JP2009513220A - 分光コンピュータ断層撮影の方法および装置 - Google Patents

Abstract

装置が、X線のような電離放射線に感受性のある検出器（１００）によって生成される信号を受領する。微分器（２０４）は検出器信号の変化率を示す出力を生成する。弁別器（２０６）は微分器（２０４）出力の大きさを分類する。弁別器（２０６）の出力によってトリガーされる積分器（２０８）が検出された光子を示す出力を生成する。一つまたは複数の補正器（２４ａ、２４ｂ）がパルスの積み上げについて補正し、組み合わせ器（２５）が補正器（２４ａ、２４ｂ）の出力を使って、検出された光子の数およびエネルギー分布を示す出力信号を生成する。

Description

本発明は、分光コンピュータ断層撮影（CT）の分野に関する。本発明は、検出される放射のエネルギーまたはエネルギー・スペクトルに関する情報を得ることが望ましいX線およびその他の放射の検出にも関する。本発明は医療撮像において格別の用途を見出すが、非破壊試験および分析の用途、セキュリティ用途およびエネルギー弁別機能が有用であるその他の用途をももつ。

CTスキャナは検査対象の構造についての有用な情報を提供する。よって、たとえば、CTスキャナは、医療撮像の分野における幅広い受容を得るに至っており、該分野では患者の生理に関する貴重な情報を提供するために日常的に使われている。臨床現場できわめて有用であることが立証されているものの、CTスキャナの有用性は、検査対象の物質組成についての追加的情報を提供することによって高められる。異なる物質が同様の放射減衰を有する場合には特にそうである。

物質組成情報を得る一つの方法は、異なるX線エネルギーまたはエネルギー範囲における対象のX線減衰を測定することである。この情報は、検査対象の物質組成に関する貴重な情報を提供するために利用できる。

光子計数検出器は、単一光子放出コンピュータ断層撮影（SPECT）および陽電子放出断層撮影（PET）のような核医療用途で使われてきた。そのような検出器には、シンチレータ・ベースの検出器が含まれていた。オルトケイ酸ルテチウム（Lu₂SiO₅またはLSO）、ゲルマン酸ビスマス（BGO）およびヨウ化ナトリウム（NaI）に光電子増倍管のような光検出器を組み合わせたものに基づくものなどである。Gd₂SiO₅（GSO）、LuAlO₃（LuAP）およびYAlO₃（YAP）のような、さらに他のシンチレータ物質も知られている。さらに、テルル化カドミウム亜鉛（CZT）のような直接変換検出器も使われてきた。原則として、光子計数検出器は伝統的なCT検出器より比較的大きな感度をもつ。さらに、光子計数検出器は一般に、検出される放射のエネルギー分布についての情報を提供し、そのことはSPECTおよびPET用途において散乱効果の補正といった有用な目的のために使われてきた。

より具体的には、そのような検出器は典型的には、電離放射光子に応答して出力パルスを生成する。典型的なパルスは、高速で立ち上がる信号部分に続いてより遅い減衰部分を含む。比較的長時間の減衰は、シンチレータまたは直接変換物質によって支配されており、高速信号処理装置が使われるときでさえ高速光子計数における主たる制限となっている。光子計数率が上がるにつれて、二つ以上のイベントが部分的または完全に重なる確率が上昇する。この現象はパルスの積み上げ（pile-up）として知られる。

光子計数検出器はSPECTおよびPETで有用であると立証されている一方、CT用途は比較的高い計数率および広いダイナミック・レンジを要求する。これらの比較的高い計数率では、パルスの積み上げは一層重要な問題になる。したがって、分光CTおよび比較的高い計数率が見られる他の用途において、光子計数検出器によって提供される情報のより有効な利用を提供することが望ましい。

本発明の諸側面はこれらの問題などに対処するものである。

本発明の第一の側面によれば、装置が、電離放射線に応答して出力を生成する放射感受性検出器と、検出器出力の変化率に基づいて第一および第二の出力を生成する弁別器と、第一の弁別器出力によってトリガーされて第一の積分器出力を生成する第一の積分器と、第二の弁別器出力によってトリガーされて第二の積分器出力を生成する第二の積分器と、第一および第二の積分器出力を使って、第一のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第一の出力および第二のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第二の出力を生成する第一の補正器とを含む。第一の補正器は、検出器出力におけるパルスの積み上げについて補正する。

本発明のもう一つの側面によれば、方法が、電離放射線光子に応答して放射感受性検出器によって生成される出力信号の変化率を測定する段階と、前記変化率が第一の範囲にあれば第一の値を更新する段階と、前記変化率が第二の範囲にあれば第二の値を更新する段階と、測定し、第一の値を更新し、第二の値を更新する段階を複数の光子について反復する段階と、第一のエネルギー範囲において検出された光子を示す第一の出力を生成する段階と、第二のエネルギー範囲において検出された光子を示す第二の出力を生成する段階とを含む。該第一および第二の出力は前記第一および第二の値の関数である。

本発明のもう一つの側面によれば、方法が、放射感受性検出器によって検出された電離放射線光子のエネルギーを推定する段階と、推定されたエネルギーに依存して少なくとも第一および第二の値のうちの一つを更新する段階と、推定し、更新する段階を、あらかじめ選択された時間期間の間に検出された光子について反復する段階と、前記第一および第二の値を使って、第一の範囲のエネルギーをもつ検出された光子を示す第一の出力および第二の範囲のエネルギーをもつ検出された光子を示す第二の出力を生成する段階とを含む。該第一および第二の出力はパルスの積み上げについての補正を含む。

当業者は、付属の図面および説明を読み、理解すれば、本発明のさらに他の側面を理解するであろう。

本発明について、限定ではなく例として、付属の図面の図において図解している。図面では、同様の参照符号は同様の要素を示す。

図１を参照すると、CTスキャナ１８は検査領域１４のまわりに回転する回転ガントリー１８を含んでいる。ガントリー１８はX線管のようなX線源１２を支持している。ガントリー１８は、検査領域１４の反対側の弧にわたるX線感受性検出器２０をも支持している。X線源１２によって生成されたX線は検査領域１４を横切り、検出器２０によって検出される。したがって、スキャナ１０は、検査領域１４内に配された対象を通る複数の投影または射線に沿った放射減衰を示すスキャン・データを生成する。

カウチのような台１６は、検査領域１４における患者またはその他の対象を支持する。台１６は好ましくは長手方向またはz方向に可動である。ヘリカル・スキャンでは、台１６およびガントリー１８の動きは、X線源１２と検出器２０が患者に対して概略螺旋形の経路をたどるよう調整される。

検出器２０は、横方向または長手方向に延在する弧状のアレイに配された複数の検出器素子１００を含む。単一スライス検出器の場合、検出器素子１００は横方向に延在する弧状のアレイに配置される。CT用途については、検出器素子１００は好ましくは、Lu₂SiO₅（LSO）、Gd₂SiO₅（GSO）、LuAlO₃（LuAP）またはYAlO₃（YAP）のような比較的高速なシンチレータに光電子増倍管またはフォトダイオードのような光検出器を組み合わせたものに基づく光子計数検出器である。これらのシンチレータの減衰時定数は、それぞれ約40ns, 40ns, 18nsおよび24nsであり、立ち上がり時定数は1nsのオーダーである。検出器素子１００はCdZnTe（CZT）のような直接変換物質に基づいていることもできる。他のシンチレータ物質、直接変換物質または光子計数検出器技術が実装されてもよい。各検出器素子１００は、検出器２０が検査領域のまわりを回転するにつれ、複数の読みを取得する。ある読みが得られる時間期間は、検出器の感度、所望される横解像度、ガントリー回転速度などといったいくつかの設計上の考察の関数である。好適な読み期間は、0.2ないし0.3ミリ秒のオーダーであることができるが、他の読み期間が実装されてもよい。

スキャナ１０および検出器２０の構成に依存して、X線源１２は、検出器２０のカバー範囲とほぼ同一の広がりをもつ概略扇形、くさび形または円錐形の放射ビームを生成する。さらに、検出器２０が360°の弧にわたり、X線源１２が回転する間静止している、いわゆる第四世代のスキャナ構成が実装されてもよい。フラット・パネル・アレイに配置された検出器も同様である。さらに、多次元アレイの場合、さまざまな検出器素子１００はX線源１２の焦点に合焦され、よって球のセクションをなしていてもよい。

好ましくは回転ガントリー１８上またはその近くに位置するデータ収集システム２３は、さまざまな検出器素子１００から発する信号を受領し、必要なアナログ‐デジタル変換、多重化、インターフェース、データ通信および同様の機能性を提供する。後述するように、本データ収集システムは、いくつかの読み期間のそれぞれにおける、検出器素子１００のそれぞれによって検出されるX線光子の数およびエネルギー分布を示す出力を提供する。

やはり後述するように、第一の補正器２４ａ、第二の補正器２４ｂおよび組み合わせ器２５が、データ収集システムによって生成された計数およびエネルギー分布情報の偏差を補正する。ある実装では、補正器２４および組み合わせ器２５は、ディスク、メモリまたは他の記憶媒体上に記憶されたコンピュータ可読命令を介して実装される。該コンピュータ可読命令は、スキャン・データ収集に続いて、再構成器２６に付随するコンピュータ・プロセッサの一つまたは複数によって実行されるものである。

再構成器２２は、患者の内部の解剖学的構造を示す体積データを生成するために、補正器からのデータを再構成する。加えて、さまざまなエネルギー範囲からのデータが（再構成前、再構成後またはその両方に）処理されて、検査対象の物質組成についての情報が提供される。

コントローラ２８は、所望されるスキャン・プロトコルを実行するために必要なさまざまなスキャン・パラメータを調整する。該スキャン・パラメータは、Ｘ線源１２のパラメータ、患者台１６の移動およびデータ収集システム２３の動作を含む。

汎用コンピュータがオペレータ・コンソール４４としてはたらく。コンソール４４は、モニタまたはディスプレイのような人間に可読な出力装置およびキーボードおよびマウスのような入力装置を含む。コンソールに常駐するソフトウェアが、オペレータが、所望されるスキャン・プロトコルを確立し、スキャンを開始および終了し、体積画像データについて閲覧またはその他の操作をし、その他の形でスキャナと対話することによって、スキャナの動作を制御することを許容する。

ここで図２に目を向けると、データ収集システム２３は、各検出器素子１００に付随する信号調整器２０２、微分器２０４、弁別器２０６および積分器２０８を含む。第一の補正器２４ａ、第二の補正器２４ｂおよび組み合わせ器２５も描かれている。明示されていないが、当業者は、積分器２０８と補正器２４との間に一つまたは複数のマルチプレクサが配されていることを理解するであろう。

信号調整器２０２は、対応する検出器素子１００によって生成された信号を増幅し、フィルタ処理する。フィルタ特性は、好ましくは、X線光子に応答して検出器素子１００によって生成される信号の上昇および低下に付随する比較的低周波の成分を通過させる一方、比較的高周波の電気的およびその他のノイズをフィルタ処理するよう選択される。検出器素子１００および下流の処理回路の特性に依存して、他のまたは異なる信号調整機能が設けられてもよいし、あるいは前記信号調整機能の一部または全部が省略されてもよい。

微分器２０４は、検出されたX線放射に応答して検出器素子１００によって生成される信号の変化率を示す出力を提供する。上昇する信号（すなわち、検出光子に応答して生成される信号）は微分器出力信号が第一の極性を有する結果につながり、一方、減少する信号（すなわち、光子の検出に続く検出器素子１００の出力の減衰から帰結する）は第二の極性を有する出力信号を生成する。微分器２０４の出力の大きさ（amplitude）は検出器素子１００によって生成される信号の変化率の関数であり、よって検出された光子のエネルギーを示す。

微分器２０４は、演算増幅器に基づく微分回路のような通常の微分器回路を使って実装されうる。図３を参照すると、もう一つの例示的な実装は遅延３０２および減算器３０４を含む。遅延３０２は、前述の高速な検出器の場合、たとえば約3〜10ナノ秒（ns）のオーダーの、検出器信号総立ち上がり時間にほぼ等しい遅延を提供する。

弁別器２０６は、検出された光子を一つまたは複数のエネルギー範囲または窓に分類する。図２は3レベルの弁別器２０６を描いているが、レベル数は、当該装置の所望されるダイナミック・レンジおよびエネルギー弁別に基づいて選択される。たとえば、特に比較的高い計数率が予期されないシステムでは、弁別器２０６は2レベル弁別器として実装されてもよい。4以上のレベルが実装されてもよい。

3レベル弁別器の場合、弁別器２０６は第一２１４、第二２１６および第三２１８の出力信号を次のように生成する：

このように、第一の出力信号がトリガーされるのは、微分器２０４によって与えられる信号が第一の閾値より大きく、第二の閾値より小さい場合である。例示的に、これらの異なる閾値の目的を次のように記述することができる。第一の閾値は好ましくは、検出器素子１００によって検出された放射を示す信号を通過させる一方、ノイズを遮断するよう選択される。第二の閾値は、第一および第二の光子エネルギー範囲または窓の間の区別をするよう選択される。第三の閾値は、比較的高い計数率および積み上げに対応するよう選択される。実際上、これらの積み上げは閾値範囲それぞれに偏差を導入することがあり、後述のように補正されることができる。

ある例示的な実装では、弁別器２０６は一つまたは複数の比較器を含む。さまざまな閾値は特定のスキャナについては固定されていることができる。さまざまな閾値はまた、個別のスキャンの要求に基づいて、たとえば異なるエネルギー範囲の間の区別をすることが望ましい場合に、調節可能であってもよい。

弁別器出力２１４、２１６、２１８は積分器２０８をトリガーする。積分器２０８は、検出されたX線光子の数およびエネルギーを示す第一２２０、第二２２２および第三２２４の出力を生成する。計数または積分は好ましくは、ある読みの継続時間の間実行され、新たな読みを開始する前にリセットされる。

ある実装では、積分器２０８は弁別器２０６のさまざまな出力によって生成される出力パルスの数を積分または計数する。図４ａを参照すると、積分器２０８は複数の計数器４０２、４０４、４０６を含んでいる。計数器の数は好ましくは弁別器２０６によって検出されるレベルの数に対応する。各計数器４０２、４０４、４０６は、弁別器２０６からの対応する出力信号２１４、２１６、２１８が遷移して真になるときにインクリメントされる。

もう一つの実装では、積分器２０８は、弁別器２０６によって生成されるさまざまな出力信号が真である間の総時間の指示を与える。図４ｂを参照すると、積分器２０８は複数の積分器４２０、４２２、４２４を含む。積分器の数は好ましくは、弁別器２０６によって検出されるレベルの数に対応する。電圧源または電流源のような基準４２６が各積分器４２０、４２２、４２４に基準信号を与える。各積分器４２０、４２２、４２４は、対応する弁別器出力信号２１４、２１６、２１８が真である時間期間の間、該基準値を積分する。積分器４２０、４２２、４４４はまた、対応する弁別器出力信号２１４、２１６、２１８が真である時間期間の間クロックされる計数器によってインクリメントされてもよい。

もう一つの実装では、積分器２０８は、それぞれの弁別器２０６出力信号が真である時間期間の間、微分器２０４の出力の値を積分する。図４ｃを参照すると、各積分器４２０、４２２、４２４は微分器のそれぞれの出力を受領し、対応する弁別器出力信号２１４、２１６、２１８が真である時間期間の間、この値を積分する。

図２に戻ると、第一の補正器２４ａが、積分器によって生成された第一２２０および第二２２２の出力を補正して、補正された出力２３０、２３２を生成する。この出力が第一および第二のエネルギー範囲において検出された光子を示す。X線計数率が比較的低く、積み上げの確率が比較的低い状況では、個々の光子またはイベントが比較的精確に検出されることができ、測定された値２２０、２２２は真の光子数のほぼ線形関数である。しかしながら、計数率が上がるにつれ、測定の線形性は下がる傾向がある。たとえば、積み上げの可能性は、計数率の上昇とともに上昇する。よって、二つ以上のイベントが単一のイベントまたは計数として扱われることがありうる。さらに、弁別器２０６は重なったイベントを、より高いエネルギー窓に分類しうる。真の光子数と測定される値との間の関係は（統計誤差を別として）比較的予測可能なので、これらの偏差の効果は減らされうる。計数率がより高いときは、補正の精度は一方では追加的な積み上げのために悪化するが、他方では光子数のより小さな統計誤差のため改善される傾向がある。したがって、補正はある範囲の計数率にわたって比較的精確なままである。エネルギー解像度の要求が比較的それほど厳格でないCTおよびその他の用途については特にそうである。

第一の補正器２４ａは、第一および第二の補正された出力値２３０、２３２を：
式１
N1＝f1(L1,L2)
N2＝f2(L1,L2)
に従って与える。ここで、Nxはエネルギー窓xにおける補正された計数値、fxはエネルギー窓xにおける補正関数、L1は積分器の第一の出力２２０、L2は積分器の第二の出力２２２である。

比較的高い計数率で使われる第二の補正器２４ｂは、第二２２２および第三２２４の積分器出力を補正して、第一および第二のエネルギー範囲において検出された光子を示す、追加的な第一および第二の補正された出力値２３４、２３６を与える。計数率が上昇し続けると、検出器素子１００によって生成される信号のかなりの部分がより完全に重なる傾向があり、微分器２０４の出力は比較的より高い平均値をもつことになる。弁別器の第一の出力２１４は、真の読みより比較的低く、一方、弁別器２０６の第三の出力２１８は比較的より高い。真の光子数と測定される値との間の関係は（統計誤差を別として）比較的予測可能なので、この偏差の効果は減らされうる。

第二の補正器２４ｂは、補正された出力値２３４、２３６を：
式２
P1＝g1(L2,L3)
P2＝g2(L2,L3)
に従って与える。ここで、Pxはエネルギー窓xにおける補正された計数値、gxはエネルギー窓xにおける補正関数、L2は積分器の第三の出力２２２、L3は積分器の第三の出力２２４である。

全体としては、第一の補正器２４ａは第一の比較的より低い計数率範囲についての補正を提供し、一方、第二の補正器２４ｂはより高い計数率における補正を提供する。

任意的な組み合わせ器２５は、第一２４ａおよび第二２４ｂの補正器の出力を、計数率の関数として組み合わせて、第一および第二のエネルギー範囲において検出された光子を示す出力２４０、２４２を生成する。ある実装では、第一および第二の補正器の第一の出力２３０、２３４は、光子計数率の関数として重み付けされて、第一の出力２４０が生成され、一方、第一および第二の補正器の第二の出力２３２、２３６は、光子計数率の関数として重み付けされて、第二の出力２４２が生成される。たとえば、比較的低い計数率では、第一および第二の出力２４０を生成するために出力２３０、２３２が排他的に使用されうる。一方、比較的高い計数率では、出力２３４、２３６が排他的に使用されうる。中間的な計数率では、第一２４ａおよび第二２４ｂの補正器の出力が、線形またはその他の好適な重み付け関数を使って組み合わされる。他の好適な組み合わせ関数も実装されうる。

上記したように、弁別器２０６の第三のレベル、第三の積分器４０６、第二の補正器２４ｂおよび組み合わせ器２５は、検出器素子１００の特性および予期される計数率に依存して省略されてもよい。

補正関数fxおよびgxは、シミュレーションによって、あるいはさまざまな計数率において異なる既知の放射減衰および物質組成を有する一つまたは複数のファントムをスキャンすることによって確立できる。

ここで、シミュレーションに基づく補正関数fxおよびgxの決定について述べる。検出器素子１００の応答は、式：
式３
検出器出力＝Aexp[−t/Td]（1−exp[−t/Tr]）
によってモデル化できる。ここで、Aは光子エネルギーに関係する振幅であり、Tdは検出器減衰時定数であり、Trは検出器立ち上がり時定数である。

図５は、毎秒2000万カウントの例示的な平均計数率でシミュレートされたX線光子に対する応答５０２として生成された一連のパルスを描いている。図５の例では、Tdは30nsに設定され、Trは4nsに設定され、データ収集システム２６の時間応答または不感時間は9nsに設定されている。入射光子は、典型的なX線管のスペクトルと整合するランダムなエネルギーをもち、平均計数率でのポワソン統計に従う入射光子の時間分布をもつものとしてシミュレートされた。上記のシミュレーション・パラメータは例示的であり、個別的な検出器およびデータ収集システムの特性に基づいて他のパラメータの使用が考えられる。

図５において見て取れるように、イベントの多くはパルス積み上げの結果として重なり合う。重なり効果をより明確に示すため、シミュレーションはノイズなしで実施された。しかしながら、実際のシミュレーションでは、検出器信号ノイズ、特に検出器のシンチレータによって生成される光の光子（または直接変換検出器の場合なら電子−ホール数）のポワソン統計に由来するノイズの効果も考慮することが望ましい。

理解されるであろうように、図５に描かれた重なり合いのため、検出された光子のエネルギーを、カーブの下の面積を積分することによって決定するのは難しい。図６は、微分器２０４によって生成されるシミュレートされた出力信号６０２を描いている。ここで、微分器は図３に描かれたように10nsの遅延３０２および減算器３０４を含む。検出された信号を示す立ち上がり信号は正の信号として現れ、一方、それぞれの減衰断片は負の信号として現れる。正の信号の大きさは検出されたX線光子のエネルギーの推定値を与える。

補正関数を決定するため、所与の入力光子計数率について、エネルギー窓のそれぞれにおいて読み時間期間の間にシミュレーションによって生成された実際の光子数が決定される。積分器２０８によって生成された対応する出力値２２０、２２２、２２４も決定される。このプロセスは、所望される数の異なる計数率およびエネルギー・スペクトルについて繰り返される。

スキャンされる対象を通過したのち、検出された光子のエネルギー分布は、対象の物質組成によって影響されている。図７を参照すると、スペクトル７０２は、比較的低い放射減衰応答をもつ対象を通過することから帰結する、第一の、比較的軟らかめのすなわち低めのエネルギー・スペクトルをシミュレートしている。スペクトル７０４は、より高い放射減衰応答をもつ対象を通過することから帰結する、比較的硬めのスペクトルをシミュレートしている。スペクトル７０６は、第一７０２および第二７０４のスペクトルの平均である合成スペクトルを描いており、これがその後のシミュレーション段階において使用される。縦軸は、エネルギーの関数として規格化された強度を表しており、光子の総数は著しく異なることがありうる。スペクトル７０２、７０４、７０６における二つのピークは、典型的なタングステン・アノードX線管の出力におけるピークのシミュレーションである。

図４ａに記載される積分器２０８を使った例示的なシミュレーションの結果が図８において描かれている。第一のエネルギースペクトル７０２について、第一および第二のエネルギー窓における、入力計数率の関数としての実際の光子計数率がそれぞれ８０２および８０４で描かれている。第二のエネルギー・スペクトル７０４について第一および第二のエネルギー窓における実際の計数率は同様にそれぞれ８０６および８０８で描かれている。カーブ８０２、８０４、８０６、８０８は実際の計数率を表すので、各カーブが直線であることは理解されるであろう。第一のエネルギー・スペクトル７０２について、第一および第二のエネルギー窓における、積分器２０８の第一２２０および第二２２２の出力を使って決定される測定された光子計数率は、それぞれ８１０および８１２で描かれている。第二のエネルギー・スペクトル７０４について、第一および第二のエネルギー窓における、測定された光子計数率は、それぞれ８１４および８１６で描かれている。見て取れるように、測定された計数率８１０、８１２、８１４、８１６の傾きは、計数率が上がると、減少しはじめる。

対応する測定された計数率と実際の計数率（measured and actual count rates）との間の関係を使って、補正関数f1およびf2が計算される。シミュレーションの目的のため、各エネルギー・スペクトル７０２、７０４について別個の中間補正関数f1およびf2が生成されることを注意しておく。

やはり理解されるであろうように、補正関数f1およびf2は、測定されたカーブ８１０、８１２、８１４、８１６の傾きが正のままである計数率にわたって一意的な結果を与える。前記傾きが正というのは、この例示的なシミュレーションでは、約4×10⁷カウント毎秒までの計数率について真である。この率を超えると、高計数率の補正関数g1およびg2が有利に使用される。

最終的な補正関数f1およびf2は、中間的なスペクトル７０６をカバーするために第一７０２および第二７０４のスペクトルからの対応する結果の双線形補間を実行することによって得られる。該補間は、図７の例では、第一７０２および第二７０４のスペクトルの平均である。最終的な補正関数f1、f2は有利には第一および第二の探索表として実装されてもよい。各探索表の構造は二つの独立変数および一つの従属変数を含み、ここで独立変数は積分器の第一２２０および第二２２２の出力であり、従属変数は関連するエネルギー窓についての補正された計数値である（たとえば、第一の探索表についてN1、第二の探索表についてN2）。あるいはまた、最終的な補正関数f1、f2は単一の探索表として実装されてもよい。ここで、個々の出力値N1、N2は第一２２０および第二２２２の積分器出力の関数としてアクセスされる。もちろん、補正関数は他の好適な方法を使って、たとえば直接的な数学的計算を介して実装されてもよい。なお、補正はスキャンからのデータの再構成の一部として実行されてもよい。

補正の精度は、第三のエネルギー・スペクトル７０６および先に計算された補正関数を使ったさらなるシミュレーションを実行することによって推定できる。一連のシミュレーションの実際の出力は次いで実際の入力値に対して比較される。

同様のシミュレーションが前記比較的高い計数率において実行され、補正関数g1およびg2が決定される。

記載される技法のエネルギー解像度は、パルス全体を積分することによって得られるエネルギー解像度よりずっと低いことがありうる。にもかかわらず、若干の重なりのある二つのエネルギー範囲の間で弁別することを許容する。

動作では、検査対象がスキャンされる。検出器２０が検査領域のまわりを回転するにつれ、各検出器素子１００が検出されたX線光子を示す出力信号を生成する。要求される信号調整がもしあればそれに続いて、微分器２０４が検出器素子１００信号の変化率を示す出力信号を生成する。弁別器２０６が検出されたイベントを一つまたは複数のエネルギー・レベルまたは窓に分類する。弁別器２０６の出力は積分器２０８をトリガーし、積分器２０８は各エネルギー窓で検出されるX線光子を示す出力を生成する。同様の出力が各検出器素子１００について、複数の読み期間のそれぞれについて生成される。

比較的低い計数率で得られた信号については、第一の補正器２４ａは弁別器２０６の第一２２０および第二２２２の出力を使って検出された光子の数およびエネルギー分布を示す補正された出力を生成する。比較的高めの計数率では、第二の補正器２４ｂが第二２２２および第三２２４の弁別器出力を使って補正された出力を生成する。組み合わせ器２５を使って第一２４ａおよび第二２４ｂの補正器の出力が組み合わされて、検出されたX線光子の数およびエネルギー分布を示す最終的な出力値が生成されうる。その情報はさらに再構成器２２によって処理され、コンソール４４を介してオペレータに利用可能にされる。

もちろん、以上の記述を読み、理解すれば、修正および変更が他の者にも思いつくであろう。本発明は、付属の請求項およびその等価物の範囲内にはいる限りそのようなすべての修正および変更を含むものと解釈されることが意図されている。

CTスキャナを描いた図である。 データ収集システムの一部を積分器および組み合わせ器とともに示すブロック図である。 微分器の実装を描いた図である。 積分器の個別の実装を描いた図である。 積分器の個別の実装を描いた図である。 積分器の個別の実装を描いた図である。 検出器素子による放射の検出から帰結する、シミュレートされた信号を描いた図である。 シミュレートされた微分器出力を描いた図である。 シミュレーションにおいて使われるエネルギー・スペクトルを描いた図である。 シミュレーションから帰結する実際の光子計数率および測定される光子計数率を描いた図である。

Claims (20)

1. 電離放射線に応答して出力を生成する放射感受性検出器と、
   検出器出力の変化率に基づいて第一および第二の出力を生成する弁別器と、
   第一の弁別器出力によってトリガーされて第一の積分器出力を生成する第一の積分器と、
   第二の弁別器出力によってトリガーされて第二の積分器出力を生成する第二の積分器と、
   第一および第二の積分器出力を使って、第一のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第一の出力および第二のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第二の出力を生成する第一の補正器とを有しており、前記第一の補正器は、検出器出力におけるパルスの積み上げについて補正する、装置。
2. 前記弁別器が前記検出器出力の変化率を示す第三の出力を生成する請求項１記載の装置であって、第三の弁別器出力によってトリガーされて第三の積分器出力を生成する第三の積分器をさらに有しており、第二および第三の積分器出力を使って、第一のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第一の出力および第二のエネルギー範囲をもつ検出された放射を示す第二の出力を生成する第二の補正器をさらに有している、装置。
3. 前記第一の補正器は第一の範囲の放射光子計数率におけるパルス積み上げについて補正し、前記第二の補正器は前記第一の範囲の放射光子計数率より高い第二の範囲の放射光子計数率におけるパルス積み上げについて補正する、請求項２記載の装置。
4. 前記第一の補正器の前記第一の出力および前記第二の補正器の前記第一の出力を前記放射光子計数率の関数として重み付けして第一の重み付けされた出力を生成し、前記第一の補正器の前記第二の出力および前記第二の補正器の前記第二の出力を前記放射光子計数率の関数として重み付けして第二の重み付けされた出力を生成する手段をさらに含む、請求項３記載の装置。
5. 前記第一の積分器が、該第一の積分器が前記第一の弁別器出力によってトリガーされる回数を計数する、請求項１記載の装置。
6. 前記第一の積分器が、該第一の積分器が前記第一の弁別器出力によってトリガーされている時間の長さを示す出力を生成する、請求項１記載の装置。
7. 前記第一の積分器が、前記第一の弁別器出力によってトリガーされたときの検出器出力の変化率を示す値を積分する、請求項１記載の装置。
8. 前記検出器出力から時間シフトされた検出器出力を減算して前記検出器出力の変化率を示す信号を生成する微分器を含む、請求項１記載の装置。
9. 検査領域のまわりを回転するX線管を含む請求項１記載の装置であって、前記検出器が、該X線源によって放出され、検査領域を通過したX線放射を示す出力を生成する、装置。
10. 電離放射線光子に応答して放射感受性検出器によって生成される出力信号の変化率を測定する段階と；
    前記変化率が第一の範囲にあれば第一の値を更新する段階と；
    前記変化率が第二の範囲にあれば第二の値を更新する段階と；
    測定し、第一の値を更新し、第二の値を更新する段階を複数の光子について反復する段階と；
    第一のエネルギー範囲において検出された光子を示す、前記第一および第二の値の関数である第一の出力を生成する段階と；
    第二のエネルギー範囲において検出された光子を示す、前記第一および第二の値の関数である第二の出力を生成する段階とを有する、
    方法。
11. 前記生成する段階が、前記検出器出力におけるパルスの積み上げについて補正することを含む、請求項１記載の方法。
12. 第一の値を更新する前記段階が、前記検出器出力の変化率が前記第一の範囲内にある回数を計数することを含む、請求項１０記載の方法。
13. 第一の値を更新する前記段階が、前記検出器出力の変化率が前記第一の範囲内にある時間期間の関数として前記第一の値を更新することを含む、請求項１０記載の方法。
14. 前記反復する段階が、ある読み時間期間について反復することを含む、請求項１０記載の方法。
15. 第一の出力を生成する前記段階が、前記第一および第二の値を使って探索表にアクセスすることを含む、請求項１０記載の方法。
16. 前記検出器出力の変化が第三の範囲内にある場合に第三の値を更新することをさらに含む、請求項１０記載の方法。
17. 前記第一の出力が前記第二および第三の値の関数であり、前記第二の出力が前記第二および第三の値の関数である、請求項１６記載の方法。
18. 放射感受性検出器によって検出された電離放射線光子のエネルギーを推定する段階と、
    推定されたエネルギーに依存して少なくとも第一および第二の値のうちの一つを更新する段階と、
    推定し、更新する段階を、あらかじめ選択された時間期間の間に検出された光子について反復する段階と、
    前記第一および第二の値を使って、第一の範囲のエネルギーをもつ検出された光子を示す第一の出力および第二の範囲のエネルギーをもつ検出された光子を示す第二の出力を生成する段階とを有しており、該第一および第二の出力は検出器のパルスの積み上げについての補正を含む、
    方法。
19. 前記更新する段階が、推定されたエネルギーに依存して少なくとも第一、第二および第三の値のうちの一つを更新することを含み、前記生成する段階が、光子計数率に依存して、（ｉ）前記第一および第二の値ならびに（ｉｉ）前記第二および第三の値のうちの少なくとも一方を使って前記第一の出力を生成し、（ｉ）前記第一および第二の値ならびに（ｉｉ）前記第二および第三の値のうちの少なくとも一方を使って前記第二の出力を生成することを含む、請求項１８記載の方法。
20. 前記更新する段階が計数を更新することを含む、請求項１８記載の方法。

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