【手続補正書】
【提出日】平成17年2月16日(2005.2.16)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【書類名】      明細書
【発明の名称】  コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適応変調方法及び装置
【特許請求の範囲】
【請求項１】  Ｘ線線量を低減するためのコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適応変調方法において、
各投影の間得られる被検体投影データから投影毎に最大減衰量レベルの値を形成するステップと、
形成された前記値を記憶するステップと、
前記記憶された値の少なくとも１つの値に基づいて、次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測するステップと、
前記各予測値に基づいて、前記検出器手段に達する前記Ｘ線ビームの最小強度が、前記検出器手段の量子化雑音よりも大きいように、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを形成するステップと、
前記Ｘ線管の前記形成された電力レベルに従って、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを調整するステップとを有することを特徴とする方法。
【請求項２】  次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測するステップは、次の投影の最大減衰量レベルの予測値が、最期の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値に基づいている１次線形予測法に基づいている請求項１記載の方法。
【請求項３】  前記１次線形予測法は、式
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）
によって特徴付けられ、
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値である請求項２記載の方法。
【請求項４】  次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測するステップは、次の投影の最大減衰量レベルの予測値が、最期の２つの投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値に基づいている２次線形予測法に基づいている請求項１記載の方法。
【請求項５】  前記２次線形予測法は、式
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝２Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）−
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）
によって特徴付けられ、
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）は、最期から２番目の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値である請求項４記載の方法。
【請求項６】  前記Ｘ線管の電力レベルを形成するステップは、次の投影の最大減衰量レベルの予測値、規定の最小電力密度（ρ）及び規定の最大許容電力レベルに基づいている請求項１記載の方法。
【請求項７】  前記Ｘ線管の電力レベルを形成するステップは、式
Ｐｅｓｔ＝（Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ））−１ρ
ｉｆ  （Ｐｅｓｔ＞Ｐｍａｘ）  ｔｈｅｎ  Ｐｅｓｔ＝Ｐｍａｘ
によって特徴付けられており、
その際、
Ｐｅｓｔは、調整すべき前記Ｘ線管の形成された電力レベルであり、
Ｐｍａｘは、投影の間、前記Ｘ線管の最大許容電力レベルであり、
ρは、電力密度であり、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値である請求項６記載の方法。
【請求項８】  前記Ｘ線管は、前記Ｘ線管の電力レベルを調整するための電圧制御電極を有しており、前記Ｘ線管の電力レベルを調整する前記ステップは、電圧を制御して、前記電圧制御電極に印加し、それにより、各形成された電力レベルが達成されるようにされる請求項１記載の方法。
【請求項９】  Ｘ線線量を低減するための前記コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適応変調装置において、
各投影の間得られる被検体投影データから投影毎に最大減衰量レベルの値を形成する手段と、
形成された前記値を記憶する手段と、
前記記憶された値の少なくとも１つの値に基づいて、次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測する手段と、
前記各予測値に基づいて、前記検出器手段に達する前記Ｘ線ビームの最小強度が、前記検出器手段の量子化雑音よりも大きいように、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを形成する手段と、
前記Ｘ線管の前記形成された電力レベルに従って、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを調整する手段とを有することを特徴とする装置。
【請求項１０】  次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測する手段は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値が、最期の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値に基づいている１次線形予測法に基づいて前記値を形成する請求項９記載の装置。
【請求項１１】  前記１次線形予測法は、式
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）
によって特徴付けられ、
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値である請求項１０記載の装置。
【請求項１２】  次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測する手段は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値が、最期の２つの投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値に基づいている２次線形予測法に基づいて前記値を形成する請求項９記載の装置。
【請求項１３】  前記２次線形予測法は、式
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝２Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）−
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）
によって特徴付けられ、
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）は、最期から２番目の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値である請求項４記載の装置。
【請求項１４】  前記Ｘ線管の電力レベルを形成する手段は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値、規定の最小電力密度（ρ）及び規定の最大許容電力レベルに基づいて前記値を形成する請求項１３記載の装置。
【請求項１５】  前記Ｘ線管の電力レベルを形成する手段は、式
Ｐｅｓｔ＝（Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ））−１ρ
ｉｆ  （Ｐｅｓｔ＞Ｐｍａｘ）  ｔｈｅｎ  Ｐｅｓｔ＝Ｐｍａｘ
によって特徴付けられており、
その際、
Ｐｅｓｔは、調整すべき前記Ｘ線管の形成された電力レベルであり、
Ｐｍａｘは、投影の間、前記Ｘ線管の最大許容電力レベルであり、
ρは、電力密度であり、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値である請求項１４記載の装置。
【請求項１６】  前記Ｘ線管は、前記Ｘ線管の電力レベルを調整するための電圧制御電極を有しており、前記Ｘ線管の電力レベルを調整する前記手段は、電圧を制御して、前記電圧制御電極に印加し、それにより、各形成された電力レベルが達成されるよう前記電力レベルを調整する請求項９記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体、例えば、患者の人体スライスの投影像を得る間、患者の人体を透過して放射されて、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムの検出器手段に達するＸ線ビームのＸ線線量を低減するための前記コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適合化変調方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般的に、通常のコンピュータトモグラフィシステムは、主要な要素として、Ｘ線源、Ｘ線検出器配列、患者寝台を有している。Ｘ線源と検出器配列は、患者寝台を中心にして回転するガントリ上に配設されている。通常、患者寝台は、ガントリに対して相対的に動くことができる。Ｘ線源は、コリメートされた扇型Ｘ線ビームを発生する。このＸ線ビームは、画像形成される被検体、例えば、患者寝台上に載置されている患者のスライスを透過し、Ｘ線検出器配列に入射する。Ｘ線ビームが、患者の人体スライスを横断する角度、及び、可能ならば、ガントリに対して相対的な患者の位置は、ＣＴ画像形成中連続的に変えられる。
【０００３】
Ｘ線検出器配列上に入射される放射Ｘ線の強度は、患者によるＸ線ビームの減衰量に依存している。従って、検出器配列の各検出器によって、Ｘ線源から各検出器に至る迄の人体の全透過の測定量である電圧信号が発生される。特定のＸ線源の、患者に対して相対的な位置の元で得られる、検出器電圧信号の集合、即ち、減衰量データは、「投影」と呼ばれ、患者を中心にしてガントリが回転する間種々異なったガントリ位置で行われた投影の集合は、「スキャン」と呼ばれる。また、全投影のために、検出器配列のモニタ検出器によって、非減衰Ｘ線ビーム強度が測定されて、検出器電圧信号の電圧値を正規化して、全減衰量を形成するのに使われる。ＣＴシステムによって、被検体を透過する２次元切断部に相応する画像又は三次元画像に相応する画像を構成するために、被検体に対して相対的なＸ線源の種々異なった位置で多くの投影が得られる。得られた減衰量データから画像を再構成するための有利な方法は、従来技術では、フィルター補正逆投影技術と呼ばれている。
【０００４】
患者の人体スライスの再構成された画像の質は、何よりも先ず、減衰量データを得るのに使われるＸ線線量の量、及び、患者の減衰特性に関連した量子化雑音によって影響される。雑音に起因する画像アーチファクトは、検出器配列で測定されたＸ線強度が、印加Ｘ線線量が過度に低いか、又は、Ｘ線ビームが患者の解剖学的構造によって高く減衰されて、低いレベルに降下した場合に増大する。検出器電圧信号を全投影に亘って雑音以上に保持するために、Ｘ線管の瞬時Ｘ線電力レベルは、患者に印加され、患者の人体を透過して検出器配列に達するＸ線ビームの最小強度が、検出器の雑音レベルよりも大きいように、十分に大きくしなければならない。それにも拘わらず、全投影のためのＸ線管のＸ線電力レベルは、患者に対する全Ｘ線照射線量を考慮して、できる限り低いようにするべきである。そのことが、何故、患者の投影データを得る間、Ｘ線電力レベルを変調する必要性があるのかの理由であり、その際、Ｘ線管によって放射されるＸ線ビームの強度を変調する手段によって、Ｘ線管のＸ線電力レベルが変調される。
【０００５】
ＣＴスキャン中、Ｘ線電力レベルを、患者の、実際に検査されるべき解剖学的領域に適応変調する、今まで使われている慣用の方法の多くは、患者の人体スライスの減衰量プロフィルに関する何らかの情報を得るためにプリスキャン又はスカウトスキャンを必要とし、その際、減衰量プロフィルは、ガントリ角度の関数としての投影毎の最大減衰量である。完全な１スライスのための減衰量プロフィルを計算して記憶するために、例えば、１プリスキャンが、一定Ｘ線強度で行われる。この情報は、次の連続スライスでの電力変調過程のために使われる。この方法は、例えば、螺旋検査モード（ｓｐｉｒａｌ  ｅｘｐｌｏｒａｔｉｏｎ  ｍｏｄｅ）（即ち、ガントリを多数回回転させて、それと同時に、患者寝台を、ＣＴシステムの、扇型Ｘ線ビームの面に対してほぼ垂直な方向に並進運動させ、その際、連続スライスは、十分に接近されていて、減衰量プロフィルは、１スライスから次のスライスにかけて近似的に同一であるものとされている）に適しているが、患者が受けるＸ線照射線量が増大するという欠点を有している。更に、患者寝台の並進運動速度が高い場合、又は、連続スライス間の距離が大きい場合に、このプロシージャーの精度は不十分である。ＣＴシステムの慣用方法である単一スライス検査モード（ｓｉｎｇｌｅ  ｓｌｉｃｅ  ｅｘｐｌｏｒａｔｉｏｎ  ｍｏｄｅ）では、例えば、米国特許公開第５３７９３３３号公報に記載された方法では、電力変調プロフィルを形成するために、患者の人体スライスの、通常、少なくとも２つの直交方向投影（スカウトスキャン）を実行する必要がある。従って、これらの方法は、依然として、以下のような欠点が沢山ある：
−スカウト投影を得るために使われる外部Ｘ線照射線量のためにＸ線線量が増大する。
【０００６】
−特に、造影剤の投与を含む検査で、２つの直交方向投影の際、スライスの最大減衰点を見つける必要がないという事実に基づいて、計算された減衰量プロフィルの、実際の減衰量プロフィルに対する適合度が小さい。
【０００７】
−減衰量プロフィルが実際の減衰量プロフィルに適合しないという事実に基づいて、患者のＸ線線量が追加して必要であり、且つ、画像中のノイズが均一でない。
【０００８】
−スカウトスキャンと最終スキャンとの間の患者の動き、乃至、呼吸運動によって、減衰量プロフィルが変化し、余分な誤差を生じる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、患者の投影データの取得中、一般の全てのスキャンモード、即ち、スパイラル、シーケンス、回転及び平面トモグラム同様に良く作動する本発明の方法乃至装置を用いて、最終画像中のノイズアーチファクトを大して増大させずに、患者を透過して放射されるＸ線ビームの全Ｘ線線量を、できる限り低く保持した、コンピュータトモグラフィシステム用の方法乃至装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
この課題は、本発明によると、
Ｘ線線量を低減するためのコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適応変調方法において、
各投影の間得られる被検体投影データから投影毎に最大減衰量レベルの値を形成するステップと、
形成された前記値を記憶するステップと、
前記記憶された値の少なくとも１つの値に基づいて、次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測するステップと、
前記各予測値に基づいて、前記検出器手段に達する前記Ｘ線ビームの最小強度が、前記検出器手段の量子化雑音よりも大きいように、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを形成するステップと、
前記Ｘ線管の前記形成された電力レベルに従って、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを調整するステップ
とを有することによって解決される。
【００１１】
更に、Ｘ線線量を低減するための前記コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）システムのＸ線管の電力レベルの適応変調装置において、
各投影の間得られる被検体投影データから投影毎に最大減衰量レベルの値を形成する手段と、
形成された前記値を記憶する手段と、
前記記憶された値の少なくとも１つの値に基づいて、次の投影のための最大減衰量レベルの値を予測する手段と、
前記各予測値に基づいて、前記検出器手段に達する前記Ｘ線ビームの最小強度が、前記検出器手段の量子化雑音よりも大きいように、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを形成する手段と、
前記Ｘ線管の前記形成された電力レベルに従って、次の投影の間、前記Ｘ線管の電力レベルを調整する手段とを有することによって解決される。
【００１２】
【発明の実施の形態】
患者の人体スライスの投影が測定され、投影毎の最大減衰量レベルの値が形成される。投影毎に形成された値の全て又は幾つかは記憶され、これら記憶された値の少なくとも１つ（又は複数）に基づいて、次の投影に対して、最大減衰量レベルの値が予測される。最大減衰量レベルの、この予測された値に基づいて、次の投影に対するＣＴシステムのＸ線管の電力レベルは、患者を透過して放射されて、コンピュータトモグラフィシステムの検出器手段に達するＸ線ビームの最小強度が、検出器手段の量子化雑音よりも大きいように形成されて、それに応じて調整される。即ち、プリスキャン又はスカウトスキャンは、その全ての欠点が回避される。従って、投影毎の患者投影データの取得中患者を透過するＸ線ビーム放射のＸ線線量が、実質的に低減し、全検査中、患者を透過するＸ線放射の全照射線量が低減される。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
更に、本発明の別の課題は、次の投影の最大減衰量レベルの値を予測するための、比較的高速且つ簡単な方法及び装置を提供することにある。
【００１４】
【発明の実施の形態】
予測法では、次の投影のための最大減衰量レベルの最も予期される値を見つけるために、単数又は複数の先行投影の単数又は複数の最大減衰量レベルが使われる。この最も簡単で、従って、有利な方法は、いわゆる１次予測法であり、その際、次の投影の最大減衰量レベルの値は、最期の投影の最大減衰量レベルの値にほぼ等しいと仮定される。即ち：
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測された値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの形成されて記憶された値である。
【００１５】
つまり、いわゆる２次線形予測法を使うことができる。この方法は、次の投影の最大減衰量レベルの値を予測するために、最期の２つの投影の最大減衰量レベルしか使わない：
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝２Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）−
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルの形成されて記憶された値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）は、最期から２番目の投影の最大減衰量レベルの形成されて記憶された値である。
【００１６】
つまり、電力レベル変調過程は、１つ又は２つの投影後即座に開始し、通常、ガントリの回転の１度以下後即座に開始し、例えば、ＳｉｅｍｅｎｓのＳＯＭＡＴＯＭ  Ｐｌｕｓ  ４  ＣＴシステムは、１操作モードでは、約３投影／度の分解能によって７５０ｍｓのガントリ回転時間を有している。
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の一層特定した課題は、電力変調のストラテジーを決めることである。
【００１８】
【発明の実施の形態】
この方法及び装置は、２つ入力パラメータを使用する：つまり、所望の電力密度（ρ）と、スキャンの間許容される最大電力レベルである。電力密度は、最終画像の質を最善に制御するパラメータである。比較的高い電力密度によって、最終画像の信号／雑音比が一層改善され、従って、画質が一層よくなる。投影用のＸ線管の最大減衰量レベルの予期値、電力密度及び最大許容電力レベルに基づいて、Ｘ線電力レベルは、患者を透過して放射されてコンピュータトモグラフィシステムの検出器手段に達するＸ線ビームの最小強度が、検出器手段の量子化雑音よりも大きくて、最大許容電力に制限されるように形成される。電力レベル変調が基づいている電力密度値は、良好な最終画質にとって必要又は所望なように選定される。各投影用のＸ線管の電力レベルを形成する有利な方法及び装置は、
Ｐｅｓｔ＝（Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ））−１ρ
ｉｆ  （Ｐｅｓｔ＞Ｐｍａｘ）  ｔｈｅｎ  Ｐｅｓｔ＝Ｐｍａｘ
によって特徴付けられており、
その際、
Ｐｅｓｔは、調整すべき前記Ｘ線管の形成された電力レベルであり、
Ｐｍａｘは、投影の間、前記Ｘ線管の最大許容電力レベルであり、
ρは、電力密度であり、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値である。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の、その他の課題は、ＣＴシステムのＸ線管の電力レベルを調整するために、管のアノード電流変調の異なったプロシージャーを使用することにある。
【００２０】
【発明の実施の形態】
有利な方法及び装置は、アノード電流、従って、Ｘ線管の電力レベルを間接的に調整するために、ヒーター温度変調を使用する。こうすることによって、応答を非常にゆっくりすることができ、従って、Ｘ線電力レベルの変調を非常にゆっくり行うことができ、実際の減衰量プロフィルに追従するのに必要な所要速度を得られない。これにより、付加的な速度補正プロシージャーが必要となり、３つの欠点を生じる：つまり、余分な計算時間、付加的なＸ線線量、ノイズの不均一性の欠点が生じる。これら欠点は、ガントリ速度が高まれば、一層深刻になる。これら欠点を回避するために、本発明は、電気的なゲートとして作動する第３電極を有するＸ線管を使用する。形成された単数又は複数のＸ線電力レベルに従って、カソード電位に対してゲート電位を変調することによって、単数又は複数のＸ線電力レベルが、実際上何等遅延のない高いガントリ回転速度でも連続的に予期された減衰量プロフィルに追従することができる。
【００２１】
【実施例】
以下、本発明について、図示の実施例を用いて説明する。
【００２２】
図１には、Ｘ線源として、例えば、７６８個の検出器３の配列に向かう扇型Ｘ線ビーム２を放射するＸ線管１を有している、いわゆる第３世代ＣＴ画像形成システムの一部が略示されている。Ｘ線管１と検出器配列３は、ガントリ４上に配設されており、ガントリは、患者寝台（ガントリ４内にあり、図１には示されていない）上に配置されている患者Ｐを中心にして連続的に回転することができる。ガントリ４は、図１に示されているデカルト座標系ｘ，ｙ，ｚのｘ−ｙ平面内で回転する。患者寝台は、デカルト座標系のｚ軸に沿って動くことができる。
【００２３】
図２には、図１の第３世代ＣＴ画像形成システムの、他の観点で示した図が示されている。図２は、患者投影データの取得中、患者Ｐを透過して放射されるＸ線ビーム２のＸ線線量を高速変調して低減するために、Ｘ線管１の電力レベルを適合的に変調する本発明の方法を実行するためのフィードバックシステムのシステムコンポーネントを示すブロック略図である。フィードバックシステムは、ハードウェア最小検出器５、サーボコントローラ６及び電力変調器７を有している。フィードバックシステムのフィードバックループは、閉じており、患者Ｐを透過して放射されるＸ線ビーム２のＸ線線量を高速変調するためのゲート電極１２を有するＸ線管１、患者Ｐ、検出器配列３、データ測定システム９及び高速データリンク１０を有している。高電圧発生器８によって、約１２０ｋＶの高電圧がＸ線管１に供給される。画像コンピュータ１１は、取得した患者投影データに基づいて、患者Ｐの人体スライスの横断画像を再構成するために使われる。
【００２４】
ＣＴ画像形成システムの操作中、扇型Ｘ線ビーム２は、Ｘ線管１から放射されて、患者Ｐの人体スライスを透過して、検出器配列３に入射する。検出器配列３の各検出器は、データ測定システム９によってサンプリングされた７６８個の種々異なる検出器チャンネルの電圧信号を発生する。患者Ｐに対して相対的な、特定Ｘ線管１の位置にとって必要な検出器電圧信号の集合は、投影と呼ばれる。図３には、投影用の典型的な信号プロフィルが示されており、その際、検出器電圧信号の振幅は、任意の単位で、検出器番号の関数として示される。実際に、ＣＴ画像形成システムは、フィルタ補正逆投影技術（公知技術であって実質的に画像形成コンピュータ１１によって実行される）を用いることによって、患者Ｐの人体スライスの横断画像を再構成することができるために、患者Ｐを中心にしたガントリ４の回転毎に、沢山の投影、即ち、１０００枚以上もの投影を必要とする。再構成された画像は、通常、モニタ（画像コンピュータ１１に接続されていて、図２には示されていない）上で再現される。
【００２５】
患者投影データの取得中、全投影に対して、最も低いＸ線強度を受信する検出器配列３の検出器は、最小電圧信号を記録し、従って、この投影の場合での最大減衰量信号である。この検出器の出力電圧信号は、量子化雑音と電子的雑音の両方に関して最も感度が高い。従って、この検出器の出力電圧信号を、この雑音レベルより上に保持するために、各投影の場合のＸ線管１の電力レベルを極めて高く設定する必要があり、この設定の際、検出器配列３に達するＸ線の最小強度が、所定のレベルよりも大きいようにされ、しかも、この所定のレベルは、最小Ｘ線強度を示す検出器の出力電圧信号が、雑音レベルよりも確実に上にあるようにされる。この場合に限って、測定された検出器電圧信号は、患者Ｐの雑音のない横断画像を再構成するために使うことができる。
【００２６】
ＣＴ画像形成システムは、また、基準検出器（モニタチャンネル又はモニタ検出器）を有しており、この基準検出器は、各投影に対して、非減衰Ｘ線の強度を測定し、この検出器で測定された電圧信号は、検出器配列３の他の全ての検出器での全体的な減衰量を形成するのに使われる。
【００２７】
図４には、測定された投影の場合に形成された全体的な減衰量の典型的な信号プロフィルが示されており、その際、全体的な減衰量の形成値は、検出器番号の関数として示される。検出器配列３の検出器の減衰値０ということは、この検出器には、Ｘ線が照射されなかったということである。
【００２８】
これとは逆に、ガントリ角度の関数としての投影毎に形成された最大減衰量は、減衰量プロフィルと呼ばれる。図５には、患者Ｐの肩領域の典型的な減衰量プロフィルが示されている。トモグラムモードの場合、図６に示されている減衰量プロフィルは、ｚ軸に沿った、患者位置の関数として、投影毎の最大減衰量を示す。
【００２９】
本発明の方法及び装置の意図するところは、当然、少なくとも、検出器電圧信号に基づいて形成された減衰量プロフィルにほぼ等しい、予測された減衰量プロフィルを用いて、患者投影データの取得中、値毎に、例えば、図５に示されているような減衰量プロフィルを連続的に予測することである。従って、それぞれの次の投影の場合の最大減衰量レベルの予測された値に基づいて、次の投影の間のＸ線管１の電力レベルが形成され、それに従って、次の投影によって検査されるべき患者の解剖学的領域にＸ線電力レベルを適合するように調整される。
【００３０】
既述のように、投影毎に７６８個の検出器によって形成された電圧信号は、データ測定システム９によってサンプリングされる。高速データリンク１０を用いて、最小検出器５は、投影毎に検出器配列３の検出器から受信された電圧信号を分析する。全ての投影に対して、最小検出器５は、検出器の電圧信号を分析し、投影の最小電圧信号の電圧値Ｕｃｈａｎｎｅｌ ｍｉｎを決定する。最小検出器５は、また、モニタ検出器の電圧信号の電圧値Ｕｍｏｎｉｔｏｒを形成し、両方の電圧値をサーボコントローラ６に伝送する。サーボコントローラ６は、モニタ検出器の電圧信号の電圧値Ｕｍｏｎｉｔｏｒと、投影の最小電圧信号の電圧値Ｕｃｈａｎｎｅｌ ｍｉｎを使って、計算によって、投影の最大減衰量の値Ａｍａｘ ｒｅａｌを形成する：即ち、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ＝Ｕｃｈａｎｎｅｌ ｍｉｎ／Ｕｍｏｎｉｔｏｒ
この値は、単に、次の投影に必要な高さに、Ｘ線管１の電力レベルを調整するために使う予測のため、サーボコントローラ６のメモリに記憶されている。そのような値値Ａｍａｘ ｒｅａｌを何回くらい記憶すればよいのかは、次の投影用の最大減衰量レベルの値を予測するのに使われる方法に依存している。
【００３１】
１次線形予測法が使われる場合、次の投影用の最も予期される減衰量レベルは、以下の式によって見つけられる：
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）
その際、Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、得られた患者投影データに基づく先行の投影の最大減衰量レベルの記憶された値であり、Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測された値である。この場合には、常に、次に形成された値Ａｍａｘ ｒｅａｌ＋１の値によって上書きされる、記憶されるべき１つの値Ａｍａｘ ｒｅａｌだけがある。一般的には、前の投影の最大減衰量レベルの形成された多数の値としてのみ、次の値を予測するのに必要なものとして、サーボコントローラのメモリに記憶される。
【００３２】
この有利な実施例の場合のように、２次線形予測法が、次の投影の際に最も多く予測される減衰量レベルを見つけるのに、以下の式によって得られた予測として用いられ、その際、最期の２つの投影の最大減衰量レベルの値のみが、予測のために記憶される：
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）＝２Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）＝
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）
その際、
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ）は、次の投影の最大減衰量レベルの予測値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−１）は、先行の投影の最大減衰量レベルが形成されて記憶された値であり、
Ａｍａｘ ｒｅａｌ（ｔ−２）は、最期から２番目の投影の最大減衰量レベルの、形成されて記憶された値である。
【００３３】
図７のグラフ表示から分かるように、２次線形予測法では、次の投影用の最大減衰量レベルの最も予測される値を評価するために、減衰量プロフィルの傾斜の連続性が利用される。
【００３４】
異なった予測法が、場合によっては、異なったスキャンモードに一層よく適合する。
【００３５】
この他の、多くの予測法を、本発明の技術的精神から離れない限り、使うことができる。線形予測理論によってカバーされるのは、例えば、多項式近似に基づいた外挿アルゴリズム、テイラー級数、スプライン（状の）補間、１次、２次、・・・、ｎ次導関数など連続性である。
【００３６】
次の投影用の最大減衰量レベルの予測された値に基づいて、サーボコントローラ６は、例えば、計算によって、次の式に従って、次の投影に必要な程度の高さのＸ線管１の電力レベルを形成する：即ち、
Ｐｅｓｔ＝（Ａｍａｘ ｐｒｅｄ（ｔ））−１ρ
ｉｆ（Ｐｅｓｔ＞Ｐｍａｘ）  ｔｈｅｎ  Ｐｅｓｔ＝Ｐｍａｘ
ρは、電力密度である。このバラメータが大きければ、大きいほど、Ｘ線管１の電力レベルは、それぞれ大きくなり、検出器に達するＸ線の強度も大きくなり、最終画像の信号／雑音比も大きくなる。このパラメータは、得られた患者投影データの中から患者の高品質の横断画像を再構成するのに必要な又は所望なように選定される。Ｐｍａｘは、投影用の最大許容電力レベルである。計算された電力レベルＰｅｓｔが、最大許容電力レベルＰｍａｘよりも高い場合には、調整されるべき電力レベルは、最大許容電力レベルＰｍａｘに等しく選定される。
【００３７】
それぞれ形成された電力レベルは、電力変調器７によって調整され、この電力変調器は、サーボコントローラ６からの相応の信号を受信して、Ｘ線管１のゲート電極１２の電圧を制御する。従っても、線管１の電力レベルの変調によって、患者Ｐに印加されるＸ線線量が変調され、そうすることによって、予測法に基づいて、線量を実質的に最小値に保持することができる。ゲート電極１２を有するＸ線管１を用いることは、極めて有利である。と言うのは、ゲート電極１２によって、通常のＸ線管に比べて短時間に電力を大幅に変えることができるようになる。均一な、楕円形の水ファントム（４０ｃｍ×１４ｃｍ）での検査によると、ゲート電極１２を有するＸ線管１を備えたＳＯＭＡＴＯＭ  Ｐｌｕｓ  ４  ＣＴシステムのガントリの７５０ｍｓの回転時間の間に記録されるＸ線管１に供給される電力の最大パワースピードは、１．８ｋＷ／ｍｓ、乃至、アノード電流を間接的に調整するために、公知のヒーター温度変調を使ったゲート電極を用いていない通常のＸ線管のパワースピードの約６倍近くの大きさである。ゲート電極１２を有する、ここで使用しているＸ線管１は、電子三極管のように作動する。ヒート電流は、通常のように、最大可能アノード電流を制御するが、瞬時アノード電流は、ゲート−カソード電圧によって制御される。これにより、応答が速くなり、従って、電力スルーレートを改善することができる。加速された高電圧電界は、常に一定であり、それにより、アノードに達する電子のエネルギを一定にすることができる。それにより、Ｘ線管１の放射スペクトルは保持される。
【００３８】
本発明の方法及び装置を用いた他の検査研究は、ＳＯＭＡＴＯＭ  Ｐｌｕｓ  ４  ＣＴシステムを用いて、患者から実際に測定した減衰量データの記録によって行われた。記録には、患者の周りでの、ガントリの２５回転以上で２６３８２の投影が含まれている。ＣＴシステムは、以下のように構成されていた：
−ガントリの回転時間：９．７５ｓｅｃ
−Ｘ線管の高電圧：１２０ｋＶ
−Ｘ線管電流：１７０ｍＡ
−Ｚプロフィル：ＳＬＩＭ
−患者の人体スライスの幅：８ｍｍ
−螺旋の長さ：１２２ｍｍ
−患者の解剖学的領域：縦隔−肺
完全なスキャンの、実際に測定された減衰量プロフィルは、２次線形予測法を用いた、２６３８２の投影用の予測された減衰量プロフィルと比較されたが、その結果、最大予測誤差は、２６３８２投影以上の僅か３．９８％からしか生じなかった。つまり、本発明の方法及び装置のパフォーマンスは非常に良好であることが分かる。しかも、この誤差は、比較的大きな電力密度ρを規定することによってかなり補償することができる。
【００３９】
従って、Ｘ線管の電力変調の通常の技術的概念と比較して、本発明の適応電力変調法及び装置は、以下の３つの決定的な利点を有している：即ち、
−プリ乃至スカウトスキャンの必要がない、
−２つの連続スライスの減衰量プロフィルが同一であるという前提に基づいて、電位誤差はもはやない、
−予測法は、全ての共通のスキャンモード：つまり、スパイラル、シーケンス、回転及び平面トモグラムにとって十分等しく作動する。
【００４０】
前述の作動方法は、以下のように定義される：即ち、
（ａ）スパイラルスキャンモード−低速で、ｚ軸に沿って患者を連続的に動かし、それと同時にガントリ４を回転すことによって患者の連続的な多数の横断画像を形成する。
【００４１】
（ｂ）シーケンススキャンモード−ガントリ４の各完全な回転後、ｚ軸に沿って１ステップ患者を動かすことによって、患者の多数の横断画像を形成する。
【００４２】
（ｃ）回転スキャンモード−ｚ軸に垂直な患者Ｐを通る横断部である。このモードでは、患者Ｐは固定され、ガントリ４が、ｚ軸を中心にして少なくとも１８０°回転し、画像再構成用の十分に減衰されたデータを集めるために、連続的に多数回投影を行う。
【００４３】
（ｄ）トモグラムスキャンモード−このモードでは、ガントリ４は、静止したままであり、一般的には、垂直又は水平位置でのＸ線管１を用い、患者Ｐが載置された患者寝台が、連続的にｚ軸に沿って、扇型の、静止Ｘ線ビーム２を通って動かされる。連続的な投影によって、Ｘ線放射に対する人体全体の透過度を表す古典的なＸ線陰影画像同様の２次元画像が形成される。
【００４４】
注目すべきことには、本発明の方法及び装置によって実施されるスキャンの開始時には、画像コンピュータ１１によって、同期信号が送出されて、サーボコントローラ６が予測過程を再開するように指示される。予測過程の初期化期間は、予測に必要な数の投影を実行するのに必要な時間期間に等しい時間周期にされる。初期化期間中、サーボコントローラ６は、定格電力を使うか、又は、Ｘ線管１の電力レベルを変調するための短い分析深さでの予測が用いられる。
【００４５】
本願明細書記載の技術に対して、従来技術によって変化乃至修正が示唆される点があるかもしれないが、本発明者の意図するところは、ここで特許権が保証される範囲内で、いかなる変化乃至修正も、当該技術に寄与する範囲内では、合理性があり、適切であるものとする。
【００４６】
【効果】
投影毎の患者投影データの取得中患者を透過するＸ線ビーム放射のＸ線線量が、実質的に低減し、全検査中、患者を透過するＸ線放射の全照射線量が低減される。
【図面の簡単な説明】
【図１】
患者の人体スライスの横断切断図を形成するために使用されるＣＴ画像形成システムの一部を略示した図
【図２】
本発明の方法を実施するためのＣＴ画像形成システムのブロック略図
【図３】
患者の人体スライスの１投影のために検出器配列で測定された信号の典型的な信号プロフィルを示す図
【図４】
患者の人体スライスの１投影のためのＸ線減衰量の信号プロフィルを示す図
【図５】
肩領域内で患者の周囲のガントリの完全な回転によって必要とされる典型的な減衰量プロフィルを示す図
【図６】
トモグラムの減衰量プロフィルを示す図
【図７】
２次線形予測法をグラフ表示した図
【符号の説明】
１  Ｘ線管
２  Ｘ線ビーム
３  検出器配列
４  ガントリ
５  最小値検出器
６  サーボコントローラ
７  電力変調器
８  高電圧発生器
９  データ測定装置
１０  高速データリンク
１１  画像コンピュータ
１２  ゲート電極
Ｐ  患者
Ａｍａｘ ｒｅａｌ  投影毎の最大減衰レベルの測定値
Ａｍａｘ ｐｒｅｄ  投影毎の最大減衰レベルの予測値