JP4508305B2 - 断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ - Google Patents
断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ Download PDFInfo
- Publication number
- JP4508305B2 JP4508305B2 JP00996999A JP996999A JP4508305B2 JP 4508305 B2 JP4508305 B2 JP 4508305B2 JP 00996999 A JP00996999 A JP 00996999A JP 996999 A JP996999 A JP 996999A JP 4508305 B2 JP4508305 B2 JP 4508305B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- scintillator
- adjacent
- tomography system
- detector
- elements
- 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 - Lifetime
Links
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 8
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 7
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims 14
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 16
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 2
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
-
- 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
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- 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]
-
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的には、計算機式断層撮影(CT)イメージングに関し、より具体的には、CTシステムの検出器の構成に関する。
【0002】
【従来の技術】
少なくとも1つの公知のCTシステム構成においては、X線源がファン(扇形)形状のビームを投射し、このビームは、一般的に「イメージング(作像)平面」と呼ばれるデカルト座標系のX−Y平面内に位置するようにコリメートされる。X線ビームは、患者等のイメージングされるべき物体を通過する。ビームは、物体によって減衰された後に、放射線検出器の配列に入射する。検出器配列の所で受け取られる減衰したビーム放射線の強度は、物体によるX線ビームの減衰量に依存する。
【0003】
配列内の各々の検出器素子は、検出器の位置におけるビーム減衰の測定値である個別の電気信号を発生する。具体的には、各々のX線検出器素子は、典型的には、検出器セルの所で受け取られるX線ビームをコリメートするコリメータを含んでおり、コリメータに隣接してシンチレータが配置されている。シンチレータは、シンチレーションを生じる複数の素子を含んでおり、隣り合うシンチレータ素子は非シンチレーション・ギャップによって離隔されている。シンチレータ素子に隣接してフォトダイオードが配置されており、これらのフォトダイオードは、シンチレータ素子によって出力された光を表す電気信号を発生する。すべての検出器セルからの減衰測定値が個別に収集されて、透過プロファイルを形成する。
【0004】
公知の第3世代CTシステムでは、X線源及び検出器配列は、X線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように、イメージング平面内でイメージング対象の物体の周りをガントリと共に回転する。1つのガントリ角度における検出器配列からの一群のX線減衰測定値、すなわち投影データは「ビュー」と呼ばれる。物体の「走査(スキャン)」は、X線源及び検出器が1回転する間に様々なガントリ角度で形成される1セット(組)のビューで構成されている。軸方向(アキシャル)走査の場合には、投影データを処理して、物体から切り取られた2次元スライス(断面)に対応する画像を構成する。投影データの1つのセットから画像を再構成する1つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この手法は、走査からの減衰測定値を、「CT数」または「ハンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いて、陰極線管表示装置上の対応するピクセル(画素)の輝度を制御するものである。
【0005】
全走査時間を短縮するために、「螺旋(ヘリカル)」走査が行われることがある。「螺旋」走査を行うためには、患者を移動させながら、所定の数のスライスについてのデータが収集される。このようなシステムは、1回のファン・ビーム螺旋走査から単一の螺旋を発生する。ファン・ビームによって完全にマッピングされた螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。
【0006】
走査の際のスライスの数が多い場合には、マルチスライスCTシステムを用いてデータを取得する。公知のマルチスライスCTシステムは典型的には、2D検出器として広く知られている検出器を含んでいる。これらの2D検出器では、複数の検出器セルが、個別の列(column)、すなわちチャンネルを形成しており、これらの列が行(row )を成して配列されている。検出器の各々の行は、個別のスライスを形成する。例えば、2スライス検出器は少なくとも2行の検出器セルを有しており、4スライス検出器は少なくとも4行の検出器セルを有している。マルチスライス走査中には、多数の行の検出器セルにX線ビームが同時に入射し、これにより、数個のスライスについてのデータが取得される。
【0007】
【発明が解決しようとする課題】
マルチスライス検出器においては、各々のセルは、そのz軸位置に応じて或る範囲の角度からのX線に照射される。螺旋走査用の一構成では、この角度の範囲は、検出器のz軸方向の両端で約±1°となる。検出器は、小さな非シンチレーション・ギャップによって離隔されているシンチレータ・セグメントで構成されているので、X線ビームがシンチレータに対して全体的に垂直になっているときに信号は最小になる。垂直なX線ビームは最も低い幾何的な収集効率を有しているので、X線ビームの角度が垂直から増大するにつれて、信号は増大する。この幾何的効率が低くなる理由は、斜め方向のX線の場合の実効非シンチレーション・ギャップが、垂直なX線の場合よりも小さくなるからである。
【0008】
更に、各々のチャンネル(またはモジュールとして構成されているチャンネルのセット)は、同一のギャップ構造を有しているわけではなく、また、検出器内で同一のz軸位置を有しているわけでもないので、最小利得点同士の間に位相差が存在する。加えて、焦点は典型的には、熱膨張、及び重力と相互作用した状態での遠心力により、z軸方向に1.0mmまで移動する。この位置変化によって、入射角が約0.06°変化する。最小利得点同士の間の位相差の故に、焦点位置の全範囲にわたって、0.2%またはそれ以上の差分チャンネル利得変動が生ずる可能性がある。
【0009】
第3世代CTスキャナは、差分利得誤差が0.02%を上回ると、リング、バンド、及び中心点アーティファクトを形成する可能性がある。差分利得値は、較正された後に、画像再構成中に補正される。しかしながら、入射角の変動は、スキャナの動作中に差分利得を変化させるので、ソフトウェアのアルゴリズムでは容易に補正することができない。
【0010】
従って、公知のシンチレータ構成よりも高い幾何的効率を有しているシンチレータ構成を提供することが望ましい。また、シンチレータの製造経費を増大させたりシステムの線量効率を減少させたりすることのない上述のようなシンチレータ構成を提供することが望ましい。
【0011】
【課題を解決するための手段】
これらの目的及びその他の目的は、一実施態様において、X線ビームが、隣接したシンチレータ素子の間のギャップを完全に通過するのを実質的に防止する幾何構成を持つシンチレータによって達成され得る。より具体的には、シンチレータ素子が平行四辺形若しくは台形の幾何形状を有するように斜めに切削されているか、または検出器モジュールがX線ビームのz軸について傾斜しているならば、X線ビームは、焦点位置の全範囲にわたって、隣接したシンチレータ素子の間の非シンチレーション・ギャップを通過することがなくなる。非シンチレーション・ギャップを妥当な実用性のある程度に狭くすれば、傾斜の量を減少させることもできる。代替的な実施例では、シンチレータ用に特別な幾何構成を選択するのではなく、またはこのような幾何構成と組み合わせて、隣接したシンチレータ素子の間に減衰用ワイヤを配置して、シンチレータ素子の一部に重ね合わせる。
【0012】
上述のシンチレータは、公知のシンチレータ構成よりも高い幾何的効率を有する。このシンチレータ構成はまた、シンチレータの製造経費を大幅に増大させることがなく、システムの線量効率を向上させる。
【0013】
【発明の実施の形態】
図1及び図2について説明する。同図には、計算機式断層撮影(CT)イメージング・システム10が、「第3世代」CTスキャナにおいて典型的なガントリ12を含んでいるものとして示されている。ガントリ12はX線源14を有しており、X線源14はX線ビーム16をガントリ12の対向する側に設けられている検出器配列18に向かって投射する。検出器配列18は複数の検出器素子20によって形成されており、これらの検出器素子20は全体で患者22を通過する投射されたX線を感知する。各々の検出器素子20は、入射するX線ビームの強度を表す電気信号、すなわち患者22を通過する際のX線ビームの減衰量を表す電気信号を発生する。X線投影データを収集する1回の走査の間に、ガントリ12及びガントリ12に装着された構成部品は、回転中心24の周りを回転する。
【0014】
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によって制御される。制御機構26は、X線源14に対して電力信号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とを含んでいる。制御機構26内に設けられているデータ収集システム(DAS)32が、検出器素子20からのアナログ・データをサンプリングし、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号に変換する。画像再構成装置34が、サンプリングされてディジタル化されたX線データをDAS32から受け取って、高速画像再構成を実行する。再構成された画像は計算機36への入力として印加され、計算機36は大容量記憶装置38に画像を記憶させる。
【0015】
計算機36はまた、キーボードを持つコンソール40を介して、オペレータからコマンド(命令)及び走査パラメータを受け取る。付設されている陰極線管表示装置42によって、オペレータは、再構成された画像、及び計算機36からのその他のデータを観測することができる。オペレータが供給したコマンド及びパラメータは、DAS32、X線制御装置28及びガントリ・モータ制御装置30に制御信号及び情報を供給するために、計算機36によって用いられる。加えて、計算機36はテーブル・モータ制御装置44を動作させ、テーブル・モータ制御装置44はモータ式テーブル46を制御して、ガントリ12内で患者22を位置決めする。具体的には、テーブル46は、患者22の部分をガントリ開口48を通して移動させる。
【0016】
前述したように、配列20内の各々の検出器セルすなわち検出器素子18は、検出器の位置におけるビーム減衰の測定値である個別の電気信号を発生する。具体的には、各々のX線検出器素子18は、典型的には、受け取ったX線ビームをコリメートするコリメータを含んでおり、コリメータに隣接してシンチレータが配置されている。隣り合うシンチレータ素子は、非シンチレーション・ギャップによって離隔されている。シンチレータ素子に隣接してフォトダイオードが配置されており、フォトダイオードは、シンチレータ素子によって出力される光を表す電気信号を発生する。すべての検出器素子18からの減衰測定値が個別に収集されて、透過プロファイルを形成する。
【0017】
各々のセルは、そのz軸位置に応じた範囲の角度からのX線に照射される。螺旋走査用の一構成では、この角度の範囲は検出器のz軸方向の両端で約±1°となる。検出器が小さな非シンチレーション・ギャップによって離隔されているシンチレータ・セグメントで構成されている場合、X線ビームがシンチレータに対して全体的に垂直になっているときに信号は最小になる。X線ビームに対してシンチレータ素子が傾斜するにつれて信号は増大する。垂直なX線ビームは、非シンチレーション・ギャップを通過するX線の故に最も低い幾何的収集効率を有している。傾斜したシンチレータは、実効非シンチレーション・ギャップが垂直なX線の場合よりも小さい。
【0018】
一般的には、本発明に従って構成される以下に述べる検出器配列については、シンチレータ素子は、最小の実効非シンチレーション・ギャップを有するように構成され又は配置されている。実効非シンチレーション・ギャップを最小にすることにより、入射角誤差が最小にされる。
より具体的に説明すると、図3は、隣り合って配置された、平行四辺形の幾何形状を持つシンチレータ素子52の配列50の一部の概略図である。各々のシンチレータ素子52は表面長さLを持ち、表面長さLは、可能なX線ビーム角度の範囲R内で少なくとも1つのシンチレータ素子52がX線ビームを受け取るように設定されている。平行四辺形の幾何形状を持つシンチレータ素子52は、矩形の形状を有する公知のシンチレータを作製するのに用いられる公知の切削工具を用いて作製することができる。
【0019】
図4は、隣り合って配置された、台形の幾何形状を持つシンチレータ素子62の配列60の一部の概略図である。シンチレータ素子52の場合と同様に、少なくとも1つのシンチレータ素子62が、可能なX線ビーム角度の範囲内でX線ビームを受け取る。隣り合うシンチレータ素子62は、互いに近接して配置され、且つ非シンチレーション・ギャップを最小化することができるように互いに対して反転されている。台形の幾何形状を持つシンチレータ素子62は、矩形の形状を持つ公知のシンチレータを作製するのに用いられる公知の切削工具を用いて作製することができる。
【0020】
図5は、傾斜して配置された、矩形の幾何形状を持つシンチレータ素子72の配列70の概略図である。シンチレータ素子72は、可能なX線ビーム角度の範囲内で少なくとも1つのシンチレータ素子72がX線ビームを受け取るように配向されている。更に詳しく述べると、シンチレータ素子72は、イメージング・システムによって発生されるX線ビームに対して垂直な平面に関して、角度を成して装着されている。シンチレータ素子72は、公知の検出器の装着表面を、傾斜した装着表面を有するように修正することにより、上述のような角度で装着することができる。非シンチレーション・ギャップを妥当な実用性のある程度に狭くできれば、傾斜の量を小さくすることができる。
【0021】
図6は、近接配置されたシンチレータ素子82の配列80の概略図である。公知のシステムでは、各シンチレータ素子は、約0.1mmずつ離隔して設けられている。非シンチレーション・ギャップ84を最小化する(すなわち、0.1mm未満にする)ことにより、少なくとも1つのシンチレータ素子82が、可能なX線ビーム角度の範囲の殆どの部分でX線ビームを受け取るようになる。
【0022】
上述の各シンチレータ構成は、公知のシンチレータ構成よりも高い幾何的効率を有している。これらのシンチレータ構成はまた、シンチレータの製造経費を増大させることがなく、システムの線量効率を向上させる。
図7(A)及び図7(B)は、隣接して配置された、矩形の幾何形状を持つシンチレータ素子92の配列90の概略図である。隣り合うシンチレータ素子92の間には、非シンチレーション・ギャップ94が位置している。ギャップ94を覆い且つシンチレータ素子92の一部を覆って、減衰用ワイヤ96が配置されている。ワイヤ96が小径(例えば、0.28mm)である場合には、ワイヤ96に対するz軸方向の整列性を精密(約10μm)にしなければならない。ワイヤ96が小径であると、患者を通った線量の未使用の部分(低い幾何的線量効率)が最小化される。
【0023】
図7(A)に示すように、X線ビームがシンチレータ素子92に対して全体的に垂直であるときには、ワイヤ96は、X線ビームがシンチレータ素子92のエッジに入射することを防止すると共にX線ビームがギャップ94の間に伝達されることを防止する。同様に、図7(B)に示すように、X線ビームの角度が垂直から変化したときにも、ワイヤ96はやはり、X線ビームがギャップ94の間に伝達されることを防止する。
【0024】
本発明の様々な実施例に関する以上の記述から、発明の目的が達せられたことは明らかである。本発明を詳細にわたって記述すると共に図解したが、これらは説明及び例示のみを意図したものであり、限定のためのものであると解釈してはならないことを理解されたい。例えば、ここに記載したCTシステムは、X線源及び検出器の両方がガントリと共に回転する「第3世代」システムである。しかしながら、検出器がフル・リング(全環状)静止式検出器であり、X線源のみがガントリと共に回転するような「第4世代」システムを含め、他の多くのCTシステムを用いることもできる。従って、本発明の要旨は、特許請求の範囲によって限定されるものとである。
【図面の簡単な説明】
【図1】CTイメージング・システムの絵画的斜視図である。
【図2】図1に示すシステムのブロック概略図である。
【図3】平行四辺形の形状を有する隣り合うシンチレータの概略図である。
【図4】台形の形状を有する隣り合うシンチレータの概略図である。
【図5】傾斜したシンチレータの概略図である。
【図6】近接配置されたシンチレータの概略図である。
【図7】両者間に減衰用ワイヤを配置した隣り合うシンチレータの概略図である。
【符号の説明】
10 CT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 検出器素子
22 患者
24 回転中心
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 計算機
38 大容量記憶装置
40 コンソール
42 表示装置
44 テーブル・モータ制御装置
46 患者テーブル
48 ガントリ開口
50、60、70、80、90 シンチレータ素子の配列
52 平行四辺形のシンチレータ素子
62 台形のシンチレータ素子
72 傾斜したシンチレータ素子
82 近接配置されたシンチレータ素子
84、94 非シンチレーション・ギャップ
92 矩形のシンチレータ素子
96 減衰用ワイヤ
Claims (11)
- 断層撮影走査において測定データ信号を取得すると共に物体の断層像を形成する断層撮影システムであって、
複数の検出器セルより成る検出器配列を含み、前記検出器セルのうちの少なくともいくつかが、イメージング平面と直交する方向に伸びている複数の隣接するシンチレータ素子を有し、前記隣接するシンチレータ素子の間に前記イメージング平面と平行なギャップを持つ幾何形状となるように構成され、
前記隣接するシンチレータ素子の各々は、X線を受ける上面と、光を出力する前記上面と平行な底面と、側面を有し、前記隣接するシンチレータ素子の内の一方のシンチレータ素子の底面は、他方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記他方のシンチレータ素子の中心から遠い端を備え、
前記他方のシンチレータ素子の上面は、前記一方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記一方のシンチレータ素子の中心から遠い端を備え、
前記一方のシンチレータ素子の底面の前記他方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記他方のシンチレータ素子の上面の前記一方のシンチレータ素子の中心に近い端と通る面は、前記一方のシンチレータ素子に傾斜する、
断層撮影システム。 - 前記隣接するシンチレータ素子は、ある入射角の範囲で前記検出器に入射するX線が前記隣接するシンチレータ素子の前記上面と前記隣接するシンチレータ素子の間の前記ギャップにおいて、前記隣接するシンチレータ素子の少なくとも1つの側面とに入射するように構成される請求項1に記載の断層撮影システム。
- 前記入射角の範囲が前記イメージング平面に対して1°以下となる請求項2に記載の断層撮影システム。
- 前記隣接するシンチレータ素子が、平行四辺形の幾何形状を持っている請求項2に記載の断層撮影システム。
- 前記隣接するシンチレータ素子が、台形の幾何形状を持っている請求項2に記載の断層撮影システム。
- 前記隣接するシンチレータ素子は、前記システムにより発生されるX線ビームに対して垂直な平面に関して、角度を成して装着されている請求項1に記載の断層撮影システム。
- 前記検出器配列が、前記シンチレータ素子の前記底面に隣接して配置され、前記シンチレータ素子によって出力された光を表す電気信号を発生するフォトダイオードを更に備える、請求項1乃至6のいずれかに記載の断層撮影システム。
- 前記検出器配列がマルチスライス検出器配列であり、前記ギャップが前記マルチスライスの各スライスに沿って形成されており、少なくとも1つの減衰用ワイヤが、前記ギャップのうちの少なくとも1つの上側の開口を覆って伸びている請求項1乃至6のいずれかに断層撮影システム。
- 複数の減衰用ワイヤを含んでおり、それぞれの該減衰用ワイヤのうちの少なくともいくつかが、それぞれのギャップの上側の開口を覆って伸びている請求項8に記載の断層撮影システム。
- 前記検出器配列と前記X線発生するX線源とを備えるガントリを更に備え、
前記減衰用ワイヤは、約0.28mmの直径を持っている請求項9に記載の断層撮影システム。 - 前記隣接するシンチレータ素子はX線の収集効率を向上させるために互いに0.1mm未満離隔している請求項1乃至10のいずれかに記載の断層撮影システム。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/008,912 US6118840A (en) | 1998-01-20 | 1998-01-20 | Methods and apparatus to desensitize incident angle errors on a multi-slice computed tomograph detector |
US09/008912 | 1998-01-20 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11276470A JPH11276470A (ja) | 1999-10-12 |
JP4508305B2 true JP4508305B2 (ja) | 2010-07-21 |
Family
ID=21734430
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP00996999A Expired - Lifetime JP4508305B2 (ja) | 1998-01-20 | 1999-01-19 | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6118840A (ja) |
JP (1) | JP4508305B2 (ja) |
DE (1) | DE19901901A1 (ja) |
IL (1) | IL128035A (ja) |
Families Citing this family (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6325539B1 (en) * | 1998-12-31 | 2001-12-04 | General Electric Company | Calibration simplification for a computed tomograph system |
DE10051162A1 (de) * | 2000-10-16 | 2002-05-02 | Siemens Ag | Strahlendetektor |
US6516044B1 (en) * | 2001-10-23 | 2003-02-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Scintillation apparatus and method of light collection for use with a radiation emitting medical imaging scanner |
US7286639B2 (en) * | 2003-12-12 | 2007-10-23 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Focal spot sensing device and method in an imaging system |
WO2006035328A1 (en) * | 2004-09-29 | 2006-04-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Computed tomography imaging with rotated detection modules |
US7555097B2 (en) * | 2005-09-28 | 2009-06-30 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray computer tomography system |
US20070086565A1 (en) * | 2005-10-13 | 2007-04-19 | Thompson Richard A | Focally aligned CT detector |
JP2007125086A (ja) * | 2005-11-01 | 2007-05-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線検出器およびx線ct装置 |
JP2007151806A (ja) * | 2005-12-05 | 2007-06-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線ct撮像方法およびx線ct装置 |
JP5530295B2 (ja) * | 2010-08-04 | 2014-06-25 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
WO2018030929A1 (en) * | 2016-08-11 | 2018-02-15 | Prismatic Sensors Ab | X-ray detector with lower dose efficiency in peripheral parts |
JP6949479B2 (ja) * | 2016-12-08 | 2021-10-13 | キヤノン株式会社 | シンチレータプレート、放射線検出器及び放射線計測システム |
KR102474619B1 (ko) | 2018-06-13 | 2022-12-05 | 프리스매틱 센서즈 에이비 | X-선 검출기 설계(x-ray detector design) |
Citations (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS54114285A (en) * | 1978-02-06 | 1979-09-06 | Gen Electric | Solid xxray detector |
JPS5641060B2 (ja) * | 1976-08-28 | 1981-09-25 | ||
JPS58167985A (ja) * | 1982-03-29 | 1983-10-04 | Shimadzu Corp | シンチレ−シヨンカメラ |
JPS6126632B2 (ja) * | 1978-04-03 | 1986-06-21 | Gen Electric | |
JPS62299782A (ja) * | 1986-06-18 | 1987-12-26 | クレイトン フアウンデイシヨン フオ− リサ−チ | 陽電子放射断層放射線カメラ |
JPS6316129B2 (ja) * | 1979-03-27 | 1988-04-07 | Fuiritsupusu Furuuiranpenfuaburiken Nv | |
JPS6385385A (ja) * | 1986-09-30 | 1988-04-15 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
JPS63165788A (ja) * | 1986-12-27 | 1988-07-09 | Toshiba Corp | 放射線検出器の製造方法 |
JPS6350674B2 (ja) * | 1977-11-21 | 1988-10-11 | Gen Electric | |
JPS63308593A (ja) * | 1987-06-11 | 1988-12-15 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
JPH0267988A (ja) * | 1988-07-14 | 1990-03-07 | Clayton Found Res | 陽電子放射断層放射線カメラ |
JPH02201288A (ja) * | 1989-01-31 | 1990-08-09 | Shimadzu Corp | シンチレーション検出器 |
JPH02293684A (ja) * | 1989-05-08 | 1990-12-04 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
JPH0564311B2 (ja) * | 1983-08-24 | 1993-09-14 | American Science & Eng Inc | |
GB2278765A (en) * | 1993-06-03 | 1994-12-07 | Eev Ltd | Imaging arrangements |
JPH07301695A (ja) * | 1994-05-09 | 1995-11-14 | Hitachi Cable Ltd | 断層撮影用コリメータの製造方法 |
JPH08610A (ja) * | 1994-06-24 | 1996-01-09 | Morita Mfg Co Ltd | 医療用x線画像検出装置 |
Family Cites Families (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5781606A (en) * | 1996-07-25 | 1998-07-14 | Analogic Corporation | X-ray tomography system with substantially continuous radiation detection zone |
US5757878A (en) * | 1996-08-16 | 1998-05-26 | Analogic Corporation | Detector arrangement for x-ray tomography system |
-
1998
- 1998-01-20 US US09/008,912 patent/US6118840A/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-01-13 IL IL12803599A patent/IL128035A/en not_active IP Right Cessation
- 1999-01-19 JP JP00996999A patent/JP4508305B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-19 DE DE19901901A patent/DE19901901A1/de not_active Withdrawn
Patent Citations (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5641060B2 (ja) * | 1976-08-28 | 1981-09-25 | ||
JPS6350674B2 (ja) * | 1977-11-21 | 1988-10-11 | Gen Electric | |
JPS54114285A (en) * | 1978-02-06 | 1979-09-06 | Gen Electric | Solid xxray detector |
JPS6126632B2 (ja) * | 1978-04-03 | 1986-06-21 | Gen Electric | |
JPS6316129B2 (ja) * | 1979-03-27 | 1988-04-07 | Fuiritsupusu Furuuiranpenfuaburiken Nv | |
JPS58167985A (ja) * | 1982-03-29 | 1983-10-04 | Shimadzu Corp | シンチレ−シヨンカメラ |
JPH0564311B2 (ja) * | 1983-08-24 | 1993-09-14 | American Science & Eng Inc | |
JPS62299782A (ja) * | 1986-06-18 | 1987-12-26 | クレイトン フアウンデイシヨン フオ− リサ−チ | 陽電子放射断層放射線カメラ |
JPS6385385A (ja) * | 1986-09-30 | 1988-04-15 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
JPS63165788A (ja) * | 1986-12-27 | 1988-07-09 | Toshiba Corp | 放射線検出器の製造方法 |
JPS63308593A (ja) * | 1987-06-11 | 1988-12-15 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
JPH0267988A (ja) * | 1988-07-14 | 1990-03-07 | Clayton Found Res | 陽電子放射断層放射線カメラ |
JPH02201288A (ja) * | 1989-01-31 | 1990-08-09 | Shimadzu Corp | シンチレーション検出器 |
JPH02293684A (ja) * | 1989-05-08 | 1990-12-04 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
GB2278765A (en) * | 1993-06-03 | 1994-12-07 | Eev Ltd | Imaging arrangements |
JPH07301695A (ja) * | 1994-05-09 | 1995-11-14 | Hitachi Cable Ltd | 断層撮影用コリメータの製造方法 |
JPH08610A (ja) * | 1994-06-24 | 1996-01-09 | Morita Mfg Co Ltd | 医療用x線画像検出装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE19901901A1 (de) | 1999-07-22 |
JPH11276470A (ja) | 1999-10-12 |
US6118840A (en) | 2000-09-12 |
IL128035A (en) | 2001-10-31 |
IL128035A0 (en) | 1999-11-30 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4070283B2 (ja) | コリメータ、コリメータ用のコーミング用具及びx線を検出する装置 | |
US5982846A (en) | Methods and apparatus for dose reduction in a computed tomograph | |
US6307918B1 (en) | Position dependent beam quality x-ray filtration | |
US6061419A (en) | Methods and apparatus for noise compensation in an imaging system | |
US6173039B1 (en) | Variable aperture z-axis tracking collimator for computed tomograph system | |
JP4478335B2 (ja) | X線ビームの動きを補正するための方法および装置 | |
JP6371033B2 (ja) | 計算機式断層写真法(ct)撮像での投与線量低減の方法、及び該方法を実装した装置 | |
EP1071044B1 (en) | Method and apparatus for noise compensation in imaging systems | |
JP4508305B2 (ja) | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ | |
US20140355734A1 (en) | Anti-scatter collimators for detector systems of multi-slice x-ray computed tomography systems | |
JP2005537846A (ja) | Ctスキャナ用の散乱防止x線遮蔽 | |
US9285327B2 (en) | Adjustable photon detection systems for multi-slice X-ray computed tomography systems | |
JP2012527934A (ja) | マルチ検出器アレイイメージングシステム | |
JP4782905B2 (ja) | 検出器のセル間ばらつきを監視する方法及び計算機式断層撮影システム | |
US7551712B2 (en) | CT detector with non-rectangular cells | |
US6343110B1 (en) | Methods and apparatus for submillimeter CT slices with increased coverage | |
US7020236B2 (en) | Cone beam CT scanners with reduced scan length | |
US6993110B2 (en) | Collimator for imaging systems and methods for making same | |
JP2005224637A (ja) | X線ct装置及びそのミスアライメント補正方法 | |
EP0973048B1 (en) | Methods and apparatus for reducing spectral artifacts in a computed tomograph system | |
US7102137B2 (en) | Method and apparatus for improving slice to slice resolution by staggering cells in the Z-axis | |
JP2000083942A (ja) | 放射線断層撮影方法および装置、放射線検出器並びにx線管 | |
EP1120666A2 (en) | Methods and apparatus for variable thickness multi-slice CT imaging | |
JP2000051201A (ja) | X線ファンビーム位置移動検出システムおよびそれを適用したctスキャナ装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060116 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080602 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20081125 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090127 |
|
RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20090402 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20090402 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090811 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090929 |
|
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: 20100406 |
|
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: 20100427 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130514 Year of fee payment: 3 |
|
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: 20140514 Year of fee payment: 4 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |