JPH11500340A

JPH11500340A - 低パワーｘ線源を備えたコンピュータ断層撮影スキャナ

Info

Publication number: JPH11500340A
Application number: JP9517535A
Authority: JP
Inventors: ゴードン，バーナード，エム．; ドブス，ジョン
Original assignee: アナロジックコーポレーション
Priority date: 1995-11-02
Filing date: 1996-11-01
Publication date: 1999-01-12
Also published as: WO1997016721A1; NL1004424C2; GB2320878B; GB9805862D0; IL123867A0; MX9803438A; US5867553A; AU7600796A; BR9611295A; CN1201524A; IL123867A; CN1213696C; KR100307245B1; KR19990067300A; NL1004424A1; GB2320878A

Abstract

(57)【要約】ＣＴスキャナ（４０）は、Ｘ線源（４２）と、形状寸法が小さいディスク（４６）に固定されたＸ線検知器（４４）とを備える。上記ディスクは、該ディスクのアイソセンタ（４８）の回りで回転するように支持されている。Ｘ線源は、低パワー源である。小型のビーム硬化フィルタ（４５）が、Ｘ線源の付近に設けられており、これにより、スキャナは、比較的軟らかいＸ線ビームを使用する。スキャナは、更に、Ｘ線検知器の非直線性並びにチャネル間変動を補償するための回路を備えている。

Description

【発明の詳細な説明】低パワーＸ線源を備えたコンピュータ断層撮影スキャナ発明の分野本発明は、一般的に言えば、例えば患者（人間）のＣＴ画像（断層撮影画像）を生成するために医療分野で使用されるコンピュータ断層撮影スキャナ（ＣＴスキャナ）に関する。より詳細に言えば、本発明は、低パワーＸ線源を使用する改善されたＣＴスキャナに関する。発明の背景第３世代型のコンピュータ断層撮影スキャナ（ＣＴスキャナ）は、Ｘ線源と、環状のディスクの直径方向に対向する側部にそれぞれ固定されたＸ線検知器システムとを備えている。上記ディスクは、ガントリーサポートの中で回転可能に取り付けられており、これにより、上記ディスクは、走査すなわちスキャン操作の間に、一般的に「Ｚ軸」と呼ばれている回転軸線の回りで連続的に回転し、その間に、Ｘ線が、Ｘ線源から上記ディスクの開口の中に位置する対象物を通って上記検知器システムに通過する。上記Ｚ軸と交差する上記ディスクの中心は、一般的に、「アイソセンタ」と呼ばれている。上記検知器システムは、一般的に、単一の列として配置された検知器アレイを備えている。上記列は、「焦点」と呼ばれる点に曲率中心を有する円弧であって、放射線は、上記焦点において、Ｘ線源から放出される。上記Ｘ線源及び検知器アレイは、上記Ｘ線源と各々の検知器との間のＸ線経路が総て、上記ディスクの回転軸線に対して直角な同一の平面（以下において、「スライス面」又は「走査面」と呼ぶ）に存在する、ように位置決めされている。上記各Ｘ線経路は、実質的に点源であるＸ線源から始まっていて、上記各検知器に対して異なる角度で伸長しているので、扇形に似た形状を取る。従って、瞬間的な任意の時点における総てのＸ線経路を表すために、「扇形ビーム」という用語を用いることが多い。スキャン操作の間の測定瞬間に一つの検知器に入射するＸ線は、一般的に、「放射線」と呼ばれており、各々の検知器は、その対応する放射線の強度を表す出力信号を発生する。各々の放射線は、その経路の中にある総ての質量体によって部分的に減衰されるので、各々の検知器によって発生される出力信号は、当該検知器とＸ線源との間に位置する総ての質量体の密度（すなわち、その検知器の対応する放射線経路に存在する質量体の密度）を表す。Ｘ線検知器によって発生された出力信号は、一般的に、データ収集システム（ＤＡＳ）によって濾波されて、特に、その信号対雑音比が改善される。上記ＤＡＳによって発生された出力信号は、一般的に、「生データ信号」と呼ばれている。そのような生データ信号は、通常、投影フィルタによって濾波される。この投影フィルタは、上記生データ信号を対数的に処理することにより、そのような生データ信号を投影データ信号に変換する。これにより、各々の投影データ信号は、対応する放射線経路に存在する質量体の密度を表すようになる。ある測定瞬間における総ての投影データ信号の集合体は、通常、「投影図」又は「図」と呼ばれている。ディスクが回転する際の一回のスキャン操作の間に、複数の投影図が発生され、従って、各々の投影図は、ディスクの異なる角度位置において発生される。ある投影図に対応するディスクの角度方向の向きは、「投影角」と呼ばれている。ランダムアルゴリズムの如き周知のアルゴリズムを用いて、各々の投影角において収集された総ての投影データ信号から、ＣＴ画像を発生させることができる。ＣＴ画像は、スキャンされている対象物の走査面に沿う二次元的な「スライス」の密度を表す。投影データ信号からＣＴ画像を発生させるプロセスは、一般的に、「濾波された後方投影」又は「再構成」と呼ばれており、その理由は、そのようなＣＴ画像は、投影データから再構成されたものと考えることができるからである。ＣＴスキャナは、一般的に、何等かの形態の「ビーム硬化フィルタ」を用いて、Ｘ線源によって発生されたＸ線ビームを「硬化」させる。上記ビーム硬化フィルタは、一般的に、銅又はアルミニウムの如き金属の薄板すなわちシートとして構成されていて、Ｘ線源と患者との間に設けられる。Ｘ線源によって発生されるＸ線の各々の格子は、上記フィルタを通過する確率を有しており、この確率は、その格子のエネルギが増大すると共に増大する。従って、上記フィルタは、低エネルギ（「軟らかい」）のＸ線を遮断し、従って、ビームを「硬化」させる。ＣＴスキャナの分野においては、硬いビームを使用するのが好ましいと一般に信じられている。その理由は、あるレベルの硬いＸ線、及び、これと同じレベルの軟らかいＸ線を与えると、大部分の軟らかいＸ線は、対応する硬いＸ線よりも、人体に吸収される確率が高く、従って、患者を通過して検知器に到達する可能性が低いからである。換言すれば、軟らかいＸ線を使用すると、ＣＴ画像の生成に大きく寄与することなく、患者が暴露される放射線量を増大させると、現在信じられている。米国食品薬品局（ＦＤＡ）は、患者（人間）に作用するＣＴスキャナが満たすべき最小限のビーム硬さの基準を確立している。また、ビーム硬さを増大させると、Ｘ線検知器の直線性が増大する。従って、大部分の従来技術のＣＴスキャナは、比較的硬いビームを用いて、検知器の直線性を改善し、これにより、スキャナの設計を単純化している。実際に、大部分の従来技術のＣＴスキャナは、比較的高パワー（例えば、１００乃至３５０ｍＡにおいて１２０ｋＶ）のＸ線源を用いると共に、ＦＤＡが要求している値よりもビームを十分に硬くする比較的厚い（例えば、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）の銅）ビーム硬化フィルタを用いている。高パワーＸ線源及び厚いビーム硬化フィルタの上記組み合わせは、ＣＴスキャナの設計又は構造を単純化するが、Ｘ線のパワーを浪費し、スキャナの全体的な電力需要を増大させる。従来技術のＣＴスキャナが使用するＸ線のパワーを増大させる傾向を有する他の要因は、焦点とディスクのアイソセンタとの間の距離に関係する。Ｘ線ビームの強度は、Ｘ線源からの距離の二乗に比例して減少するので、Ｘ線源で使用されるパワーは、焦点とアイソセンタとの間の距離によって、部分的に決定される（このファクタは、一般的に、焦点と検知器との間の距離ではなく、焦点とアイソセンタとの間の距離によって説明されるが、その理由は、一般的に、患者は、スキャン操作の間に、アイソセンタ又は該アイソセンタの付近に位置しており、一般的には、検知器の寸法を増大させることにより、検知器が受け取るＸ線エネルギを増大させることが可能であるが、アイソセンタにおける（すなわち、患者における）Ｘ線エネルギは、Ｘ線源のパワーを増大させるか、あるいは、焦点とアイソセンタとの間の距離を減少させることによってのみ、増大させることが可能であるからである）。従って、Ｘ線の電力需要を低減させるようにＣＴスキャナを設計するということは、アイソセンタをＸ線源に対して可能な限り接近させるということを示唆している。しかしながら、他の競合する設計条件が、Ｘ線源とアイソセンタとの間の間隔を増大させることを必要とする。例えば、最低限でも、アイソセンタは、患者をＸ線源と検知器との間で快適に位置させることができるような少なくとも十分な距離だけ、Ｘ線源から離して位置させなければならない。「Ｚ軸ビームシフチング」と一般的に呼ばれる現象が、Ｘ線源とアイソセンタとの間の間隔により大きな要件を必要とする。ビームシフチングは、スキャン操作の間のアイソセンタ（又は検知器）に対する焦点（すなわち、Ｘ線が出る点）の運動に関係する。Ｘ線の生成により、局部的な熱が発生する。この熱は、Ｘ線源の構成要素の熱膨張を生じさせることがあり、一方、そのような熱膨張は、スキャン操作の間に焦点をアイソセンタと相対的に移動させることがある。この移動すなわちシフトは、一般的に、Ｚ軸ビームシフチングと呼ばれており、その理由は、大部分のＸ線源は、大多数（全部ではない場合）のシフトがＺ軸（すなわち、スキャナのディスクの回転軸線）に平行な方向において生ずる、ように構成されているからである。ランダムアルゴリズムは、Ｘ線源及び検知器の相対的な位置がスキャン操作の間に一定のままであると仮定するので、あらゆるＺ軸ビームシフチングの影響を最小限にすることが重要である。従来技術のＣＴスキャナにおいては、上記影響を最小限にする最も一般的な本発明は、Ｘ線源とビームの形成及び整形を行うために使用されるコリメータとの間の間隔を増大させ、これにより、焦点のＺ軸方向のあらゆる並進運動によって生ずる焦点と検知器との間の角度方向のシフトを減少させることである。焦点とコリメータとの間の距離を長くすると、患者を収容するための一定の間隔が必要とされるので、焦点とアイソセンタとの間の距離が必然的に増大する。ＣＴスキャナの分野においては、焦点がディスクのアイソセンタから少なくとも５１０ｍｍだけ離れていない場合には、コリメータを焦点に極めて接近させて設けなければならず、これにより、Ｚ軸ビームシフチングによって生ずる誤差が極めて大きくなると、一般的に信じられている。しかしながら、上述のように、上記距離が増大すると、これに応じてＸ線源に与えられるパワーを増大させる必要がある。従って、上記間隔を増大させる従来技術のＣＴスキャナは、そのＸ線の電力需要を増大させるという犠牲を払って、上記距離の増大を行っている。従って、そのような従来技術のスキャナは、焦点とコリメータとの間に大きな間隔を設けるためにＸ線源とアイソセンタとの間の間隔を増大させ、これにより、高エネルギのＸ線を発生させる必要があるので、患者を高レベルのＸ線に暴露させている。Ｘ線源とアイソセンタとの間の距離を減少させることに加えて、半導体検知器（例えば、カドミウム／タングステン検知器）の如き高効率の検知器を用いることによって、Ｘ線の電力消費量を低減することができる。しかしながら、多くの従来技術のＣＴスキャナは、キセノン（Ｘｅ）検知器の如き低効率のガス入り管検知器を使用している。その理由は、そのような検知器の応答性は、高効率の検知器の応答性よりも均一であるという傾向を有しているからである。すなわち、上述の低効率の検知器は、高効率の検知器よりも、Ｚ軸方向において光子をより均一に検知する。従って、高効率の検知器を使用する従来技術のＣＴスキャナは、焦点とコリメータとの間にも大きな間隔（また、その結果、焦点とアイソセンタとの間に大きな間隔）を使用し、これにより、Ｚ軸ビームシフチングの影響を最小限にしている。その結果、高効率の検知器によって達成される電力節約量の多くを犠牲にしている。同様に、焦点とコリメータとの間に小さな間隔を使用し、従って、焦点とアイソセンタとの間の間隔を減少（例えば、５１０ｍｍの間隔に）させている多くの従来技術のＣＴスキャナも、低効率の検知器を用いて、Ｚ軸ビームシフチングの影響を最小限にしており、従って、小型の形状によって達成される電力節約量の多くを犠牲にしている。上述のように、従来技術のＣＴスキャナも、通常、ＤＡＳを用いて、Ｘ線検知器によって発生される出力信号の信号対雑音比を特に改善している。しかしながら、従来技術のＤＡＳは、積分フィルタを用いて構成されていることが多く、そのような積分フィルタは、検知器の出力信号の信号対雑音比を十分に改善することができない。従って、従来技術のスキャナは、一般的に、高強度Ｘ線ビームを用いて、正確なＣＴ画像を確実に生成するように、検知器の出力信号の信号対雑音比を十分に高くしている。一般的に、従来技術のＣＴスキャナは、Ｘ線のパワーレベルを増大させるという犠牲を払って、生成されるＣＴ画像の精度を改善するように設計されてきた。従って、高品質のＣＴ画像を生成すると共に、所要Ｘ線パワーが低減されたＣＴスキャナが必要とされている。また、患者を低レベルの放射線に暴露しながら高品質のＣＴ画像を生成するＣＴスキャナも必要とされている。発明の目的本発明の目的は、上述の従来技術の問題を十分に低減又は解消することである。本発明の他の目的は、低いパワーレベルで作動するＸ線源を備えた改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、カソード及びアノードを含むＸ線源を備え、上記カソードとアノードとの間の定格電位を１２０ｋＶ程度とし、また、上記アノードとカソードとの間の定格電流を５０ｍＡ程度として、現在入手可能なＣＴスキャナに必要とされる定格出力よりも１２ｋＶＡ又はそれ以上小さい６ｋＶＡの定格出力を有する、改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の別の目的は、減少された形状寸法を有する改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、アイソセンタを画定するディスクと、焦点から出るＸ線を発生するＸ線源とを備え、上記焦点が、平均的な体型の患者を快適にするために必要とされる距離だけ、上記アイソセンタから隔置されており、上記距離を、現在商業的に入手可能なものの最小距離である５１０ｍｍよりも小さい４７５ｍｍ程度とし、これにより、電力需要が低減された改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、高効率の半導体Ｘ線検知器を備えるＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、厚さが減少されたビーム硬化フィルタを備える改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、軟らかいＸ線ビームを使用する改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、生データ信号を発生させる際に使用される最良のフィルタを有するＤＡＳを備える改善された低パワーＣＴスキャナを提供することである。本発明の更に別の目的は、特に、種々の検知器及び信号処理チャネルにおける非直線性及びチャネル間の変動を補償すると共に、スキャナのチャネルにおける他の非直線性及び変動を補償するための回路を備える改善されたＣＴスキャナを提供することである。本発明の別の目的は、特に、放射線損傷、ゼロオフセット（原点オフセット）、及び、温度の関数としてのゲインすなわち利得の変動の如き因子によって生ずる検知器の応答性におけるチャネル間の変動を補償するための回路を備える改善されたＣＴスキャナを提供することである。発明の概要上述の及び他の目的は、アイソセンタの回りで回転可能に支持されたディスクと、小さい形状寸法を有するシステムとして配列されたＸ線要素とを備える改善されたＣＴスキャナによって達成される。図面に関連して説明する好ましいスキャナは、第３世代型のものであるが、本発明の特徴の多くは、第４世代型の機械の如き他のタイプのスキャナに応用することができることを理解する必要がある。本明細書に述べる好ましいスキャナは、Ｘ線源と、上記ディスクに固定された複数のＸ線検知器から成るアレイ（列）とを備えている。上記Ｘ線源は、焦点から出るＸ線を発生する。上記Ｘ線源は、上記焦点が上記アイソセンタから４７５ｍｍ程度隔置されるように、ディスクに取り付けられるのが好ましい。本発明の一つの特徴においては、上記Ｘ線源は、比較的低レベルの出力で作動するようになされた電源を備えており、また、上記スキャナは、減少された厚さを有するすなわち薄型のビーム硬化フィルタを備えている。本発明のこの特徴によれば、スキャナは、比較的軟らかいＸ線ビームを使用する。本発明の別の特徴によれば、スキャナは、特に、Ｘ線検知器及び信号処理チャネルにおける非直線性及び変動を補償するための回路を備えている。本発明の更に別の目的及び利点は、本発明の最善の態様を単に例示するために幾つかの実施例を示して説明する以下の詳細な記載を読むことにより、当業者には容易に理解されよう。後に分かるように、本発明は、他の異なる実施例とすることができ、本発明から逸脱することなく、その細部を種々の点で変更することができる。従って、図面及び以下の記載は、本質的に例示的なものと見なすべきであって、限定的又は制限的な意味を有するものではなく、本件出願の範囲は、請求の範囲に示されている。図面の簡単な説明本発明の性質及び目的のより良い理解を図るために、同じ参照符号を用いて同じ又は同様の部品を示している添付の図面を参照して、以下の詳細な説明を参照されたい。図面において、図１は、本発明に従って構成されたＣＴスキャナの回転可能なディスクの軸方向の図であり、図２は、図１に示すＣＴスキャナの一部の側方断面図であって、Ｘ線源アセンブリ及びＺ軸トラッキングシステムを扇形ビームの一部を省略して示しており、図３は、図１に示すＣＴスキャナ単独の場合、従来技術のビーム硬化フィルタを備える場合、及び、本発明の一つの特徴に従って設計されたＸ線フィルタを備える場合の各々に使用されたＸ線ビームの代表的なエネルギスペクトルを示すグラフであり、図４は、図１に示すＣＴスキャナに使用されるＤＡＳ及びコンピュータのブロック図であり、図５は、本発明に従って構成されたＣＴスキャナのディスクの開口の中にウォーターファントム（水の人体模型）が挿入されている状態を示す軸方向の図である。図面の詳細な説明図１は、本発明の原理を組み込んだＣＴスキャナ４０のディスクアセンブリを示している。スキャナ４０は、Ｘ線の出力効率を高めて全体的な電力需要を少なくするように設計されている。後に更に説明するように、スキャナ４０は、低レベルのパワー（電力）で作動するようになされたＸ線源と、商業的に入手可能な従来技術の機械で使用されてきたよりも軟らかいＸ線ビームとを使用している。ＣＴスキャナの分野における従来の知識は、より硬いＸ線ビームを使用するのが好ましいことを教示してきたが、本件出願人は、より軟らかいＸ線ビームを使用すると、注意深い校正及び制御を行えば、生成したＣＴ画像の明瞭度及びコントラストが実際に改善されることを、予期せずに発見した。スキャナ４０は、また、小さな寸法形状を有しており、これは、Ｘ線の出力効率の改善に寄与する。より詳細に言えば、スキャナ４０は、Ｘ線源４２と、複数の検知器４４から成るアレイ（以下において検知器アレイと称する）とを備えており、上記検知器は各々、開口を有するディスク４６に取り付けられている。ビーム硬化フィルタ４５が、Ｘ線源４２の外側面に取り付けられている。上記ディスクは、ガントリー（図示せず）によって支持されていて、Ｚ軸すなわち回転軸線の回りで回転するように構成されており、従って、ＣＴスキャン操作の間にディスクの中央開口を通って伸長する対象物５０の回りでＸ線源４２及び検知器４４を回転させる。上記回転軸線は、図１の紙面に対して直角であり、ディスクのアイソセンタ４８と交差する。対象物５０は、頭部又は胴部の如き生きた人間の患者の一部とすることができる。Ｘ線源４２は、作動された時に、焦点４３からＸ線を放出し、これら放出されたＸ線の一部が、ビーム硬化フィルタ４５を通過する。図２に関して後に詳細に説明するビーム整形／監視装置７０が、扇形ビーム５２を形成するように、フィルタ４５に対して相対的に位置決めされており、上記扇形ビームは、対象物（この対象物が、扇形ビームとのアイソセンタ４８に又はその付近に位置決めされている場合）５０を通過して、検知器４４に入射する。扇形ビーム５２は、走査面を画定する。この走査面は、上記回転軸線に対して直角であり、また、ディスク４６のアイソセンタ４８において上記回転軸線と交差する。複数の散乱線除去板５４から成るアレイ（以下において、散乱線除去板アレイと称する）を、検知器アレイ４４と対象物５０との間で上記検知器アレイに隣接して設けて、上記検知器が散乱Ｘ線を感知するのを十分に阻止するようにするのが好ましい。その全体が参照符号４７で示されているＤＡＳが、検知器アレイによって発生されたデータを収集して、生データ信号を発生する。これら生データ信号は、コンピュータ４９に与えられる。コンピュータ４９は、上記生データ信号を処理するが、そのような生データ信号は、上記ディスクから、（ｉ）その結果生じたＣＴ画像（図示せず）を表示するためのモニタ（ディスクの付近に位置するのが好ましい）へ、及び／又は、（ii）その後表示される画像データを記憶するための記憶装置へ、また、（iii）その後の処理を行うプロセッサは、及び／又は、（iv）遠隔の及び／又は（ｖ）他の何等かの装置及び／又は箇所へ伝送することができる。適宜な伝送／受信装置が、本件出願人に譲渡されている米国特許出願連続Ｎｏ．０８／１７４，６６４（代理人書類Ｎｏ．ＡＮＡ− ２９、出願日：１９９３年１２月２８日、発明者：Bernard M．Gordon et al.、発明の名称:“Apparatus for Transferring Data to and from a Moving Device ”）に記載されている。本発明の一つの特徴を備えた好ましい実施例においては、Ｘ線源４２及びディスク４６は、焦点４３が従来技術では実際的であると考えられていたよりもアイソセンタ４８により接近して位置する、ように構成されている。本発明の装置の設計を考慮する際には、上記焦点から出る広範囲の角度のＸ線を用いて、上記距離を実際的に可能な限り小さくし、上記焦点から観察されている対象物の部分までの距離の二乗の関数としてＸ線強度が減少するという事実を利用することが望ましい。従って、対象物がＸ線源に近くなればなる程、ＣＴスキャン操作のための十分なＸ線を発生するために必要なパワーすなわち出力は小さくなる。従って、本発明の設計上の一つの目標は、上記焦点とアイソセンタとの間の距離を最小限にすることである。しかしながら、そのような距離を最小限にする際の大きな制約事項は、スキャンすべき対象物を収容する寸法にされるガントリーの開口すなわちガントリー開口である。一つの好ましい実施例においては、上記ガントリー開口は、平均的な体型の人間を収容する寸法である６０ｃｍであり、視野は４６ｃｍであり、焦点４３は、４７５ｍｍ程度の距離だけアイソセンタ４８から離れており、また、焦点４３は、８４５ｍｍ程度の距離だけ検知器アレイの各々の検知器４４から離れている。別の実施例においては、焦点４３とアイソセンタ４８との間の間隔は、５１０ｍｍよりも小さくして４５０ｍｍ程度とすることができ、それでも、平均的な体型の患者を収容することができる。より小さな対象物（例えば、腕部及び／又は脚部）に使用するように設計される機械は、より小さいガントリー開口を有することになり、これに応じて、上記焦点とアイソセンタとの間の距離が短くなることは明らかである。好ましい機械には、上記４７５ｍｍの間隔が採用されるが、その理由は、そのような間隔は、Ｘ線源４２を低いパワーレベルで作動させることを可能とし、それでも、平均的な体型の人間をスキャン対象物として快適に収容することができるからである。また、上記好ましい実施例においては、検知器アレイ４４は、カドミウム／タングステン検知器（一般的に、これら検知器は各々、シリコン・フォトダイオードと、検知器の効率を改善するためのカドミウム／タングステン・シンチレータとを含んでいる）の如き高効率の半導体検知器を用いて構成されている。上記検知器の高効率は、Ｘ線源４２を更に低いパワーレベルで作動させることを可能にする。好ましい実施例においては、検知器アレイ４４は、４８°の円弧をカバーする３８４個の検知器を用いて構成されるが、そのような数及び角度は変えることができる。ビーム整形／監視装置７０の好ましい形態は、係属中の米国特許出願連続Ｎｏ．０８／３４３，２４０（代理人書類Ｎｏ．：ＡＮＡ−０５６、出願日：１９９４年１１月２２日、発明の名称：“X-ray Focal Spot Movement Compensation S ystem”）、及び、米国特許出願連続Ｎｏ．０８／３４３，２４８（代理人書類Ｎｏ.：ＡＮＡ−６０、出願日：１９９４年１１月２２日、発明者：John Dobbs and Hans Weedon、発明の名称：“Normalization of Tomographic Image Data” ）に十分に記載されており、上記両米国特許出願は共に、本件出願人に譲渡されており、参考として本明細書に組み込まれている。上記好ましい装置７０は、焦点のＺ軸方向のあらゆる運動を感知するための検知器と、ビームをアイソセンタにおいて検知器アレイに対して正しいＺ軸方向位置に維持するための運動可能なコリメータとを備えている。従って、装置７０は、焦点４３のＺ軸方向におけるあらゆる運動を修正するように作動し、これにより、スキャナは、焦点４３と装置７０のコリメータとの間の間隔とは独立して作動することができる。これにより、焦点とアイソセンタとの間の間隔を従来技術の装置の５１０ｍｍよりも小さくすることができ、また、そうでなければＺ軸方向における焦点のシフト（移動）に対して敏感な高効率の検知器を使用することができる。簡単に言えば、装置７０は、図２に詳細に示すように、プリコリメータ６９と、扇形ビーム５２を形成するように整形された少なくとも１つの開口７２を画定するコリメータ７１とを備えている。後に詳細に説明するように、スキャン操作の間に焦点４３がシフトすると、装置７０は、そのシフトを追跡してコリメータ７１を並進運動させ、これにより、扇形ビーム５２が常に検知器アレイ４４の同じ部分に入射するようにする。図２に示すように、Ｘ線源４２は、電子ビーム発生器すなわちカソード８０を備えており、該電子ビーム発生器すなわちカソードは、アノード８４に入射する電子ビーム８２を放出する。アノード８４は、タングステンディスクであるのが好ましく、シャフト８６に回転可能に取り付けられている。電子ビーム発生器８０が作動すると、モータ８８がシャフト８６を回転させてアノード８４を回転させ、これにより、冷却作用を行わせて電子ビーム８２がアノード８４を損傷しないようにする。Ｘ線の発生により熱が生じるので、Ｘ線源４２が作動している時には、シャフト８６は、Ｘ軸に対して平行な軸線９０に沿って熱膨張する傾向を有している。シャフト８６は、その後冷却された時に、収縮する傾向を有している。上記膨張及び収縮は、Ｚ軸に平行な軸線に沿う焦点４３のシフトを生じさせる。ビーム迫跡／監視装置７０は、第２のコリメータ７６を備えており、このコリメータは、ビーム５２から軸が外れた第２のビーム７９を形成するための開口７７を有している。ビーム７９の位置は、監視検知器７８によって監視される。焦点がＺ軸方向に動くと、ビーム７９は、検知器７８と相対的に移動する。検知器７８の出力は、ビーム７９の位置の関数であり、従って、焦点４３の位置を表す。上記検知器の出力は、制御装置７５に与えられ、一方、この制御装置は、コリメータ７１に並進運動可能に接続されたステップモータ７３を制御する。モータ７３は、制御装置７５の制御下で、Ｚ軸に平行な軸線７４に沿ってプレート７１を選択的に並進運動させ、検知器７８によって感知された焦点の位置の関数として、コリメータ７１を適所に位置決めする。検知器７８が、焦点４３のシフトすなわち移動を検知すると、制御装置７５は、モータ７３を作動させて、対応する量だけコリメータ７１を移動させ、これにより、扇形ビーム５２が検知器アレイ４４の同じ部分に入射し続けるようにする。従って、装置７０は、Ｚ軸方向のビームの移動（Ｚ軸ビームシフチング）によって生じる誤差を減少させ、コリメータ７１を焦点４３に極めて接近した状態に置く。従って、装置７０は、Ｚ軸ビームシフチングにより生ずる許容できない誤差を導入することなく、アイソセンタ４８から４７５ｍｍ程度離れた距離に焦点４３を位置決めすることを可能にする（従って、Ｘ線源４２が低いパワーレベルで作動することを可能にする）。別の実施例においては、焦点４３をアイソセンタ４８に更に接近して位置決めすることができる。スキャナ４０は、また、「非対称形」の扇形ビーム５２を使用して、対称形の扇形ビームを使用する場合よりも、焦点４３をアイソセンタに対してより接近して位置決めすることができる。図１に示すように、扇形ビーム５２は、アイソセンタ４８に関して対称的に配置されてはおらず、扇形ビームの大半は、図示のように、アイソセンタの左側の検知器に入射している。当業界では周知のように、そのような非対称形の扇形ビームを使用すると、患者の周囲に放出される放射線量が減少し、スキャナの視野を減少させることなく、対称形の扇形ビームの場合よりも焦点４３をアイソセンタに接近して位置決めすることが可能になる。高効率の検知器アレイ４４と、ビーム迫跡／監視装置７０と、非対称形の扇形ビームとを図１に示すように組み合わせることにより、当業界で可能と考えられていたよりも焦点４３をアイソセンタ４８に接近して（すなわち、アイソセンタから４７６ｍｍ程度）位置決めすることができ、これにより、Ｘ線源４２を低いパワーレベルで作動させることができる。Ｘ線源４２は、低出力源であるのが好ましい。機械の電源の最小出力定格は、スキャン時間（スキャン操作を行う時間）、及び、所望の信号対雑音比の関数である。すなわち、雑音は、検知される光子の数の平方根の関数として増大する。検知される光子の数は、高効率の検知器を使用することにより、また、焦点とアイソセンタとの間の距離を減少させることにより、改善される。好ましい実施例においては、カソード８０とアノード８４との間の定格電位は、１２０ｋＶ（キロボルト）程度であり（例えば、アノード８４を６０ｋＶに維持し、カソード８０を６０ｋＶに維持する）、また、電子ビーム８２は、約５０ｍＡ（ミリアンペア）の電流をアノード８４に与え、これにより、商業的に入手可能な従来技術の機械が必要とする１２ｋＷ以上の定格出力よりも十分に小さい６ｋＷの定格出力をもたらす。スキャナ４０は、約２秒間の間に一回のスキャン操作を完了する（すなわち、ディスク４６は、２秒間の間に３６０°回転する）のが好ましく、従って、スキャナは、一回のスキャン操作当たり１００ｍＡｓ（ミリアンペア秒）を使用する。これに対して、大部分の従来技術のＣＴスキャナは、一回のスキャン操作当たり約３００−４００ｍＡｓを使用する。上記定格出力は更に低くなることがあり、幾つかの稀な用途においては、上述の実施例は、１ｋＷ程度で２秒間のスキャン操作を行うことができる。ビーム硬化フィルタ４５に関しては、本発明以前には、ビームを硬化させてＸ線ビームのＸ線スペクトルをより単色光にするというのが、通常の知識であった。しかしながら、本発明によれば、ビーム硬化フィルタ４５（図１に示す）は、米国食品薬品局（ＦＤＡ）が許可している少なくとも最少量の濾波を行い、尚かつ、商業的に入手可能な従来技術の機械で通常行われるよりも十分に軟らかいＸ線をビーム５２に搬送することができる。好ましい実施例においては、ビーム硬化フィルタ４５は、約０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）程度の厚さの銅の薄板すなわちシートとして構成されている。しかしながら、フィルタ４５は、勿論、鉄、アルミニウム又はチタンの如き金属、あるいは、比較的小さい原子数を有する他の金属から成る、同じ又はほぼ同じ厚さのシートを用いて構成することができる。一般的に、加えられる濾波の量は、使用するＸ線源のタイプの関数であり、また、アノード角、並びに、Ｘ線の光子が通過するインサートウィンド、オイル、及び外部ウィンドの材料の厚さのような、設計上のファクタによって影響される。この好ましい実施例においては、ＦＤＡの要求を満足する最小厚さは、銅の場合で約０．０５１ｍｍ（０．００２インチ）程度であるが、この最小値は、Ｘ線源、及び、上述の設計上のファクタに応じて変化することは理解されよう。ビーム硬化フィルタ４５の厚さを選択する好ましい方法は、後に説明する。薄いビーム硬化フィルタ及び低出力源を組み合わせることにより、ＣＴ画像の品質を低下させることなく、患者を許容される線量レベルに暴露させる。予期しないことであったが、実際に、改善されたＣＴ画像が得られた。図３は、３つの異なる条件におけるビーム５２のスペクトル分布をそれぞれ表す３つの曲線Ａ、Ｂ、Ｃを示している。図３において、Ｘ軸は、Ｘ線光子のエネルギレベルをＫｅＶ（キロ・エレクトロンボルト）で表しており、また、Ｙ軸は、ビームの中の放出されたＸ線光子の数を表している。曲線Ａは、濾波されていないＸ線ビームの代表的なスペクトル分布を示している。曲線Ｂは、約０．２０４ｍｍ（０．００８インチ）の厚さを有する銅のシートから形成されたビーム硬化フィルタを通過したＸ線ビームのスペクトル分布を示しており、従って、従来技術のスキャナに使用されている濾波されたビームの代表的なスペクトルを示している。そのようなフィルタを使用することは、一つの線スペクトルの単色光スペクトルが理想的なスペクトルであると考えられていることに基づくものである。本発明以前には、広域スペクトルは少ない情報を与えると考えられていたので、単色光スペクトルを使用するこが望ましいと考えられている。本明細書の説明上、上記分布、並びに、当業界で周知のビーム硬化フィルタのスペクトル分布は、「標準的」に濾波されたスペクトル分布と総称される。曲線Ｃは、本発明に従って構成されていて約０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）の厚さを有する銅のシートから成る好ましいフィルタを通過したＸ線ビームのスペクトル分布を示している。本発明によれば、実際の小さな濾波量は、患者に与える所望の線量レベルと、画像の解像度との兼ね合いによって決定される。濾波操作が全く行われない場合には、望ましいＸ線よりもより軟らかいＸ線に患者を暴露させることになることは明らかである。驚くべきことに、スキャン操作を受けている対象物に、より軟らかいＸ線を通すことにより、良好な解像度が得られる。一方、これにより、低パワーすなわち低出力における作動が可能となる。従って、曲線Ｃは、スキャナ４０に使用される扇形ビーム５２の好ましいスペクトルを示している。当業者は、従来技術のスキャナにおいては、曲線Ａで示す濾波されていないビームは、スキャナ４０に使用されるよりも高パワーのＸ線源を用いて発生されることを理解することができる。従って、曲線Ｂで示される標準的に濾波されたスペクトル分布と曲線Ｃで示される扇形ビーム５２の好ましいスペクトルとの間には、スケールの差（図３には示していない）が存在する。曲線Ｃは、曲線Ｂよりもかなり「軟らかい」スペクトルを有していることは明らかである。軟らかいＸ線は、低いエネルギレベルで放出されたものと考えられ、軟らかいＸ線と硬いＸ線との間の違いは、通常、４０ＫｅＶと６０ＫｅＶとの間で生ずるものと考えられる。従って、軟らかいＸ線と硬いＸ線との間の違いを説明するために、５０ＫｅＶの平均値を用いて、本発明のフィルタ４５の説明を容易にし、これにより、５０ＫｅＶあるいはそれ以下のエネルギレベルを軟らかいＸ線と考え、一方、５０ＫｅＶよりも大きいエネルギレベルを硬いＸ線と考える。曲線Ａ、Ｂ及Ｃで示すように、約０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）の厚さを有する銅のシートを含むフィルタ４５を用いたビーム５２のスペクトルは、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）の厚さを有する銅のシートから形成された従来技術のフィルタと同様に、約２０ＫｅＶよりも小さいエネルギレベルを有する光子を比較的僅か含むかあるいは全く含まないのが好ましい。その理由は、そのような光子は、患者を通過してＸ線検知器の一つに到達しようとせず、従って、そのような光子を含むと、ＣＴ画像の明瞭度を高めることなく、患者に与える放射線照射量が増大することになるからである。しかしながら、フィルタ４５によって濾波された扇形ビームのスペクトル（曲線Ｃで示す）は、標準的に濾波されたスペクトル分布（曲線Ｂで例示される）の場合よりも、約２０ＫｅＶ乃至約５０ＫｅＶの範囲のエネルギレベルを有する光子（いわゆる「軟らかいＸ線」）を多く含むので好ましい。そのような光子を多数含むことが望ましい理由は、後に更に説明するように、そのような光子の吸収特性は、密度と共により大きく変化し、これにより、類似のタイプの組織の識別を可能とし（例えば、上記エネルギ範囲における吸収特性は、白色及び灰色の物質に関して異なる）、従って、そのような光子は、再構成されたＣＴ画像（以下において、再構成ＣＴ画像と称する）のコントラストに大きく貢献するからである。フィルタ４５を通した扇形ビーム５２のスペクトルは、約３５ＫｅＶと約５０ＫｅＶとの間にピークを有するのが好ましく、また、約３５ＫｅＶと約４５ＫｅＶとの間にピークを有するのがより好ましい。そのようなピークは、図３の曲線Ｂで示すように、従来技術のフィルタを用いた場合には、事実上存在しない。また、約０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）の厚さを有する銅のフィルタを用いた場合には、５０ＫｅＶよりも高いスペクトル部分は、従来技術の約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）の厚さを有する銅のシートの場合と比較して、硬いＸ線の若干の増加を示している（図３に示す実質的に変化しないスパイクを除いて）。大きな割合の軟らかいＸ線光子がビームに与えられていることは明らかである。大きな割合の軟らかいＸ線光子を用いることにより、スキャナ４０は、明瞭度が増大したＣＴ画像を生成することができる。このことは、Ｘ線ビームの強度と該ビームが通過した吸収媒体の量との間の周知の関係を考えることにより、理解することができる。上記関係は、下の式（１）によって示される。上式において、Ｉ₀は、上記吸収媒体に入る前のビームの強度であり、Ｌは、ビームが通過した上記媒体の長さであり、μは、上記媒体の吸収係数であり、Ｉは、上記媒体を通過した後のビームの強度である。与えられた媒体に関する吸収係数は一定ではなく、Ｘ線エネルギの関数であり、種々のタイプの人体組織（例えば、脂肪、筋肉、白色及び灰色の物質）に関する係数は、高エネルギ領域におけるよりも低エネルギ領域（例えば、約２０ＫｅＶと５０ＫｅＶとの間）において、より大きく異なる。従って、低エネルギの光子により多くの情報が存在する。その理由は、そのような低エネルギの光子は、種々のタイプの人体組織の間の差異に対してより敏感であるからである。従って、低エネルギ（すなわち、軟らかい）のビームほど、種々のタイプの人体組織をより良好に識別し、良好なコントラストとを有するより高品質のＣＴ画像を生成させることができる。効率を改善すると共にスキャナ４０の電力需要を低減するので、低エネルギビームを使用するが好ましく、また、改善されたＣＴ画像を生成することを可能にするので、軟らかいＸ線ビームを使用することが好ましいが、そのようなファクタすなわち要因は、スキャナ４０の設計に複雑性を導入することにもなる。例えば、Ｘ線ビームは、低強度のビームであるので、検知器アレイ４４の出力は、一般的に、それに応じた低い信号対雑音比を有しており、スキャナ４０は、そのような信号対雑音比を大幅に改善するように、上記出力を濾波することが好ましい。また、低強度ビームを用いると、検知器のゲインの変動に対するスキャナ４０の感度が高くなり、従って、そのような変動を補償することが好ましい。更に、周知のように、Ｘ線検知器の応答性は、一般的に、ビームの硬さが増大するに連れて、益々直線的になる傾向を有している。スキャナ４０は、比較的軟らかいビームを使用するので、検知器アレイ４４の応答性は、非直線的になる傾向があり、スキャナ４０は、そのような非直線性を補償するのが好ましい。そのような機能は、ＤＡＳ４７及びコンピュータ４９によって実行されるのが好ましい。図４は、ＤＡＳ４７とコンピュータ４９との間の接続を示すブロック図である。検知器アレイ４４は、Ｎ個の検知器を備えており、好ましい実施例においては、上述のようにＮは３８４であるが、この数すなわちＮは、変えることができる。ＤＡＳ４７及びコンピュータ４９は各々、Ｎ個のチャネルを備えており、各々のチャネルは、一つの検知器に対応している。しかしながら、上記チャネルの数は、マルチプレクサを用いて周知のように減少させることができる。一般的には、総てのチャネルは実質的に同じ態様で機能する。従って、一つのチャネルに関するあらゆる説明は、総てのチャネルを説明することになる。Ｎ個の検知器は、Ｎ個の出力信号を発生し、これら出力信号は、ＤＡＳ４７の入力側に与えられる。モニタ検知器（Ｘ線源４２付近のＸ線ビームの強度を測定するためにも使用される）７８も、ＤＡＳ４８に与えられる出力信号を発生する。モニタ検知器７８は、シリコン・フォトダイオードを含むように構成されるのが好ましい。Ｘ線ビームの強度は、検知器アレイ４４におけるよりもモニタ検知器７８における方がかなり高い（モニタ検知器７８は、Ｘ線源４２にかなり接近している））ので、モニタ検知器７８は、検知器アレイ４４程には効率的である必要がなく、好ましい実施例においては、モニタ検知器７８は、カドミウム／タングステン・シンチレータの如き高効率シンチレータを含む必要がない。しかしながら、他の実施例においては、モニタ検知器７８は、勿論、上述のようなシンチレータを含むことができる。ＤＡＳ４７は、上記検知器の出力信号並びに上記モニタ検知器の出力信号を濾波してそれぞれの信号対雑音比を改善し、マルチプレクサ１１２の入力側に与えられる生データ信号を発生するのが好ましい。上記マルチプレクサは、Ｎ個の生データ信号、及び、モニタ検知器の出力信号を、マルチプレクサ１１４によって形成される単一の多重化接続部を介して、コンピュータ４９に伝送し、これにより、ＤＡＳ４７とコンピュータ４９との間の接続部の数を減少させるのが好ましい。しかしながら、他の実施例においては、マルチプレクサ１１２を省略し、ＤＡＳ４７によって発生される生データ信号をコンピュータ４９に直接与えることができる。スキャナ４０は、更に、温度センサ１０８と、線量センサ１１０とを備えることができ、これらセンサは各々、コンピュータ４９に与えられる出力信号を発生する。次に、コンピュータ４９は、上述のＮ個の生データ信号、監視検知器７８の出力、及び、センサ１０８、１１０の出力を処理して、上記チャネルの非直線性、並びに、スキャナ４０のチャネル間の変動を補償し、その後、そのような処理されたデータからＣＴ画像を生成する。ＤＡＳ４７は、本件出願人に譲渡されている米国特許第４，５４７，８９３号（発明の名称：“CONTINUOUS WAVE FAN BEAM TOMOGRAPHY SYSTEM HAVING A BEST -ESTIMATING FILTER”、発明者：M．Gordon）に記載されているタイプのＮ個の最良のフィルタを備えている。これらフィルタは各々、検知器アレイ４４の対応する検知器の出力を濾波する。なお、上記米国特許は、参考として本明細書に組み込まれている。簡単に言えば、各々の最良フィルタは、スキャナ４０の機械的な形状に合致するように選択された周波数範囲を有している。各々の最良フィルタの出力は、各投影図の読み値が決定される時点に関係無く、また、フィルタの出力から評価される各投影図の読み値の検知された放射線の値に関係無く、周期的に読み取ることができる。従って、アレイ４４の各々の検知器は、出力信号を発生し、この出力信号は、ＤＡＳ４７の対応する最良フィルタに与えられる。各々の最良フィルタは、一般的に、対応する検知器の出力信号の信号対雑音比を約１５パーセント改善する。この信号対雑音比の増大は、スキャナ４０の全体的な効率レベルを改善し、Ｘ線源４２を低パワーレベルで作動させることを可能とする。上記Ｎ個の最良フィルタは各々、生データ信号を発生し、また、ＤＡＳ４７は、これらＮ個の生データ信号をデジタル信号に変換し、そのようなＮ個のデジタル信号をマルチプレクサ１１２を介してコンピュータ４９に与えるのが好ましい。ＤＡＳ４７は、また、モニタ検知器７８の出力の信号対雑音比を増大させるための最良フィルタを備えることができ、更に、該最良フィルタの出力をデジタル信号に変換して該デジタル信号をコンピュータ４９に与えるための回路を備えることもできる。アレイ・プロセッサとして構成することのできるコンピュータ４９は、チャネル変動補償器１１４と、後方投影図プロセッサ１１６とを備えている。当業者には理解されるように、上記補償器１１４及び後方投影図プロセッサ１１６は各々、専用ハードウェアとして、あるいは、アレイ・プロセッサの如きディジタルコンピュータ上で動くソフトウエア・モジュールとして構成することができる。後方投影図プロセッサ１１６に対する入力は、Ｎ個一組の信号であるのが好ましい。これらの信号は各々、対応する光線経路にわたる∫μｄＬを表しており、その量は上述の式（１）で規定される。また、ｊ番目の信号は、アレイ４４のｊ番目の検知器によって測定された∫μｄＬを表す。式（１）を単に変更することにより誘導される下の式（２）は、∫μｄＬを計算するための式を与える。上式において、Ｉ₀は、Ｘ線源４２におけるＸ線ビームの強度であり、Ｉは、アレイ４４のｊ番目の検知器におけるＸ線ビームの強度であり、Ｌは、ビームが通過した媒体の距離である。ビームが通過した吸収媒体は、患者の一部、及び、Ｘ線源とｊ番目の検知器との間の空気（無視し得る程度のＸ線エネルギしか吸収しない）である。量すなわち値Ｉ及びＩ₀は、コンピュータ４９から直接得ることができないので、補償器１１４は、式（２）の近似計算を実行して、各チャネルに関して量∫ μｄＬの推定値を発生させることができる。上述の近似計算又は近似式の一例が、下の式（３）に示されており、この式において、Ｅ：ｊは、ｊ番目のチャネルに関する量∫μｄＬの推定値である。上式において、ｄ：ｊ_npは、患者が存在しない場合（すなわち、Ｘ線源とｊ番目の検知器との間に空気しか存在していないバー）のｊ番目のチャネルの生データ信号（すなわち、ｊ番目の検知器の出力信号から発生された生データ信号）であり、ｍ_npは、ｄ：ｊ_npを測定した時点に近い（数マイクロ秒以内であるのが好ましい）時点におけるモニタ検知器７８の出力に対応する生データ信号であり、ｄ：ｊ_pは、スキャンの投影を行っている間（すなわち、患者が存在している時）に測定されたｊ番目のチャネルの生データ信号であり、ｍ_pは、ｄ：ｊ_pを測定した時点に近い時点におけるモニタ検知器７８の出力に対応する生データ信号である。ｊ番目の検知器の「ゲイン（利得）」と呼ばれる式（３）の右辺の分母（すなわち、ｄ：ｊ_np／ｍ_np）は、患者に依存しないので、この値は、スキャン操作が実行されていない時に計算することができる。各チャネルのゲインを、一日に一回（例えば、センサ４０を最初に起動する時に）計算して記憶し、一日中使用することが便利である。しかしながら、上記ゲインは、別の時点で計算することもできる。式（３）で使用されている値｛（ｄ：ｊ_p／ｍ_p）／（ｄ：ｊ_np／ｍ_np）｝は、ｊ番目のチャネルの正規化された強度と呼ばれており、ｊ番目のチャネルで測定された値（Ｉ／Ｉ₀）に対する極めて近い基準値を与える。従って、一実施例においては、補償器１１４は、式（３）を実行して、Ｎ個の推定値を発生する。この推定値は各々、スキャナ４０のＮ個のチャネルの１つで測定された正規化された強度の負の対数である。しかしながら、好ましい実施例においては、補償器１１４は、式（３）に示す近似式を実行するのではなく、上記推定値を発生する際にスキャナ４０の精度に影響を与える可能性のある幾つかのファクタに関する補償を行う。好ましい一実施例においては、補償器１１４は、上記推定値を発生している各々の検知器の「ゼロオフセット（すなわち、各々の検知器にＸ線が全く入射していない時の各検知器の出力）」を補償する。補償器１１４は、また、上記推定値を発生している検知器の温度を補償することが好ましい。その理由は、検知器のゲインは、温度に従ってチャネルにおいて変化することがあるからである。補償器１１４は、更に、上記推定値を発生してる時の「放射線損傷」として知られるファクタを補償するのが好ましい。周知のように、Ｘ線検知器のゲインは、最近まで検知器が暴露されていた放射線照射量に従って変動することがあり、「放射線損傷」という用語は、上記ゲインの変動を指している。放射線損傷は、一般的に永続的ではない（すなわち、放射線損傷を受けた後に、検知器がある時間にわたって放射線に暴露されなければ、その検知器のゲインは、最終的には、元々の「損傷されていない」公称値にほぼ戻る）ので、補償器１１４は、各々の検知器が暴露されていた放射線照射量、並びに、放射線損傷と補償する際に暴露された時間を考慮する。好ましい実施例においては、補償器１１４は、下の式（４）に従って推定値Ｅ：ｊを発生する。上式において、ｄ：ｊ_p0は、ｄ：ｊ_pが測定された時点に近い時点（ｄ：ｊ_pの数秒以内に測定されるのが好ましい）に測定されたｊ番目の検知器のゼロオフセット（すなわち、Ｘ線源４２が不作動状態である時のｊ番目のチャネルの生データ信号）であり、ｍ_p0は、ｍ_pが測定された時点に近い時点に測定されたモニタ検知器７８のゼロオフセットであり、ｄ：ｊ_np0は、ｄ：ｊ_npが測定された時点に近い時点に測定されたｊ番目の検知器のゼロオフセットであり、ｍ_np0は、ｍ_n _p が測定された時点に近い時点に測定されたモニタ検知器７８のゼロオフセットであり、Ｔｅｍｐ：ｊは、ｊ番目の検知器のゲインの変動を温度の関数として補正するためのゲイン補正ファクタであり、ＲａｄＤａｍ：ｊは、ｊ番目の検知器のゲインの変動を放射線損傷の関数として補正するためのゲイン補正ファクタである。対応するＮ個のチャネルに関するＮ個のファクタＴｅｍｐ：ｊは、異なる温度におけるＮ個の検知器の各々を特性化する（すなわち、各々の検知器の公称値からのゲインの変動を多くの異なる作動温度において測定する）ことによって実験的に決定されるのが好ましく、このデータを周知の統計学的な手法を用いて組み合わせ、上記作動温度を該作動温度において上記検知器が生ずるゲインの変動に関係づけるＮ個の検知器の各々に関する曲線を生成する。次に、これらの曲線を、Ｎ個の検知器の各々にそれぞれ関係するＮ個一組の温度変動テーブルに記憶する。これらのテーブルは、好ましくは一連の参照用テーブルを用いて、補償器１１４に記憶される。作動の際には、温度センサ１０８が、検知器アレイ４４の温度を表す信号を補償器１１４に与え、この補償器１１４は、上記信号を上記温度変動テーブルに与えて、Ｎ個の温度補正ファクタＴｅｍｐ：ｊを発生させる。同様に、多くの異なる時間間隔にわたって与えられた多くの異なる放射線照射量に関してＮ個の検知器の各々を特性化することにより、ファクタＲａｄＲａｍ：ｊを実験的に決定する。このデータを用いて、Ｎ個の放射線損傷テーブルを生成させ、これら放射線損傷テーブルは、好ましくは一連の参照用テーブルとして、補償器１１４に記憶される。作動の際には、線量センサ１１０が、Ｎ個の信号を補償器１１４に与える。これら各々の信号は、検知器の一つが暴露された放射線照射量、及び、そのような暴露が生じた時間を表す。補償器１１４は、上記信号を上記放射線損傷テーブルに与えて、Ｎ個の放射線補正ファクタＲａｄＤａｍ：ｊを生成させる。上記温度補償テーブル及び放射線補償テーブルは、例えば、一月に一回程度最新化して精度を維持するのが好ましい。しかしながら、上述のテーブルは、一月よりもかなり長い時間間隔にわたっても、大きく変化しないようである。補償器１１４により発生された上記推定値Ｅ：ｊは、Ｎ個のチャネル総てに関する∫μｄＬを表すので、上記推定値は、後方投影図プロセッサ１１６の入力側に直接与えることができる。しかしながら、補償器１１４は、検知器アレイ４４の非直線性の補償も行うのが好ましい。スキャナ４０は、比較的軟らかいＸ線ビームを使用するので、上記検知器の応答性は、比較的非直線性である傾向を有しており、補償器１１４は、そのような非直線性の補償を行うのが好ましい。補償器１１４は、実験的に決定されたＮ個一組の非直線性補償テーブルを備えるのが好ましい。好ましい作動モードにおいては、チャネルに依存する非直線性補償テーブルは、既知の形状及び均一な密度を有する１又はそれ以上の対象物の一連の投影図を撮影することにより、生成される。一つの好ましい対象物は、水が充満された円筒形又は円形の風船であって、この風船は、「ウォーターファントム」又は「ファントム」と一般に呼ばれている。図５は、ディスク４６の開口に挿入されたウォーターファントム５０′を示している。ファントム５０′の壁部は薄いのが好ましく、これにより、そのような壁部によって吸収されるＸ線量は、ファントムの中に保持されている水によって吸収されるＸ線量に比較して、無視できる程度であり、従って、スキャナ４０は、ファントム５０′をある体積の水として認識する。ファントム５０′は、既知の形状を有していて、ディスク４６の中の既知の位置に設けられているので、光線がそれを通過してアレイ４４の各々の検知器に到達しなければならない水の距離は、総ての可能な投影角に関して予め計算することができる。スキャナ４０は、１又はそれ以上の箇所に位置している１又はそれ以上のファントムに関して、幾つかの異なる投影角における投影図を発生するのが好ましく、これにより、各々のチャネルの推定値Ｅ：ｊは、水の多くの異なる長さＬに関して測定される。次に、周知の統計学的な手法を用いて上記データを組み合わせて、スキャナ４０の各々のチャネルに関する曲線を生成し、上記推定値Ｅ：ｊをビームがその推定値を発生するために実際に通過した水の長さに関係づける。次に、上記曲線を上記非直線性補償テーブルに記憶し、これにより、スキャン操作の間に、ｊ番目の推定値Ｅ：ｊをｊ番目の非直線性補償テーブルに与える。このテーブルの出力は、値∫μｄＬであり、ここにおいて、μは、水に関する吸収係数であり、Ｌは、推定値Ｅ：ｊを発生させるために光線がｊ番目のチャネルに関して通過しなければならなかった水の距離である。上記非直線性補償テーブルは、補償器１１４の一連の参照用テーブルに記憶されるのが好ましい。スキャン操作の間に、一般的に、μは未知である。その理由は、スキャナ４０は、患者のどの部分（すなわち、骨、脂肪、筋肉、並びに、これらの量）がＸ線源と特定の検知器との間に位置しているかを事前に決定する手段を全く備えていないからである。しかしながら、多くのタイプの人体組織に関するμの値は、水に関するμの値の５％以内であるので、患者のＣＴスキャンを発生させる時に、上記μの値を水のμの値であると仮定することには、合理性がある。これにより、スキャナ４０は、ゼロオフセット、温度変動、放射線損傷、及び、軟らかいＸ線ビームによって生ずる非直線的な挙動によって生ずる検知器の誤差を、各チャネルにおいて別個に補償することができる。そのようなファクタの総てに関して補償を行うことにより、スキャナ４０は、各チャネルの精度を高め、これにより、Ｘ線源４２を低いパワーレベルで作動させることを可能にする。また、ファントムをスキャナ４０と組み合わせて効果的に用いて、上記ビーム硬化フィルタの最適厚さを決定することができる。一般的に、上記ビーム硬化フィルタの厚さは、Ｘ線源の特定の作動パワーレベルに合致されるのが好ましい。特定の作動パワーレベルを一旦選択すると、厚さが変動するビーム硬化フィルタを用いて、人間の頭部の密度（すなわち、水の密度よりも約３．５％大きい）に近い密度を有するファントムの幾つかのＣＴ画像を生成させる。ビーム硬化フィルタの厚さが大きすぎると、ＣＴ画像の品質が低下する。従って、ビーム硬化フィルタの厚さは、ＣＴ画像の解像度を低下させることのない最も厚いフィルタを選ぶことによって、選択されるのが好ましい。低パワーＸ線源を用い、また、ビーム硬化フィルタを上述のように選択することにより、スキャナ４０を低パワーレベルで作動させることができる。上述のように、スキャナ４０は、幾つかの技術の集合を用いて、Ｘ線の電力需要を最小限にしている。Ｘ線の電力需要の低減は、スキャナ４０の最大電力需要を大幅に減少させ、これにより、スキャナ４０の最大電力需要は、約１．５ｋＶＡ（キロボルト・アンペア）であり、一方、大部分の従来技術のＣＴスキャナは、３０−１００ｋＶＡの範囲の最大電力需要を有している。本件出願人に譲渡されており、本明細書に参考として組み込まれている係属中の米国特許出願連続Ｎｏ．０８／３４５,４９３（出願日：１９９４年１１月２８日、発明の名称：MET HOD OF AND APPARATUS FOR POWER MANAGEMENT AND DISTRIBUTION IN A MEDICAL IMAGING SYSTEM”、代理人書類Ｎｏ．：ＡＮＡ−０２７）により詳細に説明されているように、最大電力需要の上述の大幅な減少は、スキャナ４０に標準的な１１０ＶＡＣのコンセントから電力の供給を行うことを可能とし、また、スキャナ４０が、バッテリ又はフライホイールの如き二次的なエネルギ蓄積装置を備えることを可能とする。上記二次的なエネルギ蓄積装置は、外部電源（例えば、１１０ＶＡＣのコンセント）がスキャナの電力需要に答えられない場合に、スキャナ４０に電力を供給する。第３世代型のＣＴスキャナに関連して本発明を上に説明したが、本発明の原理は、検知器がフレームの周囲で等角度で隔置されていて、上記フレームの中で、ディスク及びＸ線源がスキャン操作を受けている対象物の周囲で回転するようになった、第４世代型の機械の如き他のタイプのＣＴスキャナにも応用することができることは、当業者には明らかであろう。本発明の範囲から逸脱することなく、上述の装置に幾つかの変更を加えることができるので、上の記載に含まれる又は添付の図面に示される総ての事項は、例示的なものであって、限定的な意味を有するものではない。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＺ，ＶＮ

Claims

【特許請求の範囲】１．コンピュータ断層撮影スキャニング装置であって、（ａ）Ｘ線が実質的に焦点から出るようにＸ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）Ｘ線検知手段であって、前記Ｘ線発生手段によって発生されて断層撮影スキャン操作の間に該Ｘ線検知手段に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するためのＸ線検知手段を含む、Ｘ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を当該コンピュータ断層撮影スキャニング装置のアイソセンタを形成する回転軸線の回りで回転させるための手段とを備えており、前記Ｘ線発生手段は、前記焦点が前記アイソセンタから５１０ｍｍよりも短い距離だけ離れるように、前記回転軸線の回りで回転可能に設けられていることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。２．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線発生手段は、１２ｋＷよりも低い定格出力で作動可能なＸ線源を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。３．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線発生手段は、アノード及びカソードと、前記アノードを前記カソードとは異なる電位に維持するための手段と、前記定格出力が１２ｋＷよりも小さくなるように、前記カソードとアノードとの間に電流を発生させる手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。４．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記焦点から出て前記Ｘ線検知手段に入射する軟らかいＸ線が、標準的に濾波されたスペクトル分布によってもたらされる軟らかいＸ線よりも多くなるように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。５．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記焦点から出て前記検知手段に入射するＸ線が、２０ＫｅＶと５０ＫｅＶとの間にピークを有するエネルギレベルの範囲を有するＸ線光子を含むように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。６．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、更に、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検知手段との間で前記Ｘ線発生手段に隣接して設けられたビーム硬化フィルタを備えており、該ビーム硬化フィルタは、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）よりも小さい厚さを有する銅のシートのＸ線光子濾波特性と等価のＸ線光子濾波特性をもたらす金属のシートを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。７．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の半導体検知器を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。８．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、当該コンピュータ断層撮影スキャニング装置は、更に、前記焦点に隣接して設けられていてＸ線の扇形ビームを形成し、これにより、該扇形ビームの少なくとも一部が前記複数の検知器に入射するようにする、ビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記扇形ビームが前記検知器の各々に実質的に入射する状態を維持する、監視手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。９．請求項８に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器から成る検知器アレイを含んでおり、また、前記監視手段は、（ａ）前記回転軸線に平行な方向における前記焦点の移動を感知する手段と、（ｂ）前記扇形ビームが前記検知器アレイの同じ部分に実質的に入射し続けるように前記ビーム規定手段を移動させる手段とを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。１０．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記複数のＸ線検知器によって発生された出力信号を濾波するための最良評価フィルタ手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。１１．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記各々の検知器の出力信号の非直線性を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。１２．請求項１に記載のコンピュータ断層撮影スキャニング装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記検知器間の変動を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影スキャニング装置。１３．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）Ｘ線検知手段であって、前記Ｘ線発生手段によって発生されて断層撮影スキャン操作の間に該Ｘ線検知手段に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するためのＸ線検知手段を含む、Ｘ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段とを備えており、前記Ｘ線発生手段は、１２ｋＷよりも小さい定格出力で作動可能なＸ線源を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１４．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線発生手段によって発生されて前記Ｘ線検知手段に入射する軟らかいＸ線光子が、標準的に濾波されたスペクトル分布によってもたらされる軟らかいＸ線光子よりも多くなるように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１５．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線発生手段によって発生されて前記検知手段に入射するＸ線が、２０ＫｅＶと５０ＫｅＶとの間にピークを有するエネルギレベルの範囲を有するＸ線光子を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１６．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検知手段との間で前記Ｘ線発生手段に隣接して設けられたビーム硬化フィルタを備えており、該ビーム硬化フィルタは、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）よりも小さい厚さを有する銅のシートのＸ線光子濾波特性と等価のＸ線光子濾波特性をもたらす金属のシートを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１７．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知器は、半導体検知器を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１８．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線発生手段は、Ｘ線が実質的に焦点から出るようにＸ線を発生し、また、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、当該コンピュータ断層撮影装置は、更に、前記焦点に隣接して設けられていてＸ線の扇形ビームを形成し、これにより、該扇形ビームの少なくとも一部が前記複数の検知器に入射するようにする、ビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記扇形ビームが前記検知器の各々に実質的に入射する状態を維持する、監視手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。１９．請求項１８に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器から成る検知器アレイを含んでおり、また、前記監視手段は、（ａ）前記回転軸線に平行な方向における前記焦点の移動を感知する手段と、（ｂ）前記扇形ビームが前記検知器アレイの同じ部分に実質的に入射し続けるように前記ビーム規定手段を移動させる手段とを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２０．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記複数のＸ線検知器によって発生された出力信号を濾波するための最良評価フィルタ手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２１．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記各々の検知器の出力信号の非直線性を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２２．請求項１３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記検知器間の変動を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２３．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）Ｘ線検知手段であって、前記Ｘ線発生手段によって発生されて断層撮影スキャン操作の間に該Ｘ線検知手段に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するためのＸ線検知手段を含む、Ｘ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段とを備えており、前記Ｘ線発生手段によって発生されて前記Ｘ線検知手段に入射する軟らかいＸ線光子が、標準的に濾波されたスペクトル分布によってもたらされる軟らかいＸ線光子よりも多くなるように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２４．請求項２３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線発生手段によって発生されて前記Ｘ線検知手段に入射するＸ線光子が、２０ＫｅＶと５０ＫｅＶとの間にピークを有するエネルギレベルの範囲を有しているＸ線光子を含むように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２５．請求項２３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検知手段との間で前記Ｘ線発生手段に隣接して設けられたビーム硬化フィルタを備えており、該ビーム硬化フィルタは、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）よりも小さい厚さを有する銅のシートのＸ線光子濾波特性と等価のＸ線光子濾波特性をもたらす金属のシートを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２６．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）Ｘ線検知手段であって、前記Ｘ線発生手段によって発生されて断層撮影スキャン操作の間に該Ｘ線検知手段に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するためのＸ線検知手段を含む、Ｘ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段とを備えており、前記Ｘ線発生手段によって発生されて前記Ｘ線検知手段に入射するＸ線が、２０ＫｅＶと５０ＫｅＶとの間にピークを有するエネルギレベルの範囲を有するＸ線光子を含むように、前記Ｘ線発生手段が作動することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２７．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）Ｘ線検知手段であって、前記Ｘ線発生手段によって発生されて断層撮影スキャン操作の間に該Ｘ線検知手段に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するためのＸ線検知手段を含む、Ｘ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検知手段との間で前記Ｘ線発生手段に隣接して設けられているビーム硬化フィルタとを備えており、該ビーム硬化フィルタは、約０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）よりも小さい厚さを有する銅のシートのＸ線光子濾波特性と等価のＸ線光子濾波特性をもたらす金属のシートを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２８．請求項２７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の半導体検知器を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。２９．請求項２７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線発生手段は、Ｘ線が実質的に焦点から出るようにＸ線を発生し、また、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、当該コンピュータ断層撮影装置は、更に、前記焦点に隣接して設けられていてＸ線の扇形ビームを形成し、これにより、該扇形ビームの少なくとも一部が前記複数の検知器に入射するようにする、ビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記扇形ビームが前記検知器の各々に実質的に入射する状態を維持する、監視手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３０．請求項２９に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器から成る検知器アレイを含んでおり、また、前記監視手段は、（ａ）前記回転軸線に平行な方向における前記焦点の移動を感知する手段と、（ｂ）前記扇形ビームが前記検知器アレイの同じ部分に実質的に入射し続けるように前記ビーム規定手段を移動させる手段とを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３１．請求項２７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記複数のＸ線検知器によって発生された出力信号を濾波するための最良評価フィルタ手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３２．請求項２７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記各々の検知器の出力信号の非直線性を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３３．請求項２７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記Ｘ線検知手段は、複数の検知器を含んでおり、更に、前記検知器間の変動を補償するための校正手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３４．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線が焦点から実質的に出るようにＸ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）複数の半導体検知器であって、断層撮影スキャン操作の間に、前記Ｘ線発生手段によって発生されて該検知器に入射するＸ線の少なくとも一部を検知するための複数の半導体検知器を含むＸ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記焦点に隣接して設けられていてＸ線の扇形ビームを形成し、これにより、スキャン操作の間に、前記該扇形ビームの少なくとも一部が前記複数の検知器に入射するようにする、ビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記扇形ビームが前記半導体検知器の各々に実質的に入射する状態を維持する、監視手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３５．請求項３４に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記複数のＸ線検知器によって発生される出力信号の各々を濾波するための最良評価フィルタ手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３６．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線が焦点から実質的に出るようにＸ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）複数の半導体検知器であって、断層撮影スキャン操作の間に、前記Ｘ線発生手段によって発生されて該検知器に入射するＸ線の少なくとも一部を検知し、その検知器に入射するＸ線の強度を表す出力信号を発生する複数の半導体検知器を含むＸ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記検知器の各々の出力信号の非直線性を補償するための校正手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３７．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線が焦点から実質的に出るようにＸ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）複数の検知器であって、断層撮影スキャン操作の間に、前記Ｘ線発生手段によって発生されて該検知器に入射するＸ線の少なくとも一部を検知し、その検知器に入射するＸ線の強度を表す出力信号を発生する複数の検知器を含むＸ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記焦点に隣接して設けられていて前記Ｘ線のビームを形成するためのビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記ビームが前記検知器の各々に入射し続けるようにするための監視手段と、前記複数のＸ線検知器によって発生された出力信号の各々を濾波するための最良評価フィルタ手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３８．請求項３７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記監視手段は、（ａ）前記回転軸線に平行な方向における前記焦点の移動を感知する手段と、（ｂ）前記扇形ビームが前記検知器アレイの同じ部分に実質的に入射し続けるように前記ビーム規定手段を移動させる手段とを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。３９．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線が焦点から実質的に出るようにＸ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）複数の検知器であって、断層撮影スキャン操作の間に、前記Ｘ線発生手段によって発生されて該検知器に入射するＸ線の少なくとも一部を検知し、その検知器に入射するＸ線の強度を表す出力信号を発生する複数の検知器を含むＸ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記焦点に隣接して設けられていて前記Ｘ線のビームを形成するためのビーム規定手段と、前記回転軸線に平行な方向における前記焦点のあらゆる移動に関係無く、前記ビームが前記検知器の各々に入射し続けるようにするための監視手段と、前記各々の検知器の出力信号の非直線性を補償するための校正手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４０．コンピュータ断層撮影装置であって、（ａ）Ｘ線を発生させるためのＸ線発生手段、及び、（ｂ）複数の検知器であって、断層撮影スキャン操作の間に、前記Ｘ線発生手段によって発生されて該検知器に入射するＸ線の少なくとも一部を検知し、その検知器に入射するＸ線の強度を表す出力信号を発生する複数の検知器を含むＸ線断層撮影手段と、少なくとも前記Ｘ線発生手段を回転軸線の回りで回転させるための手段と、前記各々の検知器の出力信号の非直線性を補償するための校正手段とを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４１．請求項４０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記各々の出力信号は、前記検知器の中の対応する一つの検知器に関連しており、前記各々の検知器は、ゼロオフセットによって特性化され、前記校正手段は、対応する検知器のゼロオフセットに関して前記出力信号の各々を補償するための手段を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４２．請求項４０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記各々の検知器は、ゲインによって特性化され、更に、対応する検知器のゲインの変動に関して前記出力信号の各々を補償するためのゲイン補償手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４３．請求項４２に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記ゲイン補償手段は、温度変動により生ずるゲインの変動を補償するための手段を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４４．請求項４２に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記ゲイン補償手段は、放射線損傷によって生ずるゲインの変動を補償するための手段を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４５．請求項４２に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、対応する検知器の非直線性に関して前記出力信号の各々を補償するための非直線性補償手段を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４６．請求項４５に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記非直線性補償手段は、記憶装置を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４７．請求項４０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記校正手段は、非直線性校正値を記憶するための記憶手段を含んでおり、前記非直線性校正値は、対応する一つの検知器によって発生された対応する出力信号を、その出力信号を発生するためにＸ線が通過したであろう水の長さを表す対応する信号に変換するために使用されることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４８．請求項４７に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記校正手段は、前記記憶手段から成るアレイを含んでおり、前記各々の記憶手段は、対応する一つの検知器によって発生された対応する出力信号を受信し、その出力信号を発生するために前記Ｘ線が通過したであろう水の長さを表す信号を発生させるように接続されていることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。４９．請求項４８に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記各々の記憶手段は、参照用テーブルを含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５０．請求項４０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記Ｘ線発生手段に隣接して設けられていて、前記Ｘ線発生手段の付近のＸ線の強度を表すモニタ信号を発生するための、Ｘ線モニタを備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５１．請求項５０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記モニタ信号を用いて前記検知器により発生された出力信号を正規化するための正規化手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５２．請求項５１に記載のコンピュータ断層撮影装置において、前記正規化手段は、前記検知器によって発生された各々の出力信号を表す値を前記モニタ信号を表す値で割るための手段を含むことを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５３．請求項５０に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、一連の値を発生させてこれら値を記憶するための手段を備えており、前記各々の値は、前記焦点と前記検知器との間に空気だけが存在する時に前記検知器の対応する一つの検知器によって発生された出力信号を特性化することを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５４．請求項５３に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記Ｘ線検知器によって発生された前記出力信号の各々を表す値を前記モニタ信号を表す値で割ってその結果を生じさせ、次に、前記各々の結果を前記値の中の対応する一つの値で割って正規化された強度信号を発生させる、正規化手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。５５．請求項５４に記載のコンピュータ断層撮影装置において、更に、前記正規化された強度信号の各々の対数に等しい信号を発生させる手段を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。