JP2906504B2 - 放射線ｃｔ装置 - Google Patents
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- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
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- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は放射線検出器に係り、特に医療用Ｘ線CT装置
（以下、単に「Ｘ線CT装置」という）等の放射線CT装置
に関する。
（以下、単に「Ｘ線CT装置」という）等の放射線CT装置
に関する。
Ｘ線CT装置用のＸ線検出器としては、従来は電離箱が
用いられていたが、近年、Ｘ線を光に変換するためのシ
ンチレータと、この光を電気信号に変換するための光電
変換素子としてのフォトダイオードから成る固体検出器
が提案されている。この固体検出器は、本質的に画像の
S/Nが良いため、現在注目されている技術の一つであ
る。
用いられていたが、近年、Ｘ線を光に変換するためのシ
ンチレータと、この光を電気信号に変換するための光電
変換素子としてのフォトダイオードから成る固体検出器
が提案されている。この固体検出器は、本質的に画像の
S/Nが良いため、現在注目されている技術の一つであ
る。
この構成の固体検出器では、組立工程の簡略化や高精
度の素子配列を達成するために、複数個のＸ線検出素子
（以下、単に「検出素子」もしくは「素子」ともいう）
をまとめて平面状に形成するブロック化構造がとられ、
この素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心とする円弧上に
沿って多面体状に複数個配置して、被検体のＸ線透過像
（一次元像）を検出している。
度の素子配列を達成するために、複数個のＸ線検出素子
（以下、単に「検出素子」もしくは「素子」ともいう）
をまとめて平面状に形成するブロック化構造がとられ、
この素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心とする円弧上に
沿って多面体状に複数個配置して、被検体のＸ線透過像
（一次元像）を検出している。
ここで、問題となるのは、上述の如き構成の場合、ブ
ロック端部の素子の特性が、他の素子とわずかに異なる
場合が多いことである。第三世代方式のＸ線CT装置で
は、CT用検出器の感度の素子間のバラツキは、CT画像上
にリングアーチファクトを生ずる原因となるため、上述
のブロック化構造の検出器を用いる場合、ブロック継目
に相当する画像上の場所に、しばしば、リングアーチフ
ァクトが現われる。
ロック端部の素子の特性が、他の素子とわずかに異なる
場合が多いことである。第三世代方式のＸ線CT装置で
は、CT用検出器の感度の素子間のバラツキは、CT画像上
にリングアーチファクトを生ずる原因となるため、上述
のブロック化構造の検出器を用いる場合、ブロック継目
に相当する画像上の場所に、しばしば、リングアーチフ
ァクトが現われる。
なお、検出素子自体の特性とリングアーチファクトと
の関係については、例えば、パーカー等の考察（メディ
カルフィジックス，第９巻7,8月号,531−539頁）があ
る。
の関係については、例えば、パーカー等の考察（メディ
カルフィジックス，第９巻7,8月号,531−539頁）があ
る。
上述のリングアーチファクトを低減するための検出器
の実装方法として、ブロック状検出器の固定方法を工夫
する方法（例えば、特開昭64−88178号参照）や、ブロ
ック間の継目を工夫する方法（例えば、特開昭63−1518
86号公報参照）等も提案されてはいるが、昨今の医療診
断の高性能化，高機能化に伴ない、ユーザからの要求は
厳しくなるばかりであり、従来の実装方法では、リング
アーチファクトの低減効果が不十分であった。
の実装方法として、ブロック状検出器の固定方法を工夫
する方法（例えば、特開昭64−88178号参照）や、ブロ
ック間の継目を工夫する方法（例えば、特開昭63−1518
86号公報参照）等も提案されてはいるが、昨今の医療診
断の高性能化，高機能化に伴ない、ユーザからの要求は
厳しくなるばかりであり、従来の実装方法では、リング
アーチファクトの低減効果が不十分であった。
これについて、以下、図面を用いてより詳細に説明す
る。
る。
第３図は、素子ブロックの構造を説明するための図で
ある。前述の如く、Ｘ線検出素子は、シンチレータと光
電変換素子から成っている。Ｘ線はシンチレータにより
光に変換され、この光はシンチレータと光学的に密着し
たSiフォトダイオード等の光電変換素子により、電流信
号に変換される。また、このフォトダイオードの出力
は、基板上の導線（図示されていない）およびコネクタ
を介してOPアンプを用いた電流電圧変換回路等の検出回
路部（図示されていない）に送られ、電圧に変換され
る。
ある。前述の如く、Ｘ線検出素子は、シンチレータと光
電変換素子から成っている。Ｘ線はシンチレータにより
光に変換され、この光はシンチレータと光学的に密着し
たSiフォトダイオード等の光電変換素子により、電流信
号に変換される。また、このフォトダイオードの出力
は、基板上の導線（図示されていない）およびコネクタ
を介してOPアンプを用いた電流電圧変換回路等の検出回
路部（図示されていない）に送られ、電圧に変換され
る。
このようなブロックでは、フォトダイオードを単一ウ
ェハから作成するので、素子を円弧上に配置することは
困難であり、そこで、上述の如く平面ブロックを複数個
並べて多面体状に配置する構成が採用される。この場
合、ブロックの端部チャンネル（第３図では１チャンネ
ルと18チャンネル）程、中心の素子と異なる特性を示
す。すなわち、一定の減衰体を透過した後の出力が、相
対的に小さくなるという問題がある。
ェハから作成するので、素子を円弧上に配置することは
困難であり、そこで、上述の如く平面ブロックを複数個
並べて多面体状に配置する構成が採用される。この場
合、ブロックの端部チャンネル（第３図では１チャンネ
ルと18チャンネル）程、中心の素子と異なる特性を示
す。すなわち、一定の減衰体を透過した後の出力が、相
対的に小さくなるという問題がある。
この原因の一つは、検出素子の検出面の向く方向がＸ
線の入射角と異なるため、Ｘ線の入射位置とこれが最終
的に光電変換される位置との距離が大きくなり、シンチ
レータ内で変換された光の減衰が大きくなるためであ
る。すなわち、ブロック構造の素子を多面体状に配置し
たＸ線検出器においては、上述の出力変化は本質的な問
題であり、前述の如き実装上の工夫では解決できない問
題である。
線の入射角と異なるため、Ｘ線の入射位置とこれが最終
的に光電変換される位置との距離が大きくなり、シンチ
レータ内で変換された光の減衰が大きくなるためであ
る。すなわち、ブロック構造の素子を多面体状に配置し
たＸ線検出器においては、上述の出力変化は本質的な問
題であり、前述の如き実装上の工夫では解決できない問
題である。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、従来の技術における上述の如き問題を
解消し、平面状の素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心と
する円弧上に沿って多面体状に複数個配置する形の放射
線検出器を用いる第三世代方式のＸ線CT装置等の放射線
CT装置において、特に画像リングアーチファクトの発生
を防止可能とした放射線CT装置を提供することにある。
とするところは、従来の技術における上述の如き問題を
解消し、平面状の素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心と
する円弧上に沿って多面体状に複数個配置する形の放射
線検出器を用いる第三世代方式のＸ線CT装置等の放射線
CT装置において、特に画像リングアーチファクトの発生
を防止可能とした放射線CT装置を提供することにある。
本発明の上記目的は、放射線を光に変換するシンチレ
ータと前記光を電気信号に変換する光電変換素子とを具
備する放射線検出素子を複数個平面状に配置して構成さ
れる平面状の放射線検出素子ブロックの複数個を、放射
線発生部を中心とする円弧上に多面体状に配置して構成
される放射線検出器と、前記放射線発生部とを、被検体
の周囲で回転走査させる放射線CT装置において、放射線
発生部と回転走査の中心とを結ぶ線と放射線検出素子ブ
ロックとの交点と、前記放射線検出素子ブロックの中心
位置との間における素子数をΔｎとし、ｎを前記放射線
検出素子ブロックの素子数とし、ｎが24,32,40,48の何
れかとするとき、1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−５｝、または
1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−10｝の関係を満たすようにして
前記多面体の各面に前記放射線検出素子が配置されるこ
とを特徴とする放射線CT装置、および前記多面体の各面
に前記放射線検出素子が配置され、前記放射線検出素子
ブロックの素子数が24であり、前記放射線発生部と回転
走査の中心とを結ぶ線と前記放射線検出素子ブロックと
の交点と、前記放射線検出素子ブロックの中心位置との
間における素子数が４であることを特徴とする放射線CT
装置によって達成される。
ータと前記光を電気信号に変換する光電変換素子とを具
備する放射線検出素子を複数個平面状に配置して構成さ
れる平面状の放射線検出素子ブロックの複数個を、放射
線発生部を中心とする円弧上に多面体状に配置して構成
される放射線検出器と、前記放射線発生部とを、被検体
の周囲で回転走査させる放射線CT装置において、放射線
発生部と回転走査の中心とを結ぶ線と放射線検出素子ブ
ロックとの交点と、前記放射線検出素子ブロックの中心
位置との間における素子数をΔｎとし、ｎを前記放射線
検出素子ブロックの素子数とし、ｎが24,32,40,48の何
れかとするとき、1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−５｝、または
1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−10｝の関係を満たすようにして
前記多面体の各面に前記放射線検出素子が配置されるこ
とを特徴とする放射線CT装置、および前記多面体の各面
に前記放射線検出素子が配置され、前記放射線検出素子
ブロックの素子数が24であり、前記放射線発生部と回転
走査の中心とを結ぶ線と前記放射線検出素子ブロックと
の交点と、前記放射線検出素子ブロックの中心位置との
間における素子数が４であることを特徴とする放射線CT
装置によって達成される。
本発明に係る放射線CT装置においては、いわゆる第三
世代方式の放射線CT装置の放射線検出器を、その端部の
放射線検出素子が、放射線発生部と回転走査の中心とを
結ぶ線上を外して配置されるように構成したので、後述
（第４図参照）する如く、検出素子の特性のずれが画像
のリングアーチファクトに影響する度合を著しく低下さ
せることができるものである。
世代方式の放射線CT装置の放射線検出器を、その端部の
放射線検出素子が、放射線発生部と回転走査の中心とを
結ぶ線上を外して配置されるように構成したので、後述
（第４図参照）する如く、検出素子の特性のずれが画像
のリングアーチファクトに影響する度合を著しく低下さ
せることができるものである。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
まず、第２図に、本発明の適用対象であるＸ線CT装置
のブロック図を示す。図において、11はＸ線管、13は被
写体、14はＸ線検出素子から成る検出部を示している。
Ｘ線管11から放出されたＸ線束12は、被写体13を透過し
て、検出部14により検出される。すなわち、Ｘ線強度信
号は、ここで電流信号に変換される。なお、図には示さ
れていないが、検出部14は、温度制御部により恒温化さ
れていても良い。
のブロック図を示す。図において、11はＸ線管、13は被
写体、14はＸ線検出素子から成る検出部を示している。
Ｘ線管11から放出されたＸ線束12は、被写体13を透過し
て、検出部14により検出される。すなわち、Ｘ線強度信
号は、ここで電流信号に変換される。なお、図には示さ
れていないが、検出部14は、温度制御部により恒温化さ
れていても良い。
上述の検出部14からの電流信号は、検出回路部15で電
圧信号に変換される。この電圧信号は、A/D変換部16で
アナログ信号からディジタル信号に変換され、信号処理
部17に送られる。信号処理部17では、信号補正、例え
ば、検出部14,検出回路部15の各チャンネル毎の感度補
正や、オフセット補正が行われる。こうして補正された
データ群により、一次元投影データが得られる。
圧信号に変換される。この電圧信号は、A/D変換部16で
アナログ信号からディジタル信号に変換され、信号処理
部17に送られる。信号処理部17では、信号補正、例え
ば、検出部14,検出回路部15の各チャンネル毎の感度補
正や、オフセット補正が行われる。こうして補正された
データ群により、一次元投影データが得られる。
第三世代方式のＸ線CT装置では、Ｘ線管11と検出部14
とを同時に回転させながら多数の投影データを取得し、
これらを基に断層像を計算する。この演算を行うのが、
画像処理部18であり、演算により得られた断層像は、画
像表示部19に表示される。なお、上記Ｘ線CT装置の各構
成部分は、制御部20により制御されている。
とを同時に回転させながら多数の投影データを取得し、
これらを基に断層像を計算する。この演算を行うのが、
画像処理部18であり、演算により得られた断層像は、画
像表示部19に表示される。なお、上記Ｘ線CT装置の各構
成部分は、制御部20により制御されている。
次に、第３図は、前述の如く、素子ブロックの構成を
説明するものである。このようなブロックでは、フォト
ダイオードを単一ウェハから作成するので、素子を円弧
上に配置することは困難であり、そこで、このような平
面ブロックを複数個並べて多面体状に配置する構成が採
用されるのは、前述の通りである。この場合、端部のチ
ャンネル程、中心の素子と異なる特性を示すことも、前
述の通りである。
説明するものである。このようなブロックでは、フォト
ダイオードを単一ウェハから作成するので、素子を円弧
上に配置することは困難であり、そこで、このような平
面ブロックを複数個並べて多面体状に配置する構成が採
用されるのは、前述の通りである。この場合、端部のチ
ャンネル程、中心の素子と異なる特性を示すことも、前
述の通りである。
第４図に、検出器の特性変化が画像にどのような影響
を及ぼすかを調べた結果を示す図である。図において、
横軸は、検出器ブロックの絵素の、前記「放射線発生部
と回転走査の中心とを結ぶ線」（以下、単に「計測中心
線」という）からのずれ、縦軸は、検出素子の特性のず
れがリングアーチファクトの濃度に与える影響の大きさ
（以下、単に「リングアーチファクトの濃さ」という）
を示す。
を及ぼすかを調べた結果を示す図である。図において、
横軸は、検出器ブロックの絵素の、前記「放射線発生部
と回転走査の中心とを結ぶ線」（以下、単に「計測中心
線」という）からのずれ、縦軸は、検出素子の特性のず
れがリングアーチファクトの濃度に与える影響の大きさ
（以下、単に「リングアーチファクトの濃さ」という）
を示す。
図から明らかな如く、検出素子の特性のずれが一定で
あっても、画像のリングアーチファクトの濃さは、素子
の位置により大きく異なることがわかる。すなわち、計
測中心線に近い部分ではリングアーチファクトの濃さは
極めて大きく、中心から５素子目位までは急激にリング
濃度が下がり、５素子目より外側ではゆるやかにリング
濃度が下がることがわかる。これから、計測中心線から
５素子目以内位に、検出器ブロックの端部チャンネルを
配置しなければ、画像にリングアーチファクトが発生し
にくいということができる。
あっても、画像のリングアーチファクトの濃さは、素子
の位置により大きく異なることがわかる。すなわち、計
測中心線に近い部分ではリングアーチファクトの濃さは
極めて大きく、中心から５素子目位までは急激にリング
濃度が下がり、５素子目より外側ではゆるやかにリング
濃度が下がることがわかる。これから、計測中心線から
５素子目以内位に、検出器ブロックの端部チャンネルを
配置しなければ、画像にリングアーチファクトが発生し
にくいということができる。
これを、第１図を用いて、更に説明する。
第１図において、b1,b2,b3は、それぞれ検出素子ブロ
ックを示している。今、検出素子ブロックb2の端部をA,
Bとし、中心をＣとする。
ックを示している。今、検出素子ブロックb2の端部をA,
Bとし、中心をＣとする。
Ｘ線は、Ｘ線管からＸ線放射中心線を中心として、扇
状に放射される。但し、このＸ線放射中心線は、大略、
検出部の中心に向くよう調整されていれば充分である。
ここで、第三世代方式のＸ線CT装置におけるＸ線管およ
び検出器の回転中心を結ぶ線、すなわち、前述の計測中
心線と検出素子ブロックb2との交点Ｏとし、AB間の素子
数をｎ、OC間の素子数をΔｎとすると、BO間の素子数は
n/2−Δｎであるので、第４図に基づき、n/2−Δｎ≧５ すなわち、 Δｎ≦n/2−５ …（１） が必要である。また、第４図に示した如く、計測中心線
から10素子以上外れた場合には、リングアーチファクト
は中心部の1/5以下の濃度となるので、更に、好まし
い。これには、 Δｎ≦n/2−10 …（２） が必要である。
状に放射される。但し、このＸ線放射中心線は、大略、
検出部の中心に向くよう調整されていれば充分である。
ここで、第三世代方式のＸ線CT装置におけるＸ線管およ
び検出器の回転中心を結ぶ線、すなわち、前述の計測中
心線と検出素子ブロックb2との交点Ｏとし、AB間の素子
数をｎ、OC間の素子数をΔｎとすると、BO間の素子数は
n/2−Δｎであるので、第４図に基づき、n/2−Δｎ≧５ すなわち、 Δｎ≦n/2−５ …（１） が必要である。また、第４図に示した如く、計測中心線
から10素子以上外れた場合には、リングアーチファクト
は中心部の1/5以下の濃度となるので、更に、好まし
い。これには、 Δｎ≦n/2−10 …（２） が必要である。
これらを、第５図に示す。図からも明らかな如く、式
（２）が成立するためには、ブロック素子数（ｎ）は、
20以上であることが必要である。一方、ブロック素子数
があまり多くなり過ぎると、端部チャンネルの素子特性
のずれが大きくなるため、リングアーチファクトの修正
に不利である。そこで、適当なブロック素子数は、20〜
48素子程度である。なお、信号処理の容易さを考慮する
と、ブロック素子数は、８の倍数、すなわに、24,32,40
または48素子とすることが望ましい。
（２）が成立するためには、ブロック素子数（ｎ）は、
20以上であることが必要である。一方、ブロック素子数
があまり多くなり過ぎると、端部チャンネルの素子特性
のずれが大きくなるため、リングアーチファクトの修正
に不利である。そこで、適当なブロック素子数は、20〜
48素子程度である。なお、信号処理の容易さを考慮する
と、ブロック素子数は、８の倍数、すなわに、24,32,40
または48素子とすることが望ましい。
上記実施例によれば、放射線検出器を構成する放射線
検出素子ブロックの端部の放射線検出素子を、前述の計
測中心線を外して配置したことにより、リングアーチフ
ァクトの発生を防止可能とした放射線検出器を実現でき
る。
検出素子ブロックの端部の放射線検出素子を、前述の計
測中心線を外して配置したことにより、リングアーチフ
ァクトの発生を防止可能とした放射線検出器を実現でき
る。
次に、ブロック中心線と前述の計測中心線とが一致し
ている場合を考える。第三世代方式のＸ線CT装置による
投影データ取得方法では、Ｘ線管および検出器が被検体
の周囲を１周する間に、同一の投影データを２回取得す
ることになる。そして、同一データを取得する際に用い
られる検出素子は、前記計測中心線に対して対称の位置
に配置されているものとなる。
ている場合を考える。第三世代方式のＸ線CT装置による
投影データ取得方法では、Ｘ線管および検出器が被検体
の周囲を１周する間に、同一の投影データを２回取得す
ることになる。そして、同一データを取得する際に用い
られる検出素子は、前記計測中心線に対して対称の位置
に配置されているものとなる。
検出精度を向上させるために、これらの二つの検出素
子による計測値を加算することが行われるが、この場
合、検出ブロックが前記計測中心線に対して、対称の位
置に配置されていると、加算されるデータがともに端部
チャンネルで検出されたデータになる場合があり、前述
の如き端部チャンネルの素子出力のずれが強調されてし
まうことになる。そこで、検出素子ブロックを左右非対
称に配置すれば、この端部チャンネルの素子出力のずれ
の影響を分散させることができ、リングアーチファクト
濃度を小さくすることができる。
子による計測値を加算することが行われるが、この場
合、検出ブロックが前記計測中心線に対して、対称の位
置に配置されていると、加算されるデータがともに端部
チャンネルで検出されたデータになる場合があり、前述
の如き端部チャンネルの素子出力のずれが強調されてし
まうことになる。そこで、検出素子ブロックを左右非対
称に配置すれば、この端部チャンネルの素子出力のずれ
の影響を分散させることができ、リングアーチファクト
濃度を小さくすることができる。
これには、前述の如き定義の下で、 OA−OB≧３ とすれば良い。これは、まず、前述の如き加算を行った
ときに、端部チャンネルの検出データが重複する（OA−
OB＝０）ことがなく、また、連続する（１≦OA−OB≦
２）こともなくするものである。すなわち、 Δｎ≧1.5 とすれば良いことになる。これも、第５図に加えて示し
てある。
ときに、端部チャンネルの検出データが重複する（OA−
OB＝０）ことがなく、また、連続する（１≦OA−OB≦
２）こともなくするものである。すなわち、 Δｎ≧1.5 とすれば良いことになる。これも、第５図に加えて示し
てある。
上記実施例によれば、放射線検出器を構成する放射線
検出素子ブロックの中心の放射線検出素子を、前述の計
測中心線を外して配置したことにより、リングアーチフ
ァクトの発生を防止可能とした放射線検出器を実現でき
る。
検出素子ブロックの中心の放射線検出素子を、前述の計
測中心線を外して配置したことにより、リングアーチフ
ァクトの発生を防止可能とした放射線検出器を実現でき
る。
なお、上述の各実施例はいずれも一例として示したも
のであり、本発明はこれらに限定されるべきものではな
いことは言うまでもない。
のであり、本発明はこれらに限定されるべきものではな
いことは言うまでもない。
以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、平面状
の素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心とする円弧上に沿
って多面体状に複数個配置する形の放射線検出器を用い
る第三世代方式のＸ線CT装置等の放射線CT装置におい
て、画像リングアーチファクトの発生を防止可能とした
放射線検出器を実現できるという顕著な効果を奏するも
のである。
の素子ブロックを、Ｘ線発生部を中心とする円弧上に沿
って多面体状に複数個配置する形の放射線検出器を用い
る第三世代方式のＸ線CT装置等の放射線CT装置におい
て、画像リングアーチファクトの発生を防止可能とした
放射線検出器を実現できるという顕著な効果を奏するも
のである。
第１図は本発明の原理を説明するための図、第２図は本
発明の適用対象であるＸ線CT装置のブロック図、第３図
は素子ブロックの構造を説明するための図、第４図は検
出器の特性変化が画像に及ぼす影響を示す図、第５図は
検出器の構成素子数の影響を説明する図である。 11:X線管、13:被写体、14:検出部、12:X線束、15:検出
回路部、16:A/D変換部、17:信号処理部、18:画像処理
部、19:画像表示部、20:制御部。
発明の適用対象であるＸ線CT装置のブロック図、第３図
は素子ブロックの構造を説明するための図、第４図は検
出器の特性変化が画像に及ぼす影響を示す図、第５図は
検出器の構成素子数の影響を説明する図である。 11:X線管、13:被写体、14:検出部、12:X線束、15:検出
回路部、16:A/D変換部、17:信号処理部、18:画像処理
部、19:画像表示部、20:制御部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 吉田 稔 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献 特開 昭57−200134（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−158837（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−227321（ＪＰ，Ａ) 実開 昭60−174878（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 6/03
Claims (3)
- 【請求項１】放射線を光に変換するシンチレータと前記
光を電気信号に変換する光電変換素子とを具備する放射
線検出素子を複数個平面状に配置して構成される平面状
の放射線検出素子ブロックの複数個を、放射線発生部を
中心とする円弧上に多面体状に配置して構成される放射
線検出器と、前記放射線発生部とを、被検体の周囲で回
転走査させる放射線CT装置において、 前記放射線発生部と回転走査の中心とを結ぶ線と前記放
射線検出素子ブロックとの交点と、前記放射線検出素子
ブロックの中心位置との間における素子数をΔｎとし、
ｎを前記放射線検出素子ブロックの素子数とし、前記ｎ
が24,32,40,48の何れかとするとき、 1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−５｝ の関係を満たすようにして前記多面体の各面に前記放射
線検出素子が配置されることを特徴とする放射線CT装
置。 - 【請求項２】放射線を光に変換するシンチレータと前記
光を電気信号に変換する光電変換素子とを具備する放射
線検出素子を複数個平面状に配置して構成される平面状
の放射線検出素子ブロックの複数個を、放射線発生部を
中心とする円弧上に多面体状に配置して構成される放射
線検出器と、前記放射線発生部とを、被検体の周囲で回
転走査させる放射線CT装置において、 前記放射線発生部と回転走査の中心とを結ぶ線と前記放
射線検出素子ブロックとの交点と、前記放射線検出素子
ブロックの中心位置との間における素子数をΔｎとし、
ｎを前記放射線検出素子ブロックの素子数とし、前記ｎ
が24,32,40,48の何れかとするとき、 1.5≦Δｎ≦｛（n/2）−10｝ の関係を満たすようにして前記多面体の各面に前記放射
線検出素子が配置されることを特徴とする放射線CT装
置。 - 【請求項３】放射線を光に変換するシンチレータと前記
光を電気信号に変換する光電変換素子とを具備する放射
線検出素子を複数個平面状に配置して構成される平面状
の放射線検出素子ブロックの複数個を、放射線発生部を
中心とする円弧上に多面体状に配置して構成される放射
線検出器と、前記放射線発生部とを、被検体の周囲で回
転走査させる放射線CT装置において、 前記多面体の各面に前記放射線検出素子が配置され、前
記放射線検出素子ブロックの素子数が24であり、前記放
射線発生部と回転走査の中心とを結ぶ線と前記放射線検
出素子ブロックとの交点と、前記放射線検出素子ブロッ
クの中心位置との間における素子数が４であることを特
徴とする放射線CT装置。
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Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| JP2000341A JP2906504B2 (ja) | 1990-01-05 | 1990-01-05 | 放射線ｃｔ装置 |
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|---|---|
| JPH03205034A JPH03205034A (ja) | 1991-09-06 |
| JP2906504B2 true JP2906504B2 (ja) | 1999-06-21 |
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ID=11471174
Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
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| AU2003262726A1 (en) * | 2002-08-21 | 2004-03-11 | Breakaway Imaging, Llc | Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a divergent scanning computed tomography system |
| US7224765B2 (en) * | 2002-10-02 | 2007-05-29 | Reveal Imaging Technologies, Inc. | Computed tomography system |
| DE60335814D1 (de) * | 2002-10-02 | 2011-03-03 | Reveal Imaging Technologies Inc | Kompakter ct-scanner für gepäckstücke mit detektoranordnungen in unterschiedlichem abstand zur röntgenquelle |
| US7054409B2 (en) * | 2002-12-31 | 2006-05-30 | General Electric Company | Volumetric CT system and method utilizing multiple detector panels |
| US7039154B1 (en) * | 2003-10-02 | 2006-05-02 | Reveal Imaging Technologies, Inc. | Folded array CT baggage scanner |
| CN103969269B (zh) * | 2013-01-31 | 2018-09-18 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 用于几何校准ct扫描仪的方法和装置 |
| JP6415759B2 (ja) | 2015-06-15 | 2018-10-31 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 微分位相コントラストｃｔのためのタイル状ディテクタ配置、装置、方法、プログラム要素及び記憶媒体 |
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| DE2723401A1 (de) * | 1977-05-24 | 1978-12-07 | Siemens Ag | Schichtgeraet zur herstellung von transversalschichtbildern |
| JPS60236632A (ja) * | 1984-05-10 | 1985-11-25 | 株式会社東芝 | 第４世代ｃｔ装置 |
| US4982096A (en) * | 1988-01-06 | 1991-01-01 | Hitachi Medical Corporation | Multi-element radiation detector |
-
1990
- 1990-01-05 JP JP2000341A patent/JP2906504B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-01-04 US US07/637,638 patent/US5164973A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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| JPH03205034A (ja) | 1991-09-06 |
| US5164973A (en) | 1992-11-17 |
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