JP2007014783A - コンピュータ断層撮影装置における焦点調整方法 - Google Patents

Abstract

【課題】測定費用および時間的費用が最小限ですむようにする。
【解決手段】システム軸線４の周りを回転しかつ跳躍焦点を有する少なくとも１つのＸ線管２と複数の検出素子を有する多列検出器３とを備え、焦点が、定められた焦点跳躍周波数で陽極上において位置を１次元または２次元で変化し、定められた検出器走査周波数で検出器３の検出素子の出力信号が積分され、焦点跳躍周波数が検出器走査周波数に等しく、焦点位置が撮影中に１次元で交替する場合には球形の吸収体の少なくとも３つのサイノグラムが、もしくは焦点位置が撮影中に２次元で交替する場合には球形の吸収体の少なくとも５つのサイノグラムが、焦点位置および検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相に関する異なるパラメータで取得され、取得されたサイノグラムから、焦点の移動方向に関して中心ビームの位置が算出され、検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相が定められかつ相応に予め与えられた値に調整される。
【選択図】図１

Description

本発明は、システム軸線の周りを回転しかつ跳躍焦点を有する少なくとも１つのＸ線管と少なくとも１つのＸ線管に対向しかつ複数の検出素子を有する多列検出器とを備えたコンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）における焦点調整方法において、焦点が、定められた焦点跳躍周波数で陽極上において１次元または２次元にて変化し、定められた検出器走査周波数で検出器の検出素子の出力信号が積分され、焦点跳躍周波数が検出器走査周波数に等しく、跳躍された焦点位置および焦点跳躍周波数と検出器走査周波数との間の位相ずれが調整される方法に関する。

ＣＴ装置の空間分解能を改善するために跳躍焦点メカニズムが使用可能であることは一般に知られている。Ｘ線管における磁気偏向システムによって、放射を発生する電子線が次のように、すなわち、定められた跳躍焦点周波数で陽極上の多数の位置が跳躍され、それにより各検出素子が相応に異なるＸ線方向から照射され、それにより投影ごとに多重照射されるように制御される。それに応じて、ガントリの１回転当たりの投影数、回転速度および異なる跳躍焦点位置の個数からもたらされる周波数にて検出器信号の走査が行なわれる。適切にずらされたＸ線焦点の重心による走査が行なわれるならば、有効な走査速度が何倍にも増やされ、それによりＣＴ検査の分解能および質が改善される。

焦点偏向は、軸方向（＝Ｚ方向＝システム軸線方向）にもトランスアキシャル方向（＝φ方向＝周辺方向＝方位角方向）にも、あるいは両方向の組み合わせ方向に行なうことができる。いずれの場合にも、焦点の偏向運動（＝焦点跳躍周波数）とデータ取得周波数（＝検出器走査周波数）との間の位相関係、跳躍焦点位置における偏向差および陽極上の絶対的な焦点位置（焦点オフセット）を決定することが必要である。

例えば、２つの位置での方位角方向への跳躍焦点の変位（焦点オフセット）の正しい選択によって、ガントリの回転中心における焦点アライメントに応じて、方位角方向の跳躍焦点に関して検出器ピクセルの４倍走査および公知の検出素子の１／４のずれが達成される。それにより投影システム（＝焦点−検出器システム）の４倍高い伝送周波数が可能になる。

このためには、焦点跳躍周波数と検出器走査周波数との位相差と、跳躍焦点（ジャンプフォーカスとも呼ばれている）のアライメントとを綿密に合わせることが必要である。基本的にはこれらの量は円走査によるＣＴスキャンおよび跳躍焦点動作における適切なファントムから求められる。ファントムとしては、離心した強く減弱させる小さい球または（跳躍焦点が方位角方向にのみ跳躍する場合）小さい円筒が適している。現在のところ、前述の位相差と跳躍焦点のアライメントとを合わせることは、何回もの測定および中間評価による最適焦点偏向および最適位相を目指した反復法によって行なわれる。

この種の反復法は非常に時間がかかって高コストとなり、従って簡略化されて短縮されることが望まれている。

従って本発明の課題は、測定費用および時間的費用を最小限ですませる、跳躍焦点を有するＣＴ装置における焦点調整方法を提供することにある。

この課題は独立の請求項の特徴によって解決される。本方法の有利な実施態様は従属請求項に記載されている。

本発明者は、焦点位置および検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相に関する異なるパラメータでファントムの僅かの個数のサイノグラムを取得することにより、跳躍された焦点位置および位相調整のための正しい補正値を、直接に、反復法を用いることなく、求めることができることを認識した。

従って、本発明者は、システム軸線の周りを回転しかつ跳躍焦点を有する少なくとも１つのＸ線管と、少なくとも１つのＸ線管に対向しかつ複数の検出素子を有する多列検出器とを備えたＣＴにおける非反復式の焦点調整方法において、焦点が、定められた焦点跳躍周波数で陽極上において１次元または２次元にて変化し、定められた検出器走査周波数で検出器の検出素子の出力信号が積分され、焦点跳躍周波数は検出器走査周波数に等しく、焦点位置が撮影中に１次元で交替する場合には球形または円筒形の吸収体の少なくとも３つのサイノグラムが、もしくは焦点位置が撮影中に２次元で交替する場合には球形または円筒形の吸収体の少なくとも５つのサイノグラムが、焦点位置および検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相に関する異なるパラメータで取得され、取得されたサイノグラムから、焦点の移動方向に関して中心ビームの位置が算出され、検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相が定められかつ相応に予め与えられた値に調整されることを提案する。

これによって、反復ステップを放棄することができ、正しいもしくは最適な位相に調整することができる。測定されたサイノグラムの指定された最小値は数学的に必要な最小値であり、これは正確な計算のために必要であり、測定値の範囲内において線形関係が存在しなければならない。しかしながら、本発明の範囲内において正確性の改善を生じさせる多数の測定が実施される場合もあるが、しかし反復法は行なわれない。すなわち、全ての測定が同じ条件で、従って同じ焦点オフセットで行なわれ、測定間において焦点オフセットの調整および選択された位相への近似は行なわれない。

焦点変位のスケーリングおよび補間により所望の焦点位置および位相を決定するために必要な焦点変位を求めることによって、測定結果を補足することが好ましい。

１次元における焦点変位のスケーリングのために次の式が使用される。

但し、Θ₁およびΘ₂は第１および第２の焦点位置のアライメント（ａｌｉｇｎｍｅｎｔ）であり、τ_iは検出器走査周波数ｆ_Dと焦点跳躍周波数ｆ_Fとの間の位相に相当し、ρ_kは焦点変位に比例する値、特に偏向電流に相当する。
アライメントΘ₁，Θ₂は、それぞれの焦点位置のサイノグラムから、次の式に従って算出される。

但し、β（α）はサイノグラムにおける吸収体の吸収の重心線であり、αは投影角に相当する。

調整された検出器オフセットと調整された焦点位置との間の相互作用から検出器チャンネルの等距離のオーバーサンプリングが達成される。

更に、焦点位置および検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相を、台形状時間関数を介する補間によって求めることが提案される。

従って、本発明によれば、動的な焦点偏向の位相、振幅およびオフセットを決定するための非反復式の方法が提案される。それゆえ、焦点アライメント調整を著しく高速化することができる。従って、位相、偏向振幅および焦点オフセットのための種々の値の適切な決定によって、適切なファントムによる順次測定から最適値を算出することができる。

本発明の説明のために図面に基づいて跳躍焦点を有するＣＴによる対象の走査の状況を説明する。この場合に、一般性の制限なしに、まず、方位角方向における２つの異なる焦点位置を有する１つのみの跳躍焦点を示し、それに続いてシステム軸線方向への跳躍焦点の拡張を示す。図においては、本発明の理解のために必要な特徴のみが示されている。
図１はＣＴの概観図を示し、
図２は１／８のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの標準焦点を概略図で示し、
図３はシステム軸線の周りに１８０°回転後における図２の表示を示し、
図４は対向する投影方向からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子の断面を示し、
図５は１／４のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの２つの焦点位置を有する跳躍焦点を概略図で示し、
図６はシステム軸線の周りに１８０°回転後における図５の表示を示し、
図７は対向する投影方向からでかつ方位角方向の２つの異なる焦点位置からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子を断面図で示し、
図８は１／４のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの４つの焦点位置を有する跳躍焦点を概略図で示し、
図９はシステム軸線の周りに１８０°回転後における図８の表示を示し、
図１０は対向する投影方向からでかつ方位角方向およびｚ方向のそれぞれ２つの異なる焦点位置からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子を断面図で示し、
図１１は４つの焦点位置の模範的な跳躍順序を示し、
図１２はＣＴのサイノグラムにおける離心した測定点の軌道を示し、
図１３は図８による跳躍焦点の焦点Ｚ跳躍、焦点φ跳躍および検出器の積分タイミングを示し、
図１４は焦点調整のための測定値および外挿値の表示を示す。

図面においては次の符号および式上の記号が使用されている。１：ＣＴ（コンピュータ断層撮影装置）、２：Ｘ線管、２．ｘ：焦点位置、３：検出器、３．ｘ：検出素子、４：システム軸線／ｚ軸、５：ＣＴハウジング、６：患者用寝台、７：患者、８：ガントリ開口、９：計算および制御ユニット、１０：データ／制御線、１１：陽極、１２．ｘ．ｙ：走査ビーム、１３：吸収体、Ｉ−ＩＶ：跳躍焦点位置の順序、ｆ_D：検出器走査周波数、ｆ_F：焦点跳躍周波数、Ｍ：検出素子の中心、Ｐｒｇ_x：コンピュータプログラム、Ｒ_d：回転中心に対する検出器の距離、Ｒ_f：回転中心に対する焦点の距離、Ｓ：回転中心における検出器チャンネルの物理的な大きさ、ｔ：時間、ｚ：ｚ軸、α：投影角、β（α）：吸収体の重心線、β：吸収体を通るビーム角、φ：周囲角、Θ：アライメント値、ρ：偏向電流の振幅、η：焦点のオフセット、τ：検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相、∫：積分タイミング。

図１は、本発明による方法が適用される典型的なコンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）を示す。ＣＴ１は、ハウジング５内において詳しくは図示されていないガントリに取付けられたＸ線管２を有する。Ｘ線管２においては、種々の焦点位置がｚ軸４の方向および／またはφ方向（＝ｚ軸４の周りの回転方向）に制御可能である。焦点位置の制御は、焦点を形成する電子線の偏向によって、かつＸ線管内における１つ又は複数の図示されていない電磁石の磁場によって行なわれる。電子線の偏向は、少なくとも限定された範囲内では偏向磁石システムの電流に対して線形である。

Ｘ線管２に対向して多列検出器３が存在し、多列検出器３はＸ線管２と共にここではシステム軸線に相当するｚ軸の周りを円形移動させられる。Ｘ線管２から出る放射はビーム経路内にある対象を通過する際のＸ線吸収を測定される。対象として、ここでは、寝台６上でシステム軸線４の方向に移動可能に配置されている患者７が示されている。これによって公知のようにして患者７の全体または部分の走査が行なわれる。

システム全体の制御は、データ／制御線１０を介して計算および制御ユニット９から行なわれる。計算および制御ユニット９は、組み込まれたプログラムＰｒｇ_xにより、受信した検出器出力データの評価も行なう。特に、これにより焦点位置の制御および検出器データの積分タイミングが実行される。

位置固定の焦点の場合、検出器システムの走査分解能を改善するために、たいてい検出器のいわゆる１／４のずれが使用される。この１／４のずれの場合、検出器列はシステム軸線を通るＸ線管中心ビームに対して検出器幅の４分の１だけ方位角方向にずらされている。これによって、図２および図３に示されているように、１８０°ずらされた焦点−検出器システムにおいて陽極１１上における位置固定の焦点２．１から出発する２つの異なる走査ビーム１２．１．１および１２．１．２が生じる。従って、焦点−検出器システムの一回転時に、対向する走査は走査ビームに関して少しずらされているので、重複した走査を回避することができ、一回転の各半回転が新たな走査情報を供給する。

図４には、対向する投影方向からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出エレメント３．ｎの断面が示されている。容易に分かるように、対向する焦点位置から発生された両ビームについて、それぞれ、検出素子の中心線Ｍから見て、検出器幅の１／４のずれが生じる。

このような走査の場合、吸収データが多数の小さい角度増分にわたって積算され、角度増分のその都度の平均値がその都度の投影の理想の角度とみなされる。

図５および図６に示されているように、このような単一焦点システムにおいて離心して存在するできるだけ点状の吸収体１３が模範的に観察され、図１２に示されているようにサイノグラムが取得される場合、焦点の位置は、サイノグラムデータとその中で認識することができる吸収推移とから、次の式により算出することができる。

但し、αは投影角度、βは吸収体を通るビーム角、Θはアライメント（＝焦点の変位［単位：ラジアン］）に相当する。サイノグラムの表示において、破線の中心線β（α）は、サイノグラム上において吸収体に起因する吸収推移の重心線である。

図５および図６には、方位角方向に２つの焦点位置を有する跳躍焦点がそれぞれ１８０°ずらされた撮影位置で示されている。この場合に、焦点シフトによって１／８のずれを有する検出器システムの場合、検出素子３．ｎごとに、異なる投影角を有する４つの異なる走査ビーム１２．１．１，１２．１．２，１２．２．１，１２．２．２が生じる。焦点の跳躍リズムと検出器の積分タイミングとを正確に合わせること、および焦点の正確な位置決めが必要である。

さらに、図７には、図５および図６に対応した２つの異なる投影方向からでかつ方位角方向すなわちφ方向の２つの異なる焦点位置からのビーム１２．ｘ．ｙの局部的分布と共に、回転中心おける仮想の検出素子の断面が示されている。

次に、例えば図８および図９に示されているように、４つの異なる位置を有する跳躍焦点について説明する。この場合に、焦点は方位角方向にもｚ軸方向にも跳躍するので、またもや図５および図６に対して２倍の数の走査ビームが得られる。

図１０には、対向する投影方向からでかつ方位角方向およびｚ方向のそれぞれ２つの異なる焦点位置からのビームの局部的分布と共に、回転中心における仮想の検出素子３．ｎの相応の平面図が示されている。ビームの付加的なｚシフトのより良い表示のために、ここでは平面図が選ばれ、記号＋により示された矢印はビームが紙面へ入る方向を、そして記号●により示された矢印はビームが紙面から出る方向を示す。

図２〜１０に関して指摘しておくに、これらは種々の焦点配置または跳躍焦点配置による走査状況を概略的に示しているだけである。実際には焦点−検出器システムの回転中に走査が行なわれ、同時に多数の微小角度区分に亘る検出器信号の積分が行なわれ、これらの（空間）角度区分の重心線は単純化して走査ビームと見なされる。

図１１には、焦点位置の跳躍順序の例が示されている。ここでは、４つの焦点位置Ｉ〜ＩＶがそれらの跳躍順序に従って示されている。つまり、焦点位置が１つのｚ位置上で先ず位置Ｉから方位角の異なる位置ＩＩへ跳躍し、続いて位置ＩＩから位置ＩＩＩへｚ位置も方位角位置も変化する。その後位置ＩＩＩから位置ＩＶへ方位角座標のみ変化する。その後ｚ位置も方位角位置も変化することにより再び位置Ｉに戻る。

図１３には、上から下に向かって、図８による跳躍焦点の焦点Ｚ跳躍ｚ、焦点φ跳躍φおよび検出器の積分タイミング∫がそれぞれ時間軸ｔに対する推移にて互いに位相正しく示されている。

走査ビームの常に細かい区分によって、同時に正しい積分タイミングに結び付けられた跳躍焦点位置の正しいアライメントが、従って位置変化と積分特性との間の正しい位相関係の調整が非常に重要になり、ここでは、正しい積分タイミングおよび正しい跳躍焦点アライメントの調整の簡単かつ高速の変形例が示されるべきである。特に、焦点位置のアライメントの反復法は焦点位置の個数増大にともなって過度に高コストとなる。

本発明によれば、焦点位置および積分周波数と跳躍焦点の位置変化周波数との間の位相を決定および調整するために、表１によるパラメータ化による多数の測定が行なわれる。跳躍焦点が１つの座標のみで位置変化する場合には３つの測定が必要であり、跳躍焦点が２つの座標で位置変化する場合には５つの測定が必要である。

焦点を方位角方向に調整する際にオフセットが定められなければならないのに対して、焦点をシステム軸線方向に調整する際にはオフセットは重要性を持たない。

焦点位相τは検出器積分時間の単位で指定されている。振幅値ρは異ならせて選ぶべきであり、例えば焦点変位のための偏向電流の動的範囲内に等間隔に分布しているとよい。オフセットηは所望の重心からの焦点位置の重心の偏差である。

次に、方位角方向の跳躍焦点の例にてＮ個の測定の評価を説明する。各測定から偶数および奇数の投影の焦点アライメントΘ_g，Θ_uが求められる。焦点アライメント値の差がパラメータτ，ρの関数として得られる。線形関係の前提のもとに、ρ＝一定について、Θ（τ，ρ）の平均がスケーリングによって決定され、この際に、

が当てはまる。各ρ_kについて補間によって、最大に属する位相τ^* _kを決定することができる。その後最適位相が平均値としてもたらされる。

最適な偏向振幅は、２つの位置を有する跳躍焦点の場合、
（Θ_g−Θ_u）（τ^* _k，ρ^opt）＝０．５
について達成される。相応の値は関数（Θ_g−Θ_u）（τ^* _k，ρ）の補間によって決定される。

例えば、位相τ₁，τ₁＋１／２による両測定から、陽極板におけるオフセット偏向η₁に割り当てられた焦点オフセットΘ^intを次式により求めることができる。

オフセット値Θ^intは、Θ_u ^intおよびΘ_g ^intの平均値として算出される。最適なオフセット値Θ^optを得ようと努める場合に、例えば１／８のずれについては、ビームセットから、陽極板においてそのために必要な焦点偏向η^optが求まる。

この場合にＲ_fは焦点−回転中心間距離、Ｒ_dは回転中心−検出器間距離、Ｓは回転中心における検出器チャンネルの物理的な大きさである。

同様に、Ｚ跳躍焦点の最適な位相および最適な振幅が求められる。オフセット決定はこの場合画像再構成にとって重要でない。Θ_g−Θ_uは、球形ファントムによる測定において、サイノグラムにおける相応のｚ重心線座標の差計算によって求められる。

図１４はこの計算の具体例を示す。質点は離心して焦点−検出器システムの測定範囲内に持ち込まれ、焦点変位に比例すると見なされる偏向電流ρの異なる値において検出器システムの積分周波数と焦点跳躍周波数との間の位相差τがサイノグラムによって作成される。この場合に測定データは、焦点位置ごとに各パラメータセットにつき１つのサイノグラムが作成されるにように区分される。これらのサイノグラムから次の式

によりアライメント値Θが算出され、パラメータセットごとに、座標上の異なる焦点位置の差Θ_g−Θ_uが求められる。ここでは、インデックスｇ，ｕは２つの異なる位置を表す。

このようにして得られた差値（Θ_g−Θ_u）（τ_i，ρ_k）は、一定の位相または一定の偏向電流における線形スケーリングによって異なる偏向電流または位相のための別の差値に対して次の式で補足される。

３次元座標系における差値（Θ_g−Θ_u）（τ_i，ρ_k）は図１１に従ってほぼ放物線状に推移するので、それぞれ３つの値セットから、一定の偏向電流ρ（より正確に言うならば時間的に交番する偏向電流の振幅）を有する放物線関数がこの曲線について算出され、それにより最大値が決定される。この放物線は、ほぼ、一定の位相τにおける差値Θ_g−Θ_uの推移に相当する。ここでは差値Θ_g−Θ_uが本発明に従って最高値を有するので、ここでも位相τが最適に置かれる。基本的には、その推移は他の関数、例えば２乗関数によっても近似することができる。自明のごとく、３つよりも多い測定値もしくは補間値が存在する場合、それによって事情によっては存在し得る測定誤差が補償されるので有利である。

関数のこの最大値が偏向電流ρの種々の値について算出される場合、最大値の推移を決定することができ、最大値において０．５の値を生じる関数推移を有する偏向電流を求めることができる。２つの焦点位置を有する跳躍焦点の場合に最適な偏向電流、従って最適な変位が見いだされる。

図１１に示されているように方位角方向およびシステム軸線方向に４つの位置を有する跳躍焦点のための測定を実施しようとする場合、先ず方位角方向への調整によって位相τ、振幅ρおよびオフセットηを第１のｚ位置に決定することができる。続いて跳躍焦点のｚ振幅を０．５の最大値において求めることができる。最後にｚ方向への跳躍焦点の所望の変位にて第２の位置で、既に求められたτのほかに、さらに振幅ρおよびオフセットηが決定される。

図１４には、探索される放物線、つまり差値Θ_g−Θ_uのこのような推移が検出素子の幅の単位で位相τおよび偏向電流ρの関数として示されている。円で囲まれた＋印は実際に測定された値を示し、単純な＋印を付けられた位置は、スケーリングによって偏向電流のその都度の比により計算された値により求められる値を示す。

正しい位相τが少なくとも３つの測定により算出される場合、これに類似して、正しい位相により補間によって球形ファントムのＺ重心の差が値０．５に定められることによって、２つの更なる測定を用いて他の座標方向への最適な変位が算出される。

上述の算出により位相および偏向電流のための正しい値が知られている場合、これらの最適値を更なる反復ステップなしに直接に調整することができる。

本発明による上述の特徴は、本発明の範囲を逸脱することなく、その都度述べた組み合わせのみならず他の組み合わせまたは単独にて使用可能である。

以上のとおり、本発明により、ＣＴにおける非反復式の焦点調整方法が提案される。この方法においては最小限の個数のサイノグラム取得によって焦点の移動方向に対する中心ビームの位置が算出され、検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の正しい位相が算出され、そしてこれに応じて予め与えられた値が反復ステップなしに調整される。

ＣＴを示す概観図 １／８のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの標準焦点を示す概略図 システム軸線の周りに１８０°回転後における図２からの表示を示す概略図 対向する投影方向からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子を示す断面図 １／４のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの２つの焦点位置を有する跳躍焦点を示す概略図 システム軸線の周りに１８０°回転後における図５の表示を示す概略図 対向する投影方向からでかつ方位角方向の２つの異なる焦点位置からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子を示す断面図 １／４のずれを有する垂直姿勢の検出器と共にＣＴの４つの焦点位置を有する跳躍焦点を示す概略図 システム軸線の周りに１８０°回転後における図８からの表示を示す概略図 対向する投影方向からでかつ方位角方向およびｚ方向のそれぞれ２つの異なる焦点位置からのビームの局部的分布と共に回転中心における仮想の検出素子を示す断面図 ４つの焦点位置の模範的な跳躍順序を示すダイアグラム、 ＣＴのサイノグラムにおける離心した測定点の軌道を示すダイアグラム 図８による跳躍焦点の焦点Ｚ跳躍、焦点φ跳躍および検出器の積分タイミングを示すタイムチャート 焦点調整のための測定値および外挿値を説明するダイアグラム

符号の説明

１ ＣＴ（コンピュータ断層撮影装置）
２ Ｘ線管
２．ｘ 焦点位置
３ 検出器
３．ｘ 検出素子
４ システム軸線／ｚ軸
５ ＣＴハウジング
６ 患者用寝台
７ 患者
８ ガントリ開口
９ 計算および制御ユニット
１０ データ／制御線
１１ 陽極
１２．ｘ．ｙ 走査ビーム
１３ 吸収体
Ｉ−ＩＶ 跳躍焦点位置の順序
ｆ_D 検出器走査周波数
ｆ_F 焦点跳躍周波数
Ｍ 検出素子の中心
Ｐｒｇ_x コンピュータプログラム
Ｒ_d 回転中心に対する検出器の距離
Ｒ_f 回転中心に対する焦点の距離
Ｓ 回転中心における検出器チャンネルの物理的な大きさ
ｔ 時間
ｚ ｚ軸
α 投影角
β（α） 吸収体の重心線
β 吸収体を通るビーム角
φ 周囲角
Θ アライメント値
ρ 偏向電流の振幅
η 焦点のオフセット
τ 検出器走査周波数と焦点跳躍周波数との間の位相
∫ 積分タイミング

Claims (5)

1. システム軸線（４）の周りを回転しかつ跳躍焦点を有する少なくとも１つのＸ線管（２）と、少なくとも１つのＸ線管（２）に対向しかつ複数の検出素子（３．ｘ）を有する多列検出器（３）とを備えたコンピュータ断層撮影装置（１）における非反復式の焦点調整方法において、
   焦点が、定められた焦点跳躍周波数（ｆ_F）で陽極上において位置（２．ｘ）を１次元または２次元で変化し、
   定められた検出器走査周波数（ｆ_D）で検出器（３）の検出素子（３．ｘ）の出力信号が積分され、
   焦点跳躍周波数（ｆ_F）が検出器走査周波数（ｆ_D）に等しく、
   焦点位置（２．ｘ）が撮影中に１次元で交替する場合には球形の吸収体（１３）の少なくとも３つのサイノグラムが、もしくは焦点位置（２．ｘ）が撮影中に２次元で交替する場合には球形の吸収体（１３）の少なくとも５つのサイノグラムが、焦点位置（２．ｘ）および検出器走査周波数（ｆ_D）と焦点跳躍周波数（ｆ_F）との間の位相（τ）に関する異なるパラメータで取得され、
   取得されたサイノグラムから、焦点の移動方向に関して中心ビームの位置が算出され、検出器走査周波数（ｆ_D）と焦点跳躍周波数（ｆ_F）との間の位相が定められかつ相応に予め与えられた値に調整される
   ことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置における焦点調整方法。
2. 焦点位置ごとに各パラメータセットにつき１つのサイノグラムが作成され、
   サイノグラムからアライメント値Θが算出され、
   パラメータごとに座標上の異なる焦点位置（２．ｘ）についてのアライメント値の差（Θ_g−Θ_u）が定められ、
   そのようにして得られた差値が、一定の位相または一定の焦点位置において線形スケーリングによって、異なる焦点位置（２．ｘ）および位相（τ）のための別の差値に対して補足されることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. アライメント値のスケーリングのために次の式が使用されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
   

   

   （但し、Θ₁およびΘ₂は第１および第２の焦点位置のアライメントであり、τ_iは検出器走査周波数（ｆ_D）と焦点跳躍周波数（ｆ_F）との間の位相に相当し、ρ_k，ρ_iは焦点変位に比例する値に相当する。
   アライメント値Θ₁，Θ₂は、それぞれの焦点位置のサイノグラムから、次の式に従って算出される。
   

   

   但し、β（α）はサイノグラムにおける吸収体の吸収の重心線であり、αは投影角に相当する。）
4. 焦点位置（２．ｘ）および検出器走査周波数（ｆ_D）と焦点跳躍周波数（ｆ_F）との間の位相（τ）は、検出器チャンネルの等間隔のオーバーサンプリングが生じるように調整されることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
5. 焦点位置（２．ｘ）および検出器走査周波数（ｆ_D）と焦点跳躍周波数（ｆ_F）との間の位相（τ）は（Θ₁−Θ₂）（τ_i，ρ_k）の補間によって定められることを特徴とする請求項３又は４記載の方法。

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