JP4554045B2 - Ｃｔイメージング用ｘ線ビームを位置決めする方法及び装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的にはコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングに関し、さらに詳細には、マルチスライス型ＣＴイメージング・システムにおいてＸ線ビームを位置決めするための方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
周知のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムの少なくとも１つの構成では、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「画像作成平面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされたファンビーム（扇形状ビーム）を放出する。Ｘ線ビームは、例えば患者などの画像作成しようとする対象物を透過する。ビームは、この対象物によって減衰を受けた後、放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受け取った減衰したビーム状放射線の強度は、対象物によるＸ線ビームの減衰に依存する。このアレイの各検出器素子は、それぞれの検出器位置でのビーム減衰の計測値に相当する電気信号を別々に発生させる。すべての検出器からの減衰量計測値を別々に収集し、透過プロフィールが作成される。
【０００３】
周知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが画像を作成しようとする対象物を切る角度が一定に変化するようにして、画像作成平面内でこの画像作成対象物の周りをガントリと共に回転する。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のことを「ビュー（ｖｉｅｗ）」という。また、画像作成対象物の「スキャン・データ（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源と検出器が１回転する間に、様々なガントリ角度、すなわちビュー角度で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャンでは、この投影データを処理し、画像作成対象物を透過させて得た２次元スライスに対応する画像を構成する。投影データの組から画像を再構成するための一方法に、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法（ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｂａｃｋ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）と呼ぶものがある。この処理方法では、スキャンにより得た減衰量計測値を「ＣＴ値」、別名「ハウンスフィールド値」という整数に変換し、これらの整数値を用いて陰極線管ディスプレイ上の対応するピクセルの輝度を制御する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
マルチスライス型システムでは、Ｘ線ビームの半影が異なる応答関数を有する検出器素子にわたって移動すると、画像アーチファクトを生じさせるような信号の変化が起こる可能性がある。検出器素子をＸ線ビームの本影内に維持するようにシステムの絞りを開くことによりアーチファクトを防ぐことが可能であるが、患者線量が増加してしまう。周知のＣＴイメージング・システムでは閉ループのｚ軸トラッキング・システムを利用してＸ線ビームを検出器アレイに対して位置決めしている。患者のスキャンの間に、患者線量を最小限とするためにＸ線ビームの半影をｚ軸内で検出器アレイのエッジを基準にした位置であって、しかもアーチファクトを減少させるのに十分な距離だけそのエッジから離隔させた位置に維持するように動作する閉ループのシステムを提供することが望ましい。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
したがって、本発明は、実施の一形態では、検出器素子の複数の横列(row) を有すると共に、ｚ軸に沿った複数のスライスにおいてＸ線を検出するように構成されているイメージング・システム用マルチスライス型検出器アレイ上でＸ線ビームを位置決めするための方法を提供する。本方法は、検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を比較するステップと、この比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めするステップとを含む。
【０００６】
上記の実施形態及び本方法を実施するシステムは、ビームの半影が検出器アレイのエッジからある最小の距離に維持されるようにＸ線ビーム位置を定期的に調整し、患者線量を最小限としかつ画像化アーチファクトを減少させている。
【０００７】
【発明の実施の形態】
図１及び図２を参照すると、「第３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０を示している。ガントリ１２は、このガントリ１２の対向面上に位置する検出器アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を放出するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、投射され被検体２２（例えば、患者）を透過したＸ線を一体となって検知する検出器素子２０により形成される。各検出器素子２０は、入射したＸ線ビームの強度を表す電気信号、すなわち患者２２を透過したＸ線ビームの減衰を表す電気信号を発生させる。Ｘ線投影データを収集するためのスキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着されたコンポーネントは回転中心すなわちアイソセンタ２４の周りを回転する。
【０００８】
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により制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御装置３０とを含む。制御機構２６内にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２があり、これによって検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングし、このデータを後続の処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取り、高速で画像再構成を行う。再構成された画像はコンピュータ３６に入力として渡され、コンピュータにより大容量記憶装置３８内にこの再構成画像が格納される。
【０００９】
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、オペレータからのコマンド及びスキャン・パラメータを受け取る。付属の陰極線管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像やその他のデータを観察することができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコマンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に対して制御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御してガントリ１２内での患者２２の位置決めをするためのテーブル・モータ制御装置４４を操作する。詳細には、テーブル４６により患者２２の各部分がガントリ開口４８を通過できる。
【００１０】
図３で示すように、実施の一形態では、Ｘ線ビーム１６はＸ線源１４（図２）の焦点５０から放出される。Ｘ線ビーム１６はコリメータ５２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に向けて投射される。
検出器アレイ１８はマルチスライス構成で製作されており、投影データ収集のため検出器素子の横列５４、５６、５８及び６０を含んでいる。一般に「ファンビーム平面」と呼ばれる平面８６は、焦点５０の中心線と、ビーム１６の中心線とを含んでいる。図３では、ファンビーム平面８６は検出器アレイ１８の中心線Ｄ₀ と整列するように図示してある、しかしファンビーム平面８６が常にこのような整列を示すものではない。検出器素子横列６２、６４、６６及び６８は、Ｘ線ビーム１６のｚ軸位置を決定するためのｚ位置検出器の役目を果たす。実施の一形態では、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。外側の横列６２及び６８は少なくとも実質的にビーム１６の半影７０内にくるように選択される。内側の横列６４及び６６は、少なくとも実質的にビーム１６の本影７２内にくるように選択される。「少なくとも実質的に・・・内に」という記述は、外側の横列６２及び６８の信号強度がＸ線ビーム位置に依存して変わり得るのに対し、内側の横列６４及び６６の信号強度が外側の横列の信号との比較のための基準となるように、完全に内部に又は少なくとも十分に内部に位置することを意味する。実施の一形態では、コリメータ５２はテーパ付きカム７４及び７６を含む（本明細書において、カムが「テーパをもつ」と記述している場合であっても、特に記載のない限り、この記述はテーパがゼロであるカムを排除することを意図していない）。Ｘ線制御装置２８はカム７４及び７６に対する位置決めを制御する。検出器アレイ１８のエッジ（図示せず）を基準としたＸ線本影７２の位置及び幅を変更するために、各カムは独立に位置決めすることができる。
【００１１】
図４で示すように、ビーム１６を位置決めするための閉ループ式の方法の実施の一形態は、検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表す信号を比較すること、及びこの比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めすることを含んでいる。実施の一形態では、検出器横列６２、６４、６６及び６８からのＸ線強度を表す信号は合算され、横列の和が得られる（ステップ７８）。この合算は２０ミリ秒の間隔で取得されたビューに対して実施される。例えば、アナログ信号をディジタル形式に変換した後、ＤＡＳ３２内のハードウェア回路（図示せず）はオフセット補正を実行し、外側の横列６２から受け取った信号と内側の横列６４から受け取った信号との横列の和を決定する。外側の横列６２から受け取った信号の和の内側の横列６４から受け取った信号の和に対する比を決定し、この比に対して比補正ファクタを乗算することにより、補正した比Ｒが決定される（ステップ８０）。比補正ファクタは、イメージング・システム１０の較正により決定され、外側の横列６２と内側の横列６４の間の様々な相対ＤＡＳゲインに相当している。
【００１２】
次いで、ビーム位置Ｚ（Ｒ）が中心線を基準としたミリメートル単位で決定される（ステップ８２）。ビーム位置Ｚは、予め定めたビーム位置伝達関数を補正した比に適用してＸ線ビーム位置を計算することにより得られる。ビーム位置伝達関数Ｚ（Ｒ）は、例えば、次式のような予め定めた係数を有する４次多項式により表現できる。
【００１３】
Ｚ（Ｒ）＝ａ＋ｂＲ＋ｃＲ²＋ｄＲ³＋ｅＲ⁴
ビーム位置伝達関数Ｚ（Ｒ）及びその限界は、イメージング・システム１０の較正において指定される。
【００１４】
次いで、新たなコリメータ位置が決定される（ステップ８４）。焦点位置ｆは、ビーム位置Ｚ、現在のコリメータ位置Ｃ及びシステム１０のその他の幾何学的パラメータから、次式に従って決定される（ステップ８４）。
【００１５】
ｆ＝（Ｚ−Ｃ−Ｔ_z）／（ｆｍ_zz（ｌ_fs））＋Ｃ＋Ｔ_z
上式において、Ｔ_z はカムの現在のテーパを表し、ｆｍ_zzは横列６２及び６４の位置での焦点拡大率を表す焦点サイズの関数であり、またｌ_fsは焦点５０の長さを表している。次いで、アイソセンタ２４の方向に配置された検出器素子２０に対してコリメータ５２の新たな位置が決定される（ステップ８４）。コリメータ５２は、コリメータ５２のエッジ（図示せず）が焦点位置ｆとイメージング・システム１０の較正において指定されたビームの目標位置Ｚ_t とを結ぶ線に一致する位置に位置決めし直される。したがって、新たなコリメータ位置Ｃ_n は次式により決定される。
【００１６】
Ｃ_n＝（Ｚ_t−ｆ）／（ｃｍ_i（ｌ_fs））＋ｆ
上式において、ｃｍ_i はアイソセンタ２４の方向に配置された検出器素子２０の位置での現在のコリメータ拡大率を表しており、焦点サイズの関数である。また、ｌ_fsは焦点５０の長さを表す。
【００１７】
実施の一形態では、ステップ７８、８０、８２及び８４は、コリメータ５２の各辺に対する新たな位置を連続的に得られるような間隔で、コリメータ５２の各辺に対して独立に実行される。実施の一形態では、これらの間隔は２０ミリ秒として、制御ループ遅延誤差を最小にするために０．５秒のスキャン１回の間にＸ線ビーム１６の位置を２５回サンプリングできるようにする。しかし、別の実施形態では、その間隔は５ミリ秒と５０ミリ秒の間である。さらに別の実施形態では、その間隔は量子ノイズ及び（例えば、Ｘ線管の陽極の５０Ｈｚ〜１６０Ｈｚの動作周波数での動きのため生じる）高周波数の変動の影響を避けるのに十分な最小の値と、サグ曲線のスルーレート（ｓｌｅｗ ｒａｔｅ）より制約される最大値との間である。変動しているサグ曲線を頻繁にサンプリングすることにより、過大な位置決め誤差を回避できる（ここで、サグとは、ガントリ１２の回転中に機械構造に対して作用する重力や遠心力により生じるＸ線ビーム１６の周期的な動きのことである）。
【００１８】
患者のスキャンの間に、ｚ位置検出器６２、６４、６６または６８は患者の衣服、毛布、その他の物体により遮られることがある。ｚ位置検出器６２、６４、６６または６８の遮蔽が検出された後、あるいはＸ線源１４が初めにオンになったときには、ループ・サンプル間隔が下方に調整される。実施の一形態では、そのループ・サンプル間隔は５ミリ秒まで下方に調整される。４ミリ秒間の安定化の後、ビームの位置が計測され、さらに初期位置誤差を最小限とするようにコリメータの位置決めが始動される。
【００１９】
遮蔽の間は、ループ動作は中断させる。任意のｚ位置検出器が遮られているか否かを決定するため、ｚ位置検出器６２、６４、６６または６８に隣接する最終データの検出器素子９０からの信号を期待される信号Ｓｘと比較する。実施の一形態では、最終データの検出器素子２０の信号が期待される信号Ｓｘの０．９倍未満である場合には、そのｚ位置検出器は遮蔽されていると見なされる。別の実施形態では、最終データの検出器素子２０の信号が期待される信号Ｓｘの０．９５〜０．５倍の値未満である場合に、その検出器は遮蔽されていると見なされる。（患者の遮蔽をできる限り迅速に発見するために、この値の大きさはできる限り大きくし、これにより破壊されたＺ計測データによるＸ線ビーム１６の位置決め不良を回避することが望ましい。実施の一形態では、大柄な患者２２からのＸ線散乱の遮蔽により、例えば、信号が期待値の０．９５倍まで減少する可能性があることが知られているため、０．９５という最大値が使用される。）遮蔽されている間は、コリメータの位置決めは中断される。しかし、位置計測は、２０から５ミリ秒にまで短縮させた間隔で継続される。計測間隔を短縮させたため、イメージング・システム１０はより迅速に遮蔽の端部を検出し閉ループの位置決めを再開することができる。
【００２０】
期待される信号Ｓｘは次式のように表記できる。
【００２１】
Ｓｘ＝ｇｍＡ＊ｃｓｆ＊ｔ＊ｇ
上式において、ｇｍＡはＸ線源１４の付勢電流に比例する発生装置電流（ｍＡ）信号、ｃｓｆはシステム１０の較正において決定されるスケール・ファクタ、ｔはＤＡＳサンプリング周期、またｇはゲイン・ファクタである。ゲイン・ファクタｇにより、期待される信号Ｓｘをスキャンで使用されるゲインの値に従って調整することができる。実施の一形態では、このゲインの値はシステム１０で利用可能な複数のゲインの値から選択可能である。
【００２２】
実施の一形態では、信号の破壊が検出されたときには、閉ループのトラッキングが中断される。信号の破壊の検出は、例えば、ビーム位置及びコリメータ位置から焦点の実際の長さを決定し、かつこの焦点の実際の長さを焦点の公称の長さと比較することによる。例えば、焦点の実際の長さと焦点の公称の長さの間に０．１ミリメートルを超える差が検出された場合には、破壊が存在すると見なされ位置決めが中断される。（別の実施形態では、破壊と見なすにあたっての差の閾値は、０．０５ミリメートル程度と小さい場合や、約０．６ミリメートル程度と大きい場合がある。さらに別の実施形態では、その値は、ノイズ、Ｘ線散乱及び／またはビーム位置の瞬時的な乱れに起因する誤動作の可能性を高くした設定の下限値と、トラッキングによる恩恵をまだ幾らか提供できる上限値との間で選択される。）しかし、ビーム位置の計測は、遮蔽が検出された場合と同様にして、短縮させた間隔で継続させる。こうした破壊は、例えば、患者遮蔽の検出の直前または直後に短時間起こることがある。例えば、患者の遮蔽が検出されていないのにガントリ１２の回転の９０°にわたってこうした破壊が持続する場合には、修理を必要とするようなトラッキング・システムの不具合が生じている可能性が高い。こうした場合には、患者の被曝及び診断価値のない画像の収集を避けるためスキャンは即時に中止される。別の実施形態では、下はガントリ１２の回転の４５°から上はガントリ１２の回転の３６０°までである限界値が設定される。
別の実施形態では、その限界値は、散乱及び／またはたまたま例外的に長い患者２２の部分的な遮蔽に起因する警報率が受容可能であるような値と、スキャンを終了させるまでにどれだけ長時間の動作不全（被曝線量の増加及び／または診断価値のない画像）を許容できるかに関する設計上の選択を表す上限値との間に設定される。
【００２３】
システム１０がオフになった後、焦点５０の位置は線源１４が時間と伴に冷えてくるに従って変化する。実施の一形態では、システム１０を再度オンにする前に、初期焦点位置は焦点位置が最後に計測された時点で得られた情報より近似される。冷却の間の焦点位置の変化をモデル化するために、実施の一形態では、直線関数の近似を使用する。また、別の実施形態では、その直線関数は９７ナノメートル毎秒の直線関数である。冷却に伴う位置の変化は指数関数的であるため、この直線近似は０．１５ミリメートルの位置でクランプさせる。このクランプは、指数関数に対する直線近似で十分であるような完全に冷やされたシステム１０の冷却による変化の概ね２０％に相当する。完全に冷やされた位置を得るためには、患者のスキャンを８〜１２時間にわたり行わないことが必要であり、また、通常は１時間を超えて管球をオフのままにした場合には、患者スキャンに先立って管球のウォームアップが必要となる。したがって、完全に冷やされた位置は、可能性としてはあるが、通常の患者のスキャンの間では生じにくい。管球のウォームアップの間に、コリメータの最初の位置を決めるために、焦点の現在の計測位置が再度定められる。
【００２４】
本明細書に記載した幾つかのトラッキング・ループ・パラメータ（具体的には、ビーム位置伝達関数Ｚ（Ｒ）、限界値及びビームの目標位置Ｚ_t ）は、システム１０の較正において決定される。図５はトラッキング・ループ・パラメータを較正するための方法の実施の一形態を示したものである。この実施形態では、コリメータ５２を一連のｚ軸位置を通るように歩進(stepping)させて、静止型のスイープ・スキャンから得たデータを収集する（ステップ１００）。ビーム１６は、コリメータ５２の歩進位置の各々に対して検出器アレイ１８の照射面上で０．３ミリメートルずつ増加させる。スイープ・スキャン・データはオフセット補正され、かつビュー平均され（ステップ１０２）、コリメータ５２の歩進位置の各々に対する検出器サンプルのセットが得られる。次いで、焦点の位置が決定される（ステップ１０４）。コリメータ５２の検出器アレイの中心線Ｄ₀ からのｚ軸位置オフセットは、外側の横列６２及び６８が検出器素子２０の全幅において最大強度の半値をもつ信号を受け取る点として決定される（ステップ１０４）。次いで、スイープ・スキャン中の焦点５０の位置が、コリメータ５２のｚ軸オフセット及びシステム１０の公称の幾何学的パラメータから決定される（ステップ１０４）。
【００２５】
ビーム１６の位置は検出器素子２０の各々に対してコリメータ５２の各歩進位置で決定される（ステップ１０６）。ビーム１６の位置は、スイープ・スキャンの焦点５０の位置、焦点５０の公称の長さ、並びにシステム１０の公称の幾何学構成から決定される。
【００２６】
次いで、ビームの目標位置Ｚ_t が、アイソセンタ２４に向かって配置された検出器素子２０に対して決定される（ステップ１０８）。ビーム１６がビームの目標位置Ｚ_t に向けられている場合、ビーム１６は画像化アーチファクトを防止するように検出器アレイ１８のエッジ９２の十分に近傍であって、しかも患者線量を最小限とするように十分に離隔させた位置にある。ビームの目標位置Ｚ_tを決定するため、コリメータ５２の相次ぐ歩進位置に対する検出器サンプルの比を利用して検出器差分誤差を決定する。次いで、再構成誤差感度関数ｗ（ｉ）を適用して検出器差分誤差に重み付けする。再構成誤差感度関数ｗ（ｉ）はアイソセンタ２４からの放射方向距離の関数として検出器素子２０の正寄与百分率と関連付けされる。関数ｗ（ｉ）は、実施の一形態では、システムの公称の幾何学構成から計算される。別の実施形態では、ｗ（ｉ）は経験的に決定される。例えば、ｗ（ｉ）の経験的な決定は次式により記述される。
【００２７】
ｂ(i)＝0.018 （０≦ｉ≦５）
ｂ(i)＝0.035+0.00075×(i-5) （５≦ｉ≦２１３）
ｂ(i)＝0.414+0.00365×(i-213) （２１４≦ｉ≦ｎ）
上式において、ｉは検出器素子のアイソセンタ２４からの位置を表し、ｂ（ｉ）は検出器素子２０の重複誤差に対するアーチファクトの閾値、すなわち差分誤差百分率を表す。次いで、再構成誤差感度関数ｗ（ｉ）は次式に従って決定される。
【００２８】
ｗ（ｉ）＝０．１８／ｂ（ｉ） 。
【００２９】
重み付けした検出器差分誤差が画像アーチファクトが生じると経験的に知られている限界値Ｌ、例えば、０．０４パーセントを超えるようなコリメータ５２の歩進位置ＳＰが決定される。次いで、アイソセンタの検出器素子に対して、ビームの目標位置Ｚ_t が、適用可能なトラッキング・ループの位置決め誤差を超えるような値だけＳＰの直前の距離に設定される。
【００３０】
次いで、Ｘ線ファンビーム１６の最端部の位置の検出器素子のセットに対し、内側の横列６４の信号に対する外側の横列６２の信号の平均の比Ｒに関するビーム位置伝達関数Ｚ（Ｒ）が決定される（ステップ１１０）。コリメータ５２の歩進位置の各々に対して決定（ステップ１０６）されたビーム１６の位置は、４次多項式によりコリメータ５２の歩進位置の各々に対する比に対して当てはめられる。この当てはめは、例えば、次式に従って、一連の歩進位置に対する最大値と最小値の間の適合する比の範囲全体にわたって行われる。
【００３１】
Ｚ（Ｒ）＝ａ＋ｂＲ＋ｃＲ²＋ｄＲ³＋ｅＲ⁴。
【００３２】
Ｚ（Ｒ）に対する位置計測の有効範囲は、Ｚにより決定されるビーム１６の位置とビーム１６の実際の位置の間の誤差が予め定めた限界、例えば、０．２ミリメートル未満であるような、コリメータ５２の歩進位置のセットの両端の限界の間の値として決定される（ステップ１１２）。別の実施形態では、その予め定めた限界は０．１ミリメートルと０．６ミリメートルの間である。さらに別の実施形態では、その予め定めた限界は、その値では精密に計測できるビーム１６の位置の範囲が極めて限定されてしまうような値の直ぐ上の下限値と、トラッキングの恩恵が受容しがたい程に損なわれるような大きなトラッキング・エラーが発生すると見なされる下限値の直ぐ下の値と、の間の値に設定される。
【００３３】
上記のトラッキング・ループにより検出器横列間の信号比を検知し、システムの絞りを移動させて、Ｘ線ビームが、患者のスキャンの間イメージング・システムの検出器アレイのエッジの極く近傍にくるように維持する。その結果、患者Ｘ線被曝線量は、画質を犠牲にすることなく２０〜４０パーセント減少させることができる。
【００３４】
ビーム位置伝達関数Ｚ（Ｒ）の代わりに、別の関数を利用することも可能であり、再構成誤差感度関数ｗ（ｉ）の代わりに別の関数を利用することも可能である。実施形態の幾つかでは、本明細書に記載した方法は、コンピュータ３６または画像再構成装置３４、あるいはこの両者を制御するソフトウェアまたはファームウェア、あるいはこれらの組み合わせにより実現することができる。さらに、追加のｚ検出器横列を備えることもできる。こうした実施の一形態では、ｚ検出器横列の信号の様々な組み合わせを内側及び外側の横列信号として用いて、これによりこうした識別を可能にしている。あるいは、別の及び／または追加の精緻な伝達関数を使用してビーム位置を決定することも可能である。
【００３５】
本明細書では、システム１０を例示によってのみ記載しており、別のタイプのイメージング・システムと接続して本発明を実現させることも可能であることを理解されたい。本発明を様々な具体的な実施形態に関して記載してきたが、当業者であれば、本発明を本特許請求の範囲の精神及び範囲内にある修正により実現することもできることを理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージング・システムの外観図である。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】本発明のｚ軸位置システムの実施の一形態を表した、図１に示すＣＴイメージング・システムの一部分の概略図である。
【図４】本発明のｚ軸トラッキング・ループの実施の一形態の流れ図である。
【図５】トラッキング・ループ・パラメータを較正するための方法の流れ図である。
【符号の説明】
１０ ＣＴイメージング・システム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ アイソセンタ
２６ 制御機構
４２ 陰極線管ディスプレイ
４８ ガントリ開口
５０ 焦点
５２ コリメータ
５４、５６、５８、６０ 検出器素子横列
６２、６８ 外側の検出器素子横列
６４、６６ 内側検出器素子横列
７０ 半影
７２ 本影
７４ テーパ付きカム
７６ テーパ付きカム
８６ ファンビーム平面
９０ 最終データの検出器素子
９２ 検出器アレイのエッジ

Claims (6)

1. 各々がｚ軸と垂直な方向に延びる検出器素子の複数の横列を有すると共にｚ軸に沿った複数のスライスにおいてＸ線を検出するように構成されたイメージング・システム用マルチスライス型検出器アレイ上にＸ線ビームを位置決めする方法であって、
   検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を比較するステップと、
   前記比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めするステップと、を含み、
   前記位置決めするステップが、コリメータに含まれる複数のカム（７４、７６）の位置を制御することを含み、
   前記検出器アレイのエッジを基準として、Ｘ線本影（７２）の位置及び幅を変更するために、前記複数のカム（７４、７６）の各々は独立に位置決めすることができ、
   前記位置決めするステップは、患者のスキャンの間に、間隔を置いて継続的に実行され、
   前記Ｘ線本影（７２）が前記検出器アレイのエッジからある最小の距離に維持されるように、Ｘ線ビームが位置決めされ、
   検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を比較する前記ステップが、
   所定の時間間隔全体にわたって検出器アレイの内側の横列（６４）から受け取った信号の和を決定するステップと、
   前記所定の時間間隔全体にわたって検出器アレイの外側の横列（６２）から受け取った信号の和を決定するステップと、
   前記内側の横列（６４）から受け取った信号の和と前記外側の横列（６２）から受け取った信号の和の比を決定するステップを含み、
   比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めする前記ステップが、前記決定した比に従って前記複数のカム（７４、７６）の内の一方の位置を独立に位置決めするステップを含み、
   前記内側の横列（６４）が前記外側の横列（６２）と前記検出器アレイ（１８）の中心線（Ｄ０）の間に位置する横列である、
   方法。
2. 前記Ｘ線ビームはファンビームでありＸ線ビーム位置を前記補正した比の関数として選択する前記ステップが、前記補正した比に対してビーム位置伝達関数を適用してＸ線ビーム位置を選択することを含む、請求項１に記載の方法。
3. 発生電流に比例する信号により付勢されるＸ線源を有するイメージング・システムを使用して請求項１に記載の各ステップを複数回実行すると共に、Ｘ線源を初めに付勢させた後に前記時間間隔を短くするように調整するステップをさらに含む方法。
4. Ｘ線源と、ｚ軸に沿った複数のスライスにおいて前記Ｘ線源からのＸ線ビームを検出するように構成され、各々がｚ軸と垂直な方向に延びる検出器素子の複数の横列を有するマルチスライス型検出器アレイとを備えるイメージング・システムであって、
   検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を比較し、
   前記比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めするように構成されており、
   前記システムは、Ｘ線本影（７２）が前記検出器アレイのエッジからある最小の距離に維持されるように、コリメータに含まれる複数のカム（７４、７６）の位置を制御する制御装置（２８）を含み、
   前記検出器アレイのエッジを基準として、Ｘ線本影（７２）の位置及び幅を変更するために、前記複数のカム（７４、７６）の各々は独立に位置決めすることができ、
   前記制御装置（２８）は、患者のスキャンの間に、間隔を置いて継続的にカムの位置決めを実行し、
   検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を比較するように構成されることが、
   所定の時間間隔全体にわたって検出器アレイの内側の横列（６４）から受け取った信号の和を決定し、
   前記所定の時間間隔全体にわたって検出器アレイの外側の横列（６２）から受け取った信号の和を決定し、
   前記内側の横列（６４）から受け取った信号の和と前記外側の横列（６２）から受け取った信号の和の比を決定するように構成されることをを含み、
   比較の結果に従ってＸ線ビームを位置決めするように構成されることが、前記決定した比に従って前記複数のカム（７４、７６）の内の一方の位置を独立に位置決めするように構成されることを含み、
   前記内側の横列（６４）が前記外側の横列（６２）と前記検出器アレイ（１８）の中心線（Ｄ０）の間に位置する横列である、イメージング・システム。
5. 信号の前記和の前記比を繰り返し決定しかつ前記Ｘ線ビームを位置決めするように構成されると共に、さらに検出器素子の前記異なる横列がｚ位置検出器である場合に、前記システムがさらに、ｚ位置検出器が物体により遮蔽されたときに前記時間間隔を短くするように調整するように構成されている、請求項４に記載のシステム。
6. 検出器素子の異なる横列から受け取ったＸ線強度を表すデータ信号を繰り返し比較するように構成されると共に、さらに発生電流と比例する信号により付勢されるＸ線源を備える請求項４に記載のシステム。

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