JP2023179372A - コンピュータ断層撮影のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の品質を向上させる。【解決手段】光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法は、１つ以上のビューにわたって及び／又はビュー内でＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整することを含む。電流は第１の電流と第２の電流の間で調整される。第１の電流は第２の電流より高い。方法はさらに、ＰＣＣＴシステムによってスキャンされた１つ以上のビューのビューに対して、第１の電流でＰＣＣＴシステムの検出器アレイの各検出器における第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を適用し、第２の電流で各検出器における第２の光子計数出力に適用された第２のパイルアップ補正に基づいて計算された第１のパイルアップ補正を適用し、補正後の第１の光子計数及び補正後の第２の光子計数に基づいて画像を再構成する。【選択図】図５

Description

本明細書に開示される主題の実施形態は、撮像システム及び方法に関し、より詳細には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムにおける自動電流変調に関するものである。

ＣＴ（コンピュータ断層撮影）装置では、陰極から発生した電子ビームをＸ線管内のターゲットに照射する。電子がターゲットに衝突して生成された扇形または円錐形のＸ線ビームは、患者などの被検体に向けられる。被検体によって減衰された後、Ｘ線はＸ線検出器のアレイに衝突し、画像が生成される。Ｘ線検出器が光子計数検出器であり、光子を計数してスペクトル情報を提供する光子計数型ＣＴ（ＰＣＣＴ：Photon Counting CT）を使用することによってＣＴ画像の品質を向上することができる。自動露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）は、ＰＣＣＴと組み合わせて使用され、Ｘ線管出力電流がビューごとに調整され、患者のスキャン範囲にわたって一定の画質を維持しながら患者に適用される放射線の線量を最小化することができる場合がある。

しかし、ＰＣＣＴシステムでは、光子計数検出器（フォトンカウンティングディテクタ）の能力が限られているため、入力カウントレートが高くなると、光子のパイルアップ（pile-up）が発生することがある。その結果、光子計数検出器の出力はパイルアップの影響に対して補正されなければならない。パイルアップの量の違いによる補正は、正確に行うことが困難な場合がある。パイルアップは、スキャンされる解剖学的領域のサイズ及び密度に依存して、異なる検出器において発生し得る。例えば、患者をスキャンする際に大電流を流すと、患者によって減衰するＸ線ビームを受ける検出器ではパイルアップが発生せず、患者によって減衰しないＸ線ビーム（例えば、患者の狭い部分や皮膚線周辺を通る）を受ける検出器でパイルアップが発生することがある。その結果、複数の異なる検出器にわたってパイルアップ補正を適用すると、一貫性のない結果が生じ、ＰＣＣＴシステムによって取得される画像の品質を低下させる可能性がある。

本開示は、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法によって、上記特定された問題の１つ以上に少なくとも部分的に対処し、この方法は、被検体のスキャン中に、１つ以上のビューにわたって及び／又はビュー内でＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整し、電流を第１の電流と第２の電流の間で調整して、第１の電流を第２の電流より高くすることを含む。方法はＰＣＣＴシステムによってスキャンされた１つ以上のビューのビューに対して、第１の電流でＰＣＣＴシステムの検出器アレイの各検出器における第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を適用し、第２の電流で各検出器における第２の光子計数出力に適用された第２のパイルアップ補正に基づいて計算された第１のパイルアップ補正と、補正後の第１の光子計数及び補正後の第２の光子計数に基づいて画像を再構成し、画像をＰＣＣＴシステムの表示デバイスに出力する。このように、低い光子計数の検出器で計算されたパイルアップ補正を、高い光子計数の検出器でのパイルアップ補正の指針として使用し、各補正された光子計数に基づいて画像を再構成することができる。パイルアップの挙動は、入射する光子の割合が増えるほど補正しにくくなるため、低い光子計数で計算されたパイルアップ補正を用いて、光子計数が多いところでパイルアップを補正することで、再構成される画像の品質を向上させることができる。

いくつかの例では、第１のより高い電流は第１のビューで適用されてもよく、第２のより低い電流は第２のビューで適用されてもよく、第２のビューの各検出器について計算された第１のパイルアップ補正は、第１のビューの各検出器について計算された第２のパイルアップ補正（例えば、ビュー間電流変調）を導くために使用されてもよい。他の例では、第１の高い電流はビューの第１の部分で適用されてもよく、第２の低い電流はビューの第２の部分で適用されてもよく、第２の部分の各検出器について計算された第１のパイルアップ補正は、第１の部分の各検出器について計算された第２のパイルアップ補正（例えば、ビュー内電流変調）を誘導するために使用されてもよい。ビューの第１の部分および第２の部分の各検出器についての補正された光子計数は、次に、ビューの各検出器についての総光子計数を生成するために合計されることがある。さらに他の例では、ビュー間電流変調とビュー内電流変調を組み合わせて、パイルアップ補正の精度、及び結果として得られる再構成画像の品質を高めることができる。

本明細書の上記の利点、および他の利点、および特徴は、単独で、または添付の図面と関連して取られるとき、以下の詳細な説明から容易に明らかになるであろう。上記の要約は、詳細な説明でさらに説明される概念の選択を簡略化した形で紹介するために提供されることを理解されたい。これは、請求される主題の重要な又は必須の特徴を特定することを意図するものではなく、その範囲は、詳細な説明に続く請求項によって一意に定義される。さらに、請求される主題は、上記または本開示の任意の部分で指摘された任意の欠点を解決する実施態様に限定されない。

本開示の様々な態様は、以下の詳細な説明を読み、かつ、その中の図面を参照することにより、よりよく理解され得る。
本開示の１つ以上の実施形態による、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムの絵画図である。 本開示の１つ以上の実施形態による、例示的なＣＴ撮像システムのブロック概略図である。 本開示の１つ以上の実施形態による、ＰＣＣＴシステムの例示的な検出器アレイの概略図である。 本開示の１つ以上の実施形態による、被検体のスキャン中に光子計数検出器に向けられるＰＣＣＴシステムの光線を示す。 本開示の１つ以上の実施形態による、光子パイルアップ曲線を例示するグラフである。 本開示の１つ以上の実施形態による、ＡＥＣに従ったＰＣＣＴシステムのＸ線源に印加される電流の変調曲線を示すグラフである。 本開示の１つ以上の実施形態による、ＡＥＣに従ったＰＣＣＴシステムの光子計数検出器からの読み出しにパイルアップ補正を適用するための例示的な方法を示すフローチャートである。 本開示の１つ以上の実施形態による、ＰＣＣＴシステムによって取得されたビュー間の電流変調を使用してパイルアップ挙動を補正するための例示的な方法を示すフローチャートである。 本開示の１つ以上の実施形態による、ＰＣＣＴシステムによって取得されたビュー内で電流変調を使用してパイルアップ挙動を補正するための例示的な方法を示すフローチャートである。 パイルアップ補正の従来のアプローチに基づく光子計数のエラー率を示す第１のヒストグラムである。 本開示の１つ以上の実施形態による、パイルアップ補正の提案されたアプローチに基づく光子計数のエラーレートを示す第２のヒストグラムである。

図面は、記載されたシステムおよび方法の特定の態様を示すものである。以下の説明とともに、図面は、本明細書に記載された構造、方法、および原理を示し、説明するものである。図面において、構成要素の大きさは、明確にするために誇張されるか、または他の方法で修正される場合がある。よく知られた構造、材料、または操作は、説明されたコンポーネント、システム、および方法の側面を不明瞭にすることを避けるために、詳細に図示または説明されていない。

本明細書及び本明細書に開示される主題の実施形態は、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムを介して取得される画像の品質を向上させるための方法及びシステムに関するものである。一般に、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムでは、Ｘ線源又はＸ線管が、患者などの物体に向かって扇形ビーム又はコーン形ビームを放出する。一般に、ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、撮像平面内及び患者の周囲でガントリを中心に回転し、画像は、異なるビュー角度の複数のビューにおける投影データから生成される。例えば、Ｘ線源の１回転に対して、１０００ビューがＣＴシステムによって生成される場合がある。ビームは、患者によって減衰された後、放射線検出器のアレイに入射する。Ｘ線検出器又は検出器アレイは、通常、検出器で受信したＸ線ビームを平行化するためのコリメータ、Ｘ線を光エネルギーに変換するためにコリメータに隣接して配置されたシンチレータ、及び隣接シンチレータから光エネルギーを受信してそこから電気信号を生成するためのフォトダイオードを含む。検出器アレイで受信される減衰したＸ線ビーム放射の強度は、典型的には、患者によるＸ線ビームの減衰に依存する。検出器アレイの各検出器素子は、各検出器素子によって受信された減衰したビームを示す個別の電気信号を生成する。電気信号は、解析のためにデータ処理システムに伝送される。データ処理システムは電気信号を処理し、画像の生成を促進する。

このような従来のＣＴ撮像システムは、放射線エネルギーを電流信号に変換する検出器を利用し、この電流信号は時間にわたって積分され、次に測定され、最終的にデジタル化される。しかしながら、このような検出器の欠点は、検出された光子の数及び／又はエネルギーに関するデータ又はフィードバックを提供することができないことである。すなわち、シンチレータによって放出される光は、衝突したＸ線の数及びＸ線のエネルギーレベルの両方の関数である。フォトダイオードは、シンチレーションからのエネルギーレベルまたは光子計数を識別することができない場合がある。例えば、２つのシンチレータが同等の強度で照射され、それぞれのフォトダイオードに同等の出力を与えることができる。しかし、同等の光出力であるにもかかわらず、各シンチレータが受け取るＸ線の数は異なり、Ｘ線の強度も異なる場合がある。

対照的に、ＰＣＣＴ検出器は、高い空間分解能で光子計数及び／又はエネルギー弁別フィードバックを提供することができる。ＰＣＣＴ検出器は、Ｘ線計数モード、各Ｘ線イベントのエネルギー測定モード、又はその両方で動作するようにさせることができる。直接変換エネルギー弁別検出器の構造には多くの材料が使用され得るが、半導体が１つの好ましい材料であることが示されている。このような使用のための典型的な材料には、カドミウム亜鉛テルル化物（ＣＺＴ：Cadmium Zinc Telluride）、カドミウムテルル化物（ＣｄＴｅ：Cadmium Telluride）およびシリコン（Ｓｉ：Silicon）が含まれ、これらは、複数のピクセル化陽極をその上に付着させることができる。

しかし、直接変換型半導体検出器（direct conversion semiconductor detectors）の欠点は、従来のＣＴシステムで一般的に使用されているＸ線光子束をカウントすることができないことである。また、Ｘ線検出器とＸ線源やＸ線管との間に被検体の厚みが少ない部位が存在する場合、飽和状態が発生することがある。この飽和領域は、検出器のファンアークに投影される被検体の幅の近く又は外側にある被検体の厚さが小さい経路に対応する。多くの場合、Ｘ線束の減衰及びそれに続く検出器への入射強度に対する影響において、被検体は多かれ少なかれ円形又は楕円形である。この場合、飽和領域はファンアークの両端にある２つの分離された領域（two disjointed regions ）を表している。他の典型的な例ではないが、稀な例ではなく、飽和は検出器の他の場所と２つ以上の分離された領域で発生する。

楕円形の被検体の場合、被検体とＸ線源の間にボウタイフィルタを設置することで、ファンアーク（fan-arc）のエッジでの飽和を低減することができる。このフィルタは、ファンアーク全体でフィルタと被検体の合計減衰量が等しくなるように、被検体の形状に合うように構成することができる。これにより、検出器に入射する光束は、ファンアーク全体で比較的均一となり、飽和することはない。しかし、被検体の形状が均一でなく、正確な楕円形でない場合、ボウタイフィルタが最適でないことがある。このような場合、１つまたは複数の離れた飽和領域が発生したり、逆にＸ線線束を過剰にフィルタリングして非常に低い線束の領域が発生する可能性がある。投影されたＸ線束が低いと、最終的に被検体の再構成画像にノイズやアーチファクトが発生する要因となる。

「パイルアップ：Pile-up（積み重ね）」とは、検出器における線源線束（source flux）が非常に高く、１つの画素に２つ以上のＸ線光子が電荷パケット（charge packets）を堆積（deposit）させ、それらの信号が互いに干渉する可能性が無視できない場合に起こる現象である。パイルアップ現象は、一般的に２つのタイプに分類され、その効果は多少異なる。１つ目のタイプは、２つ以上の事象が十分な時間差で分離されているため、別個の事象として認識されるが、信号が重なり合うため、後から到着したＸ線のエネルギー測定の精度が低下する。このタイプのパイルアップは、システムのエネルギー分解能を低下させる結果となる。第２のタイプのパイルアップでは、２つ以上のイベントが時間的に十分に接近して到着するため、システムがそれらを別個のイベントとして解決することができない。この場合、これらの事象はエネルギーの和を持つ１つの事象として認識され、事象はスペクトル上でより高いエネルギーにシフトされる。また、パイルアップは、高Ｘ線線束（high X-ray flux）での計数の落ち込みを多かれ少なかれ引き起こし、検出器の量子効率（ＤＱＥ：detector quantum efficiency）を低下させる。

このパイルアップは、直接変換センサ（direct conversion sensors）において比較的低いＸ線線束レベルの閾値で発生する、検出器の飽和につながる可能性がある。これらの閾値以上では、検出器の応答は予測不可能であり、画像情報の損失につながる線量利用率の劣化があり、Ｘ線投影画像やＣＴ画像にノイズやアーチファクトが発生する。特に、光子計数、直接変換検出器は、各Ｘ線光子事象（Ｘ線フォトンイベント）に関連する固有の電荷収集時間（すなわち、デッドタイム）により飽和する。各画素のＸ線光子吸収率がこの電荷収集時間の逆数のオーダーである場合、パルスパイルアップ（pulse pile-up）により飽和が発生する。

ＰＣＣＴシステムは、通常、データ収集システム（ＤＡＳ）の読み出しの一部である比較器によって決定される１つ以上のエネルギービンを有する。１つのビンシステム（one-bin system）の場合、典型的には、比較器の１つのエネルギー閾値は、偽ノイズ・カウントがほとんどない又は全くないように十分に高いが、読み出しプロセスにおいて信号Ｘ線の損失がほとんどないように十分に低いエネルギー値に設定される。このようなシステムは、説明したように、複数のエネルギーイベントのパイルアップによる統計的なエラーとバイアスの影響を受ける。

多くのエネルギービンを有するシステムは、読み出しＤＡＳに複数の比較器を用いて形成することができる。各コンパレータは、対応するＸ線エネルギーレベルを超える光子の数をレジスタに蓄積する結果となる、設定されたエネルギーレベルを超える光子に対してトリガするように設定されることがある。ビン計数は重み付けされて加算され、撮像システムに適した特定の情報コンテンツを有するシステム出力を形成することができる。しかし、１つのビンシステムと同様に、複数ビンシステム（multiple bin system）は、パイルアップによる劣化を受け、その結果、ＤＱＥが失われる。

ＰＣＣＴシステムは、患者に照射される放射線量を最小限に抑えながら、患者のスキャン範囲全体で一定の画質を維持するために、自動露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）に依存する場合がある。ＡＥＣでは、特定の臨床作業において、事前に定義された特定の画質指標（certain pre-defined image quality metric）に基づいて、Ｘ線管出力電流がビューごとに調整される。すなわち、臨床作業の要求に基づいて、個々の撮影ビューに対してより高いまたはより低い電流を適用することができる。通常、異なるビュー間で電流を調整するための電流変調設計を開発する際には、パイルアップ挙動を補正する必要がある。入射光子レートが大きいほど、パイルアップ挙動が大きくなり、パイルアップした検出器から収集した出力光子計数（output photon counts ：出力フォトンカウント）は、Ｘ線源から発生した入力光子計数に対して線形関係に従わなくなる。したがって、取得した画像の品質は、現在の変調設計の精度に依存する可能性があり、その結果、パイルアップ補正の精度に依存する可能性がある。

しかし、パイルアップ補正の精度は、パイルアップの挙動そのものに依存する場合があり、パイルアップ量が少ない場合のパイルアップ補正は、パイルアップ量が多い場合のパイルアップ補正より精度が高い場合がある。その結果、パイルアップ量が多い検出器とパイルアップ量が少ない検出器に等しく適用されるパイルアップ補正は、パイルアップ量が多い検出器とパイルアップ量が少ない検出器のいずれにおいてもパイルアップを正確に補正することができない場合がある。

したがって、本明細書では、パイルアップ補正をＡＥＣ変調（AEC modulation）に組み込むシステムおよび方法が提案され、異なる電流波形を使用して、より低いパイルアップ測定値に対するパイルアップ補正を、より高いパイルアップ測定値に対するパイルアップ補正を誘導する方法で使用する。パイルアップの量が多い場合よりも少ない場合の方が正確に補正しやすいため、パイルアップの量が少ない場合のパイルアップ補正を、パイルアップの量が多い場合のパイルアップ補正のガイドとして使用することにより、全体のパイルアップ補正精度を高めることができる。適用されるＡＥＣ設計スキーム（AEC design scheme）及び補正アルゴリズムに基づき、全電流範囲に関して、より直線的な光子計数が提供され得る。従って、ＡＥＣによる画質目標がより良く達成される可能性がある。

本技術に従って造影スキャンを実行するために使用され得るＰＣＣＴシステムの一例が、図１及び図２に提供されている。図３は、ＰＣＣＴシステムの例示的な検出器アレイを示し、Ｘ線源によって被検体に向けられたＸ線の光子は、検出器アレイの検出器によって計数される。光子計数におけるパイルアップは、図４を参照して説明したように、パイルアップの挙動が異なる検出器において発生し得る。図５は、例示的なパイルアップ挙動を示すグラフであり、出力光子計数が入力光子計数との線形関係から発散し、パイルアップ曲線が生成される。パイルアップ補正は、図７に示す方法の１つ以上のステップに従うことによって、ＰＣＣＴシステムの光子計数検出器からの読み出しに適用することができる。パイルアップ挙動を補正するために、図８の方法の１つ以上のステップに従うことによって、パイルアップ挙動の特徴付けを含む関数に従って、ＰＣＣＴシステムのビューにわたって電流が変調されることがある。電流はまた、ビュー内で変調されてもよく、ビューの第１の部分のスキャン中に低電流が使用され、ビューの第２の部分のスキャン中に高電流が使用されてもよく、結果として生じる出力光子計数は、図６にグラフで示し、図９の方法を参照して説明するように、補正出力計数を生成するために平均化されてもよい。本明細書に記載されるようにパイルアップを補正することによって、図１０Ａおよび図１０Ｂに示される例に関連して説明されるように、光子計数のエラーレートが低減されることがある。

図１は、光子計数検出器を用いたＣＴ撮像のために構成された例示的なＰＣＣＴシステム１００を示す。特に、ＰＣＣＴシステム１００は、患者、無生物、１つ又は複数の製造部品、及び／又は体内に存在する歯科インプラント、ステント、及び／又は造影剤などの異物などの対象１１２を撮像するように構成されている。一実施形態では、ＰＣＣＴシステム１００はガントリ１０２を含み、そのガントリ１０２は、テーブル１１４上に横たわる被検体１１２の撮像に使用するためにＸ線放射のビーム１０６（図２参照）を投射するように構成された少なくとも１つのＸ線源１０４を更に含み得る。具体的には、Ｘ線源１０４は、ガントリ１０２の反対側に配置された検出器アレイ１０８に向けてＸ線放射ビーム１０６を投射するように構成される。図１は単一のＸ線源１０４を描いているが、特定の実施形態では、患者に対応する異なるエネルギーレベルで投影データを取得するための複数のＸ線放射ビームを投影するために、複数のＸ線源及び検出器を採用することができる。いくつかの実施形態では、Ｘ線源１０４は、急速ピークキロ電圧（rapid peak kilovoltage、ｋＶｐ）切り替えによってデュアルエネルギージェムストーンスペクトル画像（dual-energy gemstone spectral imaging、ＧＳＩ）を可能にすることができる。本明細書に記載の実施形態では、採用されるＸ線検出器は、異なるエネルギーのＸ線光子を区別することが可能な光子計数検出器である。

特定の実施形態では、ＰＣＣＴシステム１００は、反復的又は解析的画像再構成法（an iterative or analytic image reconstruction method）を用いて被検体１１２の標的体積（target volume：ターゲットボリューム）の画像を再構成するように構成された画像プロセッサユニット１１０を更に含む。例えば、画像処理ユニット１１０は、フィルタリング逆投影（ＦＢＰ：filtered back projection）のような解析的画像再構成手法（analytic image reconstruction approach）を使用して、患者のターゲットボリュームの画像を再構成することができる。別の例として、画像処理ユニット１１０は、高度統計反復再構成（ＡＳＩＲ：advanced statistical iterative reconstruction）、共役勾配（ＣＧ：conjugate gradien）、最尤期待値最大化（ＭＬＥＭ：maximum likelihood expectation maximization）、モデルベース反復再構成（ＭＢＩＲ：model-based iterative reconstruction）等の反復画像再構成アプローチを使用して、被検体１１２のターゲットボリュームの画像を再構成してもよい。本明細書でさらに説明するように、いくつかの例では、画像処理ユニット１１０は、反復画像再構成アプローチに加えて、ＦＢＰのような解析的画像再構成アプローチの両方を使用し得る。

ＣＴ撮像システムの構成によっては、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ－Ｙ－Ｚ平面内に位置するようにコリメートされ、一般に“イメージング平面“と呼ばれるコーン状のＸ線放射ビームを照射する。Ｘ線放射ビームは、患者や被検体などの撮像対象物を通過する。Ｘ線放射ビームは、対象物によって減衰された後、検出器素子のアレイに衝突する。検出器アレイで受信される減衰したＸ線放射ビームの強度は、対象物によるＸ線放射ビームの減衰に依存する。アレイの各検出器は、検出器位置でのＸ線ビーム減衰の測定値である個別の電気信号を生成する。すべての検出素子からの減衰測定値を個別に取得し、透過プロファイルを作成する。

一部のＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが対象物と交差する角度が常に変化するように、撮像平面内及び撮像対象物の周囲でガントリによって回転される。あるガントリ角度における検出器アレイからのＸ線放射減衰測定のグループ、例えば投影データは、“ビュー：view”と呼ばれる。対象物の「スキャン：scan」には、Ｘ線源と検出器が１回転する間に異なるガントリ角度、すなわちビュー角度で行われる一連のビューが含まれる。

図２は、図１のＰＣＣＴシステム１００と同様の例示的な撮像システム２００を図示する。本開示の態様に従って、撮像システム２００は、被検体２０４（例えば、図１の被検体１１２）を撮像するように構成される。一実施形態では、撮像システム２００は、検出器アレイ１０８（図１参照）を含む。検出器アレイ１０８は、被検体２０４（患者など）を通過するＸ線放射ビーム１０６（図２参照）を一緒に感知して対応する投影データを取得する複数の検出器素子２０２を更に含む。いくつかの実施形態では、検出器アレイ１０８は、セルまたは検出器素子２０２の複数の行を含むマルチスライス構成で作製されてもよく、ここで、検出器素子２０２の１つまたは複数の追加の行は、投影データを取得するために並列構成で配置される。

特定の実施形態では、撮像システム２００は、所望の投影データを取得するために、被検体２０４の周りの異なる角度位置を横断するように構成される。従って、ガントリ１０２及びその上に取り付けられた構成要素は、例えば異なるエネルギーレベルで投影データを取得するために、回転中心２０６を中心に回転するように構成され得る。あるいは、被検体２０４に対する投影角度が時間の関数として変化する実施形態では、取り付けられたコンポーネントは、円のセグメントに沿ってではなく、一般的な曲線に沿って移動するように構成されてもよい。

Ｘ線源１０４及び検出器アレイ１０８が回転すると、検出器アレイ１０８は減衰Ｘ線ビームのデータを収集する。検出器アレイ１０８によって収集されたデータは、スキャンされた被検体２０４の減衰係数の線積分を表すようにデータを調整するために、前処理及び較正を受ける。処理されたデータは、一般に投影と呼ばれる。いくつかの例では、検出器アレイ１０８の個々の検出器または検出器素子２０２は、個々の光子の相互作用を１つまたは複数のエネルギービンに登録する光子計数検出器を含み得る。

取得した投影データのセットは、基底物質分解（ＢＭＤ：basis material decomposition）に使用することができる。ＢＭＤの間、測定された投影は、一組の材料密度投影に変換される。材料密度投影は、骨、軟組織、及び／又は造影剤マップなど、それぞれの基底材料の材料密度マップ又は画像の組又はセットを形成するために再構成される場合がある。密度マップ又は画像は、順次、関連付けられ、撮像された容積における基礎材料、例えば、骨、軟組織、及び／又は造影剤の３Ｄ容積画像を形成することができる。

再構成されると、撮像装置２００によって生成された基底材画像は、２つの基底材の密度で表される被検体２０４の内部の特徴（internal features）を明らかにする。密度画像は、これらの特徴を示すために表示されてもよい。病状（disease states）のような医学的状態、より一般的には医学的事象の診断に対する従来のアプローチでは、放射線科医又は医師は、関心のある特徴的な特徴を識別するために密度画像のハードコピー又はディスプレイを考慮するであろう。このような特徴には、病変、特定の解剖学的構造または器官のサイズおよび形状、ならびに個々の実務者の技術および知識に基づいて画像から識別可能な他の特徴が含まれるかもしれない。

一実施形態では、撮像システム２００は、ガントリ１０２の回転やＸ線源１０４の動作といった構成要素の動きを制御する制御機構２０８を含む。ある実施形態では、制御機構２０８は、Ｘ線源１０４に電力及びタイミング信号を供給するように構成されたＸ線コントローラ２１０を更に含む。さらに、制御機構２０８は、撮像要件に基づいてガントリ１０２の回転速度及び／又は位置を制御するように構成されたガントリモータコントローラ２１２を含んでいる。

特定の実施形態では、制御機構２０８は、検出器素子２０２から受信したアナログデータをサンプリングし、後続の処理のためにアナログデータをデジタル信号に変換するように構成されたデータ収集システム（ＤＡＳ：data acquisition system）２１４をさらに含む。ＤＡＳ２１４は、本明細書でさらに説明するように、検出器素子２０２のサブセットからのアナログデータをいわゆるマクロ検出器（macro-detectors）に選択的に集約するようにさらに構成され得る。ＤＡＳ２１４によってサンプリングされデジタル化されたデータは、コンピュータまたはコンピューティング装置２１６に伝送される。一例では、コンピューティング装置２１６は、データを記憶装置または大容量記憶装置２１８に格納する。記憶装置２１８は、例えば、任意のタイプの非一過性メモリであってよく、ハードディスクドライブ、フロッピーディスクドライブ、コンパクトディスク読み取り／書き込み（ＣＤ－Ｒ／Ｗ）ドライブ、デジタルバーサタイルディスク（ＤＶＤ）ドライブ、フラッシュドライブ、および／または固体記憶ドライブ（a hard disk drive, a floppy disk drive, a compact disk-read/write (CD-R/W) drive, a Digital Versatile Disc (DVD) drive, a flash drive, and/or a solid-state storage drive）を含み得る。

さらに、コンピューティング装置２１６は、データ取得及び／又は処理などのシステム動作を制御するために、ＤＡＳ２１４、Ｘ線コントローラ２１０、及びガントリモータコントローラ２１２のうちの１つ又は複数にコマンド及びパラメータを与える。特定の実施形態では、コンピューティング装置２１６は、オペレータ入力に基づいてシステムオペレーションを制御する。コンピューティング装置２１６は、例えば、コンピューティング装置２１６に動作可能に結合されたオペレータコンソール２２０を介して、コマンド及び／又はスキャンパラメータを含むオペレータ入力を受け取る。オペレータコンソール２２０は、オペレータがコマンド及び／又はスキャンパラメータを指定できるように、キーボード（図示せず）又はタッチスクリーンを含み得る。

図２は１つのオペレータコンソール２２０を図示しているが、例えば、システムパラメータの入力又は出力、検査の要求、データのプロット、及び／又は画像の閲覧のために、複数のオペレータコンソールが画像処理システム２００に結合されることがある。更に、特定の実施形態では、画像処理システム２００は、インターネット及び／又は仮想プライベートネットワーク、無線電話ネットワーク、無線ローカルエリアネットワーク、有線ローカルエリアネットワーク、無線ワイドエリアネットワーク、有線ワイドエリアネットワーク等の１以上の構成可能な有線及び／又は無線ネットワークを介して、例えば機関又は病院内、又は全く異なる場所にあるローカル又は遠隔のいずれかにある複数のディスプレイ、プリンタ、ワークステーション及び／又は同様のデバイスに結合されることができる。

一実施形態では、例えば、画像処理システム２００は、画像保存通信システム（ＰＡＣＳ：picture archiving and communications system）２２４を含むか、又はこれに結合される。例示的な実施形態では、ＰＡＣＳ２２４は、放射線科情報システム、病院情報システムなどの遠隔システムに、及び／又は内部又は外部ネットワーク（図示せず）に更に結合され、異なる場所にいるオペレータがコマンド及びパラメータを供給し、及び／又は画像データへのアクセスを獲得できるようにしている。

コンピューティング装置２１６は、オペレータが供給した及び／又はシステムで定義されたコマンド及びパラメータを使用して、テーブルモータコントローラ２２６を操作し、このコントローラは、今度は、電動テーブルであってよいテーブル１１４を制御してもよい。具体的には、テーブルモータコントローラ２２６は、被検体２０４のターゲットボリュームに対応する投影データを取得するために、ガントリ１０２内で被検体２０４を適切に位置付けるためにテーブル１１４を移動させてもよい。

前述のように、ＤＡＳ２１４は、検出器素子２０２によって取得された投影データをサンプリングしてデジタル化する。その後、画像再構成器２３０が、サンプリングされデジタル化されたＸ線データを用いて、高速再構成を行う。図２は画像再構成器２３０を別個の実体として示しているが、特定の実施形態では、画像再構成器２３０はコンピューティング装置２１６の一部を形成してもよい。あるいは、画像再構成器２３０は撮像システム２００から不在であってもよく、代わりにコンピューティング装置２１６が画像再構成器２３０の１つ以上の機能を実行してもよい。さらに、画像再構成器２３０は、局所的又は遠隔に配置されてもよく、有線又は無線ネットワークを用いて撮像システム２００に動作的に接続されてもよい。特に、１つの例示的な実施形態では、画像再構成器２３０のために「クラウド」ネットワーククラスタ内のコンピューティング資源を使用することができる。

一実施形態では、画像再構成装置２３０は、再構成された画像を記憶装置２１８に格納する。あるいは、画像再構成器２３０は、診断及び評価のための有用な患者情報を生成するために、再構成された画像をコンピューティング装置２１６に送信してもよい。特定の実施形態では、コンピューティング装置２１６は、再構成された画像および／または患者情報を、コンピューティング装置２１６および／または画像再構成装置２３０に通信可能に結合されたディスプレイまたは表示装置２３２に送信してもよい。いくつかの実施形態では、再構成された画像は、コンピューティング装置２１６又は画像再構成装置２３０から、短期又は長期の保存のために記憶装置２１８に送信されてもよい。

ここで図３を参照すると、ＰＣＣＴ光子計数検出器アレイ３００が示されており、これは図２の検出器アレイ１０８の非限定的な例であってよい。検出器アレイ３００は、その間に配置されたコリメートブレードまたはプレート３０６を有するレール３０４を含む。プレート３０６は、そのようなビームがプレート３０６の間に配置され得る検出器アレイ３００の複数の検出器３０８に衝突する前にＸ線３０２をコリメートするように配置される。一例として、検出器アレイ３００は５７個の検出器３０８を含むことができ、各検出器３０８は画素要素の６４ｘ１６のアレイサイズを有する。その結果、検出器アレイ３００は６４行９１２列（１６ｘ５７検出器）を有することになり、各ガントリ回転（例えば、図１のガントリ１０２）で収集されるデータの６４同時スライスが可能となる。

上述のように、各検出器３０８は、放射線撮影エネルギーを、エネルギー弁別データまたは光子計数データ（energy discriminatory or photon count data）を含む電気信号に直接変換するように設計され得る。しかしながら、パイルアップ事象（pile-up event）の間、電子機器の読み出し期間中に、２つの入射光子が同時に、またはほぼ同時に、検出器３０８に衝突することがある。そのような事象の間、２つの光子の結合エネルギーは、単一の光子に対する入射スペクトルの最大光子エネルギーレベルを超えることがある。従って、検出器３０８の半導体層内に、基準電圧を超える電荷が発生することがある。したがって、検出器３０８で行われる計数がインクリメント（increment）されることがある。

図４は、ＰＣＣＴシステムのＸ線源４０２による被検体４０４（例えば、患者）の単一の取得ビュー（single acquisition view）４００を示す。Ｘ線源４０２及び被検体４０４は、図１及び図２のＰＣＣＴシステム１００及び／又は撮像システム２００のＸ線源１０４及び被検体１１２、２０４の非限定的な例であり得る。図４は、Ｘ線源４０２によって生成され、検出器アレイ４３０（例えば、図２の検出器アレイ１０８）の複数の光子計数検出器に衝突する、複数のＸ線４２０を示す。例えば第１のＸ線４０６は第１の検出器４０７に衝突し、第２のＸ線４０８は第２の検出器４０９に衝突し、第３のＸ線４１０は第３の検出器４１１に衝突する。

光子計数検出器の能力には限界があるため，パイルアップは，特にＸ線の線束が高い場合に，ＰＣＣＴのために補正する必要がある重要な問題である。Ｘ線束は、例えば、大電流が使用されるＡＥＣ方式（AEC scheme）において、Ｘ線源に大電流が供給された結果、Ｘ線が発生した場合に高くなることがある。被検体がスキャンされているときに高電流が印加されると、被検体に当たったＸ線の高い割合が被検体によって減衰される可能性がある。そのため、被検体の後ろにある検出器での光子計数は多くなく、パイルアップは問題にならない場合もある。しかし、被検体の狭い部分を通過するＸ線、及び／又は被検体の皮膚線付近（around skin lines）のＸ線では、光子計数が多くなり、パイルアップが問題となる可能性がある。

例えば、図４では、Ｘ線源４０２に高電流を流し、Ｘ線４２０に高線束を発生させることができる。第１のＸ線４０６は、第１の検出器４０７に衝突する前に、被検体４０４の側部を通過する。被検体４０４の側部を通過する結果、第１の検出器４０７における第１の光子計数は高くなる可能性があり、ここで、第１の検出器４０７においてパイルアップが問題となる可能性がある。第２のＸ線４０８は、第２の検出器４０９に衝突する前に、被検体４０４の厚い部分（thick portion）４１４を通過する。例えば、厚い部分４１４は、骨や造影剤によって浸透された領域など、被検体４０４の密な部分を含むことがある。被検体４０４の厚い部分４１４を通過する結果、第２のＸ線４０８の光子の一部が被検体４０４によって減衰するため、第２の検出器４０９における第２の光子計数が低くなることがある。第２の光子計数が低い結果、第２の検出器４０９ではパイルアップが問題にならない場合がある。

第３のＸ線４１０は、第３の検出器４１１に衝突する前に、被検体４０４の狭い部分（narrow portion）４１２を通過する。狭い部分４１２は、被検体４０４の密な部分を含まない場合がある。例えば、狭い部分４１２は、被検体４０４の皮膚及び筋肉組織、及び／又は造影剤によって透過されない領域を含む場合がある。第３のＸ線４１０が被検体４０４の狭小部分４１２を通過した結果、第３の検出器４１１における第３の光子計数は、第２の検出器４０９における第２の光子計数より低く、第１の検出器４０７における第１の光子計数より高くなることがある。第３の光子計数が第２の光子計数よりも低い結果、第３の検出器４１１におけるパイルアップは、第２の検出器４０９におけるパイルアップよりも問題でない可能性がある。しかし、第３の光子計数が第１の光子計数よりも高い結果、第３の検出器４１１におけるパイルアップは、第１の検出器４０７におけるパイルアップよりも問題である可能性がある。したがって、第２のＸ線４０８と比較して、第１の検出器４０７および第３の検出器４１１における第１のＸ線４０６および第２のＸ線４１０の測定は、それぞれ、より大きなパイルアップの問題を有することになる。

図５は、図４の検出器４０７、４０８、及び４０９のようなＰＣＣＴシステムのＰＣＣＴ検出器におけるパイルアップ挙動の例を提供するパイルアップ挙動グラフ５００を示す。パイルアップ挙動グラフ（Pile-up behavior graph）５００は、ＰＣＣＴシステムのＸ線源で印加される電流の量と、検出器での出力光子計数との間の関係を示す。パイルアップ挙動グラフ５００は、Ｘ軸に沿ってｍＡ単位の電流を示し、Ｙ軸に沿って出力光子計数を示し、破線５０２は、印加される電流量と出力光子計数との間の理想的な線形関係（出力光子計数が、電流によって生成されるビームの入射光子数と１：１の比率で一致）を示す。

単位積分時間（unit of integration time）あたりの入射光子数によって、光子計数検出器は異なるパイルアップ挙動を示す。電流が大きく、入射する光子数が多いほど、パイルアップ挙動は大きくなる。パイルアップ挙動が大きくなると、パイルアップ検出器からの出力計数は、電流に対して線形関係に従わなくなる。したがって、パイルアップ補正を適用して、電流と出力計数の間の線形挙動（linear behavior）を再確立または近似させることができる。

パイルアップ挙動グラフ５００は、パイルアップ曲線５０４を含み、パイルアップ曲線５０４は、電流および入射光子の数の増加に伴う出力光子計数を示す。入射光子の数が増加する（例えば、Ｘ軸に沿って右に移動する）と、パイルアップ曲線５０４と破線５０２との間の発散が増加する。パイルアップ曲線５０４と破線５０２との間の発散が大きくなればなるほど、パイルアップ挙動を補正することがより困難になる可能性がある。例えば、パイルアップ曲線５０４上の第１の点５０６は、ＰＣＣＴ検出器におけるパイルアップの第１の量を示すことがあり、パイルアップ曲線５０４上の第２の点５０８は、ＰＣＣＴ検出器におけるパイルアップの第２の量を示すことがある。パイルアップの補正の難易度は、パイルアップ曲線５０４上の点と破線５０２との間の距離に依存する場合がある。例えば、第１の点５０６は、破線５０２からｙ軸に沿った第１の距離５１０であってもよく、第２の点５０８は、破線５０２からｙ軸に沿った第２の距離５１２であってもよい。言い換えれば、電流が増加するにつれて、線５０２と５０４との間の差もまた増加する。第１の点５０６と第２の点５０８との間の差が増大する結果（例えば、第１の距離５１０が第２の距離５１２よりも長い結果）、第２の点５０８は第１の点５０６よりもパイルアップを補正することが困難であり得る。

スキャン中の検出器におけるパイルアップを補正するために、出力計数は、線５０２を近似するように「線形化」される場合がある。一実施形態では、各出力計数および出力計数を生成する対応する電流は、パイルアップ較正モデルに入力されてよく、パイルアップ較正モデルは、パイルアップ挙動を補正する補正出力光子計数を出力し得る。

パイルアップ較正モデルは、様々な方法で生成することができる。一実施形態では、システム較正がパイルアップ較正モデルを作成するために使用される。例えば、異なる組み合わせ及び異なる厚さの既知の材料は、異なる電流及びピークキロ電圧設定（different current and peak kilovoltage settings）を用いてスキャンされ得る。モデル化及び較正ベクトル（calibration vectors）は、補正された計数値が所定のピークキロ電圧設定における電流の量に関して線形であるように、複数の個々のエネルギービンからの計数値を補正するために適用され得るように形成されてもよい。様々な実施形態において、較正ベクトルの生成は、物理的モデリングと実際の較正ファントム測定（physical modeling and real calibration phantom measurements）との組み合わせに基づくことができる。他の実施形態では、パイルアップ較正モデルは、異なる方法で生成されてもよい。

パイルアップ較正モデルを用いて実行されるパイルアップ補正は、電流と出力計数との間の関係が線形に近い場合、より正確であり得る。その結果、パイルアップ補正は、高い電流レベル（例えば、パイルアップ曲線が線形に近くない場合）よりも低い電流レベル（例えば、パイルアップ曲線が線形に近い場合）でより正確である可能性がある。したがって、以下により詳細に説明するように、高い電流レベルでは、高い電流での出力計数にパイルアップ補正を適用するよりも、高い電流／低い電流比に従って低い電流レベルから補正出力計数をスケールアップすることによって、パイルアップがより正確に補正される場合がある。

次に図６を参照すると、破線で描かれた例示的な電流変調曲線（current modulation curve）６０２を含む、ＡＥＣ変調グラフ６００が示されている。ＰＣＣＴシステムにおいて、ＡＥＣは、画質及び線量要件を満たすように設計される必要がある。パイルアップは高線束レートで画質を低下させるので、ＡＥＣ電流変調はパイルアップの影響を取り入れ、それを補正する必要がある。ＡＥＣ電流変調では、以下の式１に示すように、あらかじめ定義された関数ｆに基づき、各ビューの目標電流値を算出することができる。このＡＥＣ変調関数には、各ビューにおける被検体（例えば、患者）のサイズ及び形状、ＡＥＣのＩＱ目標、並びに検出器のパイルアップ挙動の特徴量が入力され得る。
mA(view)＝f(object(view)，IQ target，pileup) （１）

関数ｆは、異なるシステムスキャンパラメータと様々な被検体サイズを用いて、ＰＣＣＴシステム上で事前に特性化（pre-characterized：事前の特徴付け）することができる。電流増加時のパイルアップによるＩＱ劣化を避けるため、各検出器画素のパイルアップ挙動が式に含まれる。スキャンされるオブジェクトに対して所望のＩＱ目標が満たされる電流は、各ビューについて計算される。

例示的な電流変調曲線（current modulation curve）６０２は、様々なビューｎ、ｎ＋１、ｎ＋２などにおいて印加される電流の量を示し、電流（例えば、ｍＡ）はＡＥＣ変調グラフ６００のＹ軸上に表され、ビューはＡＥＣ変調グラフ６００のＸ軸上に示される。例えば、ビューｎの間、例示的な電流変調曲線６０２の破線部分６０６によって示されるように、３００ｍＡの電流が適用され得る。ビューｎ＋１の間、例示的な電流変調曲線６０２の破線部分６０８によって示されるように、５００ｍＡの電流が印加されることがある。ビューｎ＋２の間、例示的な電流変調曲線６０２の破線部分６１０によって示されるように、７００ｍＡの電流が印加されることがある。言い換えれば、例示的な電流変調曲線６０２に対応する第１のＡＥＣ電流変調デザイン（current modulation design）は、ビューの総数の第１の部分６１２にわたって印加される電流を増加させ、ビューの総数の第２の部分６１４にわたって印加される電流を減少させ、ビューの総数の第３の部分６１６の間に印加される電流を増加させ、そしてこれを継続することを含む。例えば、対象物による減衰の量が少ないと予想されるビューには、より低い量の電流を適用し、対象物による減衰の量が多いと予想されるビューには、より高い量の電流を適用することができる。このように電流を変調することにより、被検体が曝される放射線の線量を所望の線量に維持しつつ、被検体の密度の高い部分を高画質で撮影するために必要な箇所にはより多くの電流を適用し、被検体の小さい部分または密度の低い部分をスキャンするためにより少ない電流を適用することができる。

電流はビューごとに一定ではないので、パイルアップが重度の（severe：ひどい）場合（例えば、高電流による）、より低い電流を有する近隣のビューを使用して、被検体をスキャンした後に実行される後続のパイルアップ補正を導くのに役立てることができる。例えば、ビューｎ＋２は、破線部分６１０で示されるように、７００ｍＡの所定の電流を有する。隣接するビューｎ＋３は、例示的な電流変調曲線６０２の破線部分６１１によって示されるように、４００ｍＡの所定電流を有する。隣接するビューｎ＋３がより低い電流を有する結果として、ビューｎ＋３について計算されたパイルアップ補正は、図５を参照して上述したように、ビューｎ＋２について計算されたパイルアップ補正よりも正確であり得る。ビューｎ＋２で適用されるパイルアップ補正の精度を高めるために、ビューｎ＋３について計算されたパイルアップ補正は、ビューｎ＋２で出力光子計数に適用されるパイルアップ補正を導くために使用され得る。

例えば、予め確立されたパイルアップ較正モデル（pre-established pile-up calibration model）を使用して、ビューｎ＋３における第１の電流での出力光子計数を補正することができる。ビューｎ＋３で印加される第１の電流がビューｎ＋２で印加される第２の電流よりも低い場合、ビューｎ＋２で出力光子計数を補正するためにパイルアップ較正モデルを使用するのではなく、ビューｎ＋３で補正された出力光子計数（パイルアップ較正モデルによって生成）をスケールアップしてビューｎ＋２で補正出力光子計数を発生させても良い。一実施形態では、ビューｎ＋３の補正された出力光子計数は、第１の電流と第２の電流の比に基づいてスケールアップされ得る。例えば、第１の電流が第２の電流の半分である場合、ビューｎ＋３における補正された出力光子計数は、ビューｎ＋２における補正された出力光子計数を生成するために、２の係数によってスケールアップされることがある。

さらに、係数としてパイルアップを考慮する式（１）の適用により、隣接するビューは異なる電流でスキャンされる場合があり、そのため、式（１）で用いられるパイルアップ係数は、少なくとも部分的に、電流変調、したがって、高い電流の隣接するビューの修正を導くのに役立つことができる低い電流ビューを容易に選択され得る。少なくとも部分的に、電流の変調を容易にし、したがって、より高い電流の隣接するビューの修正をガイドするのに役立つより低い電流のビューを使用することができる。例えば、第１の電流は、第１のパイルアップ項を使用して式（１）に基づいて変調され、第２の電流は、第２のパイルアップ項を使用して式（１）に基づいて変調されることができる。このように、式（１）のパイルアップ項を変更することにより、このアプローチを使用する場合に画質を最大化する第１の電流と第２の電流との電流の差を選択することができる。

さらに、パイルアップ補正の精度をさらに高めるために、サブビュー電流の調整（sub-view current adjustment）が提案される。各ビュー内では、ビューの一部が低い電流を使用してスキャンされ、ビューの別の部分が高い電流を使用してスキャンされてもよい（例えば、第１の部分が低い電流を使用してスキャンされ、第２の、残りの部分が高い電流を使用してスキャンされてもよい）。様々な実施形態において、第１の部分はビューの第１の半分であってよく、第２の部分はビューの第２の半分であってよい（またはその逆）。低い電流および高い電流は、低い電流および高い電流の平均が関連するビューの所定の電流に等しくなるように選択されてよく、所定の電流は、電流変調曲線６０２の破線によって示される。その結果、パイルアップの影響が激しい測定では、２つの異なる電流設定で１つのビューから２つの読み出しが達成されることがある。低い電流で達成された計数値は、より低いパイルアップを有するので、低い電流で適用されたパイルアップ補正は、上述のように、高い電流でのパイルアップの補正を導くために使用され得る。補正が適用された後、２つの補正された計数は、ビューの出力計数を生成するために加算されることがある。

パイルアップを補正した後の最終的な電流変調曲線６０４は、ＡＥＣ変調グラフ６００において実線で示されている。見て分かるように、各ビューにおいて、例示的な電流変調曲線６０２によって規定された電流量を適用するのではなく、ビューの前半の間に少ない量の電流を適用し、ビューの後半の間に大きい量の電流を適用し、少ない量の電流と大きい量の電流の平均が例示的な電流変調曲線６０２によって規定された電流量と等しくなっている。平均が所定の電流量に等しいので、患者に適用される放射線の線量は、所望のレベル内に維持される。

例えば、ビューｎ＋１では、電流変調曲線６０２によって規定されるようにビューにわたって５００ｍＡの電流を印加するのではなく、ビューｎ＋１の前半６２０の間に４２５ｍＡの電流が、ビューｎ＋１の後半６２２の間に５７５ｍＡの電流が、ビューの期間にわたって、規定の５００ｍＡ電流の平均が印加される。その結果、被検体が曝される放射線の線量は、電流変調曲線６０２によって暗示される線量と同じである。しかしながら、ビューｎ＋１の前半６２０の間に観察されるパイルアップの量は、ビューｎ＋１の後半６２２の間に観察されるパイルアップの量よりも少なく、部分６０８によって示される、電流変調曲線６０２によって規定される所定の５００ｍＡの電流を適用するときに観察されるパイルアップの量よりも少なくてもよい。

パイルアップのより低い量（lower amount of pile-up）は、ビューｎ＋１において検出器の出力光子計数に適用されるパイルアップ補正を導くために使用され得る。上述したように、パイルアップ補正は、事前に確立されたパイルアップ較正モデルを使用して、４２５ｍＡの低電流からの出力光子計数を補正することと、補正された出力光子計数をスケールアップして５００ｍＡの高電流での補正出力光子計数を生成することとを含むことができる。補正された出力光子計数は、低い電流に対する高い電流の比率に基づいてスケールアップされ得る。例えば、４２５ｍＡの低電流からの補正された出力光子計数は、５７５ｍＡの高電流での補正された出力光子計数を生成するために１３５％スケールアップすることができる（例えば、５７５／４２５＝１．３５）。高電流である５００ｍＡからの出力光子計数を補正するために事前に確立されたパイルアップ較正モデルを使用するのではなく、高電流で補正された出力光子計数を生成するために低電流で補正された出力光子計数をスケールアップすることによって、パイルアップ補正の全体的な精度が増加させることができる。

図１０Ａは、パイルアップ補正の従来のアプローチに従って、被検体のスキャンの様々なビューにわたって生成された光子計数のエラー率を示す、第１のエラーヒストグラム１０００を示す。エラー計数の０からの発散は、第１のエラーヒストグラム１０００のＸ軸に沿って示され、第１のエラーヒストグラム１０００のＹ軸は、対応するエラー計数が発見されたビューの数を示す。例えば、第１のエラーヒストグラム１０００の中央ビン１００２は、２１のビューが０というエラー計数を有していたことを示し、ここで、０は、出力光子計数が入力光子計数と同じであることを示す。第１のエラー分布１００４は、パイルアップ補正に対する従来のアプローチから生じる。

対照的に、図１０Ｂは、第２のエラーヒストグラム１０５０を示し、これは、本明細書で提案されるパイルアップ補正へのアプローチに従って、被検体のスキャンの様々なビューにわたって生成される光子計数のエラーレートを示す。第２のエラー分布１０５４は、パイルアップ補正への提案されたアプローチから生じる。図１０Ｂに見られるように、低電流読み出しに対して計算されたパイルアップ補正を使用して高電流読み出し（high current readout）に対するパイルアップ補正をガイドすることにより、全体のエラー計数が低減される。さらに、ビュー間の誤差のばらつきが減少する。

ここで図７を参照すると、図１のＰＣＣＴシステム１００などのＰＣＣＴシステムの複数の光子計数検出器からの読み出しにパイルアップ補正を適用するための例示的方法７００が示されている。方法７００および本明細書に記載される他の方法は、図２の例示的な撮像システム２００のコンピューティング装置２１６などのコンピューティングデバイスのメモリに格納された命令に基づいて、コンピューティングデバイスのプロセッサによって実行され得る。

方法７００は７０２で始まり、方法７００は被検体情報及び画質（ＩＱ）目標を得ることを含む。被検体情報は、ＰＣＣＴシステムのＡＥＣ最適化モデル（AEC optimization model）に入力され得る、スキャンされる患者を説明する情報を含む。そのために、被検体情報は、患者のサイズ、以前の被曝履歴などを含むことができるが、これらに限定されるものではない。様々な実施形態において、被検体情報は、ＰＣＣＴシステムのオペレータから受信されることがある。

いくつかの例では、方法７００は、例えば、患者のスカウトスキャンを実行し、スカウトスキャン中に取得された投影データに基づいて患者サイズを計算することによって、患者サイズを自動的に決定し得る。例えば、患者サイズは、スカウトスキャンからの投影データのＣＴ数に基づいて計算され得る水等価直径Ｄｗ（water-equivalent diameter Dw）で表され得る。スキャンされる患者の領域は大きさが一様でない場合があるので、投影角度ごとに水等価直径Ｄｗを算出してもよい。このようにして、線量レベルは、各角度における患者のサイズに基づいて、スキャンされる領域全体で適合され得る。あるいは、いくつかの例では、単一の水等価直径Ｄｗが、患者の大きさを記述するために使用され得る。

いくつかの例では、水等価直径Ｄｗは、スカウトスキャンを使用することなく推定することができる。例えば、Ｄｗ は、個人的な経験（personal experience）を有するユーザによって、又は適切な体格パラメータ（例えば、身長及び／又は体重）の参照から推定することができる。また、いくつかの例では、患者サイズは、水等価直径以外の用語で表現され得ることを理解されたい。

放射線量レベルを決定する際に、患者の以前の被曝履歴を考慮することができる。例えば、以前の被曝履歴は、以前の放射線被曝量が多い患者が、以前の放射線被曝量が少ない患者よりも低い線量レベルで現在被曝するような、線量レベルに対する制約（例えば、上限値）を与えることがある。また、以前の被ばく履歴は、研究中の患者に対する適切な線量目標の選択を導くための参考資料として使用することができる。

様々な実施形態において、ＩＱ目標は、オペレータによって選択され得る。ＩＱ目標は、画像ピクセル標準偏差（image pixel standard deviation）のような目標ノイズレベル（target noise level）を記述してもよい。他の実施形態では、ＩＱ目標は、画質に影響を与える複数の要因に基づくことができる。更に、画質は、線量指数（dose index）の関数として経験的に特徴付けられることがある。例えば、所定の水等価直径における複数のピークＸ線管キロボルトについて画質を測定するために、ファントムベースの研究が実施されてもよい。このような研究は、さらに、臨床課題に基づくものであってもよい。様々な実施形態において、ＩＱ目標は、スキャンプロトコルから取得されてもよい。

７０４において、方法７００は、ＡＥＣを用いて被検体をスキャンすることを含む。ＡＥＣでは、最適化モデルを用いて電流変調スキーム（current modulation scheme）を設計することができる。最適化モデルは、ＩＱ目標、被検体情報、及び／又は他の受信した入力及び／又は選択に基づいて、最適化された線量レベル及び最適化されたスキャンプロトコルを決定することができる。例えば、最適化された線量レベルは、ＰＣＣＴシステムのメモリ内のルックアップテーブルに格納された情報に基づいて決定されてもよく、最適化された線量レベルは、ＩＱ目標選択、患者サイズ、及び臨床タスクに基づいて決定される。最適化されたスキャンプロトコルは、その後、最適化された線量レベルに基づいて生成され得る。最適化されたスキャンプロトコルは、例えば、ＰＣＣＴシステムの検出器アレイの複数の検出器において一貫したコントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ：ontrast to noise ratio）を提供するために、各ビューに対してＰＣＣＴシステムによって印加される電流がどのように変調され得るかを示す場合がある。

７０６において、ＡＥＣによる被検体のスキャンは、被検体情報、ＩＱ目標、及び検出器のパイルアップに基づいて、各ビューに対して電流を変調することを含む。被検体情報、ＩＱ目標、および検出器パイルアップに基づいてビューにわたって電流を変調することは、図８を参照して以下でより詳細に説明される。

７０８において、方法７００は、ビュー内電流変調に従って各ビュー内の電流を変調することを含む。ビュー内電流変調は、最適化されたスキャンプロトコルによって規定された線量内で被検体に適用される放射線の量を維持しながら、検出器によって出力された光子計数に対してより正確なパイルアップ補正を発生させることができる。各ビュー内で電流を変調することは、図９を参照してより詳細に説明される。

７１０で、方法７００は、各ビューで各検出器の光子計数を受信することを含む。

７１２で、方法７００は、各ビューで各検出器でパイルアップ補正を適用することを含む。７１４において、パイルアップ補正を適用することは、高電流ビューの補正をガイドするために低電流ビューからの光子計数を使用することを含む。図５および図６を参照して上述したように、低電流ビューについて計算されたパイルアップ補正は、隣接する高電流ビューについてより正確なパイルアップ補正を生成するために有利に使用され得る。隣接する低電流パイルアップ補正から高電流パイルアップ補正を生成することは、図８を参照して以下でより詳細に説明される。

７１６において、パイルアップ補正を適用することは、各ビューについて、および各ビュー内で、高電流ビュー部分からの光子計数の補正をガイドするために低電流ビュー部分からの光子計数を使用することを含む。高電流ビュー部分からの光子計数の補正をガイドするために低電流ビュー部分からの光子計数を使用することは、図９を参照して以下でより詳細に説明される。様々な実施形態において、パイルアップ補正は、全てのエネルギービンから集合的に取られた測定値に基づいて計算され、その後、各エネルギービンに個別に適用され得る。補正が実行された後、各ビンからの出力計数は、印加された電流に対して線形になることが期待される。

７１８で、方法７００は、補正された光子計数を用いて１つまたは複数の画像を再構成することを含み、方法７００は終了する。

ここで図８を参照すると、図１のＰＣＣＴシステム１００のようなＰＣＣＴシステム内でパイルアップ挙動を補正するための第１の例示的方法８００が示されている。方法８００では、所与のビューについて、ＰＣＣＴシステムの検出器アレイの各検出器におけるパイルアップ挙動は、パイルアップ補正を適用することによって補正され得、パイルアップ補正は、より低い電流を有する近隣のビューにおける検出器からの光子計数に基づいて発生する。

方法８００は８０２で開始し、方法８００は、ＡＥＣ電流変調に従って被検体のビューｎをスキャンすることを含む。ビューｎをスキャンすることは、８０４において、被検体情報、ＩＱ目標、及びパイルアップ係数に基づいてビューの目標電流（ターゲット電流）を設定することを含む。パイルアップ係数は、使用されているＸ線管電流に関するパイルアップの深刻さの定量的な尺度とすることができる。８０６において、ビューｎをスキャンすることは、目標電流でビューｎに対する被検体のスキャンを実行することを含む。８０８において、ビューｎをスキャンすることは、ビューｎについて各検出器で出力光子計数を収集することを含む。

８１０において、方法８００は、残りの各ビューについてステップ８０４、８０６、及び８０８を繰り返すことを含む。各残りのビューについて、被検体は、（例えば、被検体情報、ＩＱ目標、及びパイルアップ係数に基づいて）ＡＥＣ電流変調によって規定される異なる目標電流でスキャンされる。図６の例示的なＡＥＣ変調グラフを参照して説明したように、Ｘ線ビームが目標電流によって生成される、被検体を通るＸ線ビームの予測減衰の変化により、目標電流が第１の目標電流から第２の異なる目標電流に調整される場合がある。例えば、第１のビューでは、Ｘ線ビームの予測減衰が低いため（例えば、被検体の軟組織を通過する光子、又は被検体の周囲を通過する光子）、第１の目標電流は低い場合がある。第２のビューでは、Ｘ線ビームの予測減衰が大きいため（例えば、被検体の骨を通過する光子について）、第２の目標電流が高くなることがある。したがって、スキャンの複数のビューのうちのいくつかのビューは、より低い目標電流でスキャンされる隣接するビューを有する場合がある。

８１２において、方法８００は、同じまたは実質的に同じ電流で得られた隣接するビュー（例えば、隣接するビューの目標電流が閾値電流差内にある場合）にわたる１つまたは複数の検出器における出力光子計数を平均化することを含み得る。例えば、所定の検出器は、第１のビューにおいて第１の光子計数を出力し、第２の隣接するビューにおいて第２の光子計数を出力し、第３の隣接するビューにおいて第３の光子計数を出力し得る。第１のビュー、第２の隣接するビュー、および第３の隣接するビューの間に印加される目標電流が同一または実質的に類似している場合、第１の光子計数、第２の光子計数、および第３の光子計数の平均が算出されることがある。その後、第１のビュー中の検出器の第１の光子計数は、平均光子計数に置き換えられ、第２の、隣接するビュー中の検出器の第２の光子計数は、平均光子計数に置き換えられ、第３の、隣接するビュー中の検出器の第３の光子計数は、平均光子計数に置き換えられることがある。同じ電流で得られた隣接するビューにわたる出力光子計数を平均化することにより、出力光子計数におけるノイズの量を低減することができる。

８１４において、方法８００は、スキャンの複数のビューについて、ビューごとの各出力光子計数にパイルアップ補正を適用することを含む。例えば、スキャンの各ビューについて各検出器で光子計数が収集された後、ＰＣＣＴシステムのコンピューティングデバイス上で実行されるプログラムは、スキャンの全てのビューを反復し、関連するビューの間に各検出器によって出力された各光子計数にパイルアップ補正を適用し得る。

８１６において、各検出器におけるビューごとの各出力光子計数にパイルアップ補正を適用することは、選択されたビューについて、選択されたビューよりも低い電流で得られた隣接するビューを特定することを含む。隣接ビューは、選択されたビューの連続ビューであってもよく、または、隣接ビューは、選択されたビューの連続ビューの閾値数内のビューであってもよい。例えば、選択されたビューは、４００ｍＡの目標電流でスキャンされることがあり、ビューの閾値数は５であることがある。第１の例では、選択されたビューの連続するビューは、３００ｍＡの目標電流でスキャンされてもよく、連続するビューは、選択されたビューよりも低い電流を有する隣接するビューとして識別されてもよい。第２の例では、選択されたビューの第１の連続したビューは、４００ｍＡの目標電流でスキャンされてもよく、ここで、第１の連続したビューは、選択されたビューよりも低い電流を有する隣接するビューとして識別されない可能性がある。選択されたビューの第２の連続するビューも、４００ｍＡの目標電流でスキャンされてもよく、ここで、第２の連続するビューは、選択されたビューよりも低い電流で隣接するビューとして識別されない可能性がある。選択されたビューの３番目の連続するビューは、３００ｍＡの目標電流でスキャンされてもよく、ここで、３番目の連続するビューは、５ビューの閾値数内（within the threshold number of 5 views）にあるため、選択されたビューよりも低い電流で隣接するビューとして識別される可能性がある。

８１８において、ビューごとの各出力光子計数にパイルアップ補正を適用することは、より低い電流のビュー（lower current view）の出力光子計数を補正することを含む。より低い電流のビューの出力光子計数は、出力光子計数およびより低い電流を入力として取り、補正された出力光子計数を出力するパイルアップ較正モデルを使用して補正され得る。

８２０において、ビューごとの各出力光子計数にパイルアップ補正を適用することは、選択されたビューの出力光子計数を、下位の現在のビューの補正された出力光子計数に基づき補正することを含む。様々な実施形態において、下位の現在のビューに対する補正された出力光子計数は、選択されたビューに対する補正された出力光子計数を生成するために、係数（例えば、比例係数：proportional factor）を乗算されてもよい。比例係数は、目標電流とより低い電流との比に基づくことができる。例えば、より低い電流が目標電流の１／４である場合、比例係数は４であってよく、これにより、より低い電流ビューに対する補正された出力光子計数は、選択されたビューに対する補正された出力光子計数を生成するために４倍されることができる。

言い換えれば、隣接するビューについては、隣接するビューが非常に近いため、同じオブジェクトのパス長（same object path lengths）をスキャンしているという仮定を立てることができる。同じオブジェクトについて、ターゲット（例えば、高い）電流は、低い電流よりも高いパイルアップに関連することになる。目標電流に対するパイルアップ補正の精度を高めるために、パイルアップ較正モデルを使用するのではなく、より高い、目標電流ビューにおけるパイルアップを考慮するために、より低い電流ビューにおける補正光子計数をスケールアップ（例えば、低い電流に対する目標電流の比率を乗じる）することができる。

いくつかの実施形態では、より低い電流のビューの補正された出力光子計数に基づいて選択されたビューの出力光子計数を補正することによって、ビューごとの各出力光子計数にパイルアップ補正を適用することは、（初期補正された光子計数（initial corrected photon count）とも呼ばれ得る）パイルアップ較正モデルを使用して選択されたビューの補正済み出力光子計数を生成し、次に、低い電流ビューのスケールアップされ補正済みの光子計数に基づいてパイルアップ較正モデルによって出力される（初期）補正済み出力光子計数を補正することが含まれてよい。例えば、高い方の電流ビューの出力光子計数もパイルアップ較正モデルを用いて補正することができ、高い方の電流での出力光子計数がモデルに入力され、高い方の電流ビューでの補正された出力光子計数を出力として受信することができる。次に、高い電流ビューにおける補正された出力光子計数は、低い電流ビューからのスケールアップされた補正された出力光子計数と比較されることがある。高い方の現在のビューにおける補正された出力光子計数と低い方の現在のビューからのスケールアップされた補正された出力光子計数との間の差が閾値を超える場合、低い方の現在のビューからのスケールアップされた補正された出力光子計数は、高い方の現在のビューにおける補正された出力光子計数を調整するために使用され得る。あるいは、高い方のカレントビューの補正された出力光子計数は、低い方のカレントビューのスケールアップされた補正された出力光子計数を調整するために使用されることがある。

一部の検出器における一部の光子計数（some photon counts）については、より低い電流を有する近隣のビューが特定されない場合がある。このような場合、関連するビューで適用される電流に基づいて、関連する光子計数にパイルアップ補正が適用される場合がある。あるいは、スライディングウィンドウアプローチ（sliding window approach）を使用してもよく、一定数の隣接するビューの電流を比較して電流が最も低いビューを決定し、電流が最も低いビューについてパイルアップ曲線を取得することができる。次に、電流が最も低いビューについて得られたパイルアップ曲線は、電流がより高いビューと同様に、電流が最も低いビューの検出器における光子計数を補正するために使用され得る。

図８は、一部又は全てのビューが得られた後に光子計数が補正されるものとして上述されたが、光子計数は、各ビューが得られた後又はある数のビューが得られた後に直ちに補正されることが理解されるべきである。このような例では、観察されたパイルアップ（observed pileup）は、後続のビューを得るために使用される電流の選択を導くために使用され得る。例えば、あるビューについて比較的高いパイルアップが観察された場合、次のビューを得るために使用される電流は、次のビューが後続のビューのパイルアップの補正をガイドするために使用され得るように調整（例えば、低下）されることがある。そうすることで、観察されたパイルアップは、リアルタイムで電流を調節するために使用されることがある。

ここで図９に目を向けると、図１のＰＣＣＴシステム１００などのＰＣＣＴシステム内でパイルアップ挙動を補正するための第２の例示的な方法９００が示されている。方法９００では、所与のビューについて、ＰＣＣＴシステムの検出器アレイの各検出器におけるパイルアップ挙動は、パイルアップ補正を適用することによって補正されてもよく、パイルアップ補正は、ビューの一部でより低い電流を有する検出器からの光子計数に基づいて生成される。

方法９００は９０２から始まり、方法９００は、図８を参照して上述したように、被検体情報、ＩＱ目標、およびパイルアップ要因に基づいて、選択されたビューの目標電流を設定することを含む。

９０４において、方法９００は、ＰＣＣＴシステムのＸ線源に印加される第１の電流を設定することを含み、第１の電流は、目標電流よりも低いレベルである。より低いｍＡ値は、目標電流に関して予め定義されたパーセント設定を用いて、ハードウェア能力に基づいて選ぶことができる。

９０６において、方法９００は、選択されたビューの第１の部分について被検体のスキャンを実行することを含む。様々な実施形態において、選択されたビューの第１の部分は、選択されたビューの半分であってもよい。９０８において、方法９００は、選択されたビューの第１の部分について、各検出器で光子計数を収集することを含む。

９１０において、方法９００は、Ｘ線源に印加される第２の電流を設定することを含み、第２の電流は、目標電流よりも高いレベルである。様々な実施形態において、第１の電流および第２の電流は、第１の電流および第２の電流の平均が目標電流になるように選択され得る。

９１２において、方法９００は、選択されたビューの第２の部分について被検体のスキャンを実行することを含む。選択されたビューの第２の部分は、選択されたビューの半分であってもよく、それにより、選択されたビューの第２の部分について被検体のスキャンを実行することは、被検体のスキャンを完了させることができる。９１４で、方法９００は、選択されたビューの第２の部分について、各検出器で光子計数を収集することを含む。

例えば、第１の電流を第１の継続時間だけＸ線源に印加し、第２の電流を第２の継続時間だけＸ線源に印加することができ、第１の継続時間は第２の継続時間と等しい。第１の電流を第１の継続時間にわたって印加し、第２の電流を第２の継続時間にわたって印加した結果、選択されたビューのスキャンは、第１の部分と第２の部分という２つの等しい部分に分割されてもよい。第２の部分の第１の部分の各々について、各検出器によって出力された光子計数が収集され、選択されたビューについての各検出器の総光子計数が、選択されたビューの第１の部分の間に収集された第１の光子計数と、選択されたビューの第２の部分の間に収集された第２の光子計数との合計であってよいようにする。他の実施形態では、第１の持続時間は第２の持続時間と同じでない場合がある。例えば、第１の持続時間及び第２の持続時間は、以下の式に従って選択され得る：
（第１の継続時間＊第１の電流）＋（第２の継続時間＊第２の電流）＝
目標電流＊（第１の継続時間＋第２の継続時間） （１）

９１６で、方法９００は、選択されたビューについて、各検出器からの第１の光子計数および第２の光子計数を保存することを含む。例えば、各検出器からの第１の光子計数および第２の光子計数は、選択されたビューに対する光子計数ペアのベクトル（vector of photon count pairs）に保存され得る。

選択されたビューに対する光子計数対の全てが収集されたとき、９１８において、方法９００は、検出器にわたって反復し、各検出器で保存された光子計数に対してパイルアップ補正を適用することを含む。

９２０において、各検出器における保存された光子計数にパイルアップ補正を適用することは、選択されたビューの第１の部分の光子計数を補正することを含む。選択されたビューの第１の部分の光子計数は、光子計数および低電流を入力として取り、補正された光子計数を出力するパイルアップ較正モデルを使用して補正され得る。

９２２において、各検出器における保存された光子計数にパイルアップ補正を適用することは、選択されたビューの第２の部分に対する光子計数を、選択されたビューの第１の部分からの補正された光子計数に基づき補正することを含む。様々な実施形態において、選択されたビューの第１の部分に対する補正された光子計数は、選択されたビューの第２の部分に対する補正された光子計数を生成するために、係数を乗算されてもよい。因数（factor：因子）は、図８を参照して上述したように、第２の部分の間に印加される目標電流と第１の部分の間に印加される低い電流の比に基づくことができる。さらに、いくつかの実施形態では、各検出器における保存された光子計数にパイルアップ補正を適用することは、パイルアップ較正モデルを使用して選択されたビューの第２の部分について補正された出力光子計数を生成し、次に、選択されたビューの第１の部分からのスケールアップされた補正された光子計数に基づいてパイルアップ較正モデルによって出力された補正された出力光子計数を調整することを含むことができる。例えば、選択されたビューの第２の部分の出力光子計数も、パイルアップ較正モデルを用いて補正されてもよく、ここで、第２の電流および第２の電流における出力光子計数がモデルに入力され、選択されたビューの第２の部分における補正された出力光子計数を出力として受信し得る。次に、選択されたビューの第２の部分における補正された出力光子計数は、選択されたビューの第１の部分からのスケールアップされた補正された出力光子計数と比較されることがある。選択されたビューの第１の部分からのスケールアップされた補正された出力光子計数は、選択されたビューの第２の部分における補正された出力光子計数を調整するために使用され得る。あるいは、選択されたビューの第２の部分における補正された出力光子計数は、選択されたビューの第１の部分からのスケールアップされた補正された出力光子計数を調整するために使用され得る。

９２４において、各検出器の保存された光子計数にパイルアップ補正を適用することは、補正された第１の光子計数を（スケーリング後に）補正された第２の光子計数に加算して、検出器の合計補正光子計数（total corrected photon count）を取得することを含む。検出器についての補正された合計の光子計数は、画像を再構成するために使用されてもよく、画像の品質は、補正されていない合計の光子計数（uncorrected total photon count）から再構成された画像よりも高くなり得る。９２６で、方法９００は、残りの各ビューについてステップ９０２～９２４を繰り返すことを含み、方法９００は終了する。

図９は、一部又は全てのビューが得られた後に光子計数が補正されるものとして上述されたが、各ビューが得られた後又はある数のビューが得られた後に光子計数が直ちに補正され得ることが理解されるべきである。このような例では、観察されたパイルアップは、後続のビューを得るために使用される電流の選択を導くために使用され得る。例えば、あるビューについて比較的高いパイルアップが観察された場合、次のビューを得るために使用される電流は、次のビューが後続のビューのパイルアップの補正をガイドするために使用され得るように調整（例えば、低下）されることがある。そうすることで、観察されたパイルアップは、リアルタイムで電流を調節するために使用されることがあできる。

したがって、第１のビューまたは第１のビューの第１の部分の間に検出器によって出力される第１の光子計数を補正して、補正された第１の光子計数を生成するための方法と、第１の光子計数に対する補正に基づいて、第２のビューまたは第１のビューの第２の部分の間に検出器によって出力される第２の光子計数を補正して、補正された第２の光子計数を生成するための２つの方法が説明される。本明細書に記載の光子計数に対する補正は、より低い電流の検出器について計算されたパイルアップ補正を使用して、より高い電流の検出器におけるパイルアップ補正を誘導することができる。両方の方法において、電流は、ＡＥＣ変調方式に従ってビュー間で変調されてもよい。第１の方法（例えば、方法８００）において、第１のビューにおける低い光子計数に対して計算された第１のパイルアップ補正は、第２のビューにおける高い光子計数に適用される第２のパイルアップ補正をガイドするために使用される。第２の方法（例えば、方法９００）では、電流は各ビュー内で追加的に変調され、低い電流でスキャンされたビューの第１の部分で収集された第１のより低い光子計数に対して計算された第１のパイルアップ補正は、高い電流でスキャンされたビューの第２の部分で収集された第２のより高い光子計数に対して適用される第２のパイルアップ補正を導くために使用される。第１のパイルアップ補正は、低い光子計数及び低い電流に基づいて、パイルアップ較正モデルによって生成されてもよい。第１のパイルアップ補正は、第１のパイルアップ補正から補正された光子計数に、高い電流と低い電流との間の比などの比例係数を乗じて、スケーリングされた光子計数を生成することによって第２のパイルアップ補正を導くために使用され得る。これらのスケーリングされた光子計数は、高い電流ビュー／ビュー部分の光子計数を置き換えることによって、または（較正モデルによって補正された）初期補正された光子計数を調整することによって、高い電流ビュー／ビュー部分の光子計数を補正するために使用することができる。パイルアップ較正モデルに依存して高い電流での補正された光子計数を生成するのとは対照的に、第２のパイルアップ補正をガイドするために第１のパイルアップ補正を使用することによって、補正された光子計数を使用して再構成される画像の全体的な品質が改善され得る。より高い電流で補正された光子計数を生成するためにパイルアップ較正モデルに依存するのとは対照的に、第２のパイルアップ補正をガイドするために第１のパイルアップ補正を使用することの技術的効果は、高い電流レベルでのパイルアップ挙動がより正確に補正され、より高品質の画像再構成をもたらす可能性があるということである。

別の表現（another representation）では、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法は、ビューの第１の部分の間にＰＣＣＴシステムの検出器によって出力された第１の光子計数を補正して補正された第１の光子計数を生成することと、ビューの第２の部分の間に検出器によって出力された第２の光子計数を第１の光子計数に対する補正に基づいて補正して補正された第２の光子計数を生成することと、補正された第１の光子計数と補正された第２の光子計数から画像を再構築することを含む。
本方法の第１の実施例において、第１の光子計数に対する補正に基づいて第２の光子計数を補正することは、第１のビュー部分中のＰＣＣＴシステムの第１の電流と第２のビュー部分中のＰＣＣＴシステムの第２の電流との比に基づいて補正された第１の光子計数をスケーリングし、スケーリングされた補正された第１の光子計数（scaled corrected first photon count）を生成することと、スケーリングされた補正された第１の光子計数に基づいて第２の光子計数を補正することを含む。
任意で第１の実施例を含む方法の第２の実施例では、スケーリングされた補正された第１の光子計数に基づいて第２の光子計数を補正することは、補正された第２の光子計数をスケーリングされた補正された第１の光子計数に設定することを含む。
方法の第３の実施例において、任意に、第１及び第２の実施例のうちの１つ又は両方を含み、スケール補正された第１の光子計数に基づいて第２の光子計数を補正することは、初期補正された第２の光子計数を生成するために第２の光子計数を較正モデルへの入力として入力し、補正された第２の光子計数を生成するためにスケール補正された第１の光子計数に基づいて初期補正された第２の光子計数を補正することを含む。上記の例のいずれかにおいて、第１のビュー部分中のＰＣＣＴシステムの第１の電流は、第２のビュー部分中のＰＣＣＴシステムの第２の電流より低い。

本開示はまた、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法に対する支持（サポート）を提供し、該方法は、被検体のスキャン中に、１つ又は複数のビューにわたって及び／又はビュー内でＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整し、電流は第１の電流と第２の電流との間で調整され、第１の電流は第２の電流よりも高く、ＰＣＣＴシステムによってスキャンされる１つ又は複数のビューのビューに対して、第１の電流でＰＣＣＴシステムの検出器アレイの検出器で第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を適用し第２の電流で検出器における第２の光子計数出力に適用される第２のパイルアップ補正に基づく第１のパイルアップ補正と、補正された第１の光子計数及び補正された第２の光子計数に基づいて画像を再構成し、画像をＰＣＣＴシステムの表示装置に出力することを含む。
本方法の第１の実施例では、１つ又は複数のビュー内及び／又はビューにわたってＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整することは、第１のビューに対する第１の電流から第２のビューに対する第２の電流にＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整することを更に含み、第１の電流は第１のビューにおける被検体のサイズ及び／又は形状に基づき選択されている、ここで、第１の電流は、第１のビューにおける被検体のサイズ及び／又は形状、ターゲット画質、及び第１のビューにおける第１のパイルアップ項に基づいて選択され、第２の電流は、第２のビューにおける被検体のサイズ及び／又は形状、ターゲット画質、及び第２のビューにおける第２のパイルアップ項、第１のパイルアップ項と異なる第２のパイルアップ項に基づいて選択される。
任意で第１の実施例を含む方法の第２の実施例では、第２の光子計数に適用される第２のパイルアップ補正は、パイルアップ較正モデルの出力に基づき、パイルアップ較正モデルは、第２の光子計数および第２の電流を入力として取り、補正後の第２の光子計数を生成する。
任意で第１及び第２の実施例の１つ又は両方を含む方法の第３の実施例では、方法は、補正された第２の光子計数に、第２の電流に対する第１の電流の比を掛けて、スケールされた第２の光子計数（scaled second photon coun）を生成することを更に含み、第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を施すことは、第１の光子計数及び第１の電流をパイルアップ較正モデルに入力して初期補正された第１の光子計数（initial corrected first photon count）を生成し、スケールした第２の光子計数に基づいて初期補正された第１の光子計数を調整して補正された第１の光子計数を生成することを含み、この方法は、第１の光子計数を第２の電流の比で乗ずる。パイルアップ較正モデルによって出力された補正された第２の光子計数に、第１の電流と第２の電流との比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成し、第１の光子計数出力に第１パイルアップ補正を適用することは、第１の光子計数及び第１の電流をパイルアップ較正モデルに入力して補正された第１の光子計数を生成することと、補正された第１の光子計数をスケールした第２の光子計数に基づき調整し、補正された第１の光子計数をスケーリングした第１第２の光子計数と置き換えることのいずれかである。
任意で第１から第３の実施例の１つ以上またはそれぞれを含む方法の第４の実施例では、方法は、補正された第２の光子計数に、第２の電流に対する第１の電流の比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成することをさらに含み、第１の光子計数に第１のパイルアップ補正を施すことは、第１の光子計数をスケールされた第２の光子計数と置換して補正済みの第１の光子計数を生成することを含む。
方法の第５の実施例では、任意に第１から第４の実施例の１つ以上またはそれぞれを含み、Ｘ線管出力電流は、第１のビューをスキャンするために第１の電流に調整され、Ｘ線管出力電流は、第２のビューをスキャンするために第２の電流に調整され、第２のビューは第１のビューと異なる。
第１から第５の実施例の１つ以上またはそれぞれを任意に含む方法の第６の実施例では、第２のビューは、第１のビューの後続の連続ビューの閾値数以内（within a threshold number of subsequent consecutive views of the first view）である。
本方法の第７の実施例において、任意に第１から第６の実施例の１つ以上またはそれぞれを含み、Ｘ線管出力電流はビューの第１の部分について第１の電流に調整され、Ｘ線管出力電流はビューの第２の部分について第２の電流に調整される。
方法の第８の実施例では、任意に第１から第７の実施例の１つ以上またはそれぞれを含み、第１の電流は、ＡＥＣ電流変調設計方式（AEC current modulation design scheme）によってビューに対して規定される目標電流よりも高く、第２の電流は目標電流よりも低く、第１の電流と第２の電流の平均は目標電流である。
任意で第１から第８の実施例の１つ以上またはそれぞれを含む、方法の第９の実施例では、第１の光子計数は、ビューの第１の部分の間に検出器で検出された光子の第１の数であり、第２の光子計数は、ビューの第２の部分の間に検出器で検出された光子の第２の数であり、ビューに対する各検出器の合計の光子計数は、補正後の第１の光子計数および補正後の第２の光子計数の合計で、補正後の第２の光子計数は第２の光子計数に対してパイルアップ補正を適用した結果である。
第１から第９の実施例の１つ以上またはそれぞれを任意に含む、方法の第１０の実施例では、検出器アレイの各検出器における第１の光子計数出力にパイルアップ補正を適用することは、各検出器のすべてのエネルギービンにわたって（across all energy bins of each detector）パイルアップ補正を適用することを含む。

本開示はまた、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法に対する支持を提供する。この方法は、ＰＣＣＴシステムを用いた被検体のビューのスキャン中に、ＰＣＣＴシステムの各検出器に対して、ビューの第１の部分のためにＰＣＣＴシステムのＸ線源に第１の電流を加えることと、ビューの第２の部分のためにＸ線源に第２の電流を加えることと、を含む。ビューの第１の部分において検出器によって出力された第１の光子計数に第１のパイルアップ補正を適用して、補正された第１の光子計数を生成し、ビューの第２の部分において検出器によって出力された第２の光子計数に第２のパイルアップ補正を適用して、補正された第２の光子計数を生成する。第２の光子計数に適用された第２のパイルアップ補正に基づいて第１の光子計数に適用された第１のパイルアップ補正と、補正された第１の光子計数と補正された第２の光子計数とを合計して検出器の合計された出力光子計数を生成し、各検出器で合計された出力光子計数に基づいて画像を再構築することを含む。
本方法の第１の実施例では、第１の電流は、ＰＣＣＴシステムの自動露光制御（ＡＥＣ）変調によってビューに対して規定される目標電流よりも高く、第２の電流は目標電流よりも低く、目標電流は第１の電流と第２の電流の平均である。
第１の実施例を任意に含む方法の第２の実施例では、第２の光子計数に第２のパイルアップ補正を適用して補正された第２の光子計数を生成することは、第２の光子計数及び第２の電流を予め確立されたパイルアップ較正モデルに入力することと、補正された第２の光子計数を予め確立されたパイルアップ較正モデルの出力として受け取ることと、を更に含む。
方法の第３の実施例では、任意に第１及び第２の実施例の１つ又は両方を含み、第２のパイルアップ補正に基づいて第１の光子計数に第１のパイルアップ補正を適用することは、補正された第２の光子計数を係数によってスケールアップすることによって補正された第１の光子計数を生成することを含む。
方法の第４の実施例では、任意に第１から第３の実施例の１つ以上またはそれぞれを含み、前記計数は、第２の電流に対する第１の電流の比に基づくものである。
方法の第５の実施例において、任意に第１から第４の実施例の１つ以上またはそれぞれを含み、補正された第１の光子計数は、初期補正された第１の光子計数に基づいてさらに生成され、初期補正された第１の光子計数は、第１の光子計数及び第１の電流に基づいて予め確立されたパイルアップ較正モデルによって出力される。

本開示はまた、光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのサポートを提供する。システムは、画像化される対象に向かってＸ線ビームを放出するＸ線源と、対象によって減衰されたＸ線ビームを受信する光子計数検出器と、検出器に動作可能に接続されたデータ収集システム（ＤＡＳ）と、非一過性メモリを含み、ＤＡＳに動作可能に接続されたコンピュータとを含む。コンピュータは、非一過性のメモリ内の命令を構成しており、これが実行されるとコンピュータに、前記ＰＣＣＴシステムによってスキャンされる各ビューｎについて、
自動露出制御（ＡＥＣ）電流変調を調整して、ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を所定の電流よりも増加させることと、Ｘ線管出力電流を所定の電流よりも減少させることを交互に行うステップであって、前記ＡＥＣ電流変調は、パイルアップに対する補正を含むＡＥＣ変調関数によって決定される、前記ステップと、
増加したＸ線管出力電流においてＰＣＣＴシステムの各検出器で第１の光子計数を収集するステップと、
減少したＸ線管出力電流において各検出器で第２の光子計数を収集を収集するステップと、
各検出器の第２の光子計数に前記第２の光子計数に基づく第１のパイルアップ補正を適用して補正された第２の光子計数を取得するステップと、
各検出器における第１の光子計数に前記第１パイルアップ補正及び前記補正された第２の光子計数に基づく第２パイルアップ補正を適用して補正された第１の光子計数を取得するステップと、
前記第１の補正された光子計数と前記第２の補正された光子計数を各検出器で加算して合計された出力光子計数を取得するステップと、
各検出器における前記合計された出力光子計数に基づいて画像を再構成するステップと、
前記画像を前記ＰＣＣＴシステムの表示デバイスに出力するするステップと、
を実行させる。
本システムの第１の実施例において、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を所定電流より上に増加させ、Ｘ線管出力電流を所定電流より下に減少させることを交互に行うことは、Ｘ線管出力電流を第１の継続時間、第１の高電流に増加し、Ｘ線管出力電流を第２の継続時間、第２の低電流に減少することをさらに含み、所定電流は第１の高電流と第２の低電流の平均に相当する。
任意で第１の実施例を含むシステムの第２の実施例では、第１のパイルアップ補正は、第２の光子計数および減少したＸ線管出力電流を入力とするパイルアップ較正モデルの出力である。
システムの第３の実施例において、任意に、第１および第２の実施例のうちの１つまたは両方を含み、各検出器における第１の光子計数に第１のパイルアップ補正に基づく第２のパイルアップ補正を適用することはさらに、補正後の第２の光子計数に比例係数を乗じることを含み、比例係数は減少したＸ線管出力電流に対する増加したＸ線管出力電流の比に基づく。

本開示の様々な実施形態の要素を紹介する場合、冠詞「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、要素の１つまたは複数が存在することを意味することが意図される。用語「第１」、「第２」などは、いかなる順序、量、または重要性をも示すものではなく、むしろ、ある要素を別の要素から区別するために使用される。用語“ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ：含む”、“ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ：備える”、及び“ｈａｖｉｎｇ：有する”は、包括的であることを意図しており、記載された要素以外の追加の要素が存在し得ることを意味する。本明細書において「に接続される：connected to,」、「に結合される：coupled to」等の用語が使用されるように、１つのオブジェクト（例えば、材料、要素、構造、部材等）は、１つのオブジェクトが他のオブジェクトに直接接続または結合されているかどうか、または１つのオブジェクトと他のオブジェクトの間に１以上の介在オブジェクトが存在するかどうかにかかわらず他のオブジェクトに接続または結合し得る。加えて、本開示の「一つの実施形態」または「一実施形態」への言及は、言及された特徴も組み込んだ追加の実施形態の存在を排除すると解釈することを意図していないことが理解されるべきである。

先に示した修正に加えて、本明細書の精神および範囲から逸脱することなく、多数の他の変形および代替配置が当業者によって考案され得、添付の請求項は、そのような修正および配置をカバーすることが意図される。したがって、現在最も実用的で好ましい態様と考えられるものに関連して、特定性および詳細性をもって上述してきたが、本明細書に記載された原理および概念から逸脱することなく、形態、機能、操作方法および使用方法を含むがこれらに限定されない多数の改変がなされ得ることは当業者にとって明らかであろう。また、本明細書で使用されるように、例および実施形態は、あらゆる点で例示的であることのみを意図しており、いかなる方法においても限定的であると解釈されるべきではない。

本発明のさらなる態様は、以下の条項によって提供される。
[実施形態１]
光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法であって、
スキャン中に、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を、１つまたは複数のビューにわたって、および／またはビュー内で調整するステップであって、前記電流は第１の電流と第２の電流の間で調整され、前記第１の電流は前記第２の電流より高い、前記ステップと、
前記ＰＣＣＴシステムによってスキャンされた前記１つまたは複数のビューのビューについて、前記第１の電流で前記ＰＣＣＴシステムの検出器アレイの検出器における第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を適用するステップであって、前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の電流で前記検出器の第２の光子計数出力に適用された第２のパイルアップ補正に基づいている、前記ステップと、
補正された前記第１の光子計数及び補正された前記第２の光子計数に基づいて画像を再構成し、前記ＰＣＣＴシステムの表示装置に出力するステップと、
を含む方法。
［実施形態２］
前記１つまたは複数のビューにわたって、および／またはビュー内で前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整することは、前記ＰＣＣＴシステムの前記Ｘ線管出力電流を第１のビューに対する前記第１の電流から第２のビューに対する前記第２の電流に調整することをさらに含み、前記第１の電流は前記第１のビューにおける被検体のサイズ及び／又は形状及び第１のビューにおける第１のパイルアップ項に基づき選択され、前記第２の電流は、前記第２のビューにおける前記被検体のサイズ及び／又は形状、目標画質、及び前記第２のビューにおける第２のパイルアップ項に基づいて選択され、前記第２のパイルアップ項は前記第１のパイルアップ項とは異なる、実施形態１に記載の方法。
［実施形態３］
前記第２の光子計数に適用される前記第２のパイルアップ補正は、パイルアップ較正モデルの出力に基づいており、前記パイルアップ較正モデルは、前記第２の光子計数および前記第２の電流を入力として、前記補正された第２の光子計数を生成する、実施形態１記載の方法。
［実施形態４］
前記補正された第２の光子計数に、前記第１の電流と前記第２の電流との比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成するステップをさらに含み、前記第１の光子計数出力に前記第１のパイルアップ補正を適用することは、前記第１の光子計数および前記第１の電流を前記パイルアップ較正モデルに入力して、初期補正された第１の光子計数を生成するステップと、前記補正された第２の光子計数に基づいて前記初期補正された第１の光子計数を調節して補正された前記第１の光子計数を生成するステップとを含む、実施形態３記載の方法。
［実施形態５］
前記補正された第２の光子計数に、前記第１の電流と前記第２の電流との比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成するステップをさらに含み、前記第１の光子計数に前記第１のパイルアップ補正を適用することが、前記第１の光子計数をスケーリングされた第２の光子計数で置き換えて、補正された第１の光子計数を生成するステップを含む、実施形態３に記載の方法。
［実施形態６］
前記Ｘ線管出力電流は、第１のビューをスキャンするために前記第１の電流に調整され、前記Ｘ線管出力電流は、第２のビューをスキャンするためにを第２の電流に調整され、前記第２のビューは前記第１のビューと異なる、実施形態１に記載の方法。
［実施形態７］
前記第２のビューは、前記第１のビューの後続の連続ビューの閾値数以内にある、実施形態６に記載の方法。
［実施形態８］
前記Ｘ線管出力電流は、ビューの第１の部分に対して前記第１の電流に調整され、前記Ｘ線管出力電流は、ビューの第２の部分に対して前記第２の電流に調整される、実施形態１に記載の方法。
［実施形態９］
前記第１の電流は、ＡＥＣ電流変調設計方式によって前記ビューに規定された目標電流よりも高く、前記第２の電流は前記目標電流よりも低く、前記第１の電流と前記第２の電流の平均は前記目標電流となる、実施形態８に記載の方法。
［実施形態１０］
前記第１の光子計数は、前記ビューの前記第１の部分の間に前記検出器で検出された光子の第１の数であり、前記第２の光子計数は、前記ビューの前記第２の部分の間に前記検出器で検出された光子の第２の数であり、前記ビューに対する各検出器の合計の光子計数は、前記補正した第１の光子計数と前記補正した第２の光子計数との合計である、実施形態８記載の方法。
［実施形態１１］
前記検出器アレイの各検出器における前記第１の光子計数出力にパイルアップ補正を適用することは、各検出器のすべてのエネルギービンにわたって前記パイルアップ補正を適用することを含む、実施形態１記載の方法。
［実施形態１２］
光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法であって、前記ＰＣＣＴシステムによるスキャン中に、
ビューの第１の部分のために、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線源に第１の電流を印加するステップと、
前記ビューの第２の部分のために、前記Ｘ線源に第２の電流を印加するステップと、
前記ＰＣＣＴシステムの各検出器において、
前記ビューの前記第１の部分の間に前記検出器によって出力された第１の光子計数に第１のパイルアップ補正を適用して補正された第１の光子計数を生成し、前記ビューの前記第２の部分の間に前記検出器によって出力された第２の光子計数に第２のパイルアップ補正を適用して補正された第２の光子計数を生成するステップであって、前記第１の光子計数に適用した前記第１のパイルアップ補正は前記第２の光子計数に適用した前記第２のパイルアップ補正に基づいている、前記ステップと、
前記補正された第１の光子計数および前記補正された第２の光子計数を合計して、前記検出器の合計の出力光子計数を生成するステップと、
各検出器の前記合計の出力光子計数に基づいて画像を再構成するステップと、
を含む方法。
［実施形態１３］
前記第１の電流は、前記ビューに対して前記ＰＣＣＴシステムの自動露出制御（ＡＥＣ）変調によって規定された目標電流よりも高く、前記第２の電流は前記目標電流よりも低く、前記目標電流は前記第１の電流と前記第２の電流との平均である、実施形態１２に記載の方法。
［実施形態１４］
前記第２のパイルアップ補正を前記第２の光子計数に適用して前記補正された第２の光子計数を生成することは、前記第２の光子計数および前記第２の電流を予め確立されたパイルアップ較正モデルに入力するステップと、前記補正された第２の光子計数を前記予め確立されたパイルアップ較正モデルの出力として受け取るステップと、をさらに含む、実施形態１２に記載の方法。
［実施形態１５］
前記第２のパイルアップ補正に基づいて前記第１の光子計数に前記第１のパイルアップ補正を適用することは、前記第２の電流に対する前記第１の電流の比に基づく係数によって前記補正された第２の光子計数をスケールアップすることによって前記補正された第１の光子計数を生成することを含む、実施形態１４記載の方法。
［実施形態１６］
前記補正された第１の光子計数は、初期補正された第１の光子計数に基づいてさらに生成され、前記初期補正された第１の光子計数は、前記第１の光子計数および前記第１の電流に基づいて前記予め確立されたパイルアップ較正モデルにより出力される、実施形態１５に記載の方法。
［実施形態１７］
光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムであって、
撮像される被検体に向けてＸ線ビームを照射するＸ線源と、
前記被検体によって減衰されたＸ線ビームを受ける光子計数検出器と、
前記検出器に動作可能に接続されたデータ収集システム（ＤＡＳ）と、
非一過性のメモリを含み、前記ＤＡＳに動作可能に接続されたコンピュータと、
を含み、前記コンピュータは、前記非一過性のメモリ内の命令により構成され、実行されると前記コンピュータに、
前記ＰＣＣＴシステムでスキャンされた各ビューｎについて、
自動露出制御（ＡＥＣ）電流変調を調整し、交互に、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を所定の電流以上に増加させ、前記Ｘ線管出力電流を前記所定の電流未満に減少させるステップであって、前記ＡＥＣ電流変調は、パイルアップ補正を含むＡＥＣ変調関数によって決定される、前記ステップと、
前記増加したＸ線管の出力電流で、前記ＰＣＣＴシステムの各検出器で第１の光子計数を収集するステップと、
前記減少したＸ線管出力電流で各検出器の第２の光子計数を収集するステップと、
各検出器における前記第２の光子計数に第１のパイルアップ補正を適用し、補正された第２の光子計数を得るステップであって、前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の光子計数に基づく、前記ステップと、
各検出器における前記第１の光子計数に第２のパイルアップ補正を適用し、補正された第１の光子計数を得るステップであって、前記第２のパイルアップ補正は、前記第１の光子計数と前記第２の光子計数とに基づく、前記ステップと、
各検出器の前記第１の補正された光子計数を前記第２の補正された光子計数に加算し、各検出器の合計された出力光子計数を得るステップと、
各検出器の合計された出力光子計数に基づいて画像を再構成し、前記ＰＣＣＴシステムの表示装置に出力するステップと、
を実行させる、ＰＣＣＴシステム。
［実施形態１８］
前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を前記所定の電流より高くし、前記Ｘ線管出力電流を前記所定の電流より低くすることを交互に行うことは、前記Ｘ線管出力電流を第１の持続時間の間、第１の高電流に増加し、前記Ｘ線管出力電流を第２の持続時間の間、第２の低電流に減少させることをさらに含み、前記所定の電流が前記第１の高電流及び前記第２の低電流の平均に等しい、実施形態１７記載のＰＣＣＴシステム。
［実施形態１９］
前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の光子計数および前記減少したＸ線管出力電流を入力とするパイルアップ較正モデルの出力である、実施形態１８に記載のＰＣＣＴシステム。
［実施形態２０］
各検出器において前記第１の光子計数に前記第２のパイルアップ補正を適用するステップであって、前記第２のパイルアップ補正が前記第１のパイルアップ補正に基づくことが、
前記補正された第２の光子計数に比例係数を乗算することを含み、前記比例係数は、前記増加したＸ線管出力電流と前記減少したＸ線管出力電流の比に基づく、実施形態１９に記載のＰＣＣＴシステム。

１００：ＰＣＣＴシステム １０２：ガントリ １０４、４０２：Ｘ線源 １０６：Ｘ線放射ビーム １０８：検出器アレイ １１０：画像処理ユニット １１２、２０４、４０４：被検体 １１４：テーブル ２００：撮像システム ２０２：検出器素子 ２０６：回転中心 ２０８：制御機構 ２１０：Ｘ線コントローラ ２１２：ガントリモータコントローラ ２１４：ＤＡＳ ２１６：コンピューティング装置 ２１８：大容量記憶装置 ２２０：オペレータコンソール ２２４：ＰＡＣＳ ２２６：テーブルモータコントローラ ２３０：画像再構成器 ２３２：ディスプレイ ３００、４３０：検出器アレイ ３０２：Ｘ線 ３０４：レール ３０６：コリメートブレード ３０８：検出器 ４００：単一の取得ビュー ４０６：第１のＸ線 ４０７：第１の検出器 ４０８：第２のＸ線 ４０９：第２の検出器 ４１０：第３のＸ線 ４１１：第３の検出器 ４１４：厚い部分 ４２０：Ｘ線 ４３０：検出器アレイ

Claims (15)

1. 光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システムのための方法であって、
   スキャン中に、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を、１つまたは複数のビューにわたって、および／またはビュー内で調整するステップであって、前記電流は第１の電流と第２の電流の間で調整され、前記第１の電流は前記第２の電流より高い、前記ステップ（７０６、７０８）と、
   前記ＰＣＣＴシステムによってスキャンされた前記１つまたは複数のビューのビューについて、前記第１の電流で前記ＰＣＣＴシステムの検出器アレイの検出器における第１の光子計数出力に第１のパイルアップ補正を適用するステップであって、前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の電流で前記検出器の第２の光子計数出力に適用された第２のパイルアップ補正に基づいている、前記ステップ（８１４、９１８）と、
   補正された前記第１の光子計数及び補正された前記第２の光子計数に基づいて画像を再構成し、前記ＰＣＣＴシステムの表示装置に出力するステップ（７１８）と、
   を含む方法。
2. 前記１つまたは複数のビューにわたって、および／またはビュー内で前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を調整することは、前記ＰＣＣＴシステムの前記Ｘ線管出力電流を第１のビューに対する前記第１の電流から第２のビューに対する前記第２の電流に調整することをさらに含み、前記第１の電流は前記第１のビューにおける被検体のサイズ及び／又は形状及び第１のビューにおける第１のパイルアップ項に基づき選択され（８０４）、前記第２の電流は、前記第２のビューにおける前記被検体のサイズ及び／又は形状、目標画質、及び前記第２のビューにおける第２のパイルアップ項に基づいて選択され（８０４）、前記第２のパイルアップ項は前記第１のパイルアップ項とは異なる、請求項１に記載の方法。
3. 前記第２の光子計数に適用される前記第２のパイルアップ補正は、パイルアップ較正モデルの出力に基づいており、前記パイルアップ較正モデルは、前記第２の光子計数および前記第２の電流を入力として、前記補正された第２の光子計数を生成する（８１８）、請求項１記に載の方法。
4. 前記補正された第２の光子計数に、前記第１の電流と前記第２の電流との比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成するステップをさらに含み、前記第１の光子計数出力に前記第１のパイルアップ補正を適用することは、前記第１の光子計数および前記第１の電流を前記パイルアップ較正モデルに入力して、初期補正された第１の光子計数を生成するステップと、前記補正された第２の光子計数に基づいて前記初期補正された第１の光子計数を調節して補正された前記第１の光子計数を生成するステップ（８２０）とを含む、請求項３に記載の方法。
5. 前記補正された第２の光子計数に、前記第１の電流と前記第２の電流との比を乗じて、スケーリングされた第２の光子計数を生成するステップをさらに含み、前記第１の光子計数に前記第１のパイルアップ補正を適用することが、前記第１の光子計数をスケーリングされた第２の光子計数で置き換えて、補正された第１の光子計数を生成するステップを含む、請求項３に記載の方法。
6. 前記Ｘ線管出力電流は、第１のビューをスキャンするために前記第１の電流に調整され、前記Ｘ線管出力電流は、第２のビューをスキャンするためにを第２の電流に調整され、前記第２のビューは前記第１のビューと異なる（７０６）、請求項１に記載の方法。
7. 前記第２のビューは、前記第１のビューの後続の連続ビューの閾値数以内にある、請求項６に記載の方法。
8. 前記Ｘ線管出力電流は、ビューの第１の部分に対して前記第１の電流に調整され、前記Ｘ線管出力電流は、ビューの第２の部分に対して前記第２の電流に調整される（７０８）、請求項１に記載の方法。
9. 前記第１の電流は、ＡＥＣ電流変調設計方式によって前記ビューに規定された目標電流よりも高く、前記第２の電流は前記目標電流よりも低く、前記第１の電流と前記第２の電流の平均は前記目標電流となる、請求項８に記載の方法。
10. 前記第１の光子計数は、前記ビューの前記第１の部分の間に前記検出器で検出された光子の第１の数であり、前記第２の光子計数は、前記ビューの前記第２の部分の間に前記検出器で検出された光子の第２の数であり、前記ビューに対する各検出器の合計の光子計数は、前記補正した第１の光子計数と前記補正した第２の光子計数との合計である（９２４）、請求項８に記載の方法。
11. 前記検出器アレイの各検出器における前記第１の光子計数出力にパイルアップ補正を適用することは、各検出器のすべてのエネルギービンにわたって前記パイルアップ補正を適用することを含む、請求項１に記載の方法。
12. 光子計数コンピュータ断層撮影（ＰＣＣＴ）システム（１００、２００）であって、
    撮像される被検体（１１２）に向けてＸ線ビームを照射するＸ線源（１０４）と、
    前記被検体によって減衰されたＸ線ビームを受ける光子計数検出器（３０８）と、
    前記検出器に動作可能に接続されたデータ収集システム（ＤＡＳ）（２１４）と、
    非一過性のメモリを含み、前記ＤＡＳ（２１４）に動作可能に接続されたコンピュータ（２１６）と、
    を含み、前記コンピュータ（２１６）は、前記非一過性のメモリ内の命令により構成され、実行されると前記コンピュータ（２１６）に、
    前記ＰＣＣＴシステムでスキャンされた各ビューｎについて、
    自動露出制御（ＡＥＣ）電流変調を調整し、交互に、前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を所定の電流以上に増加させ、前記Ｘ線管出力電流を前記所定の電流未満に減少させるステップであって、前記ＡＥＣ電流変調は、パイルアップ補正を含むＡＥＣ変調関数によって決定される、前記ステップと、
    前記増加したＸ線管の出力電流で、前記ＰＣＣＴシステムの各検出器で第１の光子計数を収集するステップと、
    前記減少したＸ線管出力電流で各検出器の第２の光子計数を収集するステップと、
    各検出器における前記第２の光子計数に第１のパイルアップ補正を適用し、補正された第２の光子計数を得るステップであって、前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の光子計数に基づく、前記ステップと、
    各検出器における前記第１の光子計数に第２のパイルアップ補正を適用し、補正された第１の光子計数を得るステップであって、前記第２のパイルアップ補正は、前記第１の光子計数と前記第２の光子計数とに基づく、前記ステップと、
    各検出器の前記第１の補正された光子計数を前記第２の補正された光子計数に加算し、各検出器の合計された出力光子計数を得るステップと、
    各検出器の合計された出力光子計数に基づいて画像を再構成し、前記ＰＣＣＴシステム（２００）の表示装置（２３２）に出力するステップと、
    を実行させる、ＰＣＣＴシステム（２００）。
13. 前記ＰＣＣＴシステムのＸ線管出力電流を前記所定の電流より高くし、前記Ｘ線管出力電流を前記所定の電流より低くすることを交互に行うことは、前記Ｘ線管出力電流を第１の持続時間の間、第１の高電流に増加し、前記Ｘ線管出力電流を第２の持続時間の間、第２の低電流に減少させることをさらに含み、前記所定の電流が前記第１の高電流及び前記第２の低電流の平均に等しい、請求項１２に記載のＰＣＣＴシステム（２００）。
14. 前記第１のパイルアップ補正は、前記第２の光子計数および前記減少したＸ線管出力電流を入力とするパイルアップ較正モデルの出力である、請求項１３に記載のＰＣＣＴシステム（２００）。
15. 各検出器において前記第１の光子計数に前記第２のパイルアップ補正を適用するステップであって、前記第２のパイルアップ補正が前記第１のパイルアップ補正に基づくことが、
    前記補正された第２の光子計数に比例係数を乗算することを含み、前記比例係数は、前記増加したＸ線管出力電流と前記減少したＸ線管出力電流の比に基づく、請求項１４に記載のＰＣＣＴシステム（２００）。