JP4642251B2 - Ctイメージング・システムの検出器のための高次主減衰補正 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本出願は、検出器における高次の主減衰の補正方法に関し、より具体的には、検出器の補正後の減衰曲線の形状を定義する際の柔軟性を高める方法に関する。
【0002】
本明細書で用いる場合には、「主減衰(primary decay )」という用語は、シンチレータの最も速い指数減衰成分を指すものとする。「残光(afterglow )」という用語は、残りの相対的に遅い減衰成分を指すものとする。
【0003】
【発明の背景】
少なくとも1つの公知の計算機式断層撮影(CT)イメージング・システム構成においては、X線源がファン(扇形)形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のXY平面であって、一般的に「イメージング(撮像)平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。X線ビームは、患者等の撮像されている物体を通過する。ビームは、物体によって減弱された後に、放射線検出器の配列(アレイ)に入射する。検出器アレイの所で受け取られる減弱したビーム放射線の強度は、物体によるX線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置におけるビーム減弱の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値が別個に取得されて、透過プロファイル(断面)を形成する。
【0004】
公知の第3世代CTシステムでは、X線源及び検出器アレイは、X線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように、撮像平面内で撮像されるべき物体の周りをガントリと共に回転する。1つのガントリ角度における検出器アレイからの一群のX線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査(スキャン)」は、X線源及び検出器が1回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される1組のビューで構成されている。アキシャル・スキャン(軸方向走査)の場合には、投影データを処理して、物体を通して得られる2次元スライスに対応する画像を構成する。1組の投影データから画像を再構成する1つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影(filtered back projection)法と呼ばれている。この手法は、走査からの減弱測定値を「CT数」又は「ハンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて、陰極線管表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御するものである。
【0005】
計算機式断層撮影(CT)イメージング・システムの検出器アレイに、ユウロピウムを含有する多結晶セラミック・シンチレータを用いることは公知である。かかるシンチレータは、CdWO4 等のようなその他の公知の固体状態検出器よりも遥かに小さいヒステリシス及び放射線損傷しか呈しない。加えて、上述の検出器材料は極めて透明であるため、相対的に高い光出力を提供する。臨床用のX線エネルギ範囲では、3mm深さにおいて98%以上の検出器量子効率(DQE)が得られており、結果として画質が向上する。しかしながら、出力信号の主減衰によって示されるように、出力信号の減衰が比較的遅い(1ミリ秒に近い)ため、その他の点では有利なこれらのシンチレータを速いサンプリング速度及び速い走査速度で用いることが阻まれている。例示的な減衰曲線を図3に示す。
【0006】
検出器の主速度が遅いと、特に相対的に速い走査速度ではCTイメージング・システムの空間分解能が劣化することが判明している。例えば、回転当たり0.5秒での走査は、回転当たり1.0秒での走査に対して、サンプリング速度が大幅に増大することから劣化する。この欠点を克服するために、再帰的補正アルゴリズムが提案されている。
【0007】
再帰的補正アルゴリズムを用いた補正は、検出器応答の主速度成分の影響を補償するばかりでなく、残光成分も補償する。公知の手法は、図3に示すもののような減衰特性を有するシンチレーション材料を用いると1.0秒までの走査速度であれば十分良好に作用する。しかしながら、さらに速い走査速度では、減衰曲線のアンダシュート及びオーバシュートが生じ、再構成される画像に縞(ストリーク)アーティファクトを生ずる。このアンダシュート及びオーバシュート現象は、上述のシンチレーション材料の減衰の内在的な特徴ではなくて、寧ろ、信号復元手法の副作用である。
【0008】
従って、減衰曲線のアンダシュート及びオーバシュート、並びに再構成される画像に結果として生ずるアーティファクトを減少させる又は回避する方法を提供すると有利である。
【0009】
【発明の概要】
従って、一実施例では、異なる時間定数を有する複数の成分によって特性決定することのできる減衰曲線を有する放射線検出器の主減衰補正を較正する方法が提供される。この方法は、第1の集合を成す時間定数を有する複数の加重付き指数の和に減衰曲線をフィットさせる(すなわち、当てはめる)工程と、前述の第1の集合を成す時間定数を有する複数の加重付き指数の和を用いて検出器の測定された応答に補正を施して、補正された応答を得る工程と、補正された応答に依存して少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する工程と、第1の複数の時間定数と少なくとも1つの追加の指数時間定数とを含む第2の複数の加重付き指数の和に減衰曲線をフィットさせる工程とを含んでいる。
【0010】
上述の実施例によって、減衰曲線のアンダシュート及びオーバシュート、並びに再構成される画像に結果として生ずるアーティファクトが減少し又は回避される。
【0011】
【発明の実施形態】
図1及び図2には、計算機式断層撮影(CT)イメージング・システム10が、「第3世代」CTスキャナにおいて典型的なガントリ12を含んでいるものとして示されている。ガントリ12はX線源14を有しており、X線源14は、X線ビーム16をガントリ12の対向する側に設けられている検出器アレイ18に向かって投射する。検出器アレイ18は検出器素子20によって形成されており、検出器素子20は一括で、物体22、例えば患者を通過する投射されたX線を感知する。検出器アレイ18はシングル・スライス構成として作製されていてもよいし、マルチ・スライス構成として作製されていてもよい。各々の検出器素子20は、入射したX線ビームの強度を表わす、従って患者22を通過する間でのビームの減弱を表わす電気信号を発生する。X線投影データを取得するための1回の走査の間に、ガントリ12及びガントリ12に装着されている構成部品は、回転中心24の周りを回転する。
【0012】
ガントリ12の回転及びX線源14の動作は、CTシステム10の制御機構26によって制御されている。制御機構26は、X線制御器28と、ガントリ・モータ制御器30とを含んでおり、X線制御器28はX線源14へ電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器30はガントリ12の回転速度及び位置を制御する。制御機構26内に設けられているデータ取得システム(DAS)32が、検出器素子20からのアナログ・データをサンプリングし、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成装置34が、サンプリングされてディジタル化されたX線データをDAS32から受け取って、高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ36への入力として印加され、コンピュータ36は大容量記憶装置38に画像を記憶させる。
【0013】
コンピュータ36はまた、キーボードを有しているコンソール40を介して操作者からコマンド(命令)及び走査用パラメータを受け取る。付設されている陰極線管表示器42によって、操作者は、再構成された画像、及びコンピュータ36からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給したコマンド及びパラメータはコンピュータ36によって用いられて、DAS32、X線制御器28及びガントリ・モータ制御器30へ制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ36は、モータ式テーブル46を制御するテーブル・モータ制御器44を動作させて、患者22をガントリ12内で配置する。具体的には、テーブル46は患者22の各部をガントリ開口48を通して移動させる。
【0014】
本発明の一実施例では、検出器アレイ18は、図3に示す例示的な減衰曲線のような経験的に決定された減衰特性を有する検出器素子20を含んでいる。主速度補正を得るために、主速度を多数の指数によってモデル化し、減衰パラメータを、減衰曲線の指数関数の集合に対する補正された最小自乗誤差最小値(minimum least square error、MLSE)フィッティングに基づいて決定する。
【0015】
主速度は、多数の指数によってモデル化される。減衰パラメータは、観測された減衰曲線の指数関数の集合に対するMLSE(最小自乗誤差最小値)フィッティングによって決定される。検出器のインパルス応答は、次にように書かれた式によってモデル化される。
【0016】
【数6】
【0017】
ここで、nは、指数応答のN個の成分の1つを表わしており、該成分は時間定数τn を有する相対的強度αn の減衰成分を有している。1つの形式の検出器素子20の応答が、4つ(N=4)の上述のような時間定数成分によって正確に特性決定されている。異なる形式の検出器素子20は、モデル化の目的のためにさらに多い又はさらに少ない数の減衰成分を必要とするかも知れない。「検出器素子応答」及び「検出器応答」という用語は本明細書では互換的に用いられている。但し、各検出器素子20は本質的に同一の応答を有していなくてもよい。従って、少なくとも1つの実施例では、各々の検出器素子応答は別個に決定され補正される。しかしながら、少なくとも1つの実施例では、検出器18の検出器素子20はすべて同じ形式を有しており、本質的に同一の応答を有している。
【0018】
入力信号x(t)に対する検出器応答y(t)は、検出器のインパルス応答h(t)と入力信号x(t)との畳み込みy(t)=h(t)*x(t)として書かれ、次の通りになる。
【0019】
【数7】
【0020】
式(2)は、入力信号x(t)が原因関数であるため単純化することができ、式(2)の加算と積分とを互換的にすることが可能になっている。さらに、積分領域[0,t]は、ビューとビューとの間の時間に対応するk個の区間に分割することができ、各々の区間はΔt(kΔt=t)で表わされる。これらの要因を考慮すると、比較的小さなΔtの値について第kのビューの実際の減衰値xk は、次のように書かれる。
【0021】
【数8】
【0022】
ここで、y(kΔt)は、第kのビューの間に取得された検出器素子20からの生の減衰値である。式(3)は次の形態に書き直される。
【0023】
【数9】
【0024】
ここで、
【0025】
【数10】
【0026】
である。式(4)の最も外側の括弧で囲まれた内容をSnkと表わすと、再帰的な関係が次のように書かれる。
【0027】
【数11】
【0028】
ここで、分母、及び分子の括弧で囲まれた部分は定数である。現在の減衰値についての項Snkは、前のビューからの減衰値についての項Sn(k-1)の関数であり、この関数は
【0029】
【数12】
【0030】
と書かれ、ここで、xk-1 は前のビューからの検出器素子20の信号サンプルから導出される実際の減衰値である。第1のサンプルについてのSnkの値はゼロである。CTシステム10によっては、データ収集が開始する前にX線信号が短時間オンにされるものがある。この場合には、第1のビューについてのSnkは、第1のビューについて上述の再帰的関係をm回適用して、短時間のX線オンの条件を模擬することにより推定される。ここで、mΔt≒[ビュー1の前のX線オン時間]である。このように、所与の検出器素子20の信号サンプルから実際の減衰値を導出するためには、当該サンプルと、直前のサンプルの処理から得られるデータとが既知でなければならない。結果として、一実施例では、再帰的フィルタとしてのアレイ・プロセッサによって式(5)が具現化される。
【0031】
式(5)のフィルタ関数を実際の画像データに適用するためには、検出器18の各々の検出器素子20の時間定数成分のαn 及びτn の値を導出することにより、各々の検出器素子20の応答を特性決定しなければならない。この導出は、製造工場において、画像に物体が存在しない状態でCTシステム10を動作させることを含む処理によって行なわれる。CTイメージング・システム10のX線源14を時刻t0 にオンにする。一実施例では、X線源14は、検出器のすべての減衰成分を飽和させるのに十分に長い時間、例えば通常の走査時間の約2分の1の時間にわたってオンにされる。次いで、X線源14を後の時刻t1 にオフにする。
【0032】
各々の検出器素子20からの出力信号は、X線ビーム16が動作している間、及びX線ビーム16の停止から特性決定時の所望の精度を与えるのに十分なだけ長い時間にわたって個々にサンプリングされる。検出器素子20の信号のサンプルは、撮像時に減衰値を記憶するのに用いられるものと同様のアレイに記憶される。特性決定処理時の検出器素子20の応答は、次のように書かれる表現によって定義される。
【0033】
t0 <t<t1 の場合には、
y(t)=ψ、及び
t≧t1 の場合には、
【0034】
【数13】
【0035】
X線ビーム16がオンである間(t0 <t1 −δt<t<t1 、ここで、δtは、平均された信号の標準偏差が、特性決定時の所望の精度を与えるのに十分なだけ小さくなるように決定される)に取得された検出器素子20の出力信号のサンプルは平均されて、この結果を用いて、式(6)に書かれたようなX線束強度ψの値を導出する。X線ビーム16の停止後に取得されたサンプルは、ψの値で除算されてデータを正規化し、これにより、図3に示すものと同様の減衰曲線が得られる。次いで、正規化されたデータの対数を取る。
【0036】
指数応答の各々の時間定数成分のαn 及びτn の値が次に決定される。1つの形式のCT検出器素子20のインパルス応答は、1ミリ秒、6ミリ秒、40ミリ秒及び約300ミリ秒という4つの時間定数τn によって特性決定されるが、正確な時間定数は他の検出器では異なるかも知れない。時間定数τn 及びその相対的強度αn は、例えば、式(1)の最小自乗誤差最小値(MLSE)フィットを行なうことにより決定される。ノイズによる誤差を減少させるために、フィッティングの前に多数の測定値を平均する。
【0037】
他の実施例では、αn 及びτn は、τn の降順に、すなわち最長のτn が最初になるような順序で一度に1つずつ決定される。X線ビームが消失してから時間T(例えば300ミリ秒)の後に取得された検出器サンプル信号を選択する。この時刻においては、最長の時間定数成分以外のすべての成分の影響を無視することができる。検出器サンプルの対数値を用いると、式(6)はlog[y(T)]=logαn−(T/τn)と単純化される。単純化された式を、第4(n=4)の時間定数成分のα4 について解く。
【0038】
α4 及びτ4 の推定値に基づいて、最長の時間定数の成分の測定減衰信号データに対する寄与が算出されて、当該データから除去される。この処理を、検出器応答のうち次に長い時間定数成分τ3について繰り返し、以下同様に残りの成分の各々について繰り返す。検出器18の検出器素子20の各々についてこの特性決定処理を行なう。
【0039】
次いで、これらαn 及びτn の値を用いて、すべての検出器素子の応答について4つの時間定数成分の各々毎に式(5)の定数項を導出する。これらの定数は、実際の画像データをフィルタ処理する際の後の利用のためにディスク・メモリ内のテーブルに記憶される。他の実施例では、これらの定数は、定数の利用の直前に算出される。
【0040】
第1のMLSEフィットが得られた後でも、モデル化された検出器インパルス応答に基づく式(5)の補正は、図3の測定された減衰曲線を正確には補償しない。より明確に述べると、モデル化された検出器応答には、1つ又はこれよりも多い「オーバシュート」及び「アンダシュート」異常が観測される。図4は、検出器の元の応答曲線、対応する1次補正された応答曲線、及び対応する高次補正された応答曲線を示している。1次応答曲線は、第1のMLSEフィットが得られて式(5)の補正が適用された後の補正に対応している。図4を参照して述べると、1次補正された応答曲線におけるオーバシュート及び/又はアンダシュート異常の追加補正を行なうために、元の時間定数の集合のうち最短の時間定数よりも短い1つ又はこれよりも多い追加の「人工的な」時間定数τが加えられる。これらの追加の時間定数は、補正後の検出器応答のオーバシュート位置及びアンダシュート位置に対応している。例えば、図4では、点Bにおけるアンダシュートに鑑みて、1次補正された応答曲線の点Aと点Bとの間の時間差よりも小さいか又はこの時間差に等しい追加の時間定数τが選択される。1つ又はこれよりも多い追加の時間定数成分τ及び対応する強度αにより、補正後の減衰曲線の形状を定義する際にさらなる柔軟性が得られる。第1の補正が得られた後に、元の時間定数と、オーバシュート及びアンダシュートに対応する新たな追加の時間定数との両方を用いて、第2のよりよい補正が得られる。例えば、新たな拡張された集合を成す時間定数τn を用いて、最長の時間定数から始めて、すべての値αn が2回目に決定される。一実施例では、第1のフィット及び第2のよりよいフィットの両方に対する制約は、αを加算すると単位値となり、
【0041】
【数14】
【0042】
となるようにするというものである。一旦、第2のよりよいフィッティング・モデルが確立されたら、第1のモデルではなく第2のモデルの成分τ及びαを用いて再帰的主速度補正を行なう。よりよいフィッティング・モデルは、図4に示す高次補正された応答に対応する。
【0043】
時間定数の数Nは第2のフィッティングでの方が多いことは明らかである。従って、一実施例では、第1のフィッティングでの時間定数τn の下付き文字nは、これらの時間定数が新たな「人工的」時間定数と合わせて、nの増加と共に増加する時間定数の慣用的表記法を維持するように番号を振り直される。但し、本発明は、この慣用的表記法に依存している訳ではなく、その利用は単に便宜上のものである。
【0044】
一実施例では、CTイメージング・システム10を、改善された補正の時間定数及び強度を決定するように動作させる(例えば、製造工場で)。フィッティング及び計算に関わるその他の工程は、コンピュータ36を用いて行なわれる。他の実施例では、別体のコンピュータ(図示されていない)を用いて、フィッティング及び計算に関わるその他の工程を実行する。
【0045】
上の実施例の実効性を試験するファントムを用いた実験として、同じ全光子束を用いて1.0秒及び0.5秒の両走査速度で0.1mmのタングステン・ワイアを走査した。変調伝達関数(MTF)及びノイズの両方を測定した。結果を図5及び図6に示す。いずれの図面においても、図示の結果は、補正手順を施した相対的に速い走査速度(0.5秒)が、相対的に遅い走査速度(1.0秒)と同等の結果を与えることを示している。
【0046】
本発明の様々な実施例に関する以上の記載から、本発明の方法がモデル化された検出器減衰曲線のアンダシュート及びオーバシュートを防止するのに有用であることは明らかである。本発明の方法を用いて補償された再構成画像は、対応して減少した縞アーティファクトを有するものとなる。
【0047】
本発明の特定の実施例を詳細に記述すると共に図解したが、これらは説明及び例示のみを意図したものであり、限定のためのものであると解釈してはならないことを明瞭に理解されたい。加えて、ここに記載したCTシステムは、X線源及び検出器の両方がガントリと共に回転する「第3世代」システムである。検出器がフル・リング型の静止式検出器であってX線源のみがガントリと共に回転するような「第4世代」システムを含めた他の多くのCTシステムを用いてもよい。さらに、ここに記載したシステムはアキシャル・スキャンを実行しているが、本発明をヘリカル・スキャンを採用したシステムと共に用いてもよい。従って、本発明の要旨及び範囲は、特許請求の範囲及び法的な同等物によってのみ限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図1】CTイメージング・システムの見取り図である。
【図2】図1に示すシステムのブロック概略図である。
【図3】例示的な検出器について測定された強度対時間のグラフである。
【図4】例示的な検出器についての強度対時間のグラフであって、補正を行なわない元の応答、アンダシュート及びオーバシュートを伴う1次補正、並びにアンダシュート及びオーバシュートを補正する高次補正を示す図である。
【図5】図3にグラフ化した特性を有する検出器を備えた例示的なCTイメージング・システムを用いて1.0秒(実線)及び0.5秒(破線)の走査速度で走査された0.1mmの細いタングステン・ワイアの2つの走査について、cm当たりの線の対(LP/cm)の単位で周波数の関数として変調伝達関数(MTF)を示すグラフである。
【図6】図3にグラフ化した特性を有する検出器を備えた例示的なCTイメージング・システムを用いて1.0秒(実線)及び0.5秒(破線)の走査速度で走査された0.1mmの細いタングステン・ワイアの2つの走査について、アイソセンタからの距離の関数として標準偏差を示すグラフである。
【符号の説明】
10 CTシステム
12 ガントリ
14 X線源
16 X線ビーム
18 検出器アレイ
20 検出器素子
22 患者
24 回転中心
26 制御機構
28 X線制御器
30 ガントリ・モータ制御器
32 データ取得システム(DAS)
34 画像再構成装置
36 コンピュータ
38 大容量記憶装置
40 コンソール
42 陰極線管表示器
44 テーブル・モータ制御器
46 モータ式テーブル
48 ガントリ開口
Claims (10)
- 異なる時間定数を有する複数の成分により特性決定することのできる減衰曲線を有する医用イメージング・システムの放射線検出器の主減衰補正を較正する方法であって、
第1の集合を成す時間定数を有する複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる工程と、
補正された応答を得るように、前記第1の集合を成す時間定数を有する前記複数の加重付き指数の和を用いて前記検出器の測定された応答に補正を施す工程と、
前記補正された応答の少なくとも1つのオーバシュートを特定する工程と、
前記補正された応答の少なくとも1つのアンダシュートを特定する工程と、
前記オーバシュートと前記アンダシュートとの時間差を特定する工程と、
前記時間差よりも小さいか又は前記時間差に等しい少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する工程と、
前記第1の複数の時間定数と前記少なくとも1つの追加の指数時間定数とを含む第2の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる工程と、を有する方法。 - 第1の集合を成す時間定数を有する第1の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程及び第2の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程はそれぞれ、最小自乗誤差最小値(MLSE)フィッティングを含んでいる請求項1に記載の方法。
- 少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する前記工程は、前記第1の集合のうち最短の時間定数よりも短い少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する工程を含んでいる請求項1に記載の方法。
- 前記放射線検出器の減衰曲線を決定する工程をさらに含んでおり、
前記放射線検出器の減衰曲線を決定する前記工程は、時刻t0から、前記放射線検出器の減衰成分を飽和させるのに十分なだけ長い時間にわたって計算機式断層撮影システムのX線源をオンにする工程と、後の時刻t1に前記X線源をオフにする工程とを含んでおり、
前記放射線検出器の減衰曲線を決定する前記工程は、前記X線源がオンである間、及び前記X線源がオフにされた後の時間にわたって、前記検出器の各々の検出器素子から出力信号をサンプリングする工程と、
前記X線源がオンである間(t0<t1−δt<t<t1)に取得された検出器出力信号のサンプルを平均する工程と、該平均された検出器出力信号のサンプルからX線束強度ψの値を導出する工程とをさらに含んでおり、
ここで、前記特性決定処理時の検出器素子応答y(t)は、t0<t<t1の場合には、y(t)=ψ、及びt≧t1の場合には、
- 第1の集合を成す時間定数を有する第1の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程は、時間定数τn及び強度αnを有するN個の選択された指数の和に、t>t1でのy(t)をフィットさせる工程を含み、
第1の複数の指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程は、最長の時間定数τに対応するαから始まる順序でαnの値を決定する工程を含んでおり、
前記第1の複数の時間定数と前記少なくとも1つの追加の指数時間定数とを含む第2の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程は、時間定数τn及び強度αnを有するN個の選択された指数の和に、t>t1でのy(t)をフィットさせる工程を含んでおり、前記Nの値は前記第1の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程のときの値よりも大きく、前記フィットさせる工程の各々において
- 異なる時間定数を有する複数の成分により特性決定することのできる放射線検出器を有する医用イメージング・システムを動作させる方法であって、
第1の集合を成す時間定数を有する複数の加重付き指数の和に前記放射線検出器の減衰曲線をフィットさせる工程と、
補正された応答を得るように、前記第1の集合を成す時間定数を有する前記複数の加重付き指数の和を用いて前記検出器の測定された応答に補正を施す工程と、
前記補正された応答の少なくとも1つのオーバシュートを特定する工程と、
前記補正された応答の少なくとも1つのアンダシュートを特定する工程と、
前記オーバシュートと前記アンダシュートとの時間差を特定する工程と、
前記時間差よりも小さいか又は前記時間差に等しい少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する工程と、
前記第1の複数の時間定数と前記少なくとも1つの追加の指数時間定数とを含む第2の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる工程であって、ここで、前記第2の複数の加重付き指数は、時間定数τn及び対応する強度αnを有する指数を含んでいる、当該フィットさせる工程と、
前記医用イメージング・システムからの放射線のビームで物体を照射する工程と、前記放射線検出器により発生される信号を区間Δtで周期的にサンプリングすることにより第1の集合を成す放射線減衰値を取得する工程であって、ここで、y(kΔt)は、第kのサンプリング区間の間に取得された前記第1の集合における値を表わす、当該取得する工程と、
前記第1の集合を成す放射線減衰値から第2の集合を成すデータ値を生成する工程であって、各々のデータ値xkが、
- 第1の集合を成す時間定数を有する第1の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程及び第2の複数の加重付き指数の和に前記減衰曲線をフィットさせる前記工程はそれぞれ、最小自乗誤差最小値(MLSE)フィッティングを含んでいる請求項6に記載の方法。
- 少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する前記工程は、前記第1の複数の加重付き指数のうち最短の時間定数よりも短い少なくとも1つの追加の指数時間定数を選択する工程を含んでいる請求項6に記載の方法。
- 前記放射線検出器の減衰曲線を決定する工程をさらに含み、
前記放射線検出器の減衰曲線を決定する前記工程は、
時刻t0 から、前記放射線検出器の減衰成分を飽和させるのに十分なだけ長い時間にわたって計算機式断層撮影システムのX線源をオンにする工程と、後の時刻t1に前記X線源をオフにする工程と、
前記X線源がオンである間、及び前記X線源がオフにされた後の時間にわたって、前記検出器の各々の検出器素子から出力信号をサンプリングする工程を含んでいる請求項6に記載の方法。 - 前記放射線検出器の減衰曲線を決定する前記工程は、前記X線源がオンである間(t0<t1−δt<t<t1)に取得された検出器出力信号のサンプルを平均する工程と、該平均された検出器出力信号のサンプルからX線束強度ψの値を導出する工程とをさらに含んでおり、
ここで、前記特性決定処理時の検出器素子応答y(t)は、
t0<t<t1の場合には、y(t)=ψ、及び
t≧t1の場合には、
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