JP2001187045A - コンピュータ断層撮影方法 - Google Patents
コンピュータ断層撮影方法Info
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- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は、一方で測定／送信及び／又は処理
されるべき測定される値の数と、他方で画像の質の間で
より好ましい折合いが実現されるようなコンピュータ断
層撮影方法を提供することを目的とする。 【解決手段】 本発明は、一つの測定される値を形成す
るよう少なくとも２つの隣接する検出素子の信号を組み
合わす段階と、放射線源の位置の一つから他の位置へ組
み合わせを循環的に変化させる段階とを実施することで
送信帯域幅と画像の質の間でより良い折合いを実現する
コンピュータ断層撮影方法に関する。
されるべき測定される値の数と、他方で画像の質の間で
より好ましい折合いが実現されるようなコンピュータ断
層撮影方法を提供することを目的とする。 【解決手段】 本発明は、一つの測定される値を形成す
るよう少なくとも２つの隣接する検出素子の信号を組み
合わす段階と、放射線源の位置の一つから他の位置へ組
み合わせを循環的に変化させる段階とを実施することで
送信帯域幅と画像の質の間でより良い折合いを実現する
コンピュータ断層撮影方法に関する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、放射線源を用いて
検査域又はこの検査域の中にある対象物を横切る放射線
ビームを生成する段階と、一方の側で放射線源と他方の
側で検査域又は対象物の間で回転軸の回りの回転を含む
相対運動を生成する段階と、放射線源に結合され少なく
とも一行の検出素子を含む検出ユニットを用いて複数の
放射線源の位置に対して測定される値を捕捉する段階と
を含むコンピュータ断層断層撮影方法に関わる。
検査域又はこの検査域の中にある対象物を横切る放射線
ビームを生成する段階と、一方の側で放射線源と他方の
側で検査域又は対象物の間で回転軸の回りの回転を含む
相対運動を生成する段階と、放射線源に結合され少なく
とも一行の検出素子を含む検出ユニットを用いて複数の
放射線源の位置に対して測定される値を捕捉する段階と
を含むコンピュータ断層断層撮影方法に関わる。
【０００２】本発明は、この方法を実行するコンピュー
タ断層撮影装置にも関わる。
タ断層撮影装置にも関わる。
【０００３】
【従来の技術】コンピュータ断層撮影装置中の幾つかの
読み出しチャネルは、データ捕捉に掛かる費用、データ
スリップリングの送信帯域幅、及び／又は、再構成ユニ
ットによって取扱われ得るデータ処理量のため制限され
る。例えば、検査域の回りを毎秒３回回転し、検出ユニ
ットが各回転中に１４００の異なる角位置からデータを
捕捉し夫々１０００の検出素子がある１６行を有するコ
ンピュータ断層撮影装置の場合、測定される値は、（測
定された値の３バイトが伝送されると仮定して）約２０
０Ｍｂｙｔｅ／秒の送信帯域幅で伝送され評価されなく
てはならない。これは、可能であるとしても費用が高
い。
読み出しチャネルは、データ捕捉に掛かる費用、データ
スリップリングの送信帯域幅、及び／又は、再構成ユニ
ットによって取扱われ得るデータ処理量のため制限され
る。例えば、検査域の回りを毎秒３回回転し、検出ユニ
ットが各回転中に１４００の異なる角位置からデータを
捕捉し夫々１０００の検出素子がある１６行を有するコ
ンピュータ断層撮影装置の場合、測定される値は、（測
定された値の３バイトが伝送されると仮定して）約２０
０Ｍｂｙｔｅ／秒の送信帯域幅で伝送され評価されなく
てはならない。これは、可能であるとしても費用が高
い。
【０００４】ＧＢ２，００５，９５５は、検出ユニット
のエッジにおける２つ以上の検出素子の信号が組み合わ
される、上述の種類のコンピュータ断層撮影装置を既に
開示する。従って、測定される値からコンピュータ断層
撮影を再構成する再構成ユニットへ伝送される必要があ
るのはより少ない数の測定された値でよく、しかしなが
ら、この減少は、少なくとも検査域のエッジにおける空
間解像度を犠牲にして実現される。
のエッジにおける２つ以上の検出素子の信号が組み合わ
される、上述の種類のコンピュータ断層撮影装置を既に
開示する。従って、測定される値からコンピュータ断層
撮影を再構成する再構成ユニットへ伝送される必要があ
るのはより少ない数の測定された値でよく、しかしなが
ら、この減少は、少なくとも検査域のエッジにおける空
間解像度を犠牲にして実現される。
【０００５】信号のこのような組み合わせは、同時に通
例のいわゆる「四分の一検出器シフト」（このとき、検
出ユニットは、検出ユニット上における回転軸の投影物
が検出ユニットの中心に対して検出素子の幅の四分の一
シフトされるようにして放射線源及び回転軸に対して配
置される）を含むコンピュータ断層撮影装置における解
像度の更なる減少につながり、これは、四分の一検出器
シフトに関連する利点がもはや利用できないからであ
る。
例のいわゆる「四分の一検出器シフト」（このとき、検
出ユニットは、検出ユニット上における回転軸の投影物
が検出ユニットの中心に対して検出素子の幅の四分の一
シフトされるようにして放射線源及び回転軸に対して配
置される）を含むコンピュータ断層撮影装置における解
像度の更なる減少につながり、これは、四分の一検出器
シフトに関連する利点がもはや利用できないからであ
る。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、一方で測定
／送信及び／又は処理されるべき測定される値の数と、
他方で画像の質の間でより好ましい折合いが実現される
ような上述の種類のコンピュータ断層撮影方法を提供す
ることを目的とする。
／送信及び／又は処理されるべき測定される値の数と、
他方で画像の質の間でより好ましい折合いが実現される
ような上述の種類のコンピュータ断層撮影方法を提供す
ることを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上述の種類のコンピュー
タ断層撮影方法に基づいて、この目的は、一つの測定さ
れる値を形成するよう少なくとも２つの隣接する検出素
子の信号を組み合わす段階と、放射線源の位置の一つか
ら他の位置へ組み合わせを循環的に変化させる段階とを
含む点で本発明によって実現される。
タ断層撮影方法に基づいて、この目的は、一つの測定さ
れる値を形成するよう少なくとも２つの隣接する検出素
子の信号を組み合わす段階と、放射線源の位置の一つか
ら他の位置へ組み合わせを循環的に変化させる段階とを
含む点で本発明によって実現される。
【０００８】本発明は、以下の考えに基づく。
【０００９】検出ユニット中の各検出素子は、幾つかの
隣接する検出素子を有する。従って、検出素子の出力信
号は、様々な方法で組み合わされ得る。既に説明したよ
うに、各組み合わせ自体は、解像度の減少につながる。
しかしながら、組み合わせが循環的に通るようにして放
射線源の位置の一つから次の位置に交替する際に上記組
み合わせの一つから別の組み合わせへの動的切換が行わ
れる場合、空間解像度の少ない損失だけが生じる。これ
は、これら信号の組み合わせが欠如する場合と略同様の
方法で測定される値がラドン空間において分布されるよ
うにして組み合わせが互いに補充し合うからである。
隣接する検出素子を有する。従って、検出素子の出力信
号は、様々な方法で組み合わされ得る。既に説明したよ
うに、各組み合わせ自体は、解像度の減少につながる。
しかしながら、組み合わせが循環的に通るようにして放
射線源の位置の一つから次の位置に交替する際に上記組
み合わせの一つから別の組み合わせへの動的切換が行わ
れる場合、空間解像度の少ない損失だけが生じる。これ
は、これら信号の組み合わせが欠如する場合と略同様の
方法で測定される値がラドン空間において分布されるよ
うにして組み合わせが互いに補充し合うからである。
【００１０】本発明による方法を実行するコンピュータ
断層撮影装置は、請求項２に記載する。請求項３記載の
実施例は、いわゆるコーンビームを含むＣＴ装置に好ま
しくは関わる。本発明の利点は、検出ユニットが一行だ
け（ファンビームＣＴ）を有するときにも実現される
が、本発明は、ファンビームＣＴよりもコーンビームＣ
Ｔに対してより効果がある。
断層撮影装置は、請求項２に記載する。請求項３記載の
実施例は、いわゆるコーンビームを含むＣＴ装置に好ま
しくは関わる。本発明の利点は、検出ユニットが一行だ
け（ファンビームＣＴ）を有するときにも実現される
が、本発明は、ファンビームＣＴよりもコーンビームＣ
Ｔに対してより効果がある。
【００１１】請求項４は、検出素子の組み合わせに対す
る第１の可能性を記載する。隣接する（が同じ）列から
の信号のこの組み合わせは、請求項５記載のいわゆる四
分の一検出器シフトと共に使用されることが好ましい。
しかしながら請求項６の通り、隣接する行の検出素子の
信号も組み合わされ得る。しかしながら、請求項４乃至
６記載の実施例は、組み合わされた形態でも使用され得
る。
る第１の可能性を記載する。隣接する（が同じ）列から
の信号のこの組み合わせは、請求項５記載のいわゆる四
分の一検出器シフトと共に使用されることが好ましい。
しかしながら請求項６の通り、隣接する行の検出素子の
信号も組み合わされ得る。しかしながら、請求項４乃至
６記載の実施例は、組み合わされた形態でも使用され得
る。
【００１２】
【発明の実施の形態】本発明は、添付図面を参照して以
下に詳細に説明する。
下に詳細に説明する。
【００１３】図１に示すコンピュータ断層撮影装置は、
回転軸１４の回りで回転することができるガントリー１
を含む。このためにガントリーは、モータ２によって好
ましくは一定だが調節可能な角速度で駆動される。放射
線源Ｓ、例えば、Ｘ線源は、ガントリー１上に取り付け
られる。源には、放射線源６によって生成される放射線
から円錐形の放射線ビーム４、つまり、回転軸に対して
垂直な面並びに回転軸の方向に零以外の有限寸法を有す
る放射線ビームを形成するコリメータ装置３が設けられ
る。
回転軸１４の回りで回転することができるガントリー１
を含む。このためにガントリーは、モータ２によって好
ましくは一定だが調節可能な角速度で駆動される。放射
線源Ｓ、例えば、Ｘ線源は、ガントリー１上に取り付け
られる。源には、放射線源６によって生成される放射線
から円錐形の放射線ビーム４、つまり、回転軸に対して
垂直な面並びに回転軸の方向に零以外の有限寸法を有す
る放射線ビームを形成するコリメータ装置３が設けられ
る。
【００１４】放射線ビーム４は、検査域１３を照射し、
この検査域の中において患者が患者台上（夫々図示せ
ず）におかれてもよい。検査域１３は、円筒の形状を有
する。この円筒形の検査域を横切った後、Ｘ線ビーム４
は、ガントリー１上に取り付けられ複数の検出素子をマ
トリクス配置で含む二次元の検出ユニット６上に入射さ
れる。各検出素子は、各放射線源の位置において放射線
ビーム４の一つの放射線に対して測定される値を供給す
ることができる。検出素子は、行及び列に配置される。
検出器の行は、回転軸に対して垂直に延在する面、例え
ば、放射線源Ｓの回りの円の弧上におかれる。検出器の
列は、回転軸に平行に延在する。一般的に、検出器の行
は、検出器の列における検出素子の数（例えば、１６）
よりも著しく多い検出素子の数（例えば、１０００）を
有する。
この検査域の中において患者が患者台上（夫々図示せ
ず）におかれてもよい。検査域１３は、円筒の形状を有
する。この円筒形の検査域を横切った後、Ｘ線ビーム４
は、ガントリー１上に取り付けられ複数の検出素子をマ
トリクス配置で含む二次元の検出ユニット６上に入射さ
れる。各検出素子は、各放射線源の位置において放射線
ビーム４の一つの放射線に対して測定される値を供給す
ることができる。検出素子は、行及び列に配置される。
検出器の行は、回転軸に対して垂直に延在する面、例え
ば、放射線源Ｓの回りの円の弧上におかれる。検出器の
列は、回転軸に平行に延在する。一般的に、検出器の行
は、検出器の列における検出素子の数（例えば、１６）
よりも著しく多い検出素子の数（例えば、１０００）を
有する。
【００１５】放射線ビーム４のアパーチャの角αｍａｘ
（アパーチャの角は、放射線源Ｓ及び回転軸によって画
成される面に関し回転軸１４に対して垂直な面のエッジ
におかれるビーム４の放射線によって囲われる角として
理解される）は、測定される値の捕捉中、検査されるべ
き対象物が中に存在しなくてはならない円筒の径を決定
する。検査されるべき対象物、又は、患者台（夫々図示
せず）は、モータ５を用いて回転軸１４に平行に移動さ
れ得る。この移動の速度は、好ましくは一定で調節可能
である。モータ５及び２が同時に活性化されるとき、放
射線源Ｓ及び検出ユニット１６は、螺旋形の走査動作を
実施する。しかしながら、回転軸の方向における移動の
ためのモータ５が固定であり、モータ２がガントリーを
回転させるとき、Ｘ線源Ｓ及び検出ユニットは、検査域
に対して円形の走査動作を実施する。本発明は、夫々の
走査動作に対して使用され得る。
（アパーチャの角は、放射線源Ｓ及び回転軸によって画
成される面に関し回転軸１４に対して垂直な面のエッジ
におかれるビーム４の放射線によって囲われる角として
理解される）は、測定される値の捕捉中、検査されるべ
き対象物が中に存在しなくてはならない円筒の径を決定
する。検査されるべき対象物、又は、患者台（夫々図示
せず）は、モータ５を用いて回転軸１４に平行に移動さ
れ得る。この移動の速度は、好ましくは一定で調節可能
である。モータ５及び２が同時に活性化されるとき、放
射線源Ｓ及び検出ユニット１６は、螺旋形の走査動作を
実施する。しかしながら、回転軸の方向における移動の
ためのモータ５が固定であり、モータ２がガントリーを
回転させるとき、Ｘ線源Ｓ及び検出ユニットは、検査域
に対して円形の走査動作を実施する。本発明は、夫々の
走査動作に対して使用され得る。
【００１６】本発明に従う組み合わせの後、回転するガ
ントリー１上の検出ユニット１６によって捕捉される測
定されたデータは、空間において通常固定の場所におか
れ図示しない接触のないデータスリップリングを介して
検出ユニットに接続される画像処理コンピュータ１０に
与えられる。
ントリー１上の検出ユニット１６によって捕捉される測
定されたデータは、空間において通常固定の場所におか
れ図示しない接触のないデータスリップリングを介して
検出ユニットに接続される画像処理コンピュータ１０に
与えられる。
【００１７】図２ａ）は、検出ユニット１６の簡略化さ
れた展開図、つまり、夫々が四角で表わされる減少され
た数の行及び列の検出素子を表わす図である。中心から
外向きに列は、正及び負で番号付けされる。基準番号１
４１は、放射線源Ｓを通じる検出ユニット上における回
転軸１４の投影物によって得られる線を示す。この線
は、同時に検出ユニット１６と放射線源及び回転軸によ
って画成される面の交線である。（検出器の行における
２つの中心検出素子の外側のエッジによって画成され
る）検出ユニットの中心は、検出素子の幅の四分の一
（四分の一検出器シフト）に対応する距離にわたって線
１４１に関してシフトされる。
れた展開図、つまり、夫々が四角で表わされる減少され
た数の行及び列の検出素子を表わす図である。中心から
外向きに列は、正及び負で番号付けされる。基準番号１
４１は、放射線源Ｓを通じる検出ユニット上における回
転軸１４の投影物によって得られる線を示す。この線
は、同時に検出ユニット１６と放射線源及び回転軸によ
って画成される面の交線である。（検出器の行における
２つの中心検出素子の外側のエッジによって画成され
る）検出ユニットの中心は、検出素子の幅の四分の一
（四分の一検出器シフト）に対応する距離にわたって線
１４１に関してシフトされる。
【００１８】図４ａ）は、中心検出器の行によるラドン
空間のサンプリングを示し、このとき、この検出器の行
は、単に２０の検出素子を含み、検査域が７２の規則的
に分布された放射線源の位置（つまり、回転軸に対して
５°毎にシフトされる放射線源の位置）から照射される
ことが推測される。各点は、放射線源の位置の一つに対
する行の検出素子の測定された値を示す。この点は、関
連する放射線の位置において放射線源を上記検出素子に
接続させる放射線に対してラドン空間の中心（０，０）
から垂直の下部におかれる。中心（０，０）は、観察さ
れる面と回転軸との交点である。放射線の方向における
吸収の線積分に対応する測定される値は、この中心に割
り当てられる。ラドン空間において放射線方向の近くに
点がおかれればおかれるほど、（ラドン空間の均一の走
査の場合）再構成によって実現され得る空間解像度は大
きくなる。
空間のサンプリングを示し、このとき、この検出器の行
は、単に２０の検出素子を含み、検査域が７２の規則的
に分布された放射線源の位置（つまり、回転軸に対して
５°毎にシフトされる放射線源の位置）から照射される
ことが推測される。各点は、放射線源の位置の一つに対
する行の検出素子の測定された値を示す。この点は、関
連する放射線の位置において放射線源を上記検出素子に
接続させる放射線に対してラドン空間の中心（０，０）
から垂直の下部におかれる。中心（０，０）は、観察さ
れる面と回転軸との交点である。放射線の方向における
吸収の線積分に対応する測定される値は、この中心に割
り当てられる。ラドン空間において放射線方向の近くに
点がおかれればおかれるほど、（ラドン空間の均一の走
査の場合）再構成によって実現され得る空間解像度は大
きくなる。
【００１９】本発明によると、同じ行であるが隣接する
列からの２つの検出素子の出力信号毎に組み合わされ
る。２つの組み合わせが可能である。第１の組み合わせ
によると、行の第２の検出素子の出力信号は、対応する
右側の隣接する素子の出力信号と毎秒組み合わされる。
組み合わせの第２の可能性は、この検出素子の出力信号
とその対応する左側の隣接する検出素子の出力信号を組
み合わすことを含む。線１４１に対する検出器の結果と
なるシフトは、夫々１／８及び３／８であるが、左への
３／８シフトは右への５／８シフトと同一であることに
注意する。
列からの２つの検出素子の出力信号毎に組み合わされ
る。２つの組み合わせが可能である。第１の組み合わせ
によると、行の第２の検出素子の出力信号は、対応する
右側の隣接する素子の出力信号と毎秒組み合わされる。
組み合わせの第２の可能性は、この検出素子の出力信号
とその対応する左側の隣接する検出素子の出力信号を組
み合わすことを含む。線１４１に対する検出器の結果と
なるシフトは、夫々１／８及び３／８であるが、左への
３／８シフトは右への５／８シフトと同一であることに
注意する。
【００２０】組み合わせに対するこれらの可能性は、図
２ｂ）及び２ｃ）に示され、出力信号が組み合わされる
検出素子は、図２ａ）と比較して共通の長方形によって
表わされる。図２ｂ）における長方形は、図２ｃ）の長
方形に対して（図２ａ）における）一つの検出素子の幅
にわたってシフトされる。
２ｂ）及び２ｃ）に示され、出力信号が組み合わされる
検出素子は、図２ａ）と比較して共通の長方形によって
表わされる。図２ｂ）における長方形は、図２ｃ）の長
方形に対して（図２ａ）における）一つの検出素子の幅
にわたってシフトされる。
【００２１】図３ｃ）は、データ捕捉の時における実行
を示す図である。第１のラインは、時間の関数として対
応する放射線源の位置ｉ−２、ｉ−１、ｉ＋
１．．．．．ｉ＋６を表わす。第２のラインは、２つの
可能な組み合わせのうちいずれが選択されたかを示し、
ｃ１は、例えば、図２ｂ）を表わし、ｃ２は図２ｃ）の
組み合わせを表わす。一つの放射線源の位置から別の位
置への変化においてこれら２つの組み合わせの間で循環
的な切換が行なわれる。
を示す図である。第１のラインは、時間の関数として対
応する放射線源の位置ｉ−２、ｉ−１、ｉ＋
１．．．．．ｉ＋６を表わす。第２のラインは、２つの
可能な組み合わせのうちいずれが選択されたかを示し、
ｃ１は、例えば、図２ｂ）を表わし、ｃ２は図２ｃ）の
組み合わせを表わす。一つの放射線源の位置から別の位
置への変化においてこれら２つの組み合わせの間で循環
的な切換が行なわれる。
【００２２】図４ｂ）は、図２ｂ）に示す装置によるラ
ドン空間の走査を示す図である。図４ａ）と比較して放
射線源の位置（３６）の数は、放射線の位置（１０）当
たりの測定される値の数のように半分にされる。ラドン
空間は、放射線方向に不規則的にサンプリングされ、空
間解像度の減少につながる。
ドン空間の走査を示す図である。図４ａ）と比較して放
射線源の位置（３６）の数は、放射線の位置（１０）当
たりの測定される値の数のように半分にされる。ラドン
空間は、放射線方向に不規則的にサンプリングされ、空
間解像度の減少につながる。
【００２３】図４ｃ）は、図２ｃ）の装置を使用する一
方で３６の中間の放射線源の位置に対するラドン空間に
おける対応する図を示す。
方で３６の中間の放射線源の位置に対するラドン空間に
おける対応する図を示す。
【００２４】最後に、図４ｄ）は、図３に従って２つの
組み合わせの間で連続的な切換が行なわれるときに生じ
るラドン空間のサンプリングを示す図である。放射線方
向においてラドン空間は、測定された値が組み合わされ
たことにより半数の測定された値だけが発生されるにも
かからわず図４ａ）のように良くサンプリングされる。
組み合わせの間で連続的な切換が行なわれるときに生じ
るラドン空間のサンプリングを示す図である。放射線方
向においてラドン空間は、測定された値が組み合わされ
たことにより半数の測定された値だけが発生されるにも
かからわず図４ａ）のように良くサンプリングされる。
【００２５】上述の通り、隣接する検出素子の出力信号
の組み合わせは、相応して幅の広い検出素子を使用する
かのように同じ効果を有する。結果として、放射線源か
ら検出素子までの放射線は、検出素子の表面上で平均化
が実施されるため、解像度が劣化されるよう（図２ａの
検出ユニットと比較して）広い。例えば、検出器の磁気
プリンティングの補正に対して使用されるような追加的
なバックフォールディング技法によって改善が実現され
得る。
の組み合わせは、相応して幅の広い検出素子を使用する
かのように同じ効果を有する。結果として、放射線源か
ら検出素子までの放射線は、検出素子の表面上で平均化
が実施されるため、解像度が劣化されるよう（図２ａの
検出ユニットと比較して）広い。例えば、検出器の磁気
プリンティングの補正に対して使用されるような追加的
なバックフォールディング技法によって改善が実現され
得る。
【００２６】隣接するＮ（Ｎ＞２）の検出素子の出力信
号も組み合わされ得る。この場合、Ｎの検出素子から成
る群が検出素子の幅の１／４Ｎ、３／４Ｎ．．．．．
（２Ｎ−１）／４ＮにわたってシフトされるＮの異なる
組み合わせが使用されるときに最適なサンプリングが得
られる。図５ａ）．．．図５ｄ）は、Ｎ＝３に対するラ
ドン空間の結果となるサンプリングを示す図である。こ
れに関して、放射線源当たりの３つの隣接する検出素子
の出力信号毎の組み合わせは、１０の測定される値を発
生させ、規則的に（１０°毎に）シフトされた放射線源
からの３６の測定が各図に対して実施され、一つの図の
３６の放射線源の位置は、他の図の放射線源の位置に関
して３．３３°毎シフトされる。
号も組み合わされ得る。この場合、Ｎの検出素子から成
る群が検出素子の幅の１／４Ｎ、３／４Ｎ．．．．．
（２Ｎ−１）／４ＮにわたってシフトされるＮの異なる
組み合わせが使用されるときに最適なサンプリングが得
られる。図５ａ）．．．図５ｄ）は、Ｎ＝３に対するラ
ドン空間の結果となるサンプリングを示す図である。こ
れに関して、放射線源当たりの３つの隣接する検出素子
の出力信号毎の組み合わせは、１０の測定される値を発
生させ、規則的に（１０°毎に）シフトされた放射線源
からの３６の測定が各図に対して実施され、一つの図の
３６の放射線源の位置は、他の図の放射線源の位置に関
して３．３３°毎シフトされる。
【００２７】図５ａ）は、検出器の幅の１／１２、図５
ｂ）は、３／１２、図５ｃ）は、５／１２だけシフトさ
れる検出器に対する図を示す。図５ｄ）は、一つの放射
線源の位置から他の位置への切換えの際のこれら３つの
可能な組み合わせの間における循環的な変化の場合のラ
ドン空間のサンプリングを示す図である。組み合わせ
は、測定される値の１／３だけの移動を生じさせるが、
放射線方向におけるラドン空間のサンプリングは、検出
素子の出力信号が互いと組み合わされないときほどに良
い。
ｂ）は、３／１２、図５ｃ）は、５／１２だけシフトさ
れる検出器に対する図を示す。図５ｄ）は、一つの放射
線源の位置から他の位置への切換えの際のこれら３つの
可能な組み合わせの間における循環的な変化の場合のラ
ドン空間のサンプリングを示す図である。組み合わせ
は、測定される値の１／３だけの移動を生じさせるが、
放射線方向におけるラドン空間のサンプリングは、検出
素子の出力信号が互いと組み合わされないときほどに良
い。
【００２８】説明する実施例より、同じ行及び２つ以上
の隣接する列の検出素子の出力信号が組み合わされる。
伝送されるべき信号の数は、同じ列だが隣接する行の検
出素子の出力信号が組み合わされるとき、空間解像度が
著しく少なく劣化されて減少され得る。しかしながら、
隣接する行及び隣接する列の出力信号も組み合わされ得
る。これは、図６ａ）、図６ｂ）、及び、図６ｃ）を参
照して以下に詳細に説明する。
の隣接する列の検出素子の出力信号が組み合わされる。
伝送されるべき信号の数は、同じ列だが隣接する行の検
出素子の出力信号が組み合わされるとき、空間解像度が
著しく少なく劣化されて減少され得る。しかしながら、
隣接する行及び隣接する列の出力信号も組み合わされ得
る。これは、図６ａ）、図６ｂ）、及び、図６ｃ）を参
照して以下に詳細に説明する。
【００２９】図６ａ）は、検出ユニット１６を示し、各
四角は、対応する検出素子を表わす。２つの隣接する行
及び列の出力信号毎に組み合わされ、従って組み合わさ
れる検出素子の表面の領域が四角によって表わされると
き、図６ａ）に示す配置は、図６ｂ）又は図６ｃ）に示
す配置となる。図６ｂ）及び図６ｃ）は、検出素子が組
み合わされた行並びに列が相互交換される点で互いから
離れる。結果となる四角は、図６ａ）に示す一つの検出
素子の寸法にわたって互いに関して行方向及び列方向に
夫々シフトされる。伝送されるべき測定される値の数
は、空間解像度が同じ程度まで減少され得ることなく１
／４に減少される。
四角は、対応する検出素子を表わす。２つの隣接する行
及び列の出力信号毎に組み合わされ、従って組み合わさ
れる検出素子の表面の領域が四角によって表わされると
き、図６ａ）に示す配置は、図６ｂ）又は図６ｃ）に示
す配置となる。図６ｂ）及び図６ｃ）は、検出素子が組
み合わされた行並びに列が相互交換される点で互いから
離れる。結果となる四角は、図６ａ）に示す一つの検出
素子の寸法にわたって互いに関して行方向及び列方向に
夫々シフトされる。伝送されるべき測定される値の数
は、空間解像度が同じ程度まで減少され得ることなく１
／４に減少される。
【００３０】図７は、マトリクス配置で幾つかの検出素
子を含む検出ユニットの一部１６０を示す図である。検
出素子の測定される値は、対応する検出素子と関連する
水平の切換線が活性化されるとき、及び、この検出素子
に接続される読み出し線上の信号が処理されるときに読
み出され得る。水平方向に互いに隣接する２つの検出素
子及び垂直方向に互いに隣接する２つの検出素子の出力
信号毎の組み合わせを可能にするために、２つの切換線
が切替器ＳＶの電子対を介して第１の切換位置で切換線
ＬＶに接続され得る。同様にして、２つの読み出し線が
一対の切換器を介して第１の動作モードで共通の読み出
し線ＬＨに接続され得、読み出し線は、図示されない電
子処理手段（例えば、読み出し増幅器、マルチプレクサ
等）に接続される。第２の動作モードでは、切換器は、
矢印の方向に切換えられ、それによって検出ユニット１
６０の２つの他の隣接する切換線毎に共通の切換線ＬＶ
に接続され、２つの他の読み出し線毎に共通の読み出し
線ＬＨに接続される。
子を含む検出ユニットの一部１６０を示す図である。検
出素子の測定される値は、対応する検出素子と関連する
水平の切換線が活性化されるとき、及び、この検出素子
に接続される読み出し線上の信号が処理されるときに読
み出され得る。水平方向に互いに隣接する２つの検出素
子及び垂直方向に互いに隣接する２つの検出素子の出力
信号毎の組み合わせを可能にするために、２つの切換線
が切替器ＳＶの電子対を介して第１の切換位置で切換線
ＬＶに接続され得る。同様にして、２つの読み出し線が
一対の切換器を介して第１の動作モードで共通の読み出
し線ＬＨに接続され得、読み出し線は、図示されない電
子処理手段（例えば、読み出し増幅器、マルチプレクサ
等）に接続される。第２の動作モードでは、切換器は、
矢印の方向に切換えられ、それによって検出ユニット１
６０の２つの他の隣接する切換線毎に共通の切換線ＬＶ
に接続され、２つの他の読み出し線毎に共通の読み出し
線ＬＨに接続される。
【図１】本発明を実行するのに適切なコンピュータ断層
撮影装置を示す図である。
撮影装置を示す図である。
【図２】ａ）乃至ｃ）は、検出ユニット及び検出素子の
可能な組み合わせを示す図である。
可能な組み合わせを示す図である。
【図３】連続する放射線源の位置における様々な組み合
わせの時間的シーケンスを示す図である。
わせの時間的シーケンスを示す図である。
【図４】ａ）乃至ｄ）は、ラドン空間の結果となるサン
プリングを示す図である。
プリングを示す図である。
【図５】ａ）乃至ｄ）は、第２の実施例におけるラドン
空間のサンプリングを示す図である。
空間のサンプリングを示す図である。
【図６】ａ）乃至ｃ）は、第３の実施例の可能な組み合
わせを示す図である。
わせを示す図である。
【図７】様々な検出素子の信号を組み合わす組み合わせ
ユニットを示す図である。
ユニットを示す図である。
１ ガントリー ２、５ モータ ３ コリメータ装置 ４ 放射線ビーム ６ 放射線源 １０ 画像処理コンピュータ １３ 検査域 １４ 回転軸 １６ 検出ユニット
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
Claims (6)
- 【請求項１】 放射線源を用いて検査域又は上記検査域
の中にある対象物を横切る放射線ビームを生成する段階
と、 一方の側で上記放射線源と他方の側で上記検査域又は上
記対象物の間で回転軸の回りの回転を含む相対運動を生
成する段階と、 上記放射線源に結合され少なくとも一行の検出素子を含
む検出ユニットを用いて複数の上記放射線源の位置に対
して測定される値を捕捉する段階とを含むコンピュータ
断層断層撮影方法であって、 一つの測定される値を形成するよう少なくとも２つの隣
接する上記検出素子の信号を組み合わす段階と、 上記放射線源の位置の一つから他の位置へ組み合わせを
循環的に変化させる段階とを含むことを特徴とする方
法。 - 【請求項２】 検査域又は上記検査域の中にある対象物
を横切る放射線ビームを生成する放射線源と、 一方の側で上記放射線源と他方の側で上記検査域又は上
記対象物の間で回転軸の回りの回転を含む相対運動を実
現する駆動ユニットと、 上記放射線源に結合され複数の上記放射線源の位置に対
して測定される値を捕捉する少なくとも一行の検出素子
を含む検出ユニットとを有する請求項１記載の方法を実
行するコンピュータ断層撮影装置であって、 一つの測定される値を形成するよう少なくとも２つの隣
接する上記検出素子の上記信号を組み合わす組み合わせ
装置と、 上記放射線源の位置の一つから他の位置へ組み合わせを
循環的に変化させる手段とを含むことを特徴とするコン
ピュータ断層撮影装置。 - 【請求項３】 上記放射線源は、円錐形の放射線ビーム
を形成するダイヤフラム装置を含み、 上記検出ユニットは、複数の行の上記検出素子を含むこ
とを特徴とする請求項２記載のコンピュータ断層撮影装
置。 - 【請求項４】 上記組み合わせ装置は、上記検出ユニッ
トの隣接する列における上記検出素子の上記信号が組み
合わされるよう構成されることを特徴とする請求項２記
載のコンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項５】 上記放射線検出器は、上記検出ユニット
上における上記回転軸の投影物が上記検出ユニットの中
心に対して上記検出素子の幅の四分の一シフトされるよ
う上記放射線源及び上記回転軸に対して配置されること
を特徴とする請求項４記載のコンピュータ断層撮影装
置。 - 【請求項６】 上記組み合わせ装置は、上記検出ユニッ
トの隣接する行における上記検出素子の上記信号が組み
合わされるよう構成されることを特徴とする請求項２記
載のコンピュータ断層撮影装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19956585A DE19956585A1 (de) | 1999-11-25 | 1999-11-25 | Computertomographie-Verfahren |
| DE19956585.6 | 1999-11-25 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001187045A true JP2001187045A (ja) | 2001-07-10 |
Family
ID=7930208
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000356632A Withdrawn JP2001187045A (ja) | 1999-11-25 | 2000-11-22 | コンピュータ断層撮影方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6438198B1 (ja) |
| EP (1) | EP1103220A3 (ja) |
| JP (1) | JP2001187045A (ja) |
| DE (1) | DE19956585A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014064909A (ja) * | 2012-09-05 | 2014-04-17 | Morita Mfg Co Ltd | 医用ｘ線画像処理システム、ｘ線撮影装置及びｘ線検出器 |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6535572B2 (en) * | 2001-06-15 | 2003-03-18 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for compensating computed tomographic channel ganging artifacts |
| DE10150428A1 (de) * | 2001-10-11 | 2003-04-30 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler, mehrfachaufgelöster Volumenbilder eines Untersuchungsobjekts |
| AU2003299140B2 (en) * | 2002-09-24 | 2008-07-17 | The Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services | Method for convection enhanced delivery of therapeutic agents |
| US6963631B2 (en) * | 2002-10-25 | 2005-11-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Dynamic detector interlacing for computed tomography |
| JP4041040B2 (ja) * | 2003-09-08 | 2008-01-30 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 放射線断層撮影装置 |
| JP3978193B2 (ja) * | 2004-03-15 | 2007-09-19 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | クロストーク補正方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| ES2299352B1 (es) * | 2006-06-09 | 2009-02-16 | Centro De Investigaciones Energeticas, Medioambientales Y Tecnologias (C.I.E.M.A.T). | Detector o maniqui polimorfico para la deteccion de particulas energeticas compuesto de piezas individuales. |
| JP5963217B2 (ja) * | 2012-06-20 | 2016-08-03 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| CN107427272B (zh) | 2016-01-29 | 2022-06-14 | 皇家飞利浦有限公司 | 锥形射束计算机断层摄影投影值提供系统和方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| NL7711120A (nl) * | 1977-10-11 | 1979-04-17 | Philips Nv | Inrichting voor het bepalen van lokale absorp- tiewaarden in een vlak van een lichaam en een rij van detektoren voor een dergelijke in- richting. |
| DE2746561A1 (de) | 1977-10-17 | 1979-04-19 | Siemens Ag | Tisch mit asymmetrisch strahlender leuchte |
| US4504962A (en) * | 1978-12-22 | 1985-03-12 | Emi Limited | Computerized tomography |
| IL98945A0 (en) * | 1991-07-24 | 1992-07-15 | Elscint Ltd | Multiple slice ct scanner |
| US5732118A (en) * | 1996-12-02 | 1998-03-24 | General Electric Company | Methods and apparatus for image reconstruction in a multislice computed tomography system |
| JP2001512359A (ja) * | 1997-12-16 | 2001-08-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | コンピュータ断層撮影装置 |
| DE19835296A1 (de) * | 1998-08-05 | 2000-02-10 | Philips Corp Intellectual Pty | Computertomograph mit kegelförmigen Strahlenbündel und helixförmiger Abtastbahn |
-
1999
- 1999-11-25 DE DE19956585A patent/DE19956585A1/de not_active Withdrawn
-
2000
- 2000-11-16 EP EP00204060A patent/EP1103220A3/de not_active Withdrawn
- 2000-11-22 US US09/718,249 patent/US6438198B1/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-11-22 JP JP2000356632A patent/JP2001187045A/ja not_active Withdrawn
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014064909A (ja) * | 2012-09-05 | 2014-04-17 | Morita Mfg Co Ltd | 医用ｘ線画像処理システム、ｘ線撮影装置及びｘ線検出器 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19956585A1 (de) | 2001-05-31 |
| US6438198B1 (en) | 2002-08-20 |
| EP1103220A2 (de) | 2001-05-30 |
| EP1103220A3 (de) | 2003-03-26 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20071119 |
|
| A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20090722 |