JPH10149895A - Ｘ線管電流を変調させる方法及びシステム並びに計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステム - Google Patents
Ｘ線管電流を変調させる方法及びシステム並びに計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシステムInfo
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- JPH10149895A JPH10149895A JP9238766A JP23876697A JPH10149895A JP H10149895 A JPH10149895 A JP H10149895A JP 9238766 A JP9238766 A JP 9238766A JP 23876697 A JP23876697 A JP 23876697A JP H10149895 A JPH10149895 A JP H10149895A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 高品質の画像を形成し且つ患者への照射線量
を低減させることのできるＸ線管電流を変調させる方法
及びシステムを提供する。 【解決手段】 本発明に係る方法及びシステムでは、計
算式断層写真法システムにおいて、ガントリ角度及びス
ライス位置の関数としてＸ線管電流を変調させる。最終
の画像についての所望のノイズ・レベルが選択され、所
望の最小Ｘ線光子読み取り値及び所望の平均Ｘ線光子読
み取り値が同定されて、所望のノイズ・レベルに従った
画像が形成される。走査中には、実際のＸ線光子読み取
り値を、所望の平均Ｘ線光子読み取り値及び所望の最小
Ｘ線光子読み取り値と共に用いて、Ｘ線変調係数を発生
する。次いで、この変調係数を用いて、Ｘ線管電流を変
調させる。
を低減させることのできるＸ線管電流を変調させる方法
及びシステムを提供する。 【解決手段】 本発明に係る方法及びシステムでは、計
算式断層写真法システムにおいて、ガントリ角度及びス
ライス位置の関数としてＸ線管電流を変調させる。最終
の画像についての所望のノイズ・レベルが選択され、所
望の最小Ｘ線光子読み取り値及び所望の平均Ｘ線光子読
み取り値が同定されて、所望のノイズ・レベルに従った
画像が形成される。走査中には、実際のＸ線光子読み取
り値を、所望の平均Ｘ線光子読み取り値及び所望の最小
Ｘ線光子読み取り値と共に用いて、Ｘ線変調係数を発生
する。次いで、この変調係数を用いて、Ｘ線管電流を変
調させる。
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）のイメージングに関し、より具体的に
は、ＣＴイメージング・システムのＸ線源に供給される
Ｘ線管電流を変調させることに関する。
層写真法（ＣＴ）のイメージングに関し、より具体的に
は、ＣＴイメージング・システムのＸ線源に供給される
Ｘ線管電流を変調させることに関する。
【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、一般的
に「イメージング平面」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、患者等のイメー
ジングされるべき物体を通過する。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、一般的
に「イメージング平面」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、患者等のイメー
ジングされるべき物体を通過する。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、イメージング平面内でイメー
ジングされるべき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１回の走査は、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（filt
ered backprojection）法と呼ばれている。この方法
は、ある走査からの減衰測定値を、「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、イメージング平面内でイメー
ジングされるべき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１回の走査は、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（filt
ered backprojection）法と呼ばれている。この方法
は、ある走査からの減衰測定値を、「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】多数のスライスを取得するのに要求される
全走査時間を短縮するために、「螺旋（ヘリカル）」走
査を実行することができる。「螺旋」走査を実行するた
めには、所定の数のスライスについてのデータが取得さ
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・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発
生する。ファン・ビームによって精密に撮像された螺旋
から投影データが取得され、この投影データから各々の
所定のスライスの画像を再構成することができる。螺旋
走査において取得されたデータから画像を再構成するの
に利用可能な画像再構成アルゴリズムは、１９９５年５
月９日に出願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された
米国特許出願第０８／４３６，１７６号に記載されてい
る。
全走査時間を短縮するために、「螺旋（ヘリカル）」走
査を実行することができる。「螺旋」走査を実行するた
めには、所定の数のスライスについてのデータが取得さ
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・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発
生する。ファン・ビームによって精密に撮像された螺旋
から投影データが取得され、この投影データから各々の
所定のスライスの画像を再構成することができる。螺旋
走査において取得されたデータから画像を再構成するの
に利用可能な画像再構成アルゴリズムは、１９９５年５
月９日に出願され、本出願と共通の譲受人に譲渡された
米国特許出願第０８／４３６，１７６号に記載されてい
る。
【０００５】Ｘ線管電流（「ｍＡ」）、Ｘ線管供給電圧
（「ｋＶ」）、スライス厚さ、走査時間及び螺旋ピッチ
等のいくつかの走査パラメータは、画質に影響を与える
ことが知られている。加えて、Ｘ線管電流は典型的に
は、患者へのＸ線の照射線量に直接的に関係する。Ｘ線
管電流がより高ければ、例えば画質を改善することがで
きるが、患者への照射線量は増大する可能性がある。従
来、Ｘ線管電流は、許容可能な画質と患者への低照射線
量とを提供するように固定されている。
（「ｋＶ」）、スライス厚さ、走査時間及び螺旋ピッチ
等のいくつかの走査パラメータは、画質に影響を与える
ことが知られている。加えて、Ｘ線管電流は典型的に
は、患者へのＸ線の照射線量に直接的に関係する。Ｘ線
管電流がより高ければ、例えば画質を改善することがで
きるが、患者への照射線量は増大する可能性がある。従
来、Ｘ線管電流は、許容可能な画質と患者への低照射線
量とを提供するように固定されている。
【０００６】画質に関しては、上述したように、Ｘ線管
電流レベルがより高ければ、典型的にはノイズのより少
ない画像が形成される。逆に、Ｘ線管電流レベルがより
低ければ、画像内に著しいストリーキング（縞）・アー
ティファクトが発生することが知られている。このスト
リーキングは典型的には、Ｘ線光子不足に起因してい
る。
電流レベルがより高ければ、典型的にはノイズのより少
ない画像が形成される。逆に、Ｘ線管電流レベルがより
低ければ、画像内に著しいストリーキング（縞）・アー
ティファクトが発生することが知られている。このスト
リーキングは典型的には、Ｘ線光子不足に起因してい
る。
【０００７】Ｘ線管電流レベルがより高ければ、より低
ノイズの画像が得られるが、このようなより高いＸ線管
電流レベルによって、患者はより高いＸ線照射線量にさ
らされると共に、ＣＴシステムの構成要素に過負荷が与
えられる可能性がある。具体的には、Ｘ線管電流の設定
は、Ｘ線管によって送出されるＸ線束の量に影響を及ぼ
す。Ｘ線管は典型的には、Ｘ線管が発熱を起こさずに固
定された時間内に送出するＸ線束の量に関して制限され
ている。このような制限を超えると、Ｘ線管を冷却し
て、管の損傷を回避しなければならない。従って、より
高いＸ線管電流が用いられるならば、Ｘ線管が冷却し得
るように走査を中断させなければならないことがある。
又、Ｘ線管電流レベルがより高いと、ＣＴシステムのデ
ータ収集システム（ＤＡＳ）がオーバレンジ（レンジ超
過）する結果、著しいシェーディング（暗影）・アーテ
ィファクトが発生することも知られている。
ノイズの画像が得られるが、このようなより高いＸ線管
電流レベルによって、患者はより高いＸ線照射線量にさ
らされると共に、ＣＴシステムの構成要素に過負荷が与
えられる可能性がある。具体的には、Ｘ線管電流の設定
は、Ｘ線管によって送出されるＸ線束の量に影響を及ぼ
す。Ｘ線管は典型的には、Ｘ線管が発熱を起こさずに固
定された時間内に送出するＸ線束の量に関して制限され
ている。このような制限を超えると、Ｘ線管を冷却し
て、管の損傷を回避しなければならない。従って、より
高いＸ線管電流が用いられるならば、Ｘ線管が冷却し得
るように走査を中断させなければならないことがある。
又、Ｘ線管電流レベルがより高いと、ＣＴシステムのデ
ータ収集システム（ＤＡＳ）がオーバレンジ（レンジ超
過）する結果、著しいシェーディング（暗影）・アーテ
ィファクトが発生することも知られている。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】患者への照射線量を減
少させるために、システム・オペレータは、Ｘ線照射線
量を手動で変化させることができる。Ｘ線照射線量は、
スライス位置と、投影角度との両者の関数として変化さ
せられることができる。この投影角度は即ち、Ｘ線源と
Ｘ線を照射されている物体との相対的な角度位置であ
る。典型的には、Ｘ線照射線量の選択は、オペレータの
経験に大きく依存している。スライス位置の関数として
のＸ線照射線量の手動選択は、しばしば不正確であり、
経験を積んだオペレータの場合であっても、患者への過
剰な照射及び患者への不十分な照射の両方が起こり得
る。更に、類似した物体の走査が、このような走査を行
う相異なる各オペレータの間で一致しないこともある。
少させるために、システム・オペレータは、Ｘ線照射線
量を手動で変化させることができる。Ｘ線照射線量は、
スライス位置と、投影角度との両者の関数として変化さ
せられることができる。この投影角度は即ち、Ｘ線源と
Ｘ線を照射されている物体との相対的な角度位置であ
る。典型的には、Ｘ線照射線量の選択は、オペレータの
経験に大きく依存している。スライス位置の関数として
のＸ線照射線量の手動選択は、しばしば不正確であり、
経験を積んだオペレータの場合であっても、患者への過
剰な照射及び患者への不十分な照射の両方が起こり得
る。更に、類似した物体の走査が、このような走査を行
う相異なる各オペレータの間で一致しないこともある。
【０００９】より一貫して患者への照射線量を減少させ
るために、走査中にＸ線管電流を投影角度の関数として
自動的に変化させることが知られている。このような１
つの方法が、例えば、本出願と共通の譲受人に譲渡され
た米国特許第５，３７９，３３３号「ＣＴ走査中のＸ線
管電流の変調による可変的な照射線量の投与」（"Varia
ble Dose Application By Modulation of X-Ray Tube C
urrent During CT Scanning"）に記載されている。この
方法は、データ収集よりも前に、２つのスカウト画像を
取得することをオペレータに要求する。２つのスカウト
画像は、互いに直交する方向で取得されて、これらのス
カウト画像の減衰値の比に基づいて、最終のＸ線管電流
の波形が導き出される。走査中には、Ｘ線管電流は、所
定の電流波形に適合するように制御される。
るために、走査中にＸ線管電流を投影角度の関数として
自動的に変化させることが知られている。このような１
つの方法が、例えば、本出願と共通の譲受人に譲渡され
た米国特許第５，３７９，３３３号「ＣＴ走査中のＸ線
管電流の変調による可変的な照射線量の投与」（"Varia
ble Dose Application By Modulation of X-Ray Tube C
urrent During CT Scanning"）に記載されている。この
方法は、データ収集よりも前に、２つのスカウト画像を
取得することをオペレータに要求する。２つのスカウト
画像は、互いに直交する方向で取得されて、これらのス
カウト画像の減衰値の比に基づいて、最終のＸ線管電流
の波形が導き出される。走査中には、Ｘ線管電流は、所
定の電流波形に適合するように制御される。
【００１０】この方法は、全体的な管の使用量を減少さ
せるのには効果的であるが、追加のスカウト画像を取得
しなければならない。追加のスカウト画像の取得は、時
間がかかり、厄介であることに加えて、追加のＸ線照射
線量で患者を照射するものである。更に、投影角度の関
数としてのみＸ線管電流を変化させることにより、１回
の走査の範囲内で、相異なるスライス位置における同一
の投影角度において、過剰な照射線量をもたらす可能性
がある。例えば、人間の胴体を走査している際には、肩
領域及び肺領域の両方がＸ線照射線量にさらされる。Ｘ
線管と検出器とが２つの肩甲骨の配向に整列しているよ
うな投影角度及びスライス位置においては、患者の減衰
特性が大幅に高くなるので、高品質の画像を形成するた
めには、高いＸ線照射線量が要求される。しかしなが
ら、肺領域を走査しているとき、即ち、同じ投影角度で
あるが新たなスライス位置を走査しているときには、肺
領域は、肩甲骨の減衰特性と比較して小さな減衰特性を
有しているので、このような高いＸ線照射線量は過剰で
ある可能性がある。
せるのには効果的であるが、追加のスカウト画像を取得
しなければならない。追加のスカウト画像の取得は、時
間がかかり、厄介であることに加えて、追加のＸ線照射
線量で患者を照射するものである。更に、投影角度の関
数としてのみＸ線管電流を変化させることにより、１回
の走査の範囲内で、相異なるスライス位置における同一
の投影角度において、過剰な照射線量をもたらす可能性
がある。例えば、人間の胴体を走査している際には、肩
領域及び肺領域の両方がＸ線照射線量にさらされる。Ｘ
線管と検出器とが２つの肩甲骨の配向に整列しているよ
うな投影角度及びスライス位置においては、患者の減衰
特性が大幅に高くなるので、高品質の画像を形成するた
めには、高いＸ線照射線量が要求される。しかしなが
ら、肺領域を走査しているとき、即ち、同じ投影角度で
あるが新たなスライス位置を走査しているときには、肺
領域は、肩甲骨の減衰特性と比較して小さな減衰特性を
有しているので、このような高いＸ線照射線量は過剰で
ある可能性がある。
【００１１】高品質の画像を形成し、且つ患者への照射
線量を低減させることが望ましい。又、追加のスカウト
画像の必要性をなくすと共に、各々の投影角度及び各々
の走査位置について、患者への不十分な照射及び／又は
患者への過剰な照射を回避することも望ましい。
線量を低減させることが望ましい。又、追加のスカウト
画像の必要性をなくすと共に、各々の投影角度及び各々
の走査位置について、患者への不十分な照射及び／又は
患者への過剰な照射を回避することも望ましい。
【００１２】
【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、以下のシステムで達成されることができる。
即ちこのシステムは、一実施例では、類似したビュー角
度であったとしても、相異なるスライスとスライスとの
間で相異なる減衰特性に対してよりよく適合するよう
に、Ｘ線管電流と、走査の持続時間にわたっての結果と
して得られるＸ線束とを変化させるものである。具体的
には、一実施例では、Ｘ線管電流は、形成される画像に
おける所望のノイズ・レベルに従って、スライス位置及
び投影角度の両者の関数として変化させられる、即ち変
調される。この実施例では、Ｘ線管電流は、以下の式で
定義される換算係数（スケーリング・ファクタ）ｓを用
いて変調される。
の目的は、以下のシステムで達成されることができる。
即ちこのシステムは、一実施例では、類似したビュー角
度であったとしても、相異なるスライスとスライスとの
間で相異なる減衰特性に対してよりよく適合するよう
に、Ｘ線管電流と、走査の持続時間にわたっての結果と
して得られるＸ線束とを変化させるものである。具体的
には、一実施例では、Ｘ線管電流は、形成される画像に
おける所望のノイズ・レベルに従って、スライス位置及
び投影角度の両者の関数として変化させられる、即ち変
調される。この実施例では、Ｘ線管電流は、以下の式で
定義される換算係数（スケーリング・ファクタ）ｓを用
いて変調される。
【００１３】ｓ＝（ξ／ωi ）ｆ（ε／ηi ） ここで、ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、ｘ≧１の場
合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、ξは、所望の平均光子読
み取り値、ωi は、実際の平均光子読み取り値、εは、
所望の最小光子読み取り値、ηi は、実際の最小光子読
み取り値である。
合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、ξは、所望の平均光子読
み取り値、ωi は、実際の平均光子読み取り値、εは、
所望の最小光子読み取り値、ηi は、実際の最小光子読
み取り値である。
【００１４】走査を実行するよりも前に、オペレータ
は、形成される画像について所望の（又は許容可能な）
ノイズ・レベルを選択する。次いで、選択されたノイズ
・レベルを用いて、システムによって、所望の平均光子
読み取り値ξ、及び所望の最小光子読み取り値εが決定
される。走査中に、実際の光子読み取り値、即ち、走査
中に受け取られる信号強度が、所望の光子読み取り値と
比較されて、換算係数ｓが発生される。換算係数ｓにＸ
線管電流を乗じて新たな電流が求められ、Ｘ線管電流
は、この新たな電流の大きさと等しい大きさを有するよ
うに調節される。
は、形成される画像について所望の（又は許容可能な）
ノイズ・レベルを選択する。次いで、選択されたノイズ
・レベルを用いて、システムによって、所望の平均光子
読み取り値ξ、及び所望の最小光子読み取り値εが決定
される。走査中に、実際の光子読み取り値、即ち、走査
中に受け取られる信号強度が、所望の光子読み取り値と
比較されて、換算係数ｓが発生される。換算係数ｓにＸ
線管電流を乗じて新たな電流が求められ、Ｘ線管電流
は、この新たな電流の大きさと等しい大きさを有するよ
うに調節される。
【００１５】上述のようにして、画像において所望のノ
イズ・レベルに従ってＸ線管電流を変調させることによ
り、画質を維持しながら、画像を取得するための照射線
量を減少させることができる。更に、相異なるスライス
についての同一の投影角度においても、より低い減衰特
性と互いに関連している投影についてはＸ線管電流を減
少させることにより、患者への照射線量が減少される
か、又は少なくとも過剰ではなくなる。加えて、このよ
うな変調は、追加のスカウト画像を全く要求しない。
イズ・レベルに従ってＸ線管電流を変調させることによ
り、画質を維持しながら、画像を取得するための照射線
量を減少させることができる。更に、相異なるスライス
についての同一の投影角度においても、より低い減衰特
性と互いに関連している投影についてはＸ線管電流を減
少させることにより、患者への照射線量が減少される
か、又は少なくとも過剰ではなくなる。加えて、このよ
うな変調は、追加のスカウト画像を全く要求しない。
【００１６】
【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）イメージング・システム１０が、「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、即ちＸ線管１４を有しており、Ｘ線管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１
８に向かってＸ−Ｙ平面に沿って投射する。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線ビームの強度を表す、従って患者２２を通過す
る際のビームの減衰量を表すある信号レベルを有してい
る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回の走査中に、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）イメージング・システム１０が、「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、即ちＸ線管１４を有しており、Ｘ線管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１
８に向かってＸ−Ｙ平面に沿って投射する。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線ビームの強度を表す、従って患者２２を通過す
る際のビームの減衰量を表すある信号レベルを有してい
る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回の走査中に、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。
【００１７】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は、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は、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。
【００１８】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、オペレータからの命令（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測す
ることができる。オペレータが供給した命令及びパラメ
ータは、計算機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、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。
コンソール４０を介して、オペレータからの命令（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測す
ることができる。オペレータが供給した命令及びパラメ
ータは、計算機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、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。
【００１９】本発明のＸ線管電流変調は、いかなる特定
のＣＴシステムにおける実行にも限定されず、又、この
ような変調は、いかなる特定の画像再構成アルゴリズム
にも限定されない。同様に、本発明のＸ線管電流変調
は、螺旋走査及び軸方向走査等の特定の走査形式と関連
付けての使用に一切限定されない。更に、この電流変調
アルゴリズムは、例えば、Ｘ線管１４（図２）に対して
所望の電流を供給するようにＸ線制御装置２８を制御す
るために、計算機３６内で実行され得ることを理解され
たい。
のＣＴシステムにおける実行にも限定されず、又、この
ような変調は、いかなる特定の画像再構成アルゴリズム
にも限定されない。同様に、本発明のＸ線管電流変調
は、螺旋走査及び軸方向走査等の特定の走査形式と関連
付けての使用に一切限定されない。更に、この電流変調
アルゴリズムは、例えば、Ｘ線管１４（図２）に対して
所望の電流を供給するようにＸ線制御装置２８を制御す
るために、計算機３６内で実行され得ることを理解され
たい。
【００２０】本発明の一実施例によれば、Ｘ線管電流
は、信号強度と、選択されたノイズ・レベルとに基づい
て変調される。ノイズ・レベルに関しては、公知のよう
に、検出器素子読み取り値の分散は、量子ノイズによっ
て支配されているときには、検出器素子２０における測
定された信号に比例している。具体的には、 σ2 ＝α （１） であり、ここで、αは、測定された信号であり、σは、
信号の標準偏差である。
は、信号強度と、選択されたノイズ・レベルとに基づい
て変調される。ノイズ・レベルに関しては、公知のよう
に、検出器素子読み取り値の分散は、量子ノイズによっ
て支配されているときには、検出器素子２０における測
定された信号に比例している。具体的には、 σ2 ＝α （１） であり、ここで、αは、測定された信号であり、σは、
信号の標準偏差である。
【００２１】１次近似にまでにおいては、断層像の再構
成過程は実質的に線形であるので、最終の画像における
分散は、測定された信号における分散に比例して決ま
る。従って、最終の画像における所望のノイズ・レベル
を達成するためには、投影の際の信号レベルを同定すれ
ばよい。上述のように、信号レベルは、ビームが患者を
通過する際のビームの減衰量に比例して関連付けられ
る。従って、患者の減衰特性が既知であるならば、所望
の信号レベルとＸ線電流とを用いて、最終の画像におけ
る所望のノイズ・レベルを発生することができる。しか
しながら、患者の減衰特性は、走査の前には一般的に既
知ではない。公知の方法によれば、患者の減衰特性はシ
ステム・オペレータによって「推測」されるか、又はオ
ペレータがスカウト走査を実行して患者の減衰特性を決
定する。
成過程は実質的に線形であるので、最終の画像における
分散は、測定された信号における分散に比例して決ま
る。従って、最終の画像における所望のノイズ・レベル
を達成するためには、投影の際の信号レベルを同定すれ
ばよい。上述のように、信号レベルは、ビームが患者を
通過する際のビームの減衰量に比例して関連付けられ
る。従って、患者の減衰特性が既知であるならば、所望
の信号レベルとＸ線電流とを用いて、最終の画像におけ
る所望のノイズ・レベルを発生することができる。しか
しながら、患者の減衰特性は、走査の前には一般的に既
知ではない。公知の方法によれば、患者の減衰特性はシ
ステム・オペレータによって「推測」されるか、又はオ
ペレータがスカウト走査を実行して患者の減衰特性を決
定する。
【００２２】螺旋走査においては、Ｘ線管及び検出器
は、患者の周りを実質的に一定の速度で回転している。
ガントリは、各々のガントリ回転において１つの螺旋ピ
ッチ分、並進する。螺旋ピッチは、Ｘ線源が１回転する
際のテーブルの移動量の、Ｘ線源コリメータによって定
義されるスライス幅に対する比である。一般的には、
１：１の螺旋ピッチを用いているときには、患者の解剖
学的構造は、回転と回転との間で、即ちスライスとスラ
イスとの間で実質的に一定に留まっている。具体的に
は、第１の回転、即ち第１のスライスにおける減衰特性
は、第２の後続の回転、即ち第２の後続のスライスにお
ける減衰特性と実質的に類似している。同様に、患者の
減衰特性は、投影角度の関数として急激に変化すること
はない。具体的には、第１の投影角度における減衰特性
は、第１の投影角度の近くの第２の投影角度における減
衰特性と、実質的に類似している。
は、患者の周りを実質的に一定の速度で回転している。
ガントリは、各々のガントリ回転において１つの螺旋ピ
ッチ分、並進する。螺旋ピッチは、Ｘ線源が１回転する
際のテーブルの移動量の、Ｘ線源コリメータによって定
義されるスライス幅に対する比である。一般的には、
１：１の螺旋ピッチを用いているときには、患者の解剖
学的構造は、回転と回転との間で、即ちスライスとスラ
イスとの間で実質的に一定に留まっている。具体的に
は、第１の回転、即ち第１のスライスにおける減衰特性
は、第２の後続の回転、即ち第２の後続のスライスにお
ける減衰特性と実質的に類似している。同様に、患者の
減衰特性は、投影角度の関数として急激に変化すること
はない。具体的には、第１の投影角度における減衰特性
は、第１の投影角度の近くの第２の投影角度における減
衰特性と、実質的に類似している。
【００２３】本発明の一実施例によれば、Ｘ線管電流
は、測定された減衰特性に従って動的に修正される。具
体的には、この実施例では、測定された減衰特性、即ち
Ｘ線光子読み取り値を用いてＸ線管電流換算係数ｓを発
生し、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調させる。よ
り具体的には、平均Ｘ線光子読み取り値及び最小Ｘ線光
子読み取り値のようなＸ線束データが、検出器１８から
取得されると共に、これらのＸ線束データを用いて換算
係数ｓが発生され、このようにしてＸ線管電流が変調さ
れる。
は、測定された減衰特性に従って動的に修正される。具
体的には、この実施例では、測定された減衰特性、即ち
Ｘ線光子読み取り値を用いてＸ線管電流換算係数ｓを発
生し、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調させる。よ
り具体的には、平均Ｘ線光子読み取り値及び最小Ｘ線光
子読み取り値のようなＸ線束データが、検出器１８から
取得されると共に、これらのＸ線束データを用いて換算
係数ｓが発生され、このようにしてＸ線管電流が変調さ
れる。
【００２４】図３は、Ｘ線管電流を変調させるために本
発明の一実施例に従って実行される一連の工程を示して
いる。具体的には、走査を初期化（工程５０）した後
に、関心のある物体の境界が位置決めされる（工程５
２）。境界の位置は、検出器１８のチャンネル２０にわ
たっての物体の平均光子読み取り値の精度に影響を及ぼ
す。例えば、境界が位置決めされず、且つ被走査物体が
ｙ次元において狭く、ｘ次元において広ければ、Ｘ線管
１４及び検出器１８がｘ−ｙ平面のｘ軸と整列するとき
には、僅かの検出器素子２０、即ち僅かのチャンネルし
か減衰された信号を受け取ることができない。逆に、チ
ャンネル２０の大部分は、物体による減衰なしにＸ線源
１４で直接的に照射される。従って、すべての検出器チ
ャンネル２０の平均光子読み取り値は高くなり、このよ
うにして過大見積り（オーバエスティメーション）が起
こる。従って、境界は、このような過大見積りを減少さ
せるように同定され利用されなければならない。境界
は、例えば単純閾値法等の公知の手段によって、位置決
めされ得る。
発明の一実施例に従って実行される一連の工程を示して
いる。具体的には、走査を初期化（工程５０）した後
に、関心のある物体の境界が位置決めされる（工程５
２）。境界の位置は、検出器１８のチャンネル２０にわ
たっての物体の平均光子読み取り値の精度に影響を及ぼ
す。例えば、境界が位置決めされず、且つ被走査物体が
ｙ次元において狭く、ｘ次元において広ければ、Ｘ線管
１４及び検出器１８がｘ−ｙ平面のｘ軸と整列するとき
には、僅かの検出器素子２０、即ち僅かのチャンネルし
か減衰された信号を受け取ることができない。逆に、チ
ャンネル２０の大部分は、物体による減衰なしにＸ線源
１４で直接的に照射される。従って、すべての検出器チ
ャンネル２０の平均光子読み取り値は高くなり、このよ
うにして過大見積り（オーバエスティメーション）が起
こる。従って、境界は、このような過大見積りを減少さ
せるように同定され利用されなければならない。境界
は、例えば単純閾値法等の公知の手段によって、位置決
めされ得る。
【００２５】一旦境界が位置決めされたら、Ｘ線束値が
決定される。この実施例では、物体の境界内での最小Ｘ
線光子値と平均Ｘ線光子値とが決定される（工程５
４）。公知のように、単純箱形（ボックス・カー）平滑
化フィルタリングを利用して、光子ノイズの影響を減少
させることができる。最小光子値及び平均光子値は、位
置決めされた境界内のチャンネル２０のうちの一部のみ
を参考にして決定されてもよい。例えば、最小光子値及
び平均光子値は、検出器配列１８のチャンネル２０を２
つごと、３つごと、４つごと又は更にはｎ個ごとに用い
て算出することができる。
決定される。この実施例では、物体の境界内での最小Ｘ
線光子値と平均Ｘ線光子値とが決定される（工程５
４）。公知のように、単純箱形（ボックス・カー）平滑
化フィルタリングを利用して、光子ノイズの影響を減少
させることができる。最小光子値及び平均光子値は、位
置決めされた境界内のチャンネル２０のうちの一部のみ
を参考にして決定されてもよい。例えば、最小光子値及
び平均光子値は、検出器配列１８のチャンネル２０を２
つごと、３つごと、４つごと又は更にはｎ個ごとに用い
て算出することができる。
【００２６】次いで、上述のＸ線束値を用いて、所望の
Ｘ線管電流が決定される（工程５６）。具体的には、マ
ッピング関数を利用して、所望のＸ線管電流読み取り値
を同定する。一実施例では、マッピング関数を用いて、
所望の（又は許容可能な）ノイズ・レベルに従って、所
望のＸ線管電流読み取り値を発生する。ノイズ・レベル
は、検査の特定の形式、推奨されるパラメータの組、シ
ステム・オペレータの選択又は任意の他の入力について
既定の画質指標であり得る。所望のノイズ・レベルは、
Ｘ線照射線量の基本値を確定する。具体的には、所望の
ノイズ・レベルについて、その画質を取得するのに必要
とされる所望の平均Ｘ線光子読み取り値ξは、式（１）
に従って算出され得る。同様に、所望の最小Ｘ線光子読
み取り値εは、所定のノイズ・レベルを有しているスト
リーク（縞）のない画像を保証するものであり、これも
式（１）に従って算出され得る。最小Ｘ線光子読み取り
値ε、及び平均Ｘ線光子読み取り値ξは、計算機３６の
メモリに記憶され得る。
Ｘ線管電流が決定される（工程５６）。具体的には、マ
ッピング関数を利用して、所望のＸ線管電流読み取り値
を同定する。一実施例では、マッピング関数を用いて、
所望の（又は許容可能な）ノイズ・レベルに従って、所
望のＸ線管電流読み取り値を発生する。ノイズ・レベル
は、検査の特定の形式、推奨されるパラメータの組、シ
ステム・オペレータの選択又は任意の他の入力について
既定の画質指標であり得る。所望のノイズ・レベルは、
Ｘ線照射線量の基本値を確定する。具体的には、所望の
ノイズ・レベルについて、その画質を取得するのに必要
とされる所望の平均Ｘ線光子読み取り値ξは、式（１）
に従って算出され得る。同様に、所望の最小Ｘ線光子読
み取り値εは、所定のノイズ・レベルを有しているスト
リーク（縞）のない画像を保証するものであり、これも
式（１）に従って算出され得る。最小Ｘ線光子読み取り
値ε、及び平均Ｘ線光子読み取り値ξは、計算機３６の
メモリに記憶され得る。
【００２７】所望の平均光子読み取り値ξ及び所望の最
小光子読み取り値εを、実際の取得された平均光子読み
取り値ωi 及び実際の最小光子読み取り値ηi と比較す
ることにより、マッピング関数を用いて換算係数ｓが発
生される。実際のＸ線束が所望のＸ線束に一層近付いて
対応するように、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調
させると共に、Ｘ線管電流を新たなＸ線管電流となるよ
うに調節する。例えば、換算係数を以下のように表現す
ることができる。
小光子読み取り値εを、実際の取得された平均光子読み
取り値ωi 及び実際の最小光子読み取り値ηi と比較す
ることにより、マッピング関数を用いて換算係数ｓが発
生される。実際のＸ線束が所望のＸ線束に一層近付いて
対応するように、換算係数ｓを用いてＸ線管電流を変調
させると共に、Ｘ線管電流を新たなＸ線管電流となるよ
うに調節する。例えば、換算係数を以下のように表現す
ることができる。
【００２８】 ｓ＝（ξ／ωi ）ｆ（ε／ηi ） （２） ここで、 ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、 ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、 （３） ξは、所望の平均光子読み取り値、 ωi は、実際の平均光子読み取り値、 εは、所望の最小光子読み取り値、 ηi は、実際の最小光子読み取り値である。 修正後のＸ線管電流は、以下の式を用いて決定され得
る。
る。
【００２９】 修正後のＸ線管電流＝ｓ×供給されているＸ線管電流 （４） ここで、供給されているＸ線管電流は、Ｘ線制御装置２
８によってＸ線源１４へ供給されている電流である。こ
のような変調を達成するためには、計算機３６は、Ｘ線
制御装置２８に対してＸ線管電流調節命令を出力すれば
よい。これに応じて、Ｘ線管電流は、スライス位置及び
ガントリ角度の関数として走査中に変調される。
８によってＸ線源１４へ供給されている電流である。こ
のような変調を達成するためには、計算機３６は、Ｘ線
制御装置２８に対してＸ線管電流調節命令を出力すれば
よい。これに応じて、Ｘ線管電流は、スライス位置及び
ガントリ角度の関数として走査中に変調される。
【００３０】換算係数ｓは、各々の測定後に発生され
て、計算機３６のメモリに記憶されてもよい。しかしな
がら、換算係数ｓは、より少ない頻度で、即ち、Ｎ個の
スライスごとに１回、又はガントリ回転のｘ度ごとに１
回の頻度で発生されてもよい。加えて、Ｘ線管電流の調
節に対する厳しいタイミング上の要求を少なくするため
に、前回のスライスから導き出された換算係数を今回の
スライスと関連付けて電流調節に用いることができる。
従って、システムは、所望の調節量を決定すると共に実
行するために、１秒よりも長い猶予を有している。
て、計算機３６のメモリに記憶されてもよい。しかしな
がら、換算係数ｓは、より少ない頻度で、即ち、Ｎ個の
スライスごとに１回、又はガントリ回転のｘ度ごとに１
回の頻度で発生されてもよい。加えて、Ｘ線管電流の調
節に対する厳しいタイミング上の要求を少なくするため
に、前回のスライスから導き出された換算係数を今回の
スライスと関連付けて電流調節に用いることができる。
従って、システムは、所望の調節量を決定すると共に実
行するために、１秒よりも長い猶予を有している。
【００３１】Ｘ線管電流は又、ＤＡＳのオーバレンジを
最小化するために変調されている。具体的には、公知の
ように、ＤＡＳ３２は、これを超過すると、形成される
画像に著しいシェーディング・アーティファクトを発生
させるようなあるダイナミック・レンジを有している。
ＤＡＳのダイナミック・レンジは、Ｘ線管電流によって
発生される線束に直接的に関連付けられる。ＤＡＳのオ
ーバレンジを同定するために、検出器１８全体の最大光
子読み取り値が決定される。換算係数ｓに最大光子読み
取り値を乗じて、換算されたＤＡＳ最大値が発生され
る。換算されたＤＡＳ最大値がＤＡＳ３２のダイナミッ
ク・レンジを超過していたら、換算係数ｓを減少させ
て、修正されたＸ線管電流がＤＡＳのオーバレンジをも
たらさないようにする。具体的には、換算係数ｓは、式
（４）に従ってＸ線管電流を変調させる前に減少され
る。
最小化するために変調されている。具体的には、公知の
ように、ＤＡＳ３２は、これを超過すると、形成される
画像に著しいシェーディング・アーティファクトを発生
させるようなあるダイナミック・レンジを有している。
ＤＡＳのダイナミック・レンジは、Ｘ線管電流によって
発生される線束に直接的に関連付けられる。ＤＡＳのオ
ーバレンジを同定するために、検出器１８全体の最大光
子読み取り値が決定される。換算係数ｓに最大光子読み
取り値を乗じて、換算されたＤＡＳ最大値が発生され
る。換算されたＤＡＳ最大値がＤＡＳ３２のダイナミッ
ク・レンジを超過していたら、換算係数ｓを減少させ
て、修正されたＸ線管電流がＤＡＳのオーバレンジをも
たらさないようにする。具体的には、換算係数ｓは、式
（４）に従ってＸ線管電流を変調させる前に減少され
る。
【００３２】同様に、オーバレンジ状態にあるチャンネ
ル２０の数を同定することができる。多数のチャンネル
２０がオーバレンジ状態にあるならば、再構成された画
像は、オーバレンジに関連するシェーディング・アーテ
ィファクトを有している可能性がある。従って、換算係
数ｓを減少させて、チャンネルのオーバレンジを減少さ
せる。
ル２０の数を同定することができる。多数のチャンネル
２０がオーバレンジ状態にあるならば、再構成された画
像は、オーバレンジに関連するシェーディング・アーテ
ィファクトを有している可能性がある。従って、換算係
数ｓを減少させて、チャンネルのオーバレンジを減少さ
せる。
【００３３】多くの場合、同一のビュー内でＤＡＳのオ
ーバレンジ及びアンダレンジ（レンジ過小）が生じ得
る。例えば、大柄の患者２２が患者の中心をはずした状
態で肩領域について走査されるならば、Ｘ線源１４で直
接的に照射されるいくつかのチャンネル２０は、オーバ
レンジを経験する一方で、患者の肩甲骨によって遮断さ
れているその他のチャンネル２０は、アンダレンジを経
験する。この条件下では、全体として最高の画質を保証
するように妥協を図るとよい。例えば、オーバレンジの
要件を緩和させることができる。オーバレンジしている
チャンネルをなくすのではなく、オーバレンジの要件を
緩和させるためには、ｍ個のオーバレンジしたチャンネ
ルを許容すればよい。オーバレンジしたチャンネルの数
が少なければ、画像のアーティファクトは著しくならな
いものと考えられる。従って、換算係数ｓは、投影ビュ
ー内にｍ個以下のオーバレンジしたチャンネルを発生す
るような最大の値を有するように選択され得る。
ーバレンジ及びアンダレンジ（レンジ過小）が生じ得
る。例えば、大柄の患者２２が患者の中心をはずした状
態で肩領域について走査されるならば、Ｘ線源１４で直
接的に照射されるいくつかのチャンネル２０は、オーバ
レンジを経験する一方で、患者の肩甲骨によって遮断さ
れているその他のチャンネル２０は、アンダレンジを経
験する。この条件下では、全体として最高の画質を保証
するように妥協を図るとよい。例えば、オーバレンジの
要件を緩和させることができる。オーバレンジしている
チャンネルをなくすのではなく、オーバレンジの要件を
緩和させるためには、ｍ個のオーバレンジしたチャンネ
ルを許容すればよい。オーバレンジしたチャンネルの数
が少なければ、画像のアーティファクトは著しくならな
いものと考えられる。従って、換算係数ｓは、投影ビュ
ー内にｍ個以下のオーバレンジしたチャンネルを発生す
るような最大の値を有するように選択され得る。
【００３４】前述の変調は、全体の画質を維持しながら
Ｘ線照射線量を大幅に減少させ得るものと考えられる。
更に、Ｘ線管電流は、スライス及び投影角度の関数とし
て動的に修正される。加えて、オペレータの経験への依
存が減少し、従って、より一貫した画質が得られる。更
に又、Ｘ線管電流を変調するために追加のスカウト画像
が要求されることがない。
Ｘ線照射線量を大幅に減少させ得るものと考えられる。
更に、Ｘ線管電流は、スライス及び投影角度の関数とし
て動的に修正される。加えて、オペレータの経験への依
存が減少し、従って、より一貫した画質が得られる。更
に又、Ｘ線管電流を変調するために追加のスカウト画像
が要求されることがない。
【００３５】前述のように、Ｘ線束パラメータである平
均Ｘ線光子値及び最小Ｘ線光子値が、Ｘ線管変調と関連
付けて用いられている。Ｘ線束波形の形状又はＸ線束の
標準偏差等の他のＸ線束パラメータも又、このような変
調のために同様に利用され得る。加えて、Ｘ線管電流を
変調させるのではなく、Ｘ線束を用いて、Ｘ線源コリメ
ータのコリメータ開口寸法を制御すると共にＸ線管電圧
を制御することもできる。例えば、オペレータが薄過ぎ
るスライス厚さを選択して、Ｘ線光子不足をもたらすこ
とがあるかもしれない。上述のような線束情報を用いれ
ば、システムはオペレータに対して警告を発することも
できるし、又は走査中に必要に応じてコリメータ開口を
動的に変化させることもできる。
均Ｘ線光子値及び最小Ｘ線光子値が、Ｘ線管変調と関連
付けて用いられている。Ｘ線束波形の形状又はＸ線束の
標準偏差等の他のＸ線束パラメータも又、このような変
調のために同様に利用され得る。加えて、Ｘ線管電流を
変調させるのではなく、Ｘ線束を用いて、Ｘ線源コリメ
ータのコリメータ開口寸法を制御すると共にＸ線管電圧
を制御することもできる。例えば、オペレータが薄過ぎ
るスライス厚さを選択して、Ｘ線光子不足をもたらすこ
とがあるかもしれない。上述のような線束情報を用いれ
ば、システムはオペレータに対して警告を発することも
できるし、又は走査中に必要に応じてコリメータ開口を
動的に変化させることもできる。
【００３６】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説明したが、こ
れらは説明及び例示のみのためのものであり、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（フル・リング）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システムが用いられ得
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説明したが、こ
れらは説明及び例示のみのためのものであり、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（フル・リング）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システムが用いられ得
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イメージング・システムの見取り図であ
る。
る。
【図２】図１に示すシステムのブロック概略図である。
【図３】本発明の一実施例に従って１回の走査中に実行
される一連の工程を示す図である。
される一連の工程を示す図である。
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
Claims (19)
- 【請求項１】 イメージング・システムのＸ線源に供給
されるＸ線管電流を変調させる方法であって、前記イメ
ージング・システムは、検出器セルにより受け取られた
減衰データを用いて、該イメージング・システムにより
走査された物体の画像を再構成しており、 少なくとも１つのＸ線管線束パラメータを監視する工程
と、 監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいてＸ線管
電流換算係数を発生する工程と、 発生された前記Ｘ線管電流換算係数を用いて前記Ｘ線管
電流を変調する工程とを備えたＸ線管電流を変調させる
方法。 - 【請求項２】 少なくとも１つのＸ線管線束パラメータ
を監視する前記工程は、最小Ｘ線光子値及び平均Ｘ線光
子値のうちの少なくとも１つを決定する工程を含んでい
る請求項１に記載のＸ線管電流を変調させる方法。 - 【請求項３】 前記発生されたＸ線管電流換算係数ｓ
は、 ｓ＝（ξ／ωi ）ｆ（ε／ηi ） であり、ここで、 ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、 ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、 ξは、所望の平均光子読み取り値、 ωi は、実際の平均光子読み取り値、 εは、所望の最小光子読み取り値、 ηi は、実際の最小光子読み取り値である請求項１に記
載のＸ線管電流を変調させる方法。 - 【請求項４】 前記イメージング・システムは、データ
収集システムを更に含んでおり、前記方法は、 データ収集システムのオーバレンジを同定する工程と、 同定された前記データ収集システムのオーバレンジを用
いて前記Ｘ線管電流を変調させる工程とを更に含んでい
る請求項１に記載のＸ線管電流を変調させる方法。 - 【請求項５】 前記イメージング・システムは、メモリ
を有している計算機を更に含んでおり、前記方法は、前
記所望の最小Ｘ線光子読み取り値と、前記所望の平均Ｘ
線光子読み取り値とを前記計算機のメモリに記憶させる
工程を更に含んでいる請求項１に記載のＸ線管電流を変
調させる方法。 - 【請求項６】 前記Ｘ線管電流換算係数を前記計算機の
メモリに記憶させる工程を更に含んでいる請求項５に記
載のＸ線管電流を変調させる方法。 - 【請求項７】 イメージング・システムのＸ線源に供給
されるＸ線管電流を変調させるシステムであって、 少なくとも１つのＸ線管線束パラメータを監視し、 監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいてＸ線管
電流換算係数を発生し、 発生された前記Ｘ線管電流換算係数を用いて前記Ｘ線管
電流を変調するように構成されているＸ線管電流を変調
させるシステム。 - 【請求項８】 少なくとも１つのＸ線管線束パラメータ
を監視するために、最小Ｘ線光子値及び平均Ｘ線光子値
のうちの少なくとも１つを決定するように構成されてい
る請求項７に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。 - 【請求項９】 前記発生されたＸ線管電流換算係数ｓ
は、 ｓ＝（ξ／ωi ）ｆ（ε／ηi ） であり、ここで、 ｘ≦１の場合には、ｆ（ｘ）＝１、 ｘ≧１の場合には、ｆ（ｘ）＝ｘであり、 ξは、所望の平均光子読み取り値、 ωi は、実際の平均光子読み取り値、 εは、所望の最小光子読み取り値、 ηi は、実際の最小光子読み取り値である請求項７に記
載のＸ線管電流を変調させるシステム。 - 【請求項１０】 前記イメージング・システムは、デー
タ収集システムを更に含んでおり、前記システムは更
に、 データ収集システムのオーバレンジを同定し、 同定された前記データ収集システムのオーバレンジを用
いて前記Ｘ線管電流を変調させるように構成されている
請求項７に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。 - 【請求項１１】 前記イメージング・システムは、メモ
リを有している計算機を更に含んでおり、前記システム
は更に、前記所望の最小Ｘ線光子読み取り値と、前記所
望の平均Ｘ線光子読み取り値とを前記計算機のメモリに
記憶させるように構成されている請求項７に記載のＸ線
管電流を変調させるシステム。 - 【請求項１２】 前記Ｘ線管電流換算係数を前記計算機
のメモリに記憶させるように更に構成されている請求項
１１に記載のＸ線管電流を変調させるシステム。 - 【請求項１３】 計算機式断層写真イメージング・シス
テムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節するシス
テムであって、前記イメージング・システムは、開口を
備えたコリメータを有しているＸ線源を含んでおり、 少なくとも１つのＸ線管線束パラメータを監視し、 監視された前記Ｘ線管線束パラメータに基づいて前記イ
メージング・システムの構成要素に対して適用される調
節値を同定し、 同定された前記調節値に基づいてパラメータが調節され
るように構成されている計算機式断層写真イメージング
・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節す
るシステム。 - 【請求項１４】 動的に調節される前記構成要素は、前
記Ｘ線源のコリメータの開口である請求項１３に記載の
計算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも
１つの構成要素を動的に調節するシステム。 - 【請求項１５】 動的に調節される前記構成要素は、前
記Ｘ線源に供給される電圧である請求項１３に記載の計
算機式断層写真イメージング・システムの少なくとも１
つの構成要素を動的に調節するシステム。 - 【請求項１６】 動的に調節される前記構成要素は、前
記Ｘ線源の電流である請求項１３に記載の計算機式断層
写真イメージング・システムの少なくとも１つの構成要
素を動的に調節するシステム。 - 【請求項１７】 少なくとも１つのＸ線管線束パラメー
タを監視するために、最小Ｘ線光子値及び平均Ｘ線光子
値のうちの少なくとも１つを決定するように構成されて
いる請求項１３に記載の計算機式断層写真イメージング
・システムの少なくとも１つの構成要素を動的に調節す
るシステム。 - 【請求項１８】 少なくとも１つのＸ線管線束パラメー
タを監視するために、Ｘ線束の波形を監視するように構
成されている請求項１３に記載の計算機式断層写真イメ
ージング・システムの少なくとも１つの構成要素を動的
に調節するシステム。 - 【請求項１９】 少なくとも１つのＸ線管線束パラメー
タを監視するために、Ｘ線束の標準偏差を監視するよう
に構成されている請求項１３に記載の計算機式断層写真
イメージング・システムの少なくとも１つの構成要素を
動的に調節するシステム。
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