JP5722950B2 - スペクトル分解ｘ線撮像装置 - Google Patents

Description

本発明は、エネルギースペクトルが可変なＸ線源を有するＸ線撮像装置、特に、スペクトルＣＴスキャナに関する。また、本発明は、スペクトル分解Ｘ線画像の生成のための方法に関する。

減衰係数μのエネルギー依存性を用いるＸ線ＣＴシステムは、従来のＣＴスキャナと比較して広い範囲の用途に適用される。一般的に、コントラストが高められた画像を再構成することができる。これに関連し、特許文献１には、方形波状の２つの異なる高電圧を供給されることが可能なＸ線管を備えたＣＴスキャナが記載されている。故に、２つの異なる一次光子エネルギースペクトルに対応する対象物のＸ線投影を取得することが可能である。しかしながら、高電圧の急峻な切替え、及びそれを検出器読み出し電子回路と同期させることは、特に、高い切替え速度を達成する場合、容易でない作業である。

米国特許第５６６１７７４号明細書

この状況に鑑み、本発明は、エネルギー分解能の向上及び／又はハードウェア要求の軽減が望まれる、Ｘ線スペクトルが変化するＸ線画像群を生成するための代替手段を提供することを目的とする。

上記課題は、独立請求項に記載のＸ線撮像装置及び方法によって達成される。好適な実施形態が従属請求項にて開示される。

本発明に従ったＸ線撮像装置は、原理上、対象物のＸ線投影、又はそれから得られる画像を生成することが可能な如何なるＸ線機器ともし得る。好ましくは、当該撮像装置は、異なる方向から取得された対象物のＸ線投影から該対象物の断面画像又は３Ｄ画像を再構成することが可能なコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナである。当該Ｘ線撮像装置は以下の構成要素を有する。

ａ）所与の観察周期Ｔ中に連続的に変化するエネルギースペクトルを有するＸ線を放射するＸ線源。観察周期Ｔは典型的に、１スキャン時間で対象物の複数画像（“フレーム”）が撮影される構成における１つの“フレーム”に対応する。以下の説明は、そのような観察周期Ｔがただ１つ存在する状況を含んでいるが、実際には典型的に、時間的に次々と続く多数の同等の観察周期が存在する。

ｂ）ｍ≧２であるｍ個の“放射線サンプリング値”を生成する検出器。これらのサンプリング値の各々は、観察周期内の異なるサンプリング期間中に当該検出器のセンサユニットによって測定されたＸ放射線の量を表す。センサユニットによるＸ放射線の量の測定は、（半導体）Ｘ線検出器に関して周知の処理である。センサユニットは典型的に、多数の同様の画素から成る２次元アレイ内の１つの画素に対応し、入射Ｘ線光子を直接的あるいは（二次光子を介して）間接的に、例えば電流といった電気信号へと変換する変換器ユニットを有する。そして、センサユニットによって提供される電気信号全体が、該センサユニットに突き当たるＸ放射線の強度の指標となる。

上記異なる“サンプリング期間”は、原理上、観察周期Ｔ上で任意に広げられ得るが、通常は等間隔な分布が好ましい。また、サンプリング期間の相対的な長さ（“デューティサイクル”とも呼ばれる）は、２つの連続するサンプリング期間の始点間の利用可能な時間の０％と１００％との間で変化し得る。

ｃ）上述のサンプリング期間に関するＸ線源の実効的なエネルギースペクトルΦ_ｋ（Ｅ）を決定する“スペクトル推定ユニット”。スペクトル推定ユニットは典型的に、付随のソフトウェアを有するマイクロプロセッサのようなデジタルデータ処理装置によって実現される。また、“実効エネルギースペクトル”Φ_ｋ（Ｅ）は、対応するｋ番目のサンプリング期間（ｋ＝１，・・・，ｍ）中にＸ線源によって放射された一次Ｘ線光子のエネルギー分布を反映する。サンプリング期間が例えば時間的な唯一の点に対応する場合、実効エネルギースペクトルは、この時点での一次Ｘ線光子の瞬時エネルギースペクトルに相当することになる。しかしながら、サンプリング期間が有限な時間を有する場合、関連する実効エネルギースペクトルは、該サンプリング期間中に使用されていた一次Ｘ線光子の全（変化する）エネルギースペクトルの或る種の好ましい平均値になる。

上述のＸ線撮像装置は、現状技術から知られる準瞬時的に変化するＸ線スペクトルより実現がかなり容易な、連続的に変化するＸ線スペクトルを使用するという利点を有する。しかしながら、連続的に変化するスペクトルは、測定が行われるサンプリング期間中に、一次Ｘ線ビームのスペクトル成分が連続的に変化することを意味する。この問題は、サンプリング期間に関する実効エネルギースペクトルを決定するスペクトル推定ユニットによって解決される。故に、データ処理の労力という犠牲の下で、Ｘ線生成ハードウェアへの要求が緩和される。全体としては、データ処理要求は利用可能なマイクロコンピュータ及び／又はソフトウェアによって容易に対処され得るので、相当な設計の単純化が達成され得る。

Ｘ線源は、その可変エネルギースペクトルを様々な手法で生成し得る。具体的な一手法によれば、Ｘ線源は、時変スペクトル特性を有するフィルタ素子を有する。フィルタ素子は、当然ながらＸ線源によって放射されたＸ線の経路内に置かれ、その時間的に可変なスペクトル特性に従って、元々生成されたＸ線光子のエネルギー分布に影響を及ぼす。フィルタ素子の特定の一実現例は、例えば、外周に沿った断面内で様々な吸収特性（例えば、厚さ）を持つ回転ディスクを有し、ディスクの回転中にそれらの吸収特性が順々にＸ線光子の経路内に持ち込まれる。

Ｘ線撮像装置の実用上重要な一設計例において、Ｘ線源は、Ｘ線管と、該Ｘ線管に付随し該Ｘ線管に、好ましくは正弦波の管電圧である、周期的な管電圧を供給する発生器とを有する。連続的に変化する管電圧は、相異なる一定レベル間で急峻に切り替わる電圧より、かなり容易に発生され得る。実際上、連続的に変化する管電圧Ｕの時間変化ｄＵ／ｄｔは、典型的に、４００ｋＶ／ｍｓ未満、好ましくは１００ｋＶ／ｍｓ未満、非常に好ましくは４０ｋＶ／ｍｓ未満、の値に制限される。このことは、ハードウェア要求を軽減すると同時に、より短い時間スケールでのエネルギースペクトルの変化を可能にする。この種のＸ線源は好ましいことに、スペクトル変化を強化するため、上述の種類の時変フィルタ素子と組み合わされることが可能である。

上述の形態のＸ線源において、放射されるＸ線ビームのスペクトル成分は、発生器によって供給される管電圧に連関して変化する。故に、撮像装置は好ましくは、発生器によって供給された管電圧を測定する電圧センサユニットを有する。この電圧センサユニットの測定値は、サンプリング期間中に実際に使用されているＸ線源のスペクトルに関する情報をリアルタイムに提供するので、スペクトル推定ユニットによって好ましく使用され得る。

上述の実施形態の更なる一発展例において、電圧センサユニットは、サンプリング期間（すなわち、測定されたＸ放射線量が検出器によってサンプリングされる観察周期内のｍ個の異なる期間）中に電圧値をサンプリングする電圧サンプリングユニットを有する。このサンプリングは、付随する重み関数ｇ^＊に従って行われる。これは、サンプリングされた値Ｕ_ｋの各々が、公式：

に従った信号Ｕ（ｔ）と重み関数ｇ^＊（ｔ）との折り畳みに対応することを意味する。

重み関数ｇ^＊がデルタ関数δである場合、このサンプリングは、信号Ｕの瞬時値の収集に相当する。重み関数ｇ^＊が方形正規化パルスである場合、このサンプリングは、このパルス幅内での信号Ｕの平均化に相当する。一般的に、重み関数ｇ^＊は有限期間Ｉの外側でゼロである（ｔ∈Ｉでない全てのｔで、ｇ^＊（ｔ）＝０）。電圧サンプリングユニット（何らかの内部フィルタを併せて）の帯域幅は、如何なる時点ｔにおいても管電圧の正確な再構成を可能にするのに十分な大きさにされるべきであり、そのとき、この再構成手順は例えば補間技術によって達成され得る。具体的には、電圧サンプリングユニットの帯域幅は、少なくとも上述の放射線サンプリングユニットの帯域幅と同じ高さにされるべきである。

上述の実施形態の更なる一発展例において、スペクトル推定ユニットは、実効エネルギースペクトルΦ（Ｅ）を、様々な管電圧に対して与えられたモデルスペクトルから決定し得るように設計される。サンプリングされた管電圧とモデルスペクトルとを用いて、スペクトル推定ユニットは如何なる時点におけるエネルギースペクトルΦ（Ｅ）をも決定することができる。更なる処理手順にて、実効エネルギースペクトルΦ（Ｅ）を例えば加重平均によって生成するために、有限な期間内のエネルギースペクトルが結合されてもよい。

以上ではＸ線管の管電圧のサンプリングを検討したが、以下の好適実施形態は検出器内でのサンプリング処理に関する。この実施形態において、検出器は、センサユニットによって提供される連続的な測定信号から放射線サンプリング値（センサユニットによって測定されたＸ放射線量を表す）をサンプリングする“放射線サンプリングユニット”を有する。このサンプリングは、該当するサンプリング期間中に重み関数ｇに従って行われる。連続的な測定信号が例えばｉ（ｔ）で表記される場合、重み関数ｇの効果は、上述のように、折り畳み演算：

によって記述され得る。

この重み関数ｇは典型的に、考慮するサンプリング期間の外側でゼロである、読み出し電子回路によって決定される対称関数である。電圧センサユニットが重み関数ｇ^＊を用いて電圧値をサンプリングし、且つ放射線サンプリングユニットが重み関数ｇを用いて放射線サンプリング値をサンプリングする好適なケースにおいて、関数ｇ^＊のフーリエ変換Ｇ^＊（ｆ）は、好ましくは、関数ｇのフーリエ変換Ｇ（ｆ）に対して等しい、あるいは高い帯域幅を有する。

スペクトル推定ユニットが、様々な管電圧に対して与えられたモデルスペクトルから実効エネルギースペクトルΦ（Ｅ）を決定することができるように設計され、且つ検出器が上述の重み関数ｇ（ｔ）を用いる放射線サンプリングユニットを有する場合、実効エネルギースペクトルの決定は、好ましくは、放射線サンプリングユニットの重み関数ｇ（ｔ）に従って行われる。この決定は、時点ｔごとに所定のモデルスペクトルＰ（Ｅ，ｔ）に基づいて、例えば、公式：

に従って行われ得る。

電圧サンプリングユニット及び／又は放射線サンプリングユニットは、好ましくは、特にΣΔ−ＡＤＣである、オーバーサンプリング・アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）を有する。デジタル処理では、チューブのアナログ管電圧、及びセンサユニットによって提供されるアナログ測定信号の双方が、ＡＤＣによってデジタル化されなければならない。“通常の”Ａ／Ｄ変換器は、大抵、信号ｘ（ｔ）を１００％のデューティサイクルでサンプリングする。すなわち、信号の全ての値ｘ（ｔ）がサンプリングされた値群のうちの１つに何かしら寄与する。また、このようなＡＤＣの帯域幅はナイキスト基準に従って適応される。対照的に、ΣΔ−ＡＤＣは、より低いデューティサイクルで信号ｘ（ｔ）をサンプリングし（すなわち、２つの連続するサンプリング時間ｔ_１、ｔ_２間の値ｘ（ｔ）の一部のみが、該サンプリング時間に関するサンプリング値ｘ_１、ｘ_２に寄与する）、従来の（ＣＴ）信号処理によって要求される帯域幅より有意に高い帯域幅を実現することが可能である。ΣΔ−ＡＤＣは通常、内的な理由により、入力信号のオーバーサンプリングを用いて処理するからである。

撮像装置の他の好適な一実施形態において、電圧サンプリングユニット及び／又は放射線サンプリングユニットは、異なる観察周期の類似したサンプリング期間に属する（電圧又は放射線）サンプリング値から各々が成るｍ個のデータストリームを生成するフィルタユニットを有する。光子スペクトルが、例えば、後続の観察周期群にまたがって周期的に変化し、且つ放射線サンプリング値が、各観察周期内で等間隔の放射線サンプリング期間で収集される場合、ｋ番目のデータストリームは、全ての観察周期（１≦ｋ≦ｍ）のｋ番目のサンプリング値で構成されることになる。各データストリームは、故に、管電圧の特定の部分区間に対応する。

撮像装置は、これまでに述べたように、連続的に変化するスペクトルを有するＸ放射線を生成する手段、放射線サンプリング期間中の検出放射線に対応する放射線サンプリング値を生成する手段、及びこれらサンプリング期間中の放射線の実効エネルギースペクトルΦ（Ｅ）を推定する手段を有する。提供される情報は、撮像装置の好適な一実施形態において、Ｘ線源と検出器（より正確には、センサユニット）との間のＸ線経路Ｌ内に配置された対象物内の減衰係数μ（Ｅ，ｒ）のモデル関数：

に関して、線積分値：

を決定することが可能な“スペクトル識別モジュール”によって用いられる。ただし、ＥはＸ線光子エネルギー、ｒは対象物内の考慮中の位置、ｆ_ｊは、減衰係数のエネルギー依存性を記述する所与のモデル関数である。関数ｆ_ｊは、例えば、光子散乱の相異なる効果に関するものであってもよく、あるいは、相異なる化学元素に関するものであってもよく；そのとき、係数ａ_ｊは対象物内のこれらの効果又は元素の対応する空間分布を記述し、それ故に、関心ある情報を有する。上述の線積分値は、Ｘ線源から対象物を介して検出器に付随するセンサユニットまでのＸ線形路全体で取られる。

これまでの撮像装置の説明は、Ｘ線撮像される対象物と撮像装置との間での相対的な移動について如何なる仮定もしてこなかった。故に、特定のケースにおいては、内部にセンサユニットのアレイを有する検出器とＸ線源との間に載置された静止した対象物から、多数の“単純な”Ｘ線投影画像が相異なる光子スペクトルで生成され得る。しかしながら、本発明の好適な一実施形態において、撮像装置は、Ｘ線源と検出器との間に配置された対象物内の上述の減衰係数μ（Ｅ，ｒ）の空間分布全体を、様々な投影方向から取得された該対象物のＸ線投影から計算する“再構成モジュール”を有する。このような再構成モジュールは、当業者に周知のコンピュータ断層撮影の原理に従った特別のハードウェア又はソフトウェアによって実現され得る。

本発明は更に、対象物のスペクトル分解Ｘ線画像を生成する方法に関する。当該方法は：
ａ）所与の観察周期中に連続的に変化するエネルギースペクトルを有するＸ線を放射する段階；
ｂ）前記観察周期内の異なるサンプリング期間中に所与の測定領域（例えば、センサユニットの）で測定されたＸ線の量を表す、２以上である複数ｍの、放射線サンプリング値を生成する段階；
ｃ）上記サンプリング期間に関するＸ線源の実効エネルギースペクトルを推定する段階；
を有する。

当該方法は、一般的な形態において、上述の種類の撮像装置を用いて実行されることが可能な段階群を有する。故に、当該方法の細部、利点及び改良例に関する更なる情報は先の説明を参照されたい。

本発明のこれら及びその他の態様は、以下にて説明する実施形態を参照することにより明らかになる。それらの実施形態は添付の図面の助けを借りて例として説明されるものである。図面において、同一あるいは類似の要素には同様の参照符号を付する。

本発明に従った撮像装置を概略的に示す図である。 本発明に従った典型的な管電圧と従来技術に従った典型的な管電圧とを示す図である。 入力として幾らかの高調波を伴う１ｋＨｚの正弦波を与えられたΣΔ変調器の典型的な出力スペクトルを示す図である。 Ｘ線管の管電圧変調と、フレキシブルフィルタ及び積分フィルタのそれぞれによる、そのサンプリングとを示す図である。 図４の管電圧により得られる検出器出力と、フレキシブルフィルタ及び積分フィルタのそれぞれによる、そのサンプリングとを示す図である。

現行のＸ線コンピュータ断層撮影システムの主なハードウェア要素は、多色Ｘ線スペクトルを生成するＸ線管、及び検出器である。Ｘ線管の一次スペクトルの上限は、印加される高電圧（典型的に１２０ｋｅＶ−１４０ｋｅＶ）によって与えられる。ＣＴの検出器が、Ｘ線光子及び二次放射線のセンサ材料との相互作用により生成された積分電荷を測定する。多数の異なる方向の投影で測定を行うことにより、減衰係数μによって記述される透過Ｘ放射線の減衰に関する情報が提供される。

減衰係数μは、一般的に、物体を横切るＸ線光子のエネルギーに依存する。現行のＣＴスキャナは減衰係数μのエネルギー依存性を考慮しておらず、所謂ビーム硬化（ハードニング）アーチファクトが発生し得る。これとは対照的に、スペクトルＣＴシステムは減衰係数μ＝μ（Ｅ，ｒ）のエネルギー依存性を活用するように設計され、より高いコントラストの物質分解、又はＫエッジ撮像を介しての造影剤の高められた選択性をもたらす。スペクトルＣＴシステムを実現することには幾つかの選択肢が存在する（例えば、B.J.Heismann、S.Wirth、S.Janssen、Q.Spreiter、「Technology and image results of spectral CT system」、Proc. SPIE 5368、2004年、p.52-59を参照）。

“デュアル（二重）ｋV”法は、スペクトルＣＴシステムの１つの具体的な実現法であり、２つの異なる電圧設定（すなわち、２つの異なる一次Ｘ線スペクトル）で投影が記録される。“マルチｋＶ”法はデュアルｋＶ法を拡張したものであり、３つ以上の高電圧設定を用いる。２つ以上の高電圧設定を用いての撮像は“トモケミストリー（tomochemistry）”と呼ばれることもある。二重エネルギーＸ線撮影の主な用途は、二重光子吸収測定法（dual-photon absorptiometry；ＤＰＡ）（Peppier、R.Mazess、「Total body bone mineral and lean body mass by dual-photon absorptiometry, I. Theory and measurement procedure」、Calcif. Tissue Int.、1981年、3：p.353-359を参照）を用いた正確且つ高精度な骨測定、二重エネルギーＸ線吸収測定法（dual-energy X-ray absorptiometry；ＤＥＸＡ）（Stein、M.Walthman、J.Lazewatsky、A.Hochberg、「Dual energy X-ray bone densitometer incorporating an internal reference system」、Radiology、1987年、165：31 3を参照）、及び二重エネルギーコンピュータ断層撮影（dual-energy Computed Tomography；ＤＥＣＴ）（Cann、H.Genant、B.Rutt、B.Stebler、「Postprocessing dual-energy CT for accurate spinal mineral measurement」、Radiology、1983年、149：167を参照）である。

デュアルｋＶ法又はマルチｋＶ法を実現するために以下の方法を使用し得る：
− 異なる高電圧設定を用いた複数の連続的なスキャン（すなわち、対象物の周りの回転）を行う。この場合、患者の動きからのアーチファクトによって画質が低下する。
− Ｘ線検出器が各々の回転角及び高電圧設定の投影を記録しながらスキャン中に異なる高電圧設定間で高速切替えを行う（W.A.Kalender等、「Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus, I. Phantom studies」、Med. Phys.、1986年、第13巻、p.334-339を参照）。
− ２つ（以上）のＸ線管及び２つ（以上）の検出器がガントリーに取り付けられ、スキャン中に同時に作動される。

急峻な高電圧切替えシステムの技術的実現に関して、高電圧変調と、自身のＡ／Ｄ変換器と連動する検出器との間の、時間ドメインでの整合が必要とされる。マルチｋＶシステムの検出器に関して積分モード（又は電流モード）を仮定すると、フレーム時間Ｔの間にＸ線センサ内で生成された全電荷が積分される。これは時間ドメインでのボックスカー型ウィンドウ技術である。すなわち、時間フレーム間に鋭い遷移が存在する。方形波的な２つ（以上）の高電圧間での急峻な切替えはこの概念に適合する。

本発明により、スペクトルＣＴシステムの特別な実現法が提案される。それによれば、用途に応じて、通常のＣＴより高いコントラストが可能になる。これは、特に、対象物内の２つ以上の物質が分離されなければならない場合に当てはまる。一部の用途において、この物質は造影剤とし得る。副次的に、ビーム硬化が容易に補正され得る。本発明は、ＣＴにおける管の高電圧の従来の切替え技術に伴う問題及び課題のうちの幾つかを解決する。特に、高電圧切替えユニット内で、強い過渡特性が回避され得る。提案するシステムは、好ましいことに、１つの高電圧生成ユニットのみを必要とする。また、スキャンに先立つ、又はスキャン中の高電圧切替え制御と検出器のサンプリングとの間での精密な時間的整合は不要である。

図１は、本発明に従った例えばＣＴスキャナといったＸ線撮像装置１００を例示する概略図である。この撮像装置１００は以下の主要素を有する：
− 連続的（好ましくは、周期的でもある）に変化するエネルギースペクトルＰ（Ｅ，ｔ）を有するＸ放射線を生成するＸ線源１０。
− Ｘ線源１０により放射されたＸ線を測定し、対応する連続的な測定信号ｉ（ｔ）を提供するセンサ部２０と、測定信号ｉ（ｔ）を読み出し、それをデジタル値に変換する読み出し部３０とを有する検出器。
− 放射線源１０内の実際の管電圧Ｕ（ｔ）を測定する電圧センサユニット４０。
− 検知されてデジタル化された管電圧及び検出器の測定信号が更なる処理のために供給される、好ましくはワークステーションのようなデータ処理装置によって実現された、評価システム５０。

Ｘ線源１０と検出器のセンサ部２０との間に、例えば患者の人体１といった、Ｘ線放射される対象物が、該対象物を透過したＸ放射線が検出器内で測定されるように配置される。ここで、撮像装置１００の上述の主要素を更に詳細に説明する。

Ｘ線源１０は、Ｘ線管（チューブ）１２に管電圧Ｕ（ｔ）を供給する電圧発生器１１を有する。現状で最新のＣＴスキャナに使用されるＸ線管に対する一定の高電圧が、ここでは、変調された高電圧Ｕ（ｔ）に置き換えられる。この変調は好ましくは、“観察周期”すなわちフレーム時間をＴとして、周波数ｆ_１＝１／Ｔの正弦波、又は周波数ｎ・ｆ_１（ｎ＝２，３，４，・・・）を有する有限数の高調波を伴う正弦波である。Ｘ線源１０に用いられる具体的なハードウェアに依存するが、電圧上昇のｄＵ／ｄｔの典型値は１５０ｋＶ／ｍｓであり、電圧下降の典型値は４０ｋＶ／ｍｓである。ｄＵ／ｄｔの最大値は現状では４００ｋＶ／ｍｓ程度である。

チューブ１２内で、技術的に周知のプロセスによってＸ線光子が生成される。これらの光子のエネルギースペクトルは、何らかの関数Ｑ（Ｅ，Ｕ）に従って、管電圧Ｕに依存する。例えば理論的考察又は測定により、この関数はモデル化され得る。

Ｘ線源１０は更に、アイソレイ（isoray）（すなわち、チューブ１２の光経路）に平行な軸の周りを回転する円盤１３を有する。円盤１３はまた、その外周に沿って特性が変化する。Ｘ放射線がこの外周上の点を通過するとき、円盤の回転により、時間的に変化する分光透過率Ｔ（Ｅ，ｔ）が見られる。Ｘ線管１２（変調された電圧Ｕ（ｔ）で駆動される）と回転フィルタ１３との組み合わせは、放射線源１０により最終的に放射されるＸ線光子の、時間的に可変なエネルギースペクトルＰ（Ｅ，ｔ）をもたらす。図１内にこのスペクトルを概略的に示す。円盤の回転の角周波数ｆ_Ｒは、好ましくは、管電圧の変調周波数ｆ_１に同期される。すなわち、好ましくは、ｆ_１＝ｎ・ｆ_Ｒ（ｎ＝１，２，３，・・・）である。円盤の深さプロファイルは高電圧の変調と同様の周波数成分を有する。斯くして、円盤１３は、一周期中に一層強いスペクトル変化を生み出すＸ線フィルタとして作用する。例えば、１００％のデューティサイクルを有するサンプリングユニットにおいて、すなわち、標本値の均一な平均化において、規則的な孔パターン（“チョッパ”）を有する回転する金属ディスクが実現され得る。

Ｘ線源１０によって放射された放射線は次に対象物１を通過する。このとき、この対象物の放射線への影響は、空間的に変化する減衰係数μ（Ｅ，ｒ）によって記述することができる。ただし、ｒは対象物内の位置である。説明した設定において、この係数のエネルギー依存性も関心事である。モデル化手法において、減衰係数は、和：

によって表現され得る。ここで、ｆ_ｊ（Ｅ）は異なるエネルギー依存性（例えば、理論的考察から得られる）を記述し、ａ_ｊ（ｒ）は、Ｘ線手順によって決定される対象物内でのこれらの依存性の空間分布を記述する。具体的なモデル化の例については、より詳細に後述する。

検出器のセンサ部２０は、センサ領域２１にわたる２次元アレイ状に分布された複数のセンサユニット２２又は“画素”を有する。以下では１つのセンサユニット２２のみの読み出し及びデータ処理を検討するが、通常は投影画像（フレーム）ごとに多数の画素が読み出され、処理されなければならないことを忘れてはならない。センサユニット２２において、それに突き当たるＸ放射線は、センサ固有のスペクトルエネルギー応答Ｄ（Ｅ）に応じた電気信号に変換される。吸収されたＸ放射線の量（強度）に対応するこの電気信号を、以下ではｉ（ｔ）と表記する。これは例えば光電流に対応する。

検出器信号ｉ（ｔ）は、管電圧Ｕ（ｔ）の周期変化に従って“観察周期”Ｔに伴って変化する。典型的に、検出器信号ｉ（ｔ）の更なる変動が、対象物１と撮像装置１００との間での相対移動によって導入される。この運動は通常、より粗い時間スケール（観察周期Ｔ程度）で発生する。

理論的には、時点ｔ_ｋで、
− 測定された検出器信号ｉ（ｔ_ｋ）、
− 関連する管電圧Ｕ（ｔ_ｋ）、及び
− 回転ディスク１３の透過率Ｔ（Ｅ，ｔ_ｋ）
を、
− 時点ｔ_ｋで使われていたＸ線スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）＝Ｐ（Ｅ，ｔ_ｋ）の計算、及び
− このスペクトルΦ_ｋ（Ｅ）の測定された検出器信号ｉ（ｔ_ｋ）への関連付け、
のために取得することが可能である。仮に、これが観察周期Ｔ中の異なる時点ｔ_１，・・・，ｔ_ｋ，・・・，ｔ_ｍで行われる場合、これは異なる光子エネルギースペクトルΦ_ｋ（Ｅ）に対応する測定値ｉ（ｔ_ｋ）を生じさせることになる。

実際には、利用可能なハードウェア要素の限られた能力のため、上述の手順はほぼ実現不可能である。故に、より現実的な手法は、測定信号ｉ（ｔ）が、使用するサンプリング電子回路によって決定される時間的な重み関数ｇ（ｔ）で、有限なサンプリング期間（又はデューティサイクル）Ｉ_ｋにわたってサンプリングされることを考慮に入れなければならない。より詳細に後述するように、好ましくは、考慮する関心期間Ｔ内の時点ｔ_１，・・・，ｔ_ｋ，・・・，ｔ_ｍで開始するｍ≧２の時間Ｉ_１，・・・，Ｉ_ｋ，・・・，Ｉ_ｍ中に測定信号ｉ（ｔ）をサンプリングするために、オーバーサンプリングＡ／Ｄ変換器３１が用いられる。この目的でΣΔ型ＡＤＣが用いられる場合、その出力は、フィルタユニット３２によって更に処理されるパルス密度変調された（ＰＤＭ）ビットストリームに対応する。

フィルタユニット３２は、ＡＤＣの出力から例えばｍ個のデータストリームｓ_１，・・・，ｓ_ｋ，・・・，ｓ_ｍを生成し、それらを評価システム５０に提供する。これらのデータストリームｓ_ｋの各々は、連続する観察周期Ｔの等価サンプリング時間ｔ_ｋに対応する放射線標本値ｉ_ｋから成る。

管電圧Ｕ（ｔ）は、フィルタユニット４２と結合されたＡＤＣ４１によって、測定された検出器信号ｉ（ｔ）と同様にサンプリングされる。好ましくは、このＡＤＣ４１及びフィルタユニット４２は、検出器出力ｉ（ｔ）の前処理に用いたＡＤＣ３１及びフィルタ３２と同一、あるいは、より高い帯域幅を有し、管電圧Ｕ（ｔ）は重み関数ｇ^＊（ｔ）で同一の時間Ｉ_ｋ内にサンプリングされる。

管電圧の標本値Ｕ_１，・・・，Ｕ_ｋ，・・・，Ｕ_ｍは、ｍ個のデータストリームとして、評価システム５０内の“スペクトル推定モジュール”５１に供給される。このスペクトル推定モジュール５１において、サンプリング時間Ｉ_ｋ中に事実上使用されていたＸ放射線のスペクトルを記述する実効的なエネルギースペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が決定される。実効エネルギースペクトルΦ_ｋ（Ｅ）は、例えば、（モデル化された）一次スペクトルＰ（Ｅ，ｔ）から決定され得る。それらは、具体的には、一次スペクトルＰ（Ｅ，ｔ）の重み付けられた時間平均に相当し、重み関数ｇ（ｔ）は検出器信号ｉ（ｔ）がサンプリングされるときに用いられたのと同一である。これにより、一次Ｘ線光子の各瞬時入力Ｐ（Ｅ，ｔ）が、得られた検出器の測定信号ｉ（ｔ）と同一の重みを用いて考慮に入れられることが保証される。

評価システム５０の“スペクトル識別モジュール”５３にて、各観察周期Ｔ内のｍ個の異なる時間ｔ_ｋに関して対象物１を通る光線経路Ｌに沿った減衰係数μ（Ｅ，ｒ）の線積分値を決定するために、実効エネルギースペクトルΦ_ｋ（Ｅ）及び放射線サンプリング値ｉ_ｋが結合される。これらの積分値は、減衰係数μ（Ｅ，ｒ）の上述の空間分布関数ａ_ｊ（ｒ）の決定のために必要である。

チューブ１２の上の二重線の矢印は、このチューブ（及びそれと同期して検出器）が通常、対象物１を通る断面の再構成を可能にする様々な方向からの対象物の投影を生成するために、対象物１の周りを回転することを指し示している。この再構成は、“再構成モジュール”５４にて、スキャン全体（すなわち、対象物１の周りでの放射線源及び検出器の１スウィープ）中に決定された全ての線積分値に基づいて行われる。対象物内の減衰係数の空間分布は更に、スペクトルＣＴの既知の原理に従って、スペクトル加重された画像の生成に使用され得る。

Ｘ線センサ材料からの信号ｉ（ｔ）の処理が高い帯域幅を有するＡＤＣ３１によって実行されるとき、Ｘ線吸収のエネルギー依存性に関する情報μ（Ｅ，ｒ）は、ＡＤＣの出力データのスペクトル成分内でエンコードされる。２以上（ｍ≧２）の高電圧設定を有するマルチｋＶシステム（例えば、二重エネルギーモードではｍ＝２）に関心がある場合、ＡＤＣの帯域幅はｍ・ｆ_１でなければならない。ただし、ｆ_１＝１／Ｔは、変調された管電圧Ｕ（ｔ）の周波数である。上述のように、サンプリング周波数ｆ_ｓ＝ｍ・ｆ_１でのＡＤＣの出力データは、フィルタユニット３２の最も単純な動作モードにおいて、ｍ個の出力データストリームに展開され、これらｍ個の出力の各々が位相シフトすなわち遅延ΔＴ_ｋ＜Ｔにかけられ、各出力は最終的にｆ_１にダウンサンプリングされる。従って、各出力ｓ_ｋは、他と異なる特有の高電圧設定に対応する検出器信号を表す。急峻なｋＶ切替えの既知の実現法と対照的に、これらの高電圧設定は、単一の高い側の高電圧（ｋＶｐ）の値に対応せず、フィルタ処理により、同様のピーク値を有する複数の高電圧設定を混合したものである。しかしながら、実効スペクトルΦ_ｋは、モデルにより、あるいは監視された高電圧値と関連付けられたモデルにより、計算されることが可能である。

検出器画素の信号ｉ（ｔ）をサンプリングするＡＤＣの種類と同様、あるいはそれより高い帯域幅を特徴とするＡＤＣを用いて高電圧Ｕ（ｔ）をサンプリングすることが好ましい。そうすることにより、実効的なｋＶｐ群がリアルタイムで利用可能になる。同様に、ＡＤＣにおいて実行されたのと同一の処理を用いて、異なるｋＶｐ群を有するＸ線スペクトルのモデルが決定され得る。デジタルフィルタ処理をソフトウェアに変換することは容易だからである。

また、フレーム周波数ｆ_１＝１／Ｔはユーザによって動的に定められることが可能である。フィルタユニット３２、４２を含むＡＤ変換器３１、４１の周波数応答は、フィルタユニット内の別のフィルタ係数の組をロードすることによって新たなｆ_１に容易に適応され得る。故に、スペクトル分解能（区別される高電圧設定の数ｍによって決定される）を読み出し速度（すなわち、観察周期Ｔの長さ）の分解能と交換すること、又はその逆を行うことが可能である。同様のことがエイリアシングアーチファクトにも当てはまる。

後の処理段階において、すなわち、前処理又は再構成の前／後、全ての出力データストリームｓ_ｋからの情報を用いて、スペクトル加重を有するＸ線断層写真が計算される。測定された投影データの組からＸ線断層写真を得る方法は、文献（例えば、R.E.Alvarez、A.Macovski、「Energy-selective reconstructions in X-ray Computerized Tomography」、Phys. Med. Biol、1976年、第21巻、第5号、p.733-744、及びJ.A.Fessler等、「Maximum-likelihood dual-energy tomographic image reconstruction」、Proc. of SPIE、4684、2002年、p.38-49）に記載されている。Alvarez及びMacovskiの論文においては、異なる高電圧設定を用いた投影が別の基底関数の組に変換されている。基底関数は、例えば、スキャンされた対象物内の物質を表す。

Ｘ線管１２に高電圧を供給するため、高周波数スイッチングジェネレータが用いられ得る。これらのジェネレータは、高周波数インバータ、高電圧昇圧器、及び高電圧整流器から成る（例えば、欧州特許第７１６５６１号明細書を参照）。高周波でスイッチングするときに必要とされるエネルギー蓄積要素は小さいため、出力電圧の高速な変更が達成され得る。線形又は非線形（正弦波状）の何れかの制御された電圧上昇が達成され得る。電圧の減衰は、Ｘ線管が動作中であり且つＸ線管電流が蓄積容量を放電するときにのみ達成され得る。線形又は非線型の放電が、この時間中に高電圧整流器スタックに供給されるエネルギーによって制御される。正弦波電圧成分の変調周波数は、高電圧整流器におけるエネルギー蓄積量に依存する。動作周波数を増すと、蓄積素子の量が低減されるため、高い変調周波数及び／又は一層高い振幅が可能になる。高電圧ジェネレータとＸ線管との間の高電圧ケーブルは電圧の上昇及び下降を制限する。

図２は、時間ｔに対する管電圧Ｕ（１００ｋＶ±１５ｋＶ；縦軸）の典型的な経路を示している。管電圧は、１ｍの高電圧ケーブル及び管電流２４０ｍＡの高周波発生器に関し、２ｋＨｚの切替え周波数で変調されている。また、この図には、現行のものに従った強い過渡特性を有する２つの高電圧間の急峻な二値切替えの曲線Ｕ’も示されている。これは理想的な波形で、すなわち、方形波として図示されている。なお、これら高電圧間の過渡特性は、対応する検出器読み出しシステムにおける積分限界である時間フレームの限界に対応する。

より高い変調周波数及び／又は変調振幅が要求される場合、スタック（積み重ね）式の高電圧ジェネレータ構成が用いられ得る。

既に言及したように、用途のダイナミックレンジをカバーし、従来のＣＴにおいて必要な帯域幅より高い帯域幅を提供するＡ／Ｄ変換器を実現するものとして、ΣΔ型のＡＤＣ（ΔΣ−ＡＤＣとも呼ばれる）が用いられ得る（S.R.Norsworthy、R.Schreier、G.C.Temes、「Delta-Sigma data converters：theory design and simulations」、IEEE Circuits & Systems Societyを参照）。高調波を伴う１ｋＨｚの正弦波が入力として与えられたΣΔ変調器の、典型的な周波数スペクトルを図３に示す。この変調器は、ノイズ整形機能を備えた特殊なオーバーサンプリングＡＤＣである。上記の例では、例えば、ｆ_１＝２ｋＨｚを採り得る。スペクトルエンコーディングのための追加の“帯域”は２ｋＨｚと約１０ｋＨｚとの間であり得る。周波数が高くなるにつれてノイズが増大するが、スペクトル帯域は一層高い周波数（この例では数１０ｋＨｚ）まで拡大され得る。周波数スペクトルのその部分は、しかしながら、限られた信号対雑音比を有する。

フィルタユニット３２、４２は標準的な手法を用いて技術的に実現され得る。具体的には、フィルタリングは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、又はデジタル特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を用いて行われ得る。

続いて、典型的なデータ処理を更に詳細に説明する。ここでは、オーバーサンプリングＡＤＣ４１の周波数応答をＧ（ｆ）で表し、対応するインパルス応答をｇ（ｔ）で表す。

単一の検出器画素２２の電流ｉ（ｔ）が周波数ｆ_ｓ＝ｍ・ｆ_１（ただし、ｆ_１＝１／Ｔ）でサンプリングされる。故に、標本化定理が満たされる場合、ｆ＞ｆ_ｓ／２ではＧ（ｆ）＝０である。サンプリングされ且つ量子化された値を、ｙ（ｔ），ｙ（ｔ＋Ｔ_ｓ），ｙ（ｔ＋２Ｔ_ｓ），・・・と表す。ただし、Ｔ_ｓ＝ｌ／ｆ_ｓとした。Ｘ線管に与えられる高電圧が周期Ｔ’で時間変化する波形を有すると仮定する：Ｕ（ｔ）＝Ｕ（ｔ＋Ｔ’）。

２つの高電圧間での急峻切替えの場合、Ｕ（ｔ）は時間オフセットｔ_０を有する方形波である。そのようなシステムを用いた場合の明白な結果は、サンプリングが高電圧切替えに対して時間的に整合されなければならない、すなわち、Ｔ＝Ｔ’及びｔ_０が然るべく調整されなければならないということである。この同期化は、例えば、データ読み出し及び高電圧切替えのクロックを駆動するマスタークロックを用いて達成され得る。そして、周期Ｔは長さＴ_ｂ＝Ｔ／ｍの２以上（ｍ≧２）の部分期間に分割される。周波数ｆ_ｓを有するＸ線センサからの信号のサンプリングが、１００％のデューティサイクル（すなわち、図１の期間Ｉ_ｋが互いに接する）で実行される場合、対応する信号処理電子回路の周波数応答は、１／ｆ_ｓでゼロとなるシンク関数である。

ここで提案する手法は、任意の波形を有する急峻な高電圧切替えを実現する一般的スキームを提供する。概説したように、この波形は、高電圧切替えのためのハードウェアコストを低減するように最適化され得る。好適な波形は正弦波である。

以下のプロシージャは、急峻ｋＶｐ切替えデータの収集及び分析のための一般的アルゴリズムである（Ｔ＝Ｔ’、Ｔ_ｓ＝Ｔ／ｍと仮定する）。
Ｆｏｒ ｔ_Ａ＝０からＥｎｄ＿ｏｆ＿Ｓｃａｎまで、Ｔごとに、ｄｏ
＊＊＊ スキャン時間全体にわたって連続的にサンプリング
Ｆｏｒ ｋ ＝１からｍまで、ｄｏ ＊＊＊各周期Ｔにおいてサブサンプリング
ｔ＝ｔ_Ａ＋ｋ・Ｔ_ｓ
ａ）ｙ（ｔ）を記録、
ｂ）Ｕ（ｔ）を決定、
ｃ）実効一次（プライマリ）管スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）をｂ）から決定
ｅｎｄｆｏｒ
ｄ）係数ａ_ｊ（ｔ_Ａ） （ｊ＝１・・・Ｊ）をμ（Ｅ，ｒ）モデルに従って決定（例えば、Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｒｋｏｖｓｋｉの方法）
ｅｎｄｆｏｒ
段階ｄ）にて適用され得るＡｌｖａｒｅｚ−Ｍａｒｋｏｖｓｋｉの方法は以下のように要約され得る（上述のR.E.Alvarez、A.Macovskiの論文を参照）。

スペクトルデータの評価は、減衰係数μの、例えば光効果、コンプトン効果、及びＫエッジ物質成分などへの分解：

に基づく。

センサユニット２２の測定信号に現れるものである、対象物１を通るＸ線形路Ｌに沿って取られた３つの線積分：

が、連立非線形方程式を（例えば、最尤推定法によって）解くことによって得られる。なお、μ（Ｅ，ｒ）の基底関数ｆ_ｊはまた、対象物に含まれる２つの異なる物質（例えば、水及びカルシウム）内での吸収を表す。

管電圧切替えの場合、Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｒｋｏｖｓｋｉの方法は以下のように見える：

ただし、Ｓ_ｋ（Ｅ）は、検出器応答Ｄ（Ｅ）を掛け合わされた、異なる一次スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）を表す。１００％の検出量子効率を仮定すると、Ｓ_ｋ（Ｅ）＝Φ_ｋ（Ｅ）である。

上述のように、管電圧の方形波切替えの場合、サンプリング期間Ｔｓは、高電圧がその高い側の値又は低い側の値を有する期間であるＴｂに同期化されると仮定される。そのとき、一般的アルゴリズムのモジュールｂ）は、時点ｔにおける高電圧の設定点を用いること、又は時点ｔにおける印加電圧Ｕをモニタすることによって実現され得る。段階ｃ）における、対応する実効一次管スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）は、例えば、時点ｔにて適用されるモデルを用いて計算される。この場合、モジュールｃ）はスキャンに先立って計算されることが可能であり、あるいは、モジュールｃ）の実行がこの管電圧データの検索であるようにファームウェアの一部にされ得る。

任意の形状の高電圧切替えシーケンスを組み込むため、以下の手段が執られなければならない：
− 一般的プロシージャの段階ａ）における検出器信号ｉ（ｔ）のサンプリングが、周波数応答Ｇ（ｆ）を有するＡＤＣを用いて実行される。
− 一般的プロシージャの段階ｂ）におけるチューブ高電圧Ｕ（ｔ）が、同一の帯域幅又は一層高い帯域幅を有する信号処理ユニットを用いて決定される。
− 一般的プロシージャの段階ｃ）における実効一次管スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が然るべく計算される。このスペクトルが単一のピークエネルギー（すなわち、単一の高電圧）を有する方形波の場合と対照的に、この場合には、１つのサンプリング期間Ｉ_ｋに対応する一次スペクトルがピークエネルギーの分布を表す。信号ｉ（ｔ）が１００％のデューティサイクルでサンプリングされる場合、すなわち、インパルス応答ｇ（ｔ）が長方形“ボックスカー”形状を有する場合、Φ_ｋ（Ｅ）は、期間Ｅ１＜Ｅ_ｐｅａｋ＜Ｅ２内にピークエネルギーＥ_ｐｅａｋを有する一次管スペクトルＰ（Ｅ，ｔ）の平均値を表す。信号処理電子回路Ｇ（ｆ）がフレキシブルな周波数応答を有する場合、インパルス応答ｇ（ｔ）はボックスカー形状から有意に逸脱し得る。この場合、サンプリング点ｔ_ｋに関するΦ_ｋ（Ｅ）の計算は、管スペクトルの（ｇ（ｔ）で重み付けられた）加重平均である。

ここで、上述の場合に管スペクトルの加重平均を計算するための２つの代替的な方法を提案する。

方法１：
管電圧の連続時間モデルＵ_{ｍｏｄｅｌ}（ｔ）が構築され、管スペクトルモデルＱ（Ｅ，Ｕ）と結合される。得られた管スペクトルモデルＰ（Ｅ，ｔ）を検出器のインパルス応答ｇ（ｔ）と折り畳むことにより、最終的に、モジュールｂ）の実行からの全ての管電圧Ｕ（ｔ）に対して理論的なスペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が与えられる。重要なことには、このかなり複雑な手順が実行されねばならず、スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）は、サンプリング時間ｔにおけるピークエネルギーＥ_ｐｅａｋに対応するスペクトルを用いることによっては計算され得ない。フィルタ処理は線形時不変系（linear time invariant system；ＬＴＩ系）を必要とし、Ｘ線透過のエネルギー依存性は非線形であるからである。

この方法は、管電圧切替えの波形が対称である場合に適用可能である（線形位相フィルタが必要とされるが、位相は再構成後に空間情報に変換されるガントリーの回転角に対応するため、線形な位相が強制され、故に、ｇ（ｔ）はＸ線ＣＴにおいて対称でなければならない）。

回転ディスク１３がＸ線管と対象物との間に取り付けられ、且つ回転周波数が高電圧変調の周波数ｆ_１に等しい場合、一次スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）は回転ディスクの透過特性によって変更を受ける。高電圧に関して、透過率Ｔ（Ｅ，ｔ）の連続時間モデルが構築され、この場合のＰ（Ｅ，ｔ）を生成するように、対応する管スペクトルを掛け合わされる。この場合も、ｇ（ｔ）との折り畳みにより、検討中のサンプリングデータの、結果的な実効スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が与えられる。Ｔ（Ｅ，ｔ）は好ましくは、結果的な実効スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が可能な限り直交するように選定される。

方法２：
第２の方法は、Ｇ（ｆ）がボックスカー形状である方法１の特別なケースである。これは、ｉ（ｔ）及びＵ（ｔ）のサンプリングが最小のデューティサイクル（→０％）で実行されることを意味する。これを図４及び５に示す。これらの図は、スペクトルＣＴシステムの例示的な動作を、高電圧変調Ｕ（ｔ）（図４）及び対応する検出器出力ｉ（ｔ）（図５）で示している。二種類の信号処理電子回路を検討する。第１は、サンプリングが積分器型フィルタＩＦを用いて実行される。すなわち、信号が積分期間にわたって平均化される。第２は、この例では周波数ドメインでボックスカー形状を有するフレキシブルフィルタＦＦが適用される。すなわち、時点ｔでサンプリングされたデータ点が、時点ｔでの量子化されたデータ値を反映する。

方法１においてのように、スペクトルΦ_ｋ（Ｅ）が計算される。方法２の利点は、Ｇ（ｆ）の均一な応答、及びサンプリングの結果的な低デューティサイクルのため、検出器の信号が時間ｔの如何なる時点においても高精度に再構成され得ることである。これは、デジタル信号処理の標準的な手法を用いて実行され得る。故に、高電圧変調と検出器信号のサンプリングとの間の位相関係ｔ_０を調整する必要がない。なお、Ｘ線ＣＴにおいてはシンク型の周波数応答Ｇ（ｆ）が好ましい。故に、補間後のｙ（ｔ）、及び先の方法と同様に連続時間モデルＵ_{ｍｏｄｅｌ}（ｔ）に、更なるフィルタ処理Ｇ（ｆ）が適用される。

上述の方法２はまた、制約Ｔ＝Ｔ’を排除するために用いられ得る。検出器データのサンプリングと管切替えとが完全には同期化されないが、平均してＴ≒Ｔ’であると仮定すると、Ｔ≒Ｔ’に関して同一のスペクトル情報が利用可能である。さらに、位相ｔ_０の調整は不要になる。

方法３
第３の方法においては、ｍ個の検出器データのサブサンプリングに、Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｒｋｏｖｓｋｉ法で抽出される係数Ａ_１，・・・，Ａ_ｎの数ｎ（ｍ＞ｎ）より多くの数のデータ点が用いられる。それ以外は、方法２においてと同じ技術が用いられる。最終段階として、係数Ａ_１，・・・，Ａ_ｎを抽出するために最尤法が適用される（上述のR.E.Alvarez、A.Macovskiの論文を参照）。例えば、ｎ＝２の場合、Ａ_１及びＡ_２は、それぞれ、“光効果画像”及び“コンプトン効果画像”を表し得る。後者の画像は電子密度の定量的な測定を可能にする。

この場合も強調しておくが、方法３は、高電圧切替えとＸ線検出器との間の同期化を必要としない。一般に、スイッチング波形は、サブサンプリングされた検出器信号間の直交性の最大値に大まかに対応する最大の高電圧変調深さに関して選定され得る。強調しておくが、近似的にボックスカー型の周波数応答Ｇ（ｆ）を有する検出器変換器を用いての検出器データ及び管電圧のサンプリング後、デジタル信号処理の標準的な手法を用いてデータを前処理することにより、スペクトル情報を含めて画質を最適化し得る。

上述のシステム及び方法は、例えば：
− Ｘ線ＣＴシステムが現在用いられている医用撮像。数多くの臨床用途が、特にシステムが造影剤と組み合わされた場合に、高められたコントラスト分解能の恩恵を受けることになる。ＣＴ−血管造影においては、石灰化の視認性が向上され得る。
− 非破壊検査において、物質分解が処理段階で実行され得る。
− 自国の保安において、荷物スキャンシステムの物質の選択性が向上される。
など、如何なる撮像分野にも用いられ得る。

最後に指摘しておくが、本出願において、用語“有する”はその他の要素又は段階を排除するものではなく、“ａ又はａｎ”は複数であることを排除するものではない。また、単一のプロセッサ又はその他のユニットが複数の手段の機能を果たしてもよい。本発明は、各々及び全ての新規な特徴要素、及び各々及び全ての特徴要素の組み合わせにある。また、請求項中の如何なる参照符号もその範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. ａ）所与の観察周期中に、連続的に変化するエネルギースペクトルを有するＸ線を放射するＸ線源；
   ｂ）前記観察周期内の異なるサンプリング期間中に当該検出器のセンサユニットによって測定されたＸ線の量を表す、２以上である複数ｍの、放射線サンプリング値を生成する検出器であり、連続的な測定信号から前記サンプリング値を重み関数に従ってサンプリングする放射線サンプリングユニットを有する検出器；
   ｃ）ｍ個のサンプリング期間に関する前記Ｘ線源の実効的なエネルギースペクトルを推定するスペクトル推定ユニットであり、前記Ｘ線源の管電圧の連続時間モデルと結合された管スペクトルモデルを、前記放射線サンプリングユニットの前記重み関数と折り畳むことによって、前記実効的なエネルギースペクトルを推定するスペクトル推定ユニット；
   を有するＸ線撮像装置。
2. 前記Ｘ線源は、時間とともに変化するスペクトル特性を有するフィルタ素子を有する、請求項１に記載のＸ線撮像装置。
3. 前記Ｘ線源は、Ｘ線管と、該Ｘ線管に付随し該Ｘ線管に周期的な管電圧を供給する発生器とを有する、請求項１に記載のＸ線撮像装置。
4. 前記周期的な管電圧は正弦波の管電圧である、請求項３に記載のＸ線撮像装置。
5. 前記管電圧を測定する電圧センサユニットを有する請求項３又は４に記載のＸ線撮像装置。
6. 前記電圧センサユニットは、前記サンプリング期間中に電圧値をサンプリングする電圧サンプリングユニットを有する、請求項５に記載のＸ線撮像装置。
7. 前記スペクトル推定ユニットは、前記実効的なエネルギースペクトルを、様々な管電圧に対して与えられたモデルスペクトルから決定する、請求項６に記載のＸ線撮像装置。
8. 前記放射線サンプリングユニットは、特にΣΔ型Ａ／Ｄ変換器であるオーバーサンプリングＡ／Ｄ変換器を有する、請求項１又は６に記載のＸ線撮像装置。
9. 前記電圧サンプリングユニットは、特にΣΔ型Ａ／Ｄ変換器であるオーバーサンプリングＡ／Ｄ変換器を有する、請求項６に記載のＸ線撮像装置。
10. 前記放射線サンプリングユニットは、異なる観察周期の類似したサンプリング期間に属するサンプリング値から成るｍ個のデータストリームを生成するフィルタユニットを有する、請求項１又は６に記載のＸ線撮像装置。
11. 前記電圧サンプリングユニットは、異なる観察周期の類似したサンプリング期間に属するサンプリング値から成るｍ個のデータストリームを生成するフィルタユニットを有する、請求項６に記載のＸ線撮像装置。
12. Ｘ線光子エネルギーをＥ、対象物内の位置をｒ、所与の関数をｆｊとして、前記Ｘ線源と前記検出器との間のＸ線経路Ｌ内に配置された前記対象物内の減衰係数μのモデル関数：
    

    

    に関して、線積分値：
    

    

    を決定するスペクトル識別モジュール、を有する請求項１に記載のＸ線撮像装置。
13. 前記Ｘ線源と前記検出器との間のＸ線経路内に配置された対象物内の減衰係数μを、異なる投影方向から取得された該対象物のＸ線投影から計算する再構成モジュール、を有する請求項１に記載のＸ線撮像装置。
14. ＣＴスキャナである請求項１に記載のＸ線撮像装置。
15. 対象物のスペクトル分解Ｘ線画像を生成する方法であって、
    ａ）所与の観察周期中に、連続的に変化するエネルギースペクトルを有するＸ線を放射する段階；
    ｂ）前記観察周期内の異なるサンプリング期間中に所与の測定領域で測定されたＸ線の量を表す、２以上である複数ｍの、放射線サンプリング値を生成する段階であり、連続的な測定信号から前記サンプリング値を重み関数に従ってサンプリングする段階；
    ｃ）前記サンプリング期間に関する放射Ｘ線源の実効的なエネルギースペクトルを推定する段階であり、前記放射Ｘ線源の管電圧の連続時間モデルと結合された管スペクトルモデルを、前記サンプリングする段階の前記重み関数と折り畳むことによって、前記実効的なエネルギースペクトルを推定する段階；
    を有する方法。

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