される。別の側面において、ＰＣＤはエネルギー分解能ａを有する。そして第１エネルギー閾値を、エネルギー分解能ａに基づく量により調整することができる。例えば、第１エネルギー閾値を、最小エネルギーからエネルギー分解能を減じる（例えば、Ｅｍｉｎ−ａ）ことにより決定することができる。すなわち、エネルギー分解能が５ｋｅＶであり、かつ、中心スペクトル１１５ａの最小エネルギーが２０ｋｅＶである場合、第１エネルギー閾値は１５ｋｅＶに設定される。

様々な方法を使用して最小エネルギーＥｍｉｎを決定することができる。実施形態によっては、最小エネルギーは、所定の閾値を超える測定されたスペクトルについてのエネルギーとすることができる。例えば、この所定の閾値は、絶対尺度または相対値に基づいた値とすることができる。この所定の閾値は、エネルギースペクトルのピーク又はエネルギースペクトルの積分値と関連することができる。例えば、この所定の閾値は、エネルギースペクトルのピーク又はエネルギースペクトルの積分値とすることができる。この場合、エネルギースペクトルは、計数率、放射照度、強度、放射線束（率）等により表される。別の方法として、最小エネルギーは、エネルギースペクトルの積分に基づき得る。例えば、最小エネルギーは、エネルギースペクトルの所定パーセンテージ（例えば、２％または５％）を除去するように選定されることができるが、これは、たとえばカウントまたはエネルギーにより測定される。実施形態によっては、最小エネルギーは、エネルギースペクトルと散乱されたＸ線束のような雑音信号の推定値の両方を使用して決定される。

別の側面において、他のエネルギー閾値（たとえば、第１エネルギービン１２０ａと第２エネルギービン１２０ｂとの間の閾値（第２エネルギー閾値）又は第２エネルギービン１２０ｂと第３エネルギービン１２０ｃとの間の閾値（第３エネルギー閾値）等）は、ピクセルの位置に基づいて決定／調整され得る。

エネルギービンのそれぞれの範囲を決定するために、様々な規則を使用することができる。図１Ｄに示す一例において、複数のエネルギービン１２０のそれぞれは、同一のエネルギー範囲（例えば、２０ｋｅＶ）にわたる。別の方法として、エネルギービンの幅（スペクトル幅）は、雑音平衡（ノイズバランス）を達成するように選択されることができる。さらに、エネルギービンの幅は、複数のエネルギービンのそれぞれにおけるカウント数または信号対雑音比を等しくするように選定されることもできる。また、エネルギービンの幅は、なんらかの予め定められた公式に従い、第１エネルギー閾値又は参照テーブル（ルックアップテーブル（ＬＵＴ））に基づいて選定されることもできる。さらに、その他の方法を用いて、エネルギービンの幅を選定してもよい。エネルギービンの幅が一様でなくてもよい。

たとえば、中心スペクトル１１５ａの第１エネルギービン１２０ａは、幅４０ｋｅＶとし、２０ｋｅＶから６０ｋｅＶにわたらせてもよい。第２エネルギービン１２０ｂは、幅２０ｋｅＶとし、６０ｋｅＶから８０ｋｅＶにわたらせてもよい。第３エネルギービン１２０ｃは、幅１０ｋｅＶとし、８０ｋｅＶから９０ｋｅＶにわたらせてもよい。第４エネルギービン１２０ｄは、幅１０ｋｅＶとし、９０ｋｅＶから１００ｋｅＶにわたらせてもよい。第５エネルギービン１２０ｅは、幅２０ｋｅＶとし、１００ｋｅＶから１２０ｋｅＶにわたらせてもよい。これは、第１エネルギービン１２０ａが、４０ｋｅＶ以下のＸ線も含めてすべての低エネルギーＸ線を測定することを可能にする。同様に、調整された第３エネルギービン１２０ｃ及び第４エネルギービン１２０ｄは、８０〜１００ｋｅＶの範囲におけるＸ線をより正確に分解する。

ピクセルのすべてのグループ又は全てのピクセルについて、様々な第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値が、線量補償フィルタ（例えば、上述した大きな線量補償フィルタ、上述した小さな線量補償フィルタ等）毎に計算され、その結果（第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値）が参照テーブルに格納されてもよい。例えば、参照テーブルには、ピクセルのグループ又はピクセルを識別する識別子と、線量補償フィルタを識別する識別子と、第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値とが対応付けられて登録されてもよい。このように事前に設定されるスキャン設定（スキャン条件）として参照テーブルは保存されて、所与のスキャン（例えば、イメージングスキャン）のために使用されるフィルタに基づいて呼び出される。例えば、参照テーブル（ＬＵＴ）のような様々なフォーマットの事前に作成されたテーブルとして値が格納されてもよい。スキャン（例えば、イメージングスキャン）を行う前に、使用される所定フィルタに基づいて、対応するエネルギー閾値の設定をピクセルに適用してもよい。特に、この方法は、患者をガントリ上に案内する前に新しいフィルタのための較正段階中に実行されてもよい。これにより、スキャン中の待ち時間（patient time）が短縮される。

図３は、ビームシミュレーションおよび予備スキャンによりエネルギー閾値を設定する方法３００の一例のフローチャートを示す。実施形態によっては、患者周りの様々な所定の方位（方向）における線源と患者間の最短経路長（最短経路の長さ）を推定するためにスカウトスキャンを行う。この方法では、ピクセルの第１エネルギー閾値の設定は、所定フィルタの設計（例えば、フィルタ特性）のみに基づくわけではない。第１エネルギー閾値は、イメージングスキャン（本スキャン）に先立って行われるスカウトスキャンの実行中に患者の形状（患者の断面の形状等）を推定することにより、さらに最適化される。次に、各ビュー角度（すなわち、Ｘ線源の方位／位置）について決定された最短経路長に基づいて第１エネルギー閾値を調整する。すなわち、それぞれのビュー角度において最短経路長から生ずる減衰とビームフィルタリングに基づいて計算されたスペクトルの組み合わせに基づいてエネルギースペクトルを得るためのシミュレーションを行うことができる。

たとえば、患者の胴の断面は非対称であり、かつ、卵形形状をなすであろう。この場合、横軸径（例えば、地面に対して横方向に延びる軸（水平な軸））は、縦軸径より長い。なお、縦軸は、例えば、横軸と直交する。すなわち、腕から腕までの胴の幅は、脊椎から胸郭の前部までの胴の厚さより長い。したがって、線源から患者の外部表面までの横軸沿いの最短経路長は、線源から患者の外部表面までの縦軸沿いの最短経路長より短い。

実施形態によっては、方法２００と同様に、ステップＳ３０１においてＸ線管スペクトルのシミュレーションを行い、次に所定フィルタを通過したビームスペクトルを所定フィルタ特性に基づいて計算する。

ステップＳ３０３において、オプションとして、計算されたビームスペクトルに基づいて検出器中のピクセルをグループ化する。なお、上述したステップＳ２０３の処理と同様に、ステップＳ３０３では、ピクセルはグループ化されてもよいし、グループ化されなくてもよい。例えば、グループ化された場合には、ピクセルのグループ毎に、以下で説明するステップＳ３０９，３１１の処理を行う。一方、グループ化されない場合には、個別のピクセル（１つのピクセル）毎に、ステップＳ３０９，３１１の処理を行う。

ステップＳ３０５において、スカウトスキャンにより患者周りの所定の方位において低線量で患者に放射線を照射する。放射線量を最少化するために、スカウトスキャンは、イメージングスキャンより狭いビュー角度で実行される。たとえば、スカウトスキャンにより、縦軸沿いに低線量で患者に放射線を照射するとともに、それとは別に横軸沿いに低線量で患者に放射線を照射する。患者の断面形状を推定するために、スカウトスキャンは、様々な方位において任意の回数の低線量スキャンにより患者に放射線を照射する。

ステップＳ３０７において、スカウトスキャンに基づいて最短経路長を推定する。ステップＳ３０９において、所定フィルタ通過後のビームスペクトル（計算されたビームスペクトル）とともにスカウトスキャンから決定した最短経路長を使用して、第１エネルギー閾値を決定する。

例えば、スカウトスキャンは、横軸沿いの最短経路長がより短いことを見出す。したがって、ビームがより多くの物質を通過することにより（たとえば、円形の物体の場合と比較して）さらに減衰する。よって、較正は、横軸で行われたスキャンにより決定された最短経路長に基づいて、ピクセルの全てのグループ又は全ての個別のピクセルについて第１エネルギー閾値をより高いエネルギーに調整する。

別の側面において、計算されたフィルタ後スペクトル（すなわち、所定フィルタ通過後のスペクトル）とともに、スカウトスキャンにより測定された最短経路長を使用して、様々なビュー角度（すなわち、患者周りのＸ線源の様々な方位）における第１エネルギー閾値を決定する。すなわち、第１エネルギー閾値は、各ビュー角度において、対応する方位における最短経路長に基づいて決定される。例えば、横軸に方位付けられた線源（横軸に向きが合わせられた線源）の場合に、スカウトスキャンにより最短経路長がその方位において生ずることが判明する。したがって横軸に方位付けられた線源の場合の中心Ｘ線１１５の第１エネルギー閾は２０ｋｅＶに設定される。続いて、線源を所定角度だけ、たとえば、１度だけ時計回りに回転させる。このスカウトスキャンにより、横軸よりも１度だけ大きいビュー角度（横軸上に線源がある場合のビュー角度を０度とすると、１度のビュー角度）において最短経路長は横軸におけるスカウトスキャンに比べてわずかに長いことが判明する。このような測定に基づいて、横軸方位より１度上に方位付けられた線源からの中心Ｘ線１１５の第１エネルギー閾値は、たとえば、２１ｋｅＶまたは、望ましくは、２０ｋｅＶより高い値に設定される。

実施形態によっては、イメージングスキャンのビュー角度がスカウトスキャンのビュー角度とは異なる場合に、イメージングスキャンの各ビュー角度の最短経路長について、ＣＴシステムは最も近いスカウトスキャンのビュー角度の最短経路長と２番目に近いスカウトスキャンのビュー角度の最短経路長との間の内挿補間（または最も近いスカウトスキャンのビュー角度の最短経路長及び２番目に近いスカウトスキャンのビュー角度の最短経路長を用いた外挿補間）により最短経路長を推定することができる。さらに、両端の測定／シミュレーションされたスペクトルが利用できる場合に内挿補間又は外挿補間によりビュー角度及びファン角に沿う位置（例えば、検出器の検出素子が配列されている方向に沿う位置）に対応するエネルギースペクトルを決定することができる。

別の側面において、イメージングスキャンに先立つスカウトスキャンを実行中に患者の形状を推定し、それぞれのビュー角度における最短経路長、及び、ビームフィルタリングに基づいて計算されたビームスペクトルに基づいて、追加エネルギー閾値を調整することにより追加エネルギー閾値もさらに最適化することができる。すなわち、線源の方位に基づいて、その特定方位におけるピクセルのグループ又は個別のピクセルのエネルギービン１２０の大きさを調整することができる。このように、例えば、スカウトスキャンにより得られたデータから、ビュー角度毎に、予め追加エネルギー閾値を設定することができる。

別の側面において、ビュー角度に従ってピクセルのグループ又は個別のピクセルのそれぞれの第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値を調整することができる。例えば、線源が横軸に沿って方位付けられている場合のスキャン中は、中間Ｘ線１１０は患者を通過しない。線源が縦軸沿いに方位付けられている場合のスキャン中は、患者の断面が卵形形状であるため、中間Ｘ線１１０は患者を通過する。このように、患者周りの線源の方位は、中間Ｘ線１１０及びファン角沿いのその位置を検出するピクセルにより検出されるビームの検出されるスペクトルおよび追加される可能性がある減衰に影響を及ぼす。このように、例えば、患者の形状によってパス長が変わるので、ビュー角度とファン角度との組合せ毎に、第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値を調整（設定）することができる。

いくつかの第１エネルギー閾値の設定および追加エネルギー閾値の設定があらかじめ規定されている。そして、このようにあらかじめ規定した第１エネルギー閾値の設定及び追加エネルギー閾値の設定の較正を生成することができる。例えば、あらかじめ規定した第１エネルギー閾値の設定及び追加エネルギー閾値の設定を較正するための情報（較正情報）を生成することができる。この較正（較正情報）は、例えば、ＬＵＴに保存することができる。

このように、ステップＳ３０９では、Ｘ線ビームがフィルタおよび物体を通過する場合のＸ線の減衰をモデル化することにより、ピクセルのグループ又はピクセル毎に、エネルギースペクトルを推定する。このように、例えば、Ｘ線ビームがフィルタおよび物体を通過する場合のＸ線の減衰のモデル（上記モデル化により得られたモデル）を用いて、エネルギースペクトルを推定する。そして、ステップＳ３０９では、推定されたエネルギースペクトルに基づいて、第１エネルギー閾値を決定する。

また、ステップＳ３０９では、フィルタおよび物体を通過するＸ線ビームのシミュレーションに基づいてエネルギースペクトルをモデル化することにより、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。このように、例えば、フィルタおよび物体を通過するＸ線ビームのシミュレーションに基づくエネルギースペクトルのモデル（上記モデル化により得られたモデル）を用いて、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。

また、ステップＳ３０９では、フィルタを通過するＸ線ビームの較正、及び、物体を通過するＸ線ビームのシミュレーションに基づいてエネルギースペクトルをモデル化することにより、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。このように、例えば、フィルタを通過するＸ線ビームの較正、及び、物体を通過するＸ線ビームのシミュレーションに基づくエネルギースペクトルのモデル（上記モデル化により得られたモデル）を用いて、それぞれのエネルギースペクトルを推定する。

また、ステップＳ３０９では、１つのビュー角度における、物体を通過するＸ線ビームの線源から物体までの最短の経路の長さである最短経路長を決定することによりＸ線ビームのエネルギースペクトルを推定する。そして、最短経路長を使用して、１つのビュー角度により物体を通過するＸ線ビームのシミュレーションを行う。

また、ステップＳ３０９では、各ビュー角度における、物体を通過するＸ線ビームの線源から物体までの最短の経路の長さである最短経路長を決定することによりＸ線ビームのエネルギースペクトルを推定する。そして、各ビュー角度における最短経路長を使用して対応するビュー角度において物体を通過したＸ線ビームのシミュレーションを行う。

また、ステップＳ３０９では、後続のイメージングスキャンの場合に使用される線量より低い線量を使用してスカウト投影データを取得するスカウトスキャンを使用して、Ｘ線が物体通過した後のＸ線減衰をモデル化することにより、エネルギースペクトルを推定する。このように、例えば、Ｘ線が物体通過した後のＸ線減衰のモデル（上記モデル化により得られたモデル）を用いて、エネルギースペクトルを推定する。

ステップＳ３１１において、ＣＴシステムは、検出器中のピクセルの各グループ又は各ピクセルについてＬＵＴから最も近い第１エネルギー閾値を決定し、当該第１エネルギー閾値をイメージングスキャン及びその後のデータ処理に適用する。さらに、ＣＴシステムは、検出器中のピクセルの各グループ又は各ピクセルについてＬＵＴから最も近い追加エネルギー閾値を決定し、当該追加エネルギー閾値をイメージングスキャンおよびその後のデータ処理に適用する。

別の側面において、イメージングスキャンに先立つスカウトスキャン中に患者の形状を推定し、シミュレーションされたスペクトルに基づいて追加エネルギー閾値を調整することにより追加エネルギー閾値を最適化することもできる。このスペクトルは、それぞれのビュー角度及びファン角度における最短経路長／減衰を、ファン角度の関数として計算された線量補償後スペクトルとともに使用して計算されることによりシミュレーションされる。

実施形態によっては、ピクセルの種々のグループ又は各ピクセルが相異なる個数のエネルギービンを有することができる。例えば、中心ピクセルグループが５つのエネルギービンを有し、周辺ピクセルグループが３つのエネルギービンを有し、中間ピクセルグループが４つのエネルギービンを有してもよい。ここで、例えば、中心ピクセルグループは、中心Ｘ線１１５が入射されるピクセルのグループであり、周辺ピクセルグループは、エッジＸ線１０５が入射されるピクセルのグループであり、中間ピクセルグループは、中間Ｘ線１１０が入射されるピクセルのグループである。すなわち、ピクセルの各グループについて設定されるエネルギービンの個数は可変である。ピクセルの第１エネルギー閾値が比較的高く設定された場合、エネルギービンの大きさを一様とし、かつ、エネルギービンを単に高エネルギーの方向にシフトさせるならば、より高いエネルギービンをエネルギー軸に沿って押しつけることになる。

例えば、エッジスペクトル１０５ａの第１エネルギー閾値は４０ｋｅＶに設定することができるが、これにより第５エネルギービン１２０ｅは移動して１２０ｋｅＶから１４０ｋｅＶを測定することになる。なお、ここではスペクトルは同程度の情報を含まない。したがって第５エネルギービン１２０ｅは完全に除去されて、４つのエネルギービン１２０が残る。別の側面において、たとえば心臓スキャンの場合のように患者の特定物体をスキャンするようにスキャンが設定されて、患者の端の部分が価値の低い情報を含む場合、エッジの検出器（検出器のエッジ部分のピクセル）のエネルギービン１２０は除去される。このように、エッジの検出器の１つから２つのエネルギービンが除去されることがある。あるピクセルグループが他のピクセルグループより少ないエネルギービンを有する場合、より少ないエネルギービンのピクセルグループは第１エネルギー閾値としてより高い値を有することが多い。同様に、例えば、あるピクセル（第１検出素子）のエネルギービンの個数を他のピクセル（第２検出素子）のエネルギービンの個数よりも少なくし、第１検出素子のエネルギービンの個数を２以上とする場合もある。この場合、第１検出素子の第１エネルギー閾値を、第２検出素子の第１エネルギー閾値より大きくしてもよい。

要約すると、スキャン設定の複雑さに応じて、操作者は、より迅速なスキャンの実行を望み、使用される所定フィルタのみに基づいて第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値を選定することができる。同様に、操作者は、よりゆっくりした、より正確なスキャンの実行を望み、線源の方位に関係なくピクセルのすべてのグループの第１エネルギー閾値を決定するためにＣＴシステムに一連のスカウトスキャンを実行させることができる。操作者は、最もゆっくりした、最も正確なスキャンのために正確なスカウトスキャンの実行を望む場合がある。この場合、線源を患者周りの全方位に回転させつつ第１エネルギー閾値をビュー（ビュー角度）毎に調整することができる。

エネルギービンの個数の低減に関する上述の特徴は、ＣＴシステムのスリップリング経由で伝送されるデータの量の低減に関する特別な利点を提供する。スリップリングの帯域幅は一般的に限定されるので、生成され、伝送されるデータの量のこのような低減は重要な意義がある。

また、上述の特徴は、第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値が固定されたＣＴシステムに利益をもたらす。ビームフィルタリングのみ、又は、ビームフィルタリング及びスカウトスキャン情報に基づいて、ピクセルのグループの最適第１エネルギー閾値及び追加エネルギー閾値が決定されるからである。したがって、エネルギービンのそれぞれは、その後に、イメージングスキャンから最も効果的かつ最適の方法により情報を収集する。

図４は、本実施形態によるＣＴスキャナ（コンピュータ断層撮影スキャナ、Ｘ線ＣＴ装置）の構成の一例を示す図である。ＣＴスキャナは、イメージング装置の一例である。図４に示すように、ＣＴスキャナは、Ｘ線撮影ガントリ５００、Ｘ線管５０１、環状フレーム５０２、及び、マルチロウ（多列）又は二次元配列型Ｘ線検出器５０３を備える。Ｘ線管５０１及びＸ線検出器５０３は、環状フレーム５０２上に物体ＯＢＪを挟んで直径方向に搭載されている。環状フレーム５０２は、回転軸ＲＡ（すなわち回転の軸）の周りに回転できるように支持されている。回転装置５０７は環状フレーム５０２を０．４秒／回転のような高速で回転させるが、物体ＯＢＪは軸ＲＡに沿って図４の奥側または手前側へ移動する。

Ｘ線ＣＴ装置には、いろいろな種類の装置がある。たとえば、検査される物体の周りでＸ線管およびＸ線検出器がともに回転するローテート／ローテート（rotate/rotate）型装置、及び、多くの検出素子がリングまたは平面の形状に配置され、検査される物体の周りでＸ線管のみ回転するステーショナリ／ローテート（stationary/rotate）型装置等の各種の種類の装置がある。本開示は、いずれの種類の装置にも適用できる。ここでは、簡明を期するために例としてローテート／ローテート型装置を使用する場合について説明する。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管５０１がＸ線を発生するために、Ｘ線管５０１にスリップリング５０８経由で加えられる管電圧を発生する高電圧発生器５０９をさらに備える。円により示される断面領域をもつ物体ＯＢＪに対してＸ線が放射される。例えば、Ｘ線管５０１は、第２スキャン中の平均Ｘ線エネルギーより小さい第１スキャン中の平均Ｘ線エネルギーを有する。したがって、相異なるＸ線エネルギーに対応して２つ以上のスキャンが得られる。Ｘ線検出器５０３は、放射された後に物体ＯＢＪを通過したＸ線を検出するために物体ＯＢＪを中にしてＸ線管５０１の反対側に位置している。Ｘ線検出器５０３は、個々の検出素子または装置をさらに含んでいる。

ＣＴ装置は、Ｘ線検出器５０３からの検出された信号を処理するその他の装置（処理回路等）をさらに含んでいる。データ収集回路またはデータ収集システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）５０４は、Ｘ線検出器５０３からの各チャネルの信号出力を電圧信号に変換し、その信号を増幅し、さらに、その信号をデジタル信号に変換する。Ｘ線検出器５０３及びＤＡＳ５０４は、１回転当たり所定の総数の投影（Total number of Projections Per Rotation：ＴＰＰＲ）を処理するように構成されている。ＤＡＳ５０４は、検出されたカウントをエネルギービン別に弁別する設定可能なエネルギー閾値を有するコンパレータを含み得る。これらのエネルギーレベルは、本願の方法２００、及び３００の種々のステップにより設定可能である。

コンパレータは、Ｘ線の検出時に生成される信号と、第１エネルギー閾値を含む複数のエネルギー閾値それぞれのエネルギー閾値に対応する複数の信号閾値とを比較する。コンパレータは、Ｘ線の検出時に生成された信号が第１信号閾値より大きく、かつ、第２信号閾値より小さい場合に、当該Ｘ線が前記第１エネルギービン範囲内のエネルギーを有すると判別する。

上述のデータは、Ｘ線撮影ガントリ５００の外のコンソールに収容されている前処理装置（前処理回路）５０６に非接触型データトランスミッタ５０５を経由して送られる。前処理装置５０６は、生データに対する感度補正などの各種の補正を行う。記憶装置５１２は、再構成処理直前の段階では投影データとも呼ばれる結果のデータを格納する。記憶装置５１２は、再構成装置（再構成回路）５１４、入力装置５１５、及び、表示装置５１６とともに、データ／制御バス５１１経由でシステムコントローラ５１０に接続されている。システムコントローラ５１０は、ＣＴシステムを駆動するために十分なレベルに電流を制限する電流調整器５１３を制御する。

検出器は、種々の世代のＣＴスキャナシステムにおいて、患者との関係で回転され、かつ／または固定される。１つの実施形態において、上述のＣＴシステムは、一例として、第三世代の配置と第四世代の配置を組み合わせたシステムとすることができる。第三世代システムでは、Ｘ線管５０１およびＸ線検出器５０３は、環状フレーム５０２上に直径方向に搭載され、かつ、環状フレーム５０２の回転軸ＲＡ周りの回転に応じて物体ＯＢＪ周りを回転する。第四世代システムでは、検出器は患者の周りに固定設置され、Ｘ線管は患者周りを回転する。他の実施形態では、Ｘ線撮影ガントリ５００は、Ｃアーム及びスタンドにより支持される環状フレーム５０２上に配置される多数の検出器を備える。

記憶装置５１２は、各種のメモリにより実現される。記憶装置５１２は、Ｘ線検出器５０３に対するＸ線の照射を表す測定値を記憶することができる。さらに、記憶装置５１２は、例えば、イメージングのアーチファクトを低減する方法２００及び３００の種々のステップを実行するための専用プログラムを記憶することができる。

再構成装置５１４は、方法２００及び３００の種々のステップを実行することができる。さらに、再構成装置５１４は、必要なボリュームレンダリング処理および画像差分処理などの画像処理を含む事前再構成処理を実行することができる。

事前再構成処理は、方法２００及び３００の種々のステップを含むことができる。また、前処理装置５０６により行われる投影データの事前再構成処理は、例えば、検出器の較正、検出器の非線形性補正（非直線性補正）、及び、極性効果の補正を含むことができる。

再構成装置５１４により行われる再構成後処理（post-reconstruction processing）は、必要に応じて画像のフィルタリング及び平滑化、ボリュームレンダリング処理、並びに、画像差分処理を含むことができる。画像再構成のプロセスは、種々のＣＴ画像再構成方法を実行することができる。再構成装置５１４は、たとえば、投影データ、再構成された画像、較正データ、パラメータ、及びコンピュータプログラムを格納する記憶装置（例えば、記憶装置５１２）を使用することができる。

前処理装置５０６、システムコントローラ５１０及び再構成装置５１４は、ＡＳＩＣ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）またはその他の結合プログラム可能論理回路（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）などの個別論理ゲートとして実現可能なＣＰＵ（処理回路）を含むことができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実現はＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ、またはその他のハードウェア記述言語によりコード化可能であり、また、そのコードはＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの直接内部の電子記憶に、または別個の電子記憶として格納することができる。さらに、記憶装置５１２は、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭまたはＦＬＡＳＨメモリなどの非揮発性メモリとすることができる。記憶装置５１２は、スタティックまたはダイナミックＲＡＭなどの揮発性メモリとすることもでき、また、マイクロコントローラまたはマイクロプロセッサなどの処理装置を設けて電子記憶装置およびＦＰＧＡまたはＣＰＬＤと記憶装置間の相互動作を管理することができる。

別案として、前処理装置５０６、システムコントローラ５１０及び再構成装置５１４中のＣＰＵにより本願において記述される機能を実行する一連のコンピュータ読み取り可能命令を含むコンピュータプログラムを実行する方法がある。このプログラムは、上述の持続性電子記憶装置および／またはハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨドライブまたはその他の既知記憶媒体に格納される。さらに、このコンピュータ読み取り可能命令は、米国Ｉｎｔｅｌ社のＸｅｎｏｎプロセッサまたは米国ＡＭＤ社のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサなどの処理装置およびＭｉｃｒｏｓｏｆｔ ＶＩＳＴＡ、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ、ＭＡＣ−ＯＳおよび当業者周知のその他のオペレーティングシステムなどのオペレーティングシステムとともに働く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、または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得る。さらに、ＣＰＵは、前記命令を実行するために協力して並列動作する多数の処理装置として実現することができる。

１つの実施形態においては、再構成された画像を表示装置５１６に表示することができる。表示装置５１６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またはこの技術において既知のその他のディスプレイとすることができる。

記憶装置５１２は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭまたはこの技術において既知のその他の電子記憶装置とすることができる。

ＰＣＤは、テルル化カドミウム（Cadmium Telluride：ＣｄＴｅ）、テルル化カドミウム亜鉛（Cadmium Zinc Telluride：ＣＺＴ）、シリコン（Silicon：Ｓｉ）、ヨウ化水銀（mercuric iodide：ＨｇＩ_２）、およびガリウムヒ素（Gallium Arsenide：ＧａＡｓ）などの半導体を応用する直接Ｘ線照射検出器を使用することができる。半導体応用直接Ｘ線検出器は、一般的にシンチレータ検出器などの間接検出器よりかなり速い時間応答をもつ。直接検出器の迅速な時間応答は、この装置による個々のＸ線検出事象の分解を可能にする。しかし、臨床Ｘ線応用において典型的な高いＸ線束において、検出現象の若干の滞留が生ずる。検出されたＸ線のエネルギーは、直接検出器により生成された信号に比例するので、検出事象をエネルギービン別にまとめて、スペクトルＣＴのＸ線データを分光的に分解することができる。

一定の実施形態について記述したが、これらの実施形態は例示のためにのみ提示されたものであり、この開示の教示を制限することを意図していない。事実、本願において記述された新しい方法、装置およびシステムは、種々のその他の形態により具体化することができる。さらに、本開示の主旨から逸脱することなく本明細書記載の方法、装置およびシステムの形態について種々の省略、置換および変更を行うことが可能である。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、エネルギービンの最適化を図ることができる。

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。これらの実施形態は、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。これらの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。

５０６ 前処理装置
５１４ 再構成装置

Claims (18)

1. 光子計数検出器の２つ以上の検出素子について、対応する前記検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルをＸ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定し、
   前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、前記各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値を前記エネルギースペクトルに基づいて設定する処理回路を備える、イメージング装置。
2. 前記処理回路は、前記２つ以上の検出素子のうちの１つの検出素子により検出されたＸ線の測定されたエネルギーが、前記１つの検出素子の第２エネルギー閾値より小さく、かつ、前記１つの検出素子の前記第１エネルギー閾値より大きい場合に、前記１つの検出素子により検出されたＸ線が第１エネルギービン内に含まれると弁別する、請求項１に記載のイメージング装置。
3. 前記処理回路は、前記２つ以上の検出素子のうちの第１検出素子のエネルギービンの個数を前記２つ以上の検出素子のうちの第２検出素子のエネルギービンの個数より少なくし、前記第１検出素子のエネルギービンの前記個数を２以上とする、請求項１又は２に記載のイメージング装置。
4. 前記処理回路は、前記第１検出素子の第１エネルギー閾値を、前記第２検出素子の第１エネルギー閾値より大きくする、請求項３に記載のイメージング装置。
5. 前記処理回路は、Ｘ線ビームがフィルタを通過する場合のＸ線の減衰をモデル化することにより前記それぞれのエネルギースペクトルを推定する、請求項１〜４のいずれか１つに記載のイメージング装置。
6. 前記処理回路は、Ｘ線ビームがフィルタおよび物体を通過する場合のＸ線の減衰をモデル化することにより前記それぞれのエネルギースペクトルを推定する、請求項１〜４のいずれか１つに記載のイメージング装置。
7. 前記処理回路は、前記フィルタおよび前記物体を通過する前記Ｘ線ビームのシミュレーションに基づいて前記エネルギースペクトルをモデル化することにより前記それぞれのエネルギースペクトルを推定する、請求項６に記載のイメージング装置。
8. 前記処理回路は、前記フィルタを通過する前記Ｘ線ビームの較正、及び、前記物体を通過する前記Ｘ線ビームのシミュレーションに基づいて前記エネルギースペクトルをモデル化することにより前記それぞれのエネルギースペクトルを推定する、請求項６に記載のイメージング装置。
9. 前記処理回路は、
   １つのビュー角度における、前記物体を通過する前記Ｘ線ビームの線源から前記物体までの最短の経路の長さである最短経路長を決定することにより前記Ｘ線ビームの前記それぞれのエネルギースペクトルを推定し、
   前記最短経路長を使用して前記１つのビュー角度により前記物体を通過する前記Ｘ線ビームのシミュレーションを行う、請求項６に記載のイメージング装置。
10. 前記１つのビュー角度における前記最短経路長は、複数のビュー角度における最短経路長のうちの１つのビュー角度における最短経路長である請求項９に記載のイメージング装置。
11. 前記処理回路は、前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、それぞれのエネルギービンの境界を画定する複数の追加エネルギー閾値であって、前記第１エネルギービンと第２エネルギービンとの間の第２エネルギー閾値を含む追加エネルギー閾値を設定する、請求項２に記載のイメージング装置。
12. 前記処理回路は、
    複数のグループであって、前記複数のグループの各グループが前記Ｘ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルを有する複数のグループに前記検出素子をグループ化し、
    前記各グループに対応する前記エネルギースペクトルに基づいて、前記各グループの前記第１エネルギー閾値を設定する、請求項１又は２に記載のイメージング装置。
13. 前記エネルギービンのスペクトル幅が一様でない請求項１１に記載のイメージング装置。
14. 前記処理回路は、
    各ビュー角度における、前記物体を通過する前記Ｘ線ビームの線源から前記物体までの最短の経路の長さである最短経路長を決定することにより前記Ｘ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルを推定し、
    前記各ビュー角度における前記最短経路長を使用して対応する前記ビュー角度において前記物体を通過した前記Ｘ線ビームのシミュレーションを行う、請求項６に記載のイメージング装置。
15. Ｘ線の検出時に生成される信号と、前記第１エネルギー閾値を含む複数のエネルギー閾値それぞれのエネルギー閾値に対応する複数の信号閾値とを比較するコンパレータを更に備え、
    前記コンパレータは、Ｘ線の検出時に生成された前記信号が第１信号閾値より大きく、かつ、第２信号閾値より小さい場合に、当該Ｘ線が前記第１エネルギービンの範囲内のエネルギーを有すると判別する、請求項２に記載のイメージング装置。
16. 光子計数検出素子の２つ以上の検出素子について、対応する前記検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルをＸ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定するステップと、
    前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、前記各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値を前記エネルギースペクトルに基づいて設定するステップと、
    含む方法。
17. 前記それぞれのエネルギースペクトルを推定するステップは、後続のイメージングスキャンの場合に使用される線量より低い線量を使用してスカウト投影データを取得するスカウトスキャンを使用して、Ｘ線が物体通過した後の前記Ｘ線減衰をモデル化することにより、前記それぞれのエネルギースペクトルを推定する処理を含む、請求項１６に記載の方法。
18. 光子計数検出素子の２つ以上の検出素子について、対応する前記検出素子に入射するＸ線源のＸ線ビームのそれぞれのエネルギースペクトルをＸ線エネルギーの関数としてのＸ線減衰をモデル化することにより推定する処理と、
    前記２つ以上の検出素子の各検出素子について、前記各検出素子により検出される第１エネルギー範囲の最大値に対応する第１エネルギー閾値を前記エネルギースペクトルに基づいて設定する処理と、
    をコンピュータに実行させるためのプログラム。

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