JP4124999B2 - 追加のコンピュータ断層撮影モードを提供する方法及び装置 - Google Patents
追加のコンピュータ断層撮影モードを提供する方法及び装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4124999B2 JP4124999B2 JP2001356822A JP2001356822A JP4124999B2 JP 4124999 B2 JP4124999 B2 JP 4124999B2 JP 2001356822 A JP2001356822 A JP 2001356822A JP 2001356822 A JP2001356822 A JP 2001356822A JP 4124999 B2 JP4124999 B2 JP 4124999B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- detector array
- detector
- imaging system
- array
- attenuation measurements
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 title claims description 15
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 13
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 42
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 26
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 24
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 20
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 claims description 17
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 claims description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 claims 1
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N Titan oxide Chemical compound O=[Ti]=O GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000003491 array Methods 0.000 description 2
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 210000003027 ear inner Anatomy 0.000 description 2
- 230000005669 field effect Effects 0.000 description 2
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 239000004820 Pressure-sensitive adhesive Substances 0.000 description 1
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010931 gold Substances 0.000 description 1
- 210000002216 heart Anatomy 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 1
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 1
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000004332 silver Substances 0.000 description 1
- 239000004408 titanium dioxide Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般的に、コンピュータ断層撮影システムに対して分解能の向上及び撮影断面の追加を提供する方法及び装置に関し、特に、既存のコンピュータ断層撮影システムの分解能及び/又は撮影断面範囲を改良するための方法及び装置に関する。
【0002】
【発明の背景】
少なくとも1つの既知のコンピュータ断層(CT)撮影システム構成では、X線源は、デカルト座標系の平面であり、通常「撮影平面」と呼ばれるX−Y平面の範囲内に収まるように平行にされたファンビームを投影する。X線ビームは撮影中の患者などの対象物を透過する。ビームは、対象物により減衰された後、放射線検出器アレイに衝突する。検出器アレイで受けた減衰ビーム放射線の強度は、対象物によるX線ビームの減衰によって決まる。アレイの各検出器素子は、検出器の位置でのビーム減衰の測定値である個別の電気信号を生成する。全ての検出器からの減衰測定値は、別々に収集されて透過分布を生成する。
【0003】
既知の第3世代CTシステムでは、X線源及び検出器アレイは、X線ビームが対象物を横断する角度が常時変化するように、撮影平面内で撮影対象の対象物の周囲をガントリと共に回転する。あるガントリ角度における検出器アレイからの1組のX線減衰測定値、すなわち、投影データは、「ビュー(投影像)」と呼ばれる。対象物の「スキャン(走査)」は、X線源及び検出器の1回転の間に、異なるガントリ角度又は画角において作成された1組の投影像で構成される。
【0004】
軸走査では、投影データが処理されて対象物を通して取得された2次元断面に対応する画像が構築される。1組の投影データから画像を再構成する方法の1つは、従来技術では、フィルタ補正逆投影法と呼ばれる。この過程では、走査による減衰測定値が、CRT表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御するのに使用される「CT数」又は「ハウンスフィールド単位」と呼ばれる整数に変換される。
【0005】
複数枚の断面に必要な全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」スキャンが行われても良い。「ヘリカル」スキャンを行なうためには、ガントリの回転と同期をとってz軸に患者を移動させる一方で、規定枚数の断面に対するデータを収集する。このようなシステムは、ファンビームヘリカルスキャンから単一のヘリックスを生成する。ファンビームによりマッピングされたヘリックスは、各規定の断面における画像を再構成する元となる可能性がある投影データを生成する。走査時間の短縮に加えて、ヘリカルスキャンは、放射されたビームのコントラストのより良い使用、任意の位置での画像再構成の改良及び3次元画像の品質向上などのその他の利点をも提供する。
【0006】
検出器及びX線源が回転する回転ガントリの回転軸は、z軸と呼ばれる。検出器アレイは、回転中のガントリのz軸に平行な方向として定義されるz方向を有するものと考えられる。患者が走査される場合、検出器アレイのz方向は、通常、患者の脊柱とほぼ一直線に配列される。
【0007】
シングルスライス検出器は、少なくとも1つの既知のCT撮影システムにおいて使用される。シングルスライス検出器アレイ18の一部を表した図3において、1行の検出器行のみがz方向に対して直角の方向に延出する。少なくとも1つの別の既知のCT撮影システムでは、例えば、4行又は16行などの2行以上を有するマルチスライス検出器アレイを利用する。各行は、z方向に直角の方向に延出する。ここで述べるCT撮影システムは、各行がz軸に直角の1つ以上の円弧状に配置された検出器アレイを有する。従って、x方向を検出器の円弧に沿った方向として定義するのが便利である。検出器は、ターゲット面のz方向を表す次元とx方向を表す次元との2次元の投影で表されることが多い。この慣例は、本説明中の図面の多くで使用される。
【0008】
図3の従来の検出器アレイ18の実施例を利用する既知のCT撮影システムでは、従来のデータ収集システム及び検出器アレイは、分解能と断面の枚数との間でのトレードオフを提供しない。いずれの場合でも、一度に検出器から受信されるデータは、厳密に1枚の断面である。z方向で全てが同じ厚さを有することはない複数行を有するマルチスライス検出器を利用する別の撮影システムでは、幾分かの柔軟性が加えられる。しかし、本システムのデータ収集システムの帯域幅は、検出器アレイ18の検出器素子20の行数より少ない断面の固定の最大枚数より多い枚数の処理を行なうことはできない。例えば、16行の検出器アレイを有する撮影システムでは、減衰データの4枚の断面のみが一度に取得可能である。4行より多い行数の検出器素子20を使用する場合、検出器アレイ18の選択された隣接し合う行における検出器素子20の出力は、断面の枚数を維持するためにz方向に結合されるので、撮影システムの帯域幅は、その上限であるか、又は、それを下回る。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
従って、使用可能な撮影結合の範囲を広げることによって、既存の臨床のコンピュータ断層(CT)撮影に生産性と新たな応用例を提供することが望ましい。例えば、真の等方性及び/又は高分解能の体積走査により、生産性の向上と共に少なくとも頭部及び内耳に対する画質の向上と同様に、新規な心臓の介入・選別の応用例を可能にするであろう。
【0010】
【課題を解決するための手段】
従って、本発明の一実施例では、放射線源、x方向とz方向を有し且つ放射線源との間の対象物の減衰測定値を収集するように構成された既存の検出器アレイ、減衰データから対象物の画像を再構成するように構成された画像再構成装置及び既存の検出器アレイと画像再構成装置との間の通信経路を有する既存の撮影システムにおいて使用可能な画像断面の枚数及び/又は面内分解能を変更する方法において、通信経路が、既存の検出器アレイと画像再構成装置との間に結合されたデータ収集システムを含み、また、通信経路が、最大帯域幅限界を有する方法が提供される。この方法は、既存の検出器アレイよりx方向において幅の狭い検出器セルを有するか、又は、既存の検出器アレイよりも多い個数の検出器セルを有するか、あるいは、その両方である交換検出器アレイと既存の検出器アレイを交換する過程と、通信経路の最大帯域幅限界に従って交換検出器アレイの面内分解能を選択する過程とを含む。
【0011】
本発明の実施例では、より多い枚数の断面の撮影が可能であり及び/又は、x方向及び/又はz方向でのより高い分解能を有する交換検出器を使用することによって、等方性及び/又は高分解能の体積走査が達成される。
【0012】
【発明の実施の形態】
図1及び図2において、「第3世代」CTスキャナを代表するガントリ12を含むものとして、コンピュータ断層(CT)撮影システム10が示される。ガントリ12は、ガントリ12の反対側の検出器アレイ18に向けてX線ビーム16を投影するX線源14を有する。検出器アレイ18は、診療患者などの対象物22を通過する投影X線を一斉に感知する検出器素子20により形成される。検出器アレイ18は、シングルスライス又はマルチスライス構成で製造されても良い。各検出器素子20は、衝突するX線ビームの強度を表す電気信号を生成する検出器アレイ18の個別の素子である。CT撮影システム10では、検出器素子20は、画像の特定のピクセル素子に対応しない。しかしながら、検出器素子20は、ピクセル素子と同様の1つの特性を有し、検出器アレイ18の検出器素子20を更に分割して追加の独立した電気信号を生成することはできない。
【0013】
(既存の撮影システム10の全実施例には、スイッチアレイ74及びスイッチ制御装置76は存在しない。スイッチアレイ74及びスイッチ制御装置76は、本発明の幾つかの実施例において追加されるものであるので、図2において別に示される。)
【0014】
X線ビームが患者を透過する際に、ビームは減衰される。X線投影データを収集するための走査中、ガントリ12及びその上に設置された構成要素は、回転中心24の周囲を回転する。
【0015】
ガントリ12の回転及びX線源14の動作は、CTシステム10の制御機構26により制御される。制御機構26は、X線源14に電力及びタイミング信号を供給するX線制御装置28と、ガントリ12の回転速度及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は、検出器素子20からアナログデータをサンプリングし、そのデータを後続の処理のためにデジタルデータに変換する。画像再構成装置34は、DAS32からサンプリング済みデジタル化X線データを受信し、高速画像再構成を行なう。再構成された画像は、大容量記憶装置38に画像を記憶するコンピュータ36への入力として利用される。
【0016】
また、コンピュータ36は、キーボードを備えた操作卓40を介してオペレータからコマンド及び走査パラメータを受信する。関連するCRT表示装置42により、オペレータは、コンピュータ36からの再構成された画像及びその他のデータを観察することができる。オペレータにより供給されたコマンド及びパラメータをコンピュータ36が使用し、制御信号及び情報をDAS32、X線制御装置28及びガントリモータ制御装置30に供給する。また、コンピュータ36は、電動テーブル46を制御してガントリ12における患者22の位置決めを行なうテーブルモータ制御装置44を作動させる。具体的には、テーブル46は、患者22の各部位をガントリ開口48を通るように移動させる。ガントリ12の回転軸は、通常、撮影中の患者22の脊柱に対して少なくともほぼ平行であるz軸を定義する。
【0017】
既存のCT撮影システム10において、検出器アレイ18は、図1及び2に示すように1行の検出器素子のみを有するシングルスライス検出器であっても良いし、複数の検出器素子を有するマルチスライスアレイであっても良い。いずれの場合でも、図4において、検出器アレイ18は、通常、円弧形検出器筐体50を含むか、あるいは、この筐体に固定される。上述の慣例によると、図3及び5などの図では、アレイ18などの検出器アレイは、アレイの上面54、すなわち、放射線源14に面する表面の平面投影52として表される。
【0018】
撮影システム10により再構成された画像は、患者22の体積の1枚以上の「断面」を表す。z方向の寸法は厚さと呼ばれるが、それは、このような寸法がその断面画像の元となる患者22の体積の厚みに対応するからである。
【0019】
検出器アレイ18の「面内」分解能は、x方向の減衰測定値の分解能限界として定義される。検出器アレイ18は、最大平面分解能を有し、この分解能は、問題の画像断面に対応する1列の検出器アレイ18の各検出器素子20からの減衰データがDAS32により別々に収集される場合にのみ達成される。マルチスライス検出器アレイが使用される場合、検出器アレイ18の隣接し合う行における検出器素子20の出力をz方向に結合させ、患者22の体積の選択された厚さの断面を表す1枚以上の断面を生成することが可能である。z方向における検出器素子20の結合は、面内分解能に影響しない。検出器素子20の幅を狭くする(すなわち、検出器素子がx方向に狭くなる)と、面内分解能が向上する。
【0020】
通信経路56が、検出器18と画像再構成装置34との間に設けられる。通信経路56は、DAS32を含み、検出器アレイ18からDAS32までの通信信号線の本数と、DAS32の処理能力と、DAS32から画像再構成装置34までの信号帯域幅(例えば、bpsで測定される)とのうちの1つ以上により制限される。この通信経路56の上限は、最大帯域幅限界又は最大データ帯域幅と呼ばれる。
【0021】
一実施例において図1、2及び5を参照して説明すると、マルチスライス撮影システムは、4枚の断面を一度に処理するのに十分なハードウェアを有するデータ収集システム32と共に16行の検出器アレイ18を利用する。分割二重スリット管コリメータ又は入射側コリメータ(不図示)を使用することで、検出器アレイ18の行より薄い選択された厚さの断面が提供される。例えば、調整可能なデュアルスリットコリメータは、それぞれが検出器アレイ18の行境界にまたがる2本のX線ビームを生成する。この1対の減衰されたビーム16の各々は、対応する行境界に隣接する2行の一部分のみと衝突する。4枚の画像断面を再構成するのに十分な減衰データがこうして得られる。各断面は、データの取得元である対応する検出器アレイ18の行より薄い厚さを表す。別の実施例では、1対の減衰されたビーム16の各々は、別々のグループの検出器行と衝突するが、ビーム16の縁部の行には、必ずしも十分に衝突する訳ではない。
【0022】
図6において、撮影システム10に調整可能なコリメータ60を備えることにより、再構成された画像の断面幅の選択における柔軟性が得られる。調整可能なコリメータ60は、検出器アレイ18に衝突する放射線ビーム16の厚さを制御するように構成された入射側コリメータ又は同様に構成された出射側コリメータなどである。
【0023】
本発明の別の実施例において図7を参照して説明すると、既存の単一行検出器アレイ18は、交換されるそれよりもx方向において幅の狭い検出器素子20を有する単一行交換検出器アレイ62と交換される。説明を行なうと、交換検出器アレイ62のx方向は、左半分64と右半分66とに分割されるものと見なされる。(「左」及び「右」という用語は恣意的であるが、本説明を通して一貫して使用される。)交換検出器アレイ62の左半分64及び右半分66において「相補的な関係」にある検出器素子20からデータを収集することによって、通信経路56の最大帯域幅限界を超過することなくより高い分解能が達成される。減衰測定値が別々に収集される左半分64の各検出器素子20に対して、右半分66において走査中に減衰測定値が収集されない検出器アレイ62の中心68から等距離の位置に対応する検出器素子20が存在する場合及びその逆の場合、検出器素子20は、相互に「相補的な関係」を有するとされる。(検出器アレイ62の中心68は、左半分64と右半分66との間の分割点にある。)相補的な検出器素子20から減衰データを収集することによって、断面の完全なサンプルを構成する減衰データが、ガントリ12の360度回転において取得される。
【0024】
固定の面内分解能が前もって選択される一実施例では、検出器素子20は、交換検出器アレイ62の位置70には設けられない。これらの位置は、減衰データの収集に使用される検出器素子20と相補的な関係にある。本実施例では、交換検出器アレイ62は、既存の検出器アレイ18より多くの検出器素子20を持たない。
【0025】
別の実施例において図8を参照して説明すると、検出器素子20は、交換検出器アレイ72の全ての位置に設けられる。スイッチアレイ74及びスイッチ制御装置76も、撮影システム10に追加される。スイッチアレイ74は、交換検出器アレイ72の物理的な一部である電界効果トランジスタ(FET)などである。分解能の向上が必要な場合、交換検出器アレイ62の左半分64の細い検出器素子20の半分から減衰測定値が収集され、また、右半分66の相補的に選択された検出器素子20からも減衰測定値が収集される。分解能の向上が必要でない場合、スイッチ制御装置76はスイッチアレイ74を制御し、x方向での検出器素子20の選択された出力をグループ化することによって、交換検出器アレイ72の面内分解能を調整する。検出器素子20の各グループからの電荷は、このようにして相互に加算され、通信経路56の最大帯域幅を超過しないように収集された減衰測定値の個数を削減することができる。
【0026】
本発明の更に別の実施例において図9を参照して説明すると、交換される既存の検出器アレイ18よりも多い行数の検出器素子20を有する交換検出器アレイ78が設けられる。また、交換検出器アレイ78は、既存の検出器アレイ18と比較して同数又はそれ以上の個数の検出器素子20を有する。例えば、検出器アレイ78は、既存の検出器アレイ18よりも、各行の検出器素子の幅が狭い。一実施例において、既存の検出器アレイ18は、1行の検出器素子を有し、交換検出器アレイ78は2行を有する。交換検出器アレイ78の検出器素子20の出力を選択的に結合させるように構成されたスイッチアレイ74及びスイッチ制御装置76も、撮影システム10に追加される。通信経路56の最大帯域幅を減衰データが超過しないように面内分解能の選択と断面の枚数の選択の両方が行われるが、スイッチ制御装置76及びスイッチアレイ74を作動させることにより交換検出器アレイ78の少なくとも面内分解能が調整される。一実施例において、交換検出器アレイ78の面内分解能は、x方向での検出器素子20の出力を選択的に結合させることによって調整される。別の実施例では、スイッチ制御装置76及びスイッチアレイ74もx方向及び/又はz方向での検出器素子20の出力を選択的に結合させるように構成され、通信経路56の最大帯域幅限界により設定された制限範囲内で再構成された画像断面の厚さ及び/又は枚数と面内分解能とが同時に選択される。別の実施例では、既に説明した種類の調整可能なコリメータ60を使用して処理対象の画像データの断面の厚さ及び/又は枚数を調整する。
【0027】
本発明のその他の実施例では、図10に示すように、z方向における各々の厚さが全て同じということはない複数行を含む複数行交換検出器アレイ80が設けられる。x方向(これにより面内分解能を調整)のセル及び/又はz方向(これにより画像断面の枚数及び/又は断面の厚さを調整)のセルを結合させることによって、通信経路56の最大帯域幅限界の範囲内での面内分解能及び断面の枚数の選択に対して柔軟性の向上がもたらされる。調整可能なコリメータ60及び/又はx方向に多数の検出器素子20が設けられる実施例では、更なる柔軟性がもたらされる。本発明のこれらの実施例及びその他の実施例は、頭部、内耳及び心臓などの特定の身体部位に対して柔軟性の高い撮影範囲を提供するという点で有用である。
【0028】
細型低損傷反射器を有する検出器アレイ18は、本発明の各実施例において有利に使用することが可能である。例えば、OPTICLADTM反射器を使用することができる。(OPTICLADTMは、General Electric Medical Systems, Inc., Milwaukee, WIの商標である。)OPTICLAD反射器は、金又は銀の被膜と、二酸化チタンを添加した圧感接着材被膜とを有するポリエステル系シートである。図11において、一実施例では、検出器素子20は、光学的に光検出器素子88に結合された側面86を除いた全側面をOPTICLAD反射器材料84で包んだシンチレータ素子82を具備する。
【0029】
一実施例において図12を参照して説明すると、検出器素子20は、複数の検出器素子20を具備するモジュール90に設けられる。各モジュール90は、例えば、FET(電界効果トランジスタ)アレイなどの1組以上のスイッチング素子92を有する。モジュール90を集めて検出器筐体50が組み立てられる。このような実施例でのスイッチアレイ74は、検出器筐体50内に組み込まれた全てのモジュール90の全てのスイッチング素子92の1組を具備する。
【0030】
従って、本発明の実施例を使用して、撮影する断面の枚数を選択する際に柔軟性を高めることと、検出器素子の寸法を縮小し且つ分解能を高めることでx方向及びz方向のいずれか又は両方での分解能を向上させることとによって、CT撮影システムの設置ベースの検出器範囲を延長できることは認識されるであろう。既存のCT撮影システムにおいて通信経路の最大帯域幅を広げる必要なしに、このような改善は実現される。また、当業者には、本発明が既存のCT撮影システムの改良に限定されないことは明らかであろう。例えば、ここで説明した改良型システムと同等の最初に製造された撮影システムは、それ自体で有用であり、ここで述べたような利点を提供する。
【0031】
種々の特定の実施例の観点から本発明の説明を行なってきたが、本発明は、特許請求の範囲の趣旨の範囲内で変形を行なって実施しても良いことは、当業者には明らかであろう。
【図面の簡単な説明】
【図1】 CT撮影システムを絵で表した図。
【図2】 図1に示すシステムの概略ブロック図。
【図3】 従来のシングルスライス検出器の一部を2次元で表した図。
【図4】 湾曲部を示す検出器アレイの斜視図。
【図5】 マルチスライス検出器アレイの一部を2次元で表した図。
【図6】 放射線ビームの太さを調整するように構成された追加の調整可能な入射側コリメータを示す撮影システムの一部の概略横断面図。(z方向での放射線ビームの太さ及び検出器の厚さは、明瞭にする目的で相当に誇張されている。)
【図7】 交換検出器アレイの中心線の両側に相補的な検出器素子のみが設けられる本発明の交換検出器アレイの実施例の一部を2次元で表した図。
【図8】 交換検出器アレイの中心線の両側の相補的な検出器素子がスイッチアレイを使用して切り替えられる本発明の交換検出器アレイの実施例の一部を2次元で表した図。
【図9】 交換される既存の検出器アレイよりも行数が多く、x方向に同数以上の検出器素子を有する交換検出器アレイの一部を2次元で表した図。
【図10】 複数行の検出器素子を有し、その全部がz方向において同じ厚さではないマルチスライス交換検出器アレイの一部を2次元で表した図。
【図11】 本発明の実施例において、細型低損傷反射器により有利に被覆することが可能なシンチレータの表面を示す単一検出器素子(図示の隠れた表面を有する)の斜視図。
【図12】 検出器素子の複数行アレイを具備する本発明のマルチスライス検出器アレイの検出器モジュールを示す図。
【符号の説明】
10…撮影システム、14…放射線源、18…検出器アレイ、20…検出器セル、22…対象物、32…データ収集システム、34…画像再構成装置、56…通信経路、78…交換検出器アレイ
Claims (10)
- 放射線源(14)、x方向とz方向とを有し且つ前記放射線源との間の対象物(22)の減衰測定値を収集するように構成された既存の検出器アレイ(18)、減衰データから前記対象物の画像を再構成するように構成された画像再構成装置(34)及び前記既存の検出器アレイと前記画像再構成装置との間の通信経路(56)を有し、使用可能な画像断面の枚数と、面内分解能とのうちの少なくとも一方を変更するように構成された撮影システム(10)において、
前記通信経路は、前記既存の検出器アレイと前記画像再構成装置との間に結合されたデータ収集システム(32)を具備し、また、前記通信経路は、最大帯域幅限界を有し、
前記撮影システム(10)は、
前記既存の検出器アレイよりx方向において幅の狭い検出器セル(20)を有する交換検出器アレイ(78)と前記既存の検出器アレイを交換するように構成され、
前記通信経路の前記最大帯域幅限界に従って前記交換検出器アレイの面内分解能が選択されるように構成される撮影システム(10)。 - 放射線源(14)からの少なくとも1本の放射線ビームのz方向での厚さを調整するように構成された調整可能なコリメータ(60)を更に有し、
前記交換検出器アレイ(78)の面内分解能の選択は、前記既存の検出器アレイ(18)の交換に先立って行われ、前記交換検出器アレイは、固定の面内分解能を有する請求項1記載の撮影システム(10)。 - 前記撮影システム(10)は、前記放射線源(14)及び前記検出器アレイ(18)が設置された回転ガントリ(12)を有し、
前記交換検出器アレイ(78)は、中心(68)を挟んだ左半分(64)及び右半分(66)と、前記既存の検出器アレイよりも個数の多い検出器セル(20)とをx方向に有し、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されるときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集されず、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されないときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集される請求項2記載の撮影システム(10)。 - 前記交換検出器アレイ(78)は、前記交換検出器アレイの面内分解能を調整するように構成されたスイッチ(74)を更に具備し、前記撮影システムは、前記スイッチを制御して前記選択された面内分解能に従って前記面内分解能を調整するように構成されたスイッチ制御装置(76)を更に含む請求項1記載の撮影システム(10)。
- 前記交換検出器アレイ(78)は、前記既存の検出器アレイ(18)よりも多い複数の行(20)をz方向に有し、更に、前記通信経路(56)の前記最大帯域幅限界に従った前記交換検出器アレイの面内分解能の選択は、前記通信経路の前記最大帯域幅限界に従った前記交換検出器アレイの面内分解能及び撮影用の断面の枚数の両方の選択から成り、
面内分解能及び撮影用の断面の枚数の両方の選択は、前記交換された検出器アレイ(78)の複数行の検出器素子(20)よりも多く撮影用の断面の枚数の選択から成り、
交換検出器アレイ(78)に衝突する少なくとも1本の放射線ビームの太さを調整するように構成された調整可能なコリメータ(60)を更に含み、撮影用の断面の枚数の選択は、前記調整可能なコリメータの調整により行われる請求項4記載の撮影システム(10)。 - 前記撮影システム(10)は、放射線源(14)及び検出器アレイ(18)が設置された回転ガントリ(12)を有し、前記交換検出器アレイ(78)は、x方向において中心(68)を挟んだ左半分(64)及び右半分(66)を有し、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されるときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集されず、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されないときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集され、
前記交換検出器アレイ(80)は、複数行の検出器素子(20)を有し、前記複数行の全てがz方向に同じ厚さを有することはない請求項1記載の撮影システム(10)。 - コンピュータ断層(CT)撮影システム(10)において、
放射線源(14)と、
x方向、z方向及び調整可能な面内分解能を有し且つ前記放射線源との間の対象物(22)の減衰測定値を収集するように構成された検出器アレイ(18)と、
前記検出器アレイから前記減衰測定値を収集するように構成されたデータ収集システム(32)と、
減衰データから前記対象物の画像を再構成するように構成された画像再構成装置(34)と、
前記検出器アレイと前記画像再構成装置との間に設けられ、前記検出器アレイと前記画像再構成装置との間に結合されたデータ収集システムを含み且つ前記減衰データの伝送に対して最大帯域幅限界を有する通信経路(56)と
を具備し、
前記検出器アレイ(18)は、複数行の検出器素子(20)を具備し、前記CT撮影システムは、前記通信経路(56)の前記最大帯域幅限界に従って、撮影用の断面の枚数及び前記検出器アレイの面内分解能を選択するように構成され、
撮影用に選択された断面の枚数及び厚さと、前記通信経路(56)の前記最大帯域幅限界に従って、前記検出器素子(20)のx方向及びz方向での出力を選択的に結合させるように構成され、
前記検出器アレイ(18)は、複数行検出器アレイであり、前記CT撮影システム(10)は、前記放射線源(14)からの少なくとも1本の放射線ビーム(16)のz方向における太さを調整するように構成された調整可能なコリメータ(60)を更に具備するCT撮影システム(10)。 - 前記検出器アレイ(18)の前記面内分解能を調整するように構成されたスイッチ(74)を更に具備する請求項7記載のCT撮影システム(10)。
- 前記検出器アレイ(18)は、x方向に中心(68)を挟んで左部分(64)及び右部分(66)を有し、
前記CT撮影システムは、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されるときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集されず、
前記左半分(64)の各検出器素子で走査中に減衰測定値が収集されないときに、前記中心(68)から等距離の位置に存在し、前記左半分(64)の各検出器素子に対応する右半分(66)の各検出器素子において走査中に減衰測定値が収集されるように構成される請求項8記載のCT撮影システム(10)。 - 前記検出器アレイ(18)は、複数行検出器アレイであり、前記複数行検出器アレイの全ての行が、z方向に同じ厚さを有することはない請求項7記載のCT撮影システム(10)。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/721330 | 2000-11-22 | ||
US09/721,330 US6389096B1 (en) | 2000-11-22 | 2000-11-22 | Methods and apparatus for providing additional computed tomography imaging modes |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002209878A JP2002209878A (ja) | 2002-07-30 |
JP4124999B2 true JP4124999B2 (ja) | 2008-07-23 |
Family
ID=24897528
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2001356822A Expired - Fee Related JP4124999B2 (ja) | 2000-11-22 | 2001-11-22 | 追加のコンピュータ断層撮影モードを提供する方法及び装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6389096B1 (ja) |
JP (1) | JP4124999B2 (ja) |
DE (1) | DE10157065A1 (ja) |
Families Citing this family (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6847041B2 (en) * | 2001-02-09 | 2005-01-25 | Canon Kabushiki Kaisha | Scintillator panel, radiation detector and manufacture methods thereof |
JP4585167B2 (ja) * | 2002-11-29 | 2010-11-24 | 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 | X線コンピュータ断層撮影システム |
US6859514B2 (en) * | 2003-03-14 | 2005-02-22 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | CT detector array with uniform cross-talk |
US20050226385A1 (en) * | 2004-03-30 | 2005-10-13 | Simpson James E | X-ray tube for a computed tomography system and method |
DE102005003671B4 (de) * | 2005-01-26 | 2007-02-22 | Siemens Ag | Verfahren zur Aufnahme von zwei-und/oder dreidimensionalen Bildern mit isotroper Auflösung mittels einer Bildaufnahmeeinrichtung sowie medizinische Untersuchungseinrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
US7977646B2 (en) * | 2008-04-17 | 2011-07-12 | Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. | Scintillation detector reflector |
US8611627B2 (en) | 2009-12-23 | 2013-12-17 | General Electric Company | CT spectral calibration |
EP2583250B1 (en) * | 2010-06-21 | 2014-12-17 | Koninklijke Philips N.V. | Method and system for performing low-dose ct imaging |
US8761333B2 (en) | 2011-08-12 | 2014-06-24 | General Electric Company | Low resolution scintillating array for CT imaging and method of implementing same |
US8942341B2 (en) | 2011-09-01 | 2015-01-27 | General Electric Company | Method of dose reduction for CT imaging and apparatus for implementing same |
DE102011082878A1 (de) * | 2011-09-16 | 2013-03-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Röntgendetektor einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung und Verfahren zum Betreiben einer gitterbasierten Phasenkontrast-Röntgenvorrichtung |
JP6076867B2 (ja) * | 2012-09-05 | 2017-02-08 | 株式会社モリタ製作所 | 医用x線画像処理システム、x線撮影装置及びx線検出器 |
Family Cites Families (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6292919B1 (en) * | 1998-08-25 | 2001-09-18 | General Electric Company | Methods and apparatus for exchanging data in an imaging system |
US6272201B1 (en) * | 1999-09-21 | 2001-08-07 | General Electric Company | Methods and apparatus for efficient data acquisition in CT scanners |
-
2000
- 2000-11-22 US US09/721,330 patent/US6389096B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-11-21 DE DE10157065A patent/DE10157065A1/de not_active Withdrawn
- 2001-11-22 JP JP2001356822A patent/JP4124999B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US6389096B1 (en) | 2002-05-14 |
JP2002209878A (ja) | 2002-07-30 |
DE10157065A1 (de) | 2002-08-22 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4424709B2 (ja) | 物体の像を形成する方法及びイメージング・システム | |
US5982846A (en) | Methods and apparatus for dose reduction in a computed tomograph | |
US6922457B2 (en) | Computer tomography apparatus | |
EP2053972B1 (en) | Computed tomography image acquisition | |
JP4558856B2 (ja) | スケーリング可能なマルチスライス型計算機式断層撮影システムにおけるユーザ・インタフェイス、ホスト計算機および画像作成方法 | |
US6061419A (en) | Methods and apparatus for noise compensation in an imaging system | |
JP4179643B2 (ja) | Ctイメージングシステム | |
US5400379A (en) | Multi-slice x-ray CT using a detector mask | |
JP4124999B2 (ja) | 追加のコンピュータ断層撮影モードを提供する方法及び装置 | |
JPH08168483A (ja) | 有効ピッチの短いx線検出器配列体 | |
US20040114708A1 (en) | Method for imaging in the computer tomography of a periodically moved object to be examined and CT device for carrying out the method | |
US6343110B1 (en) | Methods and apparatus for submillimeter CT slices with increased coverage | |
US6118840A (en) | Methods and apparatus to desensitize incident angle errors on a multi-slice computed tomograph detector | |
US6389097B1 (en) | Multi-plate volumetric CT scanner gap compensation method and apparatus | |
JP4121198B2 (ja) | コンピュータ断層撮影システム用の検出器 | |
IL138112A (en) | Methods and apparatus for pre-filtering weighting in image reconstruction | |
US6535572B2 (en) | Methods and apparatus for compensating computed tomographic channel ganging artifacts | |
JP4732592B2 (ja) | 最適化ctプロトコル | |
JP4606556B2 (ja) | Ctスキャナにおける効率的なデータ収集方法及び装置 | |
US6873678B2 (en) | Methods and apparatus for computed tomographic cardiac or organ imaging | |
US7102137B2 (en) | Method and apparatus for improving slice to slice resolution by staggering cells in the Z-axis | |
JP4551612B2 (ja) | コンピュータ断層撮影装置 | |
US6091797A (en) | Methods and apparatus for generating a scout image | |
EP1120666A2 (en) | Methods and apparatus for variable thickness multi-slice CT imaging | |
EP0990419A1 (en) | Methods and apparatus for generating a scout image |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20041122 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20061107 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070724 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070928 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20071030 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20071206 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080115 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080207 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080304 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080313 |
|
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: 20080408 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20080507 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110516 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120516 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130516 Year of fee payment: 5 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |