JP2007289689A - 非矩形セルを有するｃｔ検出器 - Google Patents

Abstract

【課題】サンプリング密度が向上したＣＴ検出器を提供する。
【解決手段】斜め方向を向いた周囲壁（５６）を有するＣＴ検出セル（５２）が構築される。そのような構成により、結果として、そのような検出セル（５２）からなるＣＴ検出器（５２）は、空間有効範囲（空間密度）が改善されている。また、空間有効範囲が増えるにもかかわらず、検出チャネルの数は増えない。さらに、検出セル（５２）は、従来の製造方法をあまり変えずに製造可能である。
【選択図】図５

Description

本発明は、一般にＣＴ検出器設計に関し、より詳細には、非矩形検出セルを有するＣＴ検出器に関する。

従来の多列型ＣＴ検出器では、検出セルの二次元配列がｘ方向とｚ方向の両方に延びる。さらに、従来の検出器では、配列の各セルが、矩形の有効領域を有するように構築される。この有効領域は、一般に、Ｘ線源の回転平面に垂直であり、エネルギー積分シンチレータという文脈において、Ｘ線を光に変換する。各シンチレータから発せられた光は、それぞれのフォトダイオードで検知され、電気信号に変換される。この電気信号の振幅は、フォトダイオードによって検出されたエネルギー（（Ｘ線の数）×（Ｘ線のエネルギーレベル））をほぼ表す。このフォトダイオードの出力は、画像処理用データ収集システムで処理される。

前述のように、２Ｄ配列の各検出セルは、ほぼ矩形または正方形の面を有し、ｘ方向にもｚ方向にも連続である。したがって、ｘ方向にもｚ方向にもオーバーラップが存在しない。このオーバーラップの欠落により、人為的影響なく解像可能な関心領域（関心対象である解剖学的構造）の空間周波数に上限が生じる。従来の２Ｄ検出器配列のサンプリングの上限を克服するために、様々な方法が開発されてきた。

提案された解決法の１つでは、小型化の取り組みが、個々の検出セルまたは画素のサイズの低減につながっている。各検出セルの出力は再構成画像の画素に対応するので、慣例的に、検出セルは画素とも呼ばれる。検出器の有効領域をより小さなセルに区分すると、ナイキスト周波数は上がるが、データチャネルおよびシステム帯域幅の使用量が増える。さらに、量子効率が低下し、電子雑音が増加して、画質が低下するので、システムＤＱＥが低下する。

別の提案された方法では、サンプリングレートを規定の２倍または４倍にして、ｘ方向および／またはｚ方向のＸ線焦点を偏向させることによって焦点を偏向させると、ビューセットが増えることがわかる。観点をわずかに変えることによって、サブ画素化を行うことなく、関心領域のオーバーラップビューを与える、他と重複しないサンプルをもたらす別のビューセットが得られる。この方法の短所は、サンプリングレートを非常に高くできるデータ収集システムチャネルが必要である点である。さらに、そのような方法では、急速なビーム偏向に特化したＸ線源および関連ハードウェアが必要である。結局、焦点の偏向によって、像のノイズが増え、線量効率が低下することがわかっている。

別の提案された方法は、ＣＴ検出器のサンプリング密度を上げる方法であるが、画素をジグザグに配置する必要がある。具体的には、ｘ方向の検出セルのチャネルまたは列を１つおきにｚ方向にオフセットすることによってサンプリング密度を上げる方法が提案されている。提案された１つの方法では、オフセットが検出器の幅の半分に等しい。この提案されたＣＴ検出器設計と、より従来的なＣＴ検出器設計とを図１〜２に示す。

図１に示すように、従来型ＣＴ検出器２は、有効領域形状が矩形である検出セル３の２Ｄ配列で規定される。図示し、前述したように、配列は、ｘ方向およびｚ方向の両方に延びる。図２に示したＣＴ検出器設計では、検出セル３の１つおきのチャネル４（列）がオフセットされている。これにより、列５の間に中間サンプル位置が得られ、セル数が増えるか、セルサイズが小さくなるか、データ収集システムのサンプリングレートが上がる。しかしながら、そのようなジグザグ配置の設計は、すべての列が一直線に並ばないために製造が困難である。

したがって、製造が現実的に困難でなく、データ収集システムに過大な負荷を与えないか、非現実的な数のデータ収集チャネルを必要とせずに、サンプリング密度を上げることが可能なＣＴ検出器を設計することが望ましいであろう。
米国特許出願公開第２００５／００６１９８４号

本発明の対象は、前述の弱点を克服するために構築されたＣＴ検出器である。

そのＣＴ検出器は、斜め方向に向けられた周囲壁を有する検出セルからなる。そのような構成により、ＣＴ検出器の空間有効範囲（サンプリング密度）が改善される。また、空間有効範囲が増えるにもかかわらず、検出チャネルの数は増えない。さらに、従来のカッティング方法で検出セルを構築することが可能である。

したがって、一態様によれば、本発明は、ほぼ平面の有効面と、ほぼ平面の有効面を規定する１組の周囲壁とを有する検出セルを含む。セルは、１対の周囲壁の間に形成される交差の角度が鋭角になるように構築される。

本発明の別の態様によれば、放射線撮像用検出器が開示される。アセンブリは、複数の検出セルを有する検出器配列を含み、ｘ方向と、ｘ方向に垂直なｚ方向とに配置される。少なくとも１つの検出セルの１つのエッジがｘ−ｚ平面内にある。

別の態様によれば、本発明は、ＣＴシステムの中で実施される。ＣＴシステムは、回転平面のまわりを回転するガントリと、ガントリ内に配置され、Ｘ線ビームを投射するように設計されたＸ線源とを含む。システムはさらに、ガントリの回転平面に平行に位置し、ガントリ内に配置されたＸ線検出器を有する。Ｘ線検出器は、Ｘ線源から投射され、撮像対象によって減衰された放射線を、撮像対象の画像の再構成のための処理が可能な形に変換するように構成される。Ｘ線検出器は検出セルの配列を含み、各検出セルはひし形の有効領域を有する。

本発明の他の様々な特徴および利点は、以下の詳細説明および図面から明らかになるであろう。

図面は、本発明を実施するために現在考えられる好ましい一実施形態を示している。

図３および図４は、例示的なコンピュータ断層写真（ＣＴ）撮像システム１０を、「第３世代」ＣＴスキャナを表すガントリ１２を含むものとして示している。当業者であれば、本発明が他の構成のＣＴスキャナ（たとえば、一般に第１世代、第２世代、第４世代、第５世代、第６世代、その他のスキャナと呼ばれるＣＴスキャナ）にも適用可能であることを理解されよう。さらに、エネルギー積分セルや、フォトン計数セルおよび／またはエネルギー弁別セルに適用可能な、ＣＴ検出セルの幾何形状に関して本発明を説明する。

ガントリ１２は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側にある検出器配列１８に向かって投射するＸ線源１４を含む。検出器配列１８は、患者２２を通過する、投射されたＸ線を一緒になって検知する複数の検出器２０によって形成される。各検出器２０は、衝突するＸ線ビーム（したがって、患者２２を通過して減衰したビーム）の強度を表す電気信号を発生させる。Ｘ線投射データを収集する走査の間、ガントリ１２およびガントリ１２に取り付けられた部品は、回転平面２４の中心のまわりを回転する。

ガントリ１２の回転、およびＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力およびタイミング信号を与えるＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリモータ制御装置３０とを含む。制御機構２６内のデータ収集システム（ＤＡＳ）３２が、検出器２０からのアナログデータをサンプリングし、そのデータを後処理用デジタル信号に変換する。画像再構成装置３４が、サンプリングおよびデジタイズされたＸ線データをＤＡＳ ３２から受け取り、高速再構成を実施する。再構成された画像はコンピュータ３６に入力され、コンピュータ３６はその画像を大容量記憶装置３８に格納する。

コンピュータ３６はさらに、キーボードを有するコンソール４０を介してオペレータからコマンドおよび走査パラメータを受け取る。オペレータは、関連付けられた陰極線管表示装置４２を用いて、コンピュータ３６からの再構成画像および他のデータを観察することが可能である。コンピュータ３６は、オペレータが入力したコマンドおよびパラメータを用いて、制御信号および情報をＤＡＳ ３２、Ｘ線制御装置２８、およびガントリモータ制御装置３０に与える。さらに、コンピュータ３６は、モータテーブル４６を制御するテーブルモータ制御装置４４を動作させて患者２２およびガントリ１２を位置決めする。具体的には、テーブル４６は、ガントリ開口部４８を通る患者２２の部分を動かす。

前述のように、本発明の対象は、個々の検出セルまたは画素からなるＣＴ検出器である。これらのセルは、有効面または有効領域によって規定され、Ｘ線を、画像再構成のための処理が可能な形に変換する。この点において、セルは、シンチレータとフォトダイオードの組合せを用いて、Ｘ線を光に変換し、その光を検出し、画像再構成用データ収集システムに電気信号を与えることが可能である。しかしながら、本発明は、シンチレータとフォトダイオードの構成に限定されない。すなわち、後述するように、本発明はさらに、Ｘ線を電気信号に直接変換する直接変換検出セルにも適用可能である。

さらに、本発明は、従来のエネルギー積分セルや、フォトン計数／エネルギー弁別セルにも適用可能である。従来の積分セルでは、シンチレータまたは他のＸ線変換要素の出力は、受け取ったＸ線のエネルギーと、受け取ったＸ線の数との積である。したがって、受け取ったＸ線の数と、個々のＸ線のエネルギーレベルとは分離されていない。したがって、エネルギー積分検出セルを用いた場合は、あるセルが別のセルより多数のＸ線を受け取ったとしても、そのあるセルの出力がその別のセルの出力と等しいことがありうる。このように出力が等しくなるのは、その「別の」セルが受け取ったＸ線のエネルギーレベルが、その「ある」セルが受け取ったＸ線のエネルギーレベルより大きいことの結果である。

フォトン計数および／またはエネルギー弁別情報を提供するために、ＣＴ検出器は、エネルギー弁別および／またはフォトン計数セルで形成されるようになる。これらのＥＤ／ＰＣ検出器は、フォトン計数情報およびエネルギーレベル情報を提供することが可能である。従来のエネルギー積分検出器とＥＤ／ＰＣ検出器との違いにもかかわらず、いずれの場合でも空間有効範囲／サンプリング密度を改善することが依然として必要である。したがって、本発明は、両汎用タイプの検出器に適用可能であり、実際、特定タイプの検出器に限定されない。さらに、本発明は、ＣＴシステム用検出器に限定されない。

ＣＴ検出器の空間有効範囲を改善するために、斜め方向のエッジまたは周囲壁を有する検出セルを提案する。例示的構成を図５に示す。図に示すように、検出セル５２の配列または行列５０によってＣＴ検出器２０が規定される。図に示すように、各検出セル５２は非矩形である。このように非矩形であることにより、検出器のｚ方向の空間有効範囲が増える。図のように、各検出セルの幾何形状が非矩形であるにもかかわらず、各列（チャネル）の検出セルは、互いに一様に並んでいる。これにより、製造工程は、図２に示したジグザグ配置のチャネルの方法より容易である。

図５に示すように、ほとんどの検出セルが同様の形状である。しかしながら、検出セルが非矩形であることから、行列に不規則形状の区画が必要になる。これは、行列を「埋める」ために構築された特殊形状セル５３によって達成される。当業者であれば、各「特殊形状」セル５３が行列を埋めるために複数のセルを含みうることを理解されよう。

図６は、本発明の一態様による、単一の例示的検出セル５２を示している。検出セル５２は、データ収集中のＸ線投射の平面（図示せず）にほぼ平行な有効領域５４を有する。この例示的な図では、有効領域５４は、４つの周囲壁またはエッジ５６で規定されている。図に示すように、例示的セルの形状はひし形である。この点において、エッジ５６（ａ）および５６（ｂ）の交差によって形成される角度α_１は鋭角である。同様に、エッジ５６（ｃ）とエッジ５６（ｄ）の間の角度α_２も鋭角である。逆に、エッジ５６（ａ）および５６（ｃ）の交差点で形成された角度β_１と、エッジ５６（ｂ）および５６（ｄ）の交差点で形成された角度β_２はそれぞれ鈍角である。つまり、エッジ５６（ｂ）および５６（ｃ）は、ガントリ回転平面に垂直ではなく（従来の矩形セルの場合は垂直である）、これに対し、チャネルエッジ５６（ａ）および５６（ｄ）は、ガントリ回転平面に垂直である。この点において、斜めのエッジ５６（ｂ）および５６（ｃ）はｘ−ｚ平面内に延び、５６（ａ）および５６（ｄ）はｚ方向にのみ延びる。

以下に示すように、検出セルの幾何形状をより一般的なものにすることが可能である。図に示すように、検出セルのｚ境界は、まっすぐな斜めエッジで形成される。したがって、ｚ方向のセルピッチを「ａ」で示し、ｘ方向のセルピッチを「ｂ」で示すと、斜めの境界とｘ軸とが次のような角度αを形成する。
ｔａｎ（α）＝ａ／（２ｂ） （式１）
ａ＝ｂであれば、αは約２６．５°である。しかしながら、当業者であれば、本発明がａ＝ｂのケースだけに限定されないことを理解されよう。たとえば、好ましい一実施形態では、ｂ＝ａ√３／２である。このケースは、サンプリング密度に関しては特に最適であることがわかっており、この場合、αは３０°である。αが３０°であれば、検出器の行列または配列は六方格子になる。当然ながら、他のαの値も想定される。

エッジ５６（ｂ）および５６（ｃ）がｘ−ｚ平面内にあることの結果として、図７に示すように、検出器全体のサンプリング密度が改善される。具体的には、図７に示すように、従来の矩形の検出セルのｚ軸方向の外形が、図５〜６に示された斜めエッジセルの集合的外形に覆われる。

本発明は、検出セルの、空間有効範囲が改善された幾何形状を単に与えるだけでなく、従来の検出器の製造方法を大きく変えることなく、それを実現する。具体的には、図６に示した検出セルを、切断工程において２回の切断で製造することが可能である。すなわち、エッジ５６（ａ）および５６（ｄ）をまっすぐに切断した後は、Ｘ線変換材料のウェハまたはバルクを、一定の回転角度だけ鋭角に回転させてから２回目の切断を行うだけでよい。したがって、本発明の一実施形態による検出器は、９０°の切断を４回行うかわりに、９０°の切断を２回行い、鋭角（９０°未満）の斜め切断を２回行うことにより、形成可能である。これは、標準的な切断設定を大きく変更することなく行うことが可能である。

本発明の別の実施形態による形状の検出セル５２の配列５０を有するＣＴ検出器２０を、図８に示す。この実施形態では、各検出セル５２がダイヤモンド形状である。したがって、図６に示したセルの場合のような２つの斜めエッジではなく、４つの斜めエッジによって各セルが規定される。図８に示したセルの幾何形状の利点の１つは、ｘ方向およびｚ方向のサンプルのオーバーラップが十分あることである。さらに、ｚ軸方向の外形が従来の矩形の検出セルより狭い。当業者であれば、ダイヤモンド形状の検出セルの製造が、従来のワイヤソー工程で実施可能であることを理解されよう。

図９は、ダイヤモンド形状のセルの軸方向の外形を、矩形セルと比較したものである。図に示すように、外形がより狭いにもかかわらず、ダイヤモンド形状のセルのサンプル有効範囲は、従来の矩形セルの場合と等しい。

本発明を、図３〜４に示したような医療用スキャナ、または非医療用スキャナに組み込むことが可能である。本発明を組み込んだ荷物／手荷物検査システム１００を図１０に示す。システム１００は、荷物または手荷物が通過することが可能な開口部１０４を有する回転ガントリ１０２を含む。回転ガントリ１０２は、高周波電磁エネルギー源１０６と、本明細書に記載の検出セルと同様の検出セルを有する検出器アセンブリ１０８とを収容する。コンベアシステム１１０も設けられ、コンベアシステム１１０は、走査対象の荷物または手荷物１１６を開口部１０４に自動的かつ連続的に通すための、構造物１１４で支持されるコンベアベルト１１２を含む。対象物１１６がコンベアベルト１１２によって開口部１０４に送り込まれ、撮像データが収集され、コンベアベルト１１２が荷物１１６を開口部１０４の外に、整然と、連続的に移動させる。結果として、郵便検査官、荷物取扱担当者、および他の保安要員は、爆発物、ナイフ、銃、禁制品などを見つけるために、荷物１１６の中身を非侵襲的に検査することが可能である。

前述のように、本発明は、特定のタイプの検出セルに限定されない。この点においては、本発明は、エネルギー積分、フォトン計数、またはエネルギー弁別の構成に適用可能であることが想定される。したがって、シンチレータまたは直接変換Ｘ線変換材料、チャージコレクタ（フォトダイオードなど）、電荷蓄積装置、電荷収集アノードまたはカソード、ならびに散乱Ｘ線除去グリッド、コリメータグリッド、および反射グリッドに適用可能である。

本明細書に記載したように、また、当業者であれば理解されるように、本発明は、データ収集システムチャネルの追加を必要とせずにｚ方向および／またはｘ方向のサンプルをオーバーラップさせることを可能にする、検出セルの幾何形状を提供する。さらに、各セルの有効領域は、従来の検出セルの有効領域と同等である。この検出セルは、従来のワイヤソー工程をわずかに変更するだけで製造可能なので、製造コストは従来の検出セルと同等である。さらに、本明細書に記載した、斜め形状およびダイヤモンド形状のセルは、同じピッチのワイヤソー切断により製造可能なので、ワイヤソー設定は１回行うだけでよい。さらに、検出セルは、ｘ方向のサンプリングを改善するために、ｘ方向のフライングフォーカルスポット偏向技術（たとえば、ｘ方向のウォブリング）に適用可能である。さらに、図６に示した実施形態の場合は、各セルのチャネルエッジが、そのチャネルの他の各検出セルのチャネルエッジと並ぶ。したがって、従来の１Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドを用いることが可能である。さらに、当業者であれば、本発明がＣＺＴフォトン計数検出器に適用可能であることを理解されよう。そのようなケースでは、シンチレータは、前述したようにはさいの目に切断されない。電荷収集電極は、列をオーバーラップさせて形成される。

したがって、本発明は、ほぼ平面の有効面と、ほぼ平面の有効面を規定する１組の周囲壁とを有する検出セルを含む。セルは、１対の周囲壁の間に形成される交差の角度が鋭角になるように構築される。

検出器アセンブリも開示される。アセンブリは、複数の検出器を有する検出器配列を含み、ｘ方向と、ｘ方向に垂直なｚ方向とに配置される。複数の検出器のうちの少なくとも１つの検出器の１つのエッジがｘ−ｚ平面内にある。

本発明は、ＣＴシステムの形でも実施される。ＣＴシステムは、回転平面のまわりを回転するガントリと、ガントリ内に配置され、Ｘ線ビームを投射するように設計されたＸ線源とを含む。システムはさらに、ガントリの回転平面に平行に位置し、ガントリ内に配置されたＸ線検出器を有する。Ｘ線検出器は、Ｘ線源から投射され、撮像対象によって減衰された放射線を、撮像対象の画像の再構成のための処理が可能な形に変換するように構成される。Ｘ線検出器は検出セルの配列を含み、各検出セルはひし形の有効領域を有する。

本発明を、好ましい実施形態に関連して説明してきたが、それらの明示的に述べたものだけでなく、等価物、代替、および修正も可能であり、添付の特許請求項の範囲に含まれることを理解されたい。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

正方形の検出セルからなる、従来の矩形ＣＴ検出器行列の平面図である。 ジグザグ配置の検出器チャネルを有するＣＴ検出器行列の平面図である。 ＣＴ撮像システムの絵画図である。 図１に示したシステムの概略ブロック図である。 本発明の一態様による斜めエッジを有する検出セルを有するＣＴ検出器行列の平面図である。 本発明の一態様による例示的検出セルの単体の平面図である。 従来のＣＴ検出器行列と図５のＣＴ検出器行列との、ｚ軸方向の比較を示すグラフである。 本発明の別の態様による、ダイヤモンド形状の検出セルを有するＣＴ検出器行列の平面図である。 従来の矩形検出セルとダイヤモンド形状の検出セルとの、ｚ軸方向の外形の比較を示すグラフである。 非侵襲的な荷物検査システムに用いられるＣＴシステムの絵画図である。

符号の説明

１０ コンピュータ断層写真（ＣＴ）撮像システム
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
２２ 患者
２４ 回転平面
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 コンピュータ
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 モータテーブル
４８ ガントリ開口部
５０ 配列または行列
５２ 検出セル
５３ 特殊形状セル
５４ 有効領域
５６ 周囲壁またはエッジ
α_１、α_２、β_１、β_２ 角度
１００ 荷物／手荷物検査システム
１０２ 回転ガントリ
１０４ 開口部
１０６ 高周波電磁エネルギー源
１０８ 検出器アセンブリ
１１０ コンベアシステム
１１２ コンベアベルト
１１４ 構造物
１１６ 荷物または手荷物

Claims (10)

1. ほぼ平面の有効面（５４）と、
   前記ほぼ平面の有効面（５４）を規定する１組の周囲壁（５６）とを備え、１対の周囲壁（５６）の間に形成される交差の角度（ａ_１、ａ_２）が鋭角である検出セル（５２）。
2. 前記１組の周囲壁（５６）が４つの周囲壁（５６）を含む、請求項１記載の検出セル（５２）。
3. 前記４つの周囲壁（５６）のうちの２つが互いに平行であり、前記４つの周囲壁（５６）のうちの他の２つが互いに平行である、請求項２記載の検出セル（５２）。
4. 互いに交差する任意の２つの周囲壁（５６）の間の交差の角度（ａ_１、ａ_２）が９０°ではない、請求項２記載の検出セル（５２）。
5. 前記ほぼ平面の有効面（５４）に接続され、前記ほぼ平面のＸ線面（５４）によって受け取られたＸ線を光に変換するシンチレータ部をさらに備える、請求項１記載の検出セル（５２）。
6. 前記ほぼ平面の有効面（５４）に接続され、Ｘ線を電気信号に直接変換するように設計されたシンチレータ部をさらに備える、請求項１記載の検出セル（５２）。
7. シンチレータウェハの２回の切断によって形成され、前記２回の切断のワイヤピッチがほぼ同等である、請求項１記載の検出セル（５２）。
8. 所定のワイヤピッチで前記シンチレータウェハの第１の切断を実施した後、前記シンチレータウェハを９０°未満の角度だけ回転させ、前記所定のワイヤピッチで第２の切断を実施することによって、さらに形成される、請求項７記載の検出セル（５２）。
9. 前記交差角度（ａ_１、ａ_２）が約２０〜４０°である、請求項１記載の検出セル（５２）。
10. 前記交差角度（ａ_１、ａ_２）が２６．５°または３０．０°のいずれかである、請求項９記載の検出セル（５２）。

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