(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
マルチ・スライス型計算機式断層写真法システム（１０）においてＸ線ビームの位置を決定し、調整するシステム（５０）であって、前記計算機式断層写真法システム（１０）は、焦点（６０）を有しているＸ線源（１４）と、ｚ軸に沿って変位した少なくとも２つの列の検出器セル（５２、５４）を備えるマルチスライス検出器とを含んでおり、前記Ｘ線源（１４）は、ｚ軸に沿ってＸ線ビームを発生しており、
前記ビーム位置を決定し、調整するシステム（５０）は、
前記Ｘ線源（１４）からのＸ線ビームがプリ・ペイシェント・コリメータに向かうように前記Ｘ線源（１４）に対して位置決めされた調整可能な前記プリ・ペイシェント・コリメータと、
前記コリメータと接続し、前記コリメータの位置を調整するコリメータ・トラッキング機構（６８）と、
前記検出器セル（５２、５４）からの信号を受け取り、前記コリメータ・トラッキング機構（６８）に制御信号を供給する計算機（３６）とを備えており、
前記計算機（３６）は、第１の前記列（５２）に設けられた第１の検出器セル（５６）と、第２の前記列（５４）に設けられた第２の検出器セル（５８）とから個別の信号を取得し、
該個別の信号の強度からビーム位置を決定し、
決定したビーム位置に基づいて前記コリメータの位置を制御する制御信号を前記コリメータ・トラッキング機構（６８）に制御信号を供給するように構成されており、
前記計算機式断層写真法システム（１０）は、ｚ軸に沿って変位した少なくとも４つの列の検出器セル（１０２、１０４、１０６、１０８）を有しており、前記ビーム位置決定システム（１００）は、第１の前記列に設けられた第１の検出器（１０４）と、第２の前記列に設けられた第２の検出器（１０２）と、第３の前記列に設けられた第３の検出器（１０６）と、第４の前記列に設けられた第４の検出器（１０８）とから個別の信号を取得し、該個別の信号の強度からビーム位置を決定するように構成されており、
前記第１の検出器（１０４）からの信号は、強度Ａ１を有しており、前記第２の検出器（１０２）からの信号は、強度Ａ２を有しており、前記第３の検出器（１０６）からの信号は、強度Ｂ１を有しており、前記第４の検出器（１０８）からの信号は、強度Ｂ２を有しており、
前記強度Ａ１、Ａ２、Ｂ１及びＢ２からのビーム位置の決定は、関係式［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］を用いて行われているマルチ・スライス型計算機式断層写真法システム（１０）においてＸ線ビームの位置を決定するシステム（５０）。
【請求項２】
前記第１の検出器（１０４）の一部は、前記第３の検出器（１０６）の一部に隣接しており、前記第１及び第３の検出器（１０４、１０６）は、前記Ｘ線ビームの本影の内部に実質的に位置するように配置されている請求項１に記載のシステム（１００）。
【請求項３】
前記第２の検出器（１０２）の一部は、前記第１の検出器（１０４）の一部に隣接しており、前記第４の検出器（１０８）の一部は、前記第３の検出器（１０６）の一部に隣接しており、前記第２及び第４の検出器（１０２、１０８）は、前記Ｘ線ビームの半影の内部に実質的に位置するように配置されている請求項２に記載のシステム（１００）。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、一般的には計算機式断層写真法（ＣＴ）の作像に関し、更に具体的には、マルチ・スライス型ＣＴシステムにおけるＸ線ビームの位置決定に関する。
【０００２】
【従来の技術】
少なくとも１つの公知のＣＴシステム構成では、Ｘ線源はファン形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって一般に「作像平面」と呼ばれる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、患者等の被作像物体を通過する。ビームは、物体によって減衰された後に、放射線検出器の配列に入射する。検出器配列において受け取られる減衰したビーム放射線の強度は、物体によるＸ線ビームの減衰量に依存している。配列内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるビームの減衰量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衰測定値を個別に収集して、透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００３】
公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器配列は、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように、作像平面内で被作像物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配列からの１群のＸ線減衰測定値、即ち投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器の１回転の間に様々なガントリ角度で形成された１組のビューで構成されている。軸方向走査の場合には、投影データを処理して、物体から切り取られた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。この方法は、あるスキャンからの減衰測定値を、「ＣＴ数」又は「Hounsfield単位」と呼ばれる整数に変換し、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。
【０００４】
公知のＣＴスキャナは、Ｘ線ビームのプロファイルをｚ軸（患者軸）内で画定する開口を有しているプリ・ペイシェント（pre-patient）・コリメート装置を含んでいる。走査を実行するときには、Ｘ線ビームは典型的には、熱、重力及び遠心力の影響で、検出器配列上でｚ方向に２ｍｍまで移動する。ファン・ビーム（扇形ビーム）がこのように移動すると、検出器での信号強度に影響し、その結果、再構成された画像にアーティファクトが生ずる。
【０００５】
公知のＣＴスキャナは、データ補正を実行して、検出器信号の変動を検出器上のＸ線ビームのｚ軸位置の関数として補正する。更に具体的には、マルチ・スライスＣＴシステムは典型的には、精密な閉ループ型ｚ軸トラッキング（位置修正）・システムを利用して、ビーム・モーションを最低限に抑えると共に、ｚ軸内でのビーム・モーションを補正するｚ軸補正を行い、投与されるＸ線量をより有効に活用する。公知のｚ軸ビーム位置検知装置、即ちｚ軸オフセット検出器は、金属製の単独ウェッジ又は一連の交互ウェッジを含んでいる。これらのウェッジは、１つ又はそれ以上の検出器チャンネルを覆うように配置されており、有意且つ反復可能な信号変動をｚ軸の関数として引き起こす。公知のウェッジを用いてファン・ビームの位置を検出することについての詳細は、例えば本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許第４，５５９，６３９号「高さ依存の感度を補正したＸ線検出器」（X-Ray Detector with Compensation for Height-Dependant Sensitivity）に記載されており、本特許は、ここに参照されるべきものである。
【０００６】
公知のｚ軸ビーム位置検知装置は、妥当な成果、例えばアーティファクトの低減を提供するものであるが、ビーム位置の測定の感度及び精度を高めると共にアーティファクトの低減を更に改善することが望ましい。又、システム経費及び処理時間を大幅に増大させることなく、アーティファクトの低減を改善することが望ましい。
【０００７】
【発明の概要】
これらの目的及びその他の目的は、検出器データからの又はｚ位置セルからの信号を利用してビーム位置を表す差信号又は比信号を発生することにより、Ｘ線ビームの位置を決定するシステムにおいて達成され得る。次いでこのような差信号又は比信号を用いて、ビームが整列逸脱していてもコリメータによってビームを整列に引き戻すようにプリ・ペイシェント・コリメータを制御することができる。本発明は、トゥー（２）・スライス・システム又はフォー（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写真法システムにおいて特に適用可能である。
【０００８】
例えばトゥー・スライス・システムでは、コリメートされたＸ線ビームは、２つの隣接した第１の検出器セル及び第２の検出器セルに向かって投射される。一般に「ファン・ビーム平面」と呼ばれる平面は、焦点の中心線と、ビームの中心線とを包含している。ビームがその最も望ましい配向に位置しているときには、ファン・ビーム平面は、隣接した各検出器セル上の露出区域の中心線Ｄ0 に整列している。
【０００９】
第１の検出器セルによって出力される信号の信号強度Ａ及び第２の検出器セルによって出力される信号の信号強度Ｂは、焦点の位置と関係付けられる。具体的には、ファン・ビームの中心線のｚ位置は、信号強度Ａ及び信号強度Ｂを比［（Ａ−Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）］に従って関係付けることにより決定され得る。このような比はビーム位置を表しており、この比を用いて、ビームを所望される位置に維持するようにコリメータの調節を制御することができる。
【００１０】
上述のシステムは、焦点の移動に極めて敏感であり、焦点の位置を正確に表す信号を発生する。このように高感度且つ高精度であるので、アーティファクトの低減を改善することが容易になる。更に、このようなアーティファクトの低減は、システム経費及び処理時間を大幅に増大させることなく改善され得る。
【００１１】
【実施例】
図１及び図２を参照すると、計算機式断層写真法（ＣＴ）作像システム１０は、「第３世代」ＣＴスキャナにおいて典型的なガントリ１２を含んでいるものとして示されている。ガントリ１２は、Ｘ線源１４を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側にある検出器配列１８に向かって投射する。検出器配列１８は、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は一括で、患者２２を通過する投射されたＸ線を検知する。各々の検出器素子２０は、入射するＸ線ビームの強度、従って、患者２２を通過する間でのビームの減衰量を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するための１スキャンの間に、ガントリ１２及びこれに装着された部材は、回転中心２４の周りをデカルト座標系のｘ−ｙ平面内で回転する。
【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によって制御されている。制御機構２６は、Ｘ線制御装置２８と、ガントリ・モータ制御装置３０とを含んでいる。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内に設けられたデータ収集システム（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、後続処理のためにこのデータをディジタル信号に変換する。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、高速画像再構成を行う。再構成された画像は、計算機３６への入力として印加され、計算機３６は、大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１３】
計算機３６は又、キーボードを有しているコンソール４０を介して、オペレータから命令（コマンド）及び走査パラメータを受け取る。付設された陰極線管表示装置４２によって、オペレータは、再構成された画像、及び計算機３６からのその他のデータを観察することができる。オペレータが入力した命令及びパラメータを計算機３６で用いて、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、計算機３６はテーブル・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、ガントリ１２内で患者２２を位置決めする。具体的には、テーブル４６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動させる。
【００１４】
図３は本発明に従ったＸ線ビーム位置決定システム５０の一実施例の模式図である。システム５０は「トゥー（２）・スライス」システムであり、このシステムでは、検出器セルの２つの列５２及び５４を利用して投影データを取得している。検出器セル５６及び５８は、投影データの取得に加え、Ｘ線ビームのｚ軸位置を決定するためにも利用されている。
【００１５】
更に具体的には、図３に示すように、Ｘ線ビーム１６は、Ｘ線源１４（図２）の焦点６０から発している。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリメータ６２によってコリメートされ、コリメートされたビーム１６は、検出器セル５６及び５８に向かって投射される。一般に「ファン・ビーム平面」と呼ばれる平面６４は、焦点６０の中心線と、ビーム１６の中心線とを包含している。図３では、ファン・ビーム平面６４は、検出器セル５６及び５８上の露出区域６６の中心線Ｄ0 に整列している。
【００１６】
検出器セル５６によって出力される信号の信号強度Ａ及び検出器セル５８によって出力される信号の信号強度Ｂは、焦点６０の位置と関係付けられる。具体的には、ファン・ビーム１６の中心線６４のｚ位置は、信号強度Ａ及び信号強度Ｂを比［（Ａ−Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）］に従って関係付けることにより決定され得る。このような比は、計算機３６（図２）によって決定され得る。次いで、測定されたｚ位置信号を用いてコリメータ６２の位置を調節し、ｚ平面内でのファン・ビーム１６の位置を補正することができる。ｚ位置信号を用いてコリメータの位置を調節することは、例えば本出願と共通の譲受人に譲渡された米国特許第４，９９１，１８９号「Ｘ線ビーム補正のためのコリメート装置」（Collimation Apparatus for X-Ray Beam Correction）に記載されているような方式で行うことができ、本特許は、その全体としてここに参照されるべきものである。
【００１７】
１つの特定例として、ビーム１６の中心線６４が露出区域６６の中心線Ｄ0 と中心合わせされていれば、セル５６からの信号Ａとセル５８からの信号Ｂとは近似的に等しいであろう。従って、Ａ−Ｂは近似的にゼロに等しくなる。故に、比［（Ａ−Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）］はゼロに等しい。従って、約ゼロの値が計算機３６によって、コリメータ・トラッキング機構６８に対して供給され、コリメータ６２は調節されない。
【００１８】
もう１つの例として、ビーム１６の中心線６４が検出器５６の表面に入射していたら、信号Ａは信号Ｂよりも高い値を有するであろう。従って、比［（Ａ−Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）］は正値になる。逆に、ビーム１６の中心線６４が検出器５８の表面に入射していたら、信号Ｂは信号Ａよりも高い値を有するであろう。従って、比［（Ａ−Ｂ）／（Ａ＋Ｂ）］は負値になる。
【００１９】
上述の比を用いることにより、ｚウェッジ検出器と対照すると、ビーム位置の測定の感度及び精度が向上し、その結果、アーティファクトの低減を更に改善することができる。具体的には、１ｍｍのビームについての信号対雑音比、即ち所与のビーム移動に関する信号変化を量子雑音で除したものは、公知のｚオフセット検出器よりも５倍良好になると考えられる。更に、このような比を用いると、システム経費及び処理時間を大幅に増大させることなくアーティファクトの低減が改善されると考えられる。
【００２０】
図４（Ａ）は、本発明に従ったもう１つの実施例であるＸ線ビーム位置決定システム１００の単純化された模式図である。システム１００における構成要素のうちシステム５０（図３）における構成要素と同一のものは、図４（Ａ）、図４（Ｂ）及び図４（Ｃ）において図３と同じ参照番号を用いて指定してある。システム１００は「フォー（４）（又はクォド）・スライス」システムであり、このシステムでは、検出器セルの４つの列１０２、１０４、１０６及び１０８を利用して投影データを取得している。ｚ位置セルとも呼ばれる検出器セル１０２、１０４、１０６及び１０８は、Ｘ線ビームのｚ軸位置を決定するために利用されている。
【００２１】
図４（Ａ）、図４（Ｂ）及び図４（Ｃ）を参照すると、システム５０（図３）と同様に、Ｘ線ビーム１６は、Ｘ線源１４（図２）の焦点６０から発している。Ｘ線ビーム１６はプリ・ペイシェント・コリメータ６２によってコリメートされ、コリメートされたビーム１６は、検出器セル１０２、１０４、１０６及び１０８に向かって投射される。図４（Ａ）に示すように、一般に「ファン・ビーム平面」と呼ばれる平面１１０は、焦点６０の中心線と、ビーム１６の中心線とを包含している。
【００２２】
図４（Ａ）では、ファン・ビーム平面１１０は、検出器セル１０２、１０４、１０６及び１０８上の露出区域１１２の中心線Ｄ0 に整列している。対向する辺縁セル１０２及び１０８は、信号強度Ａ２及びＢ２をそれぞれ有する信号を発生する。同様に、対向する内側セル１０４及び１０６は、信号強度Ａ１及びＢ１をそれぞれ有する信号を発生する。セル１０４及び１０６は典型的には、ビームの本影（umbra）の内部に位置しており、セル１０２及び１０８は典型的には、ビームの本影及び半影（penumbra）の両方を受け取っている。
【００２３】
信号強度Ａ１、Ａ２、Ｂ１及びＢ２は、焦点６０の位置に関係付けられる。具体的には、焦点６０のｚ位置は、信号強度Ａ１、Ａ２、Ｂ１及びＢ２を差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］に従って関係付けることにより決定され得る。このような差は、計算機３６（図２）によって決定され得る。
１つの特定例として、引き続き図４（Ａ）を参照すると、ビーム１６の中心線１１０が露出区域１１２の中心線Ｄ0 と中心合わせされていれば、セル１０２からの信号Ａ２とセル１０８からの信号Ｂ２とは近似的に等しく、セル１０４からの信号Ａ１とセル１０６からの信号Ｂ１とは近似的に等しいであろう。故に、差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］は近似的にゼロに等しくなる。従って、約ゼロの値が計算機３６によって、コリメータ・トラッキング機構６８に対して供給され、コリメータ６２は調節されない。
【００２４】
もう１つの例として、図４（Ｂ）を参照すると、ビーム１６の中心線１１０がシフトして、ビーム１６の大部分が図示のようにセル１０６及び１０８の表面に入射するようになると、信号強度Ｂ２は信号強度Ａ２を上回るであろう。同様に、このシフトが十分に大きいためにセル１０４が溢れ（flood）なくなれば、信号強度Ｂ１は信号強度Ａ１を上回るであろう。従って、差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］は負値になる。
【００２５】
図４（Ｃ）を参照すると、差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］が負ならば、例えば負の値が計算機３６によって、コリメータ・トラッキング機構６８に対して供給され、コリメータ６２は調節されて、ビーム１６をより望ましい整列に引き戻す。従って、図４（Ｃ）に示すように、焦点６０が露出区域１１２の中心線Ｄ0 に整列していなくても、ビーム１６は、ビーム１６の中心軸１１０が中心線Ｄ0 に向かうようにして、露出区域１１２に実質的に整列する。
【００２６】
更にもう１つの実施例によれば、本実施例は図示していないが、ビーム１６の中心線１１０がシフトして、ビーム１６の大部分がセル１０２及び１０４の表面に入射するようになると、信号強度Ａ２は信号強度Ｂ２を上回るであろう。同様に、このシフトが十分に大きいためにセル１０６が溢れなくなれば、信号強度Ａ１は信号強度Ｂ１を上回るであろう。従って、差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］は正値になる。例えば正の値が計算機３６によって、コリメータ・トラッキング機構６８に対して供給され、コリメータ６２は調節されて、ビーム１６をより望ましい整列に引き戻す。
【００２７】
図５は、図４（Ａ）、図４（Ｂ）及び図４（Ｃ）に示したＸ線ビーム位置決定システム１００の更に詳細な模式図である。具体的には、図５によると、検出器（又はデータ）セル１０２、１０４、１０６及び１０８は、ｚ軸位置（又はｚ検知）配列１５０内に設けられている。第２の配列１５２は、投影データを収集するために用いられている。勿論、システム１００内に更なる検出器配列を用いることもできる。
【００２８】
システム１００を差動半影検出器システム（differential penumbra detector system）と呼ぶことができ、このシステムでは、外側のデータ・セル１０２及び１０８は、ビーム１６の半影内に位置するように選択されている。内側のデータ・セル１０４及び１０６は、ビーム１６の本影内に位置するように選択されている。前述のように、信号強度Ａ１、Ａ２、Ｂ１及びＢ２は、焦点６０の位置に関係付けられている。具体的には、焦点６０のｚ位置は、信号強度Ａ１、Ａ２、Ｂ１及びＢ２を差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］に従って関係付けることにより決定され得る。このような差は、計算機３６（図２）によって決定され得る。
【００２９】
システム１００の更なる利点は、ブロック（遮蔽）された信号についての性能が向上することである。具体的には、検知セル１０２、１０４、１０６及び１０８が患者の解剖学的構造によってブロックされているときに発生される位置誤差が低減する。なぜなら、ブロックする解剖学的構造は、半影セル１０２及び１０８についても、又、本影セル１０４及び１０６についても同じようにブロックするからである。従って、相対的な信号誤差が低減する。
【００３０】
図６は差信号対焦点ｚ位置を表すグラフである。このグラフは、システム１００についての検出器セル応答を模擬することにより作成された。グラフに示すように、曲線の勾配が急なので、焦点がミリメータの単位で少しでも整列逸脱すれば、差［（Ａ２／Ａ１）−（Ｂ２／Ｂ１）］は大幅に変化する。このように高感度且つ高精度であるので、アーティファクトの低減を改善することが容易になる。更に、このようなアーティファクトの低減は、システム経費及び処理時間を大幅に増大させることなく改善され得る。
【００３１】
勿論、更に一貫した焦点位置対差信号応答を得るために、セル１０２、１０４、１０６及び１０８の出力を較正することもできる。例えば、信号Ａ１を（ｇa1×ａ１）と等しくなるように設定することができ、ここで、ｇa1はセル１０４のゲイン（利得）補正係数であり、ａ１はセル１０４によって出力される生の信号に等しい。同様に、信号Ｂ１を（ｇb1×ｂ１）と等しくなるように設定することができ、ここで、ｇb1はセル１０６のゲイン補正係数であり、ｂ１はセル１０６によって出力される生の信号に等しい。セル１０４及びセル１０６の両者がビーム本影によって完全に溢れているときに、Ａ１＝Ｂ１となるようにゲイン補正係数ｇa1及びｇb1を選択すればよい。
【００３２】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、本発明の目的が達成されたことは明らかである。本発明を詳細にわたって記述すると共に図示したが、これらは説明及び例示のみを意図したものであって、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線源と検出器との両者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、検出器が全環状の静止式検出器であって、Ｘ線源のみがガントリと共に回転するような「第４世代」システムを含めて他の多くのＣＴシステムを用いることができる。同様に、ここに記載したシステムは、トゥー・スライス、フォー・スライス及びシックス（６）・スライスのシステムであったが、あらゆるマルチ・スライス・システムを用いることができる。更に、コリメータ・トラッキング・システムについて詳述したが、あらゆる公知のコリメータ・トラッキング・システムを用いることができる。更に、あらゆる焦点再配置システム又はあらゆる検出器再配置システムを用いることができる。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲によってのみ限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴ作像システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック模式図である。
【図３】本発明に従ったＸ線ビーム位置決定システムの一実施例の模式図である。
【図４】図４（Ａ）、図４（Ｂ）及び図４（Ｃ）は、本発明に従ったＸ線ビーム位置決定システムのもう１つの実施例の模式図である。
【図５】図４（Ａ）、図４（Ｂ）及び図４（Ｃ）に示すＸ線ビーム位置決定システムの更に詳細な模式図である。
【図６】差信号対焦点ｚ位置を示すグラフである。
【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  検出器配列
２０  検出器素子
２２  患者
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  データ収集システム（ＤＡＳ）
３４  画像再構成装置
３６  計算機
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
４６  モータ式テーブル
４８  ガントリ開口
５０、１００  Ｘ線ビーム位置決定システム
５２、５４、１０２、１０４、１０６、１０８  検出器セル列
５６、５８  検出器セル
６０  焦点
６２  プリ・ペイシェント・コリメータ
６４、１１０  ファン・ビーム平面
６６、１１２  露出区域
６８  コリメータ・トラッキング機構
１５０  ｚ軸位置検知配列
１５２  第２の配列
【図１】
0004079472.tif 000002
【図２】
0004079472.tif 000003
【図３】
0004079472.tif 000004
【図４】
0004079472.tif 000005
【図５】
0004079472.tif 000006
【図６】
0004079472.tif 000007