JP2000079115A - イメ―ジング・システムにおける検出器アレイ位置整列方法及び装置 - Google Patents
イメ―ジング・システムにおける検出器アレイ位置整列方法及び装置Info
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
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- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
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- G01T1/164—Scintigraphy
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線ＣＴイメージング・システムにおいて、
検出器アレイをＸ線ビームの本影と整列させることを容
易にすると共に、患者への照射量を増大させずに画質を
向上させる。 【解決手段】 本発明は、一形態では、Ｘ線ビーム（１
６）のｚ軸プロファイルを決定すると共に検出器アレイ
（１８）を適正に配置する。一実施態様では、検出器ア
レイからの信号強度を用いて、検出器アレイの最適な位
置を決定する。加えて、これらの信号強度を利用して、
プリ・ペイシェント・コリメータ（９２）のアパーチャ
を調節する。コリメータのアパーチャを調節することに
より、Ｘ線ビームの本影を検出器アレイのエッジと整列
させる。その結果、最適なＸ線ビームが検出器アレイに
向かって放射されることになる。
検出器アレイをＸ線ビームの本影と整列させることを容
易にすると共に、患者への照射量を増大させずに画質を
向上させる。 【解決手段】 本発明は、一形態では、Ｘ線ビーム（１
６）のｚ軸プロファイルを決定すると共に検出器アレイ
（１８）を適正に配置する。一実施態様では、検出器ア
レイからの信号強度を用いて、検出器アレイの最適な位
置を決定する。加えて、これらの信号強度を利用して、
プリ・ペイシェント・コリメータ（９２）のアパーチャ
を調節する。コリメータのアパーチャを調節することに
より、Ｘ線ビームの本影を検出器アレイのエッジと整列
させる。その結果、最適なＸ線ビームが検出器アレイに
向かって放射されることになる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的には、計算機
式断層撮影（ＣＴ）のイメージングに関し、より具体的
には、イメージング・システムにおける検出器アレイの
整列に関する。
式断層撮影（ＣＴ）のイメージングに関し、より具体的
には、イメージング・システムにおける検出器アレイの
整列に関する。
【０００２】
【従来の技術】少なくとも１つの公知のＣＴ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、一般に「イメージング（作像）
平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ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
イメージング対象の被検体を通過する。Ｘ線ビームは、
被検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、被検体によるＸ線ビ
ームの減弱量に依存する。検出器アレイ内の各々の検出
器素子は、検出器の位置におけるＸ線ビーム減弱度の測
定値である個別の電気信号を発生する。すべての検出器
からの減弱度測定値が別個に取得されて、透過プロファ
イルを形成する。
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、一般に「イメージング（作像）
平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ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
イメージング対象の被検体を通過する。Ｘ線ビームは、
被検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、被検体によるＸ線ビ
ームの減弱量に依存する。検出器アレイ内の各々の検出
器素子は、検出器の位置におけるＸ線ビーム減弱度の測
定値である個別の電気信号を発生する。すべての検出器
からの減弱度測定値が別個に取得されて、透過プロファ
イルを形成する。
【０００３】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線ビームが被検体と交差する角
度が定常的に変化するように、イメージング平面内で被
検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線減弱度測定
値、即ち投影データが「ビュー」と呼ばれる。被検体の
「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で形成される１組のビューで
構成される。
及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが被検体と交差する角
度が定常的に変化するように、イメージング平面内で被
検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線減弱度測定
値、即ち投影データが「ビュー」と呼ばれる。被検体の
「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で形成される１組のビューで
構成される。
【０００４】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、被検体を通過して得ら
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、走査から得られた減弱度
測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド(Hounsfiel
d)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。
合には、投影データを処理して、被検体を通過して得ら
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、走査から得られた減弱度
測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド(Hounsfiel
d)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】全走査時間を短縮するために、「ヘリカ
ル」・スキャン（螺旋走査）を行うこともできる。「ヘ
リカル」・スキャンを行うためには、所定の数のスライ
スのデータが取得されている間に、患者を移動させる。
このようなシステムは、１回のファン・ビーム・ヘリカ
ル・スキャンから単一の螺旋を形成する。ファン・ビー
ムによって悉くマッピングされた螺旋から投影データが
得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける
画像を再構成することができる。
ル」・スキャン（螺旋走査）を行うこともできる。「ヘ
リカル」・スキャンを行うためには、所定の数のスライ
スのデータが取得されている間に、患者を移動させる。
このようなシステムは、１回のファン・ビーム・ヘリカ
ル・スキャンから単一の螺旋を形成する。ファン・ビー
ムによって悉くマッピングされた螺旋から投影データが
得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける
画像を再構成することができる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】少なくとも１つの公知
のＣＴシステムは、検出器アレイに一時的に取り付けら
れて検出器をＸ線源と整列させる独立した整列用具又は
取付具を必要とする。例えば、シングル・スライス型Ｃ
Ｔシステムでは、台形の開口を有する整列用取付具を用
いて、投影データにおける台形のビーム幅を測定するこ
とにより、Ｘ線ビームの位置を決定することができる。
台形投影の幅から、検出器アレイの適正な位置を決定す
ることができる。マルチスライス型ＣＴシステムの場合
には、検出器の整列はより重大である。例えば、マルチ
スライス型ＣＴシステムでは、Ｘ線ビームの本影（umbr
a ）が検出器アレイを覆っていないとアーティファクト
が形成される。しかしながら、検出器アレイを超えて本
影を拡張すると、測定情報は増加しないにも拘わらず患
者への照射量が増大する。加えて、検出器アレイは、Ｘ
線源の移動並びにコリメーション及び整列の許容差が測
定情報に影響を与えないように配置されなければならな
い。
のＣＴシステムは、検出器アレイに一時的に取り付けら
れて検出器をＸ線源と整列させる独立した整列用具又は
取付具を必要とする。例えば、シングル・スライス型Ｃ
Ｔシステムでは、台形の開口を有する整列用取付具を用
いて、投影データにおける台形のビーム幅を測定するこ
とにより、Ｘ線ビームの位置を決定することができる。
台形投影の幅から、検出器アレイの適正な位置を決定す
ることができる。マルチスライス型ＣＴシステムの場合
には、検出器の整列はより重大である。例えば、マルチ
スライス型ＣＴシステムでは、Ｘ線ビームの本影（umbr
a ）が検出器アレイを覆っていないとアーティファクト
が形成される。しかしながら、検出器アレイを超えて本
影を拡張すると、測定情報は増加しないにも拘わらず患
者への照射量が増大する。加えて、検出器アレイは、Ｘ
線源の移動並びにコリメーション及び整列の許容差が測
定情報に影響を与えないように配置されなければならな
い。
【０００７】従って、検出器アレイをＸ線ビームの本影
と整列させることを容易にする検出器整列システムを提
供することが望ましい。また、患者への照射量を増大さ
せずに画質を向上させる上述のようなシステムを提供す
ることが望ましい。
と整列させることを容易にする検出器整列システムを提
供することが望ましい。また、患者への照射量を増大さ
せずに画質を向上させる上述のようなシステムを提供す
ることが望ましい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】これらの目的及びその他
の目的は、以下のようなシステムで達成することができ
る。即ち、このシステムは、一態様では、検出器アレイ
からの信号を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
表す差信号又は比信号を形成する。次いで、これらの差
信号又は比信号をｚ軸補正ファクタと共に用いて、検出
器アレイの適正な位置を決定することができる。本発明
は特に、ツー（２）・スライス・システム及びフォー
（４）・スライス・システムを含めたマルチスライス型
計算機式断層撮影システムに適用することができる。
の目的は、以下のようなシステムで達成することができ
る。即ち、このシステムは、一態様では、検出器アレイ
からの信号を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
表す差信号又は比信号を形成する。次いで、これらの差
信号又は比信号をｚ軸補正ファクタと共に用いて、検出
器アレイの適正な位置を決定することができる。本発明
は特に、ツー（２）・スライス・システム及びフォー
（４）・スライス・システムを含めたマルチスライス型
計算機式断層撮影システムに適用することができる。
【０００９】別の態様では、検出器アレイの信号に基づ
いてプリ・ペイシェント(pre-patient) コリメータを調
節して、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを変更する。よ
り詳しく述べると、一態様では、コリメータのアパーチ
ャ（開口）を一定範囲の位置にわたって変更して、Ｘ線
ビームの最適なｚ軸プロファイルを決定する。より具体
的には、アパーチャは、Ｘ線ビームの本影のエッジが検
出器アレイのエッジと整列するように調節される。
いてプリ・ペイシェント(pre-patient) コリメータを調
節して、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを変更する。よ
り詳しく述べると、一態様では、コリメータのアパーチ
ャ（開口）を一定範囲の位置にわたって変更して、Ｘ線
ビームの最適なｚ軸プロファイルを決定する。より具体
的には、アパーチャは、Ｘ線ビームの本影のエッジが検
出器アレイのエッジと整列するように調節される。
【００１０】検出器アレイを上述のようにして調節する
ことにより、特定のＸ線ビームのｚ軸プロファイルにつ
いて検出器アレイの位置が最適化される。加えて、患者
への照射量を増大させずに測定情報を供給するようにＸ
線ビームのｚ軸プロファイルが最適化される。
ことにより、特定のＸ線ビームのｚ軸プロファイルにつ
いて検出器アレイの位置が最適化される。加えて、患者
への照射量を増大させずに測定情報を供給するようにＸ
線ビームのｚ軸プロファイルが最適化される。
【００１１】
【発明の実施の形態】図１及び図２には、「第３世代」
ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含むもの
として計算機式断層撮影（ＣＴ）イメージング・システ
ム１０が示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有
しており、Ｘ線源１４は、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Ｘ線ビーム
１６を投射する。検出器アレイ１８は複数の検出器素子
２０によって形成されており、これらの検出器素子２０
は全体で、投射されて患者２２を通過したＸ線を感知す
る。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強
度を表す電気信号、従って患者２２を通過する間でのＸ
線ビームの減弱度を表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１
２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。
ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含むもの
として計算機式断層撮影（ＣＴ）イメージング・システ
ム１０が示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有
しており、Ｘ線源１４は、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Ｘ線ビーム
１６を投射する。検出器アレイ１８は複数の検出器素子
２０によって形成されており、これらの検出器素子２０
は全体で、投射されて患者２２を通過したＸ線を感知す
る。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強
度を表す電気信号、従って患者２２を通過する間でのＸ
線ビームの減弱度を表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１
２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
る。制御機構２６はＸ線制御装置２８及びガントリ・モ
ータ制御装置３０を含む。Ｘ線制御装置２８はＸ線源１
４に対して電力信号及びタイミング信号を供給し、ガン
トリ・モータ制御装置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て、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３
６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。
は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御され
る。制御機構２６はＸ線制御装置２８及びガントリ・モ
ータ制御装置３０を含む。Ｘ線制御装置２８はＸ線源１
４に対して電力信号及びタイミング信号を供給し、ガン
トリ・モータ制御装置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て、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３
６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、ユーザ・インタ
フェイス、即ちグラフィック・ユーザ・インタフェイス
（ＧＵＩ）を介して信号を受信し且つ供給する。より詳
しく述べると、コンピュータは、キーボード及びマウス
（図示されていない）を有しているコンソール４０を介
して、オペレータからコマンド（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装置４
２によって、オペレータは、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
線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制
御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６
はまたテーブル・モータ制御装置４４を動作させ、テー
ブル・モータ制御装置４４はモータ式テーブル４６を制
御して、患者２２をガントリ１２内に配置する。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内に移動させる。
フェイス、即ちグラフィック・ユーザ・インタフェイス
（ＧＵＩ）を介して信号を受信し且つ供給する。より詳
しく述べると、コンピュータは、キーボード及びマウス
（図示されていない）を有しているコンソール４０を介
して、オペレータからコマンド（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装置４
２によって、オペレータは、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
線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制
御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６
はまたテーブル・モータ制御装置４４を動作させ、テー
ブル・モータ制御装置４４はモータ式テーブル４６を制
御して、患者２２をガントリ１２内に配置する。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内に移動させる。
【００１４】図３及び図４に示すように、検出器アレイ
１８は、複数の検出器モジュール５８を含んでいる。各
々の検出器モジュール５８は、検出器ハウジング６０に
固定されている。各々のモジュール５８は、多次元のシ
ンチレータ・アレイ６２と、高密度半導体アレイ（図で
は見えない）とを含んでいる。ポスト・ペイシェント(p
ost-patient)コリメータ（図示されていない）が、シン
チレータ・アレイ６２の上方に隣接して配置されてい
て、散乱したＸ線ビームがシンチレータ・アレイ６２に
入射する前にこれらのＸ線ビームをコリメートする。シ
ンチレータ・アレイ６２は、配列を成して構成されてい
る複数のシンチレーション素子を含んでおり、また半導
体アレイが、同一の配列を成して構成されている複数の
フォトダイオード（図では見えない）を含んでいる。フ
ォトダイオードは基材６４上に堆積され、即ち形成され
ており、またシンチレータ・アレイ６２は基材６４の上
方に配置されて基材６４に固定されている。
１８は、複数の検出器モジュール５８を含んでいる。各
々の検出器モジュール５８は、検出器ハウジング６０に
固定されている。各々のモジュール５８は、多次元のシ
ンチレータ・アレイ６２と、高密度半導体アレイ（図で
は見えない）とを含んでいる。ポスト・ペイシェント(p
ost-patient)コリメータ（図示されていない）が、シン
チレータ・アレイ６２の上方に隣接して配置されてい
て、散乱したＸ線ビームがシンチレータ・アレイ６２に
入射する前にこれらのＸ線ビームをコリメートする。シ
ンチレータ・アレイ６２は、配列を成して構成されてい
る複数のシンチレーション素子を含んでおり、また半導
体アレイが、同一の配列を成して構成されている複数の
フォトダイオード（図では見えない）を含んでいる。フ
ォトダイオードは基材６４上に堆積され、即ち形成され
ており、またシンチレータ・アレイ６２は基材６４の上
方に配置されて基材６４に固定されている。
【００１５】検出器モジュール５８はまたスイッチ装置
６６を含んでおり、スイッチ装置６６はデコーダ６８に
電気的に結合されている。スイッチ装置６６は、フォト
ダイオード・アレイと同様のサイズを有する多次元の半
導体スイッチ・アレイである。一実施例では、スイッチ
装置６６は、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）のアレイ
（図示されていない）を含んでおり、各々の電界効果ト
ランジスタが、入力、出力及び制御線（図示されていな
い）を有している。スイッチ装置６６は、フォトダイオ
ード・アレイとＤＡＳ３２との間に結合されている。具
体的には、各々のスイッチ装置のＦＥＴの入力がフォト
ダイオード・アレイの出力に電気的に接続されており、
各々のスイッチ装置のＦＥＴの出力が、例えば可撓性の
電気ケーブル７０を用いて、ＤＡＳ３２に電気的に接続
されている。
６６を含んでおり、スイッチ装置６６はデコーダ６８に
電気的に結合されている。スイッチ装置６６は、フォト
ダイオード・アレイと同様のサイズを有する多次元の半
導体スイッチ・アレイである。一実施例では、スイッチ
装置６６は、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）のアレイ
（図示されていない）を含んでおり、各々の電界効果ト
ランジスタが、入力、出力及び制御線（図示されていな
い）を有している。スイッチ装置６６は、フォトダイオ
ード・アレイとＤＡＳ３２との間に結合されている。具
体的には、各々のスイッチ装置のＦＥＴの入力がフォト
ダイオード・アレイの出力に電気的に接続されており、
各々のスイッチ装置のＦＥＴの出力が、例えば可撓性の
電気ケーブル７０を用いて、ＤＡＳ３２に電気的に接続
されている。
【００１６】デコーダ６８は、スイッチ装置６６の動作
を制御して、スライスの所望の数及び各々のスライスに
ついてのスライス分解能に従って、フォトダイオード・
アレイの出力をイネーブルにしたり、ディスエーブルに
したり、又は組み合わせたりする。デコーダ６８は、一
実施例では、当業界で公知のデコーダ・チップ又はＦＥ
Ｔコントローラである。デコーダ６８は、スイッチ装置
６６及びコンピュータ３６に結合されている複数の出力
線及び制御線を含んでいる。具体的には、デコーダの出
力は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続されてい
て、スイッチ装置６６がスイッチ装置入力からスイッチ
装置出力へ適正なデータを送信し得るようにする。デコ
ーダの制御線は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続
されていて、どのデコーダの出力をイネーブルにするか
を決定する。デコーダ６８を用いて、フォトダイオード
・アレイの特定の出力がＣＴシステムのＤＡＳ３２に電
気的に接続されるように、スイッチ装置６６内の特定の
ＦＥＴをイネーブルにしたり、ディスエーブルにした
り、又は組み合わせたりする。１６スライス・モードと
して定義される一実施例では、デコーダ６８は、フォト
ダイオード・アレイ５２のすべての行がＤＡＳ３２に電
気的に接続されて、結果的に１６個の独立したスライス
のデータが同時にＤＡＳ３２に送信されるように、スイ
ッチ装置６６をイネーブルにする。言うまでもなく、他
の多くのスライスの組み合わせが可能である。
を制御して、スライスの所望の数及び各々のスライスに
ついてのスライス分解能に従って、フォトダイオード・
アレイの出力をイネーブルにしたり、ディスエーブルに
したり、又は組み合わせたりする。デコーダ６８は、一
実施例では、当業界で公知のデコーダ・チップ又はＦＥ
Ｔコントローラである。デコーダ６８は、スイッチ装置
６６及びコンピュータ３６に結合されている複数の出力
線及び制御線を含んでいる。具体的には、デコーダの出
力は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続されてい
て、スイッチ装置６６がスイッチ装置入力からスイッチ
装置出力へ適正なデータを送信し得るようにする。デコ
ーダの制御線は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続
されていて、どのデコーダの出力をイネーブルにするか
を決定する。デコーダ６８を用いて、フォトダイオード
・アレイの特定の出力がＣＴシステムのＤＡＳ３２に電
気的に接続されるように、スイッチ装置６６内の特定の
ＦＥＴをイネーブルにしたり、ディスエーブルにした
り、又は組み合わせたりする。１６スライス・モードと
して定義される一実施例では、デコーダ６８は、フォト
ダイオード・アレイ５２のすべての行がＤＡＳ３２に電
気的に接続されて、結果的に１６個の独立したスライス
のデータが同時にＤＡＳ３２に送信されるように、スイ
ッチ装置６６をイネーブルにする。言うまでもなく、他
の多くのスライスの組み合わせが可能である。
【００１７】特定の一実施例では、検出器１８は、５７
個の検出器モジュール５８を含んでいる。半導体アレイ
及びシンチレータ・アレイ６２はそれぞれ、１６×１６
のアレイ・サイズを有する。結果的に、検出器１８は、
１６の行と９１２の列（１６×５７モジュール）とを有
し、これにより、ガントリ１２の各回転によって１６個
の同時的なスライスのデータを収集することが可能にな
る。言うまでもなく、本発明は、何らかの特定のアレイ
・サイズに限定されているわけではなく、アレイは操作
者の特定の必要に応じてより大きくてもよいし又はより
小さくてもよいものと考えられる。また、検出器１８
は、多くの異なるスライス厚及び数のモード、例えば、
１スライス・モード、２スライス・モード及び４スライ
ス・モードで動作し得る。例えば、ＦＥＴを４スライス
・モードとして構成することができ、その場合、フォト
ダイオード・アレイの１行又はそれ以上の行から４つの
スライス分のデータが収集される。デコーダの制御線に
よって画定されるＦＥＴの特定の構成に応じて、フォト
ダイオード・アレイの出力の様々な組み合わせをイネー
ブルにしたり、ディスエーブルにしたり、又は組み合わ
せたりして、スライス厚を、例えば、１．２５ｍｍ、
２．５ｍｍ、３．７５ｍｍ又は５ｍｍにすることができ
る。更に別の例では、１．２５ｍｍ乃至２０ｍｍのスラ
イス厚を持つ１つのスライスを含むシングル・スライス
・モード、及び１．２５ｍｍ乃至１０ｍｍのスライス厚
を持つ２つのスライスを含む２スライス・モードがあ
る。ここに記載した以外の他のモードも可能である。
個の検出器モジュール５８を含んでいる。半導体アレイ
及びシンチレータ・アレイ６２はそれぞれ、１６×１６
のアレイ・サイズを有する。結果的に、検出器１８は、
１６の行と９１２の列（１６×５７モジュール）とを有
し、これにより、ガントリ１２の各回転によって１６個
の同時的なスライスのデータを収集することが可能にな
る。言うまでもなく、本発明は、何らかの特定のアレイ
・サイズに限定されているわけではなく、アレイは操作
者の特定の必要に応じてより大きくてもよいし又はより
小さくてもよいものと考えられる。また、検出器１８
は、多くの異なるスライス厚及び数のモード、例えば、
１スライス・モード、２スライス・モード及び４スライ
ス・モードで動作し得る。例えば、ＦＥＴを４スライス
・モードとして構成することができ、その場合、フォト
ダイオード・アレイの１行又はそれ以上の行から４つの
スライス分のデータが収集される。デコーダの制御線に
よって画定されるＦＥＴの特定の構成に応じて、フォト
ダイオード・アレイの出力の様々な組み合わせをイネー
ブルにしたり、ディスエーブルにしたり、又は組み合わ
せたりして、スライス厚を、例えば、１．２５ｍｍ、
２．５ｍｍ、３．７５ｍｍ又は５ｍｍにすることができ
る。更に別の例では、１．２５ｍｍ乃至２０ｍｍのスラ
イス厚を持つ１つのスライスを含むシングル・スライス
・モード、及び１．２５ｍｍ乃至１０ｍｍのスライス厚
を持つ２つのスライスを含む２スライス・モードがあ
る。ここに記載した以外の他のモードも可能である。
【００１８】図５は、本発明の一実施例による検出器ア
レイ位置決定システム８０の概略構成図である。システ
ム８０は、検出器セルの２つの行８２及び８４を用いて
投影データを得ているので、「ツー・スライス」・シス
テムである。検出器セル８６及び８８が、投影データを
得るのに加えて、検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定す
るのに利用される。
レイ位置決定システム８０の概略構成図である。システ
ム８０は、検出器セルの２つの行８２及び８４を用いて
投影データを得ているので、「ツー・スライス」・シス
テムである。検出器セル８６及び８８が、投影データを
得るのに加えて、検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定す
るのに利用される。
【００１９】より詳しく述べると、図５に示すように、
Ｘ線ビーム１６がＸ線源１４（図２）の焦点９０から放
射される。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリ
メータ９２によってコリメートされ、コリメート後のＸ
線ビーム１６が検出器セル８６及び８８に向かって投射
される。「ファン・ビーム平面」と一般的に呼ばれる平
面９４が、焦点９０の中心線とビーム１６の中心線とを
含んでいる。図５では、ファン・ビーム平面９４は、検
出器セル８６及び８８上の照射区域９６の中心線Ｄ0 と
整列している。
Ｘ線ビーム１６がＸ線源１４（図２）の焦点９０から放
射される。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリ
メータ９２によってコリメートされ、コリメート後のＸ
線ビーム１６が検出器セル８６及び８８に向かって投射
される。「ファン・ビーム平面」と一般的に呼ばれる平
面９４が、焦点９０の中心線とビーム１６の中心線とを
含んでいる。図５では、ファン・ビーム平面９４は、検
出器セル８６及び８８上の照射区域９６の中心線Ｄ0 と
整列している。
【００２０】検出器セル８６によって出力される信号の
信号強度Ａ及び検出器セル８８によって出力される信号
の信号強度Ｂは、Ｘ線ビーム１４のｚ軸プロファイル及
び検出器アレイ１８の位置に関係する。詳しく述べる
と、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイル及び検出器アレイ１
８の中心線の位置は、信号強度Ａ及びＢを比［（Ｂ−
Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］に従って関係付けることにより決定
される。このような比は、コンピュータ３６（図２）に
よって決定することができる。Ｘ線ビーム及び検出器ア
レイ１８の応答が一様であるものと仮定すると、Ｘ線ビ
ーム１６の本影は、信号強度Ａが信号強度Ｂと等しいと
きに検出器アレイ１８に中心合わせされている。
信号強度Ａ及び検出器セル８８によって出力される信号
の信号強度Ｂは、Ｘ線ビーム１４のｚ軸プロファイル及
び検出器アレイ１８の位置に関係する。詳しく述べる
と、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイル及び検出器アレイ１
８の中心線の位置は、信号強度Ａ及びＢを比［（Ｂ−
Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］に従って関係付けることにより決定
される。このような比は、コンピュータ３６（図２）に
よって決定することができる。Ｘ線ビーム及び検出器ア
レイ１８の応答が一様であるものと仮定すると、Ｘ線ビ
ーム１６の本影は、信号強度Ａが信号強度Ｂと等しいと
きに検出器アレイ１８に中心合わせされている。
【００２１】Ｘ線源１４が周囲温度、即ち室温で動作し
ているときに検出器アレイ１８を典型的に整列させる結
果として、検出器アレイ１８の位置を、Ｘ線ビーム１６
の移動を補正するようにずらさなければならない。詳し
く述べると、Ｘ線源１４の典型的な動作温度は、最高動
作温度の５０％乃至１００％の範囲内にあり得る。その
結果、熱ドリフトによって、焦点の位置が移動する可能
性がある。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトを補償するため
に、検出器アレイ１８の位置が調節され、即ちｚ軸補正
ファクタ分だけビーム１６の中心線からずらされる。一
実施例では、検出器アレイ１８の位置は、検出器アレイ
１８の中心線がＸ線ビームの中心線９４からｚ軸補正フ
ァクタ分だけずれるまで調節される。詳しく述べると、
検出器アレイ１８のｚ軸位置は、 ｚ軸補正ファクタ＝（Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋
Ｂ）］） となるまで調節される。ここで、Ｓは拡縮ファクタ（ス
ケール・ファクタ）であり、ビーム１６の形状に依存す
るものである。
ているときに検出器アレイ１８を典型的に整列させる結
果として、検出器アレイ１８の位置を、Ｘ線ビーム１６
の移動を補正するようにずらさなければならない。詳し
く述べると、Ｘ線源１４の典型的な動作温度は、最高動
作温度の５０％乃至１００％の範囲内にあり得る。その
結果、熱ドリフトによって、焦点の位置が移動する可能
性がある。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトを補償するため
に、検出器アレイ１８の位置が調節され、即ちｚ軸補正
ファクタ分だけビーム１６の中心線からずらされる。一
実施例では、検出器アレイ１８の位置は、検出器アレイ
１８の中心線がＸ線ビームの中心線９４からｚ軸補正フ
ァクタ分だけずれるまで調節される。詳しく述べると、
検出器アレイ１８のｚ軸位置は、 ｚ軸補正ファクタ＝（Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋
Ｂ）］） となるまで調節される。ここで、Ｓは拡縮ファクタ（ス
ケール・ファクタ）であり、ビーム１６の形状に依存す
るものである。
【００２２】例えば、Ｓが４．７であり、中心調節点の
検出器アレイ・チャネルについてのそれぞれの信号強度
がＡ＝４０及びＢ＝６０であると決定された場合、検出
器アレイ１８の決定されるｚ軸位置は、（４．７＊
［（６０−４０）／（４０＋６０）］）＝０．９４ｍｍ
となる。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトの補正のためのｚ
軸補正ファクタが−１ｍｍである場合、検出器アレイの
位置は１．９４ｍｍ、即ち−１ｍｍと０．９４ｍｍとの
間の距離だけ変更しなければならない。詳しく述べる
と、検出器アレイ１８の位置は、信号の強度Ｂが低下す
るように調節されなければならない。これは、信号の強
度Ａが信号の強度Ｂよりも大きくなるように検出器アレ
イ１８を調節することによって達成される。例えば、検
出器アレイ１８の位置を、信号の強度Ｂが３９になり信
号の強度Ａが６１になるように調節すると、検出器アレ
イ１８の位置は近似的に−１ｍｍとなる。詳しく述べる
と、（４．７＊［（３９−６１）／（６１＋３９）］）
＝−１ｍｍとなる。その結果、検出器アレイ１８が適正
に調節される。
検出器アレイ・チャネルについてのそれぞれの信号強度
がＡ＝４０及びＢ＝６０であると決定された場合、検出
器アレイ１８の決定されるｚ軸位置は、（４．７＊
［（６０−４０）／（４０＋６０）］）＝０．９４ｍｍ
となる。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトの補正のためのｚ
軸補正ファクタが−１ｍｍである場合、検出器アレイの
位置は１．９４ｍｍ、即ち−１ｍｍと０．９４ｍｍとの
間の距離だけ変更しなければならない。詳しく述べる
と、検出器アレイ１８の位置は、信号の強度Ｂが低下す
るように調節されなければならない。これは、信号の強
度Ａが信号の強度Ｂよりも大きくなるように検出器アレ
イ１８を調節することによって達成される。例えば、検
出器アレイ１８の位置を、信号の強度Ｂが３９になり信
号の強度Ａが６１になるように調節すると、検出器アレ
イ１８の位置は近似的に−１ｍｍとなる。詳しく述べる
と、（４．７＊［（３９−６１）／（６１＋３９）］）
＝−１ｍｍとなる。その結果、検出器アレイ１８が適正
に調節される。
【００２３】同様の方式で、検出器アレイ１８の各々の
調節点が、検出器アレイ１８全体を適正に位置決めする
ように調節される。詳しく述べると、一実施例では、検
出器アレイ１８のｚ軸位置が、左、中央及び右の調節点
（図示されていない）について、各々の調節点の周囲の
少なくとも１つのチャネルからの信号強度を収集するこ
とにより決定される。もう１つの実施例では、各々の調
節点の周囲の複数のチャネルからの信号強度を用いて、
検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定してもよい。詳しく
述べると、例えば、信号強度を平均して、検出器アレイ
１８のｚ軸位置を決定することができる。加えて、ｚ軸
補正ファクタは、他の構成要素の移動、並びにコリメー
ション及び整列の許容差を補償する、即ち補正すること
もできる。
調節点が、検出器アレイ１８全体を適正に位置決めする
ように調節される。詳しく述べると、一実施例では、検
出器アレイ１８のｚ軸位置が、左、中央及び右の調節点
（図示されていない）について、各々の調節点の周囲の
少なくとも１つのチャネルからの信号強度を収集するこ
とにより決定される。もう１つの実施例では、各々の調
節点の周囲の複数のチャネルからの信号強度を用いて、
検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定してもよい。詳しく
述べると、例えば、信号強度を平均して、検出器アレイ
１８のｚ軸位置を決定することができる。加えて、ｚ軸
補正ファクタは、他の構成要素の移動、並びにコリメー
ション及び整列の許容差を補償する、即ち補正すること
もできる。
【００２４】上述の比及び補正ファクタを用いることに
より、独立した整列装置を用いる場合と対照的に、検出
器アレイの位置の精度が向上する。その結果、システム
の経費を大幅に増大させることなく、且つ検出器アレイ
の位置を決定するための独立した整列用具を必要とする
ことなく、アーティファクトを低減すると共に画質を最
適化することが出来る。
より、独立した整列装置を用いる場合と対照的に、検出
器アレイの位置の精度が向上する。その結果、システム
の経費を大幅に増大させることなく、且つ検出器アレイ
の位置を決定するための独立した整列用具を必要とする
ことなく、アーティファクトを低減すると共に画質を最
適化することが出来る。
【００２５】図６は、本発明による検出器アレイ位置決
定システムのもう１つの実施例１００の単純化された概
略図である。システム８０（図５）の構成要素と同一の
システム１００の各構成要素は、図６において図５に用
いたものと同じ参照番号を用いて識別される。システム
１００は、検出器セルの４つの行１０２、１０４、１０
６及び１０８を用いて投影データを得ることから、フォ
ー又はカド（quad）スライス・システムである。ｚ位置
セルと呼ばれることもある検出器セル１１０、１１２、
１１４及び１１６を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファ
イル及び検出器アレイのｚ軸位置を決定する。一実施例
では、システム１００のコリメータ９２は、偏心カム１
２０Ａ及び１２０Ｂを含んでいる。カム１２０Ａ及び１
２０Ｂの位置は、Ｘ線制御装置２８によって制御され
る。カム１２０Ａ及び１２０Ｂは、ファン・ビーム平面
９４の対向する両側に配置されていて、カム１２０Ａと
カム１２０Ｂとの間の間隔に関して且つファン・ビーム
平面９４に対するカム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置に関
して独立に調節することができる。カム１２０Ａ及び１
２０Ｂは単一のカム・ドライブにより位置決めしてもよ
いし、又は代替的に、各々のカムを別個のカム・ドライ
ブ、例えばモータにより位置決めしてもよい。カム１２
０Ａ及び１２０Ｂは、Ｘ線吸収性材料、例えばタングス
テンで作製される。
定システムのもう１つの実施例１００の単純化された概
略図である。システム８０（図５）の構成要素と同一の
システム１００の各構成要素は、図６において図５に用
いたものと同じ参照番号を用いて識別される。システム
１００は、検出器セルの４つの行１０２、１０４、１０
６及び１０８を用いて投影データを得ることから、フォ
ー又はカド（quad）スライス・システムである。ｚ位置
セルと呼ばれることもある検出器セル１１０、１１２、
１１４及び１１６を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファ
イル及び検出器アレイのｚ軸位置を決定する。一実施例
では、システム１００のコリメータ９２は、偏心カム１
２０Ａ及び１２０Ｂを含んでいる。カム１２０Ａ及び１
２０Ｂの位置は、Ｘ線制御装置２８によって制御され
る。カム１２０Ａ及び１２０Ｂは、ファン・ビーム平面
９４の対向する両側に配置されていて、カム１２０Ａと
カム１２０Ｂとの間の間隔に関して且つファン・ビーム
平面９４に対するカム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置に関
して独立に調節することができる。カム１２０Ａ及び１
２０Ｂは単一のカム・ドライブにより位置決めしてもよ
いし、又は代替的に、各々のカムを別個のカム・ドライ
ブ、例えばモータにより位置決めしてもよい。カム１２
０Ａ及び１２０Ｂは、Ｘ線吸収性材料、例えばタングス
テンで作製される。
【００２６】偏心的な形状の結果として、それぞれのカ
ム１２０Ａ及び１２０Ｂの回転によって、Ｘ線ビーム１
６のｚ軸プロファイルが変化する。より詳しく述べる
と、カム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置を変化させると、
Ｘ線ビームの本影の位置及び幅が変化する。具体的に
は、偏心的な形状のカム１２０Ａ及び１２０Ｂが連動し
て歩進(steppinng) する結果として、Ｘ線ビームの本影
の全体幅が変化する。カム１２０Ａのみの位置を変化さ
せる、即ちカム１２０Ａのみを歩進させると、検出器ア
レイ１８の一方のエッジに対する本影の幅及び位置が変
化する。カム１２０Ｂのみの位置を変化させると、検出
器アレイ１８の他方のエッジ、即ち第２のエッジに対す
る本影の幅及び位置が変化し、患者２２が受け取るＸ線
の照射量が低減されるようになる。
ム１２０Ａ及び１２０Ｂの回転によって、Ｘ線ビーム１
６のｚ軸プロファイルが変化する。より詳しく述べる
と、カム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置を変化させると、
Ｘ線ビームの本影の位置及び幅が変化する。具体的に
は、偏心的な形状のカム１２０Ａ及び１２０Ｂが連動し
て歩進(steppinng) する結果として、Ｘ線ビームの本影
の全体幅が変化する。カム１２０Ａのみの位置を変化さ
せる、即ちカム１２０Ａのみを歩進させると、検出器ア
レイ１８の一方のエッジに対する本影の幅及び位置が変
化する。カム１２０Ｂのみの位置を変化させると、検出
器アレイ１８の他方のエッジ、即ち第２のエッジに対す
る本影の幅及び位置が変化し、患者２２が受け取るＸ線
の照射量が低減されるようになる。
【００２７】一実施例では、システム１００は、Ｘ線ビ
ームの本影の両エッジが検出器アレイ１８のそれぞれの
エッジを正確に覆って配置されるようにコリメータ９２
のアパーチャを調節する。より明確に述べると、セル１
１０、１１２、１１４及び１１６からの信号を用いて、
Ｘ線ビームの本影のエッジがそれぞれのセル１１０及び
１１６を正確に覆って配置されるように、それぞれのカ
ム１２０Ａ及び１２０Ｂが位置決めされる。
ームの本影の両エッジが検出器アレイ１８のそれぞれの
エッジを正確に覆って配置されるようにコリメータ９２
のアパーチャを調節する。より明確に述べると、セル１
１０、１１２、１１４及び１１６からの信号を用いて、
Ｘ線ビームの本影のエッジがそれぞれのセル１１０及び
１１６を正確に覆って配置されるように、それぞれのカ
ム１２０Ａ及び１２０Ｂが位置決めされる。
【００２８】動作時には、Ｘ線源１４は固定され、即ち
固定位置に配置され、それぞれのカム１２０Ａ及び１２
０Ｂは、Ｘ線ビーム１６がコリメータ９２を通過して検
出器アレイ１８に向かって放射されるように、公称位置
に配置される。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１
２０Ｂの一連の段階、即ち一連の位置について、データ
が検出器アレイ１８から収集される。コリメータ９２の
アパーチャを変化させること、具体的にはカム１２０Ａ
及び１２０Ｂを調節することにより、患者２２への照射
量を最小限に抑えながらセル１１０、１１２、１１４及
び１１６から適正な信号強度を形成する最適なＸ線ビー
ムが検出器１８へ放射される。
固定位置に配置され、それぞれのカム１２０Ａ及び１２
０Ｂは、Ｘ線ビーム１６がコリメータ９２を通過して検
出器アレイ１８に向かって放射されるように、公称位置
に配置される。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１
２０Ｂの一連の段階、即ち一連の位置について、データ
が検出器アレイ１８から収集される。コリメータ９２の
アパーチャを変化させること、具体的にはカム１２０Ａ
及び１２０Ｂを調節することにより、患者２２への照射
量を最小限に抑えながらセル１１０、１１２、１１４及
び１１６から適正な信号強度を形成する最適なＸ線ビー
ムが検出器１８へ放射される。
【００２９】より詳しく述べると、得られたデータを用
いて、最適なＸ線ビームの本影幅が決定される。具体的
には、Ｘ線源１４並びにカム１２０Ａ及び１２０Ｂを位
置決めした後に、Ｘ線ビーム１６が検出器アレイ１８に
向かって放射されるように、具体的には、セル１１０、
１１２、１１４及び１１６に向かって放射されるよう
に、Ｘ線源１４が起動される。次いで、それぞれの検出
器セル１１０、１１２、１１４及び１１６から、所定の
時間にわたってそれぞれの信号強度データＡ２、Ａ１、
Ｂ１及びＢ２が収集される。次いで、それぞれのカム１
２０Ａ及び１２０Ｂの位置を、ビーム１６のｚ軸プロフ
ァイルが変更されるように前進させる。カム１２０Ａ及
び１２０Ｂを配置する時間の経過後に、コリメータ５２
の変更され位置でデータが収集される。より詳しく述べ
ると、カム１２０Ａについて検出器セル１１０及び１１
２からデータが収集され、カム１２０Ｂの変更された位
置について検出器セル１１４及び１１６を用いてデータ
が収集される。次いで、上述の過程が、所定のアパーチ
ャ範囲内でのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの各々の位置に
ついて繰り返される。
いて、最適なＸ線ビームの本影幅が決定される。具体的
には、Ｘ線源１４並びにカム１２０Ａ及び１２０Ｂを位
置決めした後に、Ｘ線ビーム１６が検出器アレイ１８に
向かって放射されるように、具体的には、セル１１０、
１１２、１１４及び１１６に向かって放射されるよう
に、Ｘ線源１４が起動される。次いで、それぞれの検出
器セル１１０、１１２、１１４及び１１６から、所定の
時間にわたってそれぞれの信号強度データＡ２、Ａ１、
Ｂ１及びＢ２が収集される。次いで、それぞれのカム１
２０Ａ及び１２０Ｂの位置を、ビーム１６のｚ軸プロフ
ァイルが変更されるように前進させる。カム１２０Ａ及
び１２０Ｂを配置する時間の経過後に、コリメータ５２
の変更され位置でデータが収集される。より詳しく述べ
ると、カム１２０Ａについて検出器セル１１０及び１１
２からデータが収集され、カム１２０Ｂの変更された位
置について検出器セル１１４及び１１６を用いてデータ
が収集される。次いで、上述の過程が、所定のアパーチ
ャ範囲内でのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの各々の位置に
ついて繰り返される。
【００３０】例えば、最初の、即ち典型的なコリメータ
のアパーチャを選択した後に、それぞれのカム１２０Ａ
及び１２０Ｂを第１の側のアパーチャ位置及び第２の側
のアパーチャ位置に更に位置決めして、検出器アレイ１
８に向かって放射されるビーム１６が縮小したｚ軸プロ
ファイルを持つようにコリメータのアパーチャを０．５
ｍｍだけ縮小させる。次いで、それぞれのセル１１０及
び１１６から１００ミリ秒（ｍＳ）の間だけデータが収
集されて、各々のセルについて単一の平均値が決定され
る。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂを、
コリメータ９２のアパーチャが０．０２５ｍｍだけ拡大
するように前進させる。コリメータ・カム１２０Ａ及び
１２０Ｂの調節のために１００ｍＳを待機した後に、そ
れぞれの検出器セル１１０及び１１６からデータが収集
される。この過程が、コリメータのアパーチャが最初の
アパーチャから０．５ｍｍ拡大するまで繰り返される。
のアパーチャを選択した後に、それぞれのカム１２０Ａ
及び１２０Ｂを第１の側のアパーチャ位置及び第２の側
のアパーチャ位置に更に位置決めして、検出器アレイ１
８に向かって放射されるビーム１６が縮小したｚ軸プロ
ファイルを持つようにコリメータのアパーチャを０．５
ｍｍだけ縮小させる。次いで、それぞれのセル１１０及
び１１６から１００ミリ秒（ｍＳ）の間だけデータが収
集されて、各々のセルについて単一の平均値が決定され
る。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂを、
コリメータ９２のアパーチャが０．０２５ｍｍだけ拡大
するように前進させる。コリメータ・カム１２０Ａ及び
１２０Ｂの調節のために１００ｍＳを待機した後に、そ
れぞれの検出器セル１１０及び１１６からデータが収集
される。この過程が、コリメータのアパーチャが最初の
アパーチャから０．５ｍｍ拡大するまで繰り返される。
【００３１】次いで、得られたデータを用いて、最適な
ｚ軸プロファイルを形成するカム１２０Ａ及び１２０Ｂ
の位置を決定する。より詳しく述べると、一実施例で
は、得られたデータを用いてＸ線ビームの本影の両エッ
ジが検出器アレイ１８の両エッジと整列するのはどこで
あるかを決定する。例えば、検出器セル１１０から収集
されたデータを図７に示すと、収集されたデータ、即ち
セル１１０からのデータから、最大値が決定される。次
いで、コリメータ９２の最適な位置、明確に述べるとカ
ム１２０Ａの最適な位置が決定される。一実施例では、
カム１２０Ａは、セル信号が最大セル信号の９８％とな
る位置に配置される。詳しく述べると、信号強度が最大
値の９８％よりも大きい位置又は９８％よりも小さい位
置の間を補間することにより、カム１２０Ａの最適な位
置を決定することができる。次いで、カム１２０Ｂの位
置を、カム１２０Ａの場合と同様の方式でセル１１６か
らのデータを用いて決定し、カム１２０Ｂが適正に配置
されるようにする。代替的な実施例では、カム１２０Ａ
及び１２０Ｂを、最大信号に対する信号の比がチャネル
間の差の最大許容誤差を生成するように配置してもよ
い。
ｚ軸プロファイルを形成するカム１２０Ａ及び１２０Ｂ
の位置を決定する。より詳しく述べると、一実施例で
は、得られたデータを用いてＸ線ビームの本影の両エッ
ジが検出器アレイ１８の両エッジと整列するのはどこで
あるかを決定する。例えば、検出器セル１１０から収集
されたデータを図７に示すと、収集されたデータ、即ち
セル１１０からのデータから、最大値が決定される。次
いで、コリメータ９２の最適な位置、明確に述べるとカ
ム１２０Ａの最適な位置が決定される。一実施例では、
カム１２０Ａは、セル信号が最大セル信号の９８％とな
る位置に配置される。詳しく述べると、信号強度が最大
値の９８％よりも大きい位置又は９８％よりも小さい位
置の間を補間することにより、カム１２０Ａの最適な位
置を決定することができる。次いで、カム１２０Ｂの位
置を、カム１２０Ａの場合と同様の方式でセル１１６か
らのデータを用いて決定し、カム１２０Ｂが適正に配置
されるようにする。代替的な実施例では、カム１２０Ａ
及び１２０Ｂを、最大信号に対する信号の比がチャネル
間の差の最大許容誤差を生成するように配置してもよ
い。
【００３２】一実施例では、図８に示すように、検出器
アレイ１８の中心線に対するＸ線ビームの本影の位置
は、以下の式によって決定される。 ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２ ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビームの中
心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、ａ＝カム
ａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置とエッジ
位置との間の差、である。
アレイ１８の中心線に対するＸ線ビームの本影の位置
は、以下の式によって決定される。 ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２ ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビームの中
心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、ａ＝カム
ａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置とエッジ
位置との間の差、である。
【００３３】Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ
（ｉ，ｃ）／ＳＣ（ｉ，ｃ）］ ここで、 ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距離、ＳＣ＝Ｘ線源とコ
リメータ・カムとの間の距離、δ（ｉ，ｃ）＝公称初期
カム位置と測定されたカム・エッジ位置との間の距離、
である。
（ｉ，ｃ）／ＳＣ（ｉ，ｃ）］ ここで、 ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距離、ＳＣ＝Ｘ線源とコ
リメータ・カムとの間の距離、δ（ｉ，ｃ）＝公称初期
カム位置と測定されたカム・エッジ位置との間の距離、
である。
【００３４】 δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ） ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出器のエッジ
に交差する、ビーム中心に対する測定されたカム・エッ
ジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期カム位置、
であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）である。以上
に述べた代替的な実施例によって、検出器アレイの適正
な位置が決定され、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルが変
更される。加えて、Ｘ線ビームは、患者への照射量を増
大させずに画質を向上するように最適化される。
に交差する、ビーム中心に対する測定されたカム・エッ
ジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期カム位置、
であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）である。以上
に述べた代替的な実施例によって、検出器アレイの適正
な位置が決定され、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルが変
更される。加えて、Ｘ線ビームは、患者への照射量を増
大させずに画質を向上するように最適化される。
【００３５】本発明の様々な実施例に関する以上の記述
から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本
発明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。例えば、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ような「第３
世代」システムである。しかしながら、検出器がフル・
リング（full ring ）型の静止検出器であり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。同様
に、ここに記載したシステムは、ツー・スライス型及び
フォー・スライス型であったが、任意のマルチスライス
型システムを用いることができる。更に、検出器アレイ
位置決定システムを詳細に記載したが、検出器アレイの
位置及びＸ線ビームのプロファイルをコンピュータ３６
を用いて決定してもよい。例えば、コンピュータ３６の
メモリに記憶されているアルゴリズムを用いて、上述の
比及び関係をコンピュータ３６によって決定し、プリ・
ペイシェント・コリメータのカムの位置を制御して、Ｘ
線ビームの本影を変化させると共に、検出器アレイを調
節する際に操作者によって用いられるように陰極線管表
示装置への出力を形成してもよい。従って、本発明の要
旨は、特許請求の範囲によって限定されるものとする。
から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本
発明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。例えば、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ような「第３
世代」システムである。しかしながら、検出器がフル・
リング（full ring ）型の静止検出器であり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。同様
に、ここに記載したシステムは、ツー・スライス型及び
フォー・スライス型であったが、任意のマルチスライス
型システムを用いることができる。更に、検出器アレイ
位置決定システムを詳細に記載したが、検出器アレイの
位置及びＸ線ビームのプロファイルをコンピュータ３６
を用いて決定してもよい。例えば、コンピュータ３６の
メモリに記憶されているアルゴリズムを用いて、上述の
比及び関係をコンピュータ３６によって決定し、プリ・
ペイシェント・コリメータのカムの位置を制御して、Ｘ
線ビームの本影を変化させると共に、検出器アレイを調
節する際に操作者によって用いられるように陰極線管表
示装置への出力を形成してもよい。従って、本発明の要
旨は、特許請求の範囲によって限定されるものとする。
【図１】ＣＴイメージング・システムの見取り図であ
る。
る。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】ＣＴシステムの検出器アレイの斜視図である。
【図４】検出器モジュールの斜視図である。
【図５】図１に示すＣＴイメージング・システムの概略
構成配置図である。
構成配置図である。
【図６】ＣＴイメージング・システムの代替的な実施例
の概略構成配置図である。
の概略構成配置図である。
【図７】検出器セル信号対コリメータ・オフセット位置
のグラフである。
のグラフである。
【図８】図１に示すＣＴイメージング・システムの一実
施例の概略構成配置図である。
施例の概略構成配置図である。
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 ２４ 回転中心 ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線制御装置 ３０ ガントリ・モータ制御装置 ３２ データ取得システム 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 陰極線管表示装置 ４４ テーブル・モータ制御装置 ５８ 検出器モジュール ６０ 検出器ハウジング ６２ シンチレータ・アレイ ６４ 基材 ６６ スイッチ装置 ６８ デコーダ ７０ 電気ケーブル ８０、１００ 検出器アレイ位置決定システム ８２、８４、１０２、１０４、１０６、１０８ 検出器
セルの行 ８６、８８、１１０、１１２、１１４、１１６ ｚ位置
セル ９０ Ｘ線源焦点 ９２ プリ・ペイシェント・コリメータ ９４ ファン・ビーム平面 ９６ 照射区域 １２０Ａ、１２０Ｂ 偏心カム
セルの行 ８６、８８、１１０、１１２、１１４、１１６ ｚ位置
セル ９０ Ｘ線源焦点 ９２ プリ・ペイシェント・コリメータ ９４ ファン・ビーム平面 ９６ 照射区域 １２０Ａ、１２０Ｂ 偏心カム
Claims (29)
- 【請求項１】 ｚ軸に沿って変位されている少なくとも
２行の検出器セルを有するマルチスライス型検出器アレ
イと、該検出器アレイに向かってＸ線ビームを放射する
Ｘ線源とを備えたイメージング・システムにおいて、検
出器アレイの位置を整列させる方法であって、 前記検出器アレイを用いてＸ線ビームのｚ軸プロファイ
ルを決定する工程と、 該決定されたＸ線ビームのｚ軸プロファイルに基づい
て、前記検出器アレイの位置を調節する工程と、を有す
る検出器アレイ位置整列方法。 - 【請求項２】 前記のＸ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定する工程は、Ｘ線ビームの本影の位置を決定する工
程を含んでいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記の検出器アレイの位置を調節する工
程は、前記検出器アレイの位置を前記Ｘ線ビームの本影
の位置からｚ軸補正ファクタ分だけずらす工程を含んで
いる請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 前記のＸ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定する工程は、前記検出器アレイの少なくとも第１の
検出器セルの行の第１の検出器セル及び第２の検出器セ
ルの行の第２の検出器セルから別個の信号を得る工程
と、該別個の信号の強度から前記Ｘ線ビームの本影の位
置を決定する工程とを含んでいる請求項２に記載の方
法。 - 【請求項５】 前記第１の検出器セルからの前記信号は
強度Ａを有しており、前記第２の検出器セルからの前記
信号は強度Ｂを有しており、前記のＸ線ビームの本影の
位置を決定する工程が、前記強度Ａ及びＢから導かれる
［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］を用いて行われる請求項２
に記載の方法。 - 【請求項６】 前記の検出器アレイの位置を調節する工
程は、次の関係 ｚ軸補正ファクタ＝（Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋
Ｂ）］） を用いて行われ、ここで、Ｓ＝ｚ軸距離拡縮ファクタで
ある請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 前記イメージング・システムは、前記Ｘ
線ビームの前記ｚ軸プロファイルを変更するための複数
の位置を持つ調節自在のプリ・ペイシェント・コリメー
タを更に含んでおり、前記のｚ軸プロファイルを決定す
る工程は、前記検出器アレイに向かって前記Ｘ線ビーム
を放射する工程と、前記コリメータの各々の位置毎に前
記検出器アレイからデータを収集しながら、前記プリ・
ペイシェント・コリメータの位置を変更する工程とを含
んでいる請求項２に記載の方法。 - 【請求項８】 前記の決定されたＸ線ビームのｚ軸プロ
ファイルに基づいて検出器アレイの位置を調節する工程
は、前記Ｘ線ビームの本影の範囲内に前記検出器アレイ
を配置する工程を含んでいる請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 前記のＸ線ビームの本影の位置を決定す
る工程は、Ｘ線ビームの本影の中心を決定する工程を含
んでいる請求項２に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記プリ・ペイシェント・コリメータ
は、前記Ｘ線ビームの対向する両側に配置されている少
なくとも第１のカムと第２のカムとを含んでおり、前記
Ｘ線ビームの本影の中心は、 ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２ であり、ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビ
ームの中心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、
ａ＝カムａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置
とエッジ位置との間の差であり、また Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ（ｉ，ｃ）／ＳＣ
（ｉ，ｃ）］ であって、ここで、ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距
離、ＳＣ＝Ｘ線源とコリメータ・カムとの間の距離、δ
（ｉ，ｃ）＝公称初期カム位置と測定されたカム・エッ
ジ位置との間の距離であり、また δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ） であって、ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出
器のエッジに交差する、ビーム中心に対する測定された
カム・エッジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期
カム位置であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）であ
る請求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】 ｚ軸に沿って変位配置されている少な
くとも２行の検出器セルを有するマルチスライス型検出
器アレイと、該検出器アレイに向かってＸ線ビームを放
射するＸ線源とを備えたイメージング・システムにおい
て、検出器アレイの位置を整列させるシステムであっ
て、 前記検出器アレイを用いてＸ線ビームのｚ軸プロファイ
ルを決定し、該決定されたＸ線ビームのｚ軸プロファイ
ルに基づいて、前記検出器アレイの位置を調節するよう
に構成されている検出器アレイ位置整列システム。 - 【請求項１２】 前記Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定するために、Ｘ線ビームの本影の位置を決定するよ
うに構成されている請求項１１に記載のシステム。 - 【請求項１３】 前記検出器アレイの位置を調節するた
めに、前記検出器アレイの位置を前記Ｘ線ビームの本影
の位置からｚ軸補正ファクタ分だけずらすように構成さ
れている請求項１２に記載のシステム。 - 【請求項１４】 前記Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定するために、前記検出器アレイの少なくとも第１の
検出器セルの行の第１の検出器セル及び第２の検出器セ
ルの行の第２の検出器セルから別個の信号を求め、該別
個の信号の強度から前記Ｘ線ビームの本影の位置を決定
するように構成されている請求項１２に記載のシステ
ム。 - 【請求項１５】 前記第１の検出器セルからの前記信号
は強度Ａを有しいると共に前記第２の検出器セルからの
前記信号は強度Ｂを有している場合に、関係［（Ｂ−
Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］を用いて前記強度Ａ及びＢから前記
Ｘ線ビームの本影の位置を決定するように構成されてい
る請求項１２に記載のシステム。 - 【請求項１６】 前記検出器アレイの位置を調節するた
めに、検出器アレイの位置を決定するように構成されて
おり、その場合に、 （Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］）＝ｚ軸補正ファク
タ を使用し、ここで、Ｓ＝ｚ軸距離拡縮ファクタである請
求項１５に記載のシステム。 - 【請求項１７】 前記イメージング・システムは、前記
Ｘ線ビームの前記ｚ軸プロファイルを変更するための複
数の位置を持つ調節自在のプリ・ペイシェント・コリメ
ータを更に含んでおり、前記検出器アレイ位置整列シス
テムは、前記ｚ軸プロファイルを決定するために、前記
検出器アレイに向かって前記Ｘ線ビームを放射し、前記
コリメータの各々の位置毎に前記検出器アレイからデー
タを収集しながら、前記プリ・ペイシェント・コリメー
タの位置を変更するように構成されている請求項１２に
記載のシステム。 - 【請求項１８】 前記決定されたＸ線ビームのｚ軸プロ
ファイルに基づいて前記検出器アレイの位置を調節する
ために、前記Ｘ線ビームの本影の範囲内に前記検出器ア
レイを配置するように構成されている請求項１７に記載
のシステム。 - 【請求項１９】 前記Ｘ線ビームの本影の位置を決定す
るために、前記Ｘ線ビームの本影の中心を決定するよう
に構成されている請求項１２に記載のシステム。 - 【請求項２０】 前記プリ・ペイシェント・コリメータ
は、前記Ｘ線ビームの対向する両側に配置されている少
なくとも第１のカムと第２のカムとを含んでおり、前記
Ｘ線ビームの本影の中心は、 ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２ であり、ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビ
ームの中心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、
ａ＝カムａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置
とエッジ位置との間の差であり、また Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ（ｉ，ｃ）／ＳＣ
（ｉ，ｃ）］ であって、ここで、ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距
離、ＳＣ＝Ｘ線源とコリメータ・カムとの間の距離、δ
（ｉ，ｃ）＝公称初期カム位置と測定されたカム・エッ
ジ位置との間の距離であり、また δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ） であって、ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出
器のエッジに交差する、ビーム中心に対する測定された
カム・エッジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期
カム位置であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）であ
る請求項１９に記載のシステム。 - 【請求項２１】 ｚ軸に沿って変位配置されている少な
くとも２行の検出器セルを有するマルチスライス型検出
器アレイと、該検出器アレイに向かってＸ線ビームを放
射するＸ線源と、前記検出器アレイ及び前記Ｘ線源に結
合されたコンピュータとを備えたイメージング・システ
ムであって、 前記コンピュータは、前記検出器アレイを用いてＸ線ビ
ームのｚ軸プロファイルを決定し、該決定されたＸ線ビ
ームのｚ軸プロファイルに基づいて前記検出器アレイの
調節後の位置を決定するようにプログラムされているこ
とを特徴とするイメージング・システム。 - 【請求項２２】 前記Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定するために、前記コンピュータは、Ｘ線ビームの本
影の位置を決定するようにプログラムされている請求項
２１に記載のイメージング・システム。 - 【請求項２３】 前記検出器アレイの位置を調節するた
めに、前記コンピュータは、前記検出器アレイの位置を
前記Ｘ線ビームの本影の位置からｚ軸補正ファクタ分だ
けずらすようにプログラムされている請求項２２に記載
のイメージング・システム。 - 【請求項２４】 前記Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを
決定するために、前記コンピュータは、前記検出器アレ
イの少なくとも第１の検出器セルの行の第１の検出器セ
ル及び第２の検出器セルの行の第２の検出器セルから別
個の信号を求め、該別個の信号の強度から前記Ｘ線ビー
ムの本影の位置を決定するようにプログラムされている
請求項２２に記載のイメージング・システム。 - 【請求項２５】 前記第１の検出器セルからの前記信号
は強度Ａを有していると共に前記第２の検出器セルから
の前記信号は強度Ｂを有している場合において、前記コ
ンピュータは、関係［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］を用い
て前記強度Ａ及びＢからＸ線ビームの本影の位置を決定
するようにプログラムされている請求項２２に記載のイ
メージング・システム。 - 【請求項２６】 前記検出器アレイの調節後の位置を決
定するために、前記コンピュータは、以下の関係 （Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］）＝ｚ軸補正ファク
タ を決定するようにプログラムされており、ここで、Ｓ＝
ｚ軸距離拡縮ファクタである請求項２５に記載のイメー
ジング・システム。 - 【請求項２７】 前記イメージング・システムは、前記
Ｘ線ビームの前記ｚ軸プロファイルを変更するための複
数の位置を持つ調節自在のプリ・ペイシェント・コリメ
ータを更に含んでおり、前記コンピュータは、前記ｚ軸
プロファイルを決定するために、前記Ｘ線源が前記検出
器アレイに向かって前記Ｘ線ビームを放射することを可
能にし、前記コリメータの各々の位置毎に前記検出器ア
レイからデータを収集しながら、前記プリ・ペイシェン
ト・コリメータの前記位置を変更するようにプログラム
されている請求項２２に記載のイメージング・システ
ム。 - 【請求項２８】 前記Ｘ線ビームの本影の位置を決定す
るために、前記コンピュータは、Ｘ線ビームの本影の中
心を決定するようにプログラムされている請求項２２に
記載のイメージング・システム。 - 【請求項２９】 前記プリ・ペイシェント・コリメータ
は、前記Ｘ線ビームの対向する両側に配置されている少
なくとも第１のカムと第２のカムとを含んでおり、前記
Ｘ線ビームの本影の中心は、 ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２ であり、ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビ
ームの中心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、
ａ＝カムａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置
とエッジ位置との間の差であり、また Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ（ｉ，ｃ）／ＳＣ
（ｉ，ｃ）］ であって、ここで、ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距
離、ＳＣ＝Ｘ線源とコリメータ・カムとの間の距離、δ
（ｉ，ｃ）＝公称初期カム位置と測定されたカム・エッ
ジ位置との間の距離であり、また δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ） であって、ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出
器のエッジに交差する、ビーム中心に対する測定された
カム・エッジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期
カム位置であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）であ
る請求項２８に記載のイメージング・システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/139995 | 1998-08-25 | ||
| US09/139,995 US6056437A (en) | 1998-08-25 | 1998-08-25 | Methods and apparatus for imaging system detector alignment |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000079115A true JP2000079115A (ja) | 2000-03-21 |
| JP2000079115A5 JP2000079115A5 (ja) | 2008-10-16 |
| JP4424563B2 JP4424563B2 (ja) | 2010-03-03 |
Family
ID=22489250
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23487399A Expired - Lifetime JP4424563B2 (ja) | 1998-08-25 | 1999-08-23 | イメージング・システムにおける検出器アレイ位置整列方法及び装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6056437A (ja) |
| EP (1) | EP0982603B1 (ja) |
| JP (1) | JP4424563B2 (ja) |
| DE (1) | DE69936327T2 (ja) |
| IL (1) | IL131533A0 (ja) |
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