JP2020501760A - 自己較正ｃｔ検出器、自己較正を行うためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本手法は、検出器とＸ線源の検出された位置ずれに基づくＣＴ検出器の自己較正に関する。本手法は、温度および焦点移動に対する変化に対して検出器をより堅牢にする。エネルギー分解較正応答信号によって生成された診断画像は、従来のＣＴベースの診断画像と比較して向上した特徴を提示することができる。【選択図】図１Ａ、図１Ｂ

Description

関連出願の相互参照
本出願は、「SELF-CALIBRATING CT DETECTORS, SYSTEMS AND METHODS FOR SELF-CALIBRATION」と題する２０１６年１２月２３日出願の仮出願６２／４３８，４９４の優先権を主張し、当該仮出願の利益を主張する。当該仮出願は、その全体が参照により本明細書に援用される。

本明細書の実施形態は、一般に、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）に関し、より具体的には、自己較正ＣＴ検出器、自己較正を行うためのシステムおよび方法に関する。

コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムなどの撮像システムでは、扇形のＸ線ビームが患者または荷物の一部などの物体に向けて放出され、物体の関心領域を撮像する。ビームは、典型的には、物体によって減衰される。続いて、減衰されたビームは、検出器素子のアレイを有するＣＴ検出器に入射する。減衰されたビームに応じて、アレイの検出器素子は、物体の内部情報を表すそれぞれの電気信号を生成する。これらの電気信号は、データ処理ユニットによって処理され、物体の関心領域を表す画像を生成する。

典型的には、検出器素子のアレイは、すべての検出器素子に対して標準的な応答を有するように構成されている。しかしながら、検出器素子の応答にはばらつきがあり得る。限定はしないが、撮像システムの幾何学的パラメータ、検出器利得、散乱防止グリッドまたはコリメータなどの検出器の補助成分のシェーディング効果などの多数の他の要因は、異なる方法で検出器素子からの応答に影響を及ぼす可能性がある。特に、使用中、および／または経時的に、検出器応答は、温度、管スペクトル、およびガントリの移動の変動により変化する場合がある。ＣＴ検出器を較正し、検出器応答の変動によって生じる画像品質の劣化を少なくとも部分的に補償することが望ましい。

典型的には、較正は、装置の出荷前、エンドユーザ（例えば、病院の放射線科の職員）による撮像システムの設置時、またはシステム製造業者によって採用された現場技術者によって行われる。検出器素子のいくつかまたはすべてに対する較正値は、較正から算出される。続いて、較正値は、撮像装置の操作中に検出器素子によって生成された電気信号に適用される。較正は、較正値を再生成するために定期的におよび／または撮像システムの修正または保守イベント中に繰り返すことができる。

米国特許出願公開第２０１６／２０６２５５Ａ１号明細書

しかしながら、現在のシステムでは、操作「中」に発生する変動を検出して補正するためのメカニズムは存在しない。これにより、（既存の較正技術の時間のかかる性質のために）較正が必要とされるほど頻繁には行われないことが多いという事実と相まって、有効性が低い較正値が望ましくないより長い期間にわたって使用され続けることになる。

当初に特許請求されている主題の範囲に相応する特定の実施形態を、以下に要約する。これらの実施形態は特許請求する主題の範囲を限定しようとするものではなく、むしろ、これらの実施形態は、実現可能な実施形態の概要を提供しようとするものに過ぎない。実際、本発明は、以下に記載する実施形態に類似している可能性があり、あるいは異なっている可能性がある様々な形態を包含していてもよい。

一実施態様では、Ｘ線源と、画素化検出器とを備えるエネルギー分解コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを較正するための方法が提供される。この実施態様の態様によれば、複数のセグメントを備える検出器素子の各それぞれのセグメントに対して、それぞれの応答信号が取得される。各応答信号は、各々がそれぞれのセグメントの異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。検出器素子に対して、第１のセグメントのエネルギービンに対する第１の光子カウント、および第２のセグメントの同じエネルギービンに対する第２の光子カウントが決定される。第１のセグメントと第２のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされている。光子カウント比は、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントに基づいて決定される。Ｘ線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度は、光子カウント比に基づいて決定される。検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて決定される。検出器素子に対する補正されたスペクトルは、複数の利得係数および応答信号を使用して決定される。

さらなる実施態様では、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムが提供される。この実施態様の態様によれば、ＣＴ撮像システムは、放射線を放出するように構成された放射線源と、放出された放射線に応じて信号を生成するように構成された画素化検出器とを含む。画素化検出器は、複数の検出器素子を備え、各検出器素子は、放射線伝播の方向にオフセットした複数のセグメントを備える。ＣＴ撮像システムは、各検出器素子の各セグメントに対する読み出しチャネルをさらに含む。各読み出しチャネルは、操作中、複数のエネルギービンの各ビンに対する光子カウントを生成する。ＣＴ撮像システムは、それぞれの検出器素子の第１のセグメントおよび第２のセグメントに対する光子カウントに基づいて、第１のセグメントのエネルギービンに対する第１の光子カウント、および第２のセグメントの同じエネルギービンに対する第２の光子カウントを決定し、第１のセグメントと第２のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされており、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定し、光子カウント比に基づいて放射線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度を決定し、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数を決定し、かつ複数の利得係数および応答信号を使用して検出器素子に対する補正されたスペクトルを決定するように構成された較正サブシステムをさらに含む。ＣＴ撮像システムは、検出器素子のいくつかまたはすべてのそれぞれの補正されたスペクトルを使用して出力画像を生成するように構成された画像再構成ユニットをさらに含む。

追加の実施態様では、プロセッサ実行可能命令を記憶する１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体が提供される。この実施態様の態様によれば、命令は、１つまたは複数のプロセッサによって実行されると、１つまたは複数のプロセッサに、複数のセグメントを備える検出器素子の各それぞれのセグメントに対して、それぞれの応答信号を取得することであって、各応答信号は、各々がそれぞれのセグメントの異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含むことと、検出器素子に対して、第１のセグメントのエネルギービンに対する第１の光子カウント、および第２のセグメントの同じエネルギービンに対する第２の光子カウントを決定することであって、第１のセグメントと第２のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされていることと、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定することと、光子カウント比に基づいてＸ線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度を決定することと、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数を決定することと、複数の利得係数および応答信号を使用して検出器素子に対する補正されたスペクトルを決定することとを含む動作を行わせる。

本発明の実施形態のこれらおよび他の特徴および態様が、以下の詳細な説明を添付の図面を参照して検討することでさらによく理解されると考えられ、添付の図面において、類似の符号は、図面の全体を通して類似の部分を表している。

本開示の態様による、位置合わせされた幾何学的形状を示す自己較正コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを表すブロック図である。 本開示の態様による、位置ずれした幾何学的形状を示す自己較正コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを表すブロック図である。 本開示の態様による、セグメント化された画素化検出器の側断面図である。 本開示の態様による、検出器の読み出しチェーンを示す図である。 本開示の態様による、検出器素子のセグメントの読み出しチャネルを示す図である。 本開示の態様による、位置合わせされた検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、位置ずれした検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、オフセットセグメントでサンプリングされた検出器素子および各セグメントの対応するスペクトルを示す図である。 本開示の態様による、位置ずれした検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、検出器素子の傾斜角度を考慮した利得のグラフ図である。 本開示の態様による、位置合わせされた検出器素子および位置ずれした検出器素子をそれぞれ示す図である。 本開示の態様による、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の自己較正を行うための方法のフローチャートである。

１つまたは複数の具体的な実施形態を以下に記載する。これらの実施形態の簡潔な説明を提供することを目的として、実際の実施態様のすべての特徴は、本明細書には記載されないことがある。あらゆるエンジニアリングまたは設計プロジェクトなどの実際の実施態様の開発においては、開発者の特定の目的を達成するために、例えばシステム関連および事業関連の制約条件への対応など実施態様に特有の決定を数多くしなければならないし、また、これらの制約条件は実施ごとに異なる可能性があることを理解されたい。さらに、このような開発努力は、複雑で時間がかかるが、それでもなお本開示の利益を有する当業者にとっては、設計、製作、および製造の日常的な仕事であることを理解されたい。

本発明の様々な実施形態の要素を導入する場合、冠詞「１つの（ａ）、（ａｎ）」、「この（ｔｈｅ）」、および「前記（ｓａｉｄ）」は、その要素が１つまたは複数存在することを意味するものとする。「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「有する（ｈａｖｉｎｇ）」という用語は包括的なものであって、列挙した要素以外の追加の要素が存在し得ることを意味するものとする。さらに、以下の説明におけるあらゆる数値例は非限定的なものであり、したがって追加の数値、範囲および百分率は開示している実施形態の範囲内にあるものとする。

以下の説明の態様は医用撮像の場面で提供され得るが、本技術は、そのような医療の場面に限定されないことを理解されたい。実際に、そのような医療の場面における例および説明の提供は、現実の実施態様および用途の事例を提供することによって説明を容易にすることに過ぎない。しかしながら、本手法は、製造された部品または商品の非破壊検査（すなわち、品質管理または品質検討用途）、および／または包装、箱、荷物の非侵襲的検査など（すなわち、セキュリティまたはスクリーニング用途）で使用される産業用コンピュータ断層撮影（ＣＴ）のための断層画像再構成など、他の場面でも利用することができる。一般に、本手法は、取得されたデータのセットまたは種類が再構成プロセスを経て画像またはボリュームを生成する、任意の撮像またはスクリーニング状況または画像処理分野において有用であり得る。

本開示の実施形態は、自己較正コンピュータ断層撮影（ＣＴ）検出器、自己較正ＣＴシステム、および検出器の自己較正を行うための方法に関する。特に、本明細書に開示されるシステムおよび方法は、エネルギー分解光子カウンティングＣＴ撮像システムにおける検出器素子に対するＸ線ビームの位置ずれの少なくとも部分的な補正を容易にする。

さらに、現在のシステムでは、操作「中」に発生する変動を検出して補正するためのメカニズムは典型的には存在しない。本手法は、Ｘ線焦点に関してリアルタイムで検出器素子（すなわち、画素）の位置ずれの検出を可能にする。手法は、位置ずれによって生じる出力スペクトルの誤差のアルゴリズム的補正をさらに含む。

本明細書で説明するように、特定の実施態様では、エネルギー分解ＣＴ撮像システムは、信号がそれぞれのセグメント化された検出器素子の異なる深さから読み出される垂直方向にセグメント化された検出器素子を有する検出器を含む。操作中、自己較正ＣＴ検出器は、セグメント化された検出器素子から複数の応答信号を受信する。本明細書で説明するように、これらの信号は、Ｘ線源に対する検出器素子（すなわち、画素）の位置ずれ角度を決定するために使用される。一実施態様では、この情報は、位置ずれ、続いて画素の補正されたスペクトルによって生じるスペクトル応答の誤差を補正する利得係数を決定するために使用される。

より一般的には、本明細書で説明するように、自己較正ＣＴ検出器を使用してＣＴ撮像システムの１つまたは複数の操作パラメータを調整するために使用される較正値を生成し、高品質の画像信号を生成し、かつ／またはＣＴ撮像システムによって生成された撮像信号を処理して信号品質を補正または高めることができる。本明細書で使用する場合、「画素」、および「セグメント化された検出器」という用語は、画素化検出器の検出器素子を示すために同等に使用される。本明細書で使用する場合、「利得係数」という用語は、セグメント化された検出器の応答信号に適用される利得値を指す。さらに、本明細書で使用する場合、「散乱信号」という用語は、Ｘ線源と検出器との間でそれらの飛行の方向変化を受けたＸ線光子を表す検出器信号の成分を指す。さらに、「パイルアップ」という用語は、Ｘ線光子の密度が閾値を超えて増加したときに飽和応答を示す検出器応答を指す。本明細書で使用する場合、「チャネル」という用語は、応答信号を生成するように構成される、複数のセグメントと検出器の対応する読み出し電子機器との組合せを指すために同等かつ互換的に使用される。「応答」という用語は、セグメント化された検出器から得られた応答信号を指す。セグメント化された検出器の場合、応答信号は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウント、例えば、それぞれのＸ線光子のエネルギーに対応する異なる離散エネルギー範囲を含む。複数の光子カウントのうちの光子カウント値の各々は、セグメント化された検出器のセグメントに関連付けられた光子カウンタによって生成される。さらに、「カウント比」という用語は、セグメント化された検出器の２つのセグメントに対応する光子カウントの比を指す。「通常カウント比」という用語は、Ｘ線ビームの進行の方向と完全に位置合わせされる検出器用のセグメント化された検出器の光子カウント比を指す。「測定されたカウント比」という用語は、測定から得られた、セグメント化された検出器の２つのセグメントに対応する２つの応答信号の光子カウント比を指す。一実施形態では、測定されたカウント比は、複数のエネルギービンのうちのエネルギービンに対応する光子カウントの比を指す。「角度位置」および「視野角度」という用語は、本明細書を通して、放射線源または検出器の角度配向を指すために同等かつ互換的に使用される。

図１Ａおよび図１Ｂは、本明細書の態様による、自己較正コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムなどの撮像システム１００を表すブロック図である。図１Ａは、位置合わせされた幾何学的形状のＣＴ撮像システム１００を示し、図１Ｂは、位置ずれした幾何学的形状のＣＴ撮像システムを示す。図に示すように、撮像システム１００は、物体１２８に衝突して複数の強度信号１３０を生成する放射線信号１２６を放出するように構成された放射線源１２４を含む。一実施形態では、放射線源１２４は、Ｘ線管などのＸ線源である。物体１２８は、検査される対象の器官またはスキャンされる荷物の一部であり得る。撮像システム１００はまた、典型的にはｍ×ｎのアレイに配置された、複数の画素１０２ａ、１０２ｂの形態の複数の検出器素子を有する画素化検出器９８を含む。

一実施形態では、画素化検出器９８は、改善されたコントラスト対ノイズ比およびＫエッジ撮像を行う能力を有することができるようなエネルギー分解光子カウンティングＣＴ検出器である。そのようなエネルギー分解光子カウンティング検出器は、テルル化カドミウム／テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＴｅ／ＣＺＴ）またはケイ素などの半導体材料を活性材料として使用して製造することができる。本明細書で説明される特定の実施態様では、検出器素子（すなわち、画素１０２）としてセグメント化されたケイ素ストリップを用いる検出器９８が説明されている。

一例として、図を参照すると、複数の画素１０２ａ、１０２ｂの各々は、源１２４に面する画素１０２の表面に対して、放出されたＸ線の経路に対して複数の深さに配置された複数のセグメント１０６を有する（ケイ素ストリップなどの）検出器素子を含む。本明細書で使用する場合、画素１０２の源に面する表面に対してＸ線が進行する方向（すなわち、Ｘ線伝播の方向）は、「垂直方向」として示すことができ、および／または深さ寸法に対応すると解釈することができるので、そのようなセグメント化された検出器素子は、垂直方向にセグメント化されたものとして説明されてもよい。

理解され得るように、ＣＴで使用するための画素化検出器９８の文脈では、検出器９８は、Ｘ線が検出器９８に入射する複数の角度位置のうちの各角度位置に対して２次元の複数のそのような画素１０２を含む。画素１０２内の複数の垂直方向セグメント１０６は、異なる高さおよび／または厚さを有し、画素化検出器９８の画素１０２によって生成された信号におけるアーチファクトの影響を低減するために使用され得る応答信号を生成し得る。

画素化検出器９８は、複数の強度信号１３０を受信し、複数の画素１０２の各画素について複数のセグメント１０６から複数の応答信号１０８を生成するように構成される。複数の応答信号１０８は、物体１２８の関心領域からの撮像情報を表す。複数の応答信号１０８は、エネルギー分解スペクトル情報を構成する。一実施形態では、複数の応答信号１０８の各々は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。複数の光子カウントのうちの各光子カウントは、所与のエネルギービンに対応するエネルギーを有するＸ線の数を示す。したがって、所与の読み出し間隔について、それぞれの画素１０２に対応する各空間の場所における各エネルギービンに対する光子カウントの数を提供するように、応答信号を各画素およびそのそれぞれの画素のエネルギービンに生成することができる。

したがって、この例では、画素化検出器９８は、複数の応答信号１０８の形態で画素１０２に対応する情報を生成する。図示の例では、複数の強度信号１３０は、放射線源１２４と検出器９８の１つの角度位置に対応する。ＣＴシステムでは、放射線源および検出器９８は、物体１２８の周りを回転してＸ線透過データを取得する。したがって、現実の実施態様では、撮像システム１００は、関心スキャン面積全体をカバーする複数の角度位置（例えば、３６０°、１８０°＋ファンビーム角度（α）など）の各々に対応する複数の強度信号１３０を生成するように構成される。

画素化検出器９８は、図１Ａに示すように、画素化検出器１０２が放射線源１２４と位置合わせされたときに特定の角度位置に対応する複数の強度信号１３０に対してアーチファクトのない応答を生成するように構成される。しかしながら、図１Ｂに示すように、Ｘ線源１２４と所与の画素１０２との間の位置ずれは、複数の応答信号１０８における誤差を導入する可能性がある。これは図１Ａおよび図１Ｂに示されており、図１Ｂは、源１２４と検出器９８が適切に位置合わせされたとき（すなわち、画素１０２の軸に沿って）のＸ線透過を示す第２の透過線１３６（図１Ｂに示す）に対して位置合わせされていないＸ線透過を示す第１の透過線１３８を有する。さらに、複数の応答信号１０８は、源１２４と検出器９８との間を進行するときに偏向されているＸ線光子から生成された複数の散乱信号を含む。複数の応答信号１０８はまた、１つまたは複数の画素１０２に対するパイルアップ応答から生成された複数の破損信号を含むことができ、それによって所与の画素における応答は飽和し、その画素における実際のＸ線入射を示さない。

撮像システム１００は、診断画像１４２を生成するように構成された画像再構成ユニットをさらに含む。一実施形態では、診断画像１４２は、複数の画素１０２から得られた複数の較正済み信号に適用される画像再構成技術を使用して得られる。一実施形態では、診断画像１４２は、医師を支援するためにディスプレイデバイス１４４に表示される較正済みＣＴ画像である。

上述のように、検出器９８の画素１０２は、垂直方向にセグメント化されており、一実施態様では、セグメント化されたケイ素ストリップとすることができる。例として、図示の実施形態では、各画素１０２は、参照番号１５０で表される第１の深さに配置された第１のセグメント１０６ａおよび参照番号１５２で表される第２の深さに配置された第２のセグメント１０６ｂなど、複数のセグメント１０６にセグメント化される。そのような一例では、第１のセグメント１０６ａは、（撮像条件下で飽和しない厚さが限られているなどの理由により）飽和しないように構成される。この例では、非飽和の第１のセグメント１０６ａは、パイルアップアーチファクト効果の影響を受けない応答信号を生成するように設計されている。非飽和応答は、複数の強度信号１３０に応じて第１のセグメント１０６ａによって生成される。図示の実施態様では、第２のセグメント１０６ｂもまた、異なる深さ、例えば、Ｘ線ビームが進行する方向に対して第１のセグメントの真下にある非飽和検出器セグメントとなるように設計されている。

撮像システム１００の図示の例は、通信バス１２２によって互いに相互接続された信号取得システム１１２、プロセッサユニット１１４、画像再構成ユニット１１８、メモリユニット１２０、およびメモリ記憶デバイス１１６を有する較正サブシステム１０４をさらに含む。撮像システム１００はまた、画像再構成ユニット１１８に通信可能に結合されたディスプレイを含む。一実施形態では、較正サブシステム１０４は、複数の応答信号１０８を受信して診断画像１４２を生成するように構成される。診断画像１４２は、画素化検出器９８の複数の画素１０２に対応する補正されたスペクトル信号に基づいて生成された較正済み画像である。

前述のことを念頭に置いて、図２は、各画素１０２の垂直方向にセグメント化されたセグメント１０６を示す断面図として、検出器９８の幾何学的形状を示す。示されている基準系において、画素１０２の形態の検出器素子は、Ｘ線伝播の方向（すなわち、Ｚ軸）に沿ってセグメント化され、異なる深さのセグメント１０６は、異なる厚さのものである。例えば、図示の例では、セグメント１０６は、ｚ方向におけるそれらの深さが増すにつれて厚さが増す。本手法によれば、異なる深さにあるセグメントは、各々が異なる読み出しチャネルに対応する。したがって、この例では、任意の所与の画素１０２に対して４つのセグメント１０６（すなわち、読み出しチャネル）が存在する。以下でより詳細に説明するように、各画素１０２の各セグメント１０６は、所与の読み出し間隔または期間について各エネルギービンに対する光子カウントを生成するために、所与の読み出しチャネルによって複数のエネルギー範囲（すなわち、エネルギービン）に読み出され得る。

これを念頭に置いて、図１に戻ると、一実施形態では、補正されたスペクトルを算出することは、プロセッサユニット１１４で実行される１つまたは複数のアルゴリズムまたはルーチンを使用して複数の応答信号１０８を処理することを含む。１つのそのような手法では、プロセッサユニット１１４は、同じ検出器素子（すなわち、画素１０２）によって生成された、第１の応答信号からの第１の光子カウント１４６および第２の応答信号からの第２の光子カウント１４８を選択するように構成またはプログラムされる。この例では、第１の光子カウント１４６および第２の光子カウント１４８は、それらのそれぞれのセグメントに関連付けられた複数のエネルギービンのうちの同じエネルギー範囲（例えば、エネルギービン）に対応する。プロセッサユニット１１４はまた、第１の光子カウント１４６および第２の光子カウント１４８に基づいて光子カウント比を決定するように構成またはプログラムされる。さらに、プロセッサユニット１１４はまた、第１の光子カウント１４６および第２の光子カウント１４８に基づいてＸ線源１２４を基準にして、（それぞれの光子カウントを生成するために使用される）それぞれの検出器素子の位置ずれ角度を決定するように構成またはプログラムされる。プロセッサユニット１１４は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいてそれぞれの検出器素子の各セグメントに対する利得係数を決定するようにさらに構成またはプログラムされる。それぞれの画素１０２に対応する補正されたスペクトルは、それぞれの画素のセグメントに対する利得係数および複数の応答信号１０８に基づいて算出される。

図２に戻ると、一実施形態では、画素１０２は、Ｘ軸に沿って散乱防止タングステンプレート１６０（例えば、２０μｍのタングステンシース）によって横方向に分離されている。タングステンプレート１６０は、検出器内の内部散乱を防ぐのを助ける。画素１０２は、一実施態様では、電気バイアスによってＹ軸画素１０２に沿って分離されている。例として、画素１０２の実施態様は、Ｘ寸法で約０．４〜０．５ｍｍ、Ｙ寸法で０．５ｍｍと測定され、Ｚ寸法で３０ｍｍ〜８０ｍｍ（約３０ｍｍまたは６０ｍｍなど）の吸収長を有することができる。一実施態様では、画素１０２に対応する検出器ストリップは、ほぼ均一なカウント率が検出器の深さに沿って予想されるように、セグメント化長さを変化させて９つのセグメント１０６に分割することができる。すなわち、画素内の各セグメント１０６において均一なカウント率を有するように（すなわち、画素１０２のより高いセグメントによるＸ線光子の吸収を考慮して）、より深いセグメント１０６の厚さを増すように設計することができる。加えて、図２に示すように、いくつかの実施形態では、一次元または二次元の散乱防止コリメータ１６２を検出器９８のＸ線に面する表面に設けることができる。

前述のことを念頭に置いて、図３は、本明細書で説明するように垂直方向にセグメント化されたケイ素ストリップ検出器素子（すなわち、画素１０２）を有するエネルギー分解光子カウンティング検出器９８の読み出しチェーンを示す。この例では、患者透過後のＸ線１３０は、一次成分と散乱成分の両方を有する。患者透過後のＸ線１３０の集合は、検出器９８に当たる前に散乱防止グリッド１６２を通過する入力または入射スペクトル２０２に対応し、その素子１０２を図３に示す。入射スペクトル２０２は、Ｘ線光子エネルギーの関数としての光子束のグラフとして表される。入ってくるＸ線光子の大部分は、検出器の検出器素子１０２における様々なセグメント１０６に吸収される。

画素１０２の各それぞれのセグメント１０６に対する結果として得られた検出器応答信号１０８は、ここではＡＳＩＣチャネル１８０として表される読み出し回路に供給されるか、または読み出し回路によって取得され（すなわち、読み出し１、読み出し２など）、各セグメント１０６は、対応する読み出しチャネルを有する。それぞれの読み出しチャネル１８０の一例を示す図４に示すように、画素１０２の所与のセグメント１０６について取得された信号１０８は、増幅され（電荷感応増幅器１８２）、調整され（整形フィルタ１８４）、エネルギー的に区別され（対応するエネルギービン閾値を有する比較器１８６）、かつデジタル化され（エネルギービンカウンタ１８８）、そして図４の例示的なＡＳＩＣチャネル１８０によって示すように、各セグメント１０２に対するエネルギー分解されたスペクトル応答１９０を生成する。したがって、ＡＳＩＣチャネル１８０は、Ｘ線応答信号を表す複数のカウントを生成し、そのカウントは、複数の閾値によって定義される複数のエネルギー範囲（すなわち、ビン）に分類される。

理解されるように、それぞれの画素１０２の各セグメント１０６に対するスペクトル出力は異なる。例として、強度（カウント率）は、Ｘ線の減衰が相互作用の深さの指数関数であるので、Ｘ線源に面する画素１０２の表面により近いセグメント１０６に対してより高い。各セグメントのスペクトル１８０の形状も異なり、表面に近いセグメントは、低エネルギーのＸ線光子からの比較的大きな寄与を有し、下のセグメントは、それに対応して高エネルギーのＸ線光子からのより大きな寄与を有する。

図３に戻ると、それぞれの画素１０２の各セグメント１０６からのエネルギー分解されたスペクトル出力１９０は、画像プロセッサ１１４などで結合され、エネルギー分解された画素出力スペクトル１９２を生成する。一例として、一実施態様では、所与の画素１０２の最終スペクトル１９２は、画素の各セグメント１０６からのスペクトルの合計からなる：

式中、ｓ（Ｅ_ｊ）は、画素出力スペクトルであり、ｓ_ｉ（Ｅ_ｊ）は、ｉ番目のセグメントからのスペクトルである。

以下でより詳細に説明するように、画素１０２のエネルギー分解された出力スペクトル１９２に基づいて、その画素１０２の各セグメント１０６についてそれぞれの読み出しチャネル１８０によって生成された信号は、導出されたスペクトル情報に基づいて利得補正または調整され得る。例えば、入射スペクトル２０２に応じて所与のセグメント１０６に生成された現在の信号は、何らかの決定された利得調整によって（例えば、加算または減算によって）調整され、利得補正された信号を導出して各画素１０２に対してセグメントレベルで個別に較正された応答信号を生成することができる。

例として、加算器を使用し、個々の較正済み応答信号を合計して複数のセグメント１０６を有する画素１０２の補正されたスペクトルを生成することができる。補正されたスペクトル１９２は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。同様に、このようにして補正された検出器９２の集合画素１０２からの画素値を使用し、診断画像を生成することができる。一実施形態では、図１の較正サブシステム１０４は、診断画像１４２を生成するのに使用される較正済み信号を提供するために、リアルタイムで複数の利得係数または調整をそれぞれの複数の画素１０２に対して自動的に決定する。

前述のことを念頭に置いて、図５および図６は、Ｘ線焦点方向に対する垂直方向にセグメント化された検出器素子（すなわち、画素１０２）の幾何学的形状をより詳細に示す。理解されるように、検出器９８が完全に位置合わせされると、図５に示すように、一次Ｘ線ビーム１３０は、画素セグメント１０６に通常入射する（すなわち、Ｘ線ビーム１３０は、検出器素子１０２の縦軸２０８と平行なまたは一致する方向に伝播する）。すなわち、位置合わせされたとき、検出器素子１０２の軸２０８は、入射Ｘ線ビーム１３０に対してゼロ傾斜角度θにある。この位置合わせされた幾何学的形状では、Ｘ線ビーム１３０は、所与の画素１０２内のすべてのセグメント１０６から最大の応答を生成する。

逆に、図６に示すように、検出器素子１０２と焦点スポットが位置ずれしている（すなわち、傾斜角度θがゼロでない）と、散乱防止グリッド１６２と画素内のタングステンセパレータプレート１６０の両方のシャドーイング効果により画素セグメント１０６に吸収されるＸ線光子１３０はより少なくなり、より深いセグメントは、これらのシャドーイング効果により不当に少ないカウントを生成する。これは、図６の斜線領域２１２によって示されており、画素１０２内の深さが増すにつれて比例する面積において増加する。異なるセグメントにおけるカウントのこの不均等な減少は、セグメント化された画素１０２の出力スペクトル１９２の破損をもたらす。

前述のことを念頭に置いて、本手法は、Ｘ線焦点に対する検出器素子、すなわち、画素１０２の位置ずれを検出する。そのような検出は、臨床スキャン操作中などにリアルタイムで行われ得る。以下でより詳細に説明するように、焦点の位置ずれは、検出されたときに、本明細書で説明したアルゴリズムなどを介して補正または補償し、位置ずれによって生じる出力スペクトルの誤差を補正することができる。したがって、本手法は、（１）垂直方向にセグメント化された画素１０２の異なるセグメント１０６の応答から位置ずれ角度θを推定し、かつ／または（２）垂直方向にセグメント化された画素１０２とＸ線焦点の位置ずれによって生じる出力スペクトル１９２の誤差を補正する。

特に、垂直方向にセグメント化された検出器素子を使用した位置ずれ角度θの検出に関して、Ｘ線相互作用の深さに沿った複数のセグメントを利用し、それぞれの検出器素子（すなわち、画素１０２）における位置ずれ角度θを推定することができる。例として、図７を参照すると、距離Ｌだけオフセットされた２つの垂直方向セグメント１０６Ａ、１０６Ｂが示されている。図示の例では、セグメントは比較的狭いが、手法は検出器素子１０２の任意の２つのセグメント１０６に対して機能するように構成することができる。

この構成では、焦点が位置合わせされた検出器（θ＝０°）の場合、図７に示すように、狭いセグメント２（ｓ_２（Ｅ_ｊ））のスペクトル２２０Ｂは、Ｘ線減衰率、

によってセグメント１（ｓ_１（Ｅ_ｊ））のスペクトル２２０Ａに関係付けられ、式中、μ（Ｅ）は、材料の線形減衰係数、Ｌは、２つのセグメント間の間隔である。

または

しかしながら、図８を参照すると、検出器素子１０２がＸ線焦点に関して位置ずれしている（すなわち、θ≠０°）場合、上記の等式はもはや成り立たず、セグメント１０６Ａおよび１０６Ｂのスペクトル２２０Ａおよび２２０Ｂ間の関係には、追加の利得係数ｇ（θ）が存在する。これは、Ｘ線ビームと検出器セグメントとの間の異なる量の重なりのためである（図８の斜線領域２２２Ａ、２２２Ｂによって示される）。スペクトル２２０間の関数関係は、以下のように修正される：

ｇ（θ）に関して、この項は、以下のように測定されたカウント（ｓ（Ｅ_ｊ））から推定することができる：

式中、ΔＥ_ｊは、ｊ番目のエネルギービンの幅である。前述のことを念頭に置けば、位置ずれ角度θを推定するためのアルゴリズムは、最初に、検出器の幾何学的形状に基づいて傾斜角度応答関数ｇ（θ）を導出する処理を含むことができる。

応答関数Ｒは、それぞれのセグメント１０６Ａ、１０６Ｂのそれぞれのスペクトル出力２２０Ａ、２２０Ｂから算出することができる：

式Ｒ＝ｇ（θ）は、傾斜角度、θを抽出するために解くことができる。これは、図９に図示されている。理解され得るように、負の傾斜角度もまた同じ応答を与えるので、この解決策は、対称ｇ（θ）について一意的ではない。図９のグラフに関して、このグラフは、傾斜角度θだけＸ線焦点に対して位置ずれした、セグメント化された画素１０２の位置ずれ応答を表す。この例では、グラフは、傾斜角度θを表すｘ軸と、選択された検出器セグメント１０６Ａ、１０６Ｂの対応するエネルギービンにおけるカウントの比を表すｙ軸とを含み、位置ずれ傾斜角度θを決定する。

グラフと共に、位置ずれ応答を表す曲線２３０が示されている。一実施形態では、曲線２３０は、ルックアップテーブルから検索されてもよく、あるいはオンザフライで計算されてもよい。傾斜角度、例えば、θ_１は、曲線２３０を使用して光子カウント比に基づいて得られる。傾斜角度は、画像較正を行い、位置ずれ角度の点から見て補正されたスペクトル応答を考慮に入れるように較正され得る画素出力に基づいて診断画像１４２を生成するために、図１の画像再構成ユニット１１８への入力として提供されてもよい。

スペクトル補正に関して、本手法の一態様は、本明細書で一般に説明するようなアルゴリズムを用いる。例として、そのようなアルゴリズムは、上述のように位置ずれ傾斜角度θを推定することができる。次に、図１０に示すように、画素１０２の各垂直方向セグメント１０６における傾斜による信号の損失を表す利得係数

が算出され、ここで、画素１０２のセグメント１０６Ｃは、位置合わせされた状態（最も左側の図）および位置ずれした状態（最も右側の図）で示され、対応する信号面積の損失は、位置ずれした状態で示されている。そのような位置ずれに対処するための利得係数は、以下によって与えられ得る：

上述のように、各セグメントの推定されたスペクトルに対する補正は、以下のように、これらの利得係数に基づいて適用される：

式中、

は、セグメントｉの測定されたスペクトルである。補正されたセグメントスペクトルに基づいて、所与の画素１０２に対する補正されたスペクトルは、以下のように算出され得る：

次いで、補正された画素スペクトルは、本明細書で説明するように画像再構成において使用され得る。

前述のことを念頭に置いて、図１１は、本明細書の態様による、ＣＴ画像の自己較正を行う方法２４０を説明するフローチャートである。ステップ２４２において、方法は、画素化検出器９８の検出器素子１０２の複数のセグメント１０６に対応する複数の応答信号を受信することを含み、所与の検出器素子に対して生成された異なる応答信号は、異なるエネルギービンに対する光子カウントに対応する。ステップ２４４において、方法は、第１の応答信号からの第１の光子カウントおよび第２の応答信号からの第２の光子カウントを選択することを含み、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントは、複数のエネルギービンのうちの同じエネルギービンに対応する。方法はまた、ステップ２４６において、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定することを含み得る。ステップ２４８において、方法はまた、第１の光子カウントおよび第２の光子カウントに基づいてＸ線源を基準にして検出器素子の位置ずれ角度を決定することを含む。さらにステップ２６０において、方法は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて複数のセグメントに対応する複数の利得係数を決定することを含む。方法はまた、ステップ２６２において、複数の利得係数および複数の応答信号に基づいて検出器素子に対応する補正されたスペクトルを算出することを含む。

ステップ２６４において、すべての複数の画素に対する補正されたスペクトル信号の利用可能性が検証される。複数の画素の処理が完了した場合、較正済み画像の生成が開始される。しかし、複数の画素の１つまたは複数の処理が完了していない場合、制御は、残りの画素を処理するためにステップ２４２に渡され、ステップ２４２、２４４、２４６、２４８、２６０、２６２は、複数の画素に対応する複数の補正されたスペクトル信号を生成するために繰り返される。複数の画素の処理が完了した場合、ステップ２６６において、方法は、複数の補正されたスペクトル信号に基づいて較正済みＣＴ画像を生成することをさらに含む。方法２４０のステップを使用して生成された較正済みＣＴ画像では、放射線信号との検出器の位置ずれによるアーチファクトが補償される。一実施形態では、較正済みＣＴ画像を生成することは、複数の視野角度のうちの各視野角度に対応する複数の補正されたスペクトル信号を生成することを含む。さらに、較正済みＣＴ画像を生成することは、複数の視野角度に対応する複数のサブ画像を再構成することを含み、複数のサブ画像の各々は、各視野角度に対応する複数の補正されたスペクトル信号に基づいて再構成される。較正済みＣＴ画像は、複数の視野角度に対応する複数のサブ画像に基づいて生成される。

前述のことを念頭に置いて、本較正アルゴリズムの実施態様は操作状況に応じて変わり得ることに留意されたい。一例として、較正がスキャン操作中に変化しないことが知られているまたは予想される状況では、較正は、スキャンが画像再構成に使用される補正係数を得るために行われる前または後に行われ得る。同じく、検出器画素とＸ線焦点の位置合わせが回転速度と共に変化する場合、較正は、異なる回転速度について行われてもよく（操作上重要な各回転速度についての較正係数の１つのセットなど）、これらの較正係数は、その後の補正ステップのために記憶されてもよい。同様に、位置合わせが視野（すなわち、視野角度）に依存することが知られているまたは予想される場合、較正係数は、各視野角度について得られて記憶されてもよい。較正層（すなわち、セグメント）のサイズが異なってもよいことにも留意されたい。本手法によれば、これはまた、本手法に従って生成された較正係数によっても説明され得る。最後に、スキャン操作の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、同じセンサスラブ内の画素１０２からのデータを平均することによって改善され得ることが理解され得る。

本明細書に開示されるＣＴ検出器の自己較正を行うための様々なシステムおよび方法は、スキャン中に検出器の位置ずれを検出し、信号処理技術によってリアルタイムで較正を行う。ここで提供される技術は、温度および焦点移動に対する変化に対して検出器をより堅牢にする。エネルギー分解較正応答信号によって生成された診断画像は、従来のＣＴベースの診断画像と比較して向上した特徴を提示することができる。有利には、自己較正技術で用いられるセグメント化された検出器はまた、結果として得られたＣＴ画像の品質に対するパイルアップおよび散乱アーチファクト信号の影響を補正するために使用され得る。

任意の特定の実施形態に従って、上述したすべてのそのような物体または利点が必ずしも達成することができるわけではないことを理解されたい。したがって、例えば、当業者には明らかなように、本明細書に記載のシステムおよび技術は、本明細書で教示または示唆されるように他の目的または利点を必ずしも達成することなく、本明細書で教示される１つの利点もしくは１群の利点を達成または改善する態様で具現化または実施されてもよい。

本技術は限られた数の実施形態のみに関連して詳細に説明されているが、本明細書がそのような開示された実施形態に限定されないことは容易に理解されるべきである。むしろ、本技術は、これまでに説明されていないが特許請求の範囲の精神および範囲に相応する、任意の数の変形、代替、置換または同等の構成を組み込むように修正することができる。さらに、本技術の様々な実施形態が説明されているが、本明細書の態様は、説明した実施形態のうちのいくつかのみを含んでもよいことを理解されたい。したがって、本明細書は、前述の説明によって限定されると見なされるべきではなく、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。

１ セグメント
２ セグメント
９８ 画素化検出器、エネルギー分解光子カウンティング検出器
１００ 撮像システム
１０２ 画素、検出器素子、セグメント、画素化検出器
１０２ａ 画素
１０２ｂ 画素
１０４ 較正サブシステム
１０６ セグメント
１０６Ａ セグメント
１０６Ｂ セグメント
１０６Ｃ セグメント
１０６ａ 第１のセグメント
１０６ｂ 第２のセグメント
１０８ 応答信号
１１２ 信号取得システム
１１４ プロセッサユニット、画像プロセッサ
１１６ メモリ記憶デバイス
１１８ 画像再構成ユニット
１２０ メモリユニット
１２２ 通信バス
１２４ 放射線源、Ｘ線源
１２６ 放射線信号
１２８ 物体
１３０ 強度信号、Ｘ線光子
１３６ 第２の透過線
１３８ 第１の透過線
１４２ 診断画像
１４４ ディスプレイデバイス
１４６ 第１の光子カウント
１４８ 第２の光子カウント
１５０ 第１の深さ
１５２ 第２の深さ
１６０ 散乱防止タングステンプレート
１６２ 散乱防止グリッド、散乱防止コリメータ
１８０ ＡＳＩＣチャネル、読み出しチャネル、スペクトル
１８２ 電荷感応増幅器
１８４ 整形フィルタ
１８６ 比較器
１８８ エネルギービンカウンタ
１９０ スペクトル応答、スペクトル出力
１９２ 画素出力スペクトル／補正されたスペクトル
２０２ 入射スペクトル
２０８ 縦軸
２１２ 斜線領域
２２０ スペクトル
２２０Ａ スペクトル出力
２２０Ｂ スペクトル出力
２２２Ａ 斜線領域
２２２Ｂ 斜線領域
２３０ 曲線
２４０ 方法
２４２ ステップ
２４４ ステップ
２４６ ステップ
２４８ ステップ
２６０ ステップ
２６２ ステップ
２６４ ステップ
２６６ ステップ
Ｌ 距離
Ｒ 応答関数
Ｘ 軸
Ｙ 軸
Ｚ 軸
θ 傾斜角度、位置ずれ角度
θ_１ 傾斜角度

Claims (19)

1. Ｘ線源（１２４）と、画素化検出器（９８）とを備えるエネルギー分解コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム（１００）を較正するための方法（２４０）であって、
   複数のセグメント（１０６）を備える検出器素子（１０２）の各それぞれのセグメント（１０６）に対して、それぞれの応答信号（１０８）を取得すること（２４２）であって、各応答信号（１０８）は、各々が前記それぞれのセグメント（１０６）の異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウント（１４６、１４８）を含むことと、
   前記検出器素子（１０２）に対して、第１のセグメント（１０６ａ）のエネルギービンに対する第１の光子カウント（１４６）、および第２のセグメント（１０６ｂ）の同じエネルギービンに対する第２の光子カウント（１４８）を決定すること（２４４）であって、前記第１のセグメント（１０６ａ）と前記第２のセグメント（１０６ｂ）は、前記それぞれの検出器素子（１０２）内で垂直方向にオフセットされていることと、
   前記第１の光子カウント（１４６）および前記第２の光子カウント（１４８）に基づいて光子カウント比を決定すること（２４６）と、
   前記光子カウント比に基づいて前記Ｘ線源（１２４）を基準とした前記検出器素子（１０２）の位置ずれ角度（θ）を決定すること（２４８）と、
   前記光子カウント比および前記位置ずれ角度（θ）に基づいて前記検出器素子（１０２）の前記複数のセグメント（１０６）に対する複数の利得係数を決定すること（２６０）と、
   前記複数の利得係数および前記応答信号（１０８）を使用して前記検出器素子（１０２）に対する補正されたスペクトル（１９２）を決定すること（２６２）と
   を含む、方法（２４０）。
2. 前記画素化検出器（９８）が、複数の検出器素子（１０２）を備え、それぞれの補正されたスペクトル（１９２）が、前記画素化検出器（９８）のいくつかまたはすべての検出器素子（１０２）について計算される、請求項１に記載の方法（２４０）。
3. 前記検出器素子（１０２）が、前記複数のセグメント（１０６）にセグメント化された半導体材料のストリップを備え、前記セグメント（１０６）が、前記Ｘ線源（１２４）からの距離が増すにつれて厚さが増す、請求項１に記載の方法（２４０）。
4. 前記検出器素子（１０２）の寸法が、前記Ｘ線源（１２４）に面する前記画素化検出器（９８）の平面に沿って約０．５ｍｍ×０．５ｍｍであり、Ｘ線伝播の方向において約２０ｍｍ〜約８０ｍｍである、請求項１に記載の方法（２４０）。
5. 前記補正されたスペクトル（１９２）が、臨床スキャン操作中に実質的にリアルタイムで決定される、請求項１に記載の方法（２４０）。
6. 前記利得係数が、臨床スキャン操作の前に決定され、前記臨床スキャン操作中に取得されたデータの前記スペクトル（１９２）を補正するために使用される、請求項１に記載の方法（２４０）。
7. 前記Ｘ線源（１２４）および前記画素化検出器（９８）の異なる回転速度に対して異なる利得係数を取得することを含み、
   前記検出器素子（１０２）に対する前記補正されたスペクトル（１９２）を決定すること（２６０）が、スペクトルデータが取得された前記回転速度に対応する前記利得係数を使用する、請求項１に記載の方法（２４０）。
8. 撮像されたボリュームに関して、前記Ｘ線源（１２４）と画素化検出器（９８）の異なる視野角度に対して異なる利得係数を取得することを含み、
   前記検出器素子（１０２）に対する前記補正されたスペクトル（１９２）を決定すること（２６０）が、スペクトルデータが取得された前記視野角度に対応する前記利得係数を使用する、請求項１に記載の方法（２４０）。
9. コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１００）であって、
   放射線を放出するように構成された放射線源（１２４）と、
   前記放出された放射線に応じて信号（１０８）を生成するように構成された画素化検出器（９８）であって、前記画素化検出器（９８）は、複数の検出器素子（１０２）を備え、各検出器素子（１０２）は、放射線伝播の方向にオフセットした複数のセグメント（１０６）を備える画素化検出器（９８）と、
   各検出器素子（１０２）の各セグメント（１０６）に対する読み出しチャネル（１８０）であって、各読み出しチャネル（１８０）は、操作中、複数のエネルギービンの各ビンに対する光子カウント（１４６、１４８）を生成する読み出しチャネル（１８０）と、
   それぞれの検出器素子（１０２）の第１のセグメント（１０６ａ）および第２のセグメント（１０６ｂ）に対する前記光子カウント（１４６、１４８）に基づいて、
   前記第１のセグメント（１０６ａ）のエネルギービンに対する第１の光子カウント（１４６）、および前記第２のセグメント（１０６ｂ）の同じエネルギービンに対する第２の光子カウント（１４８）を決定し、前記第１のセグメント（１０６ａ）と前記第２のセグメント（１０６ｂ）は、前記それぞれの検出器素子（１０２）内で垂直方向にオフセットされており、
   前記第１の光子カウント（１４６）および前記第２の光子カウント（１４８）に基づいて光子カウント比を決定し、
   前記光子カウント比に基づいて前記放射線源（１２４）を基準とした前記検出器素子（１０２）の位置ずれ角度（θ）を決定し、
   前記光子カウント比および前記位置ずれ角度（θ）に基づいて前記検出器素子（１０２）の前記複数のセグメント（１０６）に対する複数の利得係数を決定し、かつ
   前記複数の利得係数および前記応答信号（１０８）を使用して前記検出器素子（１０２）に対する補正されたスペクトル（１９２）を決定する
   ように構成された較正サブシステム（１０４）と、
   前記検出器素子（１０２）のいくつかまたはすべての前記それぞれの補正されたスペクトル（１９２）を使用して出力画像（１４２）を生成するように構成された画像再構成ユニット（１１８）とを備える、ＣＴ撮像システム（１００）。
10. 前記放射線源（１２４）が、Ｘ線管を備える、請求項９に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
11. 各検出器素子（１０２）が、前記複数のセグメント（１０６）にセグメント化された半導体材料のストリップを備え、前記セグメント（１０６）が、前記Ｘ線源（１２４）からの距離が増すにつれて厚さが増す、請求項９に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
12. 前記検出器素子（１０２）の寸法が、前記Ｘ線源（１２４）に面する前記画素化検出器（９８）の平面に沿って約０．５ｍｍ×０．５ｍｍであり、放射線伝播の方向において約２０ｍｍ〜約８０ｍｍである、請求項９に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
13. 前記補正されたスペクトル（１９２）が、前記補正されたスペクトル（１９２）を生成するために使用される前記較正操作に続く撮像操作において使用するために、前記ＣＴ撮像システム（１００）のメモリユニット（１２０）に記憶される、請求項９に記載のＣＴ撮像システム（１００）。
14. １つまたは複数のプロセッサ（１１４）によって実行されると、前記１つまたは複数のプロセッサ（１１４）に、
    複数のセグメント（１０６）を備える検出器素子（１０２）の各それぞれのセグメント（１０６）に対して、それぞれの応答信号（１０８）を取得することであって、各応答信号（１０８）は、各々がそれぞれのセグメント（１０６）の異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウント（１４６、１４８）を含むことと、
    前記検出器素子（１０２）に対して、第１のセグメント（１０６ａ）のエネルギービンに対する第１の光子カウント（１４６）、および第２のセグメント（１０６ｂ）の同じエネルギービンに対する第２の光子カウント（１４８）を決定することであって、前記第１のセグメント（１０６ａ）と前記第２のセグメント（１０６ｂ）は、前記それぞれの検出器素子（１０２）内で垂直方向にオフセットされていることと、
    前記第１の光子カウント（１４６）および前記第２の光子カウント（１４８）に基づいて光子カウント比を決定することと、
    前記光子カウント比に基づいてＸ線源（１２４）を基準とした前記検出器素子（１０２）の位置ずれ角度（θ）を決定することと、
    前記光子カウント比および前記位置ずれ角度（θ）に基づいて前記検出器素子（１０２）の前記複数のセグメント（１０６）に対する複数の利得係数を決定することと、
    前記複数の利得係数および前記応答信号（１０８）を使用して前記検出器素子（１０２）に対する補正されたスペクトル（１９２）を決定することと
    を含む動作を行わせるプロセッサ実行可能命令を記憶する、１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
15. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、画素化検出器（９８）のいくつかまたはすべての検出器素子（１０２）について補正されたスペクトル（１９２）を計算する、請求項１４に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
16. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、臨床スキャン操作中に実質的にリアルタイムで前記補正されたスペクトル（１９２）を決定する、請求項１４に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
17. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、臨床スキャン操作の前に前記利得係数を決定し、前記臨床スキャン操作中に取得されたデータの前記スペクトル（１９２）を補正するために前記利得係数を使用する、請求項１４に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
18. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、
    前記Ｘ線源（１２４）および前記画素化検出器（９８）の異なる回転速度に対して異なる利得係数を取得し、
    前記検出器素子（１０２）に対する前記補正されたスペクトル（１９２）を決定すること（２６０）が、スペクトルデータが取得された前記回転速度に対応する前記利得係数を使用する、請求項１４に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
19. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、
    撮像されたボリュームに関して、前記Ｘ線源（１２４）と画素化検出器（９８）の異なる視野角度に対して異なる利得係数を取得し、
    前記検出器素子（１０２）に対する前記補正されたスペクトル（１９２）を決定すること（２６０）が、スペクトルデータが取得された前記視野角度に対応する前記利得係数を使用する、請求項１４に記載の１つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。