JPH05502610A - 画像装置のダイナミックレンジを改善するための方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 画像装置のダイナミ・ｌクレンジを改善するための方法参照する。

本申請書の一部として含まれる。

囲で、異なる角度方向に回転されて、データ収集過程が繰り返される。

このような手順により、非常に多くの数の減衰値の測定がなされる。このように 蓄積されたかなりの量のデータがコンピュータにより処理されるが、通常コンピ ュータは、スキャンされる検体の部分内にある非常に多くの透過値（通常数十方 間）の減衰値を得るために、数学的なデータ１１埋を行う。

このようなデータが組み合わされて、検査された検体部分の密度関数を正確に表 すマトリクス（目に見える手段または別の手段の〉を再構成することができる。

このような検体部分を１つ以上考察することにより、熟練した医療診断技術者は 、これまでは検出できたとしても、はるかに面倒で、多くの場合患者にとって危 険な方法でしか検出できなかった、腫瘍、凝血、ｆｎ腫、出血その他の様々な異 常などの多くの人体の要素を診断することができる。

ＣＴスキャナ 以上述べたような装置は強力な診断装置であり、放射線技術においては偉人な進 歩と考えられていた力ｆ、第１世代の装置には多くの欠陥があった。生データの 収集にひどく長い時間がかかることが多く、この問題は、他の問題の中でもとり わけ患者に対して、不便とストレスとを強いるものであった。

患者がこのように長い間じっとしていられないために、収集したい画像がぶれる こともあった。

［データ再構成の装置と方法Ｊという題名で、本特許と同一の譲渡人に譲渡され た。Ｊｏｈｎ　Ｍ、　Ｐａｖｋｏｖｉｃｈによる米国特許第４，１４９．２４８ 号では、従来の技術の問題のいくつか、特に検出器によって提供された生データ のコンピュータ処理に長い時間がかかるという問題を軽減する装置と方法論とが 開示されている。そこで開示されている装置は、扇形ビームの放射線源と、デー タ整理にコンボリューション（たたみ込み）法を用いることにより、扇形の光線 の再配置を妨害りがちな演算時間のエラーと遅延とを排除している。放射線源と 検出器手段とは、検査される患者の患部の対向面に置かれて、これらの装置が患 者の周囲で一回転または部分的に回転される。このような回転の途中で、検出器 は回転過程中に定義された複数の透過経路における放射線吸収を測定する。

広いダイナミック・レンジでアナログ信号を測定するためには、用途別の変換ス キームが採用されることが多い、すなわち、入カドランスデューサの信号対雑音 比がアナログ−デジタル変換器の信号対雑音比を越えるときは、入力信号の前処 理が通常用いられて、入力信号を圧縮する。

Ｘ線ＣＴスキャナは、今や放射線診断技師にとってはありふれた道具である。こ の装置は普通は高価で、百方ドル以」ニはする。これらのシステムは通常０．３ ｍ＋ｎの空間解像度で１なし）し２秒のスキャン時間を有する。空間解像度を落 とせば、０．２５？６までの密度解（象度を得ることができる。過去１０牟間の 発生装置／′検出器の設計技術と、マイクロコンピュータの分野における進歩と により、画（９，検出と処理とがリアルタイムで行えるようになってきた。

放射線治療用シミュレータ 放射線技術者は、放射線治療を行う場合に診断用ＣＴスキャナからのスキャンを 用いようとすることが多い６放射線治療では高いレベルの放射線が用いられるの で、技術者が治療する部位を正確に特定できることが重要になる。しかし、診断 用ＣＴススキャン中体内の器官の相対位置は、患者が放射線治療装置の平らなカ ウチに寝たときと同じではない。診断用ＣＴスキャナのカウチのほうが三日月型 をしているためである。そのために放射線治療用シミュレータが用いられるよう になった。これらのシミュレータには放射線治療装置と同じ患者用カウチがある 。また、シミュレータでは蛍光Ｘ線／放射線画像化のためのＸ線焦点があり、治 療装置と同じ目標物対患者のアイソセンタとなっている。治療の設定値を正確に 再現するための、ビーム整形装置とその他の付属品も追加することができる。こ のように、シミュレータは、放射線治療システムの位置とはるかに高い幾何学的 和合性を持つ、辺１者の人体の投影平面図を作成する。正確に方向付けられた放 射線情報に加えて、断面ＣＴ両画像同時に得ることができると、治療の計画をた てるに当たって技術者のさらに大きな助けとなる。

放射線治療用シミュレータは、放射線ビームニア１−の形を模倣するように形成 された診断用画１１ｉＸ線装置である。そのためシミュレータにはＸ線画像源、 患者を支えるカウチおよび画像形成システムが含まれる６台座の寸法は、Ｘ線画 （東源をカウチに対して、放射線治療装置の配置と数学的に相似形に置けるもの となっている１画像化システムで形成された画像は次に、放射線装置の配置に関 して処理される。異なる角度から画像が取られて、目標に対して最大限の線量を 与えて、健康な器官に対する押傷を最小限に抑えるような放射線ビームを形成す るにはどうすべきかを考える際の助けとなる。

既存のシミュレータでは、シミュレータの幾何学的配置を放射線治療装置に非常 に近いものにしようとするために、Ｘ線画像源と画像形成システムとが、画質に 対して最適なものよりも小さな構成に制限されている１画像源と画像形成システ ムの両系検出器部とが、患者から非常に離れた位置にある。

検出器の画像はフィルムに記録されていた。

テレビの画業を中成するために用いることのできる、両虎増強装置を用いて画像 の輝度が高められている。コンピュータを用いてテレビ画面を処理７強１ヒして いる。

コンピュータＸ　！Ｉ　ｌ！１７層撮影シミュレータ従来の技術では、患者とテ レビカメラとの間で画頭増強管（Ｉ　ＩＴ）を用いて、テしビカメラから得たデ ータに基づきコンピュータＸ線断層画業を形成する方法が知られている。

テレビカメラからの出力信号が処理されてデジタル信号が形成され、この信号が コンピュータでさらに処理されてＸ線断層画像が形成される。テレビカメラを採 用しているこのＷ来の技術によるシステムは、シミュレーションや治療の計画を たてる際に雑音の多い、限界値の画像を１ｖ成する。

過去に多くのグループが、ビデオカメラのついたＸ線画系増強装置を用いた同様 のＣＴを試みた。しかし、過去のＣ′Ｆの経験から、ＩＴＴを持たないデータに 基づくビデオカメラ信号を用いることか、これらの設「１を制限する主要な問題 のひとつであると信じられている。ＩＩＴに比較して、従来のビデオカメラは、 ３０　ｃ　＋ｎのフィールドでｌ　ｍ　ｍにつき３ないし４本のペアの水平空間 解］象度を持つが、その強度出力は制限されており、しかも非線形である。普通 、チューブ−ビデオカメラの瞬間ｆ言号ダイナミック　レンジはわずか２または ３桁の増加に制限されている。従来のソリッド・ステーＩ・・ビデオカメラは、 空間的にも強度的にも良い線形を示すが、そのｆｋ号ダイナミック・レンジは、 室温でほぼ１．０００・１に制限され、平均ラインは４０００　：　ｌである。

１６インチ（４０ｃ　ｍ　）径の本体でＸ線光子の数値を維持するために、少な くとも２００．０００　：　１の最小信号対雑音比（Ｓ／Ｎ　）をもつ検出器が 必要である。ここでは、ｌスキャン当り２ラドの通常表面線量を想定し、患者の 周囲には調整医がいないものとしている。また、ＩＩＴ、レンズ光学系および光 電検出器が、ユニティより６大きな電子量子効率までＸ線を発生することが必要 とされる。

医療用または産業用のＸ　！ＪｌＩＣＴに用いるには、通常、ミリノー１ヘルの 空間解像度と光子が制限された強度解（亀度を持つ検出器システムが要求される 。Ｘ線源から放出される光子の速度は統計的なもので、ポアソン分布に準する。

そのため、理想的な光子強度測定値は、検出された光子の平均数の平方根に等し い２乗平均（ｒ　＋ｎ　ｓ　）ノイズを持つ、そのため、検出器システムは、光 子の数値を維持するためには、ユニティよりも大きな総合量子検出効率（ＱＤＥ ）を持たねばならない。さらに、余分なランダム・ノイズが積的に増えるために 、検出器のエレン１へロニクス部は、光子ノイズよりも低いｒ　ｎｌ　Ｓ入カッ イス・レベルを持たねばならない。

発明の目的 本発明の目的、は放射線療法シミュレーター装置のダイナミックレンジを改善す るための方法を提供することである。

発明の概要 本発明のこれらおよびその他の目的、特徴および利点は以下の説明と図面とによ り明らかになろう。

簡単に述べると、本シミュレータはＸ線光子を可視光子に変換する変換器として の画像増強管（ＩＩＴ＞−一通常１２インチＩＩＴ−−を使用したコンピュータ Ｘ線断層撮影機能により構成されている。入射Ｘ線光子は、ＩＩＴ表面の薄い（ ０，３ｍｍ）ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）シンチレータにより吸収さＪしる。Ｃｓ Ｉ結晶は、光子を放出して、これがＩＩＴの光電陰極により電子に変換される。

この電子が加速されて、ｆＩＴの出口窓の蛍光物質に集束され、再び光子に変換 される。この過程の量子検出効率（ＱＤＥ）は、入射Ｘ線光子に対して、光子が ４ないし５桁（１０″ないし１０５）の増加とされる。測定システムの全体のＱ ＤＥは、ＩＩＴ出力におけるこれらの光子の効率的な収集に依存する。ＩＩＴか ら出力された光を集めて、集束させるために、２つのレンズを用いたシステムが 実現されている。このレンズ・システムの光収集効率は、透過度と開口数（ｆス トップ）の２乗に比例する６両レンズが無限大で集束するときは、その光収集効 率は約１％で、第２レンズのｆストップ設定値に依存する。従って、この場合の ＩＩＴから光電検出器へのＱＤＥは、依然としてユニティより２ないし３桁（１ ０２ないし１０３）の増加である。

レンズは、ＩＩＴからの光出力を複数のフォトダイオードの線形アレイに集束さ せ、これらのダイオードにより入射光に比例した出力信号が発生される。電子信 号処理手段は、フ第１・ダイオード出力信号を調整して、放射線治療用シミュレ ータ装置の幾何学形状に対応する断層Ｘ線画像を構成するために用いることがで きるようにする６ 本発明の方法に従うと、フォトダイオードによって蓄積された電荷は長期及び短 期サンプリング間隔を用いてサンプリングされる。ＩＩＴからの可視光出力がし きい値を超えるとき、短期サンプリング間隔からの測定値が用いられる。逆に、 大きさがしきい値よりも小さいときには長期サンプリング間隔からの測定値が用 いられる。

短い間隔の測定値が用いられるときは、計数比を掛ける。

この計数比は、長間隔測定値と短間隔測定値とを比較することにより、較正光源 で決定される。この計数比は次に長間隔測定値と計数ｆヒされた短間隔測定値と の間の最適な最小２乗フィ・レトを得られるように調整する。

短間隔αＩ定値に用いる開鎖は、フォトダイオードの飽和レベルに近く、しかも それより６小さな点になるように選択する。実際には、短間隔測定値と長間隔測 定値との間での移行は、長間隔のサンプリングと短間隔のサンプリングの組合せ に重みをつけて用いることにより行う。

本発明の実施例においては、検体の大きさの移行範囲を定義して、移行範囲より も小さなサンプリング強度に関しては長間隔の測定値を用いる。移行範囲よりも 大きなサンプリング強度については、計数化した短間隔の測定値を用いる。最後 に移行範囲内のサンプリング強度については、両者を組合せて重みをつけて用い る。

電子信号処理手段により実行される調整には、線形アレイからの検出器信号の線 形化が含まれる。これには複数の１１１次項式を用いるが、これらはそれぞれフ ォトダイオードからの信号強度の異なる範囲に関して有効である。これらの多項 式の係数は、線形アレイのフォトダイオードからの応答データを、正規化フォト ダイオードからの応答データに「最小２乗ｊカーブ　フィッティングさせること により決定される。

ある実施例においては、異なるｎ次多項式が重複する範囲について有効であり、 重複する検出器信号については、その重複に関して有効なｎ次の多項式から得た 値の組合せに重みをつけて、線形１ヒされた検出器信号として用いる。

画像拡大検出器アレイが、スキャン円直径を拡大するために設けられる。画１亀 拡大検出器アレイは、画像増強管の一端に置かれて、直接的にＸ線光子を検出す る１画像拡大検出器アレイの各検出器には、シンチレーティング結晶体とフ第１ ・ダイオードとが含まれる０画像拡大検出器アレイからの信号は電子信号処理手 段により調整される。

電子信号処理手段には、ＩＩＴと拡大検出器フォトダイオードの両方からの広い 範囲の大きさの検出器信号を受け入れるための手段が含まれる。これに含まれる のは、電子信号処理手段のオフセット・エラーを最小限に抑えて、ダイナミック 　レンジを強（ヒする、リセット　クランプ構成を有する、フォトダイオードか ら受け取った電荷を増幅するための積分前置増幅器回路が含まれる。積分前置増 幅器により、サンプリングを位相ロックして、続いて信号をデジタル（ヒし、Ｘ 線源とシステムとが全体として一次電力を得られるような線間電圧にすることに より低ノイズ条件が得られる。

さらに電子信号調整手段による信号調整には、バ・ンクグランド・ノイズと点展 開関数効果を補正する装置と方法とが禽まれる。バックグランド・ノイズは光電 検出器上に照射せずに測定して、スキャン中の検出器信号から減する６　点展開 関数効果に関しては、ＩＩＴ、光学系および光電検出器の画ＣＵヒチェーン内で は、意図的に照射されない充電検出器内のフォトダイオードに関して有効な出力 レベルが存在することになる。これは一部にはＩＩＴ内の電子の集束ずれ、光学 系内の光子の集束ずれと散乱および光学系内の内部反射のためである６点展開関 数効果は、フォトダイオードのうち選択されたものを画像増強管を選択的に照射 することにより照射し、アレイ内の全〕第１・ダイオードの出力レベルを読み出 すことにより測定される６照射フオトダイオードに対する出力レベルはゼロアラ ｌ〜されて、残りの出力レベルを用いて実際のスキャン中に得た検出器の読み取 り値をデコンボリューションする（　ｄｅｃｏｎｖｏ　１ｕｔｅ　）ための修正 マトリクスを形成するために用いる。

図面の簡単な説明 第１図は、本発明の検出器システムのブロック図である。

第２図は頭部スキャンのための再構成直径の図である。

第３図は頭部ＣＴのためのシミュレータの幾何学形状の側面図である。

第４図は本発明と組み合わせて用いることのできる放射線治療用シミュレータの ｆ！１．！ＶＬな透視図である。

第４図は、放射線治療用シミュレータ・システムに追加して、本発明によるＣＴ シミュレータ・システムを得ることのできる、本発明の要素（＊により示す）を 示すブロック図である。

第６図は、胴体ＣＴのためのシミュレータの幾何学形状の側面図である。

第７図は、胴体ＣＴのための再構成直径の図である。

第８図は、画像拡大検出器アレイで、ＩＩＴに追加して、本発明のスキャン円直 径を大きくするために用いることのできるアレイを示す。

第９図は、典型的な画像増強管の断面図と、本発明の関連光学系を示す６ 第１０図は、本発明のフォトダイオード線形アレイ、前置増幅器およびＡ　Ｄ　 Ｃの簡略図である。

第１１図は、ある実施例の前置増幅器、積算器およびリセツ１〜　クランプ回路 を実現するために用いる回路構成の詳細な図である。

第１２図は、画像拡大検出器アレイのフォトダイオードの相対的位置を示す６ 第１３図は、画（ｉ拡大検出器アレイから見た検出器を示す。

第１４図は画像拡大検出器アレイから見た検出器の検出器面に沿った、感度プロ フィルを示す。

第１５図は画像拡大検出器アレイと共に用いられるサンプリング前置増幅器回路 構成の詳細図である６第１６図は、フォトダイオード線形アレイと、画像拡大検 出器アレイとからのデータ収集の相対的タイミング図である。

第１７図は、ミラー位置合わせ装置の上面図である。

第１８図は、第１７図のミラー位置合わせ装置を用いた検出器応答の図である。

第１９図は、本発明の中心検出手順に用いられる移動ビンノ）配置を示す。

第２０図は、本発明の中心検出手順の検出器応答の図である。

第２１図は、妨害された光線の角度と妨害光線に応答した検出器を表にしたもの である。

第２２図は、第２１図で表にした情報を実際の測定データと組み合わせて用いる 方法を示す。

第２３図は、点展開関数を決定するための装置と応答とを示す。

第２４図は、点展開関数データの収集と準備とを示す。

第２５図は、実際のピークをゼロアウトした陵で、データがどのように見えるか を示したものである。

第２６［２１は、データ収集と修正の手順全体を示す。

第２７図は、フォトダイオード番号と係数値を示す表である。

第２８図は、線量と測定された検出器応答の多項式ツイツチインクの図である。

第２９図は、フォトダイオードの非線形性を補正する３つの４）ｋ多項式の係数 を決定する手順を示す。

第３０Ａ図は、第２９図に示された３つの多項式を用いた検出器読み取り値の修 正を示す。

第３０Ｂ図は、本発明の好適な方法による検出器読み取り値の修正を示すもので 、各多項式の結果に重みをつけ、その後重みをつけた多項式の和を修正された検 出器読み取り直として用いるものである。

第３０Ｃ図は、係数範囲の１例として、第３０Ｂ図に用いた重み関数を示す。

第３１図は、重複投影修正のために各投影のデータに割り当てられた重みを示す 。

第３２図は、第２４図および第２５図に示されたεマＩ・リクスを用いて、ＰＳ Ｆを修正するデコンボリューション（１１ｅｃｏｎｖｏｌｕｔ、　ｉｏｎ　）を 行う方法を示す。

第３３Ａ図、第３３Ｂ図および第３３Ｃ図は、Ｘ線源３゜の位置が異なった場き に、フォトダイオード線形アレイの異なる検出器が、較正針により妨害された光 線にどのように影響を受けるかを示す。

用語集 以下に示すのは、下記の解説で用いられる用語のリストの一部である： ＡＢＳ：自動輝度システム Ａ、ＤＣ：アナログ−デジタル変換器 ＣｄＷＯ，：タングステン酸カドミウムＣ，，：’ｉ番目の多項式の多項式係数 と、多項式のｊ次項Ｃ５Ｉ：ヨウ化セシウム ＣＴ：コンピュータＸ線断層撮影 ＤＥＴ、：実際の検出器測定値 ＤＥＴ、’　：フオｌ・ダイオード非線形性に関して修正した実際の検出器測定 値 ＤＭＡ　：直接メモリ・アクセス ＦＡＤ　：焦点−軸（アイソセンタ）距離ＦＩＤ：焦点−増強装置距離 Ｆ、Ｓ、Ａ、Ｄ、：焦点−アクセス距離ＩＩＴ：画像増強管 ＬＥＤ・発フォトダイオード Ｐｂ：鉛 ＰＳＦ：点展開関数 ＲＡＭ・ランタム　アクセス・メモリ ＲＭＳ：二乗平均 ＴＤＣ：上死点 発明の実施例 第１図では、本発明のシミュレータにおいて目標がスキャンされて、目標の回転 軸の周囲の異なる選択角度において一連の投影が行われる。投影は、この選択角 度のそれぞれにおいて目標物に扇形の放射線の全体または一部を通過させること により行われる。各投影では、目標で減衰された扇形放射線が画像増強管に入力 されて、この増強管により放射線光子が可視光子に変換される。可視光子は次に フォトダイオード線形アレイを用いて検出される。フ第１・ダイオード線形アし イからの信号は調整されて、その後デジタル形式に変換される。デジタル情報は 、次にコンピュータ制御のもとで処理されて、バンクグランド・ノイズのデータ 、画像増強管とフォトダイオード　アレイの非線形性１画像１ヒチェーン内の点 展開、その池の効果に関して修正がなさｉする６次に、各投影の修正データが用 いられて、そのスキャンの目標の断面の画顯が再構成される。複数のスキャンを とって、目標の３次元〔象を作ることもできる。これらのスキャンは、吸収係数 や吸収密度を変えてモニタ上に表示することができる。再構成された画像を、デ ジタル形式で記憶させて後で見ることも可能である。

扇形ビームのＸ線放射線の全体を用いるか、部分を用いるかは、！スキャンされ る目標の直径と、用いることのできる検出器エレクトロニクス部の寸法とに依存 する。たとえば、１２インチの画像増強管を用いて患者の頭部をスキャンしたい 場合は、扇形ビーム全体を用いる。このときは扇形ビーム。

患者の頭部１画像増強管の中心は共通の軸に合わされている。

一方、患者の胴木部をスキャンしたい場合で、１２インチの画像増強管を用いる ときは、胴体の直径が大きすぎて管の１２インチの幅内に完全には収まらない。

このような場合は、扇形ビームの一部を用いて、扇形ビームと患者の中心がある 軸から画像増強管をオフセットさせる。

画像拡大の実施例 本発明の他の実施例では、画像拡大を行って、それにより患者の最大スキャン円 直径を大きくする。たとえば、３０ｃｍ（１２インチ）の画像増強管を用いると ４０ｃｍから５０ｃｍになる。これにより、患者と台座との間が６０ｃｍから７ ７ｃｍまで広がり、さらに４８ｃｍ幅の患者用カウチを用いることができるよう になる。

画像拡大を用いずに１２インチ画像増強管を用いると、スキヤシすることのでき る最大目標寸法は、画像増強管の直径とＸ線源からのそσ〕距離とにより制約を 受ける。

扇形ビーム全体と部分的扇形ビームの使用１２インチの画像増強管の有効面積は 、ユニットにより変わるが、通常はＸ線源から１３５ｃｍの距離で、表面の幅が ２８ｃｍ±１ｃｍである。第２図に示されるような扇形全体を用いて、１００ｃ ｍに中心を合わせた頭部スキャンでは、この形状の最大寸法目標は２１ｃｍ径に 制限される。　Ｄｉｆｆｒｉｅｔ＋Ｌの人体寸法に関する出版物（Ｎ、　Ｄｉｆ ｆｒｉｅｎｔ他、Ｈｕｓａｎｓｃａｌｅ　１１２１２　Ｍａｎｕａｌ、１９７９ 年、ＭＩＴ　Ｐｒｅｓｓ参照）によれば、この数値でアメリカの男性の約９５％ をカバーすることができる０診断用ＣＴスキャナは、最大２５ｃｍの頭部スキャ ン円を肴するのが普通なので、はぼ１００％の人口に対処することができ、患者 の位置設定の厳格さをそれほど必要としない。

非対称の（または部分的＞　ｘａｍ形ビームを用いることにより、頭部スキャン も胴体スキャンも寸法を大きくすることができる。シミュレータの頭部スキャン 円は、非対称ビームを用いると、扇形全体を用いるのに対して、２５　ｃ　ｍま で大きくすることができる。この方法で画像増強管を中心から数Ｃｎｌオフセッ トすると、３６０度のスキャンが行われる。このように扇形全体を用いるのと比 較してより大きな面積をカバーすることができる。各投影で目標全体を見ること ができないので、コントラス１〜と空間解像度は多少失われる。

次に、本件と同日に出願され、同一の譲渡人に対して譲渡されたｒ部分扇形ビー ムＸ線断層撮影装置とデータ再構成方法　（Ｐａｒｔｉａｌ　Ｆａｎ−ｂｅａｍ 　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ　Ａｐｐａｒａｌ：ｕｓ　ａｎｄ　Ｄａｔａ　Ｒｅｃ ｏｎｓｔｒｕｃＬｉｏｎ　ＭｅＬｂｏｄ）　Ｊという題名の同時出願特許申請に 説明されているＰａｖｋｏｖｉｃｌ＋の扇形ビーム再構成方法の変形を用いて、 投影データが再構成される６ 胴体スキャンの場合は、画像増強管を最大限に移動させる。

上記の構成による最大胴体スキャンは、第７図に示されるように４０　ｃ　ｍ末 溝である。この数値は、９５％のアメリカ人男性の胸部幅をカバーするものであ るが、肩幅の場合は５０％未満になる。大半の診断用スキャナは５０　ｃ　ｍの 最大胴体スキャンを有しており、これでアメリカ人男性の９７％をカバーするこ とができる。

放射線治療用シミュレーター−詳細 ひとつの用途として本発明を放射線治療用シミュレータおよび計画システムと組 み合わせて用いる。

放射線治療シミュレータおよび計画システム（「シミュレータ」）は、メガボル ト級の放射線治療装置の形状と動作とを模倣するものである。シミュレータ・シ ステムは以下の基本的な部分に分割することができる：すなわち、回転アームの ついた床１き用駆動ユニット、ｘｉヘッドおよびクロスワイヤ・アセンブリ、画 像増強装置のついた検出器、治療用力ウチ、リレー・フレームおよび制御ユニツ ｌ〜である。本発明に用いるのに適した基本的なシミュレータ・システムの部品 の多くは、本件の譲渡人であるＶａｒｉａｎ社製のＸｉｍａｔｒｏｎ　ＣＲシミ ュレータ、システム（ＸｉｍａＬｒｏｎ　ＣＲＲａｄｉｏｔｈｅｒａｐｙ　５ｉ ｌｕｌａｔｏｒ　Ｓｙｓｔｅｍ）に見る。二とができる。

駆動ユニ・ノド 第４図に示されるように、駆動ユニツｌ〜１０は、通常、台座にボルト止めされ た溶接＃１体がらなり、これは最終的な床仕上げが完成しないうちに床に鋳造さ れていることが好ましい。駆動措遺体は可変速度電気駆動ユニットと、回転アー ム１２が配置されている高精度のスルーイング−リング・ベアリングとを内蔵し ている。アーム１２上にはキャリッジ１４゜１６が装着されて、それぞれがＸ線 ヘッド・アセンブリ１８と画像増強管アセンブリ２０用となっている。アーム前 部には円形のディスク２２が付けられ、この円周上にはＯｌｏがら３６０．０度 までの目盛りが付いている。スクリーン壁（図示せず）が設けられて、これには ゼロ・データが見えなくても読み取りやすいように小さなサブスケールの付いた スゲール用のゼロ　データマークが１寸いている。スクリーン壁は、仕切り壁に 内蔵されており、仕切り壁によって駆動ユニツ１へと駆動ギアとを部屋から仕切 って清浄な佳上げとしている。

Ｘ線へラド１８ アーム１２の上部を通ってＸ線ヘッド　アセンブリ１８が突き出しており、これ は頑丈な銅体に装着されている。シミュレータのＸ線システムは１２５ｋＶｐお よび３００夏ｎＡ（放射線モー１で）またはｌ　２５　ｋ　Ｖ　ｐおよび３０… Ａ（蛍光モート）の出力含有する発生装置、並びに二重焦点（Ｕ６ｎ＋ｍおよび １　ｍ　ｍ　）　Ｘ線管、永久２１旧１１エレメントおよびフィルタをもつ。Ｘ 線管は銅体の端部のヨーク上に装着されている。

管の下方には釦ブレードの付いたコリメータが装着されており、３５　ｃ　ｍお よび１．ＯＯｃｍ（７）Ｆ、Ｓ、Ａ、Ｄ　により０ないし３５までのフィールド ・サイズに手動設定することができる。コリメータにはハウジング四面のスイッ チにより操イトされるランプかついており、ブレードを通して患者の１り肩上に Ｘ線ビームの面積を決める。

コリメータの前部にはクロスワイヤ・アセンブリが装着されている。これには２ 対のモータ駆動式のタングステン・ワイ六゛がイ°ｊいていて、］、　００　ｃ 　ｍのＦ、Ｓ、Ａ、Ｄ、においで４　ｘ　＝４　ｃ口ｌから３０　ｘ　３０　ｃ 　ｍまでの任意の正方形または矩形のフィールドを（Ｆり出す６クロスワイヤ　 ハウジング内部の窓には、１００　ｃ　ｍの距離のフィールド・サイズを示すス ケールが付いている。これらは遠隔操作用コンソール内の電気インジケータにも 繰り返されている。コリメータとクロスワイヤ　アセンブリは、レンジ上４５度 のモータ駆動および手動回転ができる。角度位置を読み取るための適切なスケー ルが設けられる。ヘッド全体は最大１００　ｃ　ｍのＦ、Ｓ、Ａ。

Ｄ、から６０　ｃ　ｍまで電気的に駆動することができる。

検出器２０ アーム１２の前底部を通って突き出しているのが画像増強管アセンブリ２０であ る。このユニットは二重キャリッジ上に装着されて、Ｘ線ビームの中心周辺の± １８ｃｍのエリアで縦にも横にもスキャンすることができる。アセンブリ全体は 、回転軸から画像増強装置２４までの距離を最大５０　ｃ　＋ｎから１０ｃｍま で電気的に駆動することができる０画像増強管面２４に装着されている衝突防止 バーを操作すると、電源を動作モータから隔離する。衝突状態を越えて駆動する ための衝突防止連動系を収り消す装置がされている。

治療用カウチ２６ カウチ　アセンブリ２６には、大きな精密ベアリング・リング上に支持された鋼 鉄製の枠がある。これらは床に鋳造された穴に装着されている。枠は、カウチ２ ６用の望遠鏡ラム。

アセンブリ２８を丸い床部分と共に動かず。ヘアリングは、電気でまたは手動で 、Ｘ線ビームを中心に±１００度カウチ２６の中心合わせをすることができる。

位置決めのために、穴の縁にスケールがけいている。

望遠鏡ラム・アセンブリ２８は最低６０ｃｍから最大１２０ｃｍの高さまでカウ チ上部を上下に移動させる。

望遠鏡ラムの上部には、サブシャーシが装着されており、手動で横方向の移動が できるようになっている。カウチの両側にはレバーによる手動ブレーキが設けら れて、設定位置にカウチ上部を固定する。このサブシャーシには幅５０ｃｍ、長 さ２１３ｃｍのＩｌｌ講カウチが付いている。これは、１２３Ｃｍまでのモータ 駆動による上下移動を助け、迅速な設定を助けるなめに手動の収り消し装置とな っている。望遠鏡ラムアセンブリのカウチ上部の手動回転も行われる１手動ブレ ーキが設けられて、任意の（ｉ置に上部をロックできる。

３つの取り外し可能な部分からなるクッション部があり、４３ｘ：３１ｃｍの開 口部を作る。全体が透明なズラスナックフィルムが、クッションが外されたとき に患者を支える。取り外し可能な頭部クッションが設けられて、頭部クランプを 装着するためなどのドリル板を露出する。

システム全体 第１図ないし第５図には、本発明によるコンピュータＸ線断層撮影システムが示 される。第１図は、Ｘ線源３０と患者３２とに関してデータを収集する本発明の 要素を示すブロック図である。第５図は、本発明によるＣＴシミュレータ、シス テムを得るために、上記に参照されたＸｉｍａｔｒｏｎシミュレータ・システム に追加された、本発明の要素（＊で示される）を図示するブロック図である。

第５図で示される追加要素に含まれるのは、以下のものである：すなわち、患者 前部コリメータ３４．患者後部コリメータ３６．グリッド３８１画像増強管４０ ．直角反転ミラー４２、フォトダイオード線形アレイ４４１画像拡大装置４５゜ １６ビツトＡＤＣおよびインターフェース・エレクトロニクス部４６．データ収 集インターフェース４８．処理および表示用コンピュータ５０である。

データ収集経路 第１図では、Ｘ線＃３０が、放射線を患者前部コリメータ３４、患ｈ３２．そし て患者隆部コリメータ３６．散乱防止グリッド３８を通して、画像増強管４０　 （Ｉ　ＩＴ）と画像拡大装置４５まで送っている。

画像増強管４０の画像は第ルンズ５２．直角ミラー４２および第２レンズ５２を 用いてフォトダイオード線形アレイ４４上に投影される。直角ミラー４２が経路 から外れて振れたときは、画像増強管４０の画像はテレビカメラ５６で見ること ができる。

フォトダイオード・アレイ４４と画１！！拡大装置４５からの信号は、コマンド によって前置増幅器、積算器、リセットおよびクランプ回路５８に送られる。前 置増幅器、積算器、リセットおよび２ランプ回路５８の制御論理回路構成６０は 、タイミング信号を発生して、それらは位相ロックされたループ・タイミングお よび制御回路６２により設けられるクロックから導かれる。回路６２は５０　／ 　６０　Ｈｚの線周波数に同期する。制御信号と光強度信号とは前置増幅器、積 算器、リセットおよびクランプ回路５８から、増幅器およびフィルタ６４を通じ て、多重化装置６５でＸ！！正規化検出器６６からの信号と、画像拡大検出器ア レイ４５からの信号とにより多重化されて、アナログ−デジタル変換器および制 御回路６８（ＡＤＣ）に送られる。ＡＤＣ６８は、書き込み許可信号を台座角度 エンコーダおよび論理回路７０に送り、両者が光学的に隔離されたデータ経路７ ２と多重化装置６７とを時間多重方式で介して、データ処理コンピュータ５０（ 第５図）に信号を送る。コンピュータ５０は、初期接続信号をＡＤＣ６８に返送 する。

上記のシステムの個別の部分を選択して、以下に詳細に解説する。

患者前部および患者後部コリメータ３４．３６患者前部コリメータ３４は、目標 に入射した扇形ビームの一次規準を定める。これらのコリメータは通常、鉛（Ｐ ｂ）でできており、取り外し可能な設計で、通常はアイソセンタ７４において０ ．５センチないし１．０センチのビーム幅となる。第２図、第３図、第６図およ び第７図に、Ｘ線源３０゜患者前部コリメータ３４．患者の回転中心（「アイソ センタ」）、患者後部コリメータ３６および画像増強管面２４の位置寸法図を示 す（画像拡大装置４５はなし）、第２図および第３図には、扇形ビーム全体によ る「頭部」スキャンのための位置寸法図を示す。第６図および第７図には部分扇 形ビームを用いた「胴体」スキャンのための寸法図を示す。

「頭部」スキャンの場合は、第３図および第２図から、Ｘ線源３０の焦点がアイ ソセンタ７４から約１００センチの位置にあり、画像増強管面２４はアイソセン タ７４から約３２センチの位置にあることがわかる。第３図はビーム幅を４値切 って描かれたもので、回転アーム１２の回転軸が紙面上にある。

第２図はビーム幅の両端から見たもので、回転アーム１２の回転軸が紙面から外 れた位置にある。

Ｘ線ビーム内には、ビーム寸法調整はさみ部７６があり、Ｘ４１源３０の焦点か ら約６５センチの位置に患者前部コリメータ３４が位置する。Ｘ線正規化検出器 ６６は患者前部コリメータ３４のＸ線源側に置かれる。患昔後部コリメータ３６ は画＠増強管４０のすぐ上に置かれる。

［頭部Ｊスキャンの場合、約５ｍ用の厚みを持つ（アイソセンタ７４において） 扇形ビーム全体が用いられる。第３図を参照のこと。画像増強管面２４がビーム の中心にある。Ｘ線源３０．アイソセンタ７４１画像増強管面２４が上記のよう な空間的配置にあるとすると、患者前部コリメータは約６ｍｍの間隙幅を持つ。

患者後部コリメータ３６は約８ｍ用の間隙幅分持つ。ビーム寸法調整はさみ部７ ６は、患者前部コリメータ３４におけるビーム厚が、Ｘ線正規化検出器６６を充 分に照射し、アイソセンタ７４で約２１１センチのビーム幅となるように設定さ れる（第２図参照）。さらに、ビーム寸法調整はさみ部７６を患者前部コリメー タ３４に充分に近づ（子て置き、コリメータ３４がビームの一次コリメータとし て機能するようにする６ 「胴１本」スキャンの場合、アイソセンタ７４で４’ｔ　１センチのビーム幅を もつ部５″ｒ扇形ビームが用いられる。第６図に示されるように、患者前部コリ メータ３４はＸ線源３０の焦点から５５ないＬ６５センチの位置に置かれ、約６ 川ｍの間隙幅を持つ。画像増強管面２４はアイソセンタ７４から約３５センチの 位置に置かれる。患者後部コリメータ３６は約１３ｎｔｍの間隙幅を持つ、第７ 図に示されるように、回転アーム１２の回転軸を紙面から外れ、画像増強管面２ ４が中心からずれて、ビーム寸法調整はさみ部７６が部分的扇形ビームを発生ず るように設定される。たとえば、患者前部コリメータ３４からのビームは画像増 強管面２４を端から端まで照射するが、アイソセンタ７４を通るビームの部分は 画像増強管面２４の一端から約３センチのところに入射する。第７図を参照のこ と。

角度でいうと、ビームはＸ線源３０の焦点とアイソセンタ７４との間を通る中心 線７５から約１．２７度の外端を有し、もう一方の外端は中心線７５から約１０ ．４９度となる。

この実施例においては、頭部スキャンのためのスライス厚はアイソセンタで５ｍ ｍ、Ｆ、１．Ｄ、は１４７センチである。胴体のスキャンでは現在のスライス厚 はアイソセンタで１センチ、Ｆ、１．Ｄ、は１４７センチである。このために患 者スキャン円の空隙が大きくなる。

１４・１円筒焦点グリッドが患者後部コリメータ３６に含まれる。

患者前部コリメータ３４は、患者に対する線量と散乱とを小さくするのに役立つ 、よく規定された扇形を与える。また、コリメータ３４は患者３２の厚みの少な い部分を通り抜けるＸ線ビームの周辺部を減衰するビーム整形フィルタをもつ。

これは患者に対する線量を小さくするだけでなく、ＩＩＴ４０と）オ１〜ダイオ ード線形アレイ４４とが応答しなければならないダイナミック・レンジをも小さ くする。

画像拡大装置４５との位置関係 第８図は、画像拡大装置４５を用いた場合の寸法図を示す。

このような構成では、５０センチの患者スキャン円のために部分的な扇形ビーム を用いる。患者前部コリメータ３４は、Ｘ線源３０から５９ないし６３センチの 位置に置く；アイソセンタはＸ線源３０から約１００センチのところにある。画 像増強管面２４はＸ線源３０から約１４７センチのところにある；そして画ｆ１ １拡大装置４５のもっとも垂直になる点を画像増強管面２４から約８．５センチ 上方に置く。

Ｘ線正規化検出器６６ 第１図に戻り、Ｘ線正規化検出器６６を患者前部コリメータ３４の間隙の片側に 装着し、スキャン中にＸ線管の出力振動を正規化するために用いられる源強度の 読み収り値を設ける。Ｘ線正規化検出器６６は、減衰されないＸ線光束を測定し て、検出器が大きな立１本角のビームとサンプリングできるようにする。Ｘ線正 規化検出器６６は、シンデレーティング−タングステン酸カドミウム（ＣｄＷ○ 、）結晶とシリコンフォトダイオードとを組み合わせることにより形成する。こ の結晶は６　ｘ　６　ｍ　ｍ、３ｍｍ厚であることが好ましい。結晶材ｆＥｌ。

フォＩ−ダイオードおよびその構造の計則は、画像拡大検出器アレイ４５の解説 においてさらに述べる。

ＩＩＴ４０と集光光学系８４ １２インチの画像増強管（ＩＩＴ）４０は従来の医療用画像増強装置で、Ｘ線光 子を可視光子に変換するだめの変換器としてｉ能する６第９図は典型的な画像増 強管の断面図と、本発明の関連光学系を示す。入射Ｘ線光子は画（＠増強管面２ ４で、薄い０．３ｍｍのＣ５Ｉ（ヨウ１ヒセシウム）シンチレータ７８により吸 収される。Ｃｓｌ結晶は、光子を放出して、これらが１寸属の光電陰極８０によ り電子に変換される。電子は集束グリッドＧｌ、Ｇ２．Ｇ３により加速され、出 力蛍光体８２上に集束されて光変換される。この過程の量子効率は、光子から入 射Ｘ線光子で４ないし５桁の強度（１０４ないし１０５）となる。

Ｃｓｌシンチレータ７８は通常は１２ミルの厚みを持−）。

出力蛍光体８２はｒ　Ｐ　２　ＯＪタイプ（ＺｎＣｄＳ）であルｔ、−とが好ま しい。加速電圧は通常３０ないし３５ｋＶである。

画像増強管４０の出力において１インチ径の画像が生成される。鉛の患者後部コ リメータ３６（第１図）と、散乱防止グリッド３８とが用いられて、ＣＴスライ ス厚を決定しＸ線の散乱を減らす。患者後部コリメータ３８装置が円形のアルミ 板上に搭載されて、この板はＩＩＴ４０の装着リングにボルト止めされる。

測定システムの全体的なＱＤＥは、ＩＩＴ出力蛍光体８２におけるこれらの光子 の効率的な収集に依存する。ｌｌＴｍ力を観測する集光光学系８４は、第１図お よび第９図に示されるようなレンズ系である。このレンズ装置の集光効率は、透 過率と、開口数の２乗とに比例する０両レンズ５２．５４の焦点を無限大に設定 すると、その集光効率は約１％で、第２レンスのｆストップ設定に依存する。こ の場合のＩＩＴがら光電検出器へのＡＤＥはまだユニティより２ないし３桁（］ Ｃ０ないし１０″）大きい強度である。　本発明のある実施例においては、第ル ンス５２は従来の８２　ｍ　ｎｔレンズでｆストップは１．２、焦点は無限大で ある；第２レンズ５４は従来の＆　Ｏｍｍレンズでｆストップは５．６、焦点は 無限大である。

蛍光テレビカメラ５６とフォトダイオード線形アレイ４４の両方を恒久的に搭載 するために、モータ駆動式の４５度回転ミラー４２の１寸いた二重ボート配電盤 を用いて、標準の配電盤の代わりにＩＩＴ４０に装着する。回転ミラー４４は通 常は蛍光位置にあり、ＣＴモードが選択されると、ミラーは９０度回転してＩＩ Ｔ光出力が第２レンズ５４を通じて線形検出器アレイ４４に向かうようにする。

フオ１−ダイオード線形アレイ４４ １１Ｔからの画像データの光電検出器としての適性に関して、さまざまな固体ア レイが評価されてきた。このシステムにおける光電検出器の条件には以下のよう なものがある：無理のないスペクトル感度、広い、たとえば１００．０００１の 信号ダイナミンク　レンジ１画像を再生するのに充分な空間解像度、フォトタイ オード線形アレイ４４をＩＩＴ４０の出力に簡単に結合できるような無理のない 幾何学的寸法も必要である。

市販の５１２チヤンネル線形シリコン・ダイオード　アレイがこの条件を満たし て、優れた結果をあげている。このアレイは１日本の浜松型のハママツにより製 造されている線形画像センサ番号５２３０１である。このアレイは長さ１インチ （２５，６ｍｍ）、幅２．５ｍｍである。各ダイオード検出器は５０ミクロンｘ 　２　、５１１Ｉ　ＩＩＩで、有効面積は７２％である。ＩＩＴ出力出力画面径 １インチのとき１対１のｔｌｌｌ造の集光光学系８４を１１ゴ４０とアレイ４／ １との間に用いる。ソイ１ヘダイオード線形アレイ４４はカメラ・ハウジングに 内蔵されて、このハウジングが直角回転ミラー４２の出口窓の１つに装着される 。

アレイの正規化された光子応答は４７５ないし８７５ナノメータの範囲で６０％ 超となり、ＩＩＴ出力蛍光体スペクトルに重なる。ｒＰ２０Ｊ蛍光体からのＦＩ Ｔ光出力スベクＩ・ルは５３２　ｎ　ｍでピークとなる。このためシリコンフォ １〜ダイオード・スペクトル応答はｒＰ２０Ｊ蛍光体の曲線にき埋的に対応する 。シリコンのＱＤＥは、光子当り約０．６ないし０．７を子である。そのため上 記から、シリコンの正孔対に対する入射Ｘ！Ｉ光子の全体的なＱＤＥ比は、シス テム全体のユニティよりも依然としてはるかに大きい。

目標上で１ｍｍの空間解像度を得るために、検出器は画像をデジタル化すること ができるだけの充分な数のチャンネルを持たねばならない。フォトタイオード線 形アレイ４４は５１２チヤンネルを持ち、これは１２インチ管では画像増強管面 ２４において検出器当り０．６ｍｍとなる。画像増強管４０に関する試験と仕様 では、この空間解像度が１２インチ径では１ｍｎ＋当り約３，５本の対となり、 これはダイオードアレイにしたときのｌ　Ｈ＋　ｍ当り０．９本の対を上回って いる。

そのため、目標に投影すると、再構成された画像データでは１　ｍ　ｍの解像度 が可能になる。

フォトダイオード線形アレイ４４は５１２チヤンネルの線形デバイスであり、各 チャンネルは１回の露光中に２２ピコクーロンの電荷を蓄積することができる６ 市販のアレイと前置増幅器のノイズ特性は３５００電子１−　ＩＩＩ　Ｓと規定 されている。飽和レベルとノイズの比は、１回の測定で３９．００：１の最大信 号対雑ａ比となる。

画像増強管４０の点展開応答は少なくとも１００，０００＝１のダイナミック信 号レンジを示す。しかし、フォトダイオード線形アレイ４４の羊−のチャンネル ・ダイナミック・レンジはメーカーの前置増幅器で用いたときは３５．０００： １しかなかった。そのため、１回の測定ではフォトダイオード線形アレイ４４は ＩＩＴ４０の出力に対応できる充分なダイナミ７り・レンジを持たない。

ダイナミック・レンジの改善 本発明により、を荷前置増幅器回路樽成におけるその池のいくつかの改良と共に 、二重露光時間スキームが採用されて、ＩＩＴ４０の１００，０００：１の信号 レンジを利用することができる６新しい前置増幅器積算器の設計により室温て５ ｏ、ｏｏｏ・１のレンジが可能になっている。二重露光時間スキームと、新型の 前置増幅器積算器設計とを組み合わせることにより、アレイ〜ｎ装置増幅器のダ イナミック・レンジは、１００／′８３ｍ５ｅｃ　（５０／６０Ｈｚ）の測定間 隔で４００．０００：１、または各チャンネルに対して１９ビットとなり、しか も光子の数値は維持されている。

ダイナミック、レンジの改善は、ひとつには、前置増幅器内の電荷増幅器リセッ ト　ノイズ効果を最小限に抑え、測定値を線周波数に位相ロックし、アナログ増 幅スキームを用いてフォトダイオード線形アレイ４４の信号をデジタル形式に変 換する前に増幅することによりなされた。

線周波数への位相ロック 測定二じクトロニクス部のダイナミック・レンジが低下する原因の１つは、Ｘ８ ．源内の線周波数に関するリップルと高調波である。リップルと高調波とはＸ線 源のために高電圧のＣＷを発生する際に用いられる線間電圧の整流の副産物であ る。：・ 第１図に示されるように、位相ロックされたループ・タイミングおよび制御回路 ６２によりいくつかのクロックが発生され、これらが線周波数に同期する。さら に詳しくいえば、位相口／りされたループ・タイミングおよび制御回路６２には 、電圧制御発振器（図示せず）が含まれており、これは線周波数の所定１＠数で 動（’ｆｉシ、線周波数に同期する。位相ロックされたループ　タイミングおよ び制御回路６２は、電圧制御発振器の信号をサンプリング　クロック８６と開始 フレーム・クロック８８とに分ける分圧回路である。第１図に示される実施例で は、サンプリング・クロ／り８６は２６２　Ｋ　１−ＩＺであり、開始フレーム ・クロックには１３．３Ｈｚ成分と１２０　Ｈｚ成分とが古まれる。これらのタ ロツクは＠置増幅器、積算器、リセットおよびクランプ回路５８に入力される。

以下に述べるように、これらのクロックがフォトダイオード線形アレイ４４のサ ンプリングと二Ｎ露光時間スキームに用いられる。さらに、位相ロックされたタ イミングおよび制（１回路６２が、選択信号をアナログ−デジタル変換器および 制御回路６８に供給して、その動作を同期させる。測定エレクトロニクス部のタ イミングが上記のように位相ロックされているときは、線周波数のリップルと高 調波とを実質的に排除することができる。

前置増幅層積Ｘ器、リセットおよびクランプ回路５８第１０図および第１１図で 、前置増幅器、積算器、リセ・１１・およびクランプ回路５８を詳細に解説する 。第１０図では、フォトダイオード線形アレイ４４のｍＱＬな図が示されている 。

５１２個のフォトダイオードの陽極は、禁止帯幅電圧基準のような低ノイズの基 準に接続されている。５１２個のダイオードのそれぞれの陰極はバス・トランジ スタ９２を介してビデオ！１９０に結合されている。バス・ｌ・ランジスタはサ ンプリング・クロック８６とは離れて動（１する内部クロックにより順次パルス １ヒさｈる。第１図および第１１図を参照。

バス　トランジスタ９２がパルス１ヒされると、それに接続されるフォトダイオ ードに蓄債していた電荷がビデオ４１９０に入れられる。この電荷は前置増幅器 、積算器、リセットおよびクランプ回路５８の入力段９６の帰還ループにあるコ ンデンサ９４に運ばれる。入力段９６は、電荷増幅器および積算器として動１ヤ して、その出力においてコンデンサ９４に現れる電荷量に比例する電圧を発生さ せる。コンデンサ９８は入力段９６の出力でその電圧を低域フィルタ１００に結 合させるが、このフィルタは約４のゲインをもつ、低域フィルタ１００は高いイ ンピーダンス入力を有して、ＡＤＣ６８によるアナログ−デジタル変換に先立ち 前置フィルタとして動（卜する。ＡＤＣ６８は単体の１６ビツト線形アナログ− デジタル変換器である。

入力段９６には、低ノイズ７高入力インピーダンスの増幅器段が含まれる。好適 な実施例においては、タイプ２Ｎ５９１２のような別々の低ノイズ電界効果トラ 〉′ジスタを対にして増幅器の前端電圧従道体として用いる。第１１図を参照の こと、積み重ねられた対の出力が、カリフォルニア州すンタクララのＰＭｒ社製 のデバイス番号０Ｐ−２７のような、高インピーダンス演算増幅器の反転入力に 入力される。

リセットおよびクランプ 前置増幅器、ｆｌｌ算器、リセットおよびクランプ回路５８には、コンデンサ９ ４と並列に接続されたリセット・トランジスタ１０２と、低域フィルタ１００に 接続された結合コンデンサ９８の端部に接続されたクランプ・トランジスタ１０ ４とが含まｈる。リセット・トランジスタ１０２はパルス化されてコンデンサ９ ４を放電させて、サンプリング中の次のフォトダイオードからの電荷を受け取る 準備をする。

ランダム・オフセット電圧はリセット　トランジスタ１゜２のゲートからりコン デンサ・フィードスルーをとおり信号経路に結合されることがわがっている。こ のオフセットはリセット　トランジスタ１０２のゲートに印加される制御電圧の １／２程度になりうる。またクランプ・トランジスタ１゜４を追加することによ り上記のオフセラｊ・を１１５程度小さくできることもわかっている。

動作中は、リセット　トランジスタエｏ２が所定の時間、たとえば２マイクロ秒 間、正の前進パルスによりパルス化される。同時にクランプ・トランジスタ１０ ４は負の前進パルスにより、この場合は２倍の時間、たとえば４マイクロ秒間パ ルス化される。クランプ・トランジスタ１０４がパルス化されている間、結合コ ンデンサ９８はオフセット電圧に電荷する。負の前進パルスが完了すると、低域 フィルタ１００に接続された結合コンデンサ９８の端部か人力段９６の出力に追 随するが、これはフォトダイオード線形アレイ４４内でナンプリングされている 次のフォトダイオードから運ばれる電荷に比例する電圧を想定したものである。

第１１図には、前置増幅器、積算器、リセッｌ〜およびクランプ回Ｒ５８の１つ の実施例を実行するために用いられる回路構成のＪｆ細な図が示されている。こ の実施例では、低域フィルタ１００は３つの別々のステージに実現される：すな わち１０６．１０８．１１０で、結合コンデンサ９８とクランプトランジスタ１ ０４とはステージ１０６と１０８との間に配置される。ステージ１０６は、非反 転型で３６のゲインと６１０　ｋ　ｌ−Ｔ　ｚの低域フィルタ・ニーを設ける： ステージ１０８は従道木として動ＩＹする；ステージ１１０は反転型で１゜２の ゲインと２２０ｋＨｚの低域フィルタ・ニーを設ける。

さらに第１１図にはフォ）・ダイオード線形アレイ４４をサンプリングする際に 用いられる３相クロツクを発生する回路１１２が示されている：リセット・パル ス１１４とクランプ・パルス１１６がトランジスタ１０２，１０４をそれぞれリ セット、クランプするために供給される；また変ｔｆＡ（″ｇ号１１８がＡＤＣ ’６８に供給される。

画像拡大検出器４５ 第１２図、第１３図および第１４図では、両頭拡大検出器４５に３２Ｍの独立し た検出器２００のアレイが含まれている。各検出器２００には紫外線で強化され たシリコンフォトダイオード２０４に搭載され、光学的に結合された高密度のタ ングステン酸カドミウム（ＣｄＷＯ４）のシンチレーティング結晶２０２が含ま れている。シンチレーティング結晶２０２は、幅２ｍｍ、長さ１２ｍｍ、厚みが ３ｍｍで次のような特性を持っている： ３　ｍ　ｍでの１５０ｋｅＶガンマの停止能　、、、、９０％１２　ｍ　ｍでの ３ＭｅＶガンマの停止能　、、、、、３０％ＮａＩに関する光出力（Ｔｌ）、、 、、、、、、、４０％最大発光波長　、、、、、、、、、、、、、　５４０ｒｚ ｎ壊変定数　、、、、、、、、、、、、、、５μｓｅｃ３ｍｓｅｃの残光　、、 、、、、、、、、、、、０．１％５４０　ｎ　ｒｎにおける屈折率　、、、、、 、２．２−２．３３００にでの消灯温度係数　、１．０％／ｄｅｇ、にこのよう な結晶は、日本の東京にあるＮ　Ｋ、　Ｋおよびオノ＼イオ州５ａｌｏｎのｌｌ ａｒｓｈａｗ　Ｃｈｅｍｉｃａ１社から販売されている。

各結晶はフォトダイオード２０４に団脂装着されるが、この際にフォトダイオー ドに対向する面を研磨して、白色の反射皮膜を塗布し、黒色エポキシで密封する 。フォトダイオード２０４は浜松市にあるハママツ社製のモデル番号５１３３７ １．６Ｂｒであることが好ましく、摂氏２５度において次のような特性を持つこ とが好ましい： ５４０　ｎ　＋ｎにおける量子効率　、、、、、、、、、７０％５４、　Ｏｎ　 ｍにおける放射線感度　、０．３５Ａ／Ｗノイズ等酒電力　５ｘｌＯ−１５Ｗ／ ｒｏｏｔＨｚ立ち上がり時間　、　、０２μｓｅｃ ダイナミ／り・レンジ　１０−１２ないし１０−″Ａ１０＋ｎＶ反転バイアスに おける暗電流　最大２５ρＡ１０ｍＶ反転バイアスにおける接合容量　、、、６ ５ｐＦ５Ｖ反転バイアスにおける暗電流　、　、　通常６０　ｐ　Ａ５Ｖ５Ｖバ イアスにおける接合容量　２２ｐＦフォトダイオード２０４は１．１ｘ５．９ｎ 口ｎの有効面積を有する。フォトダイオード２０４は幅２．７ｍｍ長さ１５ｍ１ ｎのケースにはいる。これで画ＩＩａ拡大検出器アレイ４５の検出器間隔が２． ８５、長さが９ｍｍとなる６各シンチレーテイング結晶２０２は２　＋ｎ　ｍ　 ｘ　１２　ｍ　ｍの有効面を持ち、アイソセンタに関して、画像拡大検出器アレ イ４５の８　＋ｎ　ｍのスライス厚を生み出す。

フォトダイオード長の制限はフォトタイオードの有効長とケースの寸法によるも のである。Ｘｉ！信号は通常スキャン円の周辺で高いので、１８号損失は大きく ない。さらに詳しくいうと、スキャン円周辺でのダイナミック・レンジ条件は中 心の検出器に比べて１／Ｎｏ少なくなる。通常、中央の検出器が受け取るＸ線光 子が最も少ない。さらに、画像拡大検出器４５の幅は、アイソセンタに関しては 約１．９ｍｍで、フ１−トダイオード線形アレイ４４の０．３７ｍｎ＋に匹敵す る。これによりフォトダイオード線形アレイ４４よりも約１１５少ない空間解像 度となる。しかし、胴体スキャン円の周辺では空間容量の高い目標物を観察する ことはあまりないので、空間解像度か下がることは重要ではない。

アレイは既存の３０センチの画像増強管面２４の端に装着される。検出器面に治 って測定したＸ線感度プロフィルを第１４図に示す。画某増強管４０と画像拡大 検出器４５とを組み合わせることにより、重複した混成検出器が設計される。

スキャンされる目標を通り抜けたＸ線光子は、シンチレーティング結晶２０２の ２ｍｍｘ１２ｎｔｍの面に入射する。各フォトタイオード２０４が積分および読 み出しのたび毎に５ボルトの反転バイアスを印加されつつ、光伝導モードで動作 される６シンチレータに吸収されたＸ線は光子と発生させ、これらがダイオード 内で正孔対に変換される。その結果得られる電流によりダイオードが放電され、 前置増幅器が各チャンネルの電荷損失を測定する。このスキームは、大規模４Ａ ｆ′ｉ￥回路の線形および１２−Ｄフオ１−ダイオードアレイに用いられるのと 同様の独立した回路装置である。　３２個の検出器のそれぞれをサンプリングし 、このデータを既存のＩＩＴカメラ５１２チャンネル　データで多重化するため に複数チャンネル・スキャン電荷前置増幅器が用いられる。この検出器のサンプ リングは、上述のフォトダイオード線形アレイ４４で用いられるのと同様の方法 で動作する。第１図および第１５図に、この回路のブロック図と詳細な図面が示 されている。

画像拡大検出器アレイ４５はマルチワイヤ・ハーネス２０６を介して前置増幅器 、積算器、リセッ１〜およびクランプ回路５８に接続されている。画像拡大検出 器アレイ４５の各フォトダイオード２０４からの信号が、マルチワイヤ・ハーネ ス２０６を介して画像拡大検出器アレイ４５からもたらされて、５Ｖの基準およ び接地接続がこのアレイに設けられる。フォトダイオード線形アレイ４４のフォ トダ・イオードの堝自と同様に、フ才ｌ・ダイオード２０４の陽極では低ノイズ 基準が用いられる。フォトダイオード２０４からの信号は選択回路２０８のバン クに並列に入力される。この選択回路２０８は選択論理回路２１０により制御さ れて、フォトダイオード２０４からの信号をビデオ線２１２に順次直列に配置す る。

第１５図に、選択回路２０８がゲート回路であることが示される。このグーｌ− 回路はｒＧ」端子に印加される信号の制御下でｒＯ，入力に入力されたデータを 「Ｓ」出力に転送する。選択論理回路２１０には、並列−直列シフト・レジスタ ２１０−Ａ、２１０−Ｂ、２１０−Ｃおよび２１０−Ｄのバンクが含まれ、これ らは選択回路２０８のバンクをスキャンするように動作する０選択論理回路２１ ０は部品番号７４８Ｃ１６４を用いて実現することができる。　ライン２１３上 で開−拡大パルスが受け取られるとすぐにスキャンが開始される。このパルスは 、ライン２１４上に供給される拡大クロ・ツクにより設定される速度で、並列− 直列シフト・レジスタ２１０−Ａから２］、０−Ｄによりクロックされる。第１ 図かられかるように、開始拡大パルスと拡大クロックとが制御論理６０からライ ン２１６上に供給される。

フォトダイオード線形アレイ４４の渇きと同様に、画面拡大検出器アレイ４５用 の前置増幅器２３４はコンデンサ２２０を負の帰還装置に接続した入力増幅器２ １９を用いている。

ライン２１２はコンデンサ２２０の一端に接続されている。

リセット・Ｉ・ランジスタ２１８は、コンデンサ２２０に並列に接続されて次の サンプルを受け取るためにリセットする。

結合コンデンサ２２４は、入力増幅器２１９の出力を非反転増幅器２２６に結き する。クランプ・トランジスタ２２２は、非反転増幅器２２６に接続されている 結合コンデンサ２２４の端部に接続されている。最後に、非反転増幅器２２６の 出力は低域フィルタ２２８に接続される。

フォトタイオード線形アレイ４４のための電荷増幅器内のりセラｌ〜・トランジ スタ１０２およびクランプ・トランジスタ１０４の場合と同様に、リセット・） ・ランジスタ２１８はパルス化されてコンデンサ９４を放電して、サンプリング されている次のフ第１・ダイオードからの電荷を受け取るのに備え、またクラン プ・トランジスタ２２４がこの動作中にパルス化される。リセット　トランジス タ２１８のリセット・パルスがライン２３０上に設けられ、一方で拡大クロック ２１６からライン２３２上にクランプ・パルスが供給される。

データ収興タイミングおよび二重露光時間スキーム第１６図にはデータ収集のた めの相対的タイミングが詳細に解説される。１組のＸ線透過データは、７２０回 の投影または６０秒間の回転につき２回の投影を収集することにより得られる。

実際には、それよりも多少多くの投影が収集され、３６０度よりも多少多い回転 が収集される。しかしここでは説明のために７２０投影、３６０度の回転を前提 とする。

第１６図では、ライン１２０は目標の周囲で、Ｘ！！ヘッド・アセンブリと画像 増強管アセンブリ２０とが１回転する間の７２０投影の配分を示す、このような 投影はそれぞれが約８３．３ｍ５ｅｃ　（６０Ｈｚ）かかる、ライン１２２は、 一連の期間Ｔとして各投影がどのように見えるかを示している。

第１６図に示される例では８．３３ｍ５ｅｃに等しいＴを用いている。１回の投 影で期間が長期のサンプリング間隔９Ｔと一短期のサンプリング間隔ＩＴとにグ ループ分ｊ−）されて規定されている。

フォトダイオード線形アレイ４４のダイナミック・レンジは、上記の方法で二重 露光時間スキームを利用することにより大幅に大きくすることができることがわ かっている。すなわち、フォトダイオードが光子を電子に変換することができる 短期のサンプリング間隔と長期のサンプリング間隔とを用いることにより、その ２つのうち最も正確な測定値を選択して使用することができる。

上記で簡羊に説明したように、ｌｌＴ２Ｏの点展開応答は少なくとも１００．０ ００・１のダイナミゾク信号レンジを示す。一方で、フォトダイオード線形アレ イ４４の羊−のチャンネル・ダイナミック・レンジは、メーカーの前置増幅器と 共に用いた場合は３５，０００　：　１となることが測定されている。このよう にフォトダイオードだけでｌｌＴ４Ｏからの高レベル下で飽和することになる。

２秤類の間隔でサンプリンクを行うと、短い間隔のサンプリングがｌｌＴ４Ｏか らの高強度レベルについてはＩＱら精度が高く、１ｌＴ４０からの低強度レベル については長い間隔サンプリングが最ら精度が高くなる。これによりフォトダイ オードのダイナミック・レンジを１００．０００　＋　ルンジまで効率的に拡大 できる。

実際は上述の市販のフォトダイオード・アレイに関しては、飽和レベルは２２ピ コクーロンである。第２レンズ５４のｒストップは、Ｘ線ヒーム内に目標がない とき、フォトダイオードが短い間隔で飽和しないように、すなわちビームを１２ ５ｋＶＰ、１５ｍＡに設定する。このようにｆストップを設定すると、Ｘ線ビー ム内に目標がないときに、約１／２から３／４の飽和レベルのフォトダイオード 線形アレイ４４の光レベルとなる。

第１６図に戻って、長期および短期の間隔サンプリングのタイミングを詳細に論 じる。ライン１２４は、フォトダイオード線形アレイ４４のフォトダイオードが 互いにサンプリングされる点を示す。ライン１２４の左端には、第１列１２６の ５４４サンプリング点が示される：すなわちフォトダイオード線形アレイ４４に ついて５１２個、両頭拡大検出器アレイ４５について３２個である。これらはラ イン１２２の最も左側のＴ期間中に起こる；すなわち投影の最後のＴ期間ライン １２０である。ライン１２４では、第２列１２８の５４４個のサンプリング点が 、投影２の最初のＴＭＩ？ｉ′Ｉ、ライン１２２中に起こる。ライン１２４では 、投影２の第９Ｔ期間、ライン１２２まではサンプリング点がないことに留意す ること。

次に、第３列１３０の５４４個のサンプリング点が投影３の第１Ｔ期間に起こる 。

投影２のための長期間隔サンプリングは第３列１３０の５４４個のサンプリング 点でとられる。投影２の短期間隔サンプリングは第４列１３２の５４４個のサン プリング点中で取られる。たとえば、ライン１２４から、第２列１２８のダイオ ード１のサンプリングと、第３列１３０との間の期間は、９個の′Ｔ期間である 。そのためダイオード１は、再びサンプリングされるまでに９回のＴ期間の入射 光子を積算することができる。第３列１３０で取り込まれたサンプリングは投影 ２の長期間隔サンプリングを示す。

逆に、第３列１３０と第４列１３２のダイオード１のサンプリングの間の時間は Ｔ期間１回分だけの長さしかない。個のため第４列１３２に取り込まれるサンプ リングは投影２の短期間隔サンプリングを示す。

第１６図のライン１３４は、列１２６のダイオード１ないし４に対するサンプリ ング点、ライン１２４の時間を示す。

図示されるように、サンプリング点間の時間は約１５．３マイクロ秒である。こ の５．３マイクロ秒の時間内に、前置増幅器、積算器、リセットおよびクランプ 回路５８の入力段９６がリセットされ（ライン１３６）、クランプ・トランジス タ１０４がパルス化され（ライン１３８）、サンプリング中のフォトダイオード （たとえばフダイオード１）からの電荷がビデオ線９０に入れられ（ライン１４ ０）、変換信号１１４がＡ　Ｄ　（：ｌ：　６８に送られる（ライン１４２＞、 ライン１４４と１４６は、フグイオード２．３のサンプリング・パルスの相対的 タイミングを示す。

各ダイオードのサンプリング期間には４個のベースクロ・ンク期ｍｌがある点に 留意されたい。このベースクロ・７７期間は、位相ロックされたループ・タイミ ングおよび制御回路６２、第１図から２　Ｇ　２　Ｋ　Ｉ−１ｚクロック８６に 関連する。同様に、各Ｔ期間の８３３マイクロ秒の期間は位相口・ンクされたル ープ・タイミングおよび制御回路６２から１２０Ｈｚクロツク８８に関連する。

最後に、位相ロックされたループ・タイミングおよび副脚回路６２からの１３． ３８．ｚクロック８８は、９回分のＴ期間の時間に関連する。

Ｘ線正規化検出器６６ 上述のように、Ｘ線源の強度はＸ線正規１ヒ検出器６６、第１図、により監視さ れる。Ｘ線正規化検出器６６の信号は、増幅ｒ波されて多重化装置６５に送られ る。また前置増幅器。

積算器、リセットおよびクランプ回路５８からの信号も多重１ヒ装置６５の入力 に送られる。多重化装置６５の出力は、ＡＤＣ６８に送られる０選択信号６１が 制置論理回路６０から供給されて、Ｘ線正規ｆヒ検出器６６からの信号かあるい は前置増幅器、積算器、リセットおよびクランプ回路５８からの信号が選択され て、前置増幅器、積算器、リセ・ントおよびクランプ回路５８により変換される 。

簡単な光学スイッチ（図示せず）が駆動台に装着され、対応する「フィンガ」が 台座本体のギア・ホイールに取り付けられる。このような構成により、台座がゼ ロ度になるとノ（ルスが発生されて、スキャンの開始を知らせる。光学スイ・ン チから次のパルスが送られるとく３６０度回転したｆりスキャン終了を知らせる 。システムにデータ収集の準備が整って０るときは、あらカルめ設定された数の 投影が常に収集されて、スキャン・パルスの終了により投影データのフラ・ｙグ が設定される。

台座の回転速度を変化することができるように、データ収集制御装置は必要とさ れるよりも多くの投影を収集するように設定されているので１台座の回転の開始 時と終了時には多少オーバースキャンく５ないし１０度）となる。これにより、 Ｘ線発生器の出力が安定して、台座はデータ収集が始まる前をオフにすることが できる。

台座角度エンコーダおよび論理回路７０が電位差計に取り付けられて、回転アー ム１２の角度を測定する。このエンコーダは、名目上は台座の回転１度につき１ ０１［１の）くルスを与えて、０．１度（１２ピッｌ−・カウンタ）まで投影角 度を決定する。

データ収集インターフェース４８ データ収集インターフェース４８は、従来のフダイオードとレシーバ・リンクと を用いた、光学的に隔離されているインターフェースである。光学リンクを用い ることにより、電気的接地の問題点を大幅に削減する。

ＡＤＣ６８と台座角度エンコーダおよび論理回路７０とからのデジタル・データ と初期接続信号とに加えて、アナログ・チャンネル（図示せず）が増幅器および フィルタ６４から、データ収集インターフェース４８を介して引き出されて、較 正と設定のために用いられる。

処理および表示コンピュータ５０ 処理および表示コンピュータ５０は、従来の８０２８６準拠のパーソナル・コン ピュータであることが好ましい。さらに、従来の２０Ｍフロップ・アレイ・プロ セッサ、２５０ＭＢ　ＷＯＲＭ　（書き込み１度読み込み多数）光ディスク・ド ライブ、４．ＭＢ　ＲＡＭメモリ、３０ＭＢハード・ディスクおよびカナダのＭ ａＬｒｏｘ製の画像ディスプレイ・カードが用いられる６ データ修正、正規化および線形化 一定の既知のエラー源に対してデータを修正することにより、ぎらに改善するこ とが可能になっている。処理および表示コシピユータ５０が、検出器システムの 空間的および強度の非線形性とオフセットとを修正する。ＩＩＴ４０の点展開応 答の効果を最小限に抑えるために、データは処理および表示コンピュータ５０で アレイ・プロセッサにより前処理を受ける。すなわちバックグランド減算と正規 化の後で、アレイ・データは、理想的でない点展開応答を補正する実験フィルタ でコンボリューション処理される。全ての投影データが収集された後で、コンボ リューションと後方投影技術を用いて５１２ｘ５１２画素の画丘が作成される。

その結果得られたＣＴ画懺は、２０センチの水較正模型で１ｍｍ超の空間解像度 と、１％超の密度解像度を有する６ エラー源 収集されたデータのエラー源とは、画像化チェーンと機械的なシステムの両方が 可能性がある。エラー源としての画１象化チ；−ンとして考えられるのは次のよ うなものである（順不同）：１）Ｘ線源３０からの特開可変Ｘ線光束；２）光子 散乱：３）画像増強管４０（表面の非線形性、Ｓ字形の歪、電流、中央検出器、 エツジ効果、カーブした表面、暗電流によるＥＨＴ変動）；４）フォトダイオー ド線形アレイ４４（非線形応答、飽和、長期と短期の積算値、暗電流）：５）光 学系（内部反射、歪、ミラー合わせ）。　機械的なシステムのエラー源として考 えられるのは：１）アイソセンタ７４の変位：２）機械的な屈曲；３）回転速度 の不均一性；４）ＩＩ′Ｆ構造の強度の不足：５）機械の位置決めの反復性がな いこと。

Ｘ線源３０から出るＸ線光束は、時間とともに変動することがある（電力周波数 の変動、光子の数値的要素など）、これはＸ線正規化検出器６６を用いて直接測 定する。Ｘ線正規化検出器６６の出力は入射光子の数に比例する電流を発生させ る。この装置は完全に線形で、他の検出器の読み取り値はこれに合わせて正規化 されることになっている。すなわち、検出器の構成部品はＸ線光束が一定でしか もピーク値にあるかのように設定される。

Ｘ線光子が人体を通り抜ける間に散乱するのを補正することは困難である６本発 明で用いられる方法は、次のような手段で散乱の問題をなくすることである：１ ）扇形ビームの規準を正確に設定する。２）ＩＩＴの前面に１４：１の円筒形に 集束する散乱抑制グリッドを用いる；しかしこれは−次Ｘ線光子の損失を招く。

画像増強管４０のエラーと歪は、以下のような理由で起こる二１）吸収材／シン チレータ（ＣｓＩ）の表面に凹凸がある；２）ガラス表面が湾曲しており、中心 から離れるにしたがって厚みが増す：３）電子の集束誤差によりＩＩＴの表面の 両側で空間的な非線形状態が観測される；４）ＩＴＴ４０を地球の磁界に向ける につれ変動する８字形歪；５）暗電流（すなわちノイズ）；６）ダイナミック・ レンジ（最大信号；ノイズ）ニア）管の入力と出力において内部的な光の散乱が 起こるなめに管の表面の両端で点展開関数が有限となる。

光学経路の歪と誤差とは、たいてい内部反射とレンズの不完全性によるもので、 システムの点展開関数により削減することができる。

全体的な光強度はシステムにとっては制約とはならないが、Ｘ線光子は制約とな る。第２レンズ５４のｆスト・７ブは通常は５．”６に設定されているので、４ ．０まで開いて２倍の光子を遣すことが簡単にできる。ＩＩＴ４０のＱＤＥは１ ，０００−１０，０００なので、システムのＱＤＥがユニティまで下がらないう ちに光子が失われる。検出器アレイ内のエラー源として考えられるのは次のよう なものである＝１）検出された光子数に関して検出器／増幅器の応答が非線形で あること７２）暗電流；３）積算時期の変化により応答が異なる（一定の光入力 に対して）；４）検出器の飽和：５）中心検出器の位置に反復性がない。

較正 較正手順は、データ収集誤差を数量化し補正するために行われてきた０画像増強 管４０．光学系およびフォトダイオード線形アレイ４４のチェーンは、較正とデ ータ修正では単体として汲われる。この較正ステップの結果として得られる情報 が、実際のスキャン中に収集されたデータの修正に用いられる。

較正は以下の順序で実行される：ａ）ミラー合わせ；ｂ）暗電流（バックグラン ド）：Ｃ）中央検出器と検出器アレイの限界（扇形角度の限界）；ｄ）検出器シ ステムの空間的線形性；ｅ）システムの点展開関数。さらに検出器アレイはそれ ぞれ、較正済みの光源を用いて応答の非線形性に関して較正される。

システムの物理的位置合わせ このシステムでは直角回転ミラー４２を物理的に位置合わせすることが重要であ る。これは長くて狭い検出器アレイに高度に規準を合わせたビームが投影される ことが必要であるためである。この調整は、画像増強管４０の表面にそのために 穿孔したリード・マスク３００を注意深くセンタリングすることにより、システ ムを配置したときに行われる。第１７図を参照のこと。入射Ｘ線ビームは、マス ク３００の穿孔部分だけが照射されるように規準を定めて、Ｘ線光束はどの検出 器Ｃ飽和しないように調整される。ミラーは、フォトダイオード線形アレイ４４ の検出器の応答（オシロスコープ上に表示）が対称形で、平坦であり、正しい数 の検出器ピークを持つように調整される。

第１８図は、マスク３００を用いたときに得られる典型的な検出器の応答パター ンを示す０図かられかるように、応答の大きさは大きく穿孔された穴の信号を受 け取る検出器のほうが大きくなっている。

第２レンズ５４と第２レンズ５４の焦点は、被検出ピークの「鋭角度」を見て調 整する。第１８図を参照のこと、この調整は、光学チェーン内の構成部品を変え ない限り、ふたなび行う必要はない。

バックグランド・ノイズの測定 検出器システムのＩＩＩ電流（ノイズ）は、Ｘ線ビームをオフにしてデータを収 集することにより決定される。通常の数のデータ投影を収集する。各検出器の読 み取り値を合計して平均を取り、アレイ内の各検出器部分の平均の暗電流（バッ クグランド）を得る。

暗電流は、温度に大きく左右されるので、ウオームアツプ中の温度や室温を含め た、温度関数として較正値を取るべきである６平均のバックグランド値は記憶さ れて、ビームをオンにしたときに収集されたデータから減する。

中央検出器の決定 第１９図を参照し、中央検出器を以下の要領で決定する：１）バックグランド・ データの収集；２）どの検出器も飽和することがないようにＸ線光束を設定する ：３）ビーム内に何もない状態でデータを収集する；４）アイソセンタ７４にビ ンまたは針３０２と置く；５）読み取り値が急速に低下するフォトダイオード線 形アレイ４４の端部に近い検出器は無視する；６）ビンのスキャンを行ってｉ　 ＩｌＩの読み取り値を収集する。第２０図はある投影の典型的な１組の読み取り 値を示す。

この読み取り値が次のように処理される・ａ〉データのバックグランド修正；ｉ 〕）長期／短期積算値の選択（飽和する検出器がないようにＸ線光束が設定され るので長期が常に選択されることになる）；ｃ）Ｉｎ　（通常エア）−Ｉｎ（デ ータ）の演算：ｄ）利用できない検出器をゼロに設定。

たいていの検出器では演算の結果はゼロとなり、ビン３０２を「見たＪ検出器の 減衰値が正の値となる。

各投影のためのピーク減衰値が決定され、対応する内挿検出器番号、すなわちそ の投影での中央検出器が演算される。

それぞれの投影から得た全ての中央検出器値が平均されて、アイソセンタ７４に ビンが正確に置かれていなかった場合や、機械的ｔｌｌｉ造が曲がっていた場合 のための補正が行われる。この結果、そのシステムの中央検出器が決定され、そ の後利用できるように記憶される。

検出器の空間的非線形性 ＩＩＴの表面に減衰マーカのついた定規を置いて照射し、照、マーカをＩＩＴの 出口窓から観察すると、検出器システム内に空間的な非線形性がある場合は、マ ーカが等間隔になっていない。言い換えれば、フォトダイオード線形アレイ４４ のフォトダイオードが等間隔で配置されていても、ＩＩＴ４０と画像化経路のさ まざまな効果により、目標が扇形ビーム内にあるときに、予測した検出器以外の 検出器も影響を受ける。第１９図を参照のこと。

空間的（または幾何学的）非線形性に影響を与える要因として、画像増強管面２ ４の湾曲がある。第１９図かられがるように、管面ば扇形ビームに関して凸面で ある。このため而２４にぶつかるビームの外側の光線は、ビーム中心に近い光線 よりも相対変位が大きくなる１画像増強管４０内でも、集束グリッドＧｌ、Ｇ２ ．Ｇ３の非線形性により放出電子の軌跡が予想した経路から離れることがある。

第２レンズ５４および第２レンズ５４のレンズ誤差や、直角回転ミラー４２の位 置決めミスも空間的非線形性の原因となる。

このようなシステムの空間的非線形性を判定するために、第２ビン３０４を中央 ビン３０２から外れた位置に置き、ゆっくりとビーム内を動かす。第１９図を参 照のこと、実際はビンを固定したままで、台座を回転させることによりこの効果 が得られる。

第３３ａ図ないし第３３ｃ図に、この効果を簡単に図解しである。各図では、台 座の回転経路の上死点（ＴＤＣ）は図の上部に来ている。円は台座の回転経路を 示す。Ｘ線源３０は各図で異なる位置に置かれている。Ｘ線源３０の位置が異な ると、フォトダイオード線形アレイ４４内の異なる検出器が妨害された光線３０ ６により影響を受（うていることがわかる。

中心線７５とＴＤＣのなす角度を示す角度りは、台座角度エンコーダおよび論理 回路７０を用いて測定される。角度αは上死点から較正用針３０４までの角度位 置である。角度δは、ｈ、αと、Ｘ線源３０からアイソセンタ７４までの距離と 、アイソセンタ７４と較正用針３０４との間の距離とから、既知の幾何学法を用 いてめることができる。　このデータから、妨害された光線３０６の角度と、妨 害光線３０６に応答した検出器とを表にすることができる。第２１図を参照のこ と、ここでは、概念を示すために選択されたデータだけが示されている。システ ムの幾何学形状から、「移動する」ビン３０４の位置に関して影響を受ける検出 器を予測することができる。この情報も、第２１図の表に含まれている。「移動 するＪビンが扇形ビーム内に移動し、そこを離れるときに検証することにより全 体の扇形角度がめられる。

この例のＣＴシミュレーションで用いられる再構成方法では、同じ角度変位の光 線に対応するデータが想定されている。

第２１図の表のデータと、実際の投影で得た対応する検出器の読み取り値とから 、任意の角度に対する強度読み取り値を決定することができる。実際の測定デー タとこの情報とを組み合わせて用いる方法を、第２２図を用いて以下に詳細に説 明する。

システムの点展開修正 システムの点展開関数（ＰＳＦ）は、画像化チェーン固有の問題であり、その原 因には以下のものがある：１）ＩＩＴ４０の電子の集束ずれ、２）光学系におけ る光子の集束すれと散乱、３）光学系内の内部反射、第２３図に示すように点展 開関数は、リード間隙部３１２を患者後部コリメータ３６と組み合わせて用いて 画像増強管面２４上で選択した点を照射することにより測定される６本発明の好 適な実施例においては、ＰＳＦはリード間隙部をアイソセンタ７４に置いて、ア ーム１６上のシミュレータ・モータ・システムによりＩＩＴ４０を横に動かして データを収集することにより決定される。ＩＩＴ４０は、検出器が充分に照射さ れる位置まで動かされ、その位１での検出器アレイの読み取り値が読み込まれる 。フォトダイオード線形アレイ４４の５１２台全ての検出器が照射されて、アレ イ内の他の５１１台のフォトダイオードの読み収り値が得られるまでこれを繰り 返す。

この励起に対する理想的な応答を第２３図の下に曲線１４として示すが、ここで はＩＩＴ４０から増強された光子を受け取るフォトダイオードの直近を除きすべ てゼロとなっている６図の点線３１６は、画像化システムの物理的制約を考慮し た予測された応答である。最後に、曲線３１８は実際に測定されたものを示す、 応答内には、実際のピークの反対側に対称にはっきりとした「テール」が現れて いることに留意すること。

ＩＩＴ面の各間隙位置によりＰＳＦは異なり、テールも異なる。この「テール」 の大きさは間隙部がＩＩＴ４０の端部に近づくにつれて大きくなる。これは部分 的扇形ビームを用いる胴体スキャンにも重要な意味を持つ１通常、ＩＩＴ４０の 片側は、Ｘ線が胴体周辺を通過した後で非常に高輝度に照射され、もう一方は、 胴体の中心を通ろうとするＸ線光子があまり多くないために暗くなる。この場合 、「テール」があまりに大きくなって、有効な読み取り値が得られなくなる。

測定データから、それぞれの間隙位置の（すなわちアレイ内の各検出器の）デコ ンボリューション関数をめて、それを実際の検出器読み取り値を修正するために 使って、ＰＳＦテールのない、理想的な応答を得ることができる。すなわちデー タの各扇形（すなわち投影）には５１２とおりのデコンボリューションがあるこ とになる。

画像化拡大検出器アレイ４５の利用 画像化拡大検出器アレイ４５の測定値をフォトダイオード線形アレイ４４の測定 値と組み合わせて、５４４個の測定値を得る１画像（ヒ拡大検出器アレイ４５を 画像増強管４０に追加すると、その第１）才１〜ダイオードはフォトダイオード 線形アレイ４４の最後の数個のフォトダイオードに重なるように配置される。画 像化拡大検出器アレイ４５のフォトダイオードの検出器の間隔は、フォトダイオ ード線形アレイ４４の有効検出器間隔の約５倍である。しかし、空間解像度が低 くなっても、胴体スキャン円の周囲で空間密度の高い目標が観察されることはな いので、問題はない、　フォトダイオード線形アレイ４４の測定値と同様に、実 際の測定データを内挿することにより、測定値の任意の均一角度変位に対応する 値を画像化拡大検出器アレイ４５で得ることができる。これらの内挿値は、次の 処理と後方投影の準備ができている正しい「予測検出器」スロットに動かされる 。

二重サンプリング間隔測定方法 上述したように、検出器システムのダイナミック・レンジを大きくするために、 各投影について２組の読み取り値、すなわち長期積分と短期積分とが取られる。

長期積分期間は、半直線サイクル（Ｔ期間）９回分の長さで、次の短期積分期間 は、半直線サイクル（Ｔ期間）１回分の長°さである。この方法により、小さな 数の光子を正確に数えることのできる拡大期間が与えられる。この読み取り値が 飽和しても、短期積分値を用いて計数比をかけて調整し、等隣の長期積分値を得 ることができるにの方法は、検出器応答が線形であることを前提としている。ま た光子の数値を維持できることも重要である。短期積分を用いると、被検出Ｘ線 は測定値の９０％を無視できるだけの数となるに のようにこの二重サンプリング間隔法は、画像化システムのダイナミック・レン ジを実質的に、かなり大きくすることができる。例として、長期間隔サンプリン グが１６ビツトのレンジを持つとすると、短期間隔を用いることにより測定レン ジは有効範囲１９ビツトまで拡大される。この特定の例では、長期間隔サンプリ ングを用いて約６２，０００まであげることができる。短期サンプリングを用い ると、６２，０００ないし５００，０００になる。このように、本発明の二重サ ンプリング間隔法を用いることにより、ダイナミック・レンジは約３ビツト、係 数で約９増大される。

検出器の非線形性を修正する多項式 実際には、フォトダイオード線形アレイ４４のフォトダイオードの応答は多少非 線形であることがわかっている。フォトダイオードアレイを較正するための簡単 な装置が用いられる。１個のＬＥＤを保持するフォトダイオード較正固定治具と 、１個の正規化フォトダイオードが採用され、第２レンズ５４の代わりに検出器 アレイに装着される。１個のＬＥＤから出力された光は、印加電流に直接比例し 、そのため線形アレイ４４内のフォトダイオードの応答曲線はＬＥＤに印加され た電流に対してフォトダイオード応答をプロットすることにより決定することが できる。また、これは正規化フォトダイオードからのデータに対して曲線をフィ ツトさせること（カーブ　フィッティング）により正規化される。正規化フォト ダイオードは、正規化検出器６６に用いられたものと同じフォトダイオードでよ いが、シンチレーティング結晶は用いない。

本発明の好適な実施例においては、各検出器に対して４次多項式の定数Ｃ６，Ｃ １，Ｃ，、Ｃ，、Ｃ，が決定され、較正中にメモリに入れられる。これらの定数 は、たとえば、最小２乗曲線カーブ・フィツト法を用いて、各フォトダイオード のために得たデータを正規化フォトダイオード応答データにフィツトさせる４次 多項式において用いられる。すなわち、較正データは正規化フォトダイオードに ついてめられる。このデータを線形であるとする０次に線形アレイ４４のフォト ダイオードのそれぞれの較正データをめる。線形アレイ４４のフォトダイオード の較正データは、最小２乗カーブ・フイ・ンティング基準を用いて、正規化フォ トダイオード較正データにカーブ・フィツトされる。第２７図に、フォトダイオ ード番号と係数値を表にしである。　多項式のほうが連続的であり、アレイ・プ ロセッサで便利に実行することができるので、表の照合ではなく多項式を用いる ０本発明で見られるダイナミック・レンジを表で捜すには、必要なメモリが多す ぎて、時間がかかりすぎる０本発明の好適な実施例では４次多項式が用いられて いるが、ｎ次の多項式（ｎは４より大きくても小さくてもよい）を本発明の範囲 で用いることができる点は理解されたい。

本発明の好適な実施例では、線形アレイ４４のフォトダイオードの較正データを 、正規化フォトダイオードの較正データにカーブ・フィッティングさせる前に、 調整計数が決定される。この調整計数によりカーブ・フィツトされるフォトダイ オードの非線形性が分かりやすくなる。

調整ＨＩ数は以下の要領で決定される。正規化計数は線形アレイフォトダイオー ドが、特定の中間レンジのレベル、たとえば４０，０００カウントを出力できる 光強度レベルに関して決定される。このように、４０，０００カウントの線形ア レイフォトダイオード出力（ｒｄ、」）が、Ｉｏに光強度レベルにより発生され 、その光強度に対する正規化フォトダイオード出力（ｒｌｌｌＪ）が３６，００ ０カウントだとすると、調整計数ｇはｎｌのｄ、に対する比を取ることにより得 られる正規化フォトダイオード出力は常に、較正されている検出器よりも低く設 定されるので、較正中の検出器は正規化検出器の前に飽和する。

調整計数ｇを用いて、正規化フォトダイオードの較正データを掛は算して、線形 アレイフォトダイオードの較正データをこの調整された正規化フォトダイオード 較正データｎ１＊に対して曲線適きさせる。この手順によりｎ次の多項式の第１ 次項の１系数が効果的に［１）に近く設定され、それによりさらに高次の効果が 現れる。４次多項式に関して実行されることが好ましいカーブ　フィッティング は以下のようなものである （１”、＝ｇｎ＋＝ｃｏ＋ｃ＋ｄ、＋ｃ２ｄ＋”＋ｃｚｄ＋’＋ｃ＋ｄｔ’ただ しｎｌは、光強度ｉに対する正規化フォトダイオード応答、ｄｌは、光強度ｉに 対する線形アレイフォトダイオード応答、ｇは、゛光強度Ｉ、に対するｎ。と、 光強度■。に対するｄ、との比である。

実際には、さらに精度良く線形アレイの応答曲線を説明するには、１つ以上の多 項式を用いるほうがよいことがわかりている、これは応答曲線が線量により変動 するためである。

第２８図参照。より高次の（たとえば４次）の多項式をいくつか用いて、応答曲 線をモデル化するほうが、１個のより高次の多項式を用いるよりも正確で早いこ とがわかっている。

本実施例では、１つの多項式で約４０００カウント未満の曲線を正確に記述し、 第２の多項式は約２０００ないし約６２．０００カウントから用いられる。第３ の多項式は約４４゜０００超で用いられる。第２８図を参照のこと、２０００な いし４０００カウントの被修正値は、多項式１と２を用いて、最終結果を内挿す ることによりめられる。４４，０００ないし６２．０００カウントの被修正値は 、多項式２．３を用いて、最終結果を内挿することによりめられる。実際には、 多項式１は４，０００カウント未満のデータで用いられる；多項式２は２，００ ０ないし６２，０００カウントのデータで用いられる。そして多項式３は、４４ ．０００超のデータで用いられる。これらの多項式の重なる部分は、２０００　 カ・ら４０００と、／１４．０００から６２．ｆ’）００の移行範囲の値を内挿 により決定するために用いられる。こノしで、ある多項式から次の多項式へと円 滑な移行が行われる。

計数比の決定 第２９図は３つの多項式の計数を決定する手順を示す。ステップ３３２では、１ 個のＬ　Ｅ　Ｄ光源と１個の正規化フ第１・ダイオードを有するフ４１−ダイオ ード較正治具（図示せず）が、第１図のレンズ５４の代わりに用いられている。

ステップ３３６では、フォトダイオード正規１ヒ検出器と線形アレイ４４のフォ トタイオードの応答が、予測される光強度値の全範囲にわたって決定されている 。用いられる各強度レベルについて、長期と短Ｊ！Ｊｌのサンプリング間隔が用 いられて、長１！ＩＩと短期の測定値をめている。

次にステップ３３７では、（短期間隔に乗算するための）計数比が、正規化フオ ｌ−ダイオードのデータを用いて以下の要領で決定される。長期および短期間隔 の測定値が、約３２゜０００ないし６２，０００カウントの範囲で検証される。

短期測定値は最小２乗フィッＩ〜により最適１ヒされた計数比で乗算されて、長 期サンプリング測定値とその範囲で計数化された短期サンプリング測定値との間 のベスト・フィツトをめる。最適化された計数比は記憶されて、正規化フォトダ イオードの短期サンプリング測定値を乗算するためにも用いられる。

本発明の好適な実施例においては、計数比は以下のような２つの部分からなる計 数である。正規１ヒフオｌ・ダイオードの長期サンプリング間隔測定値（「Ｌｌ 」）と短期サンプリング間隔測定値（「５ＩＪ）との間の関係は以下の式により 表定数αとにとは、約４０，０００ないし６０，０００のカウント範囲について ベスト・フィツトを得るために最適化されている。すなわち、４０．０００ない し６０．０００の範囲でＬｌに対する値を生み出す光強度値をめるには、Ｌ、の 値とＳ、の対応する値とを上記の式に当てはめて、定数αとにとを最適化して、 最も良い最小２乗フィツトをめる。

定数αとにとが決まると、正規化フォトダイオードの較正値ｎ１−−これは線形 アレイ４４のフォトダイオードを線形化する係数を選択する（ステップ３４４） 際に用いられるものであるがｍ−は、以下の式で定義される：ｎ、＝Ｌ１（１＋ Ｌｌ）、Ｌｌ＜６０，０００＝にＳ、、Ｌ、≧６０．０００ αの通常の値は、１０−７のオーダーで、には約９である。

次にステップ３４２，３４４，３４６で、３つの４次多項式の係数が、線形アレ イ４４のフォトダイオード測定値に関して決定される。すなわち、それぞれＯか ら４，０００と、２．０００から６２．０００と、４４，０００から５０００゜ ０００との範囲のための多項式である。「最小２乗」カーブフィッティングが採 用される。上述のように、カーブ・フィンテインクは、正規１ヒフオドダイオー ドから得られた較正データに対して行われる。正規化フォトダイオードの較正値 １ｈはＯから５００．０００カウントまでの範囲で与えられ、６０．００＋）未 満のカラン１〜では長期サンプリング間隔測定値り、に（１＋αＬ、）を掛けた ものが用いられ、６０，０００超のカウントでは短期サンプリング間隔測定値Ｓ １に定数Ｋを掛けたものが用いられる点に注意されたい６４４．０００から５０ ０．０００カウントまでの範囲の４次多項式の定数の決定は、正規化フォトダイ オード値ＪＳＩと、線形アレイ４４の特定のフォトダイオードのための未調整の 始期サンプリング間隔測定値とを用いてなされる。このために、係数Ｃｙ　ｏ　 ＋　Ｃ３１、Ｃ３２１Ｃ３１、Ｃ３４は計数比にを有効に含む。計数比には、短 期サンブリーどグー隔測定値の大きさを長期サンプリング間隔測定値のオーダー まで調整し、その際に検出システムのダイナミック・レンジを３ビツト増大させ ることを思いだしてほしい。上述のように、ダイナミック　レンジの増大は線形 アレイ４４のフォトダイオードによりなされる測定値にまで伝えられる。これら の１系数が記憶されて、後で用いられる。

ステップ３４４では、係数Ｃ１ｏ　＋　Ｃ＋　＋　＋　ＣＩ　２１　Ｃ１ｙ、Ｃ １４は、多項式１に対応する：係数Ｃ２゜、　Ｃ２１，Ｃ２２，Ｃ２＊、　Ｃ２ ４は、多項式２に対応する；そして係数Ｃ１゜、　Ｃａ１．　Ｃ３２゜Ｃ，、、 Ｃ，、は、多項式３に対応する。

これらの係数を決定する際には、長期サンプリング間隔測項八３ては短期サンプ リング間隔測定値が用いられるにの短期測定値は正規化フォトダイオード測定値 に当てはめられて、長期間隔測定値または計数比を掛けた短期間隔測定値となる ことができる。

システムの動作 データ収集と修正 第２６図は、システムが患者をスキャンするときの、データ収集とｌ＋Ｉ正の手 順全体を示す。ステップ３４３でシステムが初期化され、ステップ３４５でデー タが収集される。

データ収集中に各投影毎に得られる読み取り値は次のものである；投影番号：短 期サンプリング間隔値、長期正規１ヒ検出器値・および台座の角度位置。

第２６図のステンプ３４７で、修正された検出器データが判定される。本発明の 好適な実施例によると、実際の検出器読み取り１直の処理はスキャンの進行中に 実行される。スキャンが終了するのに通常は約１分かかるので、かなりの量のデ ータ処理をスキャン中に行うことができる６データはスキャン中に各投影から受 け収られるので、データは浮動小数点に変換されて、バックグランド・レベルが 各検出器の読み取り値から減算される０次に、３つの多項式のそれぞれに対する 係数が検索される。３つの多項式を解く前に、投影の平均（ヒか行われて、台座 の回転の１度につきＬ組の投影読み取り直がめられる。ここでは、投影データを 望ましい角度に近い角度で取られた投影データに適切な重みをつけることも行わ れる。前述のように、１度につき２つの投影データがとられる；すなわち、６０ Ｈｚのシステムでは、３６０度回転する間に約７２０回の投影が行われる。投影 の平均（ヒにより投影数は約３６０に下がり、それにともない演算負荷も小さく なる。たとえば、台座角度３２１．５度、３２２度、３２２．５度の場合の投影 は平均化されて、投影３２２度の１組のデータとなる６ 投影平均化が終了すると、長期サンプリング間隔測定値を用いて多項式１．２が 解かれ、短期サンプリング間隔測定値を用いて多項式３が解かれる。

ただしＤＥＴ、は、長期サンプリング間隔値。

ただしＤＥＴ、’は、長期サンプリング間隔値。

ＤＥＴ、’は、演算される修正済みの検出器値である。実際には、多項式３の係 数は計数比を含んでいるので、短期サンプリング間隔測定値を多項式３に当ては める前に掛は算ずろ必要はない。

概念としては、第３０Ａ図にあるように、多項式に用いられる測定値ＤＥＴ、の 大きさにより、実際にはどの多項式がＤＥＴ’に用いられるかが決定されること になる。ステップ３６７ｉ、３６６．３６８はＤＥＴ、が２，０００未満である ときに多項式１の結果がＤＥＴ’に用いられることを示している。ステップ３７ ０，３７２からは、ＤＥＴ、が２，０００から４□０００の間であるときは、多 項式１および２の被内挿値がＤＥＴ’に用いられることがわかる。ステップ３６ ６．３７０，３７４．３７６でＤＥＴ、が４４，０００未満で４，０００超であ るときは、多項式２の結果をＤＥＴ’に用いる。ステップ３７８，３８０でＤＥ Ｔ、値が６２，０００よりも大きいときは、多項式３の結果をＤＥＴ、’に用い る。最後に、ステップ３７４，３７８，３８２でＤＥＴ、が４４．０００から６ ２，０００の間であるときは、多項式２゜３の被内挿値をＤＥＴ、’に用いる。

この手順は線形アレイ４４の各フォトダイオードの測定値に関して実行される。

特定の処理順序を選択して、アレイ・プロセッサの特性を利用して処理速度を速 めることができる。そのなめ、本実施例ではまずデータをスクリーニングして適 切な範囲と多項式を決めて、その後で多項式を実行するよりも、３つの多項式を すべてデータに実行するほうが速い。

アレイ・プロセッサが用いられる本発明の好適な実施例では、別の処理順序が用 いられる。第３０Ｂ図を参照のこと。

第３０Ａ図のステップ３６６．３７０，３７４．３７８の１Ｆ−ＴＨＥＮ　（も し１０．ならば００．せよ）の操作が機能的に集約的なので、重み付はスキーム に演算速度を増すための手段を追加した。第３０Ｂ図および第３０Ｃ図で、この 重み付はスキームに関して説明する。

第３０Ｂ図のステップ３５８では、３つの多項式の係数が検索される。ステップ ３６０で線形アレイ４４のフォトダイオードの長期サンプリング間隔値を用いて 多項式１．２が実行され、短期サンプリング間隔値を用いて多項式３が実行され る。ステップ３６２では、３つの多項式のそれぞれのための「重みＪ　ｗ、、ｗ ２．ｗ、が長期サンプリング間隔値の大きさの関数として決定される。次にステ ップ３６３で３つの多項式それぞれの結果、ｐ、、ｐ２．ｐ、を対応する重みで 掛は算し１合計して線形化された検出器値ＤＥＴ’　をめる：ＤＥＴ＋’−％４ １Ｐｌ＋％４２Ｐ２＋ＷｘＰ３−第３０　Ｃ図では、重みＷ、、Ｗ２．Ｗ、の決 定法が示される。

縦の軸は割り当てられた重みを示し、横の軸は長期サンプリング間隔カウントを 表す。この例では、カウント範囲は０がら５００．０００である。２０００から ４０００と、４４゜０００から６２．０００との間で多項式間の移行が起こる。

多項式１の重み計数Ｗ１は０がら４０００カウントまでのカウント範囲をカバー するが、２０００カウン）・のところに破過点がある。多項式２の重み計数Ｗ２ は２，０００から６２゜０００までのカウント範囲をカバーするが、４，０００ と４４．０００のところに破過点がある。多項式３の重み計数Ｗゴは４４．００ ０から５００，０００までのカウント範囲をカバーする。曲線ＣＩは、２０００ カウントから４０００カウントまでの重み計数Ｗ１の領域を用いて定義される： ただしＤＥＴ、は長期サンプリング間隔値に等しい。第２曲線Ｃコが定義される が、このときは４４．０００から６２゜０００カウントまでの重み計数Ｗ、の領 域を用いている：Ｃ１とＣ１はいずれも、処理されるＤＥＴ、の各値に関して解 かれる゛が、１より大きい場合と０未溝の場合のＣ４およびＣ１の値は切り捨て らＪＬる、すなわち無視される２次に、特定のＤＥＴ、に関してＣ５とＣ１の値 を用いて、重みＷ、、ｗ２．　Ｗコが以下のように指定される： 重みＷｌ、Ｗ２．Ｗｙを上記のように用いることにより、アレイ・プロセッサを 効率的に利用し、データ処理の速度を速めることができる。

点展開関数の修正 第２６図に戻り、ステップ３４７のバ・ｌフグランド・ノイズと非線形性の修正 に続き、ステップ３９０でＰＳＦ修正が行われる。

第３２図では、第２４図および第２５図で説明されたεマトリクスを以下のよう に用いて、ＰＳＦを修正するデコンボリューションを実行する。以下の関係を前 提とする：［Ａコ　［Ｉ］＝［Ｒ］ ただし、ＥＡＪは点展開関数を示す５１２ｘ５１２マトリクス、［Ｉ］は、５１ ２台の検出器それぞれについて画像増強管面２４に入射するＸ４を強度を示す５ １２エレメント・ベクトル、［Ｒ］は投影中にとられた、５１２台の線形アレイ フォトダイオードのそれぞれの実際の測定値である。ベクトル［■］がめる情報 である。［１］を得るには、ベクトル［Ｒ］を［Ａ］の逆数［Ａ］−’で掛ける ： ＬＡ］−’［Ｒ］＝［Ａ］−’［Ａ］　［Ｉ］＝［Ｉ］しかｉ　［Ａ］は単位マ トリクスにεマトリクスを加えたものとしそ表すことができることに注意するこ と、また、εマトリクスは小さいので、−次までは［Ａ］−’は単位マトリクス からεマトリクスを滅じたものに等しくなることにも注意すること。

このように本発明の好適な実施例により、測定データに間してデ：１ンボリュー ション処理した値［１］は次の式で決定第３２図のステップ３９２で、εマトリ クスがメモリから検索される。ステップ３９４では、第２６図のステップ３４７ からのＤＥＴ、’　＠（ｒ　［Ｒ］　Ｊ　）が検索される。次に、ステップ３９ ６で、ＤＥＴ、’値にεマトリクスを掛けることにより修正ベクトルが決定され る。最後にステップ３９８で、ＤＥＴ、’値から修正ベクトルが減じられてベタ １〜ル［Ｉ］　（ＤＥＴ、”０、ＤＥＴ　”１．、、、ＤＥＴ、”　５］　１］ がめられる。

本発明の好適な実施例により、ＰＳＦはゆっくりと変化する位置関数であるとい う前提がさらに活用されて、上記の演算のスピードアンプが図られた。５１２の 間隙位置前部についてεマトリクスを決定する代わりに、４番目毎などの（ｆｆ ｉＴについて値を収集する。このようにして、εマトリクスは初めてｌ　２８　 ｘ　１．２８　ｘマｉ・リクスの形をとることができる。

さらに、実際の測定（直は対応する１２８の検出器に関してとられ、ベク）・ル 「［」は、このより限られたセットのデータから演算される。ＰＳＦはゆっくり と変１ヒする位置関数なので、その結果得られる１２８ニレメンｌ−の［Ｉ］ベ クトルを５１２エレメントのベクトル全体に内挿して解像度の損失を最小限に抑 えることができる。

ファン１〜ムの正規化と線積分演算 第２６図に戻り、次にステップ４００を処理する。このステップでは以下の関係 の決定を行う： 線積分＝Ｉｎ（ｌｌｉ正済みＤＥＴ、）−Ｉｎ（正規化ＤＥＴ、）−Ｉｎ（ファ ントム） 線積分差はコンピュータＸ線断層撮影スキャナ技術ではよくあることであり、実 際の投影中に測定された強度と正規化フォトダイオードにより測定された強度と の固有の対数と、既知の吸収特性を有するファントムを用いた強度との差をめる 。

重複修正 ８００回分の投影（６０Ｈｚのシステム）または６５０回分の投影（５０Ｈｚの システム）のデータを記憶させることができる。実際には台座はスキャンの最後 で５ないし１０度ＴＤＣを越えて回転する。このために多少のオーバースキャン となる。このオーバースキャンの領域でも、投影は行われる。この投影のデータ がスキャン開始時に行われた投影のデータと混合される。第２６図ステップ４０ １を参照のこと。

第３１図では、各投影のデータに割り当てられる重みが示されている。初期の投 影でゼロ度付近の台座角度周辺でとられたデータの重みは軽く、スキャン終了時 、３６０度付近でとられたデータの重みはもっと大きくなっていて、３７０度で 重みが小さくなっていることが、図かられかる。

幾何学的な非線形調整 次にステップ４０２を実行するが、ここでは幾何学的または空間的な非線形性を 補正するための調整が行われる。第３３ａ図、第３３ｂ図、第３３ｃ図、第２１ 図で解説されたように、均一な角度で分割された部分的扇形ビームは、フォトダ イオード線形アレイ４４の検出器において必ずしも、対応する均一な距離をとっ た応答をするとは限らない。

第２２図は第２６図のステップ４０２で採用された平均１ヒ／内挿法を示してい るが、これは空間的非線形性を修正するものである。軸３０８の上部は、測定値 間の望ましい均一な角度間隔、たとえば、±１２度間でＤ度毎に行う測定を示し ている。軸３０８の下部は実際の測定間の実際の角度間隔を示している１画像化 システムの空間的非線形性のために、検出器の応答は必要とされる角度以外で起 こる。

第２２図の部分３１０からもわかるように、望ましい角度位置の強度値は検出器 測定値のサブセットを選択し、これらの選択値を内挿することにより決定される にのように、たとえば、−】２度の点から角度位置り間隔３ｇ分の強度値は、検 出器１および２の測定値を内挿することにより決定することができる。同様に、 ０変位置の左の角度位置り間隔２個分の強度値を、検出器２５０−２５３からの 測定値を内押することにより決定することができる。上記のように、応答する検 出器の読み取り値をまとめて平均化／内押して次の処理と後方投影の準備ができ ている正しい「必要とされる検出器」のスロットに移動させる。

修正されたデータは、再構成装置の入力ファイルに書き込まれ、そこで部分扇形 再構成用に調整されて、部分的扇形再構成の準備をする。これが第２６図のステ ップ４０４である。

Ｊｏｈｎ　ＰａｖｋｏｖｉｃｂおよびＥｄｗａｒｄ　５ｅｐｐｉにより、本件と 同日に出願された「部分扇形ビームＸ！！断層擾影装置とデータ再構成法Ｊとい うタイトルの同時出願申請を引用するが、ここには調整と部分的扇形再構成法が 詳細に述べられている。この同時出願申請書を少者文献として添付する。

ＣＴシミュレータ・システムと共に、本発明を実行するコンピュータ・プログラ ムのプリントアウｌ〜全体をマイクロフィッシュ付録Ａとして添付する。

本発明により可能となる広いダイナミック・レンジの直接的な結果として、ＣＴ 数に較正される画像が作成されるＣＴシミュレータ・システムが提供される。任 意の数に較正される信号を設けるその池の従来のＣＴシミュレータ・システムと は異なり、本発明によるＣＴシミュレータ・システムは従来の診断用ＣＴスキャ ナと同様の−１０００から＋３０００までのスケールをカバーする、ＣＴ数に較 正されるデータを提供する。このような較正を行うために、既知の材料のファン トムをスキャンして、それぞれの材料に関してめた透過値を記憶させる。実際の スキャンの透過データが得られたら、このデータを大木模型で得た値と比較して 、そのデータに対する適切な調整を行う。

本発明はここで述べた好適な実施例やその他の実施例に限られるものではなく、 本特許の保護範囲と本発明の精神から逸脱することなく変形や改良を行うことが できる。本発明の特性を以下の請求項にまとめる。

浄書（内容に変更なし） 一シＪｔ−ｔ・ンヱーｂａｔｈン（−ミ角ち。

１！ へ −一一一一一一呂 す５Ｖ ＦＩＧ、ＩＢ ≠５Ｖ ｉ−ｉａ、　ｙｙｃ ＦＩｏ、　１２ 社青、 ＥＧ、　１４ １４表千５−５０２６１０　（２２） ＦＩＧ、　１７ ＦＩＧ、　１８ ＥＧ、２０ ＦＩＧ、　２１ ｍ　ＡＪ　ｒｈ ×−兎虹 ＦＩＧ、　２３ ＦＩＧ、　２７ ＦＩＧ、　２θ ＦＩＧ、　３０Ｂ ＼　ｌ ＦＩＧ、　３０Ｃ ＦＩＧ、　３２ 要約書 開示されているのは、画像装置の動的解像度を改善するための方法である。該方 法は長期及び短期サンプリング間隔にわたって画像増強器（４０）がらの光をサ ンプリングする二重サンプリング又は露光技術を用いている。長期サンプリング 間隔の測定結果がしきい値を超えるときは、短期サンプリング間隔測定値が用い られ、計数比（５ｏ）によって増幅される。しきい値以下のときは長期サンプリ ング間隔が用いられる。

手続補正書く方式） ％式％ ２、　発明の名称　画像装置のダイナミックレンジを改善するための方法 ３、　補正をする者 事件との関係　特許出願人 名　称　パリアン・アソシエイツ・ インコーホレイテッド ４、代理人 住　所　東京都港区西新橋１丁目６番２１号大和銀行虎ノ門ビルディング 電話　３５０３−５４６０　−、ｍ　’ニーＬ６、　補正の対象　１）特許法第 １８４条の５第１項の規定による書面の特許出願人の住所および代表者の欄 ２）図面翻訳文（浄書、内容に変更なし）３）委任状及び同訳文 ７、　補正の内容　別紙のとおり　８、国際調査報告

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. １．以下のステップに従い、二重露光技術から成る画像装置の動的解像を改良す るための方法。 ａ．時間の第１期間の間、短い間隔のサンプルをもたらすために、半導体光電検 出器アレイを用いた画像増強装置からの可視光出力をサンプリングするステップ ；ｂ．前記時間の第１期間よりも長い時間の第２期間の間、長い間隔のサンプル をもたらすために、半導体光電検出器アレイを用いた画像増強装置からの可視光 出力をサンプリングするステップ； ｃ．前記長い間隔のサンプルの大きさが大きさの転換範囲を上回ることが決定し たときに、短い間隔のサンプルを更に処理するために該サンプルを選択するステ ップ；ｄ．前記長い間隔のサンプルの大きさが大きさの転換範囲を下回ることが 決定したときに、長い間隔のサンプルを更に処理するために該サンプルを選択す るステップ；並びに ｅ．前記短い間隔のサンプルが大きさの転換範囲内に入るとき、長い間隔と短い 間隔のサンプルの重みをつけた組合わせを選択するステップ。
2. ２．前記選択ステップｃが、更に、さらなる処理の前に計数比により短い間隔の サンプルを増大させるステップを含むところの、請求項１記載の方法。
3. ３．光電検出器アレイが複数のフォトダイオードから成り、更に、正規化フォト ダイオードを、 ｉ）連続する校正信号を供給するステップ；ｉｉ）長いサンプル間隔と短いサン プル間隔にわたって連続する校正信号に応答する正規化フォトダイオードを測定 するステップであって、前記校正信号が長いサンプル間隔の間、前記正規化フォ トダイオードが飽和しないように選択された最大強さを有するところのステップ 、 ｉｉｉ）決定された大きさの範囲にわたって長いサンプル間隔測定値を短いサン プル間隔測定値と比較するステップであって、短いサンプル測定値が計数比によ って増大されるところのステップ、並びに ｉｖ）増大された短いサンプル測定値と長いサンプル測定値との間で最小２乗カ ーブ・フィッティングを使用する最良の一致を得るように計数比を調整するステ ップ、に従って特徴づけることにより計数比が選択されるところの請求項２記載 の方法。
4. ４．光電検出器アレイにおける非線形性を更に処理するために選択されたサンプ ルを線形化するためのステップを更に含むところの請求項３記載の方法。
5. ５．線形化ステップが、 ｉ）選択されたサンプルの大きさの関数である多くのｎ次の多項式を解くステッ プであって、該ｎ次多項式が選択された光電検出器アレイの特性の関数である係 数を有し、更に、異なるｎ次多項式が異なるサンプルの大きさの範囲にわたって 有効であるところのステップ、ｉｉ）選択されたサンプルの大きさを含む範囲に 対して有効である１つのｎ次多項式を選択するステップ、並びに ｉｉｉ）線形化された選択サンプルとして選択されたｎ次多項式の解を使用する ステップ、 とから成る請求項４記載の方法。
6. ６．ｎ次多項式が重なった校正信号の大きさの範囲に有効で、更に、線形化ステ ップが、 ｉｖ）選択されたサンプルが重なった範囲の何れかに入るか決定するステップ、 ｖ）選択されたサンプルが入る重なった範囲に有効なｎ次多項式からの解を補間 するステップ、並びにｖｉ）選択されたサンプルが前記重なつた範囲に入るとき 、補間された解を線形化された選択サンプルとしてもたらすステップ、 を含むところの請求項５記載の方法。
7. ７．ｎ次多項式の係数が、 ａ．大きさの範囲を有する校正信号を供給するステップ、ｂ．光電検出器応答を 測定するステップ、ｃ．最小２乗カーブ・フィッティングクリテリアに従って光 電検出器アレイ応答の関数として供給された校正信号に最も良く一致するように ｎ次多項式の係数を選択するステップ、 に従って選択されるところの請求項５記載の方法。
8. ８．校正信号の大きさの範囲がゼロカウントから５００，０００カウントで、解 放ステップｉ）が３つの４次多項式からの解を使用するところの請求項７記載の 方法。
9. ９．ゼロから５００，０００カウント範囲が３つの範囲に分割されており、３つ の４次多項式の各々が３つの範囲の異なるものの１つに有効であるところの請求 項８記載の方法。
10. １０．３つの範囲が重なっているところの請求項９記載の方法。
11. １１．大きさの転換範囲が単一の選択された範囲をカバーするところの請求項１ 記載の方法。
12. １２．計数比が方程式： Ｌｉ（Ｉ＋αＬｉ）＝κＳｉ ここで、Ｌｉは正規化フォトダイオードの長いサンプル間隔の測定値であり、Ｓ ｉは正規化フォトダイオードの短いサンプル間隔の測定値であり、定数α及びκ は選択された範囲にわたってもっとも適するように最適化されている。 で特徴づけられる２つの部分からなる計数であるところの請求項３記載の方法。