JP7746450B2 - ワイヤファントムを用いたｃｔ検出器の較正のためのシステム及び方法 - Google Patents

Description

本明細書で開示される主題の実施形態は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステム、特に、ワイヤファントムを用いたＣＴイメージングシステムの較正に関する。

コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステムでは、陰極によって発生した電子ビームがＸ線管内でターゲットに向かって進む。電子がターゲットに衝突して生成された扇形又は円錐形のＸ線ビームは、被検体（患者など）に向けられる。Ｘ線は、物体によって減衰された後、放射線検出器のアレイに衝突する。各検出器素子で電気信号が生成され、検出器素子で生成された電気信号を用いて物体の画像が再構成される。各電気信号は画像のボクセル／画素に対応する。

解像度、コントラスト対ノイズ比、及びその他の要因に関する画像の品質は、検出器アレイ内の各検出器素子の位置合わせの精度に依存する。検出器素子の位置合わせにずれが生じると、画像のアーチファクトが増加する、及び／又は画像の品質が低下する恐れがある。位置合わせのずれは、機械的アライメント技術を用いて測定され、補正することができる。機械的アライメント技術は、例えば、接触式の位置決めツール及び／又はレーザを利用した位置決めツールを使用したいくつかの種類の測定方法を使用することができる。測定データに基づいて、機械的ツールのセットを使用して検出器素子を再調整することができる。しかしながら、現在の位置合わせの性能は、１０ｕｍよりも細かい位置合わせの精度が必要となる小さい検出器素子を含む新しいバージョンのＣＴシステムには適していない。

本開示は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムのための方法によって、上記の特定された問題のうちの１つ以上の問題に少なくとも部分的に対処する。本方法は、前記ＣＴシステムの較正の間、前記ＣＴシステムを使用して実行される回転スキャンの間に、前記ＣＴシステムのテーブルに結合されたワイヤファントムのワイヤを使用して、前記ＣＴシステムの検出器アレイの検出器素子の位置を測定すること、前記ＣＴシステムを使用して被検体に対して実行される後続のスキャンの間に、前記ＣＴシステムによって取得された投影データから画像を再構成する間、前記検出器素子の設計目標位置ではなく、前記検出器素子の測定された位置を適用すること、及び再構成された画像を前記ＣＴシステムの表示装置に表示することを含む。検出器の測定された位置は、ＣＴシステムの各検出器アレイの各検出器素子に対して計算され、ＣＴシステムのメモリに較正ベクトルとして記憶することができる。較正ベクトルを使用して、検出器の大きな位置ずれを機械的調整の（例えば、２０ｕｍより大きい）制度限界まで機械的に調整することができる。また、較正ベクトルは、画像再構成中に検出器素子の出力に適用され、精度限界より小さい検出器素子の位置ずれを補正することもできる。例えば、ＣＴシステムの設置前若しくは設置中に、又は検出器アレイの動作不能な部分を交換した後に、一部の検出器素子に位置ずれが生じる場合がある。

設計上の目標位置ではなく、測定された検出器位置を被検体の後続のスキャンに適用することにより、結果として得られる再構成画像の画質を向上させることができる。上述した方法の利点は、検出器素子の位置合わせを調整するのに限られた機械的アライメント技術しか頼ることができない場合とは異なり、測定された検出器位置の値が、異なるビュー角度における既知の基準点（例えば、ワイヤ）に対する各検出器の位置を測定することに基づいて、投影ジオメトリを使用して計算され、画像再構成に適用されることである。その結果、本方法は、機械的アライメント技術を使用して位置合わせすることができる検出器素子よりも小さい検出器素子を含む検出器アレイに適用することができる。

更に、他の高精度な機械的調整、及びそれに関連する較正ベクトル及びプロセスが排除されることによって、ＣＴシステムの較正時間、資源、及びコストが削減され、ＣＴシステムの効率を高めることができる。従って、ＣＴシステムの機能が改善され、ＣＴシステムを使用して実行される較正の間及び検査の間のダウンタイムが短縮され、より高速で正確な処理を実行することができる。さらに、本明細書に記載の較正方法を適用することによって、ＣＴシステムによって高品質の画像を生成することができ、その結果、診断の成功率が高くなり、患者にとっても望ましい転帰を得ることができる。

本明細書の上記の利点及び他の利点並びに特徴は、以下の発明を実施するための形態だけで、又は図面と以下の発明を実施するための形態から容易に明らかになる。上記の概要は、発明を実施するための形態でさらに記載されている概念を簡略化した形で選択するために提供されていることを理解されたい。これは、特許請求される主題の重要な特徴又は必須の特徴を特定することを意図するものではなく、特許請求される主題の範囲は、特許請求の範囲によって独自に画定される。さらに、特許請求される主題は、上記の欠点又は本開示のいずれかの部分で指摘された欠点を解決する実施態様に限定されることはない。

本開示の様々な態様は、以下の発明を実施するための形態を読み、図面を参照することにより、更に理解される。
本開示の１つ又は複数の実施形態によるＣＴイメージングシステムの斜視図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態による例示的なＣＴイメージングシステムのブロック概略図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ＣＴイメージングシステムを較正するためのワイヤファントムである。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ＣＴシステムのテーブルに対する図３Ａのワイヤファントムの位置合わせを示す図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ＣＴシステムの検出器アレイに対する図３Ａのワイヤファントムの位置合わせを示す図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ＣＴシステムの例示的な検出器アレイの概略図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態に従って、較正データを用いてＣＴ画像の精度を高めるための例示的な方法を示すフローチャートである。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ワイヤファントムを用いてＣＴシステムを較正するための例示的な方法を示すフローチャートである。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、Ｘ線源及びＸ線検出器アレイに対するワイヤファントムの例示的な位置合わせを示す概略図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態による、ワイヤファントムを用いて生成されたサイノグラムのグラフである。 本開示の１つ又は複数の実施形態に従って、検出器素子の位置を決定するために、検出器アレイの出力に放物線関数をどのようにフィッティングすることができるかを示す図である。 本開示の１つ又は複数の実施形態に従って、ワイヤファントムに対する検出器アレイの検出器素子の位置を計算するために使用される例示的な投影ジオメトリを示す。

図面は、記載されたシステム及び方法の特定の態様を示す。以下の説明とともに、図面は、本明細書に記載される構造、方法、及び原理を示し、説明する。図面において、構成要素の大きさは、明瞭にするために誇張又はその他の方法で変更されている場合がある。よく知られた構造、材料、又は動作は、記載された構成要素、システム、及び方法の態様を不明瞭にすることを避けるため、詳細には図示又は記載されていない。

本明細書及び本明細書に開示される主題の実施形態は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを通じて取得される画像の品質を向上させるための方法及びシステムに関する。一般に、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステムでは、Ｘ線源は、物体（患者など）に向かって扇形ビーム又は円錐形ビームを放出する。Ｘ線源によって放出されたＸ線は、１つ又は複数の検出器アレイに配置された放射線検出器素子によって検出される前に、物体によって様々なレベルに減衰される。ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、一般に、ガントリの周りを、撮像平面内及び患者の周囲で回転し、画像は、異なるビュー角度の複数のビューにおける投影データから生成される。例えば、Ｘ線源の１回転に対して、ＣＴシステムにより１０００ビューを生成することができる。ビームは、患者によって減弱した後、放射線検出器素子のアレイに衝突する。検出器アレイは、典型的には、検出器で受け取ったＸ線ビームをコリメートするためのコリメータと、コリメータに隣接して配置されたシンチレータであって、Ｘ線を光エネルギーに変換するシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギーを受け取り電気信号を生成するフォトダイオードとを含む。検出器アレイで受信される減衰ビーム放射の強度は、典型的には、患者によるＸ線ビームの減衰量に依存する。検出器アレイの各検出器素子は、各検出器素子によって受信された減衰ビームを示す個別の電気信号を生成する。電気信号は、データ処理システムに伝送され解析される。データ処理システムは、電気信号を処理して画像が生成されるようにする。

検出器アレイは、検出器アレイに配置された検出器素子がＸ線源に向けて配列するように湾曲させることができ、これによって、Ｘ線源によって放出されたＸ線をより正確かつ効率的に検出することができる。検出器素子は、クラスタ形式で並べることができる。例えば、検出器アレイは、複数の検出器モジュールを含むことができ、各検出器モジュールは、チクレット（chiclet）と呼ばれる検出器素子の複数のグループを含むことができ、各チクレットは、複数の検出器素子を含むことができる。

検出器素子から収集された投影データから再構成された画像の品質は、各検出器素子とＸ線源との位置合わせに依存することがある。一部の検出器素子は、機械的アライメントツールの性能に限界があるため、組立中に正確に位置決めできない場合があり、また、時間と共に位置ずれが生じる場合や、ＣＴシステムを使用することによって位置ずれが生じる場合がある。例えば、検出器アレイの検出器モジュールが損傷した場合、検出器モジュールが新しい検出器モジュールと交換される。新しい検出器モジュールは、顧客先に高精度のアライメントツールがないため、正確に位置決めできないことがある。まず、検出器モジュールは検出器アレイ内に正確に組み立てることができない場合がある、チクレットの位置が検出器モジュール内でずれている場合がある、及び／又は、検出器素子の位置がチクレット内でずれている場合がある。

幾つかの検出器素子に位置ずれが生じると、画像のノイズアーチファクトが増加する、及び／又は画像の品質を低下させる恐れがある。位置ずれを補正することによって画質を向上させることができる。位置ずれを補正するために、ＣＴシステムは定期的に較正することができ、検出器モジュール、チクレット、又は検出器素子の位置を機械的に調整することができる。しかしながら、位置ずれの測定する及び補正するために現在使用されているアライメント技術は、検出器素子が小さく画素サイズが小さい新しいバージョンのＣＴシステムには適していない。

小さい検出器素子を含むＣＴシステムを較正し、検出器素子の位置ずれを補正する問題に対処するために、本明細書では、検出器素子の位置を直接測定する方法が提案される。本方法は、機械的アライメント技術に頼らず、ワイヤファントムを用いて収集された投影データから検出器位置を生成する。較正ベクトルは、測定された検出器位置から生成することができ、この較正ベクトルは、画像再構成の間に、後続のスキャンで取得された投影データに適用され、位置ずれした検出器の位置を補正することができる。いくつかの実施形態では、位置ずれした検出器の位置を補正するのではなく、画像再構成中に、設計上の目標検出器位置の代わりに、測定された検出器位置に直接適用することができる。

ＣＴシステムの一例を図１及び図２に示す。図３Ａは、ＣＴシステムを較正するために使用することができる例示的なワイヤファントムを示す。ワイヤファントムは、図３Ｂに示すされているように、ＣＴシステムのテーブルに取り付けることができる。図３Ｃは、本細書で説明する較正プロセスの間において、ＣＴシステムのＸ線源及び検出器アレイに対するワイヤファントムのワイヤの位置を示す。検出器アレイは、図４に示すように、モジュールにまとめられた複数の検出器素子を含むことができる。図５Ｂは、検出器素子の位置ずれを補正するためにＣＴシステムを較正する方法を示し、図５Ａは、較正プロセスの間に得られた測定された検出器位置を画像再構成中に適用して、得られる画像の品質を向上させる方法を示す。図６は、較正中に、ＣＴシステムの撮像面内にワイヤファントムを位置決めする様子を示す。較正中、検出器アレイ及びＸ線源を保持するガントリがワイヤファントムの周りを回転すると、検出器素子において投影データを収集することができる。この回転により、較正中に収集された投影データは、図７に示すように、グラフを用いてサイノグラムとして表示することができ、このサイノグラムは、所与のビュー角度又はフレームにおいて、どの検出器素子がワイヤによるＸ線の減衰を検出するのかを示すことができる。減衰は、図８に示すように、検出器の出力データにフィッティングさせた放物線関数によって示される検出器素子で最大になり得る。ワイヤに対する検出器素子の位置は、図９に示す投影ジオメトリに従って測定することができる。

図３Ａ、図３Ｂ、図４、及び図６は、様々な要素の相対的な位置関係の例示的な構成例を示している。これらの要素が、互いに直接接触した状態、又は直接結合した状態で示されている場合、少なくとも一例において、これらの要素は、それぞれ、直接接触している、又は直接結合していると言うことができる。同様に、互いに連続的した状態又は隣接した状態で示されている要素は、少なくとも一例において、それぞれ、互いに連続している又は隣接しているとすることができる。一例として、互いに面接触する要素は、面接触している要素と言うことができる。別の例として、互いに離れて配置された要素が、要素と要素との間にスペースが存在するが他の要素が存在しない場合、少なくとも一例において、互いに離れている要素と言うことができる。さらに別の例として、互いに上下、互いに反対側、又は互いに左右に示される要素は、互いに、上下の要素、反対側の要素、又は左右の要素と言うことができる。更に、図に示すように、少なくとも１つの例では、最上部の要素又は要素の最上点は、要素の「上部」と呼ぶことができ、最下部の要素又は要素の最下点は、要素の「下部」と言うことができる。本明細書では、上部／底部、上側／下側、上／下は、図の垂直軸に対する相対的なものを表することができ、図の要素の互いの相対的な位置を説明するために使用することができる。このように、他の要素の上に示される要素は、一例では、他の要素の真上に配置される。更に別の例として、図に示された要素の形状は、それらの形状（例えば、円形、直線、平面、曲線、丸みのある、面取りされた、角度が付けられた、など）を有するものと言うことができる。更に、互いに交差するように示された要素は、少なくとも一例では、交差する要素又は互いに交差するものと言うことができる。更に、別の要素内に示された要素、又は別の要素の外側に示された要素は、一例では、別の要素内に示されている又は別の要素の外側に示されている要素と呼ぶことができる。

図１は、ＣＴイメージングを行うように構成された例示的なＣＴシステム１００を示す。特に、ＣＴシステム１００は、被検体１１２（患者など）、無生物、１つ又は複数の製造部品、及び／又は異物（体内に存在するインプラント、ステント、及び／又は造影剤など）を撮影するように構成されている。一実施形態では、ＣＴシステム１００はガントリ１０２を含み、このガントリは、テーブル１１４に横たわる被検体１１２の撮影に使用されるＸ線放射ビーム１０６（図２参照）を照射する少なくとも１つのＸ線源１０４を更に含むことができる。具体的には、Ｘ線源１０４は、ガントリ１０２の反対側に配置された検出器アレイ１０８に向かってＸ線放射ビーム１０６を照射するように構成されている。図１には単一のＸ線源１０４のみが示されているが、或る例示的な実施形態では、複数のＸ線源及び複数の検出器を使用して、複数のＸ線放射ビームを照射し、患者に対応する異なるエネルギーレベルの投影データを取得してもよい。一部の実施形態では、Ｘ線源１０４は、ピークキロボルト（ｋＶｐ）高速スイッチングを実行することができる。本明細書に記載された実施形態では、採用されるＸ線検出器は、互いに異なるエネルギーのＸ線光子を区別することができる光子計数型検出器である。

特定の実施形態では、ＣＴシステム１００は、反復画像再構成法又は解析的画像再構成法を用いて被検体１１２のターゲットボリュームの画像を再構成する画像処理ユニット１１０を更に含む。例えば、画像処理ユニット１１０は、解析的画像再構成手法（フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ）など）を使用して、患者のターゲットボリュームの画像を再構成することができる。別の例として、画像処理ユニット１１０は、ＡＳＩＲ（advanced statistical iterative reconstruction、ＣＧ（conjugate gradient)、ＭＬＥＭ（maximum likelihood expectation maximization)、ＭＢＩＲ（model-based iterative reconstruction)などの反復画像再構成手法を使用して、被検体１１２のターゲットボリュームの画像を再構成してもよい。本明細書で更に説明するように、一部の例では、画像処理ユニット１１０は、反復画像再構成手法に加えて、解析的画像再構成手法（ＦＢＰなど）も使用することができる

一部のＣＴイメージングシステムの構成では、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ－Ｙ－Ｚ面内に位置するようにコリメートされ一般に「撮影面」と呼ばれるコーン状のＸ線放射ビームを照射する。Ｘ線放射ビームは、撮影される物体（患者又は被検体など）を通過する。Ｘ線放射ビームは、物体によって減衰した後、検出器素子のアレイに衝突する。検出器アレイで受け取った減衰したＸ線放射ビームの強度は、物体によるＸ線放射ビームの減衰量に依存する。アレイの各検出器素子は、検出器位置におけるＸ線ビーム減衰の測定値である個別の電気信号を生成する。すべての検出器素子からの減衰測定値を個別に取得して透過プロファイルを作成する。

一部のＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が絶えず変化するように、ガントリによって、撮影されるべき物体の周囲を撮影面内で回転する。１つのガントリ角度においてＸ線検出器アレイから得られたＸ線放射減衰測定値のグループ（例えば投影データ）は「ビュー」と呼ばれる。物体の「スキャン」は、Ｘ線源及び検出器が１回転する間に、異なるガントリ角又はビュー角において作成されたビューのセットを含む。

図２は、図１のＣＴシステム１００と同様の例示的なイメージングシステム２００を示す。本開示の態様では、イメージングシステム２００は、被検体２０４（例えば、図１の被検体１１２）を撮影するように構成されている。一実施形態では、イメージングシステム２００は、検出器アレイ１０８（図１参照）を含む。検出器アレイ１０８は、更に、複数の検出器素子２０２を含んでいる。複数の検出器素子２０２は、被検体２０４（患者など）を通過するＸ線放射ビーム１０６（図２参照）を感知して、対応する投影データを取得する。一部の実施形態では、検出器アレイ１０８は、セル又は検出器素子２０２の複数の列を含むマルチスライス構成で製造される。このような構成では、検出器素子２０２の１つ又は複数の追加の列が、投影データを取得するために並列構成で配置される。例示的な検出器アレイの構成について、図４を参照して以下にさらに詳細に説明する。

特定の実施形態では、イメージングシステム２００は、所望の投影データを取得するために、被検体２０４の周囲の異なる角度位置を移動するように構成される。従って、ガントリ１０２と、ガントリに取り付けられた構成要素は、例えば異なるエネルギーレベルの投影データを取得するために、回転中心２０６の周りを回転するように構成することができる。あるいは、被検体２０４に対して投影角度が時間の関数として変化する実施形態では、取り付けられた構成要素は、円に沿って移動するのではなく、一般的な曲線に沿って移動するように構成されてもよい。

Ｘ線源１０４及び検出器アレイ１０８が回転すると、検出器アレイ１０８は減衰したＸ線ビームのデータを収集する。検出器アレイ１０８によって収集されたデータは、前処理され、較正され、スキャンされた被検体２０４の減弱係数の線積分を表すようにデータが調整される。処理されたデータは、一般に投影（プロジェクション）と呼ばれる。一部の実施例では、検出器アレイ１０８の個々の検出器又は検出器素子２０２は、個々の光子の相互作用を１つ以上のエネルギービンに登録する光子計数型検出器を含むことができる。

取得された投影データのセットは、基準物質弁別（ＢＭＤ）に使用することができる。ＢＭＤの間、測定された投影は、物質密度投影のセットに変換される。物質密度投影は再構成され、骨、軟組織などの各基準物質の物質密度マップのペア若しくは物質密度画像のペア及び／又は造影マップを形成することができる。これらの密度マップ又は密度画像は、順に関連付けられ、撮影ボリュームの基準物質（例えば、骨、軟組織、及び／又は造影剤）の３Ｄボリュメトリック画像を形成することができる。

再構成されると、イメージングシステム２００によって生成された基準物質画像は、２つの基準物質の密度で表される被検体２０４の内部特徴を明らかにする。密度画像を表示して、これらの特徴を示すことができる。医学的状態（病気の状態など）の診断、より一般的には医療事象の診断に対する従来のアプローチでは、放射線科医又は医師は、密度画像のハードコピー又は表示された密度画像を検討して、関心のある特徴部分を識別すると考えられる。このような特徴部分としては、病変、特定の解剖学的構造又は臓器のサイズ及び形状、並びに個々の専門家の技能及び知識に基づいて画像の中から識別可能であると考えられる他の特徴部分がある。

一実施形態では、イメージングシステム２００は、構成要素の動き（ガントリ１０２の回転及びＸ線源１０４の動作など）を制御する制御機構２０８を含んでいる。特定の実施形態では、制御機構２０８は、Ｘ線源１０４に電力及びタイミング信号を供給するように構成されたＸ線コントローラ２１０を更に含む。更に、制御機構２０８は、撮影要件に基づいてガントリ１０２の回転速度及び／又は位置を制御するように構成されるガントリモータコントローラ２１２を含んでいる。

特定の実施形態では、制御機構２０８は、検出器素子２０２から受け取ったアナログデータをサンプリングし、後続の処理のためにアナログデータをデジタル信号に変換するように構成されたデータ収集システム（ＤＡＳ）２１４を更に含む。ＤＡＳ２１４は、本明細書に更に記載されるように、検出器素子２０２のサブセットからのアナログデータを選択的に集約して、いわゆるマクロ検出器にするように構成することができる。ＤＡＳ２１４によってサンプリングされデジタル化されたデータは、コンピュータ又はコンピューティング装置２１６に送信される。コンピューティング装置２１６は、少なくとも１つの実施例において、画像処理ユニット１１０と同一又は類似のものとすることができることに留意されたい。一実施例では、コンピューティング装置２１６は、データを記憶装置又は大容量記憶装置２１８に記憶する。記憶装置２１８は、例えば、任意のタイプの非一時的メモリとすることができ、記憶装置２１８としては、ハードディスクドライブ、フロッピーディスクドライブ、コンパクトディスク読取り／書込み（ＣＤ－Ｒ／Ｗ）ドライブ、デジタルバーサタイルディスク（ＤＶＤ）ドライブ、フラッシュドライブ、及び／又はソリッドステートストレージドライブを挙げることができる。

更に、コンピューティング装置２１６は、ＤＡＳ２１４、Ｘ線コントローラ２１０、及びガントリモータコントローラ２１２のうちの１つ以上に命令及びパラメータを提供して、システム動作（データ取得及び／又はデータ処理など）を制御する。特定の実施形態では、コンピューティング装置２１６は、オペレータ入力に基づいてシステム動作を制御する。コンピューティング装置２１６は、コンピューティング装置２１６に動作可能に結合されたオペレータコンソール２２０によって、例えば、命令及び／又は走査パラメータを含むオペレータ入力を受け付ける。オペレータコンソール２２０は、オペレータが命令及び／又は走査パラメータを指定できるように、キーボード（図示せず）又はタッチスクリーンを含むことができる。

図２ではオペレータコンソール２２０は１つだけ図示されているが、例えば、システムパラメータを入力する又は出力する、検査をリクエストする、データを示す、及び／又は画像を閲覧するために、２つ以上のオペレータコンソールをイメージングシステム２００に結合してもよい。更に、特定の実施形態では、イメージングシステム２００は、構成可能な１つ又は複数の有線ネットワーク及び／又は無線ネットワーク（インターネット及び／又は仮想プライベートネットワーク、無線電話ネットワーク、無線ローカルエリアネットワーク、有線ローカルエリアネットワーク、無線広域ネットワーク、有線広域ネットワークなど）を通じて、複数のディスプレイ、プリンタ、ワークステーション、及び／又は施設若しくは病院内に又は全く異なる場所にローカルに若しくは遠隔に配置されている同様の装置に結合することができる

一実施形態では、例えば、イメージングシステム２００は、画像保存通信システム（ＰＡＣＳ）２２４を含んでいる又はＰＡＣＳ２２４に結合されている。例示的な実施形態では、ＰＡＣＳ２２４は、別の場所にいるオペレータが命令及びパラメータを供給する及び／又は画像データにアクセスできるように、遠隔システム（放射線科情報システム、病院情報システム）及び／又は内部又は外部のネットワーク（図示せず）に更に結合される。

コンピューティング装置２１６は、オペレータから供給された及び／又はシステムで定義された命令及びパラメータを使用して、テーブルモータコントローラ２２６を動作させる。テーブルモータコントローラ２２６は、テーブル１１４を制御することができ、テーブル１１４は電動テーブルとすることができる。具体的には、テーブルモータコントローラ２２６は、被検体２０４のターゲットボリュームに対応する投影データを取得するために、被検体２０４がガントリ１０２に適切に位置決めされるようにテーブル１１４を移動させることができる。

前述したように、ＤＡＳ２１４は、検出器素子２０２によって取得された投影データをサンプリングし、デジタル化する。その後、画像再構成器２３０が、サンプリングされデジタル化されたＸ線データを用いて高速再構成を実行する。図２は画像再構成器２３０を独立した実体として例示しているが、特定の例示的な実施形態では、画像再構成器２３０はコンピューティング装置２１６の一部を形成していてもよい。あるいは、画像再構成器２３０はイメージングシステム２００に存在していなくてもよく、代わりに、コンピューティング装置２１６が画像再構成器２３０の１つ又は複数の機能を実行してもよい。更に、画像再構成器２３０は、ローカルに又は遠隔に配置されていてもよく、有線ネットワーク又は無線ネットワークを用いてイメージングシステム２００に動作可能に接続されていてもよい。特に、１つの例示的な実施形態では、「クラウド」ネットワーククラスタ内のコンピューティングリソースを画像再構成器２３０のために使用してもよい。

一実施形態では、画像再構成器２３０は、再構成された画像を記憶装置２１８に記憶する。あるいは、画像再構成器２３０は、診断及び評価に有用な患者情報を生成するために、再構成された画像をコンピューティング装置２１６に送信してもよい。或る実施形態では、コンピューティング装置２１６は、再構成された画像及び／又は患者情報を、コンピューティング装置２１６及び／又は画像再構成器２３０に通信可能に結合されたディスプレイ又は表示装置２３２に送信してもよい。一部の例示的な実施形態では、再構成された画像は、コンピューティング装置２１６又は画像再構成器２３０から、短期保存又は長期保存のために記憶装置２１８に送信されてもよい。

検出器アレイ１０８は、複数の検出器モジュールを含むことができる。各検出器モジュールは、複数のシクレを含むことができ、シクレは、個々のセンサ又は検出器素子のセットである。

図４を参照すると、例示的な検出器アレイ４００が示されている。検出器アレイ４００は、異なるサイズ及び／又は形状（正方形、長方形、円形、又は別の形状など）に構成されてもよいことを理解されたい。検出器アレイ４００の実際の視野（ＦＯＶ）は、検出器アレイ４００のサイズ及び形状に正比例することができる。図示されている実施形態では、検出器アレイ４００は湾曲しており、検出器アレイ４００の検出器素子は、破線４２０及び基準軸４５０によって示されているように、検出器アレイ４００の中心点４０４からｙ軸に沿って上方に一定の距離離れて位置するＸ線源に向かうように配列されている。

検出器アレイ４００はレール４４０を含んでおり、レール４４０の間に、コリメーティングブレード又はコリメーティングプレート４０６が配置されている。プレート４０６は、Ｘ線４２５をコリメートし、Ｘ線４２５をコリメートした後で、そのビームが検出器アレイ４００の複数の検出器モジュール４０２に衝突するように位置決めされている。複数の検出器モジュール４０２はプレート４０６の間に配置することができる。各検出器モジュール４０２は複数のチクレットを含むことができ、各チクレットは、複数の検出器素子又は画素を含むことができる。一例として、検出器アレイ４００は２５個の検出器モジュール４０２を含むことができ、各検出器モジュール４０２は１６個のチクレットを含むことができ、各チクレットは１２個の検出器素子を含むことができる。したがって、各検出器モジュール４０２は１９２個の検出器素子を含み、検出器アレイ４００に合計４８００個の検出器素子が含まれる。一例では、チクレットの幅は８．７４ｍｍであり、各検出器素子は１００個の画素を有し、各画素のＸ方向の幅は３６５μｍ、Ｚ方向のピッチは７６５μｍである。３６５μｍという小さな画素サイズでは、精密な機械的位置合わせが必要となり、この機械的位置合わせは、各チクレット内の検出器素子の位置がロボット配置によって制御されたとしても、実現するのが困難な恐れがある。

図２に戻る。再構成された画像は各検出器素子２０２で生成された電気信号から生成されるため、再構成された画像の精度及び／又は画質は、検出器アレイ内における検出器素子２０２の位置に依存する。各検出器素子２０２は、それぞれの検出器アレイ内に位置している。全ての検出器素子２０２が正しく位置決めされているとは限らない。検出器素子２０２の実際の位置が設計の目標位置と異なる場合（例えば、検出器素子が位置ずれしている場合）、再構成画像の精度が低下する恐れがある。

検出器素子２０２は非常に小さく、位置合わせが困難な場合がある。例えば、閾値画質を達成するために、位置合わせのばらつきを１０％未満にすること（例えば、３６．５ミクロン未満）が望まれる場合がある。検出器素子２０２の一部がｘ軸及びｚ軸のいずれか一方又は両方に対して１０％を超えて位置ずれしている場合、再構成画像の画質が低下する恐れがある。

幾つかの例では、一部の検出器素子２０２が、製造工程によって、或いはＣＴイメージングシステム２００が工場から病院に搬送されたことによって、位置ずれが生じることがある。また、一部の検出器素子２０２は、検出器アレイ１０８の検出器モジュールが損傷したときに及び／又は検出器アレイ１０８の検出器モジュールを新しい検出器モジュールに交換したときに、位置ずれが生じることもある。位置ずれは、検出器モジュールと検出器モジュールとの間（例えば、モジュールとモジュールとの位置合わせ）、又は１つの検出器モジュールの中の異なる部分どうしの間（例えば、チクレットとチクレットとの位置合わせ）、又はチクレットのセンサとセンサとの間で発生する恐れがある。

閾値画質は確実に達成することができるようにするために、ＣＴイメージングシステム２００の１つ又は複数の検出器アレイ１０８を定期的に較正することができる。例えば、１つ又は複数の検出器アレイ１０８は、ＣＴイメージングシステム２００が医療施設に最初に設置されたとき、又は損傷したモジュールが交換された後、又は所定の時間経過後、又は他の時間に較正することができる。較正の間、各検出器素子２０２の位置は、ワイヤファントムによって与えられる基準位置に対して測定することができる。基準位置に対する検出器素子の位置のわずかな変動を検出し、収集し、使用して、各検出器アレイ１０８用の較正ベクトルを生成することができる。較正ベクトルは、検出器素子の測定された位置を含んでいてもよいし、検出器アレイの各検出器素子２０２の測定された位置に対する補正値を含んでいてもよい。較正ベクトルを使用して、検出器アレイの様々な検出器素子の機械的な位置合わせを実行することができる。加えて又は代替的に、画像再構成中に、較正ベクトルを検出器素子２０２から取得した投影データに適用して、検出器素子２０２の位置の変動を補正することができる。変動を補正することにより、画質を向上させることができる。

図３Ａは、１つ又は複数の検出器アレイ１０８を較正するために使用される例示的なワイヤファントム・アセンブリ３００を示す。ワイヤファントム・アセンブリ３００は、ワイヤファントム３０２とテーブル取付部３２０とを含んでおり、テーブル取付部３２０は、ワイヤファントム３０２を、ＣＴイメージングシステム（図２のＣＴイメージングシステム２００など）のテーブル（例えば、テーブル１１４）に取り付けるために使用することができる。

テーブル取付部３２０は、テーブルの表面に結合することができる取付面３３４と、ワイヤファントム３０２を所望の位置に結合することができるファントム保持部３２３とを含んでいる。ファントム保持部３２３は、ワイヤファントム３０２をテーブルの下面から距離３２５だけ下の位置に調整可能に位置決めすることができる。例えば、距離３２５は、ファントム保持部３２３を異なる位置３２７（例えば、ファントム保持部３２３の孔）においてテーブル取付部３２０にボルト止めすることによって調整することができる。テーブル取付部３２０は、ファントム保持部３２３に結合された１つ又は複数のゴム製シム３２２を含むことができ、ゴム製シム３２２はテーブルの縁部と面接触するように配置することができる。ゴム製シム３２２によって、テーブル取付部３２０とテーブルとを、しっかりと強固に結合することができる。ワイヤファントム３０２のベースプレート３３６は、１つ又は複数のボルト（第１のボルト３２４及び第２のボルト３３０など）によってファントム保持部３２３に結合することができる。

図３Ｂを簡単に説明すると、テーブル取付図３４０は、ＣＴイメージングシステムのテーブル３４２に対してワイヤファントム３０２及びテーブル取付部３２０を位置合わせした様子を示している。取付面３３４は、テーブル３４２の下面３４８と位置合わせすることができる。例えば、取付面３３４は、下面３４８にクランプさせることができる。ＣＴイメージングシステムのｘ軸に関して（例えば、基準軸３４１に従って）テーブル３４２の下面３４８に対するファントム保持部３２３の位置合わせは、第１の傾斜ねじ３４７を介して調整することができる。ＣＴイメージングシステムのｙ軸に関してテーブル３４２の下面３４８に対するファントム保持部３２３の位置合わせは、第２の傾斜ねじ３４９を介して調整することができる。

図３Ａに戻ると、ワイヤファントム３０２は、管状体３０６の中心軸に沿って配置されたワイヤ３０４を含み、中心軸はＣＴイメージングシステムのｚ軸と整列している。管状体３０６はワイヤ３０４を保護し、また、管状体３０６は、ワイヤ３０４の真直度を維持し、ワイヤ３０２を保護する構造を有することができる。ワイヤファントム３０２は、ワイヤファントム３０２の第１の側３１４（例えば、ガントリ側）に設けられた第１のエンドキャップ３０８と、ワイヤファントム３０２の第２の側３１６（例えば、テーブル側）に設けられた第２のエンドキャップ３１２とを含んでいる。ワイヤ３０４は、第１のエンドキャップ３０８の第１の内面から第２のエンドキャップ３１２の第２の内面まで延在している。第１のエンドキャップ３０８、第２のエンドキャップ３１２、及び管状体３０６は、直径３０７を有している。例えば、直径３０７は２０ｃｍであってもよいし、別の値であってもよい。

ワイヤ３０４は、長さ３０５を有することができ、長さ３０５は、検出器アレイ全体をカバーするのに十分な長さである。例えば、長さ３０５は１５０ｍｍ以上とすることができる。ワイヤ３０４は、Ｘ線を減衰させる高減衰材料であって、スキャン中にＣＴイメージングシステムの読出しのときに明確に区別できる信号を得ることができる高減衰材料（鋼又はタングステンなど）を含むことができる、又は高減衰材料で製造することができる。較正中、各検出器素子の位置は、ワイヤ３０４の位置に対して測定することができる。ワイヤファントム３０２に対してスキャンを実行することができる。検出器アレイがガントリ（例えば、ガントリ１０２）によってテーブルの周りを回転すると、各検出器素子は、異なるビュー角度に対して、ワイヤ３０４によるＸ線の減衰を検出することができる。

ワイヤ３０４の太さ又は直径は、検出器素子（例えば、画素）の横断軸方向（transaxial）の寸法によって決定することができる。再現可能かつ信頼性のある方法で各画素位置を測定するために、好適な直径は、横断軸方向の画素寸法よりも２倍～４倍大きい値とすることができる。様々な実施形態において、適切な直径は、横断軸方向の寸法の少なくとも３倍の値である。一実施形態では、横断軸方向の寸法は３５６ミクロンであり、ワイヤ３０４の直径は１ｍｍ（約３画素幅）である。従って、ワイヤ３０４の直径が３画素幅に概ね等しい場合、較正中のワイヤ３０４によるＸ線の減衰は、所与の視野角では３画素以上で検出することができる。

ワイヤ３０４は、ソリッドワイヤよりも真直度の閾値を達成しやすいマルチスレッドワイヤ及び／又は編組ワイヤとすることができる。例えば、真直度の閾値は、直線から３０ミクロンの変動が許容された値とすることができる。様々な実施形態において、真直度の最低基準は、ワイヤ３０４にバネ３０９の張力を作用させることによって維持することができる。さらに、ワイヤ３０４をプラスチック樹脂で成形することができ、これによって、真直度の最低基準を更に確実に実現することができる。

較正中に測定される検出器素子の位置の精度は、テーブル及びガントリに対するワイヤ３０４の角度アライメントの正確性に依存する。一例では、正確な角度アライメントは、ガントリの中心軸に平行な状態から３ミリラジアン（ｍｒａｄ）の閾値内に収めることである。正確な角度アライメントは、ファントム保持部３２３に配置された１つ又は複数の傾斜ねじを介して制御する及び／又は調整することができる。具体的には、テーブル取付部３２０に対するワイヤ３０４の位置は、第１のワイヤファントム傾斜ねじ３２６及び／又は第２のワイヤファントム傾斜ねじ３３２を介して調整することができる。第１のワイヤファントム傾斜ねじ３２６は、ワイヤファントム３０２の垂直方向の角度を（例えば、参照軸３０１によって示されるｙ次元において）調整することができ、第２のワイヤファントム傾斜ねじ３３２は、ワイヤファントム３０２の水平方向の角度を（例えば、ｘ次元において）を調整することができる。ワイヤ３０４は、各較正及び／又はデータ解析の前又は後に、ガントリの中心軸と平行に位置合わせする又は再度位置合わせすることができる。３ミリラジアン以下のアライメント精度に起因して残る不正確性は、較正の最終段階としてのワイヤ自体の調整及びフィッティング工程において補正することができる。

図３Ｃは、ワイヤファントム３０２を用いた較正中の検出器アレイに対するワイヤ３０４の例示的な位置を示す検出器アレイ図３６０である。検出器アレイ図３６０には、Ｘ線源３６２及び検出器アレイ３６４が含まれている。Ｘ線源３６２及び検出器アレイ３６４は、ガントリ（例えば、ガントリ１０２）の固定位置に取り付けることができる。Ｘ線源３６２及び検出器アレイ３６４の中心点３６３は、ＣＴイメージングシステムのｙ軸方向に並んでおり、検出器アレイ３６４及びＸ線源３６２は、ガントリのアイソセンタ３８０の周りを回転することができる。ガントリは矢印３８２で示す方向に回転することができる。

検出器アレイ３６４は、ＣＴイメージングシステムのｘ軸方向において、第１の次元を有する円弧形状を有しており、ＣＴシステムのｚ軸方向において、第２の次元を有する平坦な形状を有することができる。較正スキャン中、ＣＴシステムのテーブル（図３Ｃには図示せず）はｚ軸方向に位置決めすることができ、ワイヤ３０４は、検出器アレイ３６４とＸ線源３６２との間に延在するようにテーブルの端部に結合することができる。従って、検出器アレイ３６４及びＸ線源３６２に対するワイヤ３０４の位置は、ガントリが回転するにつれて変化する。

検出器アレイ図３６０に示された位置では、検出器素子３６８に向かって進むＸ線３７２は、Ｘ線３７２がワイヤ３０４の点３７０においてワイヤ３０４に衝突するときにワイヤ３０４によって減衰し、したがって、検出器素子３６８が検出するＸ線３７２は弱くなっている。しかし、Ｘ線源３６２によって同じｘ位置から放出された他のＸ線（例えば、矢印３８４によって示されたｘ次元に沿うＸ線）は、検出器アレイ３６４の同じｘ位置に配置された他の検出器素子によって検出することができる。したがって、ワイヤ３０４によって減衰するＸ線３７２を利用して、検出器素子３６８、ワイヤ３０４の点３７０、及びＸ線源３６２の間の直線的な関係を明らかにすることができる。この直線的な関係が明らかになると、投影ジオメトリを利用して、検出器アレイ３６４における検出器素子３６８の位置と、ワイヤ３０４に対してｘ軸及びｚ軸における検出器素子３６８の角度とを測定することができる。Ｘ線３７２の減衰に基づいて検出器素子３６８の位置がどのように計算されるかについては、図７、図８、及び図９を参照して以下でさらに詳細に説明する。

ここで図７を参照すると、ワイヤ位置グラフ７００に、ＣＴイメージングシステムによって実行されるスキャン中においてガントリが１回転する間に、複数のビュー角度にわたって検出器アレイの複数の検出器素子により検出されたワイヤファントムのワイヤ（図３Ａのワイヤファントム３０２のワイヤ３０４など）の位置を示す例示的なライン７０２が示されている。ワイヤ位置グラフ７００のｘ軸には異なるビュー角に対応するフレームが示されており、ワイヤ位置グラフ７００のｙ軸にはｘ次元における画素（例えば、検出器素子）の位置が示されている。

ライン７０２は、上述したように、ワイヤの周りをガントリが回転するので、サイノグラムの形状を有している。較正中、ワイヤファントムは、ガントリに対して固定された位置においてテーブルに結合することができる。固定位置は、検出器アレイの全ての検出器素子が確実に較正されるように、検出器アレイの視野（ＦＯＶ）の外側とすることができる。例えば、固定位置はＦＯＶから外側に５０ｃｍの位置とすることができる。言い換えれば、固定位置がＦＯＶの内側にあると仮定した場合、検出器アレイの、固定位置とＦＯＶの縁部との間に存在する一部の検出器素子はワイヤを検出せず、較正されないと考えられる。固定位置がＦＯＶの外側にあることから、ライン７０２の上側部分７５０及びライン７０２の下側部分７５１は、ワイヤ位置グラフ７００から除外される。

例えば、ライン７０２の第１の点７０４は、２００番目のフレームに対応するビュー角度において、検出器素子を含む検出器アレイのｘ位置（３５０）における第１の検出器素子によって、ワイヤによるＸ線の第１の減衰（本明細書ではワイヤ減衰と呼ぶ）が最も大きく検出されることを示している。第１のワイヤ減衰は、検出器アレイ内のｘ位置（例えば、３５０）の検出器素子を示している。

第２の例として、ライン７０２の第２の点７０５は、１３５０番目のフレームに対応するビュー角において、検出器アレイのｘ位置（３５０）における第１の検出器素子によって、第２のワイヤ減衰が最も大きく検出されることを示している。第２のワイヤ減衰は、検出器アレイ内の検出器素子のｘ位置（例えば、３５０）で認められる。検出器アレイの各検出器素子は、フル回転すると２つの異なるフレームにおいてワイヤを検出することができる。

ワイヤの直径は検出器アレイの検出器素子の横断軸方向の径よりも大きいため、ワイヤによるＸ線の減衰は、隣接する複数の検出器素子によって検出することができる。例えば、ワイヤの直径が１画素であり、検出器素子の横断軸方向の径が３５６ミクロンである場合、隣接する３個～５個の検出器素子が減衰を記録することができる。減衰は、隣接する３個～５個の検出器素子の中心画素で最も強くなり、ライン７０２は、ガントリが回転したときにワイヤ減衰を記録する中心画素に対応する。隣接する検出器素子ではワイヤ減衰が小さくなり、ライン７０２の周囲にワイヤシェーディング７０９が生成される場合がある。

ワイヤ位置グラフ７００において、ライン７０２の周りのワイヤシェーディング７０９は水平方向範囲７１０を有しており、水平方向範囲７１０は、減衰が単一の検出器素子によって記録されるビュー角の数に基づいている。また、ワイヤシェーディング７０９は、垂直方向範囲７２０も有しており、垂直方向範囲７２０は、所与の視野角において減衰を記録する画素数に基づいている。

例えば、第１の破線７０６は、２００番目のフレームにおいて、Ｘ線は、第１の点７０４に対応するｘ位置３５０（ｙ軸参照）の検出器素子において、ワイヤによるＸ線の減衰が最も多いことを示している。しかしながら、Ｘ線は、ｘ方向において隣接する検出器素子（第１の隣接点７１１及び第２の隣接点７１３に対応する検出器素子など）（ｙ軸参照）では、Ｘ線の減衰は少なくなる。

同様に、第２の破線７１２は、単一の検出器素子が、隣接する複数のフレーム／ビュー角にわたってワイヤ減衰を検出することを示している。ガントリの回転によりワイヤに対する検出器素子の位置が変化すると、その検出器素子が検出する減衰量は、最大減衰量まで増加して、その後ゼロまで減少する。例えば、第２の破線７１２は、ｘ位置１０５０（ｙ軸参照）における検出器素子が、点７１８に対応する１６５０番目のフレームにおいて第１の低い減衰を記録し、点７１４（例えば、ライン７０２上に位置する点）に対応する１７００番目のフレームにおいて第２の最大減衰を記録し、点７１９に対応する１７５０番目のフレームにおいて第３の低い減衰を記録することを示している。

図８は、検出器素子により得られた測定値に関数をフィッティングすることによって、検出器アレイ内の検出器素子の正確なｘ位置をライン７０２からどのように正確に決定するかを示すフィッティング図８００を示す。例えば、関数は、ガウス関数でもよよいし、放物線関数でもよいし、異なる種類の関数であってもよい。フィッティング図８００は、ワイヤ位置グラフ７００と同様のワイヤ位置グラフ８０２を含み、例示的なライン８０３は、複数の検出器素子／画素において記録されたワイヤ減衰測定値によって生成されたサイノグラムの形状で、ワイヤファントムのワイヤの位置を示している。グラフ８０２のｙ軸には、検出器アレイ内の画素のｘ位置が示されており、ガントリが回転しているときの複数のフレームは、図７と同様に、ｘ軸上に示されている。拡大図８０４には、ライン８０３の一部８１２が示されており、当該一部８１２はライン８０３の周りのワイヤシェーディングを示している。

グラフ８０６は、一部分８１２に対応する複数の画素において収集された測定値８２２のプロット８２０を示しており、このプロット８２０は、破線８０５で示される検出器アレイ上のｘ位置（３００）における画素を中心としたプロットである。画素で発生した信号の強度は、グラフ８０６のｙ軸に示され、画素のｘ位置は、グラフ８０６のｘ軸に示され、グラフ８０６に示される各測定値は、対応する画素に対して記録された信号強度であって、０．０と１．０との間で正規化された信号強度を示している。最も低い信号強度８２４は、Ｘ線がワイヤによって最も減衰したｘ位置３００における画素に対して記録されている（例えば、０．３）。８２８及び８２９における低い信号強度の測定値（例えば、０．４）は、Ｘ線がワイヤによって部分的に減衰されるワイヤシェーディングを示している。他の隣接する画素ではシェーディングは少ないが、このシェーディングはｘ位置３００における画素の両側の２つの画素を上回っていない。

Ｘ線がワイヤによって最も減衰する画素位置を正確に決定するために、放物線関数８２６を測定値８２２にフィッティングすることができる。ワイヤの厚さ（例えば、直径）は検出器素子の横断軸方向の寸法よりも大きい（例えば、数倍大きい）ので、複数の検出器素子がワイヤによりかなり減衰されていることを記録する場合がある。放物線関数８２６を使用して、ワイヤ減衰が最大となる単一の検出器素子（例えば、画素位置）を選択することができる。検出器素子の横断軸方向の寸法よりも大きい太さのワイヤを使用することにより、細いワイヤを含む他のワイヤファントムに対して、画素位置の精度を高めることができる。例えば、細いワイヤを有する代替のワイヤファントムは、Ｘ線ビームが検出器アレイを掃引する際に、一貫性のない信号及び／又は欠落した信号を生成する恐れがある。あるいは、太すぎるワイヤを使用すると、覆い隠す検出器素子が多すぎてしまい、画素位置の精度が低下する恐れがある。様々な実施形態において、ワイヤの太さは、較正されているＣＴシステムの寸法又は特性に基づいて選択することができる。例えば、一実施形態では、選択された厚さは、隣接する検出器素子の間の第１の距離（例えば、検出器ピッチ）、ＣＴシステムの焦点のサイズ、及び焦点と検出器素子との間の第２の距離の関数とすることができる。他の実施形態では、他の又は異なる変数を考慮することができる。

減衰信号加重平均では、Ｘ線カウント値の統計学的な限界によって測定値の変動が引き起こされ、ワイヤ位置の重心について必要な精度が得られない場合がある。例示的なグラフ８０６は、統計的変動又は測定間の変動が低減するように、放物線関数をフィッティングすることを示している。例示的なグラフ８０６は、画素方向にフィッティングして画素の重心を計算することを示しているが、最終的なフィッティングモデルによっては、フレーム方向にフィッティングを行ってフレームを得ることができる。

ワイヤ減衰が最大となる単一検出器素子が選択されると、投影ジオメトリを使用して、ワイヤに対する単一検出器素子の位置（例えば、ワイヤの既知の位置）を測定することができる。単一検出器素子の位置の測定については、図５Ａ、図５Ｂ、及び図９を参照して以下にさらに詳しく説明される。

図５Ａは、較正データを使用して、ＣＴシステム（上記のＣＴシステム１００及び２００など）を用いて再構成された画像の品質を向上させるための例示的な方法５００を示すフローチャートである。上述したように、ＣＴシステムの較正中に、ＣＴイメージングシステムの各検出器アレイ（例えば、検出器アレイ１０８及び４００）の各検出器素子の測定された位置（又は補正値）を含む較正ベクトルを生成することができる。ＣＴシステムを用いた被検体（例えば、患者）の後続のスキャンの間、画像再構成中に較正ベクトルが適用されて、検出器素子の位置ずれを補正することができる。具体的には、画像再構成中の投影データの処理は、各検出器素子の正確な位置に依存する。しかしながら、例えばＣＴイメージングシステムの物理的寸法及び特性に基づいた検出器の設計図面によって提供される検出器素子の設計目標位置が、検出器素子の測定された実際の位置と異なる場合がある。設計目標位置ではなく、測定された位置を使用して画像を再構成することができる。位置ずれを補正することによって、再構成された画像の精度及び画質を向上させることができる。方法５００は、非一時的メモリに命令として記憶され、ＣＴイメージングシステムのコンピューティング装置（図２のイメージングシステム２００のコンピューティング装置２１６など）の１つ又は複数のプロセッサによって実行することができる。

方法５００はステップ５０２から始まり、ステップ５０２では、方法５００は、ワイヤファントムを用いてＣＴイメージングシステムの１つ又は複数の検出器アレイの較正を実行することを含んでいる。ワイヤファントムを用いて１つ又は複数の検出器アレイの較正を実行することは、図５Ｂを参照してより詳細に説明される。

ステップ５０４において、方法５００は、ＣＴイメージングシステムの較正中に生成された較正ベクトルをＣＴイメージングシステムのメモリに（例えば、図２のコンピューティング装置２１６のメモリに）記憶することを含んでいる。較正ベクトルは、後続の較正中に新たな較正ベクトルが生成されるまでは、ＣＴイメージングシステムによって取得された投影データの処理中に検索され、適用することができる。

ステップ５０６において、方法５００は、被検体に対してスキャンを実行することを含んでいる。スキャンの間、ＣＴイメージングシステムによって投影データを取得することができる。しかしながら、投影データは、ＣＴイメージングシステムの検出器アレイに配置された検出器素子（例えば、検出器素子２０２）の位置ずれに起因して、画素レベルの不正確さを含むことがある。

ステップ５０８において、方法５００は、画像再構成の間、取得された投影データの処理中に較正ベクトルを適用することを含んでいる。較正ベクトルは、検出器アレイの各検出器素子の測定された位置を含むことができる。画像再構成中、各検出器素子によって生成された信号は、検出器アレイ内の検出器素子の設計目標位置に基づいて処理される。検出器アレイ内の検出器素子の実際の（例えば、測定された）位置が設計目標位置と異なる場合、得られる画像の画質が低下する恐れがある。そのため、設計目標位置の代わりに、較正ベクトルに記憶された検出器素子の測定された位置を使用することができる。

代替的に、一部の実施形態では、較正ベクトルは、検出器素子の位置ずれを補正するためのアライメント補正値を含むことができ、投影データの各検出器素子の各位置は、較正ベクトルの対応する位置補正値を適用することによって調整することができる。本明細書で言及される較正ベクトルは、例えば、（正しく位置合わせされた）検出器素子からの信号の変動を補正するために追加的に適用される他の異なる較正ベクトルと混同されるべきではないことが理解されるべきである。

ステップ５１０では、方法５００は、再構成された画像をＣＴイメージングシステムの表示装置（例えば、図２の表示装置２３２）に表示すること及び／又は再構成された画像をＣＴイメージングシステムのメモリに記憶することを含んでいる。そして、方法５００は終了する。

図５Ｂは、ワイヤファントムを用いてＣＴイメージングシステムの検出器アレイを較正するための例示的な手順を示す方法５５０を示す。方法５５０の様々なステップは、非一時的メモリに命令として記憶され、ＣＴイメージングシステムのコンピューティング装置（図２のイメージングシステム２００のコンピューティング装置２１６など）の１つ又は複数のプロセッサによって実行することができる。方法５５０の幾つかのステップは、以下に示すように、コンピューティング装置によって実行されず、手動で実行することができる。

方法５５０はステップ５５２から始まり、ステップ５５２では、方法５５０は、ＣＴイメージングシステムのテーブル（例えばテーブル１１４）の固定位置にワイヤファントムを設置することを含んでいる。ワイヤファントムは、例えば、ＣＴイメージングシステムのオペレータによって、手動で設置することができる。ワイヤファントムは、図３Ｂに関連して上述したように、テーブルの端部又は縁部に取り付けられるように設置され、ワイヤファントムのワイヤ（例えば、ワイヤ３０４）を、図３Ｃに関連して上述したように、検出器アレイとＸ線源との間の空間に延在させることができる。ワイヤの固定位置は、検出器アレイのＦＯＶの外側にすることができる。一例として、ワイヤファントムは、ガントリの水平レーザ及び垂直レーザを使用して、ワイヤがガントリのアイソセンタの下に１８０度の角度で、アイソセンタの２７ｃｍ下に配置するように、テーブルに取り付けることができる。ワイヤチューブに対して水準器を用いて、ＣＴイメージングシステムのＺ軸とできるだけ水平にすることができる。ワイヤの中心を、Ｚ軸の基準位置０ｍｍとして示すことができる。

幾つかの例では、方法５５０は、テーブルを指定された高さに移動させる及び／又はテーブルをＣＴイメージングシステムのｚ軸に沿って指定された位置まで移動させる命令を、オペレータに提供することを含むことができる。例えば、オペレータがワイヤファントムをテーブルの端部又は縁部に取り付けた後、ＣＴイメージングシステムの表示装置（例えば、表示装置２３２）を通じて命令をすることができる。

ステップ５５４において、方法５５０は、ワイヤが真っ直ぐであることが確認されたかどうか、例えば、真直度の閾値公差内であるかどうかを判断することを含んでいる。様々な実施形態では、オペレータから受け取った入力に基づいて、ワイヤが真っ直ぐであることを確認することができる。真直度にばらつきがある場合、ワイヤを検出器アレイの較正に使用することはできない。一例では、閾値許容差は３０ミクロンであり、ワイヤの一部が３０ミクロンを超えて直線から逸脱している場合、ワイヤは真っ直ぐとはみなされず、検出器アレイの較正に使用することはできない。ワイヤが３０ミクロンを超えて直線から外れていない場合、そのワイヤは真っ直ぐであると確認され、検出器アレイの較正に使用することができる。ワイヤファントムが新しい場合、又はこのところ検査されていない場合は、較正を続ける前にワイヤの真直度を確認することができる。例えば、ワイヤの真直度は、定期的に（例えば、６ヶ月ごと）又は所定回数（例えば６００回）のスキャンが実行された後に、確認することができる。

ステップ５５４において、ワイヤが真っ直ぐであることが確認されていないと判断された場合、方法５５０はステップ５５６に進む。ステップ５５６では、方法５５０は、ワイヤの真直度の解析を実行することを含む。真直度解析の間、ワイヤファントムをｚ軸に沿って異なる位置にずらして、ワイヤファントムの回転走査を実行することができる。言い換えれば、各回転スキャンの間に、ｚ軸方向におけるワイヤファントムの位置を、わずかに増加させて（５ｍｍなど）調整することができる。各回転スキャンの間、データは、検出器アレイの中央部分の少数の列（例えば、２～４列）から収集され、データは、検出器アレイの他の列からは収集されないようにすることができる。少数の中央の列から収集されたデータを使用して、ワイヤが真直度の閾値許容範囲内にあるかどうかを判断することができる。

例えば、ワイヤファントムがテーブルに取り付けられた状態で、ｚ軸方向におけるテーブルの位置は、ｘ－ｙ次元におけるガントリの回転平面（例えば、撮像平面）が、ワイヤの第１の点においてワイヤファントムのワイヤと交差するように調整することができる。回転平面は、ＣＴイメージングシステムのＸ線源と検出器アレイの中心点との間（例えば、図３ＣのＸ線源３６２と中心点３６３との間）においてＣＴイメージングシステムのｙ軸に沿った線（例えば、図４の破線４２０）を含むことができ、この線はｚ軸に垂直である。第１の回転スキャンが実行され、検出器アレイの２～４個の中央の列からのワイヤ減衰データの第１のセットを収集することができる。その後、テーブルの位置は、第２の特定点まで増分するように調整され、第２の回転スキャンが実行され、検出器アレイの２～４個の中央の列からのワイヤ減衰データの第２のセットを収集することができる。次に、テーブルの位置は第３の特定点まで増分するように調整され、第３の回転スキャンが実行され、ワイヤ減衰データの第３のセットを収集することができ、ｚ軸に沿った所望の複数のワイヤ位置においてデータが収集されるまで、以下同様に繰り返される。

例えば、ガントリの撮像平面がワイヤの中心におけるゼロ（０）位置に対して－５５ｍｍの位置においてワイヤと交差するように、テーブルが調整され、テーブルは、ゼロ（０）位置に対して５５ｍｍの位置に達するまで、ｚ軸に沿って所定の長さ５ｍｍずつ調整され、合計２３回のスキャンを行うことができる。この５５ｍｍは、Ｚ軸の撮像ＦＯＶをカバーするのに十分な値である。

図６を参照すると、ワイヤファントムのアライメント図６００は、一実施形態において、ワイヤ減衰データを収集している間の異なる３つの時点におけるワイヤファントム６０５の位置を示している。ワイヤファントム６０５は、テーブル取付部６０６（例えば、テーブル取付部３２０）に結合されており、テーブル取付部６０６は、テーブル６０８（例えば、テーブル１１４）に結合されている。

第１の時点６０１において、ワイヤファントム６０５は、点線６０７によって示されるガントリのｘ－ｙ回転平面がワイヤ６０４の第１の点６１４においてワイヤファントム６０５のワイヤ６０４と交差するように位置決めされている。ガントリの撮像平面は、矢印６５０及び基準軸６９０によって示されるように、ｚ軸に垂直とすることができ、ガントリの第１の側にあるＸ線源６２０と、ガントリに対して反対の第２の側に配置された検出器アレイ６１０の中心点６１２と、アイソセンタ点６１１とを含み、アイソセンタ点６１１の周りをガントリが回転する。ワイヤファントム６０５はアイソセンタ点６１１からオフセットされており、Ｘ線源６２０及び検出器アレイ６１０がアイソセンタ点６１１の周りを回転するにつれて、ワイヤ６０４と検出器アレイ６１０との間の距離６１５が変化する。第１の点６１４はワイヤ６０４の中心点とすることができ、第１の点６１４は、ワイヤ６０４の基準点０ｍｍのランドマークとすることができる。第１の時点６０１において、ワイヤ６０４は検出器アレイ６１０のＦＯＶ内に配置されている。

第２の時点６０２において、ワイヤファントム６０５のｚ軸方向における位置は、第１の矢印６２２によって示される第１の正の方向にシフトしている。ワイヤファントム６０５は、点線６０７によって示される撮像平面がワイヤ６０４の第２の点６１６においてワイヤファントム６０５のワイヤ６０４と交差するように位置決めされている。第２の点６１６は、ワイヤ６０４の基準点５５ｍｍ（例えば、第１の点６１４（０ｍｍ）から正方向に５５ｍｍ）とすることができる。第２の時点６０２において、ワイヤ６０４は、検出器アレイ６１０のＦＯＶの外側に部分的に配置されている。

第３の時点６０３において、ワイヤファントム６０５のｚ軸方向における位置は、第２の矢印６２４によって示される第２の負の方向にシフトしている。ワイヤファントム６０５は、点線６０７によって示される撮像平面がワイヤ６０４の第３の点６１８においてワイヤファントム６０５のワイヤ６０４と交差するように位置決めされている。第３の点６１８は、ワイヤ６０４の基準点－５５ｍｍ（例えば、第１の点６１４から負方向に５５ｍｍ）とすることができる。第３の時点６０３において、ワイヤ６０４は、検出器アレイ６１０のＦＯＶの外側に部分的に配置されている。

ワイヤ６０４の真直度を決定するために、上述したように、第１の点６１４と第３の点６１８との間で複数回にわたって所定の長さ（例えば、５ｍｍの所定の長さ）だけ増分してデータを収集することができる。複数回にわたって所定の長さだけ増分させてデータを収集し比較することにより、ワイヤ６０４の真直度を正確に決定することができる。例えば、第２の時点６０２において収集されたワイヤ減衰データの第１のセットがワイヤ６０４の第１の部分の第１の位置を示し、第３の時点６０３において収集されたワイヤ減衰データの第２のセットがワイヤ６０４の第２の部分の第２の位置を示す場合、第１の位置と第２の位置との間のずれ量は、第１の部分が第２の部分と一直線に並んでいないことを示し、それにより、ワイヤ６０４が真っ直ぐでないと推論することができる。ずれ量が閾値ずれ量（例えば、３０ミクロン）より小さい場合、ワイヤ６０４は真っ直ぐであると考えることができる。

方法５５０に戻る。ステップ５５８において、方法５５０は、図６を参照して上述した手順に従って、ワイヤが真っ直ぐであるかどうかを判断することを含んでいる。ステップ５５８において、ワイヤが真っ直ぐではないと判断された場合、方法５５０は５６０に進む。ステップ５６０において、方法５５０は、オペレータに対して、ワイヤを固定させる又は交換させるための命令を表示装置に表示することを含み、方法５５０はステップ５５６に戻る。ステップ５５８において、ワイヤが真っ直ぐであると判断された場合、方法５５０はステップ５６２に進む。

ステップ５６２において、方法５５０は、ＣＴイメージングシステムのｚ軸（テーブルはｚ軸に整列している）に対するワイヤの位置を決定するために、ワイヤの角度アライメント解析を実行することを含んでいる。一実施例では、ワイヤのｚ軸に対して平行な軸からのずれが、閾値ずれ量よりも小さい場合、ワイヤはｚ軸に整列していると見なされる。例えば、閾値ずれ量は３ｍｒａｄとすることができる。言い換えれば、ワイヤがｚ軸に平行な軸から３ｍｒａｄ以上ずれている場合、調整用傾斜ねじ（例えば、図３Ａの傾斜ねじ３２６及び３３２）を用いてワイヤを調整し、次の段落で説明するように、３ｍｒａｄよりも小さくなるまで、アライメントデータの収集及び解析を繰り返すことができる。

ワイヤのアライメント解析を実行するために、第２のセットの回転スキャンを実行することができる。第２のセットの回転スキャンは、図６に関連して上述したのと同様の方法で実行することができる。しかしながら、ワイヤが真っ直ぐであることは分かっているので、実行されるスキャンの回数を少なくすることができる。一実施形態では、２回のワイヤアライメントスキャンを実行することができる。ワイヤファントムの第１のワイヤアライメントスキャンは、撮像平面が、ワイヤの中心、即ち基準点（例えば、０ｍｍ）から第１の方向（例えば、図６の矢印６２２）に第１の距離だけ離れた位置においてワイヤと交差するように、ワイヤファントムを位置決めした状態で、実行することができる。ワイヤファントムの第２のワイヤアライメントスキャンは、撮像平面が、ワイヤの中心、即ち基準点から第２の反対方向（例えば、矢印６２４）に第２の距離だけ離れた位置においてワイヤと交差するように、ワイヤファントムを位置決めした状態で、実行することができる。第２の距離は、第１の距離と等しい距離とすることができる。第１の距離と第２の距離は、閾値距離だけ離れていてもよい。例えば、閾値距離は８０ｍｍとすることができる。

例えば、第１の距離と第２の距離は共に４０ｍｍとすることができる。先ずテーブルを調整して、撮像平面がワイヤの中心（即ち、基準点）から４０ｍｍ離れた位置においてワイヤと交差するようにワイヤを位置決めし、第１の回転スキャンを実行することができる。続いて、テーブルを調整して、撮像平面がワイヤの中心（即ち、基準点）から－４０ｍｍ離れた位置においてワイヤと交差するようにワイヤを位置決めし、第２の回転スキャンを実行することができる。第１及び第２の回転スキャンの各スキャンにおいて、検出器アレイの中央の２列－４列の検出器素子においてでワイヤ減衰データを取得することができる。角度アライメント解析では、既にワイヤが真っ直ぐであることが確認されているので、真直度解析よりも高速で実行することができる。

第１の回転スキャンと第２の回転スキャンのデータを収集し比較することにより、ワイヤ６０４のｚ軸に対する角度を正確に求めることができる。例えば、第１の回転スキャンの間に収集されたワイヤ減衰データの第１のセットがワイヤ６０４の第１の位置を示し、第２の回転スキャンの間に収集されたワイヤ減衰データの第２のセットがワイヤ６０４の第２の位置を示す場合、第１の位置と第２の位置との間のずれは、ワイヤがずれていることを示している。ずれが閾値ずれ量（例えば、３ｍｒａｄ）よりも小さい場合、ワイヤはｚ軸に一致していると考えることができる。

ステップ５６４において、方法５５０は、上述した手順に従って、ワイヤがｚ軸に一致しているかどうかを判断することを含んでいる。ワイヤがｚ軸に一致していないと判断された場合（例えば、ずれが、閾値ずれ量よりも大きい場合）、方法５５０はステップ５６６に進む。ステップ５６６において、方法５５０は、表示装置に、ワイヤを再調整させるための命令を表示することを含んでいる。様々な実施形態において、ワイヤの再調整は、操作者が、ワイヤファントムの１つ又は複数の傾斜ねじを調整することによって、実行することができる。例えば、ワイヤファントムのファントム保持部に配置された垂直傾斜ねじ（例えば、ファントム保持部３２３の傾斜ねじ３２６）は、ワイヤをｙ軸に対して調整することができ、水平傾斜ねじ（例えば、ファントム保持部３２３の傾斜ねじ３３２）は、ワイヤをｘ軸に対して調整することができる。ワイヤが再調整された後、方法５５０はステップ５６２に戻り、ワイヤの角度アライメント解析を再び実行することができる。場合によっては、ワイヤが再調整され、ワイヤの角度アライメント解析が複数回実行され、ワイヤを確実にｚ軸に一致させることができる。

ステップ５６４において、ワイヤがｚ軸に一致していると判断された場合、方法５５０はステップ５６８に進む。ステップ５６８において、方法５５０は、ワイヤに対して検出器アレイの個々の検出器素子（検出器素子２０２）の正確な位置を測定するために較正スキャンを実行することを含んでいる。ワイヤの位置は既知であり固定されているので、個々の検出器素子の正確な位置は、図７及び図８を参照して上述したように、フル回転を実行し、投影データによって生成されたサイノグラムに関数をフィッティングし、ＣＴシステムの物理的特性に基づく投影ジオメトリを用いることによって測定することができる。

図９を参照すると、投影ジオメトリ図９００は、ワイヤの位置を計算するために使用される複数の変数を示している。投影ジオメトリ図９００は、Ｘ線源９０４及び検出器アレイ９０６を含む例示的なＣＴシステム９０２（例えば、ＣＴシステム１００又はイメージングシステム２００）を示しており、検出器アレイ９０６は、図４の検出器アレイ４００の非限定的な例である。Ｘ線源９０４及び検出器アレイ９０６はガントリ（例えば、ガントリ１０４）に結合することができ、ガントリは、アイソセンタ（点）９１４を中心として方向９０１に回転し、アイソセンタ９１４は、アイソセンタ線９０５において、Ｘ線源９０４と検出器アレイ９０６の中心点９０７との間の中間にある。検出器アレイ９０６は複数の検出器モジュール９０８を含み、各検出器モジュール９０８は複数の画素９１２を含んでいる。画素９１２は、スライス又はチクレット９１０に配列することができる。検出器アレイ９０６の各画素９１２は、基準軸９９０に基づいて、ｘ次元では中心点９０７から検出器アレイ９０６に沿った距離９０９によって特定され、ｚ次元では画素９１２の行によって特定することができる。ワイヤファントムのワイヤは、ＣＴシステム９０２内のワイヤ位置９１６に配置されている。

図９は、ガントリが、初期位置（線９２６で示されている）から、線９２６に対してガントリの回転角度９２２（β）だけ回転した時点におけるＣＴシステムを示している。ワイヤ位置９１６は（Ｘ線源９０４及び／又は検出器アレイ９０６を基準として）、ワイヤ位置９１６とアイソセンタ９１４との間の距離Ｒ（線９１７によって示されている）と、線９１７と線９２６との間の角度９１８（φ）とに基づいて測定することができる。

図９に示されている時点では、Ｘ線源９０４によって放出されたＸ線ビームが検出器アレイ９０６で検出される。しかしながら、線９１９によって示される軌道上のＸ線ビームは、ワイヤ位置９１６でワイヤに衝突し、画素９２０はＸ線ビームを検出することができない。線９１９は、アイソセンタ線９０５に対して角度９２４（γ）における線である。したがって、アイソセンタ線９０５に対する画素９２０の角度位置γは、Ｒ及びφに基づいたガントリ回転角βの関数として表すことができる。ここで、Ｒ及びφは、先に示されたワイヤのアライメントステップで測定されたワイヤ位置である。Ｒはアイソセンタからのワイヤ距離であり、φはアイソセンタ線９０５からのワイヤ角度である。ＳＩＤは、線源９０４からアイソセンタ９１４までの距離であり、技術設計によって既知である。β９２２は、ガントリの垂直方向のＹ軸９２６に対するガントリ回転角である。

画素９２０の設計目標位置は、次のように、パラメータ化された検出器モデルによって得ることができる。

ここで、Ｘは設計モデルパラメータを表しており、パラメータとしては、各モジュールの設計中心位置とモジュール内の画素ピッチがあり、パラメータから、各画素の設計位置γ_{ｍｏｄｅｌ}が計算されモデル化される。ＳＤＤは、９０４と９０７との間の線源－検出器間距離であり、設計によって既知の値である。式（１）及び式（２）は、測定された画素位置と設計（モデル）画素位置との間の最小化最適化において、全ての画素ｐが含まれるように、数値的に逆向きにする。

図８で説明した測定の結果、ｐ対β（画素対ビュー角）は、式（１）を逆向きにするように使用される。Ｘ^＊は、モジュール位置と画素ピッチのフィッティング結果を表し、Ｘ^＊から全ての画素位置を抽出することができる。

ステップ５７０において、方法５００は、任意選択で、検出器素子の測定された位置からアライメント補正値を生成することを含むことができる。アライメント補正値は、検出器素子の測定された位置と設計目標位置との間の差に基づいた値とすることができる。

ステップ５７２において、方法５００は、被検体の後続のスキャンで使用するための較正ベクトルに検出器素子の測定された位置（又はアライメント補正値）を記憶することを含むことができる。そして、方法５５０は終了する。言い換えれば、較正ベクトルを生成することができ、較正ベクトルには、各検出器素子の測定された位置、又は検出され定量化された位置ずれを補正するために検出器素子の位置を調整するための補正値が含まれる。較正ベクトルは、上述したように、図５Ａの方法５００で使用して、後続のスキャン中に被検体の再構成画像の品質を高めることができる。

従って、ＣＴシステムの検出器アレイの検出器素子の位置ずれを補正する方法が提供される。本方法は、検出器素子の大きさが原因で、機械的な較正技術が実行可能ではない場合に使用することができる。本方法は、他のワイヤファントムとは異なり、検出器素子よりも太いワイヤを含むワイヤファントムが使用される。最初のステップで、ワイヤファントムをＣＴシステムのテーブルに取り付け、ワイヤの真直度と傾斜角度を、本明細書に記載された手順に従って確認する。ワイヤの真直度とワイヤが正しく位置合わせされたことが確認されると、ワイヤに対して、検出器アレイの各検出器素子の位置が測定される。測定された位置は、較正ベクトルに記憶され、測定された位置は、被検体の後続のスキャンが行われている間、画像再構成中に適用され、位置ずれを補正することができる。

検出器アレイのエンジニアリングモデルの設計目標位置ではなく、測定された検出器素子の位置を使用することによって、検出器素子の位置ずれは、被検体のスキャン中に補正することができ、スキャンにより得られる再構成画像の画質を向上させることができる。検出器素子の測定された位置を使用する利点は、機械的アライメント技術に頼らなくても検出器素子の位置ずれが調整できることである。その結果、本方法は、機械的アライメント技術を使用して位置合わせができる検出器素子よりも小さい検出器素子を含む検出器アレイに適用することができる。さらに、ＣＴシステムの較正時間、資源配分、及びコストが削減され、ＣＴシステムを、より効率的にすることができる。従って、ＣＴシステムの機能が改善され、ＣＴシステムを使用した較正中のダウンタイムが短縮され、より高速で正確な処理が可能になる。さらに、本明細書に記載の較正方法を適用することによって、ＣＴシステムは高品質の画像を生成することができ、その結果、診断の精度を高くして、患者の転帰が望ましいものとすることができる。

ワイヤファントムを使用してＣＴシステムの検出器アレイ内の検出器素子の位置を較正する技術的効果は、ＣＴシステムを使用して再構成された画像の品質が向上することである。

また、本開示は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムのための方法をサポートする。本方法は、前記ＣＴシステムの較正の間、前記ＣＴシステムを使用して実行される回転スキャンの間に、前記ＣＴシステムのテーブルに結合されたワイヤファントムのワイヤを使用して、前記ＣＴシステムの検出器アレイの検出器素子の位置を測定すること、前記ＣＴシステムを使用して被検体に対して実行される後続のスキャンの間に、前記ＣＴシステムによって取得された投影データから画像を再構成する間、前記検出器素子の設計目標位置ではなく、前記検出器素子の測定された位置を適用すること、及び再構成された画像を前記ＣＴシステムの表示装置に表示することを含む。本方法の第１の実施例では、前記検出器素子の設計目標位置は、前記ＣＴシステムの検出器設計図及び／又は前記ＣＴシステムの寸法に基づいたモデルによって提供される。本方法の第２の実施例では、任意選択で第１の実施例を含み、前記検出器素子の測定された位置を使用して、前記検出器アレイの検出器素子の位置を機械的に調整する。本方法の第３の実施例では、任意選択で、第１及び第２の実施例のうちの一方又は両方の実施例を含み、本方法は、前記ワイヤの位置に対する前記検出器素子の位置を測定する前に、前記ワイヤの真直度の第１の解析と、前記テーブルの長手方向と平行な前記ＣＴシステムのｚ軸に対する前記ワイヤの傾斜角度の第２の解析のうちの少なくとも一方の解析を実行することをさらに含む。本方法の第４の実施例では、任意選択で、第１から第３の実施例の１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの真直度の第１の解析を実行することは、複数の回転スキャンを実行し、前記複数の回転スキャンの各回転スキャンの間にｚ軸に沿って前記ワイヤの位置を漸増的に調整すること、各回転スキャンの間に、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の少数の列に配置された検出器素子の位置を測定し、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の前記少数の列の外側に配置された検出器素子の位置を測定しないこと、及び前記複数の回転スキャンの各回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置を比較し、前記ワイヤの真直度を決定することを更に含む。本方法の第５の実施例では、任意選択で、第１から第４の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ＣＴシステムのｚ軸に対する前記ワイヤの傾斜角度の前記第２の解析を実行することは、前記ワイヤが前記ｚ軸の第１の位置に配置された状態で、第１の回転スキャンを実行すること、前記ワイヤが前記ｚ軸の第２の位置に配置された状態で、第２の回転スキャンを実行することであって、前記第２の位置と前記第１の位置は閾値距離だけ離れている、第２の回転スキャンを実行すること、各回転スキャンの間に、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の少数の列に配置された検出器素子の位置を測定し、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の前記少数の列の外側に配置された検出器素子の位置を測定しないこと、及び前記第１の回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置と、前記第２の回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置とを比較し、前記ワイヤの傾斜角度を決定することをさらに含む。本方法の第６の実施例では、任意選択で、第１から第５の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記少数は２～４の間の数である。本方法の第７の実施例では、任意選択で、第１から第６の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの傾斜角度が第２の閾値ずれ量の外側にあることを示す前記第２の解析の結果に応答して、前記ワイヤファントムを前記テーブルに結合するために使用されるファントム保持部に配置された１つ又は複数の傾斜ねじによって前記ワイヤの傾斜角度を調整する命令を前記ＣＴシステムのオペレータに表示することをさらに含む。本方法の第８の実施例では、任意選択で、第１から第７の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤファントムは、前記ワイヤの位置が前記検出器アレイのＦＯＶの外側に存在するように前記テーブルの縁部に結合される。本方法の第９の実施例では、任意選択で、第１から第８の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの径が前記検出器素子の横断軸方向の大きさの少なくとも３倍である。本方法の第１０の実施例において、任意選択で、第１から第９の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの位置に対する前記検出器素子の位置を測定することは、前記ＣＴシステムの既知の物理的特性と投影ジオメトリに基づいて検出器素子の位置を測定することをさらに含む。本方法の第１１の実施例では、任意選択で、第１から第１０の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの位置に対する前記検出器素子の位置を測定することは、放物線関数及びガウス関数のうちの一方の関数を、前記検出器素子を含む隣接する複数の検出器素子で生成された信号の測定値にフィッティングすることをさらに含む。本方法の第１２の実施例では、任意選択で、第１から第１１の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記検出器素子の測定された位置に基づいて、前記検出器アレイの各検出器素子のそれぞれのアライメント補正値を計算すること、全ての前記検出器素子の計算されたアライメント補正値を較正ベクトルに記憶すること、画像の再構成中に、前記較正ベクトルを使用して、前記検出器アレイの全ての検出器素子の位置を補正することをさらに含む。

また、本開示は、プロセッサと非一時的メモリとを含むコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムもサポートする。前記非一時的メモリは命令を含み、前記命令は、実行されると、前記プロセッサに、ワイヤファントムの第1の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤファントムのワイヤの真直度を決定すること、前記ワイヤファントムの第２の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤの傾斜角度を決定すること、前記ワイヤの真直度が第１の閾値ずれ量以下であり、前記ワイヤの傾斜角度が第２の閾値ずれ量以下であることに応答して、前記ＣＴシステムを使用して較正スキャンが実行されている間、前記ワイヤの位置に対する前記ＣＴシステムの検出器アレイの各検出器素子の位置を測定すること、及び前記ＣＴシステムを使用して後続のスキャンが実行されている間、前記ＣＴシステムによって取得された投影データからの画像の再構成中に、各検出器素子の測定された位置を適用すること、及び再構成された画像を前記ＣＴシステムの表示装置に表示することを実行させる。本システムの第１の実施例では、前記ワイヤファントムの前記第1の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤの真直度を決定すること、及び前記ワイヤファントムの前記第２の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤの傾斜角度を決定することは、前記第１の一連の回転スキャン及び前記第２の一連の回転スキャンの各回転スキャンの間に、前記テーブルの長手方向と平行な前記ＣＴシステムのｚ軸に沿って、前記ワイヤファントムが搭載されている前記ＣＴシステムのテーブルの位置を調整し、前記ＣＴシステムのガントリの撮像平面が、各回転スキャン中に前記ワイヤの長さに沿う異なる位置において前記ワイヤと交差する。本システムの第２の実施例では、任意選択で第１の実施例を含み、前記ワイヤファントムは、前記ワイヤが前記検出器アレイのＦＯＶの外側に位置するようにテーブルに結合されている。本システムの第３の実施例では、任意選択で、第１及び第２の実施例のうちの一方の実施例又は両方の実施例を含み、前記ワイヤの位置に対する前記ＣＴシステムの検出器アレイの各検出器素子の位置を測定することは、前記較正スキャンのフル回転の間、前記検出器アレイの各検出器素子におけるエネルギー測定値を収集すること、前記フル回転の各フレームの間、前記フレームに対応するビュー角において収集された前記エネルギー測定値に関数をフィッティングすること、前記関数に基づいて前記検出器アレイの検出器素子を選択すること、前記ワイヤの位置に対する選択された検出器素子の位置を測定することを更に含む。本システムの第４の実施例では、任意選択で、第１から第３の実施例のうちの１つ以上の実施例又は各実施例を含み、前記ワイヤの位置に対する前記選択された検出器素子の位置を測定することは、前記ＣＴシステムの既知の物理的特性と投影ジオメトリに基づいて位置を測定することをさらに含む。

また、本開示は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを較正するためのワイヤファントム・アセンブリもサポートする。前記ワイヤファントム・アセンブリは、ワイヤファントムとファントム保持部とを含み、前記ファントム保持部は、前記ＣＴシステムのテーブルに取付け可能であり、前記ファントム保持部に対する前記ワイヤファントムの位置合わせを調整する１つ又は複数の傾斜ねじを含み、前記ワイヤファントムは、プラスチック樹脂で成形された編組ワイヤを取り囲む管状体を含み、前記編組ワイヤは、Ｘ線減弱率の高い材料を含み、前記編組ワイヤは、前記ＣＴシステムの検出器素子の横断軸方向の寸法の少なくとも３倍の径を有する。本システムの第１の実施例では、前記ワイヤの真直度がばねの張力によって維持される。

本開示の様々な実施形態の要素を導入する場合、冠詞「１つの（ａ）」、「１つの（ａｎ）」、及び「この（ｔｈｅ）」は、その要素が１つ以上存在することを意味することが意図されている。「第１」、「第２」などの用語は、順序、量、又は重要性を示すものではなく、ある要素を他の要素から区別するために使用されるものである。「含む、備える、有する（comprising）」、「含む、備える、有する（including）」、「含む、備える、有する（having）」、包括的であることを意図しており、列挙された要素以外の追加の要素が存在してもよいことを意味する。本明細書において、「に接続される」、「に結合される」などの用語が使用される場合、１つの対象（例えば、材料、要素、構造、部材等）は、１つの対象が他の対象に直接に接続されている又は直接に結合されているかどうか、又は１つの対象と他の対象との間に１つ以上の介在物が存在しているかどうかにかかわらず、他の対象に接続する又は結合することができる。加えて、本開示の「１つの実施形態」又は「ある実施形態」に言及することは、言及された特徴も組み込んだ追加の実施形態の存在を排除するように解釈されることを意図するものではないことが理解されるべきである。

先に示された修正形態に加えて、本記載の趣旨及び範囲を逸脱することなく、当業者によって多くの他の変更構造及び代替構造を考えることができ、特許請求の範囲は、このような修正形態及び構造を含むことが意図される。したがって、上記の情報は、現在最も実用的で好ましい態様であると考えられるものに関して特に詳細に記載されているが、当業者にとって、本明細書に記載された原則及び概念から逸脱することなく、形態、機能、操作方法、及び使用（これらに限定されることはない）などについて、多くの修正形態が可能であることは明らかである。また、本明細書において、実施例及び実施形態は、あらゆる点において単なる例示であることを意味しており、いかなる方法においても限定的に解釈されるべきではない。

１００ ＣＴシステム
１０２ ガントリ
１０４ Ｘ線源
１０６ Ｘ線放射ビーム
１０８ 検出器アレイ
１１０ 画像処理ユニット
１１２ 被検体
１１４ テーブル
２００ ＣＴイメージングシステム
２０２ 検出器素子
２０４ 検体
２０６ 回転中心
２０８ 制御機構
２１０ Ｘ線コントローラ
２１２ ガントリモータコントローラ
２１４ データ収集システム（ＤＡＳ）
２１６ コンピューティング装置
２１８ 大容量記憶装置
２２０ オペレータコンソール
２２６ テーブルモータコントローラ
２３０ 構成器
２３２ 表示装置
３００ ワイヤファントム・アセンブリ
３０１ 参照軸
３０２ ワイヤファントム
３０４ ワイヤ
３０５ 長さ
３０６ 管状体
３０７ 直径
３０８ 第１のエンドキャップ
３０９ バネ
３１２ 第２のエンドキャップ
３１４ 第１の側
３１６ 第２の側
３２０ テーブル取付部
３２２ ゴム製シム
３２３ ファントム保持部
３２４ 第１のボルト
３２５ 距離
３２６ 傾斜ねじ
３２７ 位置
３３０ 第２のボルト
３３２ 傾斜ねじ
３３４ 取付面
３３６ ベースプレート
３４１ 基準軸
３４２ テーブル
３４７ 第１の傾斜ねじ
３４８ 下面
３４９ 第２の傾斜ねじ
３５０ ｘ位置
３６２ Ｘ線源
３６３ 中心点
３６４ 検出器アレイ
３６８ 検出器素子
３７０ 点
３７２ Ｘ線
３８０ アイソセンタ
３８２ 矢印
３８４ 矢印
４００ 検出器アレイ
４０２ 検出器モジュール
４０４ 中心点
４０６ プレート
４２０ 破線
４２５ Ｘ線
４４０ レール
４５０ 基準軸
５００ 方法
５０２ ステップ
５０４ ステップ
５０６ ステップ
５０８ ステップ
５１０ ステップ
５５０ 方法
５５２ ステップ
５５４ ステップ
５５６ ステップ
５５８ ステップ
５６０ ステップ
５６２ ステップ
５６４ ステップ
５６６ ステップ
５６８ ステップ
５７０ ステップ
５７２ ステップ
６０１ 第１の時点
６０２ 第２の時点
６０３ 第３の時点
６０４ ワイヤ
６０５ ワイヤファントム
６０６ テーブル取付部
６０７ 点線
６０８ テーブル
６１０ 検出器アレイ
６１１ アイソセンタ点
６１２ 中心点
６１４ 第１の点
６１５ 距離
６１６ 第２の点
６１８ 第３の点
６２０ Ｘ線源
６２２ 第１の矢印
６２４ 第２の矢印
６５０ 矢印
６９０ 基準軸
７００ ワイヤ位置グラフ
７０２ ライン
７０４ 第１の点
７０５ 第２の点
７０６ 第１の破線
７０９ ワイヤシェーディング
７１０ 水平方向範囲
７１１ 第１の隣接点
７１２ 第２の破線
７１３ 第２の隣接点
７１４ 点
７１８ 点
７１９ 点
７２０ 垂直方向範囲
７５０ 上側部分
７５１ 下側部分
８０２ グラフ
８０３ ライン
８０５ 破線
８０６ グラフ
８１２ 一部
８１２ 一部分
８２０ プロット
８２２ 測定値
８２４ 信号強度
８２６ 放物線関数
９０１ 方向
９０２ ＣＴシステム
９０４ Ｘ線源
９０５ アイソセンタ線
９０６ 検出器アレイ
９０７ 中心点
９０８ 検出器モジュール
９０９ 距離
９１０ チクレット
９１２ 画素
９１４ アイソセンタ
９１６ ワイヤ位置
９１７ 線
９１８ 角度
９１９ 線
９２０ 画素
９２２ 回転角度
９２４ 角度
９９０ 基準軸

Claims (15)

1. コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムのための方法であって、
   前記ＣＴシステムの較正の間、
   前記ＣＴシステムを使用して実行される回転スキャンの間に、前記ＣＴシステムのテーブルに結合されたワイヤファントムのワイヤを使用して、前記ＣＴシステムの検出器アレイの検出器素子の位置を測定すること（５６８）、
   前記ＣＴシステムを使用して被検体に対して実行される後続のスキャンの間に、
   前記ＣＴシステムによって取得された投影データから画像を再構成する間、前記検出器素子の設計目標位置ではなく、前記検出器素子の測定された位置を適用すること（５０８）、および
   再構成された画像を前記ＣＴシステムの表示装置に表示すること（５１０）
   を含む、方法。
2. 前記検出器素子の設計目標位置は、前記ＣＴシステムの検出器設計図及び／又は前記ＣＴシステムの寸法に基づいたモデルによって提供される、請求項１に記載の方法。
3. 前記検出器素子の測定された位置を使用して、前記検出器アレイの検出器素子の位置を機械的に調整する、請求項１に記載の方法。
4. 前記ワイヤを使用して前記検出器素子の位置を測定する前に、前記ワイヤの真直度の第１の解析（５５６）と、前記テーブルの長手方向と平行な前記ＣＴシステムのｚ軸に対する前記ワイヤの傾斜角度の第２の解析（５６２）のうちの少なくとも一方の解析を実行することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記ワイヤの真直度の第１の解析（５５６）を実行することは、
   複数の回転スキャンを実行し、前記複数の回転スキャンの各回転スキャンの間にｚ軸に沿って前記ワイヤの位置を漸増的に調整すること、
   各回転スキャンの間に、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の少数の列に配置された検出器素子の位置を測定し、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の前記少数の列の外側に配置された検出器素子の位置を測定しないこと、および
   前記複数の回転スキャンの各回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置を比較し、前記ワイヤの真直度を決定すること
   を更に含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記第２の解析が実行される場合、前記ＣＴシステムのｚ軸に対する前記ワイヤの傾斜角度の前記第２の解析（５６２）を実行することは、
   前記ワイヤが前記ｚ軸の第１の位置に配置された状態で、第１の回転スキャンを実行すること、
   前記ワイヤが前記ｚ軸の第２の位置に配置された状態で、第２の回転スキャンを実行することであって、前記第２の位置と前記第１の位置は閾値距離だけ離れている、第２の回転スキャンを実行すること、
   各回転スキャンの間に、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の少数の列に配置された検出器素子の位置を測定し、前記ワイヤに対して前記検出器アレイの中央部分の前記少数の列の外側に配置された検出器素子の位置を測定しないこと、および
   前記第１の回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置と、前記第２の回転スキャンにおける前記検出器素子の測定された位置とを比較し、前記ワイヤの傾斜角度を決定すること
   をさらに含む、請求項４に記載の方法。
7. 前記少数は２～４の間の数である、請求項６に記載の方法。
8. 前記ワイヤの傾斜角度が第２の閾値ずれ量の外側にあることを示す前記第２の解析の結果に応答して、前記ワイヤファントムを前記テーブルに結合するために使用されるファントム保持部に配置された１つ又は複数の傾斜ねじによって前記ワイヤの傾斜角度を調整する命令を前記ＣＴシステムのオペレータに表示すること（５６６）をさらに含む、請求項４に記載の方法。
9. 前記ワイヤファントムは、固定位置において前記テーブルに結合され、前記ワイヤの固定位置が前記検出器アレイのＦＯＶの外側に存在する、請求項１に記載の方法。
10. 前記ワイヤの径が前記検出器素子の横断軸方向の大きさの少なくとも３倍である、請求項１に記載の方法。
11. 前記ワイヤを使用して前記検出器素子の位置を測定することは、前記ＣＴシステムの既知の物理的特性と投影ジオメトリに基づいて検出器素子の位置を測定することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
12. 前記ワイヤを使用して前記検出器素子の位置を測定することは、放物線関数及びガウス関数のうちの一方の関数を、前記検出器素子を含む隣接する複数の検出器素子で生成された信号の測定値にフィッティングすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
13. 前記検出器素子の測定された位置に基づいて、前記検出器アレイの各検出器素子のそれぞれのアライメント補正値を計算すること（５７０）、
    全ての前記検出器素子の計算されたアライメント補正値を較正ベクトルに記憶すること（５７２）、
    画像の再構成中に、前記較正ベクトルを使用して、前記検出器アレイの全ての検出器素子の位置を補正すること（５０８）
    をさらに含む、請求項１に記載の方法。
14. プロセッサと非一時的メモリとを含むコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム（１００、２００）であって、前記非一時的メモリは命令を含み、前記命令は、実行されると、前記プロセッサに、
    ワイヤファントム（３０２）の第1の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤファントム（３０２）のワイヤ（３０４）の真直度を決定すること、
    前記ワイヤファントム（３０２）の第２の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤ（３０４）の傾斜角度を決定すること、
    前記ワイヤ（３０４）の真直度が第１の閾値ずれ量以下であり、前記ワイヤ（３０４）の傾斜角度が第２の閾値ずれ量以下であることに応答して、
    前記ＣＴシステム（１００、２００）を使用して較正スキャンが実行されている間、
    前記ワイヤ（３０４）の位置に対する前記ＣＴシステム（１００、２００）の検出器アレイ（９０６）の各検出器素子（９１２）の位置を測定すること、および
    前記ＣＴシステム（１００、２００）を使用して後続のスキャンが実行されている間、
    前記ＣＴシステム（１００、２００）によって取得された投影データからの画像の再構成中に、各検出器素子（９１２）の測定された位置を適用すること、および
    再構成された画像を前記ＣＴシステム（１００、２００）の表示装置に表示すること
    を実行させる、ＣＴシステム。
15. 前記ワイヤファントム（３０２）の前記第1の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤ（３０４）の真直度を決定すること、および前記ワイヤファントム（３０２）の前記第２の一連の回転スキャンを実行して、前記ワイヤ（３０４）の傾斜角度を決定することは、前記第１の一連の回転スキャンおよび前記第２の一連の回転スキャンの各回転スキャンの間に、テーブル（１１４）の長手方向と平行な前記ＣＴシステムのｚ軸に沿って、前記ワイヤファントム（３０２）が搭載されている前記ＣＴシステムのテーブル（１１４）の位置を調整し、前記ＣＴシステムのガントリ（１０２）の撮像平面が、各回転スキャン中に前記ワイヤ（３０４）の長さに沿う異なる位置において前記ワイヤ（３０４）と交差する、請求項１４に記載のＣＴシステム（１００、２００）。