(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ｚ軸に沿って変位配置されている少なくとも２行の検出器セルを有するマルチスライス型検出器アレイと、該検出器アレイに向かってＸ線ビームを放射するＸ線源とを備えたイメージング・システムにおいて、検出器アレイの位置を整列させるシステムであって、
検出器の中心とＸ線ビームの中心との間の差で規定される、Ｘ線ビームの本影の中心を決定することにより、前記検出器アレイを用いてＸ線ビームのｚ軸プロファイルを決定し、該決定されたＸ線ビームのｚ軸プロファイルに基づいて、前記検出器アレイの位置を調節するように構成されており、
前記イメージング・システムは、前記Ｘ線ビームの前記ｚ軸プロファイルを変更するための複数の位置を持つ調節自在のプリ・ペイシェント・コリメータを更に含んでおり、前記検出器アレイ位置整列システムは、前記ｚ軸プロファイルを決定するために、前記検出器アレイに向かって前記Ｘ線ビームを放射し、前記コリメータの各々の位置毎に前記検出器アレイからデータを収集しながら、前記プリ・ペイシェント・コリメータの位置を変更するように構成されており、
前記プリ・ペイシェント・コリメータは、前記Ｘ線ビームの対向する両側に配置されている少なくとも第１のカムと第２のカムとを含んでおり、前記Ｘ線ビームの本影の中心は、
ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２
であり、ここで、ｕｃ＝前記本影の中心、ｉ＝チャネル・インデクス、ａ＝カムａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置とエッジ位置との間の差であり、また
Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ（ｉ，ｃ）／ＳＣ（ｉ，ｃ）］
であって、ここで、ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距離、ＳＣ＝Ｘ線源とコリメータ・カムとの間の距離、δ（ｉ，ｃ）＝公称初期カム位置と測定されたカム・エッジ位置との間の距離であり、また
δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ）
であって、ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出器のエッジに交差する、ビーム中心に対する測定されたカム・エッジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期カム位置であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）である検出器アレイ位置整列システム。
【請求項２】
前記検出器アレイの位置を調節するために、前記検出器アレイの位置を前記Ｘ線ビームの本影の位置からずらすように構成されている請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを決定するために、前記検出器アレイの少なくとも第１の検出器セルの行の第１の検出器セル及び第２の検出器セルの行の第２の検出器セルから別個の信号を求め、該別個の信号の強度から前記Ｘ線ビームの本影の位置を決定するように構成されている請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記検出器アレイの位置を調節するために、検出器アレイの位置を決定するように構成されており、その場合に、
（Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］）＝ｚ軸補正ファクタ
を使用し、ここで、Ｓ＝ｚ軸距離拡縮ファクタであり、
Ａは、前記第１の検出器セルによって出力される信号の信号強度であり、
Ｂは、前記第２の検出器セルによって出力される信号の信号強度である請求項３に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的には、計算機式断層撮影（ＣＴ）のイメージングに関し、より具体的には、イメージング・システムにおける検出器アレイの整列に関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの公知のＣＴシステム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、一般に「イメージング（作像）平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは、患者等のイメージング対象の被検体を通過する。Ｘ線ビームは、被検体によって減弱された後に、放射線検出器の配列（アレイ）に入射する。検出器アレイの所で受け取られる減弱したビーム放射線の強度は、被検体によるＸ線ビームの減弱量に依存する。検出器アレイ内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるＸ線ビーム減弱度の測定値である個別の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱度測定値が別個に取得されて、透過プロファイルを形成する。
【０００３】
公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが被検体と交差する角度が定常的に変化するように、イメージング平面内で被検体の周りをガントリと共に回転する。１つのガントリ角度における検出器アレイからの一群のＸ線減弱度測定値、即ち投影データが「ビュー」と呼ばれる。被検体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が１回転する間に様々なガントリ角度で形成される１組のビューで構成される。
【０００４】
アキシャル・スキャン（軸方向走査）の場合には、投影データを処理して、被検体を通過して得られる２次元スライスに対応する画像を構成する。１組の投影データから画像を再構成する１つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影（filtered back projection）法と呼ばれている。この手法は、走査から得られた減弱度測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて陰極線管表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御するものである。
【０００５】
全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行うこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行うためには、所定の数のスライスのデータが取得されている間に、患者を移動させる。このようなシステムは、１回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を形成する。ファン・ビームによって悉くマッピングされた螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
少なくとも１つの公知のＣＴシステムは、検出器アレイに一時的に取り付けられて検出器をＸ線源と整列させる独立した整列用具又は取付具を必要とする。例えば、シングル・スライス型ＣＴシステムでは、台形の開口を有する整列用取付具を用いて、投影データにおける台形のビーム幅を測定することにより、Ｘ線ビームの位置を決定することができる。台形投影の幅から、検出器アレイの適正な位置を決定することができる。マルチスライス型ＣＴシステムの場合には、検出器の整列はより重大である。例えば、マルチスライス型ＣＴシステムでは、Ｘ線ビームの本影（umbra ）が検出器アレイを覆っていないとアーティファクトが形成される。しかしながら、検出器アレイを超えて本影を拡張すると、測定情報は増加しないにも拘わらず患者への照射量が増大する。加えて、検出器アレイは、Ｘ線源の移動並びにコリメーション及び整列の許容差が測定情報に影響を与えないように配置されなければならない。
【０００７】
従って、検出器アレイをＸ線ビームの本影と整列させることを容易にする検出器整列システムを提供することが望ましい。また、患者への照射量を増大させずに画質を向上させる上述のようなシステムを提供することが望ましい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
これらの目的及びその他の目的は、以下のようなシステムで達成することができる。即ち、このシステムは、一態様では、検出器アレイからの信号を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを表す差信号又は比信号を形成する。次いで、これらの差信号又は比信号をｚ軸補正ファクタと共に用いて、検出器アレイの適正な位置を決定することができる。本発明は特に、ツー（２）・スライス・システム及びフォー（４）・スライス・システムを含めたマルチスライス型計算機式断層撮影システムに適用することができる。
【０００９】
別の態様では、検出器アレイの信号に基づいてプリ・ペイシェント(pre-patient) コリメータを調節して、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルを変更する。より詳しく述べると、一態様では、コリメータのアパーチャ（開口）を一定範囲の位置にわたって変更して、Ｘ線ビームの最適なｚ軸プロファイルを決定する。より具体的には、アパーチャは、Ｘ線ビームの本影のエッジが検出器アレイのエッジと整列するように調節される。
【００１０】
検出器アレイを上述のようにして調節することにより、特定のＸ線ビームのｚ軸プロファイルについて検出器アレイの位置が最適化される。加えて、患者への照射量を増大させずに測定情報を供給するようにＸ線ビームのｚ軸プロファイルが最適化される。
【００１１】
【発明の実施の形態】
図１及び図２には、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含むものとして計算機式断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０が示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有しており、Ｘ線源１４は、ガントリ１２の対向する側に設けられている検出器アレイ１８に向かってＸ線ビーム１６を投射する。検出器アレイ１８は複数の検出器素子２０によって形成されており、これらの検出器素子２０は全体で、投射されて患者２２を通過したＸ線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強度を表す電気信号、従って患者２２を通過する間でのＸ線ビームの減弱度を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は、回転中心２４の周りを回転する。
【００１２】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６はＸ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０を含む。Ｘ線制御装置２８はＸ線源１４に対して電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御装置３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が、検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成装置３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って、高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１３】
コンピュータ３６はまた、ユーザ・インタフェイス、即ちグラフィック・ユーザ・インタフェイス（ＧＵＩ）を介して信号を受信し且つ供給する。より詳しく述べると、コンピュータは、キーボード及びマウス（図示されていない）を有しているコンソール４０を介して、オペレータからコマンド（命令）及び走査用パラメータを受け取る。付設されている陰極線管表示装置４２によって、オペレータは、再構成された画像、及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給したコマンド及びパラメータは、コンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６はまたテーブル・モータ制御装置４４を動作させ、テーブル・モータ制御装置４４はモータ式テーブル４６を制御して、患者２２をガントリ１２内に配置する。具体的には、テーブル４６は、患者２２の各部をガントリ開口４８内に移動させる。
【００１４】
図３及び図４に示すように、検出器アレイ１８は、複数の検出器モジュール５８を含んでいる。各々の検出器モジュール５８は、検出器ハウジング６０に固定されている。各々のモジュール５８は、多次元のシンチレータ・アレイ６２と、高密度半導体アレイ（図では見えない）とを含んでいる。ポスト・ペイシェント(post-patient)コリメータ（図示されていない）が、シンチレータ・アレイ６２の上方に隣接して配置されていて、散乱したＸ線ビームがシンチレータ・アレイ６２に入射する前にこれらのＸ線ビームをコリメートする。シンチレータ・アレイ６２は、配列を成して構成されている複数のシンチレーション素子を含んでおり、また半導体アレイが、同一の配列を成して構成されている複数のフォトダイオード（図では見えない）を含んでいる。フォトダイオードは基材６４上に堆積され、即ち形成されており、またシンチレータ・アレイ６２は基材６４の上方に配置されて基材６４に固定されている。
【００１５】
検出器モジュール５８はまたスイッチ装置６６を含んでおり、スイッチ装置６６はデコーダ６８に電気的に結合されている。スイッチ装置６６は、フォトダイオード・アレイと同様のサイズを有する多次元の半導体スイッチ・アレイである。一実施例では、スイッチ装置６６は、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）のアレイ（図示されていない）を含んでおり、各々の電界効果トランジスタが、入力、出力及び制御線（図示されていない）を有している。スイッチ装置６６は、フォトダイオード・アレイとＤＡＳ３２との間に結合されている。具体的には、各々のスイッチ装置のＦＥＴの入力がフォトダイオード・アレイの出力に電気的に接続されており、各々のスイッチ装置のＦＥＴの出力が、例えば可撓性の電気ケーブル７０を用いて、ＤＡＳ３２に電気的に接続されている。
【００１６】
デコーダ６８は、スイッチ装置６６の動作を制御して、スライスの所望の数及び各々のスライスについてのスライス分解能に従って、フォトダイオード・アレイの出力をイネーブルにしたり、ディスエーブルにしたり、又は組み合わせたりする。デコーダ６８は、一実施例では、当業界で公知のデコーダ・チップ又はＦＥＴコントローラである。デコーダ６８は、スイッチ装置６６及びコンピュータ３６に結合されている複数の出力線及び制御線を含んでいる。具体的には、デコーダの出力は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続されていて、スイッチ装置６６がスイッチ装置入力からスイッチ装置出力へ適正なデータを送信し得るようにする。デコーダの制御線は、スイッチ装置の制御線に電気的に接続されていて、どのデコーダの出力をイネーブルにするかを決定する。デコーダ６８を用いて、フォトダイオード・アレイの特定の出力がＣＴシステムのＤＡＳ３２に電気的に接続されるように、スイッチ装置６６内の特定のＦＥＴをイネーブルにしたり、ディスエーブルにしたり、又は組み合わせたりする。１６スライス・モードとして定義される一実施例では、デコーダ６８は、フォトダイオード・アレイ５２のすべての行がＤＡＳ３２に電気的に接続されて、結果的に１６個の独立したスライスのデータが同時にＤＡＳ３２に送信されるように、スイッチ装置６６をイネーブルにする。言うまでもなく、他の多くのスライスの組み合わせが可能である。
【００１７】
特定の一実施例では、検出器１８は、５７個の検出器モジュール５８を含んでいる。半導体アレイ及びシンチレータ・アレイ６２はそれぞれ、１６×１６のアレイ・サイズを有する。結果的に、検出器１８は、１６の行と９１２の列（１６×５７モジュール）とを有し、これにより、ガントリ１２の各回転によって１６個の同時的なスライスのデータを収集することが可能になる。言うまでもなく、本発明は、何らかの特定のアレイ・サイズに限定されているわけではなく、アレイは操作者の特定の必要に応じてより大きくてもよいし又はより小さくてもよいものと考えられる。また、検出器１８は、多くの異なるスライス厚及び数のモード、例えば、１スライス・モード、２スライス・モード及び４スライス・モードで動作し得る。例えば、ＦＥＴを４スライス・モードとして構成することができ、その場合、フォトダイオード・アレイの１行又はそれ以上の行から４つのスライス分のデータが収集される。デコーダの制御線によって画定されるＦＥＴの特定の構成に応じて、フォトダイオード・アレイの出力の様々な組み合わせをイネーブルにしたり、ディスエーブルにしたり、又は組み合わせたりして、スライス厚を、例えば、１．２５ｍｍ、２．５ｍｍ、３．７５ｍｍ又は５ｍｍにすることができる。更に別の例では、１．２５ｍｍ乃至２０ｍｍのスライス厚を持つ１つのスライスを含むシングル・スライス・モード、及び１．２５ｍｍ乃至１０ｍｍのスライス厚を持つ２つのスライスを含む２スライス・モードがある。ここに記載した以外の他のモードも可能である。
【００１８】
図５は、本発明の一実施例による検出器アレイ位置決定システム８０の概略構成図である。システム８０は、検出器セルの２つの行８２及び８４を用いて投影データを得ているので、「ツー・スライス」・システムである。検出器セル８６及び８８が、投影データを得るのに加えて、検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定するのに利用される。
【００１９】
より詳しく述べると、図５に示すように、Ｘ線ビーム１６がＸ線源１４（図２）の焦点９０から放射される。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリメータ９２によってコリメートされ、コリメート後のＸ線ビーム１６が検出器セル８６及び８８に向かって投射される。「ファン・ビーム平面」と一般的に呼ばれる平面９４が、焦点９０の中心線とビーム１６の中心線とを含んでいる。図５では、ファン・ビーム平面９４は、検出器セル８６及び８８上の照射区域９６の中心線Ｄ0 と整列している。
【００２０】
検出器セル８６によって出力される信号の信号強度Ａ及び検出器セル８８によって出力される信号の信号強度Ｂは、Ｘ線ビーム１４のｚ軸プロファイル及び検出器アレイ１８の位置に関係する。詳しく述べると、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイル及び検出器アレイ１８の中心線の位置は、信号強度Ａ及びＢを比［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］に従って関係付けることにより決定される。このような比は、コンピュータ３６（図２）によって決定することができる。Ｘ線ビーム及び検出器アレイ１８の応答が一様であるものと仮定すると、Ｘ線ビーム１６の本影は、信号強度Ａが信号強度Ｂと等しいときに検出器アレイ１８に中心合わせされている。
【００２１】
Ｘ線源１４が周囲温度、即ち室温で動作しているときに検出器アレイ１８を典型的に整列させる結果として、検出器アレイ１８の位置を、Ｘ線ビーム１６の移動を補正するようにずらさなければならない。詳しく述べると、Ｘ線源１４の典型的な動作温度は、最高動作温度の５０％乃至１００％の範囲内にあり得る。その結果、熱ドリフトによって、焦点の位置が移動する可能性がある。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトを補償するために、検出器アレイ１８の位置が調節され、即ちｚ軸補正ファクタ分だけビーム１６の中心線からずらされる。一実施例では、検出器アレイ１８の位置は、検出器アレイ１８の中心線がＸ線ビームの中心線９４からｚ軸補正ファクタ分だけずれるまで調節される。詳しく述べると、検出器アレイ１８のｚ軸位置は、
ｚ軸補正ファクタ＝（Ｓ＊［（Ｂ−Ａ）／（Ａ＋Ｂ）］）
となるまで調節される。ここで、Ｓは拡縮ファクタ（スケール・ファクタ）であり、ビーム１６の形状に依存するものである。
【００２２】
例えば、Ｓが４．７であり、中心調節点の検出器アレイ・チャネルについてのそれぞれの信号強度がＡ＝４０及びＢ＝６０であると決定された場合、検出器アレイ１８の決定されるｚ軸位置は、（４．７＊［（６０−４０）／（４０＋６０）］）＝０．９４ｍｍとなる。Ｘ線ビーム１６の熱ドリフトの補正のためのｚ軸補正ファクタが−１ｍｍである場合、検出器アレイの位置は１．９４ｍｍ、即ち−１ｍｍと０．９４ｍｍとの間の距離だけ変更しなければならない。詳しく述べると、検出器アレイ１８の位置は、信号の強度Ｂが低下するように調節されなければならない。これは、信号の強度Ａが信号の強度Ｂよりも大きくなるように検出器アレイ１８を調節することによって達成される。例えば、検出器アレイ１８の位置を、信号の強度Ｂが３９になり信号の強度Ａが６１になるように調節すると、検出器アレイ１８の位置は近似的に−１ｍｍとなる。詳しく述べると、（４．７＊［（３９−６１）／（６１＋３９）］）＝−１ｍｍとなる。その結果、検出器アレイ１８が適正に調節される。
【００２３】
同様の方式で、検出器アレイ１８の各々の調節点が、検出器アレイ１８全体を適正に位置決めするように調節される。詳しく述べると、一実施例では、検出器アレイ１８のｚ軸位置が、左、中央及び右の調節点（図示されていない）について、各々の調節点の周囲の少なくとも１つのチャネルからの信号強度を収集することにより決定される。もう１つの実施例では、各々の調節点の周囲の複数のチャネルからの信号強度を用いて、検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定してもよい。詳しく述べると、例えば、信号強度を平均して、検出器アレイ１８のｚ軸位置を決定することができる。加えて、ｚ軸補正ファクタは、他の構成要素の移動、並びにコリメーション及び整列の許容差を補償する、即ち補正することもできる。
【００２４】
上述の比及び補正ファクタを用いることにより、独立した整列装置を用いる場合と対照的に、検出器アレイの位置の精度が向上する。その結果、システムの経費を大幅に増大させることなく、且つ検出器アレイの位置を決定するための独立した整列用具を必要とすることなく、アーティファクトを低減すると共に画質を最適化することが出来る。
【００２５】
図６は、本発明による検出器アレイ位置決定システムのもう１つの実施例１００の単純化された概略図である。システム８０（図５）の構成要素と同一のシステム１００の各構成要素は、図６において図５に用いたものと同じ参照番号を用いて識別される。システム１００は、検出器セルの４つの行１０２、１０４、１０６及び１０８を用いて投影データを得ることから、フォー又はカド（quad）スライス・システムである。ｚ位置セルと呼ばれることもある検出器セル１１０、１１２、１１４及び１１６を用いて、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイル及び検出器アレイのｚ軸位置を決定する。一実施例では、システム１００のコリメータ９２は、偏心カム１２０Ａ及び１２０Ｂを含んでいる。カム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置は、Ｘ線制御装置２８によって制御される。カム１２０Ａ及び１２０Ｂは、ファン・ビーム平面９４の対向する両側に配置されていて、カム１２０Ａとカム１２０Ｂとの間の間隔に関して且つファン・ビーム平面９４に対するカム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置に関して独立に調節することができる。カム１２０Ａ及び１２０Ｂは単一のカム・ドライブにより位置決めしてもよいし、又は代替的に、各々のカムを別個のカム・ドライブ、例えばモータにより位置決めしてもよい。カム１２０Ａ及び１２０Ｂは、Ｘ線吸収性材料、例えばタングステンで作製される。
【００２６】
偏心的な形状の結果として、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの回転によって、Ｘ線ビーム１６のｚ軸プロファイルが変化する。より詳しく述べると、カム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置を変化させると、Ｘ線ビームの本影の位置及び幅が変化する。具体的には、偏心的な形状のカム１２０Ａ及び１２０Ｂが連動して歩進(steppinng) する結果として、Ｘ線ビームの本影の全体幅が変化する。カム１２０Ａのみの位置を変化させる、即ちカム１２０Ａのみを歩進させると、検出器アレイ１８の一方のエッジに対する本影の幅及び位置が変化する。カム１２０Ｂのみの位置を変化させると、検出器アレイ１８の他方のエッジ、即ち第２のエッジに対する本影の幅及び位置が変化し、患者２２が受け取るＸ線の照射量が低減されるようになる。
【００２７】
一実施例では、システム１００は、Ｘ線ビームの本影の両エッジが検出器アレイ１８のそれぞれのエッジを正確に覆って配置されるようにコリメータ９２のアパーチャを調節する。より明確に述べると、セル１１０、１１２、１１４及び１１６からの信号を用いて、Ｘ線ビームの本影のエッジがそれぞれのセル１１０及び１１６を正確に覆って配置されるように、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂが位置決めされる。
【００２８】
動作時には、Ｘ線源１４は固定され、即ち固定位置に配置され、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂは、Ｘ線ビーム１６がコリメータ９２を通過して検出器アレイ１８に向かって放射されるように、公称位置に配置される。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの一連の段階、即ち一連の位置について、データが検出器アレイ１８から収集される。コリメータ９２のアパーチャを変化させること、具体的にはカム１２０Ａ及び１２０Ｂを調節することにより、患者２２への照射量を最小限に抑えながらセル１１０、１１２、１１４及び１１６から適正な信号強度を形成する最適なＸ線ビームが検出器１８へ放射される。
【００２９】
より詳しく述べると、得られたデータを用いて、最適なＸ線ビームの本影幅が決定される。具体的には、Ｘ線源１４並びにカム１２０Ａ及び１２０Ｂを位置決めした後に、Ｘ線ビーム１６が検出器アレイ１８に向かって放射されるように、具体的には、セル１１０、１１２、１１４及び１１６に向かって放射されるように、Ｘ線源１４が起動される。次いで、それぞれの検出器セル１１０、１１２、１１４及び１１６から、所定の時間にわたってそれぞれの信号強度データＡ２、Ａ１、Ｂ１及びＢ２が収集される。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置を、ビーム１６のｚ軸プロファイルが変更されるように前進させる。カム１２０Ａ及び１２０Ｂを配置する時間の経過後に、コリメータ５２の変更され位置でデータが収集される。より詳しく述べると、カム１２０Ａについて検出器セル１１０及び１１２からデータが収集され、カム１２０Ｂの変更された位置について検出器セル１１４及び１１６を用いてデータが収集される。次いで、上述の過程が、所定のアパーチャ範囲内でのカム１２０Ａ及び１２０Ｂの各々の位置について繰り返される。
【００３０】
例えば、最初の、即ち典型的なコリメータのアパーチャを選択した後に、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂを第１の側のアパーチャ位置及び第２の側のアパーチャ位置に更に位置決めして、検出器アレイ１８に向かって放射されるビーム１６が縮小したｚ軸プロファイルを持つようにコリメータのアパーチャを０．５ｍｍだけ縮小させる。次いで、それぞれのセル１１０及び１１６から１００ミリ秒（ｍＳ）の間だけデータが収集されて、各々のセルについて単一の平均値が決定される。次いで、それぞれのカム１２０Ａ及び１２０Ｂを、コリメータ９２のアパーチャが０．０２５ｍｍだけ拡大するように前進させる。コリメータ・カム１２０Ａ及び１２０Ｂの調節のために１００ｍＳを待機した後に、それぞれの検出器セル１１０及び１１６からデータが収集される。この過程が、コリメータのアパーチャが最初のアパーチャから０．５ｍｍ拡大するまで繰り返される。
【００３１】
次いで、得られたデータを用いて、最適なｚ軸プロファイルを形成するカム１２０Ａ及び１２０Ｂの位置を決定する。より詳しく述べると、一実施例では、得られたデータを用いてＸ線ビームの本影の両エッジが検出器アレイ１８の両エッジと整列するのはどこであるかを決定する。例えば、検出器セル１１０から収集されたデータを図７に示すと、収集されたデータ、即ちセル１１０からのデータから、最大値が決定される。次いで、コリメータ９２の最適な位置、明確に述べるとカム１２０Ａの最適な位置が決定される。一実施例では、カム１２０Ａは、セル信号が最大セル信号の９８％となる位置に配置される。詳しく述べると、信号強度が最大値の９８％よりも大きい位置又は９８％よりも小さい位置の間を補間することにより、カム１２０Ａの最適な位置を決定することができる。次いで、カム１２０Ｂの位置を、カム１２０Ａの場合と同様の方式でセル１１６からのデータを用いて決定し、カム１２０Ｂが適正に配置されるようにする。代替的な実施例では、カム１２０Ａ及び１２０Ｂを、最大信号に対する信号の比がチャネル間の差の最大許容誤差を生成するように配置してもよい。
【００３２】
一実施例では、図８に示すように、検出器アレイ１８の中心線に対するＸ線ビームの本影の位置は、以下の式によって決定される。
ｕｃ（ｉ）＝（Δ（ｉ，ａ）−Δ（ｉ，ｂ））／２
ここで、ｕｃ＝本影の中心（検出器の中心とビームの中心との間の差）、ｉ＝チャネル・インデクス、ａ＝カムａ、ｂ＝カムｂ、Δ＝検出器における公称位置とエッジ位置との間の差、である。
【００３３】
Δ（ｉ，ｃ）＝δ（ｉ，ｃ）＊［ＳＤ（ｉ，ｃ）／ＳＣ（ｉ，ｃ）］
ここで、
ＳＤ＝Ｘ線源と検出器との間の距離、ＳＣ＝Ｘ線源とコリメータ・カムとの間の距離、δ（ｉ，ｃ）＝公称初期カム位置と測定されたカム・エッジ位置との間の距離、である。
【００３４】
δ（ｉ，ｃ）＝ｅｐ（ｉ，ｃ）−ｎｐ（ｉ，ｃ）
ここで、ｃ＝カムａ又はカムｂ、ｅｐ＝検出器のエッジに交差する、ビーム中心に対する測定されたカム・エッジ位置、ｎｐ＝ビーム中心に対する公称初期カム位置、であり、ここで、ｎｐ（ａ）＝ｎｐ（ｂ）である。
以上に述べた代替的な実施例によって、検出器アレイの適正な位置が決定され、Ｘ線ビームのｚ軸プロファイルが変更される。加えて、Ｘ線ビームは、患者への照射量を増大させずに画質を向上するように最適化される。
【００３５】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本発明を詳細に記述すると共に図解したが、これらは説明及び例示のみを意図したものであり、限定のためのものであると解釈してはならないことを明瞭に理解されたい。例えば、ここに記載したＣＴシステムは、Ｘ線源及び検出器の両方がガントリと共に回転するような「第３世代」システムである。しかしながら、検出器がフル・リング（full ring ）型の静止検出器でありＸ線源のみがガントリと共に回転するような「第４世代」システムを含めた他の多くのＣＴシステムを用いてもよい。同様に、ここに記載したシステムは、ツー・スライス型及びフォー・スライス型であったが、任意のマルチスライス型システムを用いることができる。更に、検出器アレイ位置決定システムを詳細に記載したが、検出器アレイの位置及びＸ線ビームのプロファイルをコンピュータ３６を用いて決定してもよい。例えば、コンピュータ３６のメモリに記憶されているアルゴリズムを用いて、上述の比及び関係をコンピュータ３６によって決定し、プリ・ペイシェント・コリメータのカムの位置を制御して、Ｘ線ビームの本影を変化させると共に、検出器アレイを調節する際に操作者によって用いられるように陰極線管表示装置への出力を形成してもよい。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲によって限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージング・システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】ＣＴシステムの検出器アレイの斜視図である。
【図４】検出器モジュールの斜視図である。
【図５】図１に示すＣＴイメージング・システムの概略構成配置図である。
【図６】ＣＴイメージング・システムの代替的な実施例の概略構成配置図である。
【図７】検出器セル信号対コリメータ・オフセット位置のグラフである。
【図８】図１に示すＣＴイメージング・システムの一実施例の概略構成配置図である。
【符号の説明】
１０  ＣＴシステム
１２  ガントリ
１４  Ｘ線源
１６  Ｘ線ビーム
１８  検出器アレイ
２０  検出器素子
２４  回転中心
２６  制御機構
２８  Ｘ線制御装置
３０  ガントリ・モータ制御装置
３２  データ取得システム
３４  画像再構成装置
３６  コンピュータ
３８  大容量記憶装置
４０  コンソール
４２  陰極線管表示装置
４４  テーブル・モータ制御装置
５８  検出器モジュール
６０  検出器ハウジング
６２  シンチレータ・アレイ
６４  基材
６６  スイッチ装置
６８  デコーダ
７０  電気ケーブル
８０、１００  検出器アレイ位置決定システム
８２、８４、１０２、１０４、１０６、１０８  検出器セルの行
８６、８８、１１０、１１２、１１４、１１６  ｚ位置セル
９０  Ｘ線源焦点
９２  プリ・ペイシェント・コリメータ
９４  ファン・ビーム平面
９６  照射区域
１２０Ａ、１２０Ｂ  偏心カム
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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