JP2001521805A - フィルム不要、ディジタルｘ線投射映像システムおよび方法 - Google Patents
フィルム不要、ディジタルｘ線投射映像システムおよび方法Info
- Publication number
- JP2001521805A JP2001521805A JP2000519443A JP2000519443A JP2001521805A JP 2001521805 A JP2001521805 A JP 2001521805A JP 2000519443 A JP2000519443 A JP 2000519443A JP 2000519443 A JP2000519443 A JP 2000519443A JP 2001521805 A JP2001521805 A JP 2001521805A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- detectors
- detector
- axis
- ray
- width
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
- G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
- G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
- G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
- G01N2223/40—Imaging
- G01N2223/419—Imaging computed tomograph
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
- G01N2223/50—Detectors
- G01N2223/501—Detectors array
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
- G01N2223/60—Specific applications or type of materials
- G01N2223/612—Specific applications or type of materials biological material
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Abstract
(57)【要約】
現行の写真フィルムベースの画像に匹敵する分解能およびダイナミックレンジ特性を有するフィルム不要、ディジタルＸ線投影画像を形成するためのシステムおよび方法は、被検体にＸ線ビーム（１１２）を透過させ、検出器アレイ（１０６）に導くＸ線源（１０２）、検出器アレイをＸ線ビームに対してほぼ垂直な面内で回転させるための駆動メカニズム（１０８）、および検出器アレイから収集した投影データから画像を形成するための再構成用コンピューター（４０８）を備える。このシステムは、検出器アレイの複数の増分角度位置の各々に対応する投影データの集合を作成し、再構成用コンピューターがこれらデータの集合を結合させ、撮影中の被検体の２次元投影画像を形成する。
Description
【０００１】
本出願は１９９７年１０月３０日出願の米国第６０／０６３５６７号の仮出願
に基づく。
に基づく。
【０００２】
適用不可
【０００３】
適用不可
【０００４】
本発明は、全般的にはコンピューター連動Ｘ線撮影法に関し、かつフィルム不
使用Ｘ線映像システムおよび方法に関し、より詳細には、現行の写真フィルムベ
ースの映像システムに匹敵するか、またはこれを超える分解能およびダイナミッ
クレンジ特性を有する、ディジタル、フィルム不使用Ｘ線投射映像システムおよ
び方法に関する。
使用Ｘ線映像システムおよび方法に関し、より詳細には、現行の写真フィルムベ
ースの映像システムに匹敵するか、またはこれを超える分解能およびダイナミッ
クレンジ特性を有する、ディジタル、フィルム不使用Ｘ線投射映像システムおよ
び方法に関する。
【０００５】
従来のＸ線映像システムでは、撮影しようとする被検体（通常は患者）をＸ線
源と写真フィルムのプレートの間に配置する。患者とＸ線放射の間の相互作用が
捕捉されフィルム上に蓄積される。次に、このフィルムは診断を目的としてフィ
ルムを背面から照らす器具を介して観察される。フィルムの診断画像は良好な分
解能およびコントラスト特性を有するが、かかる媒体を使用する場合は画像の蓄
積に関して重大な欠点がある。第一に、物理的検査では、身体のどの部分を撮影
しようとしているかに従ってあらかじめ定めたレベルのＸ線エネルギー（すなわ
ちＸ線源に電源供給するためのピーク電圧および最大のミリアンペアレベル、さ
らにパルスＸ線源の場合ではそのパルスＸ線源を駆動する各パルスの持続時間）
を必要とする。
源と写真フィルムのプレートの間に配置する。患者とＸ線放射の間の相互作用が
捕捉されフィルム上に蓄積される。次に、このフィルムは診断を目的としてフィ
ルムを背面から照らす器具を介して観察される。フィルムの診断画像は良好な分
解能およびコントラスト特性を有するが、かかる媒体を使用する場合は画像の蓄
積に関して重大な欠点がある。第一に、物理的検査では、身体のどの部分を撮影
しようとしているかに従ってあらかじめ定めたレベルのＸ線エネルギー（すなわ
ちＸ線源に電源供給するためのピーク電圧および最大のミリアンペアレベル、さ
らにパルスＸ線源の場合ではそのパルスＸ線源を駆動する各パルスの持続時間）
を必要とする。
【０００６】 Ｘ線照射のパラメータが誤っている場合には、結果的にフィルム上に記録され
たＸ線像は、Ｘ線フラックスとフィルムのダイナミックレンジの間の不一致のた
め露出不足あるいは露出過多になる傾向があり、その結果、診断価値の低い画像
となる。
たＸ線像は、Ｘ線フラックスとフィルムのダイナミックレンジの間の不一致のた
め露出不足あるいは露出過多になる傾向があり、その結果、診断価値の低い画像
となる。
【０００７】 米国においては、フィルム上に記録されたＸ線画像が、画像の取り直し（「リ
コール（再撮影）」）を要するほど診断価値が低いと評価されるのは、約２０％
であると評価されている。放射線医によれば、一般には平均的な放射線医より訓
練度や技能度が低いＸ線技術者により多く頼っているため、この数はさらに上昇
するとの予測である。
コール（再撮影）」）を要するほど診断価値が低いと評価されるのは、約２０％
であると評価されている。放射線医によれば、一般には平均的な放射線医より訓
練度や技能度が低いＸ線技術者により多く頼っているため、この数はさらに上昇
するとの予測である。
【０００８】 フィルム上に記憶された従来のアナログ画像と対比して、ディジタルＸ線画像
では画像記録、保存通信システム（ＰＡＣＳ）内に記録、保存し記憶することが
できる。ＰＡＣＳの使用により、画像の転送がネットワークおよびモデムを介し
て迅速に行うことができ、遠隔診断の支援となる。したがって、このデータは容
易にメモリー内に記憶し記録、保存しておき、データを劣化させることなくＸ線
フィルム内の情報と比べより簡単に転送できる。このように、さまざまなディジ
タル処理アルゴリズムおよび技法が利用可能であり、空間フィルタ処理その他の
画像強調技法などのデータの処理をすることや、例えばネットワークやモデムに
よってデータをある場所から別の場所に転送することがさらに容易となる。
では画像記録、保存通信システム（ＰＡＣＳ）内に記録、保存し記憶することが
できる。ＰＡＣＳの使用により、画像の転送がネットワークおよびモデムを介し
て迅速に行うことができ、遠隔診断の支援となる。したがって、このデータは容
易にメモリー内に記憶し記録、保存しておき、データを劣化させることなくＸ線
フィルム内の情報と比べより簡単に転送できる。このように、さまざまなディジ
タル処理アルゴリズムおよび技法が利用可能であり、空間フィルタ処理その他の
画像強調技法などのデータの処理をすることや、例えばネットワークやモデムに
よってデータをある場所から別の場所に転送することがさらに容易となる。
【０００９】 最近では、Ｘ線フィルムのこれらの欠点を克服するための技法が開発されつつ
ある。現行の方法や関連する技術も数多く開発されつつあり、そのうちのあるも
のはディジタル化システムを与えるように、フィルムを不要とするように、また
は別のものはフィルムの使用法を改善させるように設計されている。現在用いら
れている主たる技術の利点および欠点を以下に要約する。
ある。現行の方法や関連する技術も数多く開発されつつあり、そのうちのあるも
のはディジタル化システムを与えるように、フィルムを不要とするように、また
は別のものはフィルムの使用法を改善させるように設計されている。現在用いら
れている主たる技術の利点および欠点を以下に要約する。
【００１０】 Ｘ線撮影法等化法：Ｘ線撮影法等化法は、患者へ入射するＸ線照射量を高減衰
の部位では局所的に増加させ、一方、低減衰の部位では減少させ、記録媒体への
Ｘ線照射量がより均等分布をもたらすようにする処理技法である。Ｘ線撮影法等
化技法としては、スキャン等化Ｘ線撮影法、スキャニングスリット等化Ｘ線撮影
法、ディジタルビーム減衰、光等化Ｘ線撮影法、回転スキャン等化Ｘ線撮影法な
どがある。後者は、扇形ビームの面により規定される複数のスキャン角度の各々
の位置で扇形ビームと被検体を交差させることによって、被検体をＸ線扇形ビー
ムでスキャンする工程を含む。後者の例は次の文献に記載されている。
の部位では局所的に増加させ、一方、低減衰の部位では減少させ、記録媒体への
Ｘ線照射量がより均等分布をもたらすようにする処理技法である。Ｘ線撮影法等
化技法としては、スキャン等化Ｘ線撮影法、スキャニングスリット等化Ｘ線撮影
法、ディジタルビーム減衰、光等化Ｘ線撮影法、回転スキャン等化Ｘ線撮影法な
どがある。後者は、扇形ビームの面により規定される複数のスキャン角度の各々
の位置で扇形ビームと被検体を交差させることによって、被検体をＸ線扇形ビー
ムでスキャンする工程を含む。後者の例は次の文献に記載されている。
【００１１】 Ｓａｂｏｌら、「Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ａ
Ｓｃａｎ−Ｒｏｔａｔｅ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ ｔｏ
Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ．２３（１２）
，Ｄｅｃｅｍｂｅｒ １９９６） Ｓａｂｏｌら、「Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ｏｆ ｔ
ｈｅ Ｈｉｇｈ ａｎｄ Ｌｏｗ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ
ａ Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａ
ｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３
（６），Ｊｕｎｅ １９９６） Ｓａｂｏｌら、「Ｒｏｔａｒｙ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏ
ｎ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ： ａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ
ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃ
ａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ．２１（１０），Ｏｃｔｏｂｅｒ １９９４） Ｂｏｏｎｅら、「Ｆｉｌｔｅｒ Ｗｈｅｅｌ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｉ
ｎ ＤＳＡ： Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｕｌｔｓ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐ
ｈｙｓｉｃｓ，２０（２），Ｍａｒｃｈ／Ａｐｒｉｌ １９９３）
Ｓｃａｎ−Ｒｏｔａｔｅ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ ｔｏ
Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ．２３（１２）
，Ｄｅｃｅｍｂｅｒ １９９６） Ｓａｂｏｌら、「Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ｏｆ ｔ
ｈｅ Ｈｉｇｈ ａｎｄ Ｌｏｗ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ
ａ Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａ
ｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３
（６），Ｊｕｎｅ １９９６） Ｓａｂｏｌら、「Ｒｏｔａｒｙ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏ
ｎ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ： ａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｇｅｏｍｅｔｒｙ
ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃ
ａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ．２１（１０），Ｏｃｔｏｂｅｒ １９９４） Ｂｏｏｎｅら、「Ｆｉｌｔｅｒ Ｗｈｅｅｌ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｉ
ｎ ＤＳＡ： Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｕｌｔｓ」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐ
ｈｙｓｉｃｓ，２０（２），Ｍａｒｃｈ／Ａｐｒｉｌ １９９３）
【００１２】 回転スキャン等化Ｘ線撮影法は、Ｓａｂｏｌら、「Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｄ
ｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｉｇｈ ａｎｄ Ｌｏｗ Ｃｏｎｔｒ
ａｓｔ Ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ａ Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ Ｇｅｏｍｅｔ
ｒｙ ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄ
ｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３（６），Ｊｕｎｅ １９９６）に記載されてい
るように、第１世代のコンピューター断層に類似する。
ｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｉｇｈ ａｎｄ Ｌｏｗ Ｃｏｎｔｒ
ａｓｔ Ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ａ Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ Ｇｅｏｍｅｔ
ｒｙ ｆｏｒ Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄ
ｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３（６），Ｊｕｎｅ １９９６）に記載されてい
るように、第１世代のコンピューター断層に類似する。
【００１３】 フィルムディジタイザ：従来の映像システム（すなわちフィルム）の出力はス
キャニングデバイスを用いてディジタル化することができ、これによりフィルム
の保存および取り出しに関するコストが不要となる。この方法の欠点としては、
上記の欠点のほかに、フィルムの使用および関連するコストを不要にできないこ
と、比較的高コストで、高品質のスキャニングデバイスを調達し維持する必要が
あること、フィルムをディジタル化するという追加の労働コストがかかることが
ある。代表的な中等度分解能のスキャニングデバイスには、Ｈｅｗｌｅｔｔ Ｐ
ａｃｋａｒｄ（Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造される
ＳｃａｎＪｅｔ ６１００Ｃがある。ＳｃａｎＪｅｔ ６１００Ｃは、６００ｄ
ｐｉの仕様分解能を有し、増強時分解能としては２４００ｄｐｉを有する。代表
的な高分解能のスキャニングデバイスには、ＳｃａｎＶｉｅｗ Ｉｎｃｏｒｐｏ
ｒａｔｅｄ（Ｆｏｓｔｅｒ Ｃｉｔｙ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造され
るＳｃａｎｍａｔｅ５０００がある。Ｓｃａｎｍａｔｅ５０００は、５０００ｄ
ｐｉの仕様分解能を有する。
キャニングデバイスを用いてディジタル化することができ、これによりフィルム
の保存および取り出しに関するコストが不要となる。この方法の欠点としては、
上記の欠点のほかに、フィルムの使用および関連するコストを不要にできないこ
と、比較的高コストで、高品質のスキャニングデバイスを調達し維持する必要が
あること、フィルムをディジタル化するという追加の労働コストがかかることが
ある。代表的な中等度分解能のスキャニングデバイスには、Ｈｅｗｌｅｔｔ Ｐ
ａｃｋａｒｄ（Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造される
ＳｃａｎＪｅｔ ６１００Ｃがある。ＳｃａｎＪｅｔ ６１００Ｃは、６００ｄ
ｐｉの仕様分解能を有し、増強時分解能としては２４００ｄｐｉを有する。代表
的な高分解能のスキャニングデバイスには、ＳｃａｎＶｉｅｗ Ｉｎｃｏｒｐｏ
ｒａｔｅｄ（Ｆｏｓｔｅｒ Ｃｉｔｙ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造され
るＳｃａｎｍａｔｅ５０００がある。Ｓｃａｎｍａｔｅ５０００は、５０００ｄ
ｐｉの仕様分解能を有する。
【００１４】 光刺激ルミネッセンス法（ＰＳＬ）：従来のＸ線システムで用いられるフィル
ム／スクリーンの組み合わせは、Ｘ線フラックスを蓄積するプレートで置き換え
ることができる。記憶されたフラックスはその後、この材料をレーザで刺激し放
出される光を測定することによって読み出される。ディジタル画像は、このプレ
ートの個別化された画素状の各区画を直線走査し、放出された光をディジタル化
することにより形成される。このシステムの利点の１つは、フィルムを完全に不
要にできることである。別の利点は、プレート上の潜像の画素を表す信号を、Ｘ
線像の再撮影を必要としない程に十分な大きさのダイナミックレンジにわたりデ
ィジタル化できることである。さらに、少なくともある種の基板材料では、使用
する材料が標準のＸ線フィルムより高い検出量子効率（ＤＱＥ）を有するため、
そのＸ線露出量を減少させることができる。このように、再撮影が必要な場合で
あっても、患者に与えられるＸ線照射量はかなり減少する。さらに、この基板は
通常は、消去可能であり、かつ再使用可能であるが、Ｘ線フィルムではそうはい
かない。
ム／スクリーンの組み合わせは、Ｘ線フラックスを蓄積するプレートで置き換え
ることができる。記憶されたフラックスはその後、この材料をレーザで刺激し放
出される光を測定することによって読み出される。ディジタル画像は、このプレ
ートの個別化された画素状の各区画を直線走査し、放出された光をディジタル化
することにより形成される。このシステムの利点の１つは、フィルムを完全に不
要にできることである。別の利点は、プレート上の潜像の画素を表す信号を、Ｘ
線像の再撮影を必要としない程に十分な大きさのダイナミックレンジにわたりデ
ィジタル化できることである。さらに、少なくともある種の基板材料では、使用
する材料が標準のＸ線フィルムより高い検出量子効率（ＤＱＥ）を有するため、
そのＸ線露出量を減少させることができる。このように、再撮影が必要な場合で
あっても、患者に与えられるＸ線照射量はかなり減少する。さらに、この基板は
通常は、消去可能であり、かつ再使用可能であるが、Ｘ線フィルムではそうはい
かない。
【００１５】 ＰＳＬシステムの目下の欠点は、読み出しシステムのコスト、および蓄積材料
を処理するためにかかる労働コストである。代表的なＰＳＬシステムおよび方法
としては、日本の富士写真フイルム株式会社（Ｆｕｊｉ Ｐｈｏｔｏ Ｆｉｌｍ
Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｌｔｄ．）に譲渡されたイシカワ（Ｉｓｈｉｋａｗａ）らの
発明による「ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＩＭＡＧＥ ＲＥＡＤ−ＯＵＴ ＭＥＴＨＯ
Ｄ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ」と題された、米国特許第４５２７０６０号が
ある。この富士写真フイルムはＰＳＬシステムの主たる供給元の１つである。
を処理するためにかかる労働コストである。代表的なＰＳＬシステムおよび方法
としては、日本の富士写真フイルム株式会社（Ｆｕｊｉ Ｐｈｏｔｏ Ｆｉｌｍ
Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｌｔｄ．）に譲渡されたイシカワ（Ｉｓｈｉｋａｗａ）らの
発明による「ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＩＭＡＧＥ ＲＥＡＤ−ＯＵＴ ＭＥＴＨＯ
Ｄ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ」と題された、米国特許第４５２７０６０号が
ある。この富士写真フイルムはＰＳＬシステムの主たる供給元の１つである。
【００１６】 画像増輝度（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）管（ＩＩＴ）：従来のＸ
線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み合わせはＩＩＴで置き換え
ることができる。ＩＩＴは４つの主要コンポーネントを含む。すなわち、フォト
カソードと、マイクロチャンネル・プレートと、スクリーンと、その他のコンポ
ーネントを互いに静止状態に保持するハウジングとである。患者を透過して伝搬
したＸ線量子が、フォトカソード（本質的には蛍光スクリーン）にあたると、こ
の管の内部に電子が放出される。この電子は加速され第２の蛍光スクリーンであ
るマイクロチャンネル・プレート上に小さな画像を形成させる。第２のスクリー
ン上のこの小さな画像はディジタル出力をもつビデオカメラ（例えばＣＣＤカメ
ラ）を用いて捕捉される。結果としてシステムはＸ線ビームを受け取り直流ディ
ジタル出力を発生する。しかし、ＩＩＴベースのシステムの空間分解能およびダ
イナミックレンジは、通常は従来のフィルムより小さい。ＩＩＴベースのシステ
ムは、心臓用スキャナでよく見られる。代表的なＩＩＴとしては、Ｔｈｅ Ｍａ
ｃｈｌｅｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｉｎｃ．（Ｓｐｒｉｎｇｄａｌｅ、
Ｃｏｎｎｅｃｔｉｃｕｔ）に譲渡されたＢｌａｃｋｅｒらの発明による「ＩＭＡ
ＧＥ ＩＮＴＥＮＳＩＦＩＥＲ ＴＵＢＥ」と題された、米国特許第３７０８６
７３号がある。
線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み合わせはＩＩＴで置き換え
ることができる。ＩＩＴは４つの主要コンポーネントを含む。すなわち、フォト
カソードと、マイクロチャンネル・プレートと、スクリーンと、その他のコンポ
ーネントを互いに静止状態に保持するハウジングとである。患者を透過して伝搬
したＸ線量子が、フォトカソード（本質的には蛍光スクリーン）にあたると、こ
の管の内部に電子が放出される。この電子は加速され第２の蛍光スクリーンであ
るマイクロチャンネル・プレート上に小さな画像を形成させる。第２のスクリー
ン上のこの小さな画像はディジタル出力をもつビデオカメラ（例えばＣＣＤカメ
ラ）を用いて捕捉される。結果としてシステムはＸ線ビームを受け取り直流ディ
ジタル出力を発生する。しかし、ＩＩＴベースのシステムの空間分解能およびダ
イナミックレンジは、通常は従来のフィルムより小さい。ＩＩＴベースのシステ
ムは、心臓用スキャナでよく見られる。代表的なＩＩＴとしては、Ｔｈｅ Ｍａ
ｃｈｌｅｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｉｎｃ．（Ｓｐｒｉｎｇｄａｌｅ、
Ｃｏｎｎｅｃｔｉｃｕｔ）に譲渡されたＢｌａｃｋｅｒらの発明による「ＩＭＡ
ＧＥ ＩＮＴＥＮＳＩＦＩＥＲ ＴＵＢＥ」と題された、米国特許第３７０８６
７３号がある。
【００１７】 半導体検出器：従来のＸ線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み
合わせは、半導体からなる２次元アレイにより置き換えることができる。患者を
透過して伝搬したＸ線量子は、半導体により直接検出される場合と、このアレイ
の最上面にあるシンチレーション物質により間接的に検出される場合がある。前
者の場合では、その半導体はＸ線エネルギーに直接反応する。後者の場合では、
そのシンチレーション物質はＸ線エネルギーをこの半導体の検出範囲内にある光
に変換し、この半導体はこの光に反応する。このアレイの各エレメントは、約１
００マイクロメートル四方の領域内のＸ線を検出する。このアレイの各エレメン
トにより検出されたエネルギーはディジタル化され、次に最終ディジタル画像内
の画素としてセーブされる。一般の放射線撮影の実施においてフィルムに取って
代わるには、そのアレイは約２０００エレメント×２０００エレメントを有する
必要がある。このシステムの利点は、フィルムを完全に不要にできることである
。このシステムの欠点は、検出器およびこれに付属する電子回路のコストである
。代表的半導体検出器アレイとしては、Ｔｈｅ Ｒｅｇｅｎｔｓ ｏｆ ｔｈｅ
Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｍｉｃｈｉｇａｎに譲渡されたＡｎｔｏｎｕｋ
らの発明による「ＭＵＬＴＩ−ＥＬＥＭＥＮＴ−ＡＭＯＲＰＨＯＵＳ−ＳＩＬＩ
ＣＯＮ−ＤＥＴＥＣＴＯＲ−ＡＲＲＡＹ ＦＯＲ ＲＥＡＬ−ＴＩＭＥ ＩＭＡ
ＧＩＮＧ ＡＮＤ ＤＯＳＩＭＥＴＲＹ ＯＦ ＭＥＧＡＶＯＬＴＡＧＥ ＰＨ
ＯＴＯＮＳ ＡＮＤ ＤＩＡＧＮＯＳＴＩＣ Ｘ ＲＡＹＳ」と題された、米国
特許第５，０７９，４２６号がある。
合わせは、半導体からなる２次元アレイにより置き換えることができる。患者を
透過して伝搬したＸ線量子は、半導体により直接検出される場合と、このアレイ
の最上面にあるシンチレーション物質により間接的に検出される場合がある。前
者の場合では、その半導体はＸ線エネルギーに直接反応する。後者の場合では、
そのシンチレーション物質はＸ線エネルギーをこの半導体の検出範囲内にある光
に変換し、この半導体はこの光に反応する。このアレイの各エレメントは、約１
００マイクロメートル四方の領域内のＸ線を検出する。このアレイの各エレメン
トにより検出されたエネルギーはディジタル化され、次に最終ディジタル画像内
の画素としてセーブされる。一般の放射線撮影の実施においてフィルムに取って
代わるには、そのアレイは約２０００エレメント×２０００エレメントを有する
必要がある。このシステムの利点は、フィルムを完全に不要にできることである
。このシステムの欠点は、検出器およびこれに付属する電子回路のコストである
。代表的半導体検出器アレイとしては、Ｔｈｅ Ｒｅｇｅｎｔｓ ｏｆ ｔｈｅ
Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｍｉｃｈｉｇａｎに譲渡されたＡｎｔｏｎｕｋ
らの発明による「ＭＵＬＴＩ−ＥＬＥＭＥＮＴ−ＡＭＯＲＰＨＯＵＳ−ＳＩＬＩ
ＣＯＮ−ＤＥＴＥＣＴＯＲ−ＡＲＲＡＹ ＦＯＲ ＲＥＡＬ−ＴＩＭＥ ＩＭＡ
ＧＩＮＧ ＡＮＤ ＤＯＳＩＭＥＴＲＹ ＯＦ ＭＥＧＡＶＯＬＴＡＧＥ ＰＨ
ＯＴＯＮＳ ＡＮＤ ＤＩＡＧＮＯＳＴＩＣ Ｘ ＲＡＹＳ」と題された、米国
特許第５，０７９，４２６号がある。
【００１８】 半導体検出器を利用するこのディジタルＸ線映像システムは、コストを除けば
フィルムの代替品として目下、最も良好なものである。そのダイナミックレンジ
および空間分解能は、ＩＩＴシステムと違い、従来のフィルムに優りはしないと
しても、匹敵するものである。さらにこの検出器の出力は、ＰＳＬを使用するシ
ステムやフィルムディジタイザと違い、直接ＰＡＣＳに供給できる。このように
、医学診断にとって十分な空間分解能とダイナミックレンジを有する、より低コ
ストのディジタルＸ線映像システムが必要とされる。
フィルムの代替品として目下、最も良好なものである。そのダイナミックレンジ
および空間分解能は、ＩＩＴシステムと違い、従来のフィルムに優りはしないと
しても、匹敵するものである。さらにこの検出器の出力は、ＰＳＬを使用するシ
ステムやフィルムディジタイザと違い、直接ＰＡＣＳに供給できる。このように
、医学診断にとって十分な空間分解能とダイナミックレンジを有する、より低コ
ストのディジタルＸ線映像システムが必要とされる。
【００１９】 本発明の目的の１つは、上記した従来の技術の欠点を実質的に克服することで
ある。
ある。
【００２０】 本発明の別の目的の１つは、従来の写真フィルム映像システムに代わるＸ線検
出システムを提供することである。
出システムを提供することである。
【００２１】 本発明の別の目的の１つは、直流ディジタル出力を提供するＸ線検出システム
を提供することである。
を提供することである。
【００２２】 本発明の別の目的の１つは、医学診断にとって十分な空間分解能とダイナミッ
クレンジを有する直流ディジタル出力を与えるＸ線検出システムを提供すること
である
クレンジを有する直流ディジタル出力を与えるＸ線検出システムを提供すること
である
【００２３】
本発明は、ディジタル投影画像を形成するＸ線映像システムに関する。本発明
の一つの観点によれば、Ｘ線映像システムは、伝送軸に沿ってＸ線ビームを発生
するＸ線放射源、該Ｘ線ビームを受け取る複数の検出器を含む検出器アセンブリ
、および該検出器アセンブリに取り付けられた回転メカニズムを備え、該検出器
が伝送軸の周りを（好ましくは回転軸と伝送軸が互いに共軸であるように）回転
するものである。検出器が伝送軸の周りを回転するに伴い、このシステムは複数
の階段状に増加する角度位置の各々で１組の投影データを作成する。伝送ビーム
内の線源と検出器との間に配置した被検体の画像は、この投影データの集合から
再構成することができる。
の一つの観点によれば、Ｘ線映像システムは、伝送軸に沿ってＸ線ビームを発生
するＸ線放射源、該Ｘ線ビームを受け取る複数の検出器を含む検出器アセンブリ
、および該検出器アセンブリに取り付けられた回転メカニズムを備え、該検出器
が伝送軸の周りを（好ましくは回転軸と伝送軸が互いに共軸であるように）回転
するものである。検出器が伝送軸の周りを回転するに伴い、このシステムは複数
の階段状に増加する角度位置の各々で１組の投影データを作成する。伝送ビーム
内の線源と検出器との間に配置した被検体の画像は、この投影データの集合から
再構成することができる。
【００２４】 本発明の別の観点によれば、Ｘ線映像システムは、好ましくは、１次元（１Ｄ
）の検出器よりなるアレイ（すなわち、好ましくは検出器を１列にしたもの）を
利用しており、このため画像の形成に必要となる検出器の総数を大幅に減らすこ
とができ、かつ（画素状とした各区画からなる正方マトリクスを用いる）従来の
技術の２次元（２Ｄ）システムで提供されるのと同等の空間分解能を提供するこ
とができる。従って、検出媒体を適切に選択し、十分な数と密度の検出器を設け
ることにより、従来技術のシステムにより提供される空間分解能およびダイナミ
ックレンジを有する画像を、十分低いコストで与えることができる。
）の検出器よりなるアレイ（すなわち、好ましくは検出器を１列にしたもの）を
利用しており、このため画像の形成に必要となる検出器の総数を大幅に減らすこ
とができ、かつ（画素状とした各区画からなる正方マトリクスを用いる）従来の
技術の２次元（２Ｄ）システムで提供されるのと同等の空間分解能を提供するこ
とができる。従って、検出媒体を適切に選択し、十分な数と密度の検出器を設け
ることにより、従来技術のシステムにより提供される空間分解能およびダイナミ
ックレンジを有する画像を、十分低いコストで与えることができる。
【００２５】 実施形態の１つでは、検出器アレイを、互いに位置をずらした２列の形態で配
置することで、さらに良質の画像を与えるための空間投影データの量を増加させ
ている。
置することで、さらに良質の画像を与えるための空間投影データの量を増加させ
ている。
【００２６】 本発明の具体的な一実施形態では、１Ｄアレイからなる検出器を１列に配置し
、伝送軸が、検出器のうちの１つを、検出器の幅を規定している両縁部から等距
離で通過するようにして、検出器の中央幅配置すなわち「１／２」幅配置を与え
る。画像を再構成するのに十分な数の投影データの集合を与えるためには、この
検出器アレイを１８０°回転させれば足り、その理由は、データは第２の１８０
°回転で重複するためである。
、伝送軸が、検出器のうちの１つを、検出器の幅を規定している両縁部から等距
離で通過するようにして、検出器の中央幅配置すなわち「１／２」幅配置を与え
る。画像を再構成するのに十分な数の投影データの集合を与えるためには、この
検出器アレイを１８０°回転させれば足り、その理由は、データは第２の１８０
°回転で重複するためである。
【００２７】 別の具体的な一実施形態では、伝送軸が、検出器のうちの１つを、その検出器
の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４で通過するようにして、検出
器幅の「１／４」オフセットが規定される。第１の１８０°回転の間に階段状に
増加する角度位置の各々で収集したプロジェクションは、第２の１８０°回転の
間に階段状に増加する対応する角度位置の各々で収集したプロジェクションと空
間的に介在し合う（挟み合う）ことになる。これにより検出器アレイの３６０°
回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間データ量の２倍の量が提供
される。
の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４で通過するようにして、検出
器幅の「１／４」オフセットが規定される。第１の１８０°回転の間に階段状に
増加する角度位置の各々で収集したプロジェクションは、第２の１８０°回転の
間に階段状に増加する対応する角度位置の各々で収集したプロジェクションと空
間的に介在し合う（挟み合う）ことになる。これにより検出器アレイの３６０°
回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間データ量の２倍の量が提供
される。
【００２８】 別の具体的な一実施形態では、検出器は、互いに位置をずらした２列の形態で
配置され、その一方の列は伝送軸に対して検出器幅の１／８ずらした位置とし、
もう一方の列は伝送軸に対して検出器幅の３／８ずらした位置とし、これにより
検出器アレイの３６０°回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間デ
ータ量の４倍の空間データ量が提供される。
配置され、その一方の列は伝送軸に対して検出器幅の１／８ずらした位置とし、
もう一方の列は伝送軸に対して検出器幅の３／８ずらした位置とし、これにより
検出器アレイの３６０°回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間デ
ータ量の４倍の空間データ量が提供される。
【００２９】 本発明の一実施形態では、検出器は伝送（回転）軸に対してほぼ垂直な面内に
配置される。別の実施形態では、検出器は、曲面、例えばＸ線ビームの焦点を通
過する曲りの軸を有する円柱状の表面に沿い、線源から各検出器までの経路の長
さがほぼ同じになるように配置される。
配置される。別の実施形態では、検出器は、曲面、例えばＸ線ビームの焦点を通
過する曲りの軸を有する円柱状の表面に沿い、線源から各検出器までの経路の長
さがほぼ同じになるように配置される。
【００３０】 一実施形態では、検出器は、ディジタルコンピューターシステムにより処理し
、画像が再構成できるようにＸ線放射をディジタルデータに変換する。
、画像が再構成できるようにＸ線放射をディジタルデータに変換する。
【００３１】 別の一実施形態では、検出器は、個々に検出区画を与えるように形成され、分
離されたエレメントであることができる。検出器の各々は、例えばＸ線放射を光
に変換するシンチレーション物質（例えば結晶）や、対応するシンチレーション
物質から放出された光を電気信号に変換する変換器（例えば光導電ダイオード）
を備えるＸ線コンバータとを含む。あるいは、各検出器は半導体デバイスである
ことができる。出力された電気信号は、例えば周波数、エネルギーレベルあるい
は振幅など、シンチレーション物質が受け取るＸ線放射のなんらかの特性を表す
。
離されたエレメントであることができる。検出器の各々は、例えばＸ線放射を光
に変換するシンチレーション物質（例えば結晶）や、対応するシンチレーション
物質から放出された光を電気信号に変換する変換器（例えば光導電ダイオード）
を備えるＸ線コンバータとを含む。あるいは、各検出器は半導体デバイスである
ことができる。出力された電気信号は、例えば周波数、エネルギーレベルあるい
は振幅など、シンチレーション物質が受け取るＸ線放射のなんらかの特性を表す
。
【００３２】 別の一実施形態では、ライトパイプなどの光伝送デバイスを用い、各Ｘ線コン
バータの出力を対応する検出器と結合させることができる。
バータの出力を対応する検出器と結合させることができる。
【００３３】 別の一実施形態では、Ｘ線に対して透明なアパーチャパターンを有する、Ｘ線
に対して実質的に不透明なマスクをＸ線放射源と検出器の間のビーム経路内に挿
入し、ビームが検出器に到達する前にＸ線ビームに対してウィンドウをかける。
ある実施形態では、アパーチャパターンは円形であり、別の実施形態では、アパ
ーチャパターンは星形である。
に対して実質的に不透明なマスクをＸ線放射源と検出器の間のビーム経路内に挿
入し、ビームが検出器に到達する前にＸ線ビームに対してウィンドウをかける。
ある実施形態では、アパーチャパターンは円形であり、別の実施形態では、アパ
ーチャパターンは星形である。
【００３４】 別の一実施形態では、検出器の各々は、Ｘ線ビームの一部分を分離させ、ビー
ムの該一部分を検出器に向かわせるコリメータを含む。
ムの該一部分を検出器に向かわせるコリメータを含む。
【００３５】 別の一実施形態では、収集システムが、各検出器に対し、複数の投影データの
集合を作成するように、回転領域の全体にわたるほぼ等間隔の角度増分位置でサ
ンプリングをかけ、これら複数の投影データの集合のそれぞれが、各検出器が角
度位置のうちの１つの位置で受け取ったＸ線放射に相当し、再構成用コンピュー
ターが、Ｘ線放射がその中を伝搬した被検体を表す画像を形成するように、この
投影データの集合を処理する。
集合を作成するように、回転領域の全体にわたるほぼ等間隔の角度増分位置でサ
ンプリングをかけ、これら複数の投影データの集合のそれぞれが、各検出器が角
度位置のうちの１つの位置で受け取ったＸ線放射に相当し、再構成用コンピュー
ターが、Ｘ線放射がその中を伝搬した被検体を表す画像を形成するように、この
投影データの集合を処理する。
【００３６】 別の一実施形態では、少なくともいくつかの用途において、Ｘ線放射の発生源
は、少なくとも第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルの間で交替を
繰り返し、また画像再構成用コンピューターシステムは、この２つのエネルギー
レベルに対応する投影データを用いて、撮影中の被検体に固有の特性に対応した
画像を形成する。
は、少なくとも第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルの間で交替を
繰り返し、また画像再構成用コンピューターシステムは、この２つのエネルギー
レベルに対応する投影データを用いて、撮影中の被検体に固有の特性に対応した
画像を形成する。
【００３７】 本発明の上述した目的ならびにその他の目的、本発明の様々な特性、さらには
本発明自体は、添付図面と共に以下の説明を読むことでより完全に理解し得よう
。
本発明自体は、添付図面と共に以下の説明を読むことでより完全に理解し得よう
。
【００３８】 本発明は、フィルム不要、ディジタルＸ線投射映像システムに関する。このＸ
線映像システムの代表的な実施形態を図１の番号１００で示す。この画像生成シ
ステム１００は、一般にＸ線源１０２と、放射線に対して透過性を有するテーブ
ル１０４と、回転自在な検出器アセンブリ１０６と、このアセンブリ１０６を回
転軸１１０の周りに回転させるための駆動メカニズム１０８とを備えている。
線映像システムの代表的な実施形態を図１の番号１００で示す。この画像生成シ
ステム１００は、一般にＸ線源１０２と、放射線に対して透過性を有するテーブ
ル１０４と、回転自在な検出器アセンブリ１０６と、このアセンブリ１０６を回
転軸１１０の周りに回転させるための駆動メカニズム１０８とを備えている。
【００３９】 Ｘ線源１０２は、Ｘ線を放出するための、好ましくは制御可能なＸ線源、例え
ばＸ線管である。エネルギーは、高電圧電源（図示しない）を介してＸ線源１０
２に供給される。スキャン中は、このビームの量子出力は一定であることが好ま
しい。したがって、この電源により供給されるポテンシャルおよび電流はスキャ
ン中はほぼ一定であり、ほぼ一定のエネルギーレベルにより特性づけられるＸ線
ビーム１１２が生じる。別の形態では、Ｘ線源は、パルス状のＸ線ビームを与え
るようにパルス作動する。Ｘ線源１０２の出力はコリメータ（図示しない）によ
って円錐ビーム１１２になるよう成形される。ビーム１１２の円錐形は、好まし
くは、ビームの伝送軸を規定し、さらに好ましくは回転軸１１０と共軸である回
転軸を有している。Ｘ線源１０２の出力は、放出されるＸ線ビーム１１２のエネ
ルギーレベルを決定するために、線源に近接させて配置したＸ線レベル検出器（
図示しない）でモニターすることができる。測定したエネルギーレベルをフィー
ドバックループに用いて、Ｘ線源の電力を制御したり、画像データを正規化する
ことができる。Ｘ線源１０２および検出器アセンブリ１０６は、線源と検出器ア
センブリのつくる方位がテーブル上の患者１０４に対して、好ましくは（必ずし
も必要ではないが）テーブル１０４の面と平行であるか、あるいは同一平面上に
ある軸の周りを回転するするように、固定フレームあるいは回転フレーム（図示
しない）上に取り付けることもできる。これにより、患者に対するあらゆる所望
の角度でのＸ線画像の形成が可能となる。回転フレームの例は、「Ｃ」アームと
して当技術分野では周知である。
ばＸ線管である。エネルギーは、高電圧電源（図示しない）を介してＸ線源１０
２に供給される。スキャン中は、このビームの量子出力は一定であることが好ま
しい。したがって、この電源により供給されるポテンシャルおよび電流はスキャ
ン中はほぼ一定であり、ほぼ一定のエネルギーレベルにより特性づけられるＸ線
ビーム１１２が生じる。別の形態では、Ｘ線源は、パルス状のＸ線ビームを与え
るようにパルス作動する。Ｘ線源１０２の出力はコリメータ（図示しない）によ
って円錐ビーム１１２になるよう成形される。ビーム１１２の円錐形は、好まし
くは、ビームの伝送軸を規定し、さらに好ましくは回転軸１１０と共軸である回
転軸を有している。Ｘ線源１０２の出力は、放出されるＸ線ビーム１１２のエネ
ルギーレベルを決定するために、線源に近接させて配置したＸ線レベル検出器（
図示しない）でモニターすることができる。測定したエネルギーレベルをフィー
ドバックループに用いて、Ｘ線源の電力を制御したり、画像データを正規化する
ことができる。Ｘ線源１０２および検出器アセンブリ１０６は、線源と検出器ア
センブリのつくる方位がテーブル上の患者１０４に対して、好ましくは（必ずし
も必要ではないが）テーブル１０４の面と平行であるか、あるいは同一平面上に
ある軸の周りを回転するするように、固定フレームあるいは回転フレーム（図示
しない）上に取り付けることもできる。これにより、患者に対するあらゆる所望
の角度でのＸ線画像の形成が可能となる。回転フレームの例は、「Ｃ」アームと
して当技術分野では周知である。
【００４０】 放射線に対して透過性を有するテーブル１０４は、線源１０２と検出器アセン
ブリ１０６の間でＸ線ビーム１１２の経路内に配置する。Ｘ線ビーム１１２は、
殆ど、あるいは全く相互作用（例えば減衰）することなくテーブル１０４を透過
して伝搬し、回転自在な検出器アセンブリ１０６が、上述したように、この円錐
形Ｘ線ビーム１１２を受け取る。患者（図示しない）は、放射線に対して透過性
のあるテーブル１０４の最上面１１２の上に位置決めされることがある。操作中
に、この円錐ビーム１１２は患者を透過して伝搬する。このビーム１１２が患者
を透過する際に、患者は放出されたＸ線量子を、Ｘ線の経路内にあるさまざまな
組織の密度に応じて減衰させる。検出器アセンブリ１０６は、検出器のダイナミ
ックレンジおよびＤＱＥにより特徴付けられる。ある一定のエネルギー範囲にあ
り、かつ患者による減衰を受けなかったＸ線量子は、検出器アセンブリ１０６に
より受け取られ、検出される。
ブリ１０６の間でＸ線ビーム１１２の経路内に配置する。Ｘ線ビーム１１２は、
殆ど、あるいは全く相互作用（例えば減衰）することなくテーブル１０４を透過
して伝搬し、回転自在な検出器アセンブリ１０６が、上述したように、この円錐
形Ｘ線ビーム１１２を受け取る。患者（図示しない）は、放射線に対して透過性
のあるテーブル１０４の最上面１１２の上に位置決めされることがある。操作中
に、この円錐ビーム１１２は患者を透過して伝搬する。このビーム１１２が患者
を透過する際に、患者は放出されたＸ線量子を、Ｘ線の経路内にあるさまざまな
組織の密度に応じて減衰させる。検出器アセンブリ１０６は、検出器のダイナミ
ックレンジおよびＤＱＥにより特徴付けられる。ある一定のエネルギー範囲にあ
り、かつ患者による減衰を受けなかったＸ線量子は、検出器アセンブリ１０６に
より受け取られ、検出される。
【００４１】 この実施形態の検出器アセンブリ１０６および駆動メカニズム１０８を図１お
よび図２中に、より詳細に示す。図示したように、検出器アセンブリ１０６は、
軸１１０の周りを回転できるように、駆動メカニズム１０８に回転可能に取り付
けられている。図示した好ましい実施形態では、検出器スピンドル２０４は検出
器アセンブリ１０６に固定して取り付けられている。検出器アセンブリ１０６は
、Ｘ線源１０２が放出したＸ線放射を受け取る入力アパーチャ２０６を含む。軸
１１０は、好ましくは入力アパーチャ２０６の面に対して実質的に垂直である。
このため、入力アパーチャ２０６の面は、円錐形Ｘ線ビーム１１２に対して実質
的に垂直である。駆動ベルト２１０などの適当な手段により、モータ２０８など
の駆動メカニズムを検出器スピンドル２０４に接続させ、駆動モータ２０８の回
転運動を検出器スピンドル２０４の回転運動に変換させる。フレームに対する検
出器アセンブリ１０６の角度位置は、スピンドル２０４に適当に接続された、例
えば角度位置エンコーダ２１２を用いて測定される。この検出器の公称回転速度
は１２０ＲＰＭである、しかしながら応用例によっては、より速い速度あるいは
より遅い速度を用いることもできる。例えば、心臓への応用に対してはより速い
速度で動作させ、整形外科への応用ではより遅い速度で動作させることが望まし
い。
よび図２中に、より詳細に示す。図示したように、検出器アセンブリ１０６は、
軸１１０の周りを回転できるように、駆動メカニズム１０８に回転可能に取り付
けられている。図示した好ましい実施形態では、検出器スピンドル２０４は検出
器アセンブリ１０６に固定して取り付けられている。検出器アセンブリ１０６は
、Ｘ線源１０２が放出したＸ線放射を受け取る入力アパーチャ２０６を含む。軸
１１０は、好ましくは入力アパーチャ２０６の面に対して実質的に垂直である。
このため、入力アパーチャ２０６の面は、円錐形Ｘ線ビーム１１２に対して実質
的に垂直である。駆動ベルト２１０などの適当な手段により、モータ２０８など
の駆動メカニズムを検出器スピンドル２０４に接続させ、駆動モータ２０８の回
転運動を検出器スピンドル２０４の回転運動に変換させる。フレームに対する検
出器アセンブリ１０６の角度位置は、スピンドル２０４に適当に接続された、例
えば角度位置エンコーダ２１２を用いて測定される。この検出器の公称回転速度
は１２０ＲＰＭである、しかしながら応用例によっては、より速い速度あるいは
より遅い速度を用いることもできる。例えば、心臓への応用に対してはより速い
速度で動作させ、整形外科への応用ではより遅い速度で動作させることが望まし
い。
【００４２】 図３に示すように、好ましい検出器アセンブリ１０６は、複数のエレメント層
であって、そのすべてが互いに固定的に取り付けられ、好ましくは同一の長さお
よび幅を有する複数のエレメント層を含む。図３に示す検出器アセンブリ１０６
の代表的な構成では４つのエレメント層が存在する。最上層は、円錐ビームを捕
捉するようにアセンブリ１０６のアパーチャ２０６を規定するマスク３０２を含
む。マスク３０２は、例えば鉛（Ｐｂ）やタンタル（Ｔａ）などの材料により製
作されており、伝搬するＸ線に対し高いインピーダンスを示す。この実施形態で
は、このマスクのアパーチャ２０６は円形であり、軸１１０は好ましくはアパー
チャの中心を通過する。このアパーチャは、その直径が、ビームがアパーチャを
通過する場所での円錐形Ｘ線ビーム１１２の直径に対してほぼ整合するような大
きさとし、このデバイスの動作中にアセンブリが回転している間は円錐ビーム１
１２の全体が常に入力アパーチャ２０６を通過するようにすることが好ましい。
本発明の他の実施形態では異なる種々の入力アパーチャ形状を用いることができ
ることは高く評価されるであろう。
であって、そのすべてが互いに固定的に取り付けられ、好ましくは同一の長さお
よび幅を有する複数のエレメント層を含む。図３に示す検出器アセンブリ１０６
の代表的な構成では４つのエレメント層が存在する。最上層は、円錐ビームを捕
捉するようにアセンブリ１０６のアパーチャ２０６を規定するマスク３０２を含
む。マスク３０２は、例えば鉛（Ｐｂ）やタンタル（Ｔａ）などの材料により製
作されており、伝搬するＸ線に対し高いインピーダンスを示す。この実施形態で
は、このマスクのアパーチャ２０６は円形であり、軸１１０は好ましくはアパー
チャの中心を通過する。このアパーチャは、その直径が、ビームがアパーチャを
通過する場所での円錐形Ｘ線ビーム１１２の直径に対してほぼ整合するような大
きさとし、このデバイスの動作中にアセンブリが回転している間は円錐ビーム１
１２の全体が常に入力アパーチャ２０６を通過するようにすることが好ましい。
本発明の他の実施形態では異なる種々の入力アパーチャ形状を用いることができ
ることは高く評価されるであろう。
【００４３】 次の層では、円錐形Ｘ線ビーム１１２は、コリメートされたＸ線扇形ビーム区
画を形成するように、互いに平行に配置したコリメータプレート３０４によりコ
リメートされる。図３には説明の目的だけのために、コリメータプレートにより
作り出されている７つの扇形ビーム区画を示しているが、医療用映像に関する実
施ではいずれも、例えば、図示したよりも細かい、数多くの、よりコリメートさ
せた扇形ビームを作り出す。このコリメータプレートもまた、鉛（Ｐｂ）やタン
タル（Ｔａ）などの高インピーダンスの材料から製作する。このコリメータプレ
ート３０４は一般的にＸ線放射源上に収束するように方位させる。
画を形成するように、互いに平行に配置したコリメータプレート３０４によりコ
リメートされる。図３には説明の目的だけのために、コリメータプレートにより
作り出されている７つの扇形ビーム区画を示しているが、医療用映像に関する実
施ではいずれも、例えば、図示したよりも細かい、数多くの、よりコリメートさ
せた扇形ビームを作り出す。このコリメータプレートもまた、鉛（Ｐｂ）やタン
タル（Ｔａ）などの高インピーダンスの材料から製作する。このコリメータプレ
ート３０４は一般的にＸ線放射源上に収束するように方位させる。
【００４４】 それぞれの扇形ビーム区画は、検出器アセンブリ１０６の対応する検出器に入
射することが好ましい。図示した実施の形態では、各検出器は互いに平行に配置
されている。各検出器は、好ましくは１Ｄのアレイとして配置され、検出器アセ
ンブリ１０６の次の層を形成するシンチレータ３０６により規定される。コリメ
ートされた扇形ビーム区画の各々は、対応するシンチレータ３０６のアパーチャ
２０６を介してコリメータプレート３０４の間に露出している部分に入射する。
このように、個々のシンチレータからなる１つのアレイは、コリメートされた扇
形ビーム区画の各々が、隣接する２つのコリメータプレートの間を通って対応す
るシンチレータ３０６のアパーチャ２０６を介して露出している部分を照射する
ように、コリメータと対応させて配置する。各シンチレータは、好ましくはＸ線
量子を光量子に変換する材料からなる直方体である。好ましい実施形態では、シ
ンチレータ３０６は、タングステン酸カドミウム（ＣｄＷＯ４） を含むが、Ｘ 線エネルギーを光エネルギーに変換するのに適当な他の材料とすることもできる
。検出器の数および密度は応用例、画像の最終的な分解能、システムのコストに
関連する制限などによりさまざまな値となりうる。本発明の一実施形態において
は、シンチレータの数は、約２０００であり、（検出器の密度を決める）各検出
器の幅は、約１００〜２００ミクロンである。このように、上述した実施形態で
は、約２０００個のシンチレータを必要とし、対して半導体検出器からなる２次
元正方マトリクスアレイを用いる従来技術のシステムでは約２０００２ で
あり、シンチレータ数を３，９９８，０００個だけ減らすことができる。明らか
なように、用途によっては検出器の数および密度を任意の値とすることができ、
それぞれが０．５ｃｍのオーダーの幅（あるいは用途によってはさらに大きな幅
の）を有する、わずか１００ないし５００個（あるいは応用例によってはさらに
少ない数）であっても比較的良好なデータを提供できる。
射することが好ましい。図示した実施の形態では、各検出器は互いに平行に配置
されている。各検出器は、好ましくは１Ｄのアレイとして配置され、検出器アセ
ンブリ１０６の次の層を形成するシンチレータ３０６により規定される。コリメ
ートされた扇形ビーム区画の各々は、対応するシンチレータ３０６のアパーチャ
２０６を介してコリメータプレート３０４の間に露出している部分に入射する。
このように、個々のシンチレータからなる１つのアレイは、コリメートされた扇
形ビーム区画の各々が、隣接する２つのコリメータプレートの間を通って対応す
るシンチレータ３０６のアパーチャ２０６を介して露出している部分を照射する
ように、コリメータと対応させて配置する。各シンチレータは、好ましくはＸ線
量子を光量子に変換する材料からなる直方体である。好ましい実施形態では、シ
ンチレータ３０６は、タングステン酸カドミウム（ＣｄＷＯ４） を含むが、Ｘ 線エネルギーを光エネルギーに変換するのに適当な他の材料とすることもできる
。検出器の数および密度は応用例、画像の最終的な分解能、システムのコストに
関連する制限などによりさまざまな値となりうる。本発明の一実施形態において
は、シンチレータの数は、約２０００であり、（検出器の密度を決める）各検出
器の幅は、約１００〜２００ミクロンである。このように、上述した実施形態で
は、約２０００個のシンチレータを必要とし、対して半導体検出器からなる２次
元正方マトリクスアレイを用いる従来技術のシステムでは約２０００２ で
あり、シンチレータ数を３，９９８，０００個だけ減らすことができる。明らか
なように、用途によっては検出器の数および密度を任意の値とすることができ、
それぞれが０．５ｃｍのオーダーの幅（あるいは用途によってはさらに大きな幅
の）を有する、わずか１００ないし５００個（あるいは応用例によってはさらに
少ない数）であっても比較的良好なデータを提供できる。
【００４５】 シンチレータ３０６の各々は、その６面のうちの５面を光反射性の塗料で被覆
することが好ましい。シンチレータが発生させた光は、このように反射塗料で被
覆されていない面、好ましくは各ライトパイプの端部の位置にある表面である面
のみを通して導かれる。この表面は対応する変換器３１０と光学的接触状態にあ
る。ライトパイプは、好ましくは光ファイバの束により製作され、シンチレータ
により放出された光を受け取り、対応する変換器３１０上に焦点を結ばせる。各
変換器は、光−電気パラメータ変換デバイスであり、その出力において、電気的
パラメータ（例えば、電流、電圧、抵抗、その他）を、その変換器がライトパイ
プから受け取った光量子の関数として変化させる。好ましい実施形態では、各変
換器は、受け取った光を電流に変換する光学的フォトダイオードを含むが、他の
光−電気パラメータ変換デバイスを用いることもできる。
することが好ましい。シンチレータが発生させた光は、このように反射塗料で被
覆されていない面、好ましくは各ライトパイプの端部の位置にある表面である面
のみを通して導かれる。この表面は対応する変換器３１０と光学的接触状態にあ
る。ライトパイプは、好ましくは光ファイバの束により製作され、シンチレータ
により放出された光を受け取り、対応する変換器３１０上に焦点を結ばせる。各
変換器は、光−電気パラメータ変換デバイスであり、その出力において、電気的
パラメータ（例えば、電流、電圧、抵抗、その他）を、その変換器がライトパイ
プから受け取った光量子の関数として変化させる。好ましい実施形態では、各変
換器は、受け取った光を電流に変換する光学的フォトダイオードを含むが、他の
光−電気パラメータ変換デバイスを用いることもできる。
【００４６】 この検出器アセンブリが、測定期間中に各検出器に入射するＸ線フラックスの
量を表す出力信号を与える様々な構造を含む他のタイプの検出システムを含むこ
とができることは評価すべきである。例えば、シンチレータよりなるアレイ３０
６、ならびに対応するライトパイプ３０８および検出器３１０は、各検出器ごと
に１個の対応する半導体デバイスで置き換えることができる。さらに、Ｘ線を光
および／または電気信号に変換するには、セレンなどの材料が知られており、こ
うした材料はシンチレータ３０６の製造に用いることができ、あるいは別法とし
て、検出したＸ線を各検出器の電気出力に直接変換するために用い、ライトパイ
プや変換器を不要とすることも可能である。
量を表す出力信号を与える様々な構造を含む他のタイプの検出システムを含むこ
とができることは評価すべきである。例えば、シンチレータよりなるアレイ３０
６、ならびに対応するライトパイプ３０８および検出器３１０は、各検出器ごと
に１個の対応する半導体デバイスで置き換えることができる。さらに、Ｘ線を光
および／または電気信号に変換するには、セレンなどの材料が知られており、こ
うした材料はシンチレータ３０６の製造に用いることができ、あるいは別法とし
て、検出したＸ線を各検出器の電気出力に直接変換するために用い、ライトパイ
プや変換器を不要とすることも可能である。
【００４７】 収集される画像データの量および質は、一部には、軸１１０に対する検出器ア
レイの位置と相関性を有する。
レイの位置と相関性を有する。
【００４８】 図４および図５では、例えば検出器アセンブリは軸１１０が検出器の１つの中
心を通過するように位置決めされる。第２の軸３２０は、各検出器の幅が軸３２
０に沿って規定できるように、軸１１０および検出器３０６の長さ方向の辺と垂
直に延びている。このように、この実施形態では、伝送軸１１０は、交差する検
出器の幅を軸３２０に沿って規定している２つの縁部から等距離となるように検
出器のうちの１つを通過し、中央検出器幅配置、すなわち１／２検出器幅配置を
与える。投影データの完全な組を与えるために必要なこの検出器アレイの回転は
１８０°で足りる。というのは、データは第２の１８０°回転で重複するためで
ある。
心を通過するように位置決めされる。第２の軸３２０は、各検出器の幅が軸３２
０に沿って規定できるように、軸１１０および検出器３０６の長さ方向の辺と垂
直に延びている。このように、この実施形態では、伝送軸１１０は、交差する検
出器の幅を軸３２０に沿って規定している２つの縁部から等距離となるように検
出器のうちの１つを通過し、中央検出器幅配置、すなわち１／２検出器幅配置を
与える。投影データの完全な組を与えるために必要なこの検出器アレイの回転は
１８０°で足りる。というのは、データは第２の１８０°回転で重複するためで
ある。
【００４９】 図６および図７では、伝送軸１１０が検出器のうちの１つを通過する位置を、
その検出器の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４であるようにし、
軸１１０に対して軸３２０に沿った検出器幅の「１／４」オフセットを規定する
ように検出器を配置することによりデータ量を実質的に２倍にすることができる
。これにより検出器アレイの３６０°回転一回で、１／２検出器幅配置で提供さ
れる空間データ量の２倍の量が提供される。その理由は、この３６０°の回転の
一方の１８０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉し
た画像データ）の空間的位置関係は、この同じ３６０°の回転のもう一方の１８
０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉した画像デー
タ）の空間的位置関係と位置が検出器幅の１／２だけズレているからである。こ
のように、第２の１８０°回転の間に収集したプロジェクションは、第１の１８
０°回転の間に収集したプロジェクションと空間的に交互に挟み合うように配置
することができる。１／４検出器オフセット配置を用いることにより、エイリア
シングにより生じる画像読取り値が減少する。１／４検出器オフセットを用いる
場合、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と一致したまま
である。
その検出器の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４であるようにし、
軸１１０に対して軸３２０に沿った検出器幅の「１／４」オフセットを規定する
ように検出器を配置することによりデータ量を実質的に２倍にすることができる
。これにより検出器アレイの３６０°回転一回で、１／２検出器幅配置で提供さ
れる空間データ量の２倍の量が提供される。その理由は、この３６０°の回転の
一方の１８０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉し
た画像データ）の空間的位置関係は、この同じ３６０°の回転のもう一方の１８
０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉した画像デー
タ）の空間的位置関係と位置が検出器幅の１／２だけズレているからである。こ
のように、第２の１８０°回転の間に収集したプロジェクションは、第１の１８
０°回転の間に収集したプロジェクションと空間的に交互に挟み合うように配置
することができる。１／４検出器オフセット配置を用いることにより、エイリア
シングにより生じる画像読取り値が減少する。１／４検出器オフセットを用いる
場合、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と一致したまま
である。
【００５０】 第３の配置の可能性を、図８ないし図１０に示す。この配置では、その検出器
は２列の形態よりなる２Ｄアレイ内に配置される。図示した実施形態では、各列
に対する検出器の各々は、固有のシンチレータ３０６、ライトパイプ３０８およ
び検出器３１０を含む。これらの図面中で、文字Ａは一方の列に対する上記の各
コンポーネントを表し、また文字Ｂは他方の列に対する上記の各コンポーネント
を表す。これらの列は軸３２０に沿って相対向している。一方の列は、他方の列
に対して軸３２０に沿って検出器幅の「１／４」オフセットだけずらして位置し
ている。しかし、伝送軸１１０が軸３２０と交差する点は、一方の列の検出器が
検出器幅の１／８オフセットだけずれて位置し、また他方の列の検出器が検出器
幅の３／８オフセットだけずれて位置した点である。３６０°回転の一方の１８
０°部分の間における、一方の列のアレイの検出器（および検出器がこうして捕
捉した画像データ）の空間的位置関係は、この同じ部分の間における、他方の検
出器の空間的位置関係とこのように検出器幅の１／４位置がズレている。この３
６０°回転の第２の１８０°部分の間では、この２列に対応する空間データの位
置関係は実際上、検出器の幅の半分だけ互いにシフトしており、対応するデータ
の空間的位置関係が４種類の位置（すなわち第１の１８０°回転の間の２列の検
出器からの２位置、および第２の１８０°回転の間の２列の検出器からの２位置
）の組み合わせで互いに挟み合っており、検出器幅の１／４だけ変位し、ずれて
いる。こうした配置では、画像を再構成する基になるデータの品質が向上する。
この配置ではさらに、エイリアシングにより生じる画像ストリークが減少する。
この実施形態では、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と
一致したままである。
は２列の形態よりなる２Ｄアレイ内に配置される。図示した実施形態では、各列
に対する検出器の各々は、固有のシンチレータ３０６、ライトパイプ３０８およ
び検出器３１０を含む。これらの図面中で、文字Ａは一方の列に対する上記の各
コンポーネントを表し、また文字Ｂは他方の列に対する上記の各コンポーネント
を表す。これらの列は軸３２０に沿って相対向している。一方の列は、他方の列
に対して軸３２０に沿って検出器幅の「１／４」オフセットだけずらして位置し
ている。しかし、伝送軸１１０が軸３２０と交差する点は、一方の列の検出器が
検出器幅の１／８オフセットだけずれて位置し、また他方の列の検出器が検出器
幅の３／８オフセットだけずれて位置した点である。３６０°回転の一方の１８
０°部分の間における、一方の列のアレイの検出器（および検出器がこうして捕
捉した画像データ）の空間的位置関係は、この同じ部分の間における、他方の検
出器の空間的位置関係とこのように検出器幅の１／４位置がズレている。この３
６０°回転の第２の１８０°部分の間では、この２列に対応する空間データの位
置関係は実際上、検出器の幅の半分だけ互いにシフトしており、対応するデータ
の空間的位置関係が４種類の位置（すなわち第１の１８０°回転の間の２列の検
出器からの２位置、および第２の１８０°回転の間の２列の検出器からの２位置
）の組み合わせで互いに挟み合っており、検出器幅の１／４だけ変位し、ずれて
いる。こうした配置では、画像を再構成する基になるデータの品質が向上する。
この配置ではさらに、エイリアシングにより生じる画像ストリークが減少する。
この実施形態では、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と
一致したままである。
【００５１】 図１１に、検出器アセンブリの回転中に収集したデータを伝送および処理し、
画像を再構成するためのシステムの好ましい実施形態のブロック図を示す。検出
器アセンブリが軸１１０の周りを回転するにつれて、シャフトエンコーダ２１２
が、ある基準位置に対する軸１１０の周りのアセンブリの回転位置の指標を与え
る。このエンコーダは、検出器アセンブリが各等角度増分を通過した時点を示す
出力信号を与える。これらの角度位置の各々で、変換器は一組の出力をデータ収
集システム（ＤＡＳ）４０２に与える。連続する読取り値の間の角度増分は、任
意の適当な角度とすることができる。典型的には０．２５°である。０．２５°
の増分により、図４および図５の１Ｄアレイでは完全な１８０°の回転一回あた
り７２０組の信号が提供され、図６および図７の１Ｄアレイでは完全な３６０°
の回転一回あたり１４４０組の信号が提供され、図８ないし図１０の２Ｄアレイ
では完全な３６０°の回転一回あたり１４４０組の信号（２倍の多くの信号）が
提供される。各検出器は互いに平行であるため、このデータは高精度の投影角度
での平行投影のデータと類似する。したがって、このデータは第３世代のタイプ
のＣＴスキャン中に収集される平行プロジェクションに類似する。対応する増分
角度の信号の各組は、本実施形態では検出器アセンブリ１０６上に物理的に位置
しているＤＡＳ４０２内でフィルタ処理され、増幅され、ディジタル化される。
第３世代のタイプの市販のＣＴスキャナで共通に用いられているＤＡＳは、本発
明でも用いることができる。このように、駆動メカニズム１０８は、患者がＸ線
放射に曝されている間に、検出器アセンブリ１０６を軸１１０の周りに必要とす
る回転角度量だけ回転させる。制御ユニット４０４は、角度位置エンコーダ２１
２から検出器アセンブリ１０６の角度位置に関する情報を受け取り、角度位置情
報の関数として指令信号をＤＡＳに伝送する。必要な回転の範囲の全体にわたり
、検出器アセンブリ１０６の実質的な等角度増分各位置で、制御ユニット４０４
がＤＡＳ４０２に対し変換器をサンプリングするように指令を発する。検出器ア
センブリ１０６の各角度位置で、変換器からサンプリングされたデータは集合さ
れて患者の円錐形投影に関する１次元のプロジェクションを形成する。本発明の
この実施形態では、ＤＡＳ４０２は１８０°回転の角度領域の全体にわたって約
７２０のプロジェクションを収集するか、あるいは３６０°回転の角度領域の全
体にわたり１４４０のプロジェクションを収集する。
画像を再構成するためのシステムの好ましい実施形態のブロック図を示す。検出
器アセンブリが軸１１０の周りを回転するにつれて、シャフトエンコーダ２１２
が、ある基準位置に対する軸１１０の周りのアセンブリの回転位置の指標を与え
る。このエンコーダは、検出器アセンブリが各等角度増分を通過した時点を示す
出力信号を与える。これらの角度位置の各々で、変換器は一組の出力をデータ収
集システム（ＤＡＳ）４０２に与える。連続する読取り値の間の角度増分は、任
意の適当な角度とすることができる。典型的には０．２５°である。０．２５°
の増分により、図４および図５の１Ｄアレイでは完全な１８０°の回転一回あた
り７２０組の信号が提供され、図６および図７の１Ｄアレイでは完全な３６０°
の回転一回あたり１４４０組の信号が提供され、図８ないし図１０の２Ｄアレイ
では完全な３６０°の回転一回あたり１４４０組の信号（２倍の多くの信号）が
提供される。各検出器は互いに平行であるため、このデータは高精度の投影角度
での平行投影のデータと類似する。したがって、このデータは第３世代のタイプ
のＣＴスキャン中に収集される平行プロジェクションに類似する。対応する増分
角度の信号の各組は、本実施形態では検出器アセンブリ１０６上に物理的に位置
しているＤＡＳ４０２内でフィルタ処理され、増幅され、ディジタル化される。
第３世代のタイプの市販のＣＴスキャナで共通に用いられているＤＡＳは、本発
明でも用いることができる。このように、駆動メカニズム１０８は、患者がＸ線
放射に曝されている間に、検出器アセンブリ１０６を軸１１０の周りに必要とす
る回転角度量だけ回転させる。制御ユニット４０４は、角度位置エンコーダ２１
２から検出器アセンブリ１０６の角度位置に関する情報を受け取り、角度位置情
報の関数として指令信号をＤＡＳに伝送する。必要な回転の範囲の全体にわたり
、検出器アセンブリ１０６の実質的な等角度増分各位置で、制御ユニット４０４
がＤＡＳ４０２に対し変換器をサンプリングするように指令を発する。検出器ア
センブリ１０６の各角度位置で、変換器からサンプリングされたデータは集合さ
れて患者の円錐形投影に関する１次元のプロジェクションを形成する。本発明の
この実施形態では、ＤＡＳ４０２は１８０°回転の角度領域の全体にわたって約
７２０のプロジェクションを収集するか、あるいは３６０°回転の角度領域の全
体にわたり１４４０のプロジェクションを収集する。
【００５２】 ＤＡＳ４０２は、好ましくはこのデータをメモリー４０６内にダンプする。こ
のデータは、再構成用コンピューター４０８によって読み出して処理することが
できる。ＤＡＳ／検出器アセンブリとメモリー４０６との間の経路は、回転する
プラットフォームと静止しているプラットフォームとの間でデータを通信させ、
さらにＤＡＳにパワーおよびタイミング情報を提供するためスリップリング（図
示しない）あるいはワイヤレスローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）（図示し
ない）を含むことができる。再構成用コンピューター４０８は、好ましくは、下
記の方法を用いて患者の画像を形成するためにディスプレイ４１０と連携すると
共に、得られた画像データを、例えば記録保存用記憶装置４１２、ハードコピー
作成装置、即時表示するのためのディスプレイ４１６（例えばＣＲＴ）、あるい
はネットワークアダプタ、モデムなどの通信デバイス４１８による後続の伝送等
へ送ることが好ましい。このＣＲＴはＰＡＣＳ（図示しない）の一部であること
ができる。
のデータは、再構成用コンピューター４０８によって読み出して処理することが
できる。ＤＡＳ／検出器アセンブリとメモリー４０６との間の経路は、回転する
プラットフォームと静止しているプラットフォームとの間でデータを通信させ、
さらにＤＡＳにパワーおよびタイミング情報を提供するためスリップリング（図
示しない）あるいはワイヤレスローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）（図示し
ない）を含むことができる。再構成用コンピューター４０８は、好ましくは、下
記の方法を用いて患者の画像を形成するためにディスプレイ４１０と連携すると
共に、得られた画像データを、例えば記録保存用記憶装置４１２、ハードコピー
作成装置、即時表示するのためのディスプレイ４１６（例えばＣＲＴ）、あるい
はネットワークアダプタ、モデムなどの通信デバイス４１８による後続の伝送等
へ送ることが好ましい。このＣＲＴはＰＡＣＳ（図示しない）の一部であること
ができる。
【００５３】 この再構成用コンピューター４０８は、第３世代のタイプの市販のＣＴスキャ
ナ用に開発された周知の方法を用いてプロジェクションを再構成させることによ
り患者の画像を形成する。フィルター補正逆投影（ＦＢＰ）法は画像の再構成に
好ましく用いられる。ＦＢＰは３つの主要工程、すなわち、マシン不完全性の補
正工程、フィルタ処理工程および後方投影工程を有する。
ナ用に開発された周知の方法を用いてプロジェクションを再構成させることによ
り患者の画像を形成する。フィルター補正逆投影（ＦＢＰ）法は画像の再構成に
好ましく用いられる。ＦＢＰは３つの主要工程、すなわち、マシン不完全性の補
正工程、フィルタ処理工程および後方投影工程を有する。
【００５４】 ＦＢＰの第１の工程である、マシン不完全性の補正工程には以下のサブ工程が
含まれる。
含まれる。
【００５５】 オフセット補正：再構成用コンピューター４０８は、Ｘ線放射がない状態でＤ
ＡＳ／検出器の組み合わせからプロジェクション値を測定する。これらのプロジ
ェクション値はゼロであるのが理想的であるが、実際のシステムでは有限のオフ
セットが存在する。これらのオフセットは当技術分野では「暗電流」といわれる
。次に、再構成用コンピューターは検出器からの生読取り値から「暗電流」オフ
セットを差し引く。
ＡＳ／検出器の組み合わせからプロジェクション値を測定する。これらのプロジ
ェクション値はゼロであるのが理想的であるが、実際のシステムでは有限のオフ
セットが存在する。これらのオフセットは当技術分野では「暗電流」といわれる
。次に、再構成用コンピューターは検出器からの生読取り値から「暗電流」オフ
セットを差し引く。
【００５６】 クロストーク補正：各変換器は、対応するシンチレータのみから光を受け取る
のが理想的である。クロストークは、特定の変換器に向けた光が、その近隣の変
換器の１つ以上に「リーク」した場合に起こる。クロストークは、再構成された
画像内で高コントラストの境界部からのストリークとして発現する。再構成用コ
ンピューター４０８は、オフセット補正されたデータを、空間的従属性を有する
有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタで畳み込みする（ｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ
）ことによりクロストークを除去する。
のが理想的である。クロストークは、特定の変換器に向けた光が、その近隣の変
換器の１つ以上に「リーク」した場合に起こる。クロストークは、再構成された
画像内で高コントラストの境界部からのストリークとして発現する。再構成用コ
ンピューター４０８は、オフセット補正されたデータを、空間的従属性を有する
有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタで畳み込みする（ｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ
）ことによりクロストークを除去する。
【００５７】 残光補正：シンチレータは、Ｘ線源がオフになった後も光を放出し続ける。こ
の効果は残光として周知である。再構成用コンピューター４０８は、再帰的フィ
ルタで実現することができる無限インパルス応答（ＩＩＲ）フィルタを用いて残
光を逆畳み込みする（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ）。
の効果は残光として周知である。再構成用コンピューター４０８は、再帰的フィ
ルタで実現することができる無限インパルス応答（ＩＩＲ）フィルタを用いて残
光を逆畳み込みする（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ）。
【００５８】 ビームハードニング補正：Ｘ線源は様々なエネルギー量子からなるスペクトル
を放出する。患者内で減衰せずに透過する量子の平均エネルギーは、経路が長く
なるに従い増加する。この理由は、一般に、患者の組織は高エネルギー量子に比
べ、低エネルギー量子をより効率的に吸収するからである。これは主に光電吸収
による。ビームハードニングとして周知であるこの効果は、再構成画像内に低周
波数シェーディングを生じさせる。再構成用コンピューター４０８は、各プロジ
ェクションに対し、そのプロジェクションの大きさに比例する項である補正項を
追加することによってシェーディングアーチファクトを除去する。実際上は、４
次多項式を用いて補正項を決定することができる。このシステムは、既知であっ
て、均一な厚さと密度を有する物体（例えば、水あるいは均質なプラスチック）
をスキャンし、得られた画像にシェーディングアーチファクトが現出しなくなる
までこの係数を調整することによって多項式の係数を決定できる。この係数は、
Ｘ線源１０２およびＸ線源１０２と検出器アセンブリ１０６との間のあらゆるフ
ィルター処理源のスペクトルに対するコンピューターシミュレーションを介して
決定することもできる。
を放出する。患者内で減衰せずに透過する量子の平均エネルギーは、経路が長く
なるに従い増加する。この理由は、一般に、患者の組織は高エネルギー量子に比
べ、低エネルギー量子をより効率的に吸収するからである。これは主に光電吸収
による。ビームハードニングとして周知であるこの効果は、再構成画像内に低周
波数シェーディングを生じさせる。再構成用コンピューター４０８は、各プロジ
ェクションに対し、そのプロジェクションの大きさに比例する項である補正項を
追加することによってシェーディングアーチファクトを除去する。実際上は、４
次多項式を用いて補正項を決定することができる。このシステムは、既知であっ
て、均一な厚さと密度を有する物体（例えば、水あるいは均質なプラスチック）
をスキャンし、得られた画像にシェーディングアーチファクトが現出しなくなる
までこの係数を調整することによって多項式の係数を決定できる。この係数は、
Ｘ線源１０２およびＸ線源１０２と検出器アセンブリ１０６との間のあらゆるフ
ィルター処理源のスペクトルに対するコンピューターシミュレーションを介して
決定することもできる。
【００５９】 スペクトル補正：シンチレータは、その量子の周波数、エネルギー等の関数と
してＸ線量子を選択的に吸収する。第１次近似によれば、シンチレータのすべて
が同じ応答を示し、ビームハードニング補正を用いて検出器の平均応答を除去す
ることができる。しかし、各検出器は通常、入射するＸ線に対する応答がそれぞ
れやや異なる。こうした差は、画像内でのリング発生につながるスペクトルエラ
ーを意味する。このスペクトルエラーは、リングを検出するため均一な厚さと密
度を有する物体をスキャンすることによって除去することができる。次いで、こ
のリングは、画像空間内で解剖学的画像から差し引いたり、あるいは投影空間に
変換してプロジェクションから差し引いたりすることができる。
してＸ線量子を選択的に吸収する。第１次近似によれば、シンチレータのすべて
が同じ応答を示し、ビームハードニング補正を用いて検出器の平均応答を除去す
ることができる。しかし、各検出器は通常、入射するＸ線に対する応答がそれぞ
れやや異なる。こうした差は、画像内でのリング発生につながるスペクトルエラ
ーを意味する。このスペクトルエラーは、リングを検出するため均一な厚さと密
度を有する物体をスキャンすることによって除去することができる。次いで、こ
のリングは、画像空間内で解剖学的画像から差し引いたり、あるいは投影空間に
変換してプロジェクションから差し引いたりすることができる。
【００６０】 対数：再構成用コンピューター４０８は、投影データ値の対数およびＸ線源１
０２のパワーレベルの対数を、Ｘ線レベル検出器によって受け取られる都度決定
する。対数の底は、双方の決定に対して同じ底を用いる限りは任意である。
０２のパワーレベルの対数を、Ｘ線レベル検出器によって受け取られる都度決定
する。対数の底は、双方の決定に対して同じ底を用いる限りは任意である。
【００６１】 基準補正：プロジェクションは、投影データの対数からＸ線源のパワーレベル
の対数を差し引くことによってＸ線源の出力パワーレベルに正規化される。再構
成用コンピューター４０８は、その対数値を決定する前に、対応するオフセット
値をレベル検出器値から差し引く。
の対数を差し引くことによってＸ線源の出力パワーレベルに正規化される。再構
成用コンピューター４０８は、その対数値を決定する前に、対応するオフセット
値をレベル検出器値から差し引く。
【００６２】 エア較正：較正手順の間に、再構成用コンピューター４０８は、ビーム内には
患者がいない状態でＸ線放射を行って投影データを作成する。再構成用コンピュ
ーターは、これまで概説した工程によってこのプロジェクションを補正する。次
いで、再構成用コンピューターは、このプロジェクションを平均し、エア補正ベ
クトルとして知られているものを作成する。患者の投影データは、このエア補正
ベクトルから差し引かれる。
患者がいない状態でＸ線放射を行って投影データを作成する。再構成用コンピュ
ーターは、これまで概説した工程によってこのプロジェクションを補正する。次
いで、再構成用コンピューターは、このプロジェクションを平均し、エア補正ベ
クトルとして知られているものを作成する。患者の投影データは、このエア補正
ベクトルから差し引かれる。
【００６３】 フィルター補正逆投影法の第２の工程は、フィルタ処理工程である。プロジェ
クションは、その応答が周波数の大きさに比例するカーネル（ｋｅｒｎｅｌ）に
より定形的(nominally) にフィルタ処理される。実際上は、ユーザはノイズと引
き換えに分解能を求めることが多い。ユーザはまた、縁部強調された画像を得る
ことを望む可能性もある。したがって、この定形(nominal) フィルタはノイズを
減少させるためのローパスフィルタを含むことも、縁部強調のためハイパスフィ
ルタを含むことができる。このフィルタ処理は空間領域で実行することも周波数
領域で高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて実行することもできる。
クションは、その応答が周波数の大きさに比例するカーネル（ｋｅｒｎｅｌ）に
より定形的(nominally) にフィルタ処理される。実際上は、ユーザはノイズと引
き換えに分解能を求めることが多い。ユーザはまた、縁部強調された画像を得る
ことを望む可能性もある。したがって、この定形(nominal) フィルタはノイズを
減少させるためのローパスフィルタを含むことも、縁部強調のためハイパスフィ
ルタを含むことができる。このフィルタ処理は空間領域で実行することも周波数
領域で高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて実行することもできる。
【００６４】 フィルター補正逆投影法の最終段階は逆投影である。この方法は、第３世代の
ＣＴに関連する技術分野では周知であり、ここでは記載しない。逆投影は、専用
のハードウェアを用いて実施することも、汎用のコンピューターで実施すること
もできる。
ＣＴに関連する技術分野では周知であり、ここでは記載しない。逆投影は、専用
のハードウェアを用いて実施することも、汎用のコンピューターで実施すること
もできる。
【００６５】 他の実施形態では、エネルギーをＸ線源１０２に供給する高電圧供給源は、２
つの電位（電圧）の間で交番することができる。こうした実施形態は、例えば、
システムが、荷物や郵便などの物をスキャンするための線スキャナである場合に
有利である。こうした２元エネルギー線源の１つとして、本発明と同じ譲受人に
譲渡された「Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｄｕａｌ Ｅｎｅｒｇｙ Ｐｏｗｅｒ Ｓｕｐ
ｐｌｙ」（Ａｔｔｏｒｎｅｙ Ｄｏｃｋｅｔ Ｎｏ．ＡＮＡ−０９４）と題され
た米国特許出願第０８／６７１２０２がある。２つの電位におけるプロジェクシ
ョンは、コンピュータ断層の技術分野で周知のインターリーブ式収集技法を用い
て収集できる。２元エネルギーＸ線源を利用する技法は、単になる密度測定にと
どまらず、物質の特性に関する追加情報を提供するものとして知られている。２
元エネルギーＸ線源を利用する技法では、ある物質のＸ線吸収特性をＸ線の２種
類のエネルギーレベルに対して測定することが必要である。システムの較正法に
よって様々ではあるが、２元エネルギー測定値によりスキャンしている物質に関
する２元のパラメータの指標が提供される。例えば、ある較正設定では、２元の
パラメータは、その物質の原子番号とその物質の密度であるように選択される。
別の較正設定では、２元のパラメータは、その物質の光電係数とその物質のコン
プトン係数であるように選択される。さらに別の較正設定では、２元のパラメー
タは、そこにある第１の物質（例えば、プラスチック）の量と、そこにある第２
の物質（例えば、アルミニウム）の量であるように選択される。Ｘ線コンピュー
ター断層画像のエネルギー選択式再構成のための２元エネルギーＸ線技法につい
ては、例えば、Ｒｏｂｅｒｔ Ｅ．ＡｌｖａｒｅｚとＡｌｂｅｒｔ Ｍａｃｏｖ
ｓｋｉによる「Ｅｎｅｒｇｙ−ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉ
ｏｎｓ ｉｎ Ｘ−ｒａｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ
」（Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．１９７６．Ｖｏｌ．２１，Ｎｏ．５，７３３
−７４４）および米国特許第４，０２９，９６３号および第５，１３２，９９８
号に記載されている。こうした２元のパラメータを２元エネルギーＸ線投影デー
タから作成するために用いるアルゴリズムの１つは、Ａｌｖａｒｅｚ／Ｍａｃｏ
ｖｓｋｉのアルゴリズムとして知られている。別法としては、２つの画像を上記
したように各エネルギーレベルに対して独立に形成することもできる。いずれの
タイプの再構成でも、個々の画素対応での比較により、医師に追加の判定基準が
提供される。
つの電位（電圧）の間で交番することができる。こうした実施形態は、例えば、
システムが、荷物や郵便などの物をスキャンするための線スキャナである場合に
有利である。こうした２元エネルギー線源の１つとして、本発明と同じ譲受人に
譲渡された「Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｄｕａｌ Ｅｎｅｒｇｙ Ｐｏｗｅｒ Ｓｕｐ
ｐｌｙ」（Ａｔｔｏｒｎｅｙ Ｄｏｃｋｅｔ Ｎｏ．ＡＮＡ−０９４）と題され
た米国特許出願第０８／６７１２０２がある。２つの電位におけるプロジェクシ
ョンは、コンピュータ断層の技術分野で周知のインターリーブ式収集技法を用い
て収集できる。２元エネルギーＸ線源を利用する技法は、単になる密度測定にと
どまらず、物質の特性に関する追加情報を提供するものとして知られている。２
元エネルギーＸ線源を利用する技法では、ある物質のＸ線吸収特性をＸ線の２種
類のエネルギーレベルに対して測定することが必要である。システムの較正法に
よって様々ではあるが、２元エネルギー測定値によりスキャンしている物質に関
する２元のパラメータの指標が提供される。例えば、ある較正設定では、２元の
パラメータは、その物質の原子番号とその物質の密度であるように選択される。
別の較正設定では、２元のパラメータは、その物質の光電係数とその物質のコン
プトン係数であるように選択される。さらに別の較正設定では、２元のパラメー
タは、そこにある第１の物質（例えば、プラスチック）の量と、そこにある第２
の物質（例えば、アルミニウム）の量であるように選択される。Ｘ線コンピュー
ター断層画像のエネルギー選択式再構成のための２元エネルギーＸ線技法につい
ては、例えば、Ｒｏｂｅｒｔ Ｅ．ＡｌｖａｒｅｚとＡｌｂｅｒｔ Ｍａｃｏｖ
ｓｋｉによる「Ｅｎｅｒｇｙ−ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉ
ｏｎｓ ｉｎ Ｘ−ｒａｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ
」（Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．１９７６．Ｖｏｌ．２１，Ｎｏ．５，７３３
−７４４）および米国特許第４，０２９，９６３号および第５，１３２，９９８
号に記載されている。こうした２元のパラメータを２元エネルギーＸ線投影デー
タから作成するために用いるアルゴリズムの１つは、Ａｌｖａｒｅｚ／Ｍａｃｏ
ｖｓｋｉのアルゴリズムとして知られている。別法としては、２つの画像を上記
したように各エネルギーレベルに対して独立に形成することもできる。いずれの
タイプの再構成でも、個々の画素対応での比較により、医師に追加の判定基準が
提供される。
【００６６】 実際上は、Ｘ線源の出力は、Ｘ線がアノードによって、またビーム内での固有
フィルター処理に空間的位置に依存することによって選択的に吸収されるヒール
効果のため空間的位置に依存する。また実際上は、Ｘ線に対する応答は各シンチ
レータの長さ方向に沿って均一にならない。この不均一は、シンチレータ不完全
性、コリメータの機械的公差、経路長の違いから生じるライトパイプの減衰およ
び光学的コーティングの不均一によって生じることがある。
フィルター処理に空間的位置に依存することによって選択的に吸収されるヒール
効果のため空間的位置に依存する。また実際上は、Ｘ線に対する応答は各シンチ
レータの長さ方向に沿って均一にならない。この不均一は、シンチレータ不完全
性、コリメータの機械的公差、経路長の違いから生じるライトパイプの減衰およ
び光学的コーティングの不均一によって生じることがある。
【００６７】 したがって、図１２および図１３の本発明の別の実施形態では、長手方向に細
長いアパーチャ６０４（すなわちスリット）を有する（Ｘ線放射に対して）高イ
ンピーダンスのマスク６０２を、Ｘ線源に放射線を放出させ、各検出器が発生す
る応答を記録しながら、６０８の方向にシンチレータ上をスライドさせることに
より、シンチレータの長さ方向にわたる検出器／シンチレータ／コリメータアセ
ンブリの各々の応答を測定する。下の位置にある検出器アレイを、図１２ではマ
スク６０２を介して破線により示してある。図１３に示すように、この手順中の
いかなる時点においても、各シンチレータ３０６の小さな「スライス」６０６の
１つのみがＸ線放射に対して露出される。次いで、再構成用コンピュータ４０８
は、得られたシンチレータ応答情報を再構成アルゴリズム内に導入する。
長いアパーチャ６０４（すなわちスリット）を有する（Ｘ線放射に対して）高イ
ンピーダンスのマスク６０２を、Ｘ線源に放射線を放出させ、各検出器が発生す
る応答を記録しながら、６０８の方向にシンチレータ上をスライドさせることに
より、シンチレータの長さ方向にわたる検出器／シンチレータ／コリメータアセ
ンブリの各々の応答を測定する。下の位置にある検出器アレイを、図１２ではマ
スク６０２を介して破線により示してある。図１３に示すように、この手順中の
いかなる時点においても、各シンチレータ３０６の小さな「スライス」６０６の
１つのみがＸ線放射に対して露出される。次いで、再構成用コンピュータ４０８
は、得られたシンチレータ応答情報を再構成アルゴリズム内に導入する。
【００６８】 さらに別の実施形態では、本発明は代数的再構成技法（ＡＲＴ）を用いること
により不均一の減衰に対する補償を行う。シンチレータに沿ったＸ線強度のバラ
ツキがシンチレータの長さの低周波数関数である場合、再構成用コンピュータ４
０８はフィルター補正逆投影を修正してこのバラツキを補正することができる。
こうした方法は本技術分野では減衰ラドン変換として知られている。
により不均一の減衰に対する補償を行う。シンチレータに沿ったＸ線強度のバラ
ツキがシンチレータの長さの低周波数関数である場合、再構成用コンピュータ４
０８はフィルター補正逆投影を修正してこのバラツキを補正することができる。
こうした方法は本技術分野では減衰ラドン変換として知られている。
【００６９】 本発明のさらに別の実施形態では、再構成用コンピューターは、フィルター補
正逆投影を介してではなく、補正されたデータの直接フーリエ再構成を介して再
構成画像を生成する。
正逆投影を介してではなく、補正されたデータの直接フーリエ再構成を介して再
構成画像を生成する。
【００７０】 別の実施形態では、線源コリメータはプレート（図示しない）からなる２次元
アレイを含む。ここで平行プレートの１つの組が第２の平行プレートの組とある
角度をなして位置決めされてセルを形成し、このプレート交差により規定される
このセルは線源１０２上で焦点を結ぶ。このコリメータはまた、従来のフィルム
システムで用いられる、グリッドと呼ばれる散乱線防止デバイスで置き換えるこ
とができる。さらに、コリ−メートなしにこのシステムを動作させることが可能
である。
アレイを含む。ここで平行プレートの１つの組が第２の平行プレートの組とある
角度をなして位置決めされてセルを形成し、このプレート交差により規定される
このセルは線源１０２上で焦点を結ぶ。このコリメータはまた、従来のフィルム
システムで用いられる、グリッドと呼ばれる散乱線防止デバイスで置き換えるこ
とができる。さらに、コリ−メートなしにこのシステムを動作させることが可能
である。
【００７１】 他の使用可能なＸ線検出器としては、ヨウ化ナトリウム、高圧キセノンガス、
ガドリニウムオキシサルフェート、あるいは希土類元素添加セラミックなどがあ
る。シンチレータ、ライトパイプおよび変換器は、Ｘ線量子を電流に直接変換す
る物質を含むデバイスで置き換えることができる。こうした物質の例として、テ
ルル化カドミウムやセレンがある。
ガドリニウムオキシサルフェート、あるいは希土類元素添加セラミックなどがあ
る。シンチレータ、ライトパイプおよび変換器は、Ｘ線量子を電流に直接変換す
る物質を含むデバイスで置き換えることができる。こうした物質の例として、テ
ルル化カドミウムやセレンがある。
【００７２】 検出器オフセット（暗電流）は検出器およびＤＡＳの温度の関数であることが
できる。本発明のまた別の実施形態では、１つまたは複数の温度検知デバイスが
ＤＡＳ／検出器アセンブリ上あるいは近傍に配置され、データ収集の時点におけ
るこれらのアセンブリの温度を検知する。基本オフセットテーブルは、頻繁に更
新するものではないが、例えば３項までのテーラー級数展開を用いて現時点の動
作温度に合わせて調整することができる。この展開の係数は、外部熱制御デバイ
ス（図示しない）を用いて検出器およびＤＡＳを通常の動作温度範囲内を巡回さ
せる期間である較正手順中に決定できる。
できる。本発明のまた別の実施形態では、１つまたは複数の温度検知デバイスが
ＤＡＳ／検出器アセンブリ上あるいは近傍に配置され、データ収集の時点におけ
るこれらのアセンブリの温度を検知する。基本オフセットテーブルは、頻繁に更
新するものではないが、例えば３項までのテーラー級数展開を用いて現時点の動
作温度に合わせて調整することができる。この展開の係数は、外部熱制御デバイ
ス（図示しない）を用いて検出器およびＤＡＳを通常の動作温度範囲内を巡回さ
せる期間である較正手順中に決定できる。
【００７３】 残光効果もまた、検出器の温度の関数である。本発明の別の実施形態では、そ
の検出器の位置あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度依存
性に対する補正に用いられる方法と同様に残光補正を、その検出器の現時点の動
作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる。
の検出器の位置あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度依存
性に対する補正に用いられる方法と同様に残光補正を、その検出器の現時点の動
作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる。
【００７４】 エアデータもまた、検出器の温度の関数である。本発明のさらに別の実施形態
では、その検出器上あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度
依存性および残光効果に対する補正に用いられる方法と同様にエアデータをその
検出器の現時点の動作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる
。
では、その検出器上あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度
依存性および残光効果に対する補正に用いられる方法と同様にエアデータをその
検出器の現時点の動作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる
。
【００７５】 本発明の別の実施形態は、システムの他の不完全性を軽減するための補正を含
むことがある。例えば、患者の動きの悪影響は、投影空間あるいは画像空間内で
重み係数あるいは非線形フィルタを投影データに適用することにより軽減される
。エイリアシングにより生じる画像内のストリークは、非線形フィルタをそのデ
ータに適用することによって低減あるいは除去することができる。ＤＡＳタイミ
ングに対するスピンドルの角度位置のタイミングエラーにより生じるアーチファ
クトは、プロジェクションをその正しい角度位置に補間させることにより補正す
ることができる。均一な画像を形成するため、シンチレータは既知の中心と一様
な間隔である必要がある。すなわち、中心が正しくない場合、実際の位置が既知
であれば線形補間によりこのデータはそのシフトに見合った補償をすることがで
きる。Ｘ線管によっては、円錐形ビームの頂点近くで焦点外放射と呼ばれる２次
放射を発生するものがある。この焦点外放射の影響はそのプロジェクションに空
間依存型ＦＩＲフィルタで畳み込みをかけることにより低減させることができる
。
むことがある。例えば、患者の動きの悪影響は、投影空間あるいは画像空間内で
重み係数あるいは非線形フィルタを投影データに適用することにより軽減される
。エイリアシングにより生じる画像内のストリークは、非線形フィルタをそのデ
ータに適用することによって低減あるいは除去することができる。ＤＡＳタイミ
ングに対するスピンドルの角度位置のタイミングエラーにより生じるアーチファ
クトは、プロジェクションをその正しい角度位置に補間させることにより補正す
ることができる。均一な画像を形成するため、シンチレータは既知の中心と一様
な間隔である必要がある。すなわち、中心が正しくない場合、実際の位置が既知
であれば線形補間によりこのデータはそのシフトに見合った補償をすることがで
きる。Ｘ線管によっては、円錐形ビームの頂点近くで焦点外放射と呼ばれる２次
放射を発生するものがある。この焦点外放射の影響はそのプロジェクションに空
間依存型ＦＩＲフィルタで畳み込みをかけることにより低減させることができる
。
【００７６】 上記の補正のすべてを適用した場合でも、残留リングが再構成画像内に存在し
続けることがある。これらのリングは、投影データ内のラインを検出すること、
あるいは画像内でリングを検出することにより低減させることができる。当業者
に周知の方法をこれらのリングとラインを検出するために用いることができ、ま
た、リングを減少させるための情報を引き続き使用するために用いることができ
る。
続けることがある。これらのリングは、投影データ内のラインを検出すること、
あるいは画像内でリングを検出することにより低減させることができる。当業者
に周知の方法をこれらのリングとラインを検出するために用いることができ、ま
た、リングを減少させるための情報を引き続き使用するために用いることができ
る。
【００７７】 本発明のさらに別の実施形態では、図３に示す円形の入力アパーチャ２０６を
有するマスク３０２は、図１４に示す星形の入力アパーチャ７０４を有するマス
ク７０２によって置き換えることができる。円形の入力アパーチャ２０６を使用
することにより、その周辺位置でノイズが少ない画像となるが、分解能は低下す
る。その周辺位置でのノイズおよび分解能が上昇する同様の結果を得るために収
集する必要があるプロジェクションの総数が、星形マスクを使用することにより
（円形のマスクに対して）減少する。図示した実施の形態では、星形アパーチャ
は１２本の「腕（ａｒｍ）」を有する。ただし、この星形の腕の数、大きさおよ
び形は様々な画像特性が得られるように、様々なものとすることができる。
有するマスク３０２は、図１４に示す星形の入力アパーチャ７０４を有するマス
ク７０２によって置き換えることができる。円形の入力アパーチャ２０６を使用
することにより、その周辺位置でノイズが少ない画像となるが、分解能は低下す
る。その周辺位置でのノイズおよび分解能が上昇する同様の結果を得るために収
集する必要があるプロジェクションの総数が、星形マスクを使用することにより
（円形のマスクに対して）減少する。図示した実施の形態では、星形アパーチャ
は１２本の「腕（ａｒｍ）」を有する。ただし、この星形の腕の数、大きさおよ
び形は様々な画像特性が得られるように、様々なものとすることができる。
【００７８】 Ｘ線源１０２はまた、円錐形のＸ線放射源をコリメートし扇形ビームにするた
めのアセンブリ（図示しない）を含む。本発明のこうした実施形態では、扇形ビ
ームは、シンチレータの長さ方向と垂直に位置決めされる。さらに、矩形のマス
ク（図示しない）を、この扇形ビームに一致させて検出器を覆うように位置決め
することも可能である。この構成では、そのシステムは従来のＣＴスキャナとし
て転用して使用することができる。より具体的には、その検出器およびＸ線源１
０２は患者の長軸の周りを回転させることができる。この構成では、その検出器
はスピンドルを軸に回転しない。さらに、ヘリカルＣＴデータや２次元画像を収
集するように、検出器の直径より大きな軸方向の範囲で患者を扇形ビームに対し
て並進させることができる。
めのアセンブリ（図示しない）を含む。本発明のこうした実施形態では、扇形ビ
ームは、シンチレータの長さ方向と垂直に位置決めされる。さらに、矩形のマス
ク（図示しない）を、この扇形ビームに一致させて検出器を覆うように位置決め
することも可能である。この構成では、そのシステムは従来のＣＴスキャナとし
て転用して使用することができる。より具体的には、その検出器およびＸ線源１
０２は患者の長軸の周りを回転させることができる。この構成では、その検出器
はスピンドルを軸に回転しない。さらに、ヘリカルＣＴデータや２次元画像を収
集するように、検出器の直径より大きな軸方向の範囲で患者を扇形ビームに対し
て並進させることができる。
【００７９】 本発明の別の実施形態では、変換器はライトパイプに沿った別の位置に配置す
ることができ、またそのライトパイプは別の形状となる。例えば、そのライトパ
イプは、その頂点が変換器に接続された扇形形状であることもできる。このライ
トパイプおよびシンチレータが２つ以上のセクションに分割され、多重スライス
ＣＴスキャンを可能とする。
ることができ、またそのライトパイプは別の形状となる。例えば、そのライトパ
イプは、その頂点が変換器に接続された扇形形状であることもできる。このライ
トパイプおよびシンチレータが２つ以上のセクションに分割され、多重スライス
ＣＴスキャンを可能とする。
【００８０】 本発明はその精神と本質的特性を逸脱することなく、他の特定の形態をとって
実施させることができる。したがって、ここに記載した実施形態は、限定として
ではなく例示の観点で捉えるべきであり、本発明の範囲はこれまでの記述によっ
てではなく、添付の特許請求の範囲によって示されるべきである。したがって、
この特許請求の範囲と等価の意味および範囲に属するすべての変更は、本発明の
意図する範疇にある。
実施させることができる。したがって、ここに記載した実施形態は、限定として
ではなく例示の観点で捉えるべきであり、本発明の範囲はこれまでの記述によっ
てではなく、添付の特許請求の範囲によって示されるべきである。したがって、
この特許請求の範囲と等価の意味および範囲に属するすべての変更は、本発明の
意図する範疇にある。
【図１】 Ｘ線映像システムの一実施形態の斜視図である。
【図２】 図１に示す本システムの検出器アセンブリおよび駆動メカニズムの斜視詳細図
である。
である。
【図３】 図１および図２に示す検出器アレイの一実施形態の分解斜視図である。
【図４】 検出器幅１／２配置を表す図１ないし図３に示すタイプの検出器アレイの配置
に関する実施の一形態の上面図である。
に関する実施の一形態の上面図である。
【図５】 部分的に切り欠き、線５−５に沿って描いた図４の断面図である。
【図６】 検出器幅１／４オフセット配置を表す検出器アレイの配置に関する第２の実施
形態の上面図である。
形態の上面図である。
【図７】 部分的に切り欠き、線７−７に沿って描いた図６の断面図である。
【図８】 検出器幅１／８、３／８オフセット配置を表す検出器アレイの配置に関する第
３の実施形態の上面図である。
３の実施形態の上面図である。
【図９】 部分的に切り欠き、線９−９に沿って描いた図８の断面図である。
【図１０】 部分的に切り欠き、線１０−１０に沿って描いた図８の断面図である。
【図１１】 検出器アセンブリの各検出器から受け取ったデータに対するデータの流れおよ
び処理システムを含む、本発明の好ましい実施形態のブロック図である
び処理システムを含む、本発明の好ましい実施形態のブロック図である
【図１２】 コリメータ／シンチレータ／検出器アセンブリを特性づけるための摺動自在の
マスクを有する検出器アセンブリの一実施形態の詳細斜視図である。
マスクを有する検出器アセンブリの一実施形態の詳細斜視図である。
【図１３】 摺動自在のマスクによりスキャンされている図１２のアセンブリのシンチレー
タの斜視図である。
タの斜視図である。
【図１４】 星形の入力アパーチャパターンを有する、検出器マスクの一実施形態の上面図
である。
である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） // Ｇ０１Ｎ 23/04 Ｇ０１Ｎ 23/04 (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ， ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，Ｌ Ｖ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ， ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，Ｕ Ｚ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ Ｆターム(参考） 2G001 AA01 BA11 CA01 HA07 2G088 EE01 GG10 GG13 GG19 GG20 GG21 JJ05 JJ12 JJ15 JJ22 KK32 KK35 4C093 AA16 CA02 CA04 CA32 EB12 EB13 EB22 EB26
Claims (63)
- 【請求項１】 ディジタルＸ線画像の形成方法であって、 第１の軸に沿って伝搬するＸ線放射のビームを規定する工程、 該第１の軸に対して実質的に垂直な第２の軸に沿って複数の検出器を規定する
工程、および 該検出器を、該第１の軸を中心として、該第１の軸に対して実質的に垂直な面
内で回転させてディジタル投影画像データを作成する工程 を含む方法。 - 【請求項２】 複数の検出器の各々がＸ線放射を受け取り、Ｘ線放射を、そ
の放射の少なくとも１つの特性に対応する信号に変換する請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 信号が電圧遷移のシーケンスである請求項２記載の方法。
- 【請求項４】 放射の特性が、エネルギーレベル、周波数および振幅のうち
の１つを含む請求項２記載の方法。 - 【請求項５】 複数の検出器の各々が、Ｘ線放射を受け取り、その特性の関
数としての出力信号を発生する変換器を含む請求項２記載の方法。 - 【請求項６】 変換器が半導体材料を含む請求項５記載の方法。
- 【請求項７】 半導体材料がテルル化カドミウムである請求項６記載の方法
。 - 【請求項８】 複数の検出器の各々が、 Ｘ線放射を受け取り、その特性の関数としての可変光出力を発生するシンチレ
ーション物質、および 該可変光出力を受け取り、その特性の関数としての出力信号を発生するデバイ
スを含む請求項２記載の方法。 - 【請求項９】 シンチレーション物質が、タングステン酸カドミウム（Ｃｄ
ＷＯ４）、セレン、ヨウ化ナトリウム、高圧キセノン、ガドリニウムオキシサル
フェートおよび希土類添加セラミックのうちの１つを含む請求項８記載の方法。 - 【請求項１０】 シンチレーション物質の可変光出力が空間依存性を有して
おり、かつ較正工程として、 Ｘ線源から検出器まで障害のない経路を与えるようにＸ線ビームから被検体を
除去する工程、 シンチレーション物質に沿って、第２の軸に実質的に平行な方向にマスクをス
ライドさせる工程であって、該マスクがＸ線伝搬に対して比較的高インピーダン
スを与える材料を含んでおり、かつ空間的に制限された領域内で前記放射をシン
チレーション物質に送るためのアパーチャを含んでいる工程、 出力信号をシンチレーション物質に沿った該マスクの位置の関数として記録す
る工程、および ディジタル投影画像データを該記録出力信号の関数として修正してシンチレー
ション物質の空間的依存性を補償する工程、 を含む請求項８記載の方法。 - 【請求項１１】 複数の検出器の各々がセレンを含む請求項２記載の方法。
- 【請求項１２】 複数の検出器の各々が、ビームの第１の部分を検出器に閉
じ込め、ビームの他の部分を排除するためのコリメータを含む請求項２記載の方
法。 - 【請求項１３】 複数の検出器が、放射を検出器に選択的に送るための入力
アパーチャを有するマスクを含む請求項２記載の方法。 - 【請求項１４】 入力アパーチャが実質的に円形である請求項１３記載の方
法。 - 【請求項１５】 入力アパーチャが実質的に星形である請求項１３記載の方
法。 - 【請求項１６】 マスクがＸ線伝搬に対して比較的高インピーダンスを与え
る遮蔽材料を含む請求項１３記載の方法。 - 【請求項１７】 遮蔽材料が、鉛（Ｐｂ）およびタンタル（Ｔａ）のうちの
１つを含む請求項１６記載の方法。 - 【請求項１８】 複数の投影データの集合を作成するように、ある回転範囲
に亘って実質的な等角度増分各位置で検出器をサンプリングする工程であって、
該複数の投影データの集合の各々が該各角度位置のうちの対応する位置で各検出
器が受け取ったＸ線放射を表すものである工程、および 該複数の投影データの集合を再構成して被検体のＸ線放射が透過した部分を表
す画像を形成する工程、 をさらに含む請求項１記載の方法。 - 【請求項１９】 回転範囲が実質的に１８０°に等しい請求項１８記載の方
法。 - 【請求項２０】 回転範囲が実質的に３６０°に等しい請求項１８記載の方
法。 - 【請求項２１】 投影データを再構成する工程が、フィルター補正逆投影再
構成技法を含む請求項１８記載の方法。 - 【請求項２２】 投影データを再構成する工程が、代数的再構成技法を含む
請求項１８記載の方法。 - 【請求項２３】 投影データを再構成する工程が、直接フーリエ再構成技法
を含む請求項１８記載の方法。 - 【請求項２４】 暗電流オフセット、変換器クロストーク、シンチレーショ
ン物質残光、ビームハードニング、検出器スペクトル応答バラツキ、およびＸ線
ビームレベルバラツキを含む複数のシステム不完全性のうちの少なくとも１つに
ついて前記複数の投影データの集合の各々を修正する工程をさらに含む請求項１
８記載の方法。 - 【請求項２５】 システム不完全性のうちの少なくとも１つが温度依存性で
あり、かつ修正する工程がさらに、 複数の検出器の平均温度を検知すること、および 該複数の投影データの集合の修正に、該検知した平均温度を含めること を含む請求項２４記載の方法。 - 【請求項２６】 Ｘ線放射のビームが第１のエネルギーレベルと第２のエネ
ルギーレベルとの間で交番する請求項１８記載の方法。 - 【請求項２７】 複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され
、これらの検出器のうちの１つが第１の軸と交差して、交差した検出器の幅が２
つの実質的に等しい長さに分割される請求項１８記載の方法。 - 【請求項２８】 複数の検出器の各々が、第２の軸に沿った幅により規定さ
れ、これら検出器のうち１つが第１の軸と交差してその幅が第１の長さと第２の
長さとに分割され、第１の長さが、交差した検出器の幅の約四分の一であり、第
２の長さが、交差した検出器の幅の約四分の三である請求項１８記載の方法。 - 【請求項２９】 回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°
までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回
転範囲から取った投影データの集合を挿入する請求項２８記載の方法。 - 【請求項３０】 複数の検出器が２列に配置され、複数の検出器の各々が第
２の軸に沿った幅により規定され、第１列の検出器のうちの１つが第１の軸と交
差してその幅を第１の長さと第２の長さとに分割され、該第１の長さが、第１列
の交差している検出器の幅の約八分の一であり、該第２の長さが、第１列の交差
している検出器の幅の約八分の七であり、第２列の検出器のうちの１つが第１の
軸と交差してその幅を第１の長さと第２の長さとに分割され、該第１の長さが、
第２列の交差している検出器の幅の約八分の三であり、該第２の長さが、第２列
の交差している検出器の幅の約八分の五である請求項１８記載の方法。 - 【請求項３１】 回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°
までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回
転範囲から取った投影データの集合を挿入する請求項３０記載の方法。 - 【請求項３２】 ディジタル投影画像を形成するためのＸ線映像システムで
あって、 第１の軸に沿ってＸ線放射のビームを規定するためのＸ線放射源、 該第１の軸に対して実質的に垂直な第２の軸に沿って配置された複数の検出器
、 および 該各検出器を該第１の軸を中心として、該第１の軸に対して実質的に垂直な面
内で回転させてディジタル投影画像データを作成するための回転手段 を含むシステム。 - 【請求項３３】 複数の検出器の各々がＸ線放射を受け取り、Ｘ線放射をそ
の放射の少なくとも１つの特性に対応する信号に変換する請求項３２記載のシス
テム。 - 【請求項３４】 信号が電圧遷移のシーケンスである請求項３３記載のシス
テム。 - 【請求項３５】 放射の特性が、エネルギーレベル、周波数および振幅のう
ちの１つを含む請求項３３記載のシステム。 - 【請求項３６】 複数の検出器の各々が、Ｘ線放射を受け取り、その特性の
関数としての出力信号を発生する変換器を含む請求項３３記載のシステム。 - 【請求項３７】 変換器がテルル化カドミウムを含む請求項３６記載のシス
テム。 - 【請求項３８】 複数の検出器の各々がセレンを含む請求項３３記載のシス
テム。 - 【請求項３９】 複数の検出器の各々が、 Ｘ線放射を受け取り、その特性の関数としての可変光出力を発生するシンチレ
ーション物質、および 該可変光出力を受け取り、その特性の関数としての出力信号を発生するコンバ
ータ を含む請求項３３記載のシステム。 - 【請求項４０】 シンチレーション物質が、タングステン酸カドミウム（Ｃ
ｄＷＯ４）、セレン、ヨウ化ナトリウム、高圧キセノン、ガドリニウムオキシサ
ルフェートおよび希土類元素添加セラミックのうちの１つを含む請求項３９記載
のシステム。 - 【請求項４１】 シンチレーション物質の可変光出力が空間依存性を有する
と共に、 マスクであって、線源と該マスクとの間のビームからすべての被検体を除去し
た後に第２の軸に実質的に平行な方向に複数の検出器に対して摺動自在であるよ
うに取り付けられると共に、Ｘ線放射に対して高インピーダンスの経路を与える
材料を含み、かつ空間的に制限された領域内で前記放射をシンチレーション物質
に送るようにしたアパーチャを含むマスク、 シンチレーション物質に沿った該マスクの位置の関数として出力信号を記憶す
るための記憶用メモリ、および 投影画像データを再構成して被検体のＸ線放射が透過した部分を表す画像を形
成し、投影画像データを、該記録出力信号の関数として修正してシンチレーショ
ン物質の空間依存性を補償する再構成用コンピュータ をさらに含む請求項３９記載のシステム。 - 【請求項４２】 複数の検出器の各々が、ビームの第１の部分を検出器に閉
じ込め、ビームの他の部分を排除するためのコリメータを含む請求項３２記載の
システム。 - 【請求項４３】 複数の検出器が、前記放射を検出器に選択的に送るための
入力アパーチャを有するマスクを含む請求項３２記載のシステム。 - 【請求項４４】 入力アパーチャが実質的に円形である請求項４３記載のシ
ステム。 - 【請求項４５】 入力アパーチャが実質的に星形である請求項４３記載のシ
ステム。 - 【請求項４６】 マスクが、Ｘ線伝搬に対して比較的高インピーダンスを与
える遮蔽材料を含む請求項４３記載のシステム。 - 【請求項４７】 遮蔽材料が、鉛（Ｐｂ）およびタンタル（Ｔａ）のうちの
１つを含む請求項４６記載のシステム。 - 【請求項４８】 ある回転範囲にわたって実質的な等角度増分で検出器から
データを収集し、それぞれが角度増分の１つに対応する位置で検出器が受け取っ
たＸ線放射に応じた、複数の投影データの集合を作成するためのデータ収集シス
テムと、 投影データの集合に応じて被検体の一部分の画像を再構成するための再構成用
コンピューターと、 をさらに備える請求項３２記載のシステム。 - 【請求項４９】 回転範囲が実質的に１８０°に等しい請求項４８記載のシ
ステム。 - 【請求項５０】 回転範囲が実質的に３６０°に等しい請求項４８記載のシ
ステム。 - 【請求項５１】 再構成用コンピューターが、フィルター補正逆投影再構成
技法を用いて画像を再構成するための手段を含む請求項４８記載のシステム。 - 【請求項５２】 再構成用コンピューターが、代数的再構成技法を用いて画
像を再構成するための手段を含む請求項４８記載のシステム。 - 【請求項５３】 再構成用コンピューターが、直接フーリエ再構成技法を用
いて画像を再構成するための手段を備える請求項４８記載のシステム。 - 【請求項５４】 暗電流オフセット、変換器クロストーク、シンチレーショ
ン物質残光、ビームハードニング、検出器スペクトル応答バラツキおよびＸ線ビ
ームレベルバラツキを含む複数のシステム不完全性のうちの少なくとも１つに対
して前記複数の投影データの集合の各々を修正する修正システムをさらに備える
請求項４８記載のシステム。 - 【請求項５５】 システム不完全性のうちの少なくとも１つが温度依存性で
あり、かつ修正システムがさらに、 複数の検出器の平均温度を検知する温度検知デバイス、および 前記複数の投影データの集合の該修正を該平均温度の関数として変化させる再
構成用コンピューターの温度補償部 を含む請求項５４記載のシステム。 - 【請求項５６】 Ｘ線放射のビームが第１のエネルギーレベルと第２のエネ
ルギーレベルとの間で交番する請求項５４記載のシステム。 - 【請求項５７】 複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され
、これら検出器のうち１つが第１の軸と交差して交差する検出器の幅が２つの実
質的に等しい長さに分割される請求項３２記載のシステム。 - 【請求項５８】 複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され
、これら検出器のうち１つが第１の軸と交差してその交差する検出器の幅が第１
の長さと第２の長さとの分割され、該第１の長さが、その幅の約四分の一であり
、該第２の長さが、その幅の約四分の三である請求項３２記載のシステム。 - 【請求項５９】 回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°
までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回
転範囲から取った投影データの集合が挿入される請求項５８記載のシステム。 - 【請求項６０】 複数の検出器が２列に配置され、該複数の検出器の各々が
第２の軸に沿った幅により規定され、第１列の検出器のうちの１つが第１の軸と
交差してその幅が第１の長さと第２の長さとに分割され、該第一の長さが、第１
列の交差している検出器の幅の約八分の一であり、該第２の長さが、第１列の交
差している検出器の幅の約八分の七であり、かつ第２列の検出器のうちの１つが
第１の軸と交差してその幅が第１の長さと第２の長さとに分割され、該第１の長
さが、第２列の交差している検出器の幅の約八分の三であり、該第２の長さが、
第２列の交差している検出器の幅の約八分の五である請求項３２記載のシステム
。 - 【請求項６１】 回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°
までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回
転範囲から取った投影データの集合が挿入される請求項６０記載のシステム。 - 【請求項６２】 回転手段が、 ハウジングと、該ハウジングに回転自在に取り付けられた電機子とを有するモ
ータであって、該ハウジングがＸ線源に対して静止位置に配置されているモータ
、 複数の検出器に固定して取り付けられたスピンドル、および 該スピンドルと該電機子を機械的に結合し、該電機子の回転運動を該スピンド
ルの回転運動に変換するベルト を含む請求項３２記載のシステム。 - 【請求項６３】 複数の検出器の第１の軸の周りの角度位置を検知し、かつ
等角度増分でディジタル投影画像データを作成するための手段をさらに備える請
求項３２記載のシステム。
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US6356797P | 1997-10-30 | 1997-10-30 | |
| US09/074,184 US6067342A (en) | 1997-10-30 | 1998-05-07 | Digital filmless X-ray projection imaging system and method |
| US60/063,567 | 1998-05-07 | ||
| US09/074,184 | 1998-05-07 | ||
| PCT/US1998/016830 WO1999023670A1 (en) | 1997-10-30 | 1998-08-13 | Digital filmless x-ray projection imaging system and method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001521805A true JP2001521805A (ja) | 2001-11-13 |
| JP3585836B2 JP3585836B2 (ja) | 2004-11-04 |
Family
ID=26743537
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000519443A Expired - Fee Related JP3585836B2 (ja) | 1997-10-30 | 1998-08-13 | フィルム不要、ディジタルｘ線投射映像システムおよび方法 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6067342A (ja) |
| EP (1) | EP1027708A1 (ja) |
| JP (1) | JP3585836B2 (ja) |
| CN (1) | CN1182544C (ja) |
| AU (1) | AU8783098A (ja) |
| WO (1) | WO1999023670A1 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004135748A (ja) * | 2002-10-16 | 2004-05-13 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像検出器 |
| JP2005169110A (ja) * | 2003-12-05 | 2005-06-30 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | ターゲット角のヒール効果補正のための方法及びシステム |
| JP2009523498A (ja) * | 2006-01-16 | 2009-06-25 | 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 | スマート放射線検出器モジュール |
| JP2010158563A (ja) * | 2010-04-19 | 2010-07-22 | Toshiba Corp | Ｘ線診断装置 |
| JP2019158502A (ja) * | 2018-03-12 | 2019-09-19 | 東芝Ｉｔコントロールシステム株式会社 | Ｃｔ撮影装置 |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6483933B1 (en) * | 1998-12-30 | 2002-11-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Digital-to-film radiographic image conversion including a network |
| JP4737793B2 (ja) * | 2000-03-17 | 2011-08-03 | 株式会社東芝 | Ｘ線診断装置 |
| US6343112B1 (en) * | 2000-12-14 | 2002-01-29 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for reducing photoconductive effects in dual energy applications of solid state digital X-ray detectors |
| DE10129764A1 (de) * | 2001-06-20 | 2003-01-23 | Siemens Ag | Computertomographiegerät |
| SE523445C2 (sv) * | 2002-02-15 | 2004-04-20 | Xcounter Ab | Anordning och metod för detektering av joniserande strålning med roterande radiellt placerade detektorenheter |
| US6868138B2 (en) | 2002-05-29 | 2005-03-15 | The Regents Of The University Of Michigan | Method, processor and computed tomography (CT) machine for generating images utilizing high and low sensitivity data collected from a flat panel detector having an extended dynamic range |
| WO2004036738A2 (en) * | 2002-10-16 | 2004-04-29 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Method and apparatus for excess signal correction in an imager |
| US7260254B2 (en) * | 2002-11-25 | 2007-08-21 | Mirada Solutions Limited | Comparing images |
| SE525517C2 (sv) * | 2003-03-06 | 2005-03-01 | Xcounter Ab | Anordning och förfarande för scanningbaserad detektering av joniserande strålning |
| US7208486B2 (en) * | 2003-03-07 | 2007-04-24 | Schering Corporation | Substituted azetidinone compounds, processes for preparing the same, formulations and uses thereof |
| US6996492B1 (en) * | 2003-03-18 | 2006-02-07 | Kla-Tencor Technologies Corporation | Spectrum simulation for semiconductor feature inspection |
| SE527139C2 (sv) | 2003-04-16 | 2005-12-27 | Xcounter Ab | Anordning och förfarande för dubbelenergi- och skanningbaserad detektering av joniserade strålning med stackade linjedetektorer och filter |
| DE10337935A1 (de) * | 2003-08-18 | 2005-03-17 | Siemens Ag | Vorrichtung für die Aufnahme von Strukturdaten eines Objekts |
| 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 |
| JP4415635B2 (ja) * | 2003-10-08 | 2010-02-17 | 株式会社島津製作所 | 放射線撮像装置 |
| US7187748B2 (en) * | 2003-12-30 | 2007-03-06 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Multidetector CT imaging method and apparatus with reducing radiation scattering |
| US20050201605A1 (en) * | 2004-03-11 | 2005-09-15 | Jianying Li | Methods and apparatus for CT smoothing to reduce artifacts |
| SE528234C2 (sv) * | 2004-03-30 | 2006-09-26 | Xcounter Ab | Anordning och metod för att erhålla tomosyntesdata |
| US7215732B2 (en) * | 2004-09-30 | 2007-05-08 | General Electric Company | Method and system for CT reconstruction with pre-correction |
| DE102005017491B4 (de) * | 2005-04-15 | 2007-03-15 | Siemens Ag | Verfahren zum Erzeugen eines gainkorrigierten Röntgenbildes |
| US7807981B2 (en) * | 2005-09-22 | 2010-10-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Data processing device, tomography apparatus for examination of an object of interest, method of examining an object of interest, computer-readable medium and program element |
| US7180977B2 (en) * | 2005-10-24 | 2007-02-20 | Xcounter Ab | Scanning-based detection of ionizing radiaion for tomosynthesis |
| EP2029019A1 (en) * | 2006-06-02 | 2009-03-04 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | X-ray image apparatus and device for and method of calibrating an x-ray image apparatus |
| JP4179564B2 (ja) * | 2006-12-05 | 2008-11-12 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線透視撮影台およびｘ線透視撮影システム |
| US7540659B1 (en) * | 2007-11-21 | 2009-06-02 | General Electric Company | Method and apparatus for rotating an imaging system detector |
| US9069092B2 (en) | 2012-02-22 | 2015-06-30 | L-3 Communication Security and Detection Systems Corp. | X-ray imager with sparse detector array |
| JP5965665B2 (ja) * | 2012-02-23 | 2016-08-10 | 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 | 検出器モジュール、遮光部材および放射線検出装置並びに放射線断層撮影装置 |
| WO2015195133A1 (en) | 2014-06-20 | 2015-12-23 | Analogic Corporation | Image generation via computed tomography system |
| CN104207794B (zh) * | 2014-09-25 | 2017-01-18 | 中测测试科技有限公司 | 一种测量乳腺钼靶x射线多参数的传感器阵列及其测量方法 |
| US10952691B2 (en) * | 2016-06-10 | 2021-03-23 | Principle Imaging Corporation | Scanning digital fluoroscope comprising multiple radiographic image detectors arranged as spokes extending radially outwardly from a central rotational point on a rotational plate |
| US10682103B2 (en) | 2017-04-27 | 2020-06-16 | Medtronic Navigation, Inc. | Filter system and method for imaging a subject |
| JP2020517338A (ja) * | 2017-04-27 | 2020-06-18 | メドトロニック・ナビゲーション，インコーポレーテッド | 対象を画像化するためのフィルタシステムおよび方法 |
| CN108535770B (zh) * | 2018-05-09 | 2024-01-02 | 同方威视技术股份有限公司 | 余辉检测装置和余辉检测方法 |
| CN112489849A (zh) * | 2019-09-11 | 2021-03-12 | 西门子医疗有限公司 | 计算机断层扫描设备的x射线射束光谱过滤的过滤器装置 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3708673A (en) * | 1971-06-10 | 1973-01-02 | Machlett Lab Inc | Image intensifier tube |
| US4029963A (en) * | 1976-07-30 | 1977-06-14 | The Board Of Trustees Of Leland Stanford Junior University | X-ray spectral decomposition imaging system |
| US4135247A (en) * | 1977-08-15 | 1979-01-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Tomography signal processing system |
| DE2951857A1 (de) * | 1979-12-21 | 1981-07-02 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgendiagnostikanlage mit einer aufnahmeeinheit mit einer roentgenroehre, die ein faecherfoermiges strahlenbuendel aussenden kann |
| DE3017494A1 (de) * | 1980-05-07 | 1981-11-12 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Strahlendiagnostikeinrichtung |
| CA1203922A (en) * | 1981-10-16 | 1986-04-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out method and apparatus |
| US5132998A (en) * | 1989-03-03 | 1992-07-21 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Radiographic image processing method and photographic imaging apparatus therefor |
| WO1991003745A1 (en) * | 1989-09-06 | 1991-03-21 | University Of Michigan | Multi-element-amorphous-silicon-detector-array for real-time imaging and dosimetry of megavoltage photons and diagnostic x-rays |
| US5199054A (en) * | 1990-08-30 | 1993-03-30 | Four Pi Systems Corporation | Method and apparatus for high resolution inspection of electronic items |
| US5661774A (en) * | 1996-06-27 | 1997-08-26 | Analogic Corporation | Dual energy power supply |
-
1998
- 1998-05-07 US US09/074,184 patent/US6067342A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-08-13 JP JP2000519443A patent/JP3585836B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1998-08-13 CN CNB988107643A patent/CN1182544C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1998-08-13 AU AU87830/98A patent/AU8783098A/en not_active Abandoned
- 1998-08-13 EP EP98939393A patent/EP1027708A1/en not_active Withdrawn
- 1998-08-13 WO PCT/US1998/016830 patent/WO1999023670A1/en not_active Application Discontinuation
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004135748A (ja) * | 2002-10-16 | 2004-05-13 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像検出器 |
| JP2005169110A (ja) * | 2003-12-05 | 2005-06-30 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | ターゲット角のヒール効果補正のための方法及びシステム |
| JP4576218B2 (ja) * | 2003-12-05 | 2010-11-04 | 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 | ターゲット角のヒール効果補正のための方法及びシステム |
| JP2009523498A (ja) * | 2006-01-16 | 2009-06-25 | 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 | スマート放射線検出器モジュール |
| JP2010158563A (ja) * | 2010-04-19 | 2010-07-22 | Toshiba Corp | Ｘ線診断装置 |
| JP2019158502A (ja) * | 2018-03-12 | 2019-09-19 | 東芝Ｉｔコントロールシステム株式会社 | Ｃｔ撮影装置 |
| JP7207856B2 (ja) | 2018-03-12 | 2023-01-18 | 東芝Ｉｔコントロールシステム株式会社 | Ｃｔ撮影装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3585836B2 (ja) | 2004-11-04 |
| EP1027708A1 (en) | 2000-08-16 |
| AU8783098A (en) | 1999-05-24 |
| CN1182544C (zh) | 2004-12-29 |
| CN1278357A (zh) | 2000-12-27 |
| WO1999023670A1 (en) | 1999-05-14 |
| US6067342A (en) | 2000-05-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3585836B2 (ja) | フィルム不要、ディジタルｘ線投射映像システムおよび方法 | |
| JP6066923B2 (ja) | デジタル検出器 | |
| EP0489904B1 (en) | Radiation therapy x-ray simulator | |
| US5128864A (en) | Method for computing tomographic scans | |
| EP0948930B1 (en) | Acquiring volumetric image data | |
| EP0489906B1 (en) | Radiation therapy simulator machine | |
| US5867553A (en) | Computed tomography scanner with reduced power x-ray source | |
| US6618466B1 (en) | Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correction for fan beam CT and cone beam volume CT | |
| US4792900A (en) | Adaptive filter for dual energy radiographic imaging | |
| WO1994009383A1 (en) | Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data | |
| AU8303191A (en) | Method for increasing the accuracy of a radiation therapy apparatus | |
| JP2002530140A (ja) | Ｘ線ビームの動きを補正するための方法および装置 | |
| JPH0838467A (ja) | 検出器チャンネル利得較正係数を求める方法 | |
| US6697663B1 (en) | Method and apparatus for reducing noise artifacts in a diagnostic image | |
| Ning et al. | Real-time flat-panel detector-based-volume tomographic angiography imaging: detector evaluation | |
| JP2022145494A (ja) | 画像処理装置、補正方法及びプログラム | |
| Panetta et al. | Characterization of a high-resolution CT scanner prototype for small animals | |
| AU8300191A (en) | Partial fan beam tomographic apparatus and data reconstruction method | |
| Shapiro et al. | Multidetector-row CT with a 64–row amorphous silicon flat panel detector | |
| Wagner et al. | Computed Radiography-A Low Dose X-Ray Imaging System | |
| Yu et al. | Flat-panel detector-based cone beam volume CT breast imaging: detector evaluation | |
| Shapiro et al. | Multidetector-row CT with a 64-row amorphous silicon flat panel | |
| Peschmann et al. | Continued Development Of An Inexpensive Simulator Based CT Scanner For Radiation Therapy Treatment Planning | |
| GB2340014A (en) | Computed tomography scanner with reduced power X-ray source and a beam hardening filter of sheet metal |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20031217 |
|
| A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20040317 |
|
| A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20040324 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040617 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040712 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040804 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |