JPH09285462A - 計算機式断層写真法システム用の計算機 - Google Patents
計算機式断層写真法システム用の計算機Info
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- JPH09285462A JPH09285462A JP8334346A JP33434696A JPH09285462A JP H09285462 A JPH09285462 A JP H09285462A JP 8334346 A JP8334346 A JP 8334346A JP 33434696 A JP33434696 A JP 33434696A JP H09285462 A JPH09285462 A JP H09285462A
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- A61B6/582—Calibration
- A61B6/585—Calibration of detector units
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 検出器セルのエッジ領域による非線形性が存
在していてもチャンネル信号を較正することができると
共にポスト・ペイシェント・コリメータの使用を省くこ
とのできるＣＴシステム用の計算機を提供する。 【解決手段】 各々の検出器セル７６、７８、即ち各々
のチャンネルについて、多数のｚ軸位置における信号ゲ
インが測定される。各々のチャンネル７６、７８につい
て、信号変動曲線に対してｚ軸位置の関数として補正多
項式が適用され、補正多項式の値にそのチャンネル信号
を乗じたものが動作時のｚ軸位置の範囲にわたって一定
値を生ずるようにする。ビーム位置は、各々の位置基準
信号の関数として測定され、センサ・チャンネル７６、
７８におけるビームのＺ位置及び焦点７２の位置が決定
される。次いで、各々のチャンネル７６、７８について
のｚ軸位置及びＺＣＡＬ補正ベクタが決定される。次い
で、ＺＣＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じてチャ
ンネル信号を較正する。
在していてもチャンネル信号を較正することができると
共にポスト・ペイシェント・コリメータの使用を省くこ
とのできるＣＴシステム用の計算機を提供する。 【解決手段】 各々の検出器セル７６、７８、即ち各々
のチャンネルについて、多数のｚ軸位置における信号ゲ
インが測定される。各々のチャンネル７６、７８につい
て、信号変動曲線に対してｚ軸位置の関数として補正多
項式が適用され、補正多項式の値にそのチャンネル信号
を乗じたものが動作時のｚ軸位置の範囲にわたって一定
値を生ずるようにする。ビーム位置は、各々の位置基準
信号の関数として測定され、センサ・チャンネル７６、
７８におけるビームのＺ位置及び焦点７２の位置が決定
される。次いで、各々のチャンネル７６、７８について
のｚ軸位置及びＺＣＡＬ補正ベクタが決定される。次い
で、ＺＣＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じてチャ
ンネル信号を較正する。
Description
【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ｚ軸内のＸ線ビー
ムの較正に関する。
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ｚ軸内のＸ線ビー
ムの較正に関する。
【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。
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（filteredback proje
ction）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。
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（filteredback proje
ction）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】走査を行うときに、熱、重力及び遠心力の
影響で、Ｘ線源の焦点は、ｚ（又は患者）方向に近似的
に約０．５ｍｍ移動する。放出されたＸ線はｚ軸コリメ
ータの周りに旋回するので、焦点がｚ軸で０．５ｍｍ移
動すると、検出器においてビームは近似的に約±２ｍｍ
移動する。検出器のｚ軸感度は、特に検出器セルのエッ
ジでは完全には均一でないので、Ｘ線ビームがこのよう
に移動すると、得られる画像に顕著な環状及び帯状のア
ーティファクトが現れることがある。
影響で、Ｘ線源の焦点は、ｚ（又は患者）方向に近似的
に約０．５ｍｍ移動する。放出されたＸ線はｚ軸コリメ
ータの周りに旋回するので、焦点がｚ軸で０．５ｍｍ移
動すると、検出器においてビームは近似的に約±２ｍｍ
移動する。検出器のｚ軸感度は、特に検出器セルのエッ
ジでは完全には均一でないので、Ｘ線ビームがこのよう
に移動すると、得られる画像に顕著な環状及び帯状のア
ーティファクトが現れることがある。
【０００５】単一スライス（即ち、１列の検出器セル）
型作像システムでは、Ｘ線ビームの位置は、当業界でＺ
チャンネルとも呼ばれているｚ軸位置検知チャンネルを
用いて決定される。当業界で周知のように、Ｚチャンネ
ルと共に、次第に狭まる（attenuating）ウェッジが典
型的に用いられている。各々のチャンネル、即ち各々の
検出器セルのゲイン（利得）と、Ｚチャンネル上の対応
するビーム位置とを２つのｚ軸位置で測定することによ
り、ＺＣＡＬベクタとも呼ばれる較正データが得られ
る。２つのｚ軸位置は、典型的には約１ｍｍ離れてい
る。一方のｚ軸位置については冷（cold）Ｘ線管走査を
用い、他方のｚ軸位置については熱（hot）Ｘ線管走査
を用いる。次いで、上述した条件、即ち、冷Ｘ線管走査
及び熱Ｘ線管走査の条件に従って各々のチャンネルにつ
いて２つのｚ軸位置で検知されたゲイン同士のゲイン差
の勾配を表すＺＣＡＬ補正ベクタが発生される。
型作像システムでは、Ｘ線ビームの位置は、当業界でＺ
チャンネルとも呼ばれているｚ軸位置検知チャンネルを
用いて決定される。当業界で周知のように、Ｚチャンネ
ルと共に、次第に狭まる（attenuating）ウェッジが典
型的に用いられている。各々のチャンネル、即ち各々の
検出器セルのゲイン（利得）と、Ｚチャンネル上の対応
するビーム位置とを２つのｚ軸位置で測定することによ
り、ＺＣＡＬベクタとも呼ばれる較正データが得られ
る。２つのｚ軸位置は、典型的には約１ｍｍ離れてい
る。一方のｚ軸位置については冷（cold）Ｘ線管走査を
用い、他方のｚ軸位置については熱（hot）Ｘ線管走査
を用いる。次いで、上述した条件、即ち、冷Ｘ線管走査
及び熱Ｘ線管走査の条件に従って各々のチャンネルにつ
いて２つのｚ軸位置で検知されたゲイン同士のゲイン差
の勾配を表すＺＣＡＬ補正ベクタが発生される。
【０００６】走査を行う直前に、空気較正（air calibr
ation）（又は「fastcal 」）が実行される。具体的に
は、fastcal については、Ｘ線管のウォームアップに続
いて、１つのビーム位置においてＸ線ビームによる各々
の検出器セルについての平均チャンネル・ゲインが測定
される。この１つのビーム位置は、Ｚチャンネルによっ
て同定される。このビーム位置の付近のゲインは、冷位
置での極値にあるよりもむしろ、臨床動作中のゲインと
殆ど同じであるものと期待される。ＺＣＡＬ補正ベクタ
は測定された平均ゲインに基づいて正規化され、患者の
走査中には、fastcal の時点でのビーム位置からのビー
ムの移動距離であってＺチャンネルによって決定される
ビームの移動距離に関連して期待されるゲイン変化に従
って、ＺＣＡＬ補正ベクタによって各々のチャンネル・
ゲインが調節される。
ation）（又は「fastcal 」）が実行される。具体的に
は、fastcal については、Ｘ線管のウォームアップに続
いて、１つのビーム位置においてＸ線ビームによる各々
の検出器セルについての平均チャンネル・ゲインが測定
される。この１つのビーム位置は、Ｚチャンネルによっ
て同定される。このビーム位置の付近のゲインは、冷位
置での極値にあるよりもむしろ、臨床動作中のゲインと
殆ど同じであるものと期待される。ＺＣＡＬ補正ベクタ
は測定された平均ゲインに基づいて正規化され、患者の
走査中には、fastcal の時点でのビーム位置からのビー
ムの移動距離であってＺチャンネルによって決定される
ビームの移動距離に関連して期待されるゲイン変化に従
って、ＺＣＡＬ補正ベクタによって各々のチャンネル・
ゲインが調節される。
【０００７】トゥー（２）・スライス型作像システムで
は、Ｘ線検出器は典型的には、ｚ軸方向に互いに隣接し
て設けられた２列の検出器セルを含んでいる。具体的に
は、一方の列の検出器セルのエッジが、他方の列の検出
器セルのエッジと隣接している。動作時には、Ｘ線ビー
ムは典型的には、Ｘ線検出器の隣接し合う検出器セルの
エッジの位置に入射する。各々の検出器セルの感度は、
当業界で公知のように、典型的には、検出器セルのエッ
ジの領域では非線形である。従って、検出器セルのゲイ
ン変化も又、非線形である。
は、Ｘ線検出器は典型的には、ｚ軸方向に互いに隣接し
て設けられた２列の検出器セルを含んでいる。具体的に
は、一方の列の検出器セルのエッジが、他方の列の検出
器セルのエッジと隣接している。動作時には、Ｘ線ビー
ムは典型的には、Ｘ線検出器の隣接し合う検出器セルの
エッジの位置に入射する。各々の検出器セルの感度は、
当業界で公知のように、典型的には、検出器セルのエッ
ジの領域では非線形である。従って、検出器セルのゲイ
ン変化も又、非線形である。
【０００８】検出器セルの非線形性を排除するために、
精密ポスト・ペイシェント・コリメータを用いて、Ｘ線
ビームの本影（umbra）のみが検出器セルに入射するよ
うなｚ軸Ｘ線ビーム・プロファイルを形成することがで
きる。焦点がｚ軸上で移動しても、検出器上のＸ線の強
度は変化しないので、これにより差信号誤差及び関連す
るアーティファクトが回避される。当然、このような構
成では、半影（penumbra）及び本影の若干量の端部は使
用されない。Ｘ線ビームのこれらのような部分が使用さ
れなくても、検出器セルのエッジの領域におけるＸ線ビ
ームの半影に関連する作像上の問題点を回避するため
に、患者はやはり、このような無用のＸ線ビーム部分を
発生するのに要求されるＸ線量にさらされる。
精密ポスト・ペイシェント・コリメータを用いて、Ｘ線
ビームの本影（umbra）のみが検出器セルに入射するよ
うなｚ軸Ｘ線ビーム・プロファイルを形成することがで
きる。焦点がｚ軸上で移動しても、検出器上のＸ線の強
度は変化しないので、これにより差信号誤差及び関連す
るアーティファクトが回避される。当然、このような構
成では、半影（penumbra）及び本影の若干量の端部は使
用されない。Ｘ線ビームのこれらのような部分が使用さ
れなくても、検出器セルのエッジの領域におけるＸ線ビ
ームの半影に関連する作像上の問題点を回避するため
に、患者はやはり、このような無用のＸ線ビーム部分を
発生するのに要求されるＸ線量にさらされる。
【０００９】投与線量を減少させるために、若干のＸ線
ビームの半影が検出器に入射するのを許容することもで
きる。しかしながら、このような条件下では優れたＺＣ
ＡＬ補正が要求される。ポスト・ペイシェント・コリメ
ータを省くことにより患者の線量を減少させることは望
ましいが、単一スライス型作像システムとの関連で上述
したＺＣＡＬ補正ベクタは、Ｘ線ビームが非線形的な検
出器セル領域にわたって移動するので、検出器信号を適
切には較正しない。従って、患者の線量を減少させるた
めに、検出器セルのエッジの領域での非線形性を考慮に
入れて、較正された減衰データをマルチ・スライス型作
像システムにおいて取得し得るようにするＺＣＡＬ補正
ベクタが必要とされている。又、マルチ・スライス型作
像システムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント
・コリメータを省くことが望ましい。
ビームの半影が検出器に入射するのを許容することもで
きる。しかしながら、このような条件下では優れたＺＣ
ＡＬ補正が要求される。ポスト・ペイシェント・コリメ
ータを省くことにより患者の線量を減少させることは望
ましいが、単一スライス型作像システムとの関連で上述
したＺＣＡＬ補正ベクタは、Ｘ線ビームが非線形的な検
出器セル領域にわたって移動するので、検出器信号を適
切には較正しない。従って、患者の線量を減少させるた
めに、検出器セルのエッジの領域での非線形性を考慮に
入れて、較正された減衰データをマルチ・スライス型作
像システムにおいて取得し得るようにするＺＣＡＬ補正
ベクタが必要とされている。又、マルチ・スライス型作
像システムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント
・コリメータを省くことが望ましい。
【００１０】
【発明の概要】これらの目的及びその他の目的は、以下
のシステムで達成され得る。即ち、本システムは一実施
例では、ＺＣＡＬ補正ベクタを決定すると共にＺＣＡＬ
補正ベクタをマルチ・スライス型ＣＴシステムの検出器
配列からのチャンネルの出力に対して適用する。更に具
体的には、本発明の一実施例によれば、各々の検出器セ
ル、即ち各々のチャンネルについて、複数のｚ軸位置に
おける信号ゲインが測定される。各々のチャンネルにつ
いて、補正多項式Ｑn が信号変動曲線に対してｚ軸位置
の関数として適用され、補正多項式の値にそのチャンネ
ル信号を乗じたものが動作時のｚ軸位置の範囲にわたっ
て一定値を生ずるようにする。ビーム位置（Ｚr ）は、
各々の位置基準信号（Ｄr ）の関数として測定され、セ
ンサ・チャンネルにおけるビームのＺ位置及び焦点の位
置が決定される。次いで、各々のチャンネルについての
ｚ軸位置及びＺＣＡＬ補正ベクタが決定される。次い
で、ＺＣＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じて、チ
ャンネル信号を較正する。
のシステムで達成され得る。即ち、本システムは一実施
例では、ＺＣＡＬ補正ベクタを決定すると共にＺＣＡＬ
補正ベクタをマルチ・スライス型ＣＴシステムの検出器
配列からのチャンネルの出力に対して適用する。更に具
体的には、本発明の一実施例によれば、各々の検出器セ
ル、即ち各々のチャンネルについて、複数のｚ軸位置に
おける信号ゲインが測定される。各々のチャンネルにつ
いて、補正多項式Ｑn が信号変動曲線に対してｚ軸位置
の関数として適用され、補正多項式の値にそのチャンネ
ル信号を乗じたものが動作時のｚ軸位置の範囲にわたっ
て一定値を生ずるようにする。ビーム位置（Ｚr ）は、
各々の位置基準信号（Ｄr ）の関数として測定され、セ
ンサ・チャンネルにおけるビームのＺ位置及び焦点の位
置が決定される。次いで、各々のチャンネルについての
ｚ軸位置及びＺＣＡＬ補正ベクタが決定される。次い
で、ＺＣＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じて、チ
ャンネル信号を較正する。
【００１１】マルチ・スライス型作像システムにおい
て、検出器セルのエッジの領域による非線形性が存在し
ていても、上述のＺＣＡＬ補正ベクタを用いてチャンネ
ル信号を較正することができる。又、このようなＺＣＡ
Ｌ補正ベクタを用いると、マルチ・スライス型作像シス
テムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント・コリ
メータの使用が省かれる。
て、検出器セルのエッジの領域による非線形性が存在し
ていても、上述のＺＣＡＬ補正ベクタを用いてチャンネ
ル信号を較正することができる。又、このようなＺＣＡ
Ｌ補正ベクタを用いると、マルチ・スライス型作像シス
テムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント・コリ
メータの使用が省かれる。
【００１２】
【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１
２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２
０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及びガントリ１２に装着された構成部
品は、回転中心２４の周りを回転する。
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１
２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２
０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及びガントリ１２に装着された構成部
品は、回転中心２４の周りを回転する。
【００１３】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は、検
出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングす
ると共に、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。
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は、検
出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングす
ると共に、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。
【００１４】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。オペレータが供給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２
８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４
４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４
６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動す
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。オペレータが供給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２
８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４
４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４
６は、患者２２の部分をガントリ開口４８内で移動す
る。
【００１５】図３は、焦点５２から発しているＸ線を含
めて単一スライス（即ち、１列の検出器セル）型作像シ
ステム５０を示している。Ｘ線は、プリペイシェント・
コリメータ５４によってコリメートされて、検出器セル
５６の表面に入射している。セル５６の下方に、Ｘ線ビ
ーム強度プロファイル５８及び検出器セルのｚ軸感度曲
線６０がグラフ図示されている。加えて、検出器セルの
信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線６２も図示されてい
る。
めて単一スライス（即ち、１列の検出器セル）型作像シ
ステム５０を示している。Ｘ線は、プリペイシェント・
コリメータ５４によってコリメートされて、検出器セル
５６の表面に入射している。セル５６の下方に、Ｘ線ビ
ーム強度プロファイル５８及び検出器セルのｚ軸感度曲
線６０がグラフ図示されている。加えて、検出器セルの
信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線６２も図示されてい
る。
【００１６】単一スライス型作像システム５０の場合に
は、セル５６からの出力の較正は、セル５６の表面上で
のビームのｚ軸位置に基づいて単純な方式で実行され得
る。具体的には、検出器５６の表面上の２つの離れたビ
ーム位置についてゲインを測定することができ、このよ
うなデータからＺＣＡＬ補正ベクタを発生することがで
きる。検出器５６の表面の殆どでのゲインは実質的に均
一であるので、又、ビームはｚ軸内で僅か約０．５ｍｍ
しか移動しないので、ＺＣＡＬ補正ベクタは単一スライ
ス型システムにおいて妥当な較正を提供する。
は、セル５６からの出力の較正は、セル５６の表面上で
のビームのｚ軸位置に基づいて単純な方式で実行され得
る。具体的には、検出器５６の表面上の２つの離れたビ
ーム位置についてゲインを測定することができ、このよ
うなデータからＺＣＡＬ補正ベクタを発生することがで
きる。検出器５６の表面の殆どでのゲインは実質的に均
一であるので、又、ビームはｚ軸内で僅か約０．５ｍｍ
しか移動しないので、ＺＣＡＬ補正ベクタは単一スライ
ス型システムにおいて妥当な較正を提供する。
【００１７】図４は、焦点７２から発しているＸ線を含
めてマルチ・スライス（即ち、１列よりも多い検出器セ
ル）型作像システム７０を示している。ビーム７２は、
プリペイシェント・コリメータ７４によってコリメート
されて、検出器セル７６及び７８の表面に入射してい
る。セル７６及び７８の下方に、Ｘ線ビーム強度プロフ
ァイル８０並びに検出器セルのｚ軸感度曲線８２及び８
４がグラフ図示されている。加えて、検出器セルの信号
対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線８６及び８８も、図示さ
れている。
めてマルチ・スライス（即ち、１列よりも多い検出器セ
ル）型作像システム７０を示している。ビーム７２は、
プリペイシェント・コリメータ７４によってコリメート
されて、検出器セル７６及び７８の表面に入射してい
る。セル７６及び７８の下方に、Ｘ線ビーム強度プロフ
ァイル８０並びに検出器セルのｚ軸感度曲線８２及び８
４がグラフ図示されている。加えて、検出器セルの信号
対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線８６及び８８も、図示さ
れている。
【００１８】マルチ・スライス型作像システム７０の場
合には、具体的には曲線８２及び８４からわかるよう
に、セル７６及び７８からの出力の較正は、単一スライ
ス型システム５０の場合よりも遥かに複雑である。具体
的には、Ｘ線が検出器セル７６及び７８のエッジの領域
に入射しているので、又、エッジの領域が高度に非線形
な感度（曲線８２及び８４）を有しているので、検出器
セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線８６及び８８
は、高度に非線形になる。このような非線形性のため
に、特に薄いスライスのＸ線ビームについて、検出器セ
ルの出力の較正の困難さが増す。
合には、具体的には曲線８２及び８４からわかるよう
に、セル７６及び７８からの出力の較正は、単一スライ
ス型システム５０の場合よりも遥かに複雑である。具体
的には、Ｘ線が検出器セル７６及び７８のエッジの領域
に入射しているので、又、エッジの領域が高度に非線形
な感度（曲線８２及び８４）を有しているので、検出器
セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線８６及び８８
は、高度に非線形になる。このような非線形性のため
に、特に薄いスライスのＸ線ビームについて、検出器セ
ルの出力の較正の困難さが増す。
【００１９】本発明は、一側面では、マルチ・スライス
型システムにおける検出器セルの出力を較正する方法で
ある。このような較正は、Ｘ線の半影が検出器セルのエ
ッジ領域に入射しないようにする高価な精密ポスト・ペ
イシェント・コリメータの使用を要求することなく達成
される。その代わりに、一側面では、本発明はマルチ・
スライス型システムに適切なＺＣＡＬ補正ベクタを発生
する。
型システムにおける検出器セルの出力を較正する方法で
ある。このような較正は、Ｘ線の半影が検出器セルのエ
ッジ領域に入射しないようにする高価な精密ポスト・ペ
イシェント・コリメータの使用を要求することなく達成
される。その代わりに、一側面では、本発明はマルチ・
スライス型システムに適切なＺＣＡＬ補正ベクタを発生
する。
【００２０】更に具体的には、本発明の一実施例によれ
ば、各々の検出器セル、即ち各々のチャンネルについ
て、多数のｚ軸位置における信号ゲインが測定される。
ｚ軸ビーム位置は例えば、１９９５年１２月２１日に出
願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された同時係属中
の米国特許出願第０８／５７６，０６６号「マルチ・ス
ライス型計算機式断層写真法のための改良されたｚ軸Ｘ
線ビーム位置センサ」（Improved Z-Axis X-Ray Beam P
osition Sensor For Multi-Slice Computed Tomograph
y）（出願人控番号第１５ＣＴ４３４２）に記載された
センサのようなｚ軸ビーム位置センサ（又はＺチャンネ
ル）によって測定される。位置センサは、Ｚチャンネル
の位置でビーム位置（Ｚr ）のみを決定する。
ば、各々の検出器セル、即ち各々のチャンネルについ
て、多数のｚ軸位置における信号ゲインが測定される。
ｚ軸ビーム位置は例えば、１９９５年１２月２１日に出
願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された同時係属中
の米国特許出願第０８／５７６，０６６号「マルチ・ス
ライス型計算機式断層写真法のための改良されたｚ軸Ｘ
線ビーム位置センサ」（Improved Z-Axis X-Ray Beam P
osition Sensor For Multi-Slice Computed Tomograph
y）（出願人控番号第１５ＣＴ４３４２）に記載された
センサのようなｚ軸ビーム位置センサ（又はＺチャンネ
ル）によって測定される。位置センサは、Ｚチャンネル
の位置でビーム位置（Ｚr ）のみを決定する。
【００２１】図５、図６及び図７を参照すると、各々の
チャンネル又は検出器セル７６及び７８は、コリメータ
７４の形状、焦点７２の位置及びファン・ビーム内での
検出器チャンネルの位置に依存して異なるｚ軸内のＸ線
ビーム位置を有している。検出器セル７６及び７８を含
んでいる検出器９０は、図６に明瞭に示されているよう
に彎曲しており、ｚ位置（Ｚn ）は、図７に示すよう
に、各々のチャンネル７６及び７８についてｚ軸に沿っ
た点であって、Ｘ線ビームがＦＷＨＭ（半値幅）の強度
にあるような点である。
チャンネル又は検出器セル７６及び７８は、コリメータ
７４の形状、焦点７２の位置及びファン・ビーム内での
検出器チャンネルの位置に依存して異なるｚ軸内のＸ線
ビーム位置を有している。検出器セル７６及び７８を含
んでいる検出器９０は、図６に明瞭に示されているよう
に彎曲しており、ｚ位置（Ｚn ）は、図７に示すよう
に、各々のチャンネル７６及び７８についてｚ軸に沿っ
た点であって、Ｘ線ビームがＦＷＨＭ（半値幅）の強度
にあるような点である。
【００２２】多数のｚ軸位置における各々のチャンネル
７６及び７８の信号、即ちゲインを決定するために、コ
リメータ７４は、較正走査中に１組のｚ軸の位置を通じ
て、例えば０．０２ｍｍ区切りで−０．２ｍｍから＋
０．２ｍｍまで、インデクス付けされる。Ｘ線管が熱す
るにつれて焦点の位置が変化するので、較正中の焦点位
置の変化を測定すると共に補正するために、一連の較正
操作の最後にコリメータ７４を基準位置に復帰させる必
要がある。
７６及び７８の信号、即ちゲインを決定するために、コ
リメータ７４は、較正走査中に１組のｚ軸の位置を通じ
て、例えば０．０２ｍｍ区切りで−０．２ｍｍから＋
０．２ｍｍまで、インデクス付けされる。Ｘ線管が熱す
るにつれて焦点の位置が変化するので、較正中の焦点位
置の変化を測定すると共に補正するために、一連の較正
操作の最後にコリメータ７４を基準位置に復帰させる必
要がある。
【００２３】各々のチャンネル７６及び７８についての
ｚ位置（Ｚn ）は、以下に述べるように焦点の位置に関
係付けられる。 Ｚn ＝（Ｃ−ｆ）ｄn ／ｓn ＋ｆ （１） Ｚ＝検出器上でのビームの位置 ｆ＝ｚ軸内での焦点の位置 Ｃ＝ｚ軸内でのコリメータ点の位置 ｄ＝検出器から焦点までの距離 ｓ＝Ｘ線源からコリメータまでの距離 ｎ＝チャンネル・インデクス 各々のチャンネルについて、補正多項式Ｑn が信号変動
曲線に対してｚ軸位置の関数として適用され、補正多項
式の値にそのチャンネル信号を乗じたものが動作時のｚ
軸位置の範囲にわたって一定値を生ずるようにする。補
正多項式（Ｑn）は、以下の通りである。
ｚ位置（Ｚn ）は、以下に述べるように焦点の位置に関
係付けられる。 Ｚn ＝（Ｃ−ｆ）ｄn ／ｓn ＋ｆ （１） Ｚ＝検出器上でのビームの位置 ｆ＝ｚ軸内での焦点の位置 Ｃ＝ｚ軸内でのコリメータ点の位置 ｄ＝検出器から焦点までの距離 ｓ＝Ｘ線源からコリメータまでの距離 ｎ＝チャンネル・インデクス 各々のチャンネルについて、補正多項式Ｑn が信号変動
曲線に対してｚ軸位置の関数として適用され、補正多項
式の値にそのチャンネル信号を乗じたものが動作時のｚ
軸位置の範囲にわたって一定値を生ずるようにする。補
正多項式（Ｑn）は、以下の通りである。
【００２４】 Ｑn ＝ａn ＋ｂn Ｚn ＋ｃn Ｚn 2… （２） Ｑn ＝Ｚの関数としてのチャンネル・ゲインの逆数 ビーム位置（Ｚr ）は、以下の方程式に従って各々の位
置基準信号（Ｄr ）の関数として測定される。 Ｚr ＝ａr ＋ｂr Ｄr ＋ｃr Ｄr 2… （３） Ｚr ＝差信号Ｄr の関数としてのＺ検知チャンネルにお
けるｚ位置 従って、センサ・チャンネルにおけるビームのＺ位置
は、方程式（３）によって決定される。焦点の位置は、 ｆ＝（Ｚr −Ｃ（ｄr ／ｓr ））／（１−（ｄr ／ｓr ）） （４） によって決定される。ここで、コリメータの位置Ｃ及び
基準チャンネルについてのビームのｚ軸位置Ｚr は既知
である。
置基準信号（Ｄr ）の関数として測定される。 Ｚr ＝ａr ＋ｂr Ｄr ＋ｃr Ｄr 2… （３） Ｚr ＝差信号Ｄr の関数としてのＺ検知チャンネルにお
けるｚ位置 従って、センサ・チャンネルにおけるビームのＺ位置
は、方程式（３）によって決定される。焦点の位置は、 ｆ＝（Ｚr −Ｃ（ｄr ／ｓr ））／（１−（ｄr ／ｓr ）） （４） によって決定される。ここで、コリメータの位置Ｃ及び
基準チャンネルについてのビームのｚ軸位置Ｚr は既知
である。
【００２５】次いで、各々のチャンネルについてのｚ軸
位置が方程式（１）に従って決定され、ＺＣＡＬ補正ベ
クタが方程式（２）に従って決定される。次いで、ＺＣ
ＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じて、チャンネル
信号を較正する。上述のＺＣＡＬ補正ベクタは、マルチ
・スライス型作像システムにおいて、検出器セルのエッ
ジの領域による非線形性が存在していても、このような
ベクタを用いてチャンネル信号を較正することができる
という重要な利点を提供する。又、このようなＺＣＡＬ
補正ベクタを用いると、マルチ・スライス型作像システ
ムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント・コリメ
ータの使用が省かれる。
位置が方程式（１）に従って決定され、ＺＣＡＬ補正ベ
クタが方程式（２）に従って決定される。次いで、ＺＣ
ＡＬ補正ベクタにチャンネル信号を乗じて、チャンネル
信号を較正する。上述のＺＣＡＬ補正ベクタは、マルチ
・スライス型作像システムにおいて、検出器セルのエッ
ジの領域による非線形性が存在していても、このような
ベクタを用いてチャンネル信号を較正することができる
という重要な利点を提供する。又、このようなＺＣＡＬ
補正ベクタを用いると、マルチ・スライス型作像システ
ムにおいて、高価な精密ポスト・ペイシェント・コリメ
ータの使用が省かれる。
【００２６】トゥー・スライスよりも多いスライスのＣ
Ｔシステムに関して（上述のシステム７０は、トゥー・
スライス型システムである。）、コリメータ・システム
の形状が、少量の半影が動作時のｚ軸移動範囲にわたっ
て外側の検出器列に常に入射することを許容するなら
ば、信号変動対ｚ軸ビーム位置は、トゥー・スライス型
ＣＴシステムのビーム曲線と同様になる。このように、
上述のＺＣＡＬ補正アルゴリズムは、トゥー・スライス
型システムで有用であるばかりでなく、トゥー・スライ
スよりも多いスライスを有するマルチ・スライス型ＣＴ
システムにも使用することができる。
Ｔシステムに関して（上述のシステム７０は、トゥー・
スライス型システムである。）、コリメータ・システム
の形状が、少量の半影が動作時のｚ軸移動範囲にわたっ
て外側の検出器列に常に入射することを許容するなら
ば、信号変動対ｚ軸ビーム位置は、トゥー・スライス型
ＣＴシステムのビーム曲線と同様になる。このように、
上述のＺＣＡＬ補正アルゴリズムは、トゥー・スライス
型システムで有用であるばかりでなく、トゥー・スライ
スよりも多いスライスを有するマルチ・スライス型ＣＴ
システムにも使用することができる。
【００２７】更に具体的には、図８は、焦点１０２から
発しているＸ線を含めてフォー（４）・スライス型作像
システム１００を模式的に示している。ビームは、プリ
ペイシェント・コリメータ１０４によってコリメートさ
れて、検出器セル１０６、１０８、１１０及び１１２の
表面に入射している。最も外側のセル１０６及び１１２
の下方に、これらのセル１０６及び１１２についてのＸ
線ビーム強度プロファイル１１４並びに検出器セルのｚ
軸感度曲線１１６及び１１８がグラフ図示されている。
加えて、検出器セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲
線１２０及び１２２も図示されている。
発しているＸ線を含めてフォー（４）・スライス型作像
システム１００を模式的に示している。ビームは、プリ
ペイシェント・コリメータ１０４によってコリメートさ
れて、検出器セル１０６、１０８、１１０及び１１２の
表面に入射している。最も外側のセル１０６及び１１２
の下方に、これらのセル１０６及び１１２についてのＸ
線ビーム強度プロファイル１１４並びに検出器セルのｚ
軸感度曲線１１６及び１１８がグラフ図示されている。
加えて、検出器セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲
線１２０及び１２２も図示されている。
【００２８】図８に示すように、少量の半影が、動作時
のｚ軸移動範囲にわたって外側の検出器列１０６及び１
１２に入射している。その結果、信号変動対ビームのｚ
軸位置（曲線１２０及び１２２）は、トゥー・スライス
型ＣＴシステムのビーム曲線と同様になるので、上述の
ＺＣＡＬ補正を用いることができる。しかしながら、ビ
ーム・モーションによって半影が最も外側の検出器セル
１０６及び１１２を逸れて移動すれば、これ以上の移動
があっても検出器１０６及び１１２からの信号に実質的
に何の変化ももたらさなくなるような不連続点、即ち、
屈曲部（knee）１２４及び１２６が現れる。この点で
は、検出器配列は本影で完全に溢れて（flood）いる。
非常に高い次数の関数であっても、実際的なＺＣＡＬ補
正ベクタを実現してアーティファクトを回避するのに十
分な正確さでこの曲線の形状の鋭い変化を画定すること
は、一般に不可能である。
のｚ軸移動範囲にわたって外側の検出器列１０６及び１
１２に入射している。その結果、信号変動対ビームのｚ
軸位置（曲線１２０及び１２２）は、トゥー・スライス
型ＣＴシステムのビーム曲線と同様になるので、上述の
ＺＣＡＬ補正を用いることができる。しかしながら、ビ
ーム・モーションによって半影が最も外側の検出器セル
１０６及び１１２を逸れて移動すれば、これ以上の移動
があっても検出器１０６及び１１２からの信号に実質的
に何の変化ももたらさなくなるような不連続点、即ち、
屈曲部（knee）１２４及び１２６が現れる。この点で
は、検出器配列は本影で完全に溢れて（flood）いる。
非常に高い次数の関数であっても、実際的なＺＣＡＬ補
正ベクタを実現してアーティファクトを回避するのに十
分な正確さでこの曲線の形状の鋭い変化を画定すること
は、一般に不可能である。
【００２９】しかしながら、このような場合には、較正
中に屈曲部１２４及び１２６のｚ軸ビーム位置を、７点
箱型フィルタ（seven point box car filter）で補正さ
れた１組の信号対ビーム位置チャンネル・データにおけ
る最大値の０．９９倍を超える第１の点として同定する
ことができる。次いで、多項式補正関数を、屈曲部まで
の且つ屈曲部を含めた彎曲部分に対してのみ適用するこ
とができる。補正多項式及びｚ軸位置の不連続点は、各
々のチャンネルについて記憶される。患者の走査中に
は、ビーム位置が屈曲部よりも上方にあるか下方にある
かによって、各々のチャンネルに多項式の値又は定数の
いずれかによる補正が適用される。
中に屈曲部１２４及び１２６のｚ軸ビーム位置を、７点
箱型フィルタ（seven point box car filter）で補正さ
れた１組の信号対ビーム位置チャンネル・データにおけ
る最大値の０．９９倍を超える第１の点として同定する
ことができる。次いで、多項式補正関数を、屈曲部まで
の且つ屈曲部を含めた彎曲部分に対してのみ適用するこ
とができる。補正多項式及びｚ軸位置の不連続点は、各
々のチャンネルについて記憶される。患者の走査中に
は、ビーム位置が屈曲部よりも上方にあるか下方にある
かによって、各々のチャンネルに多項式の値又は定数の
いずれかによる補正が適用される。
【００３０】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。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。
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。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】Ｘ線ビーム及び検出器セルの模式図であって、
Ｘ線ビーム強度プロファイル、検出器セルのｚ軸感度、
及び検出器セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置を含めた
図である。
Ｘ線ビーム強度プロファイル、検出器セルのｚ軸感度、
及び検出器セルの信号対Ｘ線ビームのｚ軸位置を含めた
図である。
【図４】Ｘ線ビーム及び２つの（即ち、ツウィン）検出
器セルの模式図であって、Ｘ線ビーム強度プロファイ
ル、検出器セルのｚ軸感度、及び検出器セルの信号対Ｘ
線ビームのｚ軸位置を含めた図である。
器セルの模式図であって、Ｘ線ビーム強度プロファイ
ル、検出器セルのｚ軸感度、及び検出器セルの信号対Ｘ
線ビームのｚ軸位置を含めた図である。
【図５】ツウィン検出器セルと、セルに関するＸ線ビー
ムのｚ軸位置とを示す模式図である。
ムのｚ軸位置とを示す模式図である。
【図６】直線的なコリメータ及び彎曲した検出器セル配
列を示す図である。
列を示す図である。
【図７】Ｘ線ビーム（中心）位置対検出器セル（即ち、
チャンネル）位置を示す図である。
チャンネル）位置を示す図である。
【図８】Ｘ線ビーム及び４つの検出器セルの模式図であ
って、Ｘ線ビーム強度プロファイル、最も外側の各セル
のｚ軸感度、及び最も外側の各検出器セルの信号対Ｘ線
ビームのｚ軸位置を含めた図である。
って、Ｘ線ビーム強度プロファイル、最も外側の各セル
のｚ軸感度、及び最も外側の各検出器セルの信号対Ｘ線
ビームのｚ軸位置を含めた図である。
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 単一スライス型作像システム ５２、７２、１０２ 焦点 ５４、７４、１０４ プリペイシェント・コリメータ ５６、７６、７８、１０６、１０８、１１０、１１２
検出器セル ５８、８０、１１４ Ｘ線ビーム強度曲線 ６０、８２、８４、１１６、１１８ 検出器セルのｚ軸
感度曲線 ６２、８６、８８、１２０、１２２ 検出器セルの信号
対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線 ７０ トゥー・スライス型作像システム ９０ 検出器 １００ フォー・スライス型作像システム １２４、１２６ 屈曲部
検出器セル ５８、８０、１１４ Ｘ線ビーム強度曲線 ６０、８２、８４、１１６、１１８ 検出器セルのｚ軸
感度曲線 ６２、８６、８８、１２０、１２２ 検出器セルの信号
対Ｘ線ビームのｚ軸位置の曲線 ７０ トゥー・スライス型作像システム ９０ 検出器 １００ フォー・スライス型作像システム １２４、１２６ 屈曲部
Claims (7)
- 【請求項１】 Ｘ線源（１４）と、少なくとも２列の検
出器セル（７６、７８）を有している検出器配列（１
８）とを含んでいる計算機式断層写真法システム（１
０）用の計算機（３６）であって、該計算機（３６）
は、投影データを較正するように構成されていると共
に、 各々の検出器セル（７６、７８）について、多数のｚ軸
位置における信号ゲインを決定し、 補正多項式Ｑn を信号変動曲線に対してｚ軸位置の関数
として適用し、前記補正多項式の値にそのチャンネル信
号を乗じたものが動作時のｚ軸位置の範囲にわたって一
定値を生ずるようにし、 各々の位置基準信号（Ｄr ）の関数としてのビーム位置
（Ｚr ）と、センサ・チャンネルにおけるビームのＺ位
置とを決定し、 各々の検出器セル（７６、７８）についてのｚ軸位置
と、各々のセル（７６、７８）についての補正ベクタと
を決定し、 各々のチャンネル信号に前記補正ベクタを乗じて、各々
のチャンネル信号を較正するようにプログラムされてい
る計算機式断層写真法システム（１０）用の計算機（３
６）。 - 【請求項２】 各々の検出器セル（７６、７８）につい
て、多数のｚ軸位置における信号ゲインを決定するとき
に、前記ｚ軸ビーム位置は、ｚ軸ビーム位置センサによ
り測定されている請求項１に記載の計算機（３６）。 - 【請求項３】 前記計算機式断層写真法システム（１
０）は更に、コリメータ（７４）を含んでおり、各々の
チャンネル（７６、７８）について、多数のｚ軸位置に
おける信号ゲインを決定するときに、前記コリメータ
（７４）は、較正走査中に１組のｚ軸位置を通じてイン
デクス付けされている請求項２に記載の計算機（３
６）。 - 【請求項４】 各々のチャンネル（７６、７８）につい
ての前記ｚ位置（Ｚ n ）は、 Ｚn ＝（Ｃ−ｆ）ｄn ／ｓn ＋ｆ により前記Ｘ線源の焦点（７２）の位置に関係付けられ
ており、ここで、 Ｚ＝検出器上でのビームの位置 ｆ＝ｚ軸内での焦点の位置 Ｃ＝ｚ軸内でのコリメータ点の位置 ｄ＝検出器から焦点までの距離 ｓ＝線源からコリメータまでの距離 ｎ＝チャンネル・インデクス である請求項１に記載の計算機（３６）。 - 【請求項５】 前記補正多項式Ｑn は、 Ｑn ＝ａn ＋ｂn Ｚn ＋ｃn Ｚn 2… であり、ここで、 Ｑn ＝Ｚの関数としてのチャンネル・ゲインの逆数 である請求項４に記載の計算機（３６）。
- 【請求項６】 ビーム位置（Ｚr ）は、以下の方程式 Ｚr ＝ａr ＋ｂr Ｄr ＋ｃr Ｄr 2… に従って各々の位置基準信号（Ｄr ）の関数として測定
されており、ここで、 Ｚr ＝差信号Ｄr の関数としてのＺ検知チャンネルにお
けるｚ位置である請求項５に記載の計算機（３６）。 - 【請求項７】 前記焦点（７２）の位置は、 ｆ＝（Ｚr −Ｃ（ｄr ／ｓr ））／（１−（ｄr ／ｓ
r ）） により決定されている請求項６に記載の計算機（３
６）。
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6215844B1 (en) | 1998-08-06 | 2001-04-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomography apparatus |
| JP2001095792A (ja) * | 1999-08-27 | 2001-04-10 | General Electric Co <Ge> | Ｃｔイメージング用ｘ線ビームを位置決めする方法及び装置 |
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|---|---|---|---|---|
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| US6056437A (en) * | 1998-08-25 | 2000-05-02 | General Electric Company | Methods and apparatus for imaging system detector alignment |
| US6094469A (en) * | 1998-10-21 | 2000-07-25 | Analogic Corporation | Computed tomography system with stable beam position |
| US6256364B1 (en) * | 1998-11-24 | 2001-07-03 | General Electric Company | Methods and apparatus for correcting for x-ray beam movement |
| US6302580B1 (en) | 1998-11-25 | 2001-10-16 | General Electric Company | Apparatus for solid state digital imager tracking radiography |
| US6327331B1 (en) * | 1999-12-28 | 2001-12-04 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for analyzing CT z-axis beam positioning |
| US7086780B2 (en) * | 2004-05-20 | 2006-08-08 | General Electric Company | Methods for spectrally calibrating CT imaging apparatus detectors |
| US7391844B2 (en) * | 2005-01-14 | 2008-06-24 | General Electric Company | Method and apparatus for correcting for beam hardening in CT images |
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| US20160199019A1 (en) * | 2015-01-13 | 2016-07-14 | Arineta Ltd. | Method and apparatus for focal spot position tracking |
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6215844B1 (en) | 1998-08-06 | 2001-04-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computed tomography apparatus |
| JP2001095792A (ja) * | 1999-08-27 | 2001-04-10 | General Electric Co <Ge> | Ｃｔイメージング用ｘ線ビームを位置決めする方法及び装置 |
| JP2001170041A (ja) * | 1999-08-27 | 2001-06-26 | General Electric Co <Ge> | Ｃｔ用ｘ線ビーム追跡ループを較正する方法及び装置 |
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