JP4187289B2 - Ｘ線管電流を変調させる方法及びシステム並びに計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム - Google Patents

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、一般的には計算機式断層写真法（ＣＴ）のイメージングに関し、より具体的には、ＣＴイメージング・システムのＸ線源に供給されるＸ線管電流を変調させることに関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの公知のＣＴシステム構成では、Ｘ線源はファン形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般的に「イメージング平面」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、患者等のイメージングされるべき物体を通過する。ビームは、物体によって減衰された後に、放射線検出器の配列に入射する。検出器配列において受け取られる減衰したビーム放射線の強度は、物体によるＸ線ビームの減衰量に依存している。配列内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるビームの減衰量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衰測定値を個別に収集して、透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００３】
公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器配列は、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、イメージング平面内でイメージング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配列からの１群のＸ線減衰測定値、即ち、投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の１回の走査は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間に様々なガントリ角度で形成された１組のビューで構成されている。軸方向走査の場合には、投影データを処理して、物体から切り取られた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 backprojection）法と呼ばれている。この方法は、ある走査からの減衰測定値を、「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド（Hounsfield）単位」と呼ばれる整数に変換し、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。
【０００４】
多数のスライスを取得するのに要求される全走査時間を短縮するために、「螺旋（ヘリカル）」走査を実行することができる。「螺旋」走査を実行するためには、所定の数のスライスについて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・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発生する。ファン・ビームによって精密に撮像された螺旋から投影データが取得され、この投影データから各々の所定のスライスの画像を再構成することができる。螺旋走査において取得されたデータから画像を再構成するのに利用可能な画像再構成アルゴリズムは、１９９５年５月９日に出願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許出願第０８／４３６，１７６号に記載されている。
【０００５】
Ｘ線管電流（「ｍＡ」）、Ｘ線管供給電圧（「ｋＶ」）、スライス厚さ、走査時間及び螺旋ピッチ等のいくつかの走査パラメータは、画質に影響を与えることが知られている。加えて、Ｘ線管電流は典型的には、患者へのＸ線の照射線量に直接的に関係する。Ｘ線管電流がより高ければ、例えば画質を改善することができるが、患者への照射線量は増大する可能性がある。従来、Ｘ線管電流は、許容可能な画質と患者への低照射線量とを提供するように固定されている。
【０００６】
画質に関しては、上述したように、Ｘ線管電流レベルがより高ければ、典型的にはノイズのより少ない画像が形成される。逆に、Ｘ線管電流レベルがより低ければ、画像内に著しいストリーキング（縞）・アーティファクトが発生することが知られている。このストリーキングは典型的には、Ｘ線光子不足に起因している。
【０００７】
Ｘ線管電流レベルがより高ければ、より低ノイズの画像が得られるが、このようなより高いＸ線管電流レベルによって、患者はより高いＸ線照射線量にさらされると共に、ＣＴシステムの構成要素に過負荷が与えられる可能性がある。具体的には、Ｘ線管電流の設定は、Ｘ線管によって送出されるＸ線束の量に影響を及ぼす。Ｘ線管は典型的には、Ｘ線管が発熱を起こさずに固定された時間内に送出するＸ線束の量に関して制限されている。このような制限を超えると、Ｘ線管を冷却して、管の損傷を回避しなければならない。従って、より高いＸ線管電流が用いられるならば、Ｘ線管が冷却し得るように走査を中断させなければならないことがある。又、Ｘ線管電流レベルがより高いと、ＣＴシステムのデータ収集システム（ＤＡＳ）がオーバレンジ（レンジ超過）する結果、著しいシェーディング（暗影）・アーティファクトが発生することも知られている。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
患者への照射線量を減少させるために、システム・オペレータは、Ｘ線照射線量を手動で変化させることができる。Ｘ線照射線量は、スライス位置と、投影角度との両者の関数として変化させられることができる。この投影角度は即ち、Ｘ線源とＸ線を照射されている物体との相対的な角度位置である。典型的には、Ｘ線照射線量の選択は、オペレータの経験に大きく依存している。スライス位置の関数としてのＸ線照射線量の手動選択は、しばしば不正確であり、経験を積んだオペレータの場合であっても、患者への過剰な照射及び患者への不十分な照射の両方が起こり得る。更に、類似した物体の走査が、このような走査を行う相異なる各オペレータの間で一致しないこともある。
【０００９】
より一貫して患者への照射線量を減少させるために、走査中にＸ線管電流を投影角度の関数として自動的に変化させることが知られている。このような１つの方法が、例えば、本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許第５，３７９，３３３号「ＣＴ走査中のＸ線管電流の変調による可変的な照射線量の投与」（"Variable Dose Application By Modulation of X-Ray Tube Current During CT Scanning"）に記載されている。この方法は、データ収集よりも前に、２つのスカウト画像を取得することをオペレータに要求する。２つのスカウト画像は、互いに直交する方向で取得されて、これらのスカウト画像の減衰値の比に基づいて、最終のＸ線管電流の波形が導き出される。走査中には、Ｘ線管電流は、所定の電流波形に適合するように制御される。
【００１０】
この方法は、全体的な管の使用量を減少させるのには効果的であるが、追加のスカウト画像を取得しなければならない。追加のスカウト画像の取得は、時間がかかり、厄介であることに加えて、追加のＸ線照射線量で患者を照射するものである。更に、投影角度の関数としてのみＸ線管電流を変化させることにより、１回の走査の範囲内で、相異なるスライス位置における同一の投影角度において、過剰な照射線量をもたらす可能性がある。例えば、人間の胴体を走査している際には、肩領域及び肺領域の両方がＸ線照射線量にさらされる。Ｘ線管と検出器とが２つの肩甲骨の配向に整列しているような投影角度及びスライス位置においては、患者の減衰特性が大幅に高くなるので、高品質の画像を形成するためには、高いＸ線照射線量が要求される。しかしながら、肺領域を走査しているとき、即ち、同じ投影角度であるが新たなスライス位置を走査しているときには、肺領域は、肩甲骨の減衰特性と比較して小さな減衰特性を有しているので、このような高いＸ線照射線量は過剰である可能性がある。
【００１１】
高品質の画像を形成し、且つ患者への照射線量を低減させることが望ましい。又、追加のスカウト画像の必要性をなくすと共に、各々の投影角度及び各々の走査位置について、患者への不十分な照射及び／又は患者への過剰な照射を回避することも望ましい。
【００１２】
【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、以下のシステムで達成されることができる。即ちこのシステムは、一実施例では、類似したビュー角度であったとしても、相異なるスライスとスライスとの間で相異なる減衰特性に対してよりよく適合するように、Ｘ線管電流と、走査の持続時間にわたっての結果として得られるＸ線束とを変化させるものである。具体的には、一実施例では、Ｘ線管電流は、形成される画像における所望のノイズ・レベルに従って、スライス位置及び投影角度の両者の関数として変化させられる、即ち変調される。この実施例では、Ｘ線管電流は、以下の式で定義される換算係数（スケーリング・ファクタ）ｓを用いて変調される。
【００１３】
ｓ＝（ξ／ω_i ）ｆ（ε／η_i ）
ここで、
ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、
ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、
ξは、所望の平均光子読み取り値、
ω_i は、実際の平均光子読み取り値、
εは、所望の最小光子読み取り値、
η_i は、実際の最小光子読み取り値である。
【００１４】
走査を実行するよりも前に、オペレータは、形成される画像について所望の（又は許容可能な）ノイズ・レベルを選択する。次いで、選択されたノイズ・レベルを用いて、システムによって、所望の平均光子読み取り値ξ、及び所望の最小光子読み取り値εが決定される。走査中に、実際の光子読み取り値、即ち、走査中に受け取られる信号強度が、所望の光子読み取り値と比較されて、換算係数ｓが発生される。換算係数ｓにＸ線管電流を乗じて新たな電流が求められ、Ｘ線管電流は、この新たな電流の大きさと等しい大きさを有するように調節される。
【００１５】
上述のようにして、画像において所望のノイズ・レベルに従ってＸ線管電流を変調させることにより、画質を維持しながら、画像を取得するための照射線量を減少させることができる。更に、相異なるスライスについての同一の投影角度においても、より低い減衰特性と互いに関連している投影についてはＸ線管電流を減少させることにより、患者への照射線量が減少されるか、又は少なくとも過剰ではなくなる。加えて、このような変調は、追加のスカウト画像を全く要求しない。
【００１６】
【実施例】
図１及び図２を参照すると、計算機式断層写真法（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、即ちＸ線管１４を有しており、Ｘ線管１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側にある検出器配列１８に向かってＸ−Ｙ平面に沿って投射する。検出器配列１８は、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は一括で、患者２２を通過する投射されたＸ線を検知する。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、従って患者２２を通過する際のビームの減衰量を表すある信号レベルを有している電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するための１回の走査中に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着された構成部品は、回転中心２４の周りを回転する。
【００１７】
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線制御装置２８と、ガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。Ｘ線制御装置２８は、Ｘ線源１４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内に設けられたデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、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、後続処理のためにこのデータをディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、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、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、計算機３６への入力として印加され、計算機３６は、大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１８】
計算機３６は又、キーボードを有しているコンソール４０を介して、オペレータからの命令（コマンド）及び走査パラメータを受け取る。付設された陰極線管表示装置４２によって、オペレータは、再構成された画像、及び計算機３６からのその他のデータを観測することができる。オペレータが供給した命令及びパラメータは、計算機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、計算機３６はテーブル・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、ガントリ１２内で患者２２を位置決めする。具体的には、テーブル４６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動させる。
【００１９】
本発明のＸ線管電流変調は、いかなる特定のＣＴシステムにおける実行にも限定されず、又、このような変調は、いかなる特定の画像再構成アルゴリズムにも限定されない。同様に、本発明のＸ線管電流変調は、螺旋走査及び軸方向走査等の特定の走査形式と関連付けての使用に一切限定されない。更に、この電流変調アルゴリズムは、例えば、Ｘ線管１４（図２）に対して所望の電流を供給するようにＸ線制御装置２８を制御するために、計算機３６内で実行され得ることを理解されたい。
【００２０】
本発明の一実施例によれば、Ｘ線管電流は、信号強度と、選択されたノイズ・レベルとに基づいて変調される。ノイズ・レベルに関しては、公知のように、検出器素子読み取り値の分散は、量子ノイズによって支配されているときには、検出器素子２０における測定された信号に比例している。具体的には、
σ² ＝α （１）
であり、ここで、
αは、測定された信号であり、
σは、信号の標準偏差である。
【００２１】
１次近似にまでにおいては、断層像の再構成過程は実質的に線形であるので、最終の画像における分散は、測定された信号における分散に比例して決まる。従って、最終の画像における所望のノイズ・レベルを達成するためには、投影の際の信号レベルを同定すればよい。上述のように、信号レベルは、ビームが患者を通過する際のビームの減衰量に比例して関連付けられる。従って、患者の減衰特性が既知であるならば、所望の信号レベルとＸ線電流とを用いて、最終の画像における所望のノイズ・レベルを発生することができる。しかしながら、患者の減衰特性は、走査の前には一般的に既知ではない。公知の方法によれば、患者の減衰特性はシステム・オペレータによって「推測」されるか、又はオペレータがスカウト走査を実行して患者の減衰特性を決定する。
【００２２】
螺旋走査においては、Ｘ線管及び検出器は、患者の周りを実質的に一定の速度で回転している。ガントリは、各々のガントリ回転において１つの螺旋ピッチ分、並進する。螺旋ピッチは、Ｘ線源が１回転する際のテーブルの移動量の、Ｘ線源コリメータによって定義されるスライス幅に対する比である。一般的には、１：１の螺旋ピッチを用いているときには、患者の解剖学的構造は、回転と回転との間で、即ちスライスとスライスとの間で実質的に一定に留まっている。具体的には、第１の回転、即ち第１のスライスにおける減衰特性は、第２の後続の回転、即ち第２の後続のスライスにおける減衰特性と実質的に類似している。同様に、患者の減衰特性は、投影角度の関数として急激に変化することはない。具体的には、第１の投影角度における減衰特性は、第１の投影角度の近くの第２の投影角度における減衰特性と、実質的に類似している。
【００２３】
本発明の一実施例によれば、Ｘ線管電流は、測定された減衰特性に従って動的に修正される。具体的には、この実施例では、測定された減衰特性、即ちＸ線光子読み取り値を用いてＸ線管電流換算係数ｓを発生し、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調させる。より具体的には、平均Ｘ線光子読み取り値及び最小Ｘ線光子読み取り値のようなＸ線束データが、検出器１８から取得されると共に、これらのＸ線束データを用いて換算係数ｓが発生され、このようにしてＸ線管電流が変調される。
【００２４】
図３は、Ｘ線管電流を変調させるために本発明の一実施例に従って実行される一連の工程を示している。具体的には、走査を初期化（工程５０）した後に、関心のある物体の境界が位置決めされる（工程５２）。境界の位置は、検出器１８のチャンネル２０にわたっての物体の平均光子読み取り値の精度に影響を及ぼす。例えば、境界が位置決めされず、且つ被走査物体がｙ次元において狭く、ｘ次元において広ければ、Ｘ線管１４及び検出器１８がｘ−ｙ平面のｘ軸と整列するときには、僅かの検出器素子２０、即ち僅かのチャンネルしか減衰された信号を受け取ることができない。逆に、チャンネル２０の大部分は、物体による減衰なしにＸ線源１４で直接的に照射される。従って、すべての検出器チャンネル２０の平均光子読み取り値は高くなり、このようにして過大見積り（オーバエスティメーション）が起こる。従って、境界は、このような過大見積りを減少させるように同定され利用されなければならない。境界は、例えば単純閾値法等の公知の手段によって、位置決めされ得る。
【００２５】
一旦境界が位置決めされたら、Ｘ線束値が決定される。この実施例では、物体の境界内での最小Ｘ線光子値と平均Ｘ線光子値とが決定される（工程５４）。公知のように、単純箱形（ボックス・カー）平滑化フィルタリングを利用して、光子ノイズの影響を減少させることができる。最小光子値及び平均光子値は、位置決めされた境界内のチャンネル２０のうちの一部のみを参考にして決定されてもよい。例えば、最小光子値及び平均光子値は、検出器配列１８のチャンネル２０を２つごと、３つごと、４つごと又は更にはｎ個ごとに用いて算出することができる。
【００２６】
次いで、上述のＸ線束値を用いて、所望のＸ線管電流が決定される（工程５６）。具体的には、マッピング関数を利用して、所望のＸ線管電流読み取り値を同定する。一実施例では、マッピング関数を用いて、所望の（又は許容可能な）ノイズ・レベルに従って、所望のＸ線管電流読み取り値を発生する。ノイズ・レベルは、検査の特定の形式、推奨されるパラメータの組、システム・オペレータの選択又は任意の他の入力について既定の画質指標であり得る。所望のノイズ・レベルは、Ｘ線照射線量の基本値を確定する。具体的には、所望のノイズ・レベルについて、その画質を取得するのに必要とされる所望の平均Ｘ線光子読み取り値ξは、式（１）に従って算出され得る。同様に、所望の最小Ｘ線光子読み取り値εは、所定のノイズ・レベルを有しているストリーク（縞）のない画像を保証するものであり、これも式（１）に従って算出され得る。最小Ｘ線光子読み取り値ε、及び平均Ｘ線光子読み取り値ξは、計算機３６のメモリに記憶され得る。
【００２７】
所望の平均光子読み取り値ξ及び所望の最小光子読み取り値εを、実際の取得された平均光子読み取り値ω_i 及び実際の最小光子読み取り値η_i と比較することにより、マッピング関数を用いて換算係数ｓが発生される。実際のＸ線束が所望のＸ線束に一層近付いて対応するように、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調させると共に、Ｘ線管電流を新たなＸ線管電流となるように調節する。例えば、換算係数を以下のように表現することができる。
【００２８】
ｓ＝（ξ／ω_i ）ｆ（ε／η_i ） （２）
ここで、
ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、
ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、 （３）
ξは、所望の平均光子読み取り値、
ω_i は、実際の平均光子読み取り値、
εは、所望の最小光子読み取り値、
η_i は、実際の最小光子読み取り値である。
修正後のＸ線管電流は、以下の式を用いて決定され得る。
【００２９】
修正後のＸ線管電流＝ｓ×供給されているＸ線管電流 （４）
ここで、供給されているＸ線管電流は、Ｘ線制御装置２８によってＸ線源１４へ供給されている電流である。このような変調を達成するためには、計算機３６は、Ｘ線制御装置２８に対してＸ線管電流調節命令を出力すればよい。これに応じて、Ｘ線管電流は、スライス位置及びガントリ角度の関数として走査中に変調される。
【００３０】
換算係数ｓは、各々の測定後に発生されて、計算機３６のメモリに記憶されてもよい。しかしながら、換算係数ｓは、より少ない頻度で、即ち、Ｎ個のスライスごとに１回、又はガントリ回転のｘ度ごとに１回の頻度で発生されてもよい。加えて、Ｘ線管電流の調節に対する厳しいタイミング上の要求を少なくするために、前回のスライスから導き出された換算係数を今回のスライスと関連付けて電流調節に用いることができる。従って、システムは、所望の調節量を決定すると共に実行するために、１秒よりも長い猶予を有している。
【００３１】
Ｘ線管電流は又、ＤＡＳのオーバレンジを最小化するために変調されている。具体的には、公知のように、ＤＡＳ３２は、これを超過すると、形成される画像に著しいシェーディング・アーティファクトを発生させるようなあるダイナミック・レンジを有している。ＤＡＳのダイナミック・レンジは、Ｘ線管電流によって発生される線束に直接的に関連付けられる。ＤＡＳのオーバレンジを同定するために、検出器１８全体の最大光子読み取り値が決定される。換算係数ｓに最大光子読み取り値を乗じて、換算されたＤＡＳ最大値が発生される。換算されたＤＡＳ最大値がＤＡＳ３２のダイナミック・レンジを超過していたら、換算係数ｓを減少させて、修正されたＸ線管電流がＤＡＳのオーバレンジをもたらさないようにする。具体的には、換算係数ｓは、式（４）に従ってＸ線管電流を変調させる前に減少される。
【００３２】
同様に、オーバレンジ状態にあるチャンネル２０の数を同定することができる。多数のチャンネル２０がオーバレンジ状態にあるならば、再構成された画像は、オーバレンジに関連するシェーディング・アーティファクトを有している可能性がある。従って、換算係数ｓを減少させて、チャンネルのオーバレンジを減少させる。
【００３３】
多くの場合、同一のビュー内でＤＡＳのオーバレンジ及びアンダレンジ（レンジ過小）が生じ得る。例えば、大柄の患者２２が患者の中心をはずした状態で肩領域について走査されるならば、Ｘ線源１４で直接的に照射されるいくつかのチャンネル２０は、オーバレンジを経験する一方で、患者の肩甲骨によって遮断されているその他のチャンネル２０は、アンダレンジを経験する。この条件下では、全体として最高の画質を保証するように妥協を図るとよい。例えば、オーバレンジの要件を緩和させることができる。オーバレンジしているチャンネルをなくすのではなく、オーバレンジの要件を緩和させるためには、ｍ個のオーバレンジしたチャンネルを許容すればよい。オーバレンジしたチャンネルの数が少なければ、画像のアーティファクトは著しくならないものと考えられる。従って、換算係数ｓは、投影ビュー内にｍ個以下のオーバレンジしたチャンネルを発生するような最大の値を有するように選択され得る。
【００３４】
前述の変調は、全体の画質を維持しながらＸ線照射線量を大幅に減少させ得るものと考えられる。更に、Ｘ線管電流は、スライス及び投影角度の関数として動的に修正される。加えて、オペレータの経験への依存が減少し、従って、より一貫した画質が得られる。更に又、Ｘ線管電流を変調するために追加のスカウト画像が要求されることがない。
【００３５】
前述のように、Ｘ線束パラメータである平均Ｘ線光子値及び最小Ｘ線光子値が、Ｘ線管変調と関連付けて用いられている。Ｘ線束波形の形状又はＸ線束の標準偏差等の他のＸ線束パラメータも又、このような変調のために同様に利用され得る。加えて、Ｘ線管電流を変調させるのではなく、Ｘ線束を用いて、Ｘ線源コリメータのコリメータ開口寸法を制御すると共にＸ線管電圧を制御することもできる。例えば、オペレータが薄過ぎるスライス厚さを選択して、Ｘ線光子不足をもたらすことがあるかもしれない。上述のような線束情報を用いれば、システムはオペレータに対して警告を発することもできるし、又は走査中に必要に応じてコリメータ開口を動的に変化させることもできる。
【００３６】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、本発明の目的が達成されたことは明らかである。本発明を詳細にわたって記述すると共に説明したが、これらは説明及び例示のみのためのものであり、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線源と検出器との両者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、検出器が全環状（フル・リング）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」システムを含めて他の多くのＣＴシステムが用いられ得る。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲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】本発明の一実施例に従って１回の走査中に実行される一連の工程を示す図である。
【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 検出器配列
２０ 検出器素子
２２ 患者
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 データ収集システム（ＤＡＳ）
３４ 画像再構成装置
３６ 計算機
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
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口

Claims (12)

1. イメージング・システムのＸ線源に供給されるＸ線管電流を変調させる方法であって、前記イメージング・システムは、検出器セルにより受け取られた減衰データを用いて、該イメージング・システムにより走査された物体の画像を再構成しており、
   前記Ｘ線管電流を変調させる方法は、
   少なくとも１つのＸ線管線束パラメータを前記イメージング・システムが監視する工程と、
   監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいてＸ線管電流換算係数を前記イメージング・システムが発生する工程と、
   発生された前記Ｘ線管電流換算係数を用いて前記Ｘ線管電流を前記イメージング・システムが変調する工程と
   を備え、
   前記発生されたＸ線管電流換算係数ｓは、
   ｓ＝（ξ／ω_i）ｆ（ε／η_i）
   であり、ここで、
   ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、
   ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、
   ξは、所望の平均光子読み取り値、
   ω_iは、実際の平均光子読み取り値、
   εは、所望の最小光子読み取り値、
   η_iは、実際の最小光子読み取り値である、
   Ｘ線管電流を変調させる方法。
2. 前記イメージング・システムは、データ収集システムを更に含んでおり、前記方法は、データ収集システムのオーバレンジを前記イメージング・システムが同定する工程と、同定された前記データ収集システムのオーバレンジを用いて前記Ｘ線管電流を前記イメージング・システムが変調させる工程とを更に含んでいる請求項１に記載のＸ線管電流を変調させる方法。
3. 前記イメージング・システムは、メモリを有している計算機を更に含んでおり、前記方法は、前記イメージング・システムが前記所望の最小Ｘ線光子読み取り値と、前記所望の平均Ｘ線光子読み取り値とを前記計算機のメモリに記憶させる工程を更に含んでいる請求項１に記載のＸ線管電流を変調させる方法。
4. 前記Ｘ線管電流換算係数を前記イメージング・システムが前記計算機のメモリに記憶させる工程を更に含んでいる請求項４に記載のＸ線管電流を変調させる方法。
5. イメージング・システムのＸ線源に供給されるＸ線管電流を変調させるシステムであって、
   少なくとも１つのＸ線管線束パラメータを監視し、監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいてＸ線管電流換算係数を発生し、発生された前記Ｘ線管電流換算係数を用いて前記Ｘ線管電流を変調するように構成されており、
   前記発生されたＸ線管電流換算係数ｓは、
   ｓ＝（ξ／ω_i）ｆ（ε／η_i）
   であり、ここで、
   ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、
   ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、
   ξは、所望の平均光子読み取り値、
   ω_iは、実際の平均光子読み取り値、
   εは、所望の最小光子読み取り値、
   η_iは、実際の最小光子読み取り値である、
   Ｘ線管電流を変調させるシステム。
6. 前記イメージング・システムは、データ収集システムを更に含んでおり、前記システムは更に、データ収集システムのオーバレンジを同定し、同定された前記データ収集システムのオーバレンジを用いて前記Ｘ線管電流を変調させるように構成されている請求項５に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。
7. 前記イメージング・システムは、メモリを有している計算機を更に含んでおり、前記システムは更に、前記所望の最小Ｘ線光子読み取り値と、前記所望の平均Ｘ線光子読み取り値とを前記計算機のメモリに記憶させるように構成されている請求項５に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。
8. 前記Ｘ線管電流換算係数を前記計算機のメモリに記憶させるように更に構成されている請求項７に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。
9. 計算機式断層写真イメージング・システムの構成要素であって、該システムにおいて物体へのＸ線照射線量を減少させることのできる少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステムであって、前記イメージング・システムは、開口を備えたコリメータを有しているＸ線源を含んでおり、
   イメージングを行う前記物体の境界を位置決めし、
   前記境界内における最小Ｘ線光子値及び平均Ｘ線光子値を含むＸ線管線束パラメータを監視し、
   監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいて前記イメージング・システムの前記構成要素に対して適用される調節値を同定し、同定された前記調節値に基づいて前記構成要素の動作パラメータが調節されて、前記物体へのＸ線照射線量を減少させるように構成されている計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム。
10. 動的に調節される前記構成要素は、前記Ｘ線源のコリメータの開口である請求項９に記載の計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム。
11. 動的に調節される前記構成要素は、前記Ｘ線源に供給される電圧である請求項９に記載の計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム。
12. 動的に調節される前記構成要素は、前記Ｘ線源の電流である請求項９に記載の計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム。

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