JP2006312039A - Ｃｔのｘ線ビームのトラッキング・ループを較正する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＣＴのＸ線ビーム・トラッキングの信頼性の最適化を容易にする。
【解決手段】階段状に配置可能な可動式コリメータ（５３）と、検出器Ａ側（２１０）からＢ側（２１２）まで延在する横列（９０）、及び検出器アレイ（１８）とを備えた計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）のＸ線ビーム（１６）を配置するためのトラッキング制御パラメータを決定する方法は、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置（２２０、２２２）を決定し（１０２）、異なる検出器横列及び検出器チャネルに対応する複数のＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）を算出し（１０４）、Ｘ線ビームの配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、検出器Ａ側目標ビーム位置及び検出器Ｂ側目標ビーム位置でのＺ比曲線を比較する（１０６）。
【選択図】 図５

Description

本発明は一般的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像に関し、さらに具体的には、ＣＴのＸ線ビーム・トラッキングの信頼性の最適化を容易にするように検出器チャネルを選択する方法及び装置に関する。

マルチ・スライスＣＴシステムでは、異なる応答関数を有する複数の検出器素子にわたるＸ線ビーム半影の移動が、画像アーティファクトを齎す信号変化を引き起こし得る。検出器素子をＸ線ビーム本影内に保つためのオープニング・システム・コリメーションは、アーティファクトを防ぐことができるが、患者の被曝線量を増大させる。従って、少なくとも一つの公知のＣＴシステムは、閉ループｚ軸トラッキング・システムを用いて検出器アレイに対してＸ線ビームを配置している。

例えば、少なくとも一つの公知のＣＴイメージング・システムでは、Ｘ線コリメータ・アセンブリは、焦点スポット位置を追跡することによりマルチ・スライス検出器の作動している素子にＸ線ビームをさらに正確に配置するように構成されている可動式カムを含んでいる。明確に述べると、少なくとも一つの公知のＣＴシステムは、検出器の一端でＸ線ビーム・プロファイルを検出し、この情報を利用してカム位置を調節している。これに対して、他の公知のＣＴシステムは、検出器の両端でＸ線ビーム・プロファイルを検出し、この情報を利用してカム位置を調節している。
米国特許第６，４１１，６７７号

検出器の両端を用いると、ビーム・プロファイルが検出器を厳密に横断して移動しない場合には、Ｘ線ビームを配置する能力が高まる。しかしながら、検出器、コリメータ及びＸ線焦点スポットが正しく位置揃えされていない場合には、両システムとも信頼性が低下する。例えば、Ｘ線管が適正に配置されない場合には、Ｘ線ビームは検出器の一方の側すなわちＡ側又はＢ側のいずれかに向かって一様に変位する。さらに、Ｘ線管が適正に位置揃えされても、コリメータ及び検出器の端部が互いに対して捩れているとビーム・プロファイルが歪んで現われる。Ｘ線管、コリメータ及び／又は検出器の間の不正位置揃えは、トラッキング制御ループに用いられるＺ比であるＲの測定に影響し得る。Ｚ比は、本書で用いる場合には、検出器の一端又は両端の一組の検出器素子について、検出器内側横列信号に対する検出器外側横列信号の比であると定義される。Ｚ比は一般的には、検出器外側横列が半影すなわちＸ線ビームの辺縁部における強度低下をサンプリングするときに有用である。従って、検出器外側横列から受け取った信号がビームの本影すなわち一様強度の領域にある場合にはＺ比は一定値に近付き、これらの信号を用いて高い信頼性でビーム位置を決定することはできない。

一観点では、計算機式断層写真法イメージング・システムのＸ線ビームを配置するためのトラッキング制御パラメータを決定する方法を提供する。イメージング・システムは、階段状に配置可能な可動式コリメータと、検出器Ａ側から検出器Ｂ側に延在する横列、及び縦列を成して配列された複数の検出器素子を含む検出器アレイとを備えている。この方法は、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置を決定するステップと、異なる検出器横列及び検出器チャネルに対応する複数のＺ比曲線を算出するステップと、Ｘ線ビーム配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置でのＺ比曲線を比較するステップとを含んでいる。

もう一つの観点では、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムを提供する。このＣＴイメージング・システムは、階段状に配置可能な可動式コリメータと、検出器Ａ側から検出器Ｂ側まで延在する横列、及び縦列を成して配列された複数の検出器素子を含む検出器アレイと、コリメータ及び検出器アレイに結合されているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置を決定し、異なる検出器横列及び検出器チャネルに対応する複数のＺ比曲線を算出し、Ｘ線ビーム配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置でのＺ比曲線を比較するように構成されている。

さらにもう一つの観点では、記録された機械読み取り可能な媒体を提供する。機械読み取り可能な媒体は、階段状に配置可能な可動式コリメータと、検出器Ａ側から検出器Ｂ側まで延在する横列、及び縦列を成して配列された複数の検出器素子を含む検出器アレイとを含んでいるＣＴイメージング・システムにインストールされている。機械読み取り可能な媒体は、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置を決定し、異なる検出器横列及び検出器チャネルに対応する複数のＺ比曲線を算出し、Ｘ線ビーム配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置でのＺ比曲線を比較すべくプロセッサに命令するように構成されている。

幾つかの公知の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、患者のような撮像対象を透過する。ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象による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、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。全ての検出器からの強度測定値を別個に取得して透過プロファイルを生成する。

第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象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対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での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。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一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一組のビューを含んでいる。

アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、投影データを処理して、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド単位」（ＨＵ）と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて表示器上の対応するピクセルの輝度を制御する。

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）を行なうこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、患者を移動させながら所定の数のスライスのデータを取得する。かかるシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像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。

ヘリカル・スキャンのための再構成アルゴリズムは典型的には、収集したデータにビュー角度及び検出器チャネル番号の関数として加重する螺旋加重アルゴリズムを用いる。明確に述べると、フィルタ補正逆投影法の前に、ガントリ角度及び検出器角度の両方の関数である螺旋加重ファクタに従ってデータに加重する。次いで、加重したデータを処理してＣＴ数を生成すると共に、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。

全取得時間をさらに短縮するために、マルチ・スライスＣＴが導入されている。マルチ・スライスＣＴでは、あらゆる時間的瞬間に、多数の横列を成す投影データを同時に取得する。ヘリカル・スキャン・モードと併用すると、システムは単一の螺旋分のコーン・ビーム投影データを生成する。シングル・スライス螺旋加重方式の場合と同様に、フィルタ補正逆投影アルゴリズムの前に、投影データに加重を乗算する方法を導き出すことができる。

本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素またはステップという用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている追加の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。

また、本書で用いられる「画像を再構成する」という表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。但し、多くの実施形態は少なくとも１枚の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。

図１及び図２には、マルチ・スライス走査イメージング・システム、例えば計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線管１４（本書ではＸ線源１４とも呼ばれる）を有しており、Ｘ線管１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対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、複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列（図示されていない）によって形成されており、検出器素子２０は一括で、アレイ１８と線源１４との間の患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビームの減弱を推定するのに用いることのできる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。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列１列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、１回の走査中に複数の準並行スライス又は平行スライスに対応する投影データが同時に取得され得るように検出器素子２０の複数の平行な検出器横列を含んでいる。

ガントリ１２上の構成要素の回転及び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に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の構成要素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。画像再構成器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。画像再構成器３４は、特殊化したハードウェアであってもよいし、コンピュータ３６で実行されるコンピュータ・プログラムであってもよい。

コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示器４２例えば陰極線管又は他の適当な表示装置によって、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。操作者が供給した指令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、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の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。

一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、又はネットワーク若しくはインターネットのような他のディジタル・ソース等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２からの命令及び／又はデータを読み取る命令読み取り又は受け取り装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、光磁気ディスク（ＭＯＤ）装置又はイーサネット装置（「イーサネット」は商標）等のネットワーク接続装置を含めたその他任意のディジタル装置、並びに開発途上のディジタル手段を含んでいる。他の実施形態では、コンピュータ３６はファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。コンピュータ３６は、本書に記載する作用を実行するようにプログラムされており、本書で用いられるコンピュータという用語は当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。以上に述べた特定の実施形態は第三世代ＣＴシステムを参照しているが、本書に記載する方法は第四世代ＣＴシステム（静止型検出器−回転式Ｘ線源）にも第五世代ＣＴシステム（静止型検出器及び静止型Ｘ線源）にも同等に適用可能である。加えて、ＣＴ以外の撮像モダリティにおいても本発明の利点が得られると想到される。加えて、本書に記載する方法及び装置は医療環境において記載されているが、産業環境又は運輸環境、例えば限定しないが空港若しくは他の運輸拠点での手荷物走査システム等で典型的に用いられるシステム等のような非医用イメージング・システムにおいても本発明の利点が得られると想到される。

一実施形態では、図３に示すように、Ｘ線ビーム１６はＸ線源１４（図２に示す）の焦点スポット５１から発散する。Ｘ線ビーム１６はコリメータ５３によってコリメートされ、コリメートされたビーム１６は検出器アレイ１８に向かって投影される。検出器アレイ１８はマルチ・スライス構成で製造されており、投影データ収集のための検出器素子横列５４、５６、５８及び６０を含んでいる。一般に「ファン・ビーム面」と呼ばれる平面８６が、焦点スポット５１の中心線及びビーム１６の中心線を含んでいる。ファン・ビーム面８６は、図３では検出器アレイ１８の中心線Ｄ_０と位置揃えされているように示されているが、常にこのように位置揃えされている訳ではない。この実施形態の例では、検出器素子横列６２、６４、６６及び６８が、Ｘ線ビーム１６のｚ軸位置を決定するｚ位置検出器の役目を果たす。一実施形態では、検出器横列６２、６４、６６及び６８は検出器アレイ１８の横列である。外側横列６２及び６８は、ビーム１６の半影７０の少なくとも実質的に内部に位置するように選択され、内側横列６４及び６６は、ビーム１６の本影７２の少なくとも実質的に内部に位置するように選択される。「少なくとも実質的に内部に」とは、外側横列６２及び６８の信号強度がＸ線ビームの位置に依存し、内側横列６４及び６６の信号強度が外側横列の信号を比較する対象となる参照を提供するように、完全に内部に位置するか又は少なくとも十分に内部に位置することを意味する。一実施形態では、コリメータ５３はテーパ付きカム７４及び７６を含んでいる。（カムが「テーパを有する」と本書に記載される場合には、特に記載のない限りゼロのテーパを有するカムを排除しないものとする。）Ｘ線制御器２８はカム７４及び７６の配置を制御する。各々のカム７４及び７６を独立に配置して検出器アレイ１８の辺縁部（図示されていない）に対するＸ線本影７２の位置及び幅を変更することができる。

図４は、患者のような対象２２に照射されるＸ線量を低減することを容易にするイメージング・システム１０を較正する方法の一例１００を示す流れ図である。この実施形態の例では、方法１００は、検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置を決定するステップ１０２と、異なる検出器縦列又は横列に対応する複数のＺ比曲線を算出するステップ１０４と、最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置でのＺ比を比較するステップ１０６とを含んでいる。

図５は方法１００を説明するために用いられる検出器１８の一例である。図５に示すように、この実施形態の例では、検出器アレイ１８は、ｍ列の横列９０及びｎ列のチャネル９２（縦列９２とも呼ばれる）を成す検出器素子を含んでおり、ｍ×ｎ個の検出器素子２０のマトリクスを有する。この実施形態の例では、ｍ＝１６及びｎ＝３２であり、検出器アレイ１８は５１２個の検出器素子２０を含む。検出器アレイ１８は、１６列（ｍ＝１６）の横列９０及び３２列（ｎ＝３２）のチャネル９２を成す検出器素子２０を含むように示されているが、検出器アレイ１８は、本書に記載する本発明の範囲に影響を及ぼすことなく、任意の量の横列９０（≧４）及びチャネル９２を含み得ることを理解されたい。検出器アレイ１８はまた、全検出器の部分集合であってもよい。例えば、６４列の横列及び９１２列のチャネルを有する検出器について、幾つかのモードでは中央の１６列の横列及び９１２列のチャネルにのみＸ線を集束させる必要がある場合がある。

この実施形態の例では、前述のように、方法１００は、実時間制御ループ較正時に用いられる動作パラメータを生成するためにイメージング・システム１０によって用いられるＸ線ビーム・トラッキング方法に含まれている。従って、方法１００は、Ｘ線ビーム１６の半影７０が検出器アレイ１８の端部横列２１９を掃引するように、コリメータ・カム７４及び７６を漸増式ですなわち階段状に並進させるステップを含んでいる。例えば、図５を再び参照して、並進時に、Ｘ線ビーム１６は検出器Ａ側２１０すなわち番号の小さい横列１、２、３等に近似的に隣接して配置される。次いで、Ｘ線ビーム１６が番号の大きい横列に向かって移動するように、コリメータ・カム７４及び７６を漸増式で移動させる。さらに明確に述べると、Ｘ線ビーム１６が検出器Ｂ側２１２すなわち番号の大きい横列ｍ−２、ｍ−１、ｍ等に移動するように、コリメータ・カム７４及び７６を漸増式で移動させる。本書で用いる場合には、検出器Ａ側２１０とは、第一横列又は最下横列２１４から検出器１８の近似的に中央に位置する中央横列２１５まで延在する一定量の検出器横列を指し、検出器Ｂ側とは、中央横列２１５に隣接する横列２１６から最終横列又は最上横列２１７まで延在する一定量の検出器横列を指す。例えば、本書に記載する例示的な１６列の検出器では、Ａ側２１０は横列１〜８に延在し、Ｂ側２１２は横列９〜１６に延在している。代替的には、３２列の検出器では、Ａ側２１０は横列１〜１６に延在し、Ｂ側２１２は横列１７〜３２に延在している。

方法１００はまた、検出器１８の検出器Ａ側２１０の第一の目標Ｘ線ビーム半影位置２２０及び検出器Ｂ側２１２の第二の目標Ｘ線ビーム半影位置２２２を決定するステップ１０４を含んでいる。さらに明確に述べると、動作時には、一つのカム階段の次の階段に対する比すなわち階段比を、検出器の作動区域の端部横列２１９すなわち１６横列型検出器では横列１及び横列１６からのデータを用いて求める。例えば、この実施形態の例では、端部横列２１９は１列目の検出器横列と最終列の検出器横列すなわち１６列検出器の横列１及び横列１６を含んでいる。この実施形態の例では、目標ビーム半影位置２２０及び２２２は、検出器Ａ側２１０及び検出器Ｂ側２１２の各々の検出器横列すなわち端部横列２１９について複数の正規化された比を算出し、経験的に決定された感度関数を超えない正規化された比を有する最小コリメータ・アパーチャを見出すことにより決定される。この実施形態の例では、目標ビーム位置２２０及び２２２は、Ｚ比とは独立に生成される。さらに、目標ビーム位置２２０及び２２２は、撮像アーティファクトを低減すると同時に患者への投与線量を最小化することを容易にするように選択される。

方法１００はまた、複数のＺ比曲線をコリメータ・カム位置の関数として算出するステップを含んでおり、これら複数のＺ比曲線は、異なる検出器チャネル及び検出器横列に対応している。本書で用いる場合には、Ｚ比は、Ｚトラッキング・チャネルの内側横列に対するＺトラッキング・チャネルの外側横列の比と定義される。例えば、図３に示す外側横列６２と内側横列６４との比は検出器のＡ側でのＺ比計算に用いられ、外側横列６８と内側横列６６との比は検出器のＢ側でのＺ比計算に用いられる。第一のＺ比曲線にはチャネル１〜１２（番号の小さいチャネル）の平均を用いることができる。第二のＺ比曲線にはチャネルｎ−１２〜ｎ−１（番号の大きいチャネル）の平均を用いることができる。

次いで、コリメータ掃引走査で与えられる範囲の階段にわたって比を算出することにより、複数のＺ比曲線を生成する。例えば、図６及び図７に示すように、検出器Ａ側２１０について番号の小さいチャネル例えば１〜１２を用いて第一のＺ比曲線２３０（Ｚ比−番号小）が生成され、検出器Ａ側２１０について番号の大きいチャネル例えばｎ−１２〜ｎ−１を用いて第二のＺ比曲線２３２（Ｚ比−番号大）が生成され、検出器Ｂ側２１２について番号の小さいチャネル例えば１〜１２を用いて第三のＺ比曲線２３４（Ｚ比−番号小）が生成され、検出器Ｂ側について番号の大きいチャネル例えばｎ−１２〜ｎ−１を用いて第四のＺ比曲線２３６（Ｚ比−番号大）が生成される。さらに明確に述べると、図６及び図７に示すように、図５に示す検出器の最下横列（１）及び最上横列（１６）に対応する検出器１８の両側（Ａ側２１０及びＢ側２１２）についてＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）が算出される。

この実施形態の例では、番号の小さいチャネル及び番号の大きいチャネルを用いて生成されるＺ比に同じ検出器横列を選択している。従って、正しく位置揃えされたシステムでは、検出器１８の番号の小さいチャネル端又は番号の大きいチャネル端部の両方を用いて形成されるＺ比曲線２３０、２３２、２３４、２３６は重なり合う。

例えば、図６及び図７では、Ａ側２１０及びＢ側２１２の両方についての目標ビーム半影位置２２０及び２２２を、方法１００で決定された目標ビーム半影位置を示す縦線としてグラフに示している。この実施形態の例では、方法１００はまた、第一の動作点２５０及び第二の動作点２５２を決定するステップと、次いで、動作点２５０又は２５２のいずれかが最大格差を有するＺ比曲線を選択するステップとを含んでいる。

例えば、前述のように、Ｚ比は、検出器の一端又は両端に位置する一組の検出器素子についての内側横列信号に対する外側横列検出器信号の比である。この比は、検出器の外側横列がＸ線ビームの半影（辺縁部での強度低下）をサンプリングするときにのみ有用である。外側横列信号がビームの本影（一様強度の領域）にある場合には、Ｚ比は一定値に近付き（通常は単位量の近く）、この信号を用いて高い信頼性でビームの位置を決定することはできない。

従って、方法１００はまた、Ａ側２１０及びＢ側２１２の各々について、最も信頼性の高いＺ比曲線を選択するステップを含んでいる。例えば、この実施形態の例では、Ａ側については曲線２３０又は曲線２３２のいずれかが選択され、Ｂ側については曲線２３４又は曲線２３６のいずれかが選択される。最も信頼性の高いＺ比曲線すなわち最大格差を有するＺ比曲線を選択するステップは、各々のＺ比曲線２３０、２３２、２３４及び２３６についてＺ比曲線の最小値（ｍｉｎＺｒａｔｉｏ）を決定するステップと、各々のＺ比曲線２３０、２３２、２３４及び２３６について各々のＺ比曲線の最大値（ｍａｘＺｒａｔｉｏ）を決定するステップと、動作点での値（ｏｐＺｒａｔｉｏ）を決定するステップと、各々のＺ比曲線について格差すなわち（ｏｐＺｒａｔｉｏ−ｍｉｎＺｒａｔｉｏ）又は（ｍａｘＺｒａｔｉｏ−ｏｐＺｒａｔｉｏ）の小さい方を決定するステップと、動作点２５０又は２５２のいずれかが最大格差を有するようなＺ比曲線を選択するステップとを含んでいる。

例えば、図６に示すように、Ｚ比曲線２３０の最小値（ｍｉｎＺｒａｔｉｏ）は約０．１であり、Ｚ比曲線２３０の最大値（ｍａｘＺｒａｔｉｏ）は約１．０であり、Ｚ比曲線２３０の動作点２５０（ｏｐＺｒａｔｉｏ）すなわちＺ比曲線が目標２２０と交わる点は約０．７である。Ｚ比曲線２３０の格差は、（０．７−０．１）又は（１．０−０．７）の小さい方すなわち０．６及び０．３の小さい方である。従って、Ｚ比曲線２３０の格差は０．３である。

さらに、Ｚ比曲線２３２の最小値（ｍｉｎＺｒａｔｉｏ）は約０．１であり、Ｚ比曲線２３２の最大値（ｍａｘＺｒａｔｉｏ）は約１．０であり、Ｚ比曲線２３２の動作点２５２（ｏｐＺｒａｔｉｏ）すなわちＺ比曲線が目標２２０と交わる点は約１．０である。Ｚ比曲線２３２の格差は、（１．０−０．１）又は（１．０−１．０）の小さい方すなわち０．９と０．０の小さい方である。従って、Ｚ比曲線２３２の格差は０．０である。

従って、動作点２５０が最大格差を有しているため、Ｚ比曲線２３０を用いて通常の患者走査時にＸ線ビームを配置する。この例は検出器のＡ側２１０についてのみ示されているが、最も信頼性の高いＺ比曲線を選択するステップは、検出器Ｂ側２１２についても、前述のように動作点２５４及び２５６を決定し、該動作点が最大格差を有するＺ比すなわち曲線２３４及び曲線２３６のいずれかを選択することにより実行されることを理解されたい。従って、この実施形態の例では、Ｘ線ビームを検出器上で配置するために、側面（Ａ及びＢ）の各々について低（番号が小さい）チャネル側又は高（番号が大きい）チャネル側のいずれかが選択される。

本書では、ＣＴイメージング・システムのシステム較正を実行する方法及びシステムが記載されている。さらに明確に述べると、本書に記載しているように、検出器の低チャネル側端部又は高チャネル側端部のいずれかを用いてＺ比を算出することができる。さらに、本書に記載する方法を用いて、いずれの検出器横列がＺ比に用いられるかを最適化することができる。例えば、例示的なＶＣＴ（６４スライス）スキャナでは、Ｚ比は、３２スライス取得時には横列１８Ａ及び横列１Ａ（１８Ａ／１Ａ）を用いて算出される。Ｘ線管焦点スポットが正しく位置揃えされていないときに目標点でのＺ比の値は高チャネルＺ比及び低チャネルＺ比の両方について限界値に近くなる。従って、本書に記載する方法は、Ｚ比を算出してシステムの信頼性を高めることを容易にし、且つ／又は患者が受けるＸ線量を低減することを容易にするために、追加横列例えば１７Ａ／１Ａを用いるという柔軟性を付加している。

幾つかの実施形態では、本書に記載する方法は、コンピュータ３６、画像再構成装置３４のいずれか又は両方を制御するソフトウェア、ファームウェア又はこれらの組み合わせによって具現化される。また、追加のｚ検出器横列を設けることもできる。かかる実施形態では、ｚ検出器横列信号の様々な組み合わせを内側横列信号及び外側横列信号として用いることができ、これにより、このようなものとして識別されるようになり、或いは異なる伝達関数及び／又はさらに複雑な伝達関数を用いてビーム位置を決定することができる。

本書ではシステム１０は例としてのみ記載されており、本発明は他の形式のイメージング・システムと関連して実施され得ることを理解されたい。さらに、当業者であれば、本書に記載する較正システムが対象の位置決め又は運動の感知等のためにＸ線ビーム・トラッキング較正を必要とする他応用にも有用であることを理解されよう。

本発明を様々な特定の実施形態について記載したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内にある改変を施して本発明を実施し得ることを理解されよう。

ＣＴイメージング・システムの見取り図である。 図１に示すシステムのブロック模式図である。 図１に示すＣＴイメージング・システムの一部の模式図である。 トラッキング・ループ・パラメータを較正する方法の流れ図である。 本発明のｚ軸配置システムの一実施形態を示す図１に示すＣＴイメージング・システムの一部の模式図である。 図４に示す方法のグラフ図である。 図４に示す方法のグラフ図である。

符号の説明

１０ ＣＴイメージング・システム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線管（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
４２ 表示器
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 媒体読み取り装置
５１ 焦点スポット
５２ 媒体
５３ コリメータ
５４、５６、５８、６０、６２、６４、６６、６８ 検出器素子横列
７０ 半影
７２ 本影
７４、７６ カム
８６ ファン・ビーム平面
９０ 横列
９２ チャネル
２１４ 最下横列
２１６ 中央横列に隣接する横列
２１７ 最上横列
２１５ 中央横列
２１９ 端部横列
２２０、２２２ 目標ビーム半影位置
２３０、２３２、２３４、２３６ Ｚ比曲線
２４０、２４２ チャネル
２５０、２５２、２５４、２５６ 動作点

Claims (10)

1. 階段状に配置可能な可動式コリメータ（５３）と、
   検出器Ａ側（２１０）から検出器Ｂ側（２１２）まで延在する横列（９０）、及びチャネル（９２）を成して配列された複数の検出器素子（２０）を含む検出器アレイ（１８）と、
   前記コリメータ及び前記検出器アレイに結合されているコンピュータ（３６）と、
   を備えた計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）であって、前記コンピュータは、
   検出器Ａ側目標ビーム位置及び検出器Ｂ側目標ビーム位置（２２０、２２２）を決定し（１０２）、
   複数の検出器横列及び検出器チャネルに対応する複数のＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）を算出し（１０４）、
   Ｘ線ビーム配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、前記検出器Ａ側目標ビーム半影位置及び検出器Ｂ側目標ビーム半影位置での前記Ｚ比曲線を比較する（１０６）
   ように構成されている、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）。
2. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   前記検出器Ａ側（２１０）から前記検出器Ｂ側（２１２）まで延在する複数のコリメータ階段位置での検出器サンプルを取得し、
   少なくとも１列の検出器Ａ側横列（２１４、２１５）及び少なくとも１列の検出器Ｂ側横列（２１６、２１７）から受け取った信号の階段比を決定する
   ように構成されている、請求項１に記載のシステム（１０）。
3. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   前記階段比が経験的に決定された感度関数を超えないような最小コリメータ・アパーチャを選択することにより、前記Ｚ比とは独立に前記目標ビーム半影位置（２２０、２２２）を生成し、
   各々のＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）上で前記Ｘ線ビーム半影位置が前記目標位置にある点を決定する
   ように構成されている、請求項２に記載のシステム（１０）。
4. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   検出器Ａ側端部横列（２１９）及び検出器Ｂ側端部横列についての前記階段比を前記感度関数と比較することにより、前記検出器Ａ側（２１０）及び前記検出器Ｂ側（２１２）での前記目標ビーム半影位置（２２０、２２２）を生成する
   ように構成されている、請求項３に記載のシステム（１０）。
5. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   複数のチャネル（９２）、並びに少なくとも１列の内側横列（６４、６６）及び少なくとも１列の外側横列（６２、６８）を利用して、前記検出器Ａ側（２１０）及び前記検出器Ｂ側（２１２）について複数のＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）を生成し、
   コリメータ・カム（７４、７６）及び対応するビーム半影（７０）が前記検出器（１８）を横断して階段状に移動している間に測定される検出器チャネル信号を利用して、複数のＺ比曲線を生成し、
   その各々が前記Ｘ線ビーム半影位置（２２０、２２２）の関数であるような複数のＺ比曲線を生成する
   ように構成されている、請求項１に記載のシステム（１０）。
6. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   各々の生成されたＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）について最小値を決定し、
   各々の生成されたＺ比曲線について最大値を決定し、
   各々のＺ比曲線について動作点（２５４、２５６）を決定する
   ように構成されている、請求項５に記載のシステム（１０）。
7. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   各々のＺ比曲線（２３０、２３２、２３４、２３６）について格差を決定し、
   最大格差を有する検出器Ａ側Ｚ比曲線を選択し、
   最大格差を有する検出器Ｂ側Ｚ比曲線を選択し、
   通常の患者（２２）走査時に前記コリメータ・カム（７４、７６）及びＸ線ビーム（１６）を配置するために、前記選択されたＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル（９２）及び検出器横列（９０）を利用する
   ように構成されている、請求項３に記載のシステム（１０）。
8. 階段状に配置可能な可動式コリメータ（５３）と、検出器Ａ側（２１０）から検出器Ｂ側（２１２）まで延在する横列（９０）、及びチャネル（９２）を成して配列された複数の検出器素子（２０）を含む検出器アレイ（１８）とを含んでいる計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）にインストールされている記録された機械読み取り可能な媒体（５２）であって、
   検出器Ａ側目標ビーム位置及び検出器Ｂ側目標ビーム位置（２２０、２２２）を決定し、
   複数のＺ比（２３０、２３２、２３４、２３６）を算出し、
   Ｘ線ビーム配置を制御するために最適なＺ比曲線、並びに対応する検出器チャネル及び検出器横列を決定するように、前記検出器Ａ側目標ビーム位置及び検出器Ｂ側目標ビーム位置での前記Ｚ比曲線を比較する
   べくプロセッサに命令するように構成されている機械読み取り可能な媒体（５２）。
9. 前記検出器Ａ側（２１０）から前記検出器Ｂ側（２１２）まで延在する複数のコリメータ階段位置での検出器サンプルを取得し、
   少なくとも１列の検出器Ａ側横列（２１４、２１５）及び少なくとも１列の検出器Ｂ側横列（２１６、２１７）から受け取った信号のＺ比を決定し、
   Ｂａｔｗｉｎｇ関数を利用して前記決定されたＺ比を規格化する
   べくプロセッサに命令するようにさらに構成されている請求項８に記載の機械読み取り可能な媒体（５２）。
10. 階段比が所定の感度関数を超えないような最小コリメータ・アパーチャを選択することにより、前記Ｚ比とは独立に前記目標ビーム位置（２２０、２２２）を生成し、
    所定の限界値を超えないような規格化された比を有する前記目標ビーム位置を選択する
    べくプロセッサに命令するようにさらに構成されている請求項９に記載の機械読み取り可能な媒体（５２）。

Images