特許 7540108 医用システムおよび記録媒体

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B1)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2024-08-16

(45)【発行日】2024-08-26

(54)【発明の名称】医用システムおよび記録媒体

(51)【国際特許分類】

   A61B 6/03 20060101AFI20240819BHJP

   A61B 6/58 20240101ALI20240819BHJP

【ＦＩ】

A61B6/03 573

A61B6/03 530Z

A61B6/58 500Z

【請求項の数】 10

(21)【出願番号】P 2024027949

(22)【出願日】2024-02-27

【審査請求日】2024-02-28

(73)【特許権者】

【識別番号】319011672

【氏名又は名称】ジーイー・プレシジョン・ヘルスケア・エルエルシー

(74)【代理人】

【識別番号】100105588

【弁理士】

【氏名又は名称】小倉 博

(74)【代理人】

【識別番号】100129779

【弁理士】

【氏名又は名称】黒川 俊久

(74)【代理人】

【識別番号】100151286

【弁理士】

【氏名又は名称】澤木 亮一

(72)【発明者】

【氏名】緒方 研太郎

【審査官】蔵田 真彦

(56)【参考文献】

【文献】特開２０２１－２３５１５（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１３－２１５４８０（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１３－１３２５０７（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０２１／０１００５１７（ＵＳ，Ａ１）

【文献】中国特許出願公開第１１７２９７６３７（ＣＮ，Ａ）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ ６／００－６／５８

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

Ｘ線管であって、第１の管電圧と第２の管電圧との間で前記Ｘ線管に印加される管電圧を切り替えることができるように構成されたＸ線管と、
前記Ｘ線管から照射されたＸ線を検出する検出器アセンブリであって、前記検出器アセンブリは、Ｘ線を検出する参照領域とフィルタとを含み、前記参照領域は、前記フィルタを通過したＸ線を検出する第１のサブ領域と、前記フィルタを通過していないＸ線を検出する第２のサブ領域とを含む、検出器アセンブリと、
１つ又は複数のプロセッサであって、
前記Ｘ線管に前記第１の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第１の管電圧の第１の実効電圧値を決定すること、
前記Ｘ線管に前記第２の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第２の管電圧の第２の実効電圧値を決定すること、
前記第１の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第１の補正係数を計算すること、および
前記第２の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第２の補正係数を計算すること
を実行する１つ又は複数のプロセッサと
を含む、医用システム。

【請求項2】

前記第１の実効電圧値を決定することは、
前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第１の信号値と、前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第２の信号値とに基づいて、前記第１の実効電圧値を決定することを含み、
前記第２の実効電圧値を決定することは、
前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第３の信号値と、前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第４の信号値とに基づいて、前記第２の実効電圧値を決定することを含む、請求項１に記載の医用システム。

【請求項3】

前記第１の実効電圧値を決定することは、
前記第１の信号値と前記第２の信号値に基づいて第１の指標値を計算すること、および
前記第１の指標値に基づいて前記第１の実効電圧値を決定することを含み、
前記第２の実効電圧値を決定することは、
前記第３の信号値と前記第４の信号値に基づいて第２の指標値を計算すること、および
前記第２の指標値に基づいて前記第２の実効電圧値を決定することを含む、請求項２に記載の医用システム。

【請求項4】

前記第１の指標値および前記第２の指標値は、前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値と、前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値との比によって計算される、請求項３に記載の医用システム。

【請求項5】

前記１つ以上のプロセッサは、
管電圧と指標値とを対応付けるベースラインに基づいて、前記第１の実効電圧値および前記第２の実効電圧値を計算する、請求項１に記載の医用システム。

【請求項6】

前記ベースラインは、複数の基準管電圧と前記複数の基準管電圧に対応する複数の指標値とに基づいて作成されるラインであり、
前記複数の指標値の各々は、前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値と、前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値との比である、請求項５に記載の医用システム。

【請求項7】

前記１つ又は複数のプロセッサは、
前記第１の実効電圧値に対応する第１の補正係数データを求めること、および
前記第２の実効電圧値に対応する第２の補正係数データを求めること
を実行する、請求項６に記載の医用システム。

【請求項8】

前記第１の補正係数データおよび前記第２の補正係数データは、前記検出器アセンブリのチャネルごとに得られた補正係数を含む、請求項７に記載の医用システム。

【請求項9】

前記医用システムが有する記憶装置又は前記医用システムがアクセス可能な記憶装置に、前記複数の基準管電圧に対応する複数の基準補正係数データが記憶されており、
前記１つ又は複数のプロセッサは、
前記第１の実効電圧値と前記複数の基準補正係数データに基づいて、前記第１の補正係数データを計算すること、および
前記第２の実効電圧値と前記複数の基準補正係数データに基づいて、前記第２の補正係数データを計算すること
を実行する、請求項７に記載の医用システム。

【請求項10】

Ｘ線管であって、第１の管電圧と第２の管電圧との間で前記Ｘ線管に印加される管電圧を切り替えることができるように構成されたＸ線管と、
前記Ｘ線管から照射されたＸ線を検出する検出器アセンブリであって、前記検出器アセンブリは、Ｘ線を検出する参照領域とフィルタとを含み、前記参照領域は、前記フィルタを通過したＸ線を検出する第１のサブ領域と、前記フィルタを通過していないＸ線を検出する第２のサブ領域とを含む、検出器アセンブリと、
１つ又は複数のプロセッサと
を含む医用システムの前記１つ又は複数のプロセッサによって実行される命令が記憶された非一時的な記憶媒体であって、前記命令は、前記１つ又はプロセッサによって実行されると、前記１つ又はプロセッサに、
前記Ｘ線管に前記第１の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第１の管電圧の第１の実効電圧値を決定すること、
前記Ｘ線管に前記第２の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第２の管電圧の第２の実効電圧値を決定すること、
前記第１の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第１の補正係数を計算すること、および
前記第２の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第２の補正係数を計算すること
を実行させる、記憶媒体。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、ビームハードニングの補正を実行する医用システム、および当該医用システムを制御するための命令が記録された記録媒体に関する。

【背景技術】

【0002】

被検体を非侵襲的に撮影する医用装置としてＣＴシステムが知られている。ＣＴシステムは、短いスキャン時間で被検体の断層画像を取得することができるので、病院などの医療施設に普及している。

【0003】

ＣＴシステムは、Ｘ線管の陰極－陽極管に所定の電圧を印加し、Ｘ線を発生させる。発生したＸ線は被検体を透過して検出器で検出される。ＣＴシステムは、検出器で検出されたデータに基づいて、被検体のＣＴ画像を再構成している。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0004】

【文献】特許第６０３１６１８号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0005】

ＣＴシステムの撮影技術として、ＳＥＣＴ（Single Energy CT）が知られている。ＳＥＣＴは、Ｘ線管の陰極－陽極管に所定の電圧（例えば、１２０ｋＶ）を印加し、Ｘ線を発生させ、被検体のＣＴ画像を得る方法である。しかし、ＳＥＣＴでは、異なる物質であってもＣＴ値が近い値になることがあり、異なる物質の同定が難しい場合がある。

【0006】

そこで、ＤＥＣＴ（Dual Energy CT）の技術が研究、開発されている。ＤＥＣＴは、異なるエネルギー領域のＸ線を利用して物質の弁別を行う技術であり、臨床現場での診断に有益な画像を取得することができ、広く普及し始めている。ＤＥＣＴの技術では、Ｘ線管の管電圧を、低い管電圧と高い管電圧との間で切り替えるｋＶスイッチング技術が知られている。

【0007】

また、ＣＴシステムは、長期間使用することによって部品は経年劣化し、その結果、ＣＴシステムで使用されるビームハードニングの補正係数が理想値から離れていく。そこで、ＣＴシステムでは、ビームハードニングの補正をするためのキャリブレーションが定期的に実行される。特にｋＶスイッチングを用いたＤＥＣＴにおけるキャリブレーションでは、高い管電圧に対応するデータと、低い管電圧に対応するデータとを収集するためにキャリブレーションスキャンが実行され、収集されたデータに基づいて、ビームハードニングの補正に必要な補正係数が求められている。

【0008】

一方、ｋＶスイッチングでは、短時間で低い管電圧と高い管電圧とを切り替える必要がある。理想的には、管電圧を切り替えた場合、電圧は矩形状に変化することが望ましい。しかし、実際には、管電圧を切り替えた場合、管電圧が所望の値に到達するには、一定の立ち上がり時間が掛かる。一方で、上記のように、ｋＶスイッチングでは、短時間で電圧を切り替える必要がある。したがって、管電圧を、例えば、低い管電圧から高い管電圧に切り替えた場合、高い管電圧が理想電圧値に到達しても、管電圧は直ぐに低い管電圧に切り替えられるので、理想電圧値が維持される時間は短くなる。これは、ｋＶスイッチングの高速化が進むにつれて顕著に表れる。そこで、ｋＶスイッチング技術において、高い管電圧および低い管電圧を考える場合には、管電圧の理想的な電圧値ではなく、実効電圧値を考えている。

【0009】

したがって、ビームハードニングの補正を実行する場合、管電圧の実効電圧値に基づいて必要な補正係数を求めている。

【0010】

一方で、実効電圧値は、ガントリの回転速度と、Ｘ線管の管電流に依存する。このため、キャリブレーションでは、回転速度と管電流との組合せをプリセットとして予めきめておき、プリセットごとに実効電圧値を求めるためのキャリブレーションスキャンを実行し、実効電圧値に基づいてビームハードニングの補正係数を求める必要がある。したがって、プリセットの数が多くなると、実行しなければならないキャリブレーションスキャンの回数が増えてしまい、キャリブレーションに多くの時間が掛かってしまうという問題がある。

【0011】

また、プリセットとして定められていない回転速度と管電流との組合せに対しては、キャリブレーションスキャンを実行することはできないので、実効電圧値を求めることはできない。したがって、ユーザが、プリセットとして定められていない回転速度と管電流との組合せを使用して被検体の検査を実行したいと考えたとしても、実効電圧値を求めることができないので、ビームハードニングの補正係数を求めることができない。このため、ユーザの希望する回転速度と管電流との組合せでスキャンをすることができないという問題がある。
そこで、ビームハードニングに必要な補正係数を簡単に求めることが可能な技術が望まれている。

【課題を解決するための手段】

【0012】

本発明の第１の観点は、Ｘ線管であって、第１の管電圧と第２の管電圧との間で前記Ｘ線管に印加される管電圧を切り替えることができるように構成されたＸ線管と、
前記Ｘ線管から照射されたＸ線を検出する検出器アセンブリであって、前記検出器アセンブリは、Ｘ線を検出する参照領域とフィルタとを含み、前記参照領域は、前記フィルタを通過したＸ線を検出する第１のサブ領域と、前記フィルタを通過していないＸ線を検出する第２のサブ領域とを含む、検出器アセンブリと、
１つ又は複数のプロセッサであって、
前記Ｘ線管に前記第１の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第１の管電圧の第１の実効電圧値を決定すること、
前記Ｘ線管に前記第２の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第２の管電圧の第２の実効電圧値を決定すること、
前記第１の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第１の補正係数を計算すること、および
前記第２の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第２の補正係数を計算すること
を実行する１つ又は複数のプロセッサと
を含む、医用システムである。

【0013】

また、本発明の第２の観点は、Ｘ線管であって、第１の管電圧と第２の管電圧との間で前記Ｘ線管に印加される管電圧を切り替えることができるように構成されたＸ線管と、
前記Ｘ線管から照射されたＸ線を検出する検出器アセンブリであって、前記検出器アセンブリは、Ｘ線を検出する参照領域とフィルタとを含み、前記参照領域は、前記フィルタを通過したＸ線を検出する第１のサブ領域と、前記フィルタを通過していないＸ線を検出する第２のサブ領域とを含む、検出器アセンブリと、
１つ又は複数のプロセッサと
を含む医用システムの前記１つ又は複数のプロセッサによって実行される命令が記憶された非一時的な記憶媒体であって、前記命令は、前記１つ又はプロセッサによって実行されると、前記１つ又はプロセッサに、
前記Ｘ線管に前記第１の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第１の管電圧の第１の実効電圧値を決定すること、
前記Ｘ線管に前記第２の管電圧が印加された場合、前記検出器アセンブリの前記第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、前記検出器アセンブリの前記第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、前記第２の管電圧の第２の実効電圧値を決定すること、
前記第１の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第１の補正係数を計算すること、および
前記第２の実効電圧値に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な第２の補正係数を計算すること
を実行させる、記憶媒体である。

【発明の効果】

【0014】

本発明では、第1の管電圧でＸ線管からＸ線を照射し、検出器アセンブリでフィルタを通過したＸ線とフィルタを通過していないＸ線とを検出することにより、第1の管電圧の第1の実効電圧値を求める。また、第２の管電圧でＸ線管からＸ線を照射し、検出器アセンブリでフィルタを通過したＸ線とフィルタを通過していないＸ線とを検出することにより、第２の管電圧の第２の実効電圧値を求める。したがって、キャリブレーション時に医用システムの動作条件の組合せ（例えば、ガントリの回転速度とＸ線管の管電流）を変更しなくても、第１の管電圧と第２の管電圧のそれぞれの実効電圧値を求め、各実効電圧値に対応する補正係数を計算することができる。このため、キャリブレーションに掛かる時間を短くすることができ、ユーザの望む動作条件の組合せで被検体のスキャンを実行することができる。

【図面の簡単な説明】

【0015】

【図1】本実施形態におけるＣＴシステム１００のブロック図である。

【図2】検出器アセンブリ１０８の説明図である。

【図3】検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９の拡大図である。

【図4】ベースラインの作成方法のフロー図である。

【図5】指標値Ｍの計算方法の説明図である。

【図6】ベースラインの作成方法の説明図である。

【図7】ベースライン６０を示す図である。

【図8】キャリブレーションスキャンにより得られたキャリブレーションデータ７０を示す図である。

【図9】被検体１１２の画像を生成するフロー図である。

【図10】ビュー番号の設定方法の説明図である。

【図11】ビューｖ１（高ｋＶ）に対応する第１の指標値Ｍ（＝ＭＶ１）の計算方法の説明図である。

【図12】第１の指標値ＭＶ１に対応する第１の実効電圧値Ｖ１を示す図である。

【図13】補正係数データの決定方法の説明図である。

【図14】ビューｖ２（低ｋＶ）に対応する第２の指標値Ｍ（＝ＭＶ２）の計算方法の説明図である。

【図15】第２の指標値ＭＶ２に対応する第２の実効電圧値Ｖ２を示す。

【図16】補正係数データの決定方法の説明図である。

【図17】ｋＶスイッチングを実行した場合のビューと実効電圧値との関係の一例を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0016】

以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。

【0017】

図１は、本実施形態におけるＣＴシステム１００のブロック図である。
ＣＴシステム１００は、ガントリ１０２およびテーブル１１６を含んでいる。
ガントリ１０２はボア１０７を有しており、そのボア１０７に被検体１１２が搬送され、被検体１１２がスキャンされる。

【0018】

ガントリ１０２には、Ｘ線管１０４、フィルタ部１０３、前置コリメータ１０５、および検出器アセンブリ１０８などが取り付けられている。

【0019】

Ｘ線管１０４は、陰極－陽極管に所定の電圧が印加されることにより、Ｘ線を発生させるものである。Ｘ線管１０４は、ＸＹ面内において、回転軸２０６を中心とした経路上を回転することができるように構成されている。ここで、Ｚ方向は体軸方向を表し、Ｙ方向は鉛直方向（テーブル１１６の高さ方向）を表し、Ｘ方向は、Ｚ方向およびＹ方向に対して垂直の方向を表している。本実施形態では、Ｘ線管１０４は、第１の管電圧と第２の管電圧との間でＸ線管１０４に印加される管電圧を切り替えることができるRapid kV switching方式に対応したＸ線管である。尚、本実施形態では、ＣＴシステム１００は１つのＸ線管１０４を備えているが、２つのＸ線管１０４を備えてもよい。

【0020】

フィルタ部１０３は、例えば、平板フィルタおよび／又はボウタイフィルタを含んでいる。
前置コリメータ１０５は、不要な領域にＸ線が照射されないようにＸ線の照射範囲を絞り込むための部材である。

【0021】

検出器アセンブリ１０８は複数の検出器素子２０２を含んでいる。複数の検出器素子２０２は、Ｘ線管１０４から照射され、患者などの被検体１１２を通過するＸ線１０６を検出する。したがって、Ｘ線検出器アセンブリ１０８は、ビューごとに投影データを取得することができる。

【0022】

検出器アセンブリ１０８により検出された投影データは、ＤＡＳ２１４で収集される。ＤＡＳ２１４は、収集した投影データに対して、サンプリング、デジタル変換などを含む所定の処理を実行する。処理された投影データは、コンピュータ２１６に送信される。コンピュータ２１６は、ＤＡＳ２１４からのデータを記憶装置２１８に記憶する。記憶装置２１８は、プログラムや、プロセッサで実行される命令などを記録する1つ以上の記録媒体を含むものである。記録媒体は、例えば、1つ以上の非一時的でコンピュータ可読記録媒体とすることができる。記憶装置２１８は、例えば、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出し／書き込み（ＣＤ－Ｒ／Ｗ）ドライブ、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）ドライブ、フラッシュドライブ、および／またはソリッドステート記録ドライブを含むことができる。

【0023】

コンピュータ２１６は１つ又は複数のプロセッサ２１７を含んでいる。コンピュータ２１６は、１つ又は複数のプロセッサを使用して、ＤＡＳ２１４、Ｘ線コントローラ２１０、および／又はガントリモータコントローラ２１２に、コマンドおよびパラメータを出力し、データ取得および／または処理などのシステム動作を制御する。また、コンピュータ２１６は、１つ又は複数のプロセッサを使用して、後述するフローの各ステップにおいて、信号処理、データ処理、画像処理など、様々な処理を実行する。尚、図１では、１つ又は複数のプロセッサ２１７はコンピュータ２１６に含まれているが、１つ又は複数のプロセッサ２１７は、コンピュータ２１６と他の構成要素（例えば、Ｘ線コントローラ２１０、ガントリモータコントローラ２１２、テーブルモータコントローラ１１８など）に分散させるように設けられていてもよい。

【0024】

コンピュータ２１６には、オペレータコンソール２２０が結合されている。オペレータは、オペレータコンソール２２０を操作することにより、ＣＴシステム１００の動作に関連する所定のオペレータ入力をコンピュータ２１６に入力することができる。コンピュータ２１６は、オペレータコンソール２２０を介して、コマンドおよび／またはスキャンパラメータを含むオペレータ入力を受信し、そのオペレータ入力に基づいてシステム動作を制御する。オペレータコンソール２２０は、オペレータがコマンドおよび／またはスキャンパラメータを指定するためのキーボード（図示せず）またはタッチスクリーンを含むことができる。

【0025】

Ｘ線コントローラ２１０は、コンピュータ２１６からの命令に基づいてＸ線管１０４を制御する。また、ガントリモータコントローラ２１２は、コンピュータ２１６からの命令に基づいて、Ｘ線管１０４および検出器アセンブリ１０８などの構成要素が回転するように、ガントリモータを制御する。

【0026】

図１は、１つのオペレータコンソール２２０のみを示しているが、２つ以上のオペレータコンソールをコンピュータ２１６に結合してもよい。

【0027】

また、ＣＴシステム１００は、例えば、有線ネットワークおよび／又は無線ネットワークを介して、遠隔に位置する複数のディスプレイ、プリンタ、ワークステーション、および／もしくは同様のデバイスが結合されるようにしてもよい。

【0028】

一実施形態では、例えば、ＣＴシステム１００は、画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）２２４を含んでいてもよいし、ＰＡＣＳ２２４に結合されていてもよい。例示的な実施態様では、ＰＡＣＳ２２４は、放射線科情報システム、病院情報システム、および／または内部もしくは外部ネットワーク（図示せず）などの遠隔システムに結合されていてもよい。

【0029】

コンピュータ２１６は、テーブルモータコントローラ１１８に、テーブル１１６を制御するための命令を供給する。テーブルモータコントローラ１１８は、受け取った命令に基づいて、テーブル１１６が移動するように、テーブルモータを制御することができる。例えば、テーブルモータコントローラ１１８は、被検体１１２が撮影に適した位置に位置決めされるように、テーブル１１６を移動させることができる。

【0030】

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変換する。その後、画像再構成器２３０が、サンプリングされデジタル変換されたデータを使用して画像を再構成する。画像再構成器２３０は１つ又は複数のプロセッサを含んでおり、このプロセッサが画像再構成の処理を実行することができる。図１では、画像再構成器２３０は、コンピュータ２１６とは別個の構成要素として示されているが、画像再構成器２３０は、コンピュータ２１６の一部を形成するものであってもよい。また、コンピュータ２１６が、画像再構成器２３０の１つまたは複数の機能を実施してもよい。さらに、画像再構成器２３０は、ＣＴシステム１００から離れた位置に設けられ、有線ネットワークまたは無線ネットワークを使用してＣＴシステム１００に動作可能に接続されるようにしてもよい。

【0031】

画像再構成器２３０は、再構成された画像を記憶装置２１８に記憶することができる。また、画像再構成器２３０は、再構成された画像をコンピュータ２１６に送信してもよい。コンピュータ２１６は、再構成された画像および／または患者情報を、コンピュータ２１６および／または画像再構成器２３０に通信可能に結合された表示装置２３２に送信することができる。

【0032】

本明細書で説明される様々な方法およびプロセスは、ＣＴシステム１００内の非一時的な記録媒体に実行可能命令として記録することができる。この実行可能命令は、１つの記録媒体に記録されていてもよいし、複数の記録媒体に分散させて記録されるようにしてもよい。ＣＴシステム１００に備えられる１つ以上のプロセッサは、記録媒体に記録された命令に従って、本明細書で説明される様々な方法、ステップ、およびプロセスを実行する。

【0033】

ＣＴシステム１００は上記のように構成されている。本実施形態では、ＣＴシステムは、Ｘ線管１０４の管電圧を、高い管電圧（以下、「高ｋＶ」と呼ぶ）と低い管電圧（以下「低ｋＶ」と呼ぶ）との間で切り替えるｋＶスイッチング技術を使用して被検体の撮影をすることができるように構成されている。

【0034】

一方、ＣＴシステムで使用されるＸ線は、低エネルギーから高エネルギーの幅広いエネルギー分布を持つ多色Ｘ線であり、単一エネルギーの単色Ｘ線ではない。このため、ビームハードニングアーチファクトが生じるという問題がある。そこで、ＣＴシステムには、ビームハードニング補正に必要な補正係数に基づいて、ＣＴ画像を再構成している。

【0035】

しかし、補正係数の最適値は、ＣＴシステムの使用状況に依存するので、定期的に補正係数を修正する必要がある。そこで、ＣＴシステムのユーザは定期的にキャリブレーションを実行している。特にｋＶスイッチングを用いたＤＥＣＴにおけるキャリブレーションでは、管電圧を高ｋＶと低ｋＶとの間で交互に切り替えるｋＶスイッチングが行われ、検出器アセンブリでＸ線を検出し、検出器アセンブリで検出されたＸ線のデータに基づいて、ビームハードニングの補正に必要な補正係数を求めている。

【0036】

一方、ｋＶスイッチングでは、短時間で低ｋＶと高ｋＶとを切り替える必要がある。理想的には、管電圧を切り替えた場合、電圧は矩形状に変化することが望ましい。しかし、実際には、管電圧を切り替えた場合、管電圧が所望の値に到達するには、一定の立ち上がり時間が掛かる。一方で、上記のように、ｋＶスイッチングでは、短時間で電圧を切り替える必要がある。したがって、管電圧を、例えば、低ｋＶから高ｋＶに切り替えた場合、高ｋＶが理想電圧値に到達しても、管電圧は直ぐに低ｋＶに切り替えられるので、理想電圧値が維持される時間は短くなる。これは、ｋＶスイッチングの高速化が進むにつれて顕著に表れる。そこで、ｋＶスイッチング技術において、高ｋＶおよび低ｋＶを考える場合には、管電圧の理想的な電圧値ではなく、実効電圧値を考えている。

【0037】

したがって、ビームハードニングの補正を実行する場合、実効電圧値に基づいて必要な補正係数を求めている。

【0038】

一方で、実効電圧値は、ガントリの回転速度と、Ｘ線管１０４の管電流に依存する。このため、キャリブレーションでは、回転速度と管電流との組合せをプリセットとして予め用意しておき、プリセットごとに実効電圧値を求めるためのキャリブレーションスキャンを実行し、実効電圧値に基づいてビームハードニングの補正をする必要がある。例えば、回転速度として、４つの回転速度ｒ１、ｒ２、ｒ３、およびｒ４を考え、管電流として、Ａ１、Ａ２、Ａ３、およびＡ４を考えた場合、回転速度と管電流との組合せとして、以下の１６通りの組合せをプリセットとして予め決めておき、１６個のプリセットに対してキャリブレーションスキャンを実行する必要がある。

【0039】

（ｒ１，Ａ１）、（ｒ１，Ａ２）、（ｒ１，Ａ３）、（ｒ１，Ａ４）
（ｒ２，Ａ１）、（ｒ２，Ａ２）、（ｒ２，Ａ３）、（ｒ２，Ａ４）
（ｒ３，Ａ１）、（ｒ３，Ａ２）、（ｒ３，Ａ３）、（ｒ３，Ａ４）
（ｒ４，Ａ１）、（ｒ４，Ａ２）、（ｒ４，Ａ３）、（ｒ４，Ａ４）

【0040】

したがって、プリセットの数が多くなると、実行しなければならないキャリブレーションスキャンの回数が増えてしまい、キャリブレーションに多くの時間が掛かってしまうという問題がある。

【0041】

また、実効電圧値は、一般には、プリセットごとに異なっている。したがって、上記の１６通りの組合せに対して求められた実効電圧値は、上記の１６通りの組合せとは異なる組合せに対しては使用することはできない。したがって、ユーザの希望する回転速度と管電流との組合せが、上記の１６通りの組合せに含まれていない場合、ユーザの希望する条件でスキャンを実行することができないという問題がある。

【0042】

そこで、発明者等は、上記の問題に対処するために、鋭意研究し、簡単な方法で実効電圧値を計算することができる方法を考えた。以下に、本実施形態において実効電圧値を計算する方法について説明する。

【0043】

図２～図７は、本実施形態において実効電圧値を計算する方法の説明図である。
図２は、検出器アセンブリ１０８の説明図である。
検出器アセンブリ１０８は複数の検出器素子２０２を有している。検出器アセンブリ１０８には、参照領域１０９が設けられている。参照領域１０９で検出されたＸ線のエネルギー情報は、後述する指標値Ｍを計算するために使用される。指標値Ｍについては後で詳細に説明する。参照領域１０９は、被検体１１２のスキャン中において、Ｘ線管１０４から照射されたＸ線のうち、被検体１１２を通過しないＸ線を検出することができるように、検出器アセンブリ１０８のｘ方向の中心位置１２０からできるだけ離れた位置に設けられている。本実施形態では、参照領域１０９は、検出器アセンブリ１０８の一方の端部１２１に設けられている。尚、参照領域１０９は、検出器アセンブリ１０８の一方の端部１２１だけでなく、検出器アセンブリ１０８の反対側の端部１２２に設けてもよい。本実施形態では、参照領域１０９は検出器アセンブリ１０８の一方の端部１２１のみに設けられているとして説明を続ける。

【0044】

また、検出器アセンブリ１０８は、散乱線による画質劣化を低減するために、フィルタ１２３を有している。検出器コリメータ１２３は、検出器素子２０２に対してＸ線管１０４側に配置されている。

【0045】

図３は、検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９の拡大図である。
検出器コリメータ１２３は、隣り合う検出器素子２０２の境界の延長上に設けられている。
また、図３には、Ｘ線１０４Ａおよび１０４Ｂが示されている。Ｘ線１０４Ａは、検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９に設けられた複数の検出器素子２０２のうちの検出器素子２０２Ａに向かって進むＸ線を表している。また、Ｘ線１０４Ｂは、検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９に設けられた複数の検出器素子２０２のうちの検出器素子２０２Ｂに向かって進むＸ線を表している。

【0046】

検出器アセンブリ１０８は、フィルタ１２４を有している。フィルタ１２４は、例えば、銅、モリブデン、又はタングステンなどを使用して製造することができる。フィルタ１２４は、Ｘ線１０４Ａの経路上には配置されていないが、Ｘ線１０４Ｂの経路上に配置されている。Ｘ線１０４Ａは、フィルタ１２４を通過することなく検出器素子２０２Ａで検出される。一方、Ｘ線１０４Ｂは、フィルタ１２４を通過し、フィルタ１２４でエネルギーが吸収された後のＸ線１０４Ｃが検出器素子２０２Ｂで検出される。したがって、検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９は、フィルタ１２４を通過したＸ線を検出する第１のサブ領域１０９Ｂと、フィルタ１２４を通過していないＸ線を検出する第２のサブ領域１０９Ａとを有している。

【0047】

本実施形態では、上記のように、ＣＴシステム１００は、参照領域１０９にフィルタ１２４を設けた検出器アセンブリ１０８を備えており、この検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９で検出されたＸ線に基づいて、Ｘ線管１０４の実効電圧値を求めることができる。しかし、実効電圧値を求めるためには、予め実効電圧値を求めるために使用されるベースラインを準備しておく必要がある。このベースラインは、一般的には、ＣＴシステム１００を病院などの施設に設置するための設置作業が行われるときや、Ｘ線管の交換作業が行われるときに作成することができる。以下に、ベースラインの作成方法を説明する。

【0048】

図４は、ベースラインの作成方法のフロー図である。
ステップＳＴ１では、ベースラインを作成するために使用される管電圧の基準管電圧（以下、「基準管電圧」と呼ぶ）を決定する。本実施形態では、基準管電圧として、４つの基準管電圧ＶＲ１、ＶＲ２、ＶＲ３、およびＶＲ４を決定する。基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４は、ｋＶスイッチングで実際に使用される管電圧に基づいて決定することができる。本実施形態では、基準管電圧は、ＶＲ１＝８０ｋｖＶ、ＶＲ２＝１００ｋＶ、ＶＲ３＝１２０ｋＶ、およびＶＲ４＝１４０ｋＶとするが、別の基準管電圧を採用してもよい。

【0049】

尚、本実施形態では、ベースラインを作成するために使用される基準管電圧として４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４が決定されている。しかし、５つ以上の基準管電圧を、ベースラインを作成するために使用される基準管電圧として決定してもよいし、３つ以下の基準管電圧を、ベースラインを作成するために使用される基準管電圧として決定してもよい。尚、基準管電圧の数が少なすぎると、実効管電圧の精度の信頼性が低くなる恐れがあり、一方、基準管電圧の数が多すぎると、データ収集に時間が掛かるので、これらのバランスを考えて基準管電圧の数を決定することが望ましい。一例としては、本実施形態で採用した４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４を、ベースラインを作成するために使用される基準管電圧として決定することが望ましい。４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４を決定した後、ステップＳＴ２に進む。

【0050】

ステップＳＴ２において、Ｘ線管１０４の管電圧を、ベースラインを作成するために使用される基準管電圧に設定する。ここでは、ステップＳＴ１で決定された４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４のうち、先ず、基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）を選択し、Ｘ線管１０４の管電圧を、基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）に設定する。基準管電圧を設定したら、ステップＳＴ３に進む。

【0051】

ステップＳＴ３では、Ｘ線管１０４に基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）が印加され、Ｘ線管１０４からＸ線が照射される。Ｘ線管１０４から照射されたＸ線は検出器アセンブリ１０８で検出される。検出器アセンブリ１０８で検出されたＸ線は、図５に示すように、アナログデータとして、ＤＡＳ２１４に出力される。ＤＡＳ２１４は、検出器アセンブリ１０８から受信したアナログデータをサンプリングし、アナログデータを後続の処理ができるようにデジタルデータに変換する。デジタルデータは、コンピュータ２１６に出力される。

【0052】

ステップＳＴ４では、コンピュータのプロセッサ２１７は、デジタルデータに基づいて、参照領域１０９の第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線（つまり、フィルタ１２４を通過したＸ線）のエネルギー情報と、参照領域１０９の第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線（つまり、フィルタ１２４を通過していないＸ線）のエネルギー情報との違いを表す指標値Ｍを計算する。指標値Ｍの計算方法については、図５を参照しながら説明する。

【0053】

本実施形態では、指標値Ｍは、以下の式で計算することができる。
Ｍ＝ Ｓfilt（Ｅ）／Ｓ（Ｅ） （１）

ここで、Ｍ：指標値
Ｓfilt（Ｅ）：第１のサブ領域１０９Ｂの検出器素子２０２Ｂで検出されたＸ線（つまり、フィルタ１２４を通過したＸ線）のエネルギー情報を含む信号値
Ｓ（Ｅ）：第２のサブ領域１０９Ａの検出器素子２０２Ａで検出されたＸ線（つまり、フィルタ１２４を通過していないＸ線）のエネルギー情報を含む信号値

【0054】

したがって、指標値Ｍは、フィルタ１２４を通過し第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値Ｓfilt（Ｅ）と、フィルタ１２４を通過せずに第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値Ｓ（Ｅ）との比で表すことができる。

【0055】

尚、信号値Ｓfilt（Ｅ）は、５つの検出器素子２０２Ｂのうちの１つ以上の検出器素子２０２Ｂから得られる信号に基づいて求めることができる。例えば、信号値Ｓfilt（Ｅ）は、５つの検出器素子２０２Ｂのうちの１つ検出器素子２０２Ｂから得られる信号の代表値（最大値、積分値など）などに基づいて求めてもよいし、５つの検出器素子２０２Ｂの２つ以上の検出器素子２０２Ｂから得られる各信号の代表値（最大値、積分値など）の平均値及び／又は合計値などに基づいて求めてもよい。

【0056】

同様に、信号値Ｓ（Ｅ）は、５つの検出器素子２０２Ａのうちの１つ以上の検出器素子２０２Ａから得られる信号に基づいて求めることができる。例えば、信号値Ｓ（Ｅ）は、５つの検出器素子２０２Ａのうちの１つ検出器素子２０２Ａから得られる信号の代表値（最大値、積分値など）などに基づいて求めてもよいし、５つの検出器素子２０２Ａの２つ以上の検出器素子２０２Ａから得られる各信号の代表値（最大値、積分値など）の平均値及び／又は合計値などに基づいて求めてもよい。

【0057】

したがって、Ｘ線管１０４の管電圧を８０ｋＶに設定し、検出器アセンブリ１０８の参照領域１０９で検出されたＸ線のエネルギーに基づいて、信号値Ｓfilt（Ｅ）およびＳ（Ｅ）を得ることにより、式（１）から、基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）に対応する指標値Ｍ（＝Ｍ８０）を計算することができる。

【0058】

上記のように、指標値Ｍ８０を計算する場合、Ｘ線管１０４の管電圧は８０ｋＶで一定である。したがって、ガントリが回転している間、管電圧を高ｋＶおよび低ｋＶの間で切り替える必要がないので、ガントリが回転している間、管電圧の値は安定している。このため、ガントリの回転速度の影響を受けることなく、指標値Ｍ８０を計算することができる。また、指標値Ｍ８０は、Ｘ線のエネルギー情報に基づいて計算される値である。Ｘ線のエネルギーは、基本的にはＸ線管１０４の管電圧に依存し、管電流にはあまり依存しないので、管電流の影響を受けることなく、指標値Ｍ８０を計算することができる。

【0059】

このように、基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）に対応する指標値Ｍ８０は、ガントリの回転速度や管電流に実質的な影響を受けることなく計算することができる。
指標値Ｍ８０を計算した後、指標値Ｍ８０を記憶装置に記憶し、ステップＳＴ５に進む。

【0060】

ステップＳＴ５では、基準管電圧を変更するかどうかを判断する。ここでは、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４のうち、基準管電圧ＶＲ１の指標値Ｍ８０しか計算していない。したがって、残りの基準管電圧の指標値Ｍを計算するために、ステップＳＴ２に戻る。

【0061】

ステップＳＴ２では、Ｘ線管１０４の基準管電圧を別の電圧値に設定する。ここでは、ステップＳＴ１で決定された４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４のうち、基準管電圧ＶＲ２（＝１００ｋＶ）を選択し、Ｘ線管１０４の管電圧を、基準管電圧ＶＲ２（＝１００ｋＶ）に設定する。

【0062】

ステップＳＴ３では、Ｘ線管１０４に基準管電圧ＶＲ２（＝１００ｋＶ）が印加され、Ｘ線管１０４からＸ線が照射される。Ｘ線管１０４から照射されたＸ線は検出器アセンブリ１０８で検出される。検出器アセンブリ１０８で検出されたＸ線は、図５に示すように、アナログデータとして、ＤＡＳ２１４に出力される。ＤＡＳ２１４は、検出器アセンブリ１０８から受信したアナログデータをサンプリングし、アナログデータを後続の処理ができるようにデジタルデータに変換する。デジタルデータは、コンピュータ２１６に出力される。

【0063】

ステップＳＴ４では、プロセッサ２１７は、式（１）を使用して、基準管電圧ＶＲ２に対応する指標値Ｍ１００を計算し、指標値Ｍ１００を記憶装置に記憶する。そして、ステップＳＴ５に進み、基準管電圧を変更するかどうかを判断する。ここでは、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４のうち、２つの基準管電圧ＶＲ１およびＶＲ２の指標値Ｍ８０およびＭ１００は計算したが、残りの２つの基準管電圧ＶＲ３およびＶＲ４の指標値は、まだ計算していない。したがって、残りの基準管電圧の指標値を計算するために、ステップＳＴ２に戻る。

【0064】

以下同様に、基準管電圧ＶＲ３（＝１２０ｋＶ）に対応する指標値Ｍ１２０と、基準管電圧ＶＲ４に対応する指標値Ｍ１４０を計算するまで、ステップＳＴ２～ＳＴ５のループを繰り返し実行する。そして、基準管電圧ＶＲ４に対応する指標値Ｍ１４０を計算したら、ステップＳＴ５に進む。

【0065】

ステップＳＴ５では、基準管電圧を変更するかどうかを判断する。ここでは、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４の全ての基準管電圧に対応する指標値Ｍ８０～Ｍ１４０が計算されている。したがって、ステップＳＴ６に進む。

【0066】

ステップＳＴ６では、計算した４つの指標値Ｍ８０～Ｍ１４０に基づいて、実効電圧値を決定するために使用するベースラインを作成する。

【0067】

図６は、ベースラインの作成方法の説明図である。
コンピュータのプロセッサ２１７は、二次元座標上で、基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４と指標値Ｍ８０～Ｍ１４０とを対応付ける。

【0068】

点Ｐ１は、基準管電圧ＶＲ１と、基準管電圧ＶＲ１に対して計算された指標値Ｍ８０とを対応付ける点である。
点Ｐ２は、基準管電圧ＶＲ２と、基準管電圧ＶＲ２に対して計算された指標値Ｍ１００とを対応付ける点である。
点Ｐ３は、基準管電圧ＶＲ３と、基準管電圧ＶＲ３に対して計算された指標値Ｍ１２０とを対応付ける点である。
点Ｐ４は、基準管電圧ＶＲ４と、基準管電圧ＶＲ４に対して計算された指標値Ｍ１４０とを対応付ける点である。

【0069】

そして、プロセッサ２１７は、点Ｐ１～Ｐ４に基づいて、管電圧と指標値Ｍとの関係を表すベースラインを作成する。このベースラインは、例えば、点Ｐ１～Ｐ４に最もよく当てはまるような曲線として求めることができる。図７に、求められたベースライン６０を示す。このベースライン６０を表すデータは、ＣＴシステム１００の記憶装置又はＣＴシステム１００と通信可能な外部の記憶装置に記憶される。

【0070】

ベースライン６０を決定した後、上記の基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４ごとに、ビームハードニングの補正に必要なキャリブレーションデータを取得するためのキャリブレーションスキャンを実行する。図８は、キャリブレーションスキャンにより得られたキャリブレーションデータ７０を示す図である。

【0071】

キャリブレーションデータ７０には、複数の基準補正係数データ７１～７４が含まれている。キャリブレーションデータ７０の横軸は、検出器アセンブリ１０８のチャネル番号を表しており、縦軸は補正係数を表している。

【0072】

基準補正係数データ７１は、基準管電圧ＶＲ１（＝８０ｋＶ）に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。
基準補正係数データ７２は、基準管電圧ＶＲ２（＝１００ｋＶ）に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。
基準補正係数データ７３は、基準管電圧ＶＲ３（＝１２０ｋＶ）に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。
基準補正係数データ７４は、基準管電圧ＶＲ４（＝１４０ｋＶ）に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。

【0073】

これらの基準補正係数データ７１～７４を含むキャリブレーションデータ７０は、ＣＴシステム１００の記憶装置又はＣＴシステム１００と通信可能な外部の記憶装置に記憶される。

【0074】

このようにして、ＣＴシステム１００の設置作業時に、ベースライン６０と、基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４に対応する基準補正係数データ７１～７４とを求めることができる。

【0075】

次に、上記のベースライン６０およびキャリブレーションデータ７０を用いて被検体１１２の画像を取得する方法の一例について説明する。

【0076】

先ず、ＣＴシステム１００を用いて被検体１１２のスキャンを実行する。検出器アセンブリ１０８はＸ線を検出し、ＤＡＳ２１４に出力される。ＤＡＳ２１４は、検出器アセンブリ１０８から受信したアナログデータをサンプリングし、アナログデータを後続の処理ができるようにデジタルデータに変換する。デジタルデータは、コンピュータ２１６に出力される。コンピュータのプロセッサ２１７は、デジタルデータに基づいて、被検体１１２の画像を生成する（図９参照）。

【0077】

図９は、被検体１１２の画像を生成するフロー図である。
ステップＳＴ１１では、プロセッサ２１７は、補正係数を求めるビューのビュー番号を設定する。図１０は、ビュー番号の設定方法の説明図である。本実施形態では、Ｘ線管の１回転に対してｎ個のビューｖ１～ｖｎの投影データが取得されるとする。プロセッサ２１７は、ビューｖ１～ｖｎの中から、補正係数を求めるビューを特定し、その特定されたビューのビュー番号を、補正係数を求めるビューのビュー番号として設定する。ここでは、補正係数を求めるビューのビュー番号として、ビューｖ１のビュー番号ｖ＝１を設定する。したがって、プロセッサ２１７は、ｖ＝１に設定する。ビュー番号を設定した後、ステップＳＴ１２に進む。

【0078】

ステップＳＴ１２では、プロセッサ２１７は、第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値と、第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値とに基づいて、ビューごとに実効電圧値を決定する。ここでは、ｖ＝１に設定されているので、ビュー番号ｖ＝１のビューｖ１に対応する実効電圧値を求める場合について考える。ビューｖ１は高ｋＶに対応するビューであってもよいし、低ｋＶに対応するビューであってもよい。ここでは、ビューｖ１は高ｋＶに対応するビューであるとする。

【0079】

尚、ステップＳＴ１２は、ステップＳＴ１２１およびＳＴ１２２を有しているので、各ステップＳＴ１２１およびＳＴ１２２について順に説明する。

【0080】

ステップＳＴ１２１では、プロセッサ２１７は、式（１）を使用して、ビューｖ１（高ｋＶ）に対応する第１の指標値Ｍ（＝ＭＶ１）を計算する（図１１参照）。

【0081】

図１１は、ビューｖ１（高ｋＶ）に対応する第１の指標値Ｍ（＝ＭＶ１）の計算方法の説明図である。
プロセッサ２１７は、参照領域１０９から得られたデータに基づいて、式（１）の信号値Ｓfilt（Ｅ）と信号値Ｓ（Ｅ）を決定する。信号値Ｓfilt（Ｅ）は、第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第１の信号値であり、信号値Ｓ（Ｅ）は、第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第２の信号値である。プロセッサは、信号値Ｓfilt（Ｅ）と信号値Ｓ（Ｅ）を式（１）に代入して、ビューｖ１（高ｋＶ）に対応する第１の指標値Ｍ（＝ＭＶ１）を計算する。第１の指標値ＭＶ１を計算したら、ステップＳＴ１２２に進む。

【0082】

ステップＳＴ１２２では、プロセッサ２１７は、第１の指標値ＭＶ１に対応する第１の実効電圧値を決定する。図１２に、第１の指標値ＭＶ１に対応する第１の実効電圧値Ｖ１を示す。プロセッサ２１７は、記憶装置からベースライン６０を読み出し、ベースライン６０に基づいて、第１の指標値ＭＶ１に対応する第１の実効電圧値Ｖ１を特定する。Ｖ１は、例えば、Ｖ１＝１３２ｋＶである。実効電圧値を決定した後、ステップＳＴ１３に進む。

【0083】

ステップＳＴ１３では、プロセッサ２１７は、ステップＳＴ１２で決定した第１の実効電圧値Ｖ１に基づいて、高ｋＶのビューｖ１に対応する補正係数データを計算する（図１３参照）。

【0084】

図１３は、補正係数データの決定方法の説明図である。
プロセッサ２１７は、第１の実効電圧値Ｖ１と複数の基準補正係数データ７１～７４に基づいて、第１の実効電圧値Ｖ１に対応する補正係数データ７５を補間する。補正係数データ７５は、第１の実効電圧値Ｖ１に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。このようにして、第１の実効電圧値Ｖ１に対応する第１の補正係数データ７５を求めることができる。補正係数データ７５を求めた後、ステップＳＴ１４に進む。

【0085】

ステップＳＴ１４では、プロセッサ２１７は、ビュー番号ｖが、ｖ＝ｎであるかどうかを判断する。ここでは、ｖ＝１であるのでステップＳＴ１５に進む。

【0086】

ステップＳＴ１５では、プロセッサ２１７は、ビュー番号ｖをインクリメントする。ここでは、ビュー番号ｖはｖ＝１であったので、ｖ＝１をｖ＝２にインクリメントする。ビュー番号ｖをインクリメントしたら、ステップＳＴ１２に戻る。

【0087】

ステップＳＴ１２では、プロセッサ２１７は、第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値と、第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む信号値とに基づいて、ビューごとに実効電圧値を決定する。ここでは、ｖ＝２に設定されているので、ビュー番号ｖ＝２のビューｖ２に対応する実効電圧値を求める。ビューｖ２は低ｋＶに対応するビューである。ステップＳＴ１２では、以下のようにして、実効電圧値を求める。

【0088】

ステップＳＴ１２１では、プロセッサ２１７は、式（１）を使用して、ビューｖ２（低ｋＶ）に対応する第２の指標値Ｍ（＝ＭＶ２）を計算する（図１４参照）。

【0089】

図１４は、ビューｖ２（低ｋＶ）に対応する第２の指標値Ｍ（＝ＭＶ２）の計算方法の説明図である。
プロセッサ２１７は、参照領域１０９から得られたデータに基づいて、式（１）の信号値Ｓfilt（Ｅ）と信号値Ｓ（Ｅ）を決定する。信号値Ｓfilt（Ｅ）は、第１のサブ領域１０９Ｂで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第３の信号値であり、信号値Ｓ（Ｅ）は、第２のサブ領域１０９Ａで検出されたＸ線のエネルギー情報を含む第４の信号値である。プロセッサは、信号値Ｓfilt（Ｅ）と信号値Ｓ（Ｅ）を式（１）に代入して、ビューｖ２（低ｋＶ）に対応する第２の指標値Ｍ（＝ＭＶ２）を計算する。第２の指標値ＭＶ２を計算したら、ステップＳＴ１２２に進む。

【0090】

ステップＳＴ１２２では、プロセッサ２１７は、第２の指標値ＭＶ２に対応する第２の実効電圧値を決定する。図１５に、第２の指標値ＭＶ２に対応する第２の実効電圧値Ｖ２を示す。プロセッサ２１７は、ベースライン６０に基づいて、第２の指標値ＭＶ２に対応する第２の実効電圧値Ｖ２を特定する。Ｖ２は、例えば、Ｖ２＝８５ｋＶである。実効電圧値を決定した後、ステップＳＴ１３に進む。

【0091】

ステップＳＴ１３では、プロセッサは、ステップＳＴ１２で決定した実効電圧値に基づいて、低ｋＶのビューｖ２に対応する補正係数データを計算する（図１６参照）。

【0092】

図１６は、補正係数データの決定方法の説明図である。
プロセッサ２１７は、第２の実効電圧値Ｖ２と複数の基準補正係数データ７１～７４に基づいて、第２の実効電圧値Ｖ２に対応する補正係数データ７６を補間する。補正係数データ７６は、第２の実効電圧値Ｖ２に対応する補正係数データであって、検出器アセンブリ１０８のチャネルごとに得られた補正係数を含んでいる。このようにして、第２の実効電圧値Ｖ２に対応する第２の補正係数データ７６を求めることができる。補正係数データ７６を求めた後、ステップＳＴ１４に進む。

【0093】

ステップＳＴ１４では、プロセッサ２１７は、全てのビューに対して補正係数データが求められたかどうかを判断する。ここでは、ビューｖ１の補正係数データ７５（図１３参照）とビューｖ２の補正係数データ７６（図１６参照）が計算されたが、他のビューの補正係数データはまだ計算されていない。したがって、ステップＳＴ１５に進む。

【0094】

ステップＳＴ１５では、プロセッサ２１７は、ビュー番号ｖをインクリメントする。ここでは、ビュー番号ｖはｖ＝２であったので、ｖ＝２をｖ＝３にインクリメントする。ビュー番号ｖをインクリメントしたら、ステップＳＴ１２に戻る。

【0095】

以下同様に、Ｘ線管１０４が１回転する間の全ビューｖ１～ｖｎに対して、ビューごとに補正係数データが求められるまで、ステップＳＴ１２～ＳＴ１５を繰り返し実行する。そして、Ｘ線管１０４の１回転に対応する全ビューｖ１～ｖｎの補正係数データが求められたら、ステップＳＴ１６に進む。

【0096】

ステップＳＴ１６では、プロセッサ２１７は、画像再構成に必要な全ての補正係数データを決定することができたかどうかを判断する。例えば、Ｘ線管１０４が２回転目に移行し、２回転目の投影データを収集した場合は、Ｘ線管１０４の２回転目の投影データに対して補正係数データを求める必要がある。したがって、Ｘ線管が２回転に移行した場合は、ステップＳＴ１１に進み、ビュー番号をｖ＝１にリセットして、Ｘ線管１０４の２回転目に対しても、ビューごとにステップＳＴ１２～ＳＴ１５を実行する。以下同様に、Ｘ線管１０４が１回転するたびに、ステップＳＴ１１～ＳＴ１５が実行される。そして、ステップＳＴ１６において、プロセッサは、Ｘ線管１０４が画像再構成に必要な全ての補正係数データを決定することができたと判断したら、ステップＳＴ１７に進む。

【0097】

ステップＳＴ１７では、プロセッサ２１７は、ビューごとに求めた補正係数データに基づいて、画像を再構成する。
このようにして、図９のフローを終了する。

【0098】

本実施形態では、ＣＴシステムの検出器アセンブリ１０８は、フィルタ１２４を有している（図５参照）。フィルタ１２４は、Ｘ線１０４Ａの経路上には配置されていないが、Ｘ線１０４Ｂの経路上に配置されている。Ｘ線１０４Ａは、フィルタ１２４を通過することなくサブ領域１０９Ａ（検出器素子２０２Ａ）で検出される。一方、Ｘ線１０４Ｂは、フィルタ１２４を通過し、フィルタ１２４でエネルギーが吸収された後のＸ線１０４Ｃがサブ領域１０９Ｂ（検出器素子２０２Ｂ）で検出される。そして、フィルタ１２４を通過したＸ線のエネルギーの情報を含む信号値Ｓfilt（Ｅ）と、フィルタ１２４を通過していないＸ線のエネルギーの情報を含む信号値Ｓ（Ｅ）とを使用して、指標値Ｍを計算する。この指標値Ｍは、実効電圧値を求めるために使用される。

【0099】

本実施形態では、指標値Ｍに基づいて実効電圧値を求めるための準備として、指標値Ｍと実効電圧値との対応関係を規定するベースライン６０（図７参照）を作成する。ベースライン６０を作成する場合、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４を設定し、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４に対応する４つの指標値Ｍ８０～Ｍ１４０を計算する。そして、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４と、４つの指標値Ｍ８０～Ｍ１４０に基づいて、ベースライン６０が作成される。このベースライン６０は、ＣＴシステムの記憶装置（又は外部記憶装置）に記憶されている。指標値Ｍ８０～Ｍ１４０の各指標値は、それぞれ、管電圧をＶＲ１（＝８０ｋＶ）、ＶＲ２（＝１００ｋＶ）、ＶＲ３（＝１２０ｋＶ）、およびＶＲ４（＝１４０ｋＶ）の一定値に保持することにより求められる値である。したがって、指標値Ｍ８０～Ｍ１４０は、管電圧を、高ｋＶおよび低ｋＶの間で切り替えなくても求めることができるので、ガントリの回転速度の影響を受けることなく、指標値Ｍ８０～Ｍ１４０の各指標値を計算することができる。また、指標値Ｍ８０～Ｍ１４０の各指標値は、Ｘ線のエネルギー情報に基づいて計算される値である。Ｘ線のエネルギーは、基本的にはＸ線管１０４の管電圧に依存し、管電流にはあまり依存しないので、管電流の影響を受けることなく、指標値Ｍ８０～Ｍ１４０を計算することができる。したがって、指標値Ｍ８０～Ｍ１４０の各指標値は、ガントリの回転速度や管電流に実質的な影響を受けないので、ガントリの回転速度と管電流との組合せごとに指標値を求める必要が無く、１つの基準管電圧に対して１つの指標値を計算することができる。本実施形態では、このようにして、４つの基準管電圧ＶＲ１～ＶＲ４に対して、４つの指標値Ｍ８０～Ｍ１４０を計算することができるので、ガントリの回転速度と管電流との多数の組合せを考えなくても、管電圧と指標値との対応関係を表すベースライン６０を作成することができる。したがって、ｋＶスイッチングの技術を使用して被検体の撮影をする場合、被検体の撮影中に参照領域１０９で検出されたＸ線に基づいて、式（１）で表される指標値Ｍを計算することにより、ベースライン６０から、ビューごと（投影データごと）に実効電圧値を特定することができる。このため、記憶装置に記憶された基準補正係数データ７１～７４（図８参照）に基づいて、実効電圧値ごとに補正係数データを補間することができる。上記のように、実効電圧値はビューごと（投影データごと）に特定することができるので、補正係数データはビューごとに計算することができ、その結果、高品質な画像を再構成することができる。また、ガントリの回転速度と管電流との多数の組合せに対して補正係数データを求める必要が無いので、キャリブレーションに必要な作業時間を短縮することもできる。更に、実効電圧値ごとに補正係数データを求めることができるので、ユーザの希望する回転速度と管電流との組合せでスキャンをすることもできる。

【0100】

本実施形態の効果を具体的に説明するために、図１７に、ｋＶスイッチングを実行した場合のビューと実効電圧値との関係の一例を示す。

【0101】

図１７には、ビューｖ４００～ビューｖ４４０の間において、高ｋＶに対応する実効電圧値と、低ｋＶに対応する実効電圧値が示されている。偶数番号のビューは高ｋＶに対応する実効電圧値を表しており、奇数番号のビューは低ｋＶに対応する実効電圧値を表している。図１７からわかる通り、高ｋＶに対応する実効電圧値はビューごとにばらついている。同様に、低ｋＶに対応する実効電圧値もビューごとにばらついている。したがって、従来の方法で、ビューごとに補正係数を求める場合には、各ビューの実効電圧値ごとに、回転速度と管電流と組合せをプリセットとして予め用意しておき、プリセットごとにキャリブレーションスキャンを実行する必要がある。しかし、この従来の方法では、実効電圧値ごとにプリセットを用意し、キャリブレーションスキャンを実行する必要があるので、キャリブレーションに膨大な作業時間が掛かることになる。そこで、従来では、キャリブレーションの作業時間の長時間化を回避するために、回転速度と管電流との組合せとして予め用意しておくプリセットの数を、例えば、１６通りにしておき、キャリブレーションに掛かる時間が長時間にならないようにしている。しかし、これでは、ユーザの希望する回転速度と管電流との組合せが、上記の１６通りの組合せに含まれていない場合、ユーザの希望する条件で被検体のスキャンをすることができないという問題がある。

【0102】

また、１つのプリセットのスキャンにおいてビュー数が１０００の場合、ビューごとの実効電圧値にわずかにばらつきが生じるため、１つのプリセットに対して得られたキャリブレーションデータを他のプリセットに使用すると補正後のデータにばらつきが生じるという問題もある。

【0103】

これに対し、本実施形態では、ビューごとに指標値Ｍを計算しておけば、ベースライン６０から、指標値Ｍに対応する実効電圧値を特定することができるので、特定された実効電圧値に対応する補正係数を補間によって簡単に計算することができる。したがって、本実施形態によれば、キャリブレーションに掛かる時間を短くすることができ、更に、ユーザの希望する回転速度と管電流との組合せで被検体のスキャンを実行することができるという効果を得ることができる。

【0104】

尚、本実施形態では、医用システムとしてＣＴシステム１００を使用した例が示されている。しかし、本発明は、ＣＴシステム１００に限定されることはなく、Ｘ線源を被検体１１２に照射する医用システムであれば、ＣＴシステム１００以外の他のシステム（例えば、ＰＥＴ－ＣＴシステム）に適用することができる。

【符号の説明】

【0105】

６０ ベースライン
７０ キャリブレーションデータ
７１～７４ 基準補正係数データ
７１ 基準補正係数データ
７２ 基準補正係数データ
７３ 基準補正係数データ
７４ 基準補正係数データ
７５ 補正係数データ
７６ 補正係数データ
１００ ＣＴシステム
１０２ ガントリ
１０３ フィルタ部
１０４ Ｘ線管
１０４Ａ Ｘ線
１０４Ｂ Ｘ線
１０４Ｃ Ｘ線
１０５ 前置コリメータ
１０６ Ｘ線
１０７ ボア
１０８ 検出器アセンブリ
１０９ 参照領域
１０９Ａ 第２のサブ領域
１０９Ｂ 第１のサブ領域
１１２ 被検体
１１６ テーブル
１１８ テーブルモータコントローラ
１２０ 中心位置
１２１ 端部
１２２ 端部
１２３ 検出器コリメータ
１２４ フィルタ
２０２ 検出器素子
２０２Ａ 検出器素子
２０２Ｂ 検出器素子
２０６ 回転軸
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 コンピュータ
２１７ プロセッサ
２１８ 記憶装置
２２０ オペレータコンソール
２２４ ＰＡＣＳ
２３０ 画像再構成器
２３２ 表示装置

【要約】      （修正有）

【課題】キャリブレーションに掛かる時間を短くすることができる技術を提供する。
【解決手段】Ｘ線管に高ｋＶが印加された場合、検出器アセンブリの第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、検出器アセンブリの第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、高ｋＶの実効電圧値Ｖ１を決定すること、Ｘ線管に低ｋＶが印加された場合、検出器アセンブリの第１のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報と、検出器アセンブリの第２のサブ領域で検出されたＸ線のエネルギー情報とに基づいて、低ｋＶの実効電圧値Ｖ２を決定すること、実効電圧値Ｖ１に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な補正係数を計算すること、および実効電圧値Ｖ２に基づいて、ビームハードニングの補正に必要な補正係数を計算することを実行する。
【選択図】図１５

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】

【図15】

【図16】

【図17】