JPH05237091A - 放射線検出器のオフセットおよびアフタグロー補償方式 - Google Patents
放射線検出器のオフセットおよびアフタグロー補償方式Info
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- JPH05237091A JPH05237091A JP4309862A JP30986292A JPH05237091A JP H05237091 A JPH05237091 A JP H05237091A JP 4309862 A JP4309862 A JP 4309862A JP 30986292 A JP30986292 A JP 30986292A JP H05237091 A JPH05237091 A JP H05237091A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 コンピュータ断層撮影システムで検出器の出
力信号に対するオフセットおよびアフタグロウの影響を
補償する。 【構成】 画像を発生するために撮像システムを使用す
る前に、Ｘ線源から放射線パルスを発生し、検出器の出
力信号を該信号が無視し得るほどに減衰するまで周期的
にサンプルする。これらのサンプルから検出器の標準の
応答を定める。その後、撮像サンプルが獲得されると
き、検出器からの減衰出力信号を放射線の終了後にサン
プルする。この減衰サンプルを標準の応答と比較し、こ
の比較を定める係数が見つけ出す。この係数および標準
応答データを使用して、画像サンプルに算術的に適用さ
れる補償値を導き出し、これにより補償されたサンプル
を発生する。この補償されたサンプルから画像を再構成
する。
力信号に対するオフセットおよびアフタグロウの影響を
補償する。 【構成】 画像を発生するために撮像システムを使用す
る前に、Ｘ線源から放射線パルスを発生し、検出器の出
力信号を該信号が無視し得るほどに減衰するまで周期的
にサンプルする。これらのサンプルから検出器の標準の
応答を定める。その後、撮像サンプルが獲得されると
き、検出器からの減衰出力信号を放射線の終了後にサン
プルする。この減衰サンプルを標準の応答と比較し、こ
の比較を定める係数が見つけ出す。この係数および標準
応答データを使用して、画像サンプルに算術的に適用さ
れる補償値を導き出し、これにより補償されたサンプル
を発生する。この補償されたサンプルから画像を再構成
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、コンピュータ断層撮影
システムに使用されるような放射線検出器に関し、特に
検出器の出力信号におけるオフセットおよびアフタグロ
ー(afterglow) エラーを補償する技術に関する。
システムに使用されるような放射線検出器に関し、特に
検出器の出力信号におけるオフセットおよびアフタグロ
ー(afterglow) エラーを補償する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】図１に示すように、人体組織像を出力す
るコンピュータ断層（ＣＴ）スキャナは構台１２の開口
部１１内の異なる深さの所に患者を位置決めするモータ
駆動式患者テーブル１０を有している。高度にコリメー
トされたＸ線源１３が構台１２内の開口部１１の一方の
側に取り付けられ、１つ以上の検出器１４が開口部の他
方の側に取り付けられている。Ｘ線源１３および検出器
１４は患者を走査する際に開口部１１の回りを回転し、
多くの異なる角度からのＸ線減衰測定値を得る。
るコンピュータ断層（ＣＴ）スキャナは構台１２の開口
部１１内の異なる深さの所に患者を位置決めするモータ
駆動式患者テーブル１０を有している。高度にコリメー
トされたＸ線源１３が構台１２内の開口部１１の一方の
側に取り付けられ、１つ以上の検出器１４が開口部の他
方の側に取り付けられている。Ｘ線源１３および検出器
１４は患者を走査する際に開口部１１の回りを回転し、
多くの異なる角度からのＸ線減衰測定値を得る。
【０００３】患者を完全に走査することによりＸ線源１
３および検出器１４で異なる角度方向から測定された一
組のＸ線減衰測定値が得られる。構台は停止したり、ま
たは測定が行われている間動かし続けることができる。
所与の方向における測定値は本技術分野において「ビュ
ー(view)」と称され、ビューにおける一組の測定値が透
過度分布を形成する。図２に示すように、Ｘ線源１３は
ファン状ビームを発生する。このファン状ビームは患者
を通過し、検出器１４のアレイに衝突する。このアレイ
の各検出器１４は別々の減衰信号を出力し、全ての検出
器１４からの信号は別々に獲得され、図示の角度方向の
透過度分布を発生する。Ｘ線源１３および検出器アレイ
１４は次の透過度分布が獲得される別の角度方向へ１５
で示す方向に続けて回転する。
３および検出器１４で異なる角度方向から測定された一
組のＸ線減衰測定値が得られる。構台は停止したり、ま
たは測定が行われている間動かし続けることができる。
所与の方向における測定値は本技術分野において「ビュ
ー(view)」と称され、ビューにおける一組の測定値が透
過度分布を形成する。図２に示すように、Ｘ線源１３は
ファン状ビームを発生する。このファン状ビームは患者
を通過し、検出器１４のアレイに衝突する。このアレイ
の各検出器１４は別々の減衰信号を出力し、全ての検出
器１４からの信号は別々に獲得され、図示の角度方向の
透過度分布を発生する。Ｘ線源１３および検出器アレイ
１４は次の透過度分布が獲得される別の角度方向へ１５
で示す方向に続けて回転する。
【０００４】走査の結果得られた透過度分布は患者の横
断面すなわちスライスの解剖構造を示す画像を再構成す
るのに使用される。広く行われている画像再構成法は本
技術分野でフィルタ補正バックプロジェクション技術と
称されているものである。減衰測定値は「ＣＴナンバ
ー」または「ホーンスフィールドユニット(HounsfieldU
nit) 」と呼ばれる整数に変換され、この整数はＣＲＴ
ディスプレイ上の対応する画素の明るさを制御するのに
使用される。
断面すなわちスライスの解剖構造を示す画像を再構成す
るのに使用される。広く行われている画像再構成法は本
技術分野でフィルタ補正バックプロジェクション技術と
称されているものである。減衰測定値は「ＣＴナンバ
ー」または「ホーンスフィールドユニット(HounsfieldU
nit) 」と呼ばれる整数に変換され、この整数はＣＲＴ
ディスプレイ上の対応する画素の明るさを制御するのに
使用される。
【０００５】一般には、テーブル１０が開口部１１内に
移動するに従って多数の走査が行われ、異なる位置で患
者を通過したスライス画像を発生する。患者の検査の全
体の時間を減らすために走査間の周期を最小にすること
が好ましい。現在有効なシステムの走査間周期は１秒で
ある。しかしながら、放射線検出器１４の応答は瞬間的
でないので、このように短い走査間周期では次の走査が
開始するときに前の走査からの残留作用を検出器は保持
している。
移動するに従って多数の走査が行われ、異なる位置で患
者を通過したスライス画像を発生する。患者の検査の全
体の時間を減らすために走査間の周期を最小にすること
が好ましい。現在有効なシステムの走査間周期は１秒で
ある。しかしながら、放射線検出器１４の応答は瞬間的
でないので、このように短い走査間周期では次の走査が
開始するときに前の走査からの残留作用を検出器は保持
している。
【０００６】特に、アレイの各Ｘ線検出器１４はシンチ
レータおよび固体のフォトダイオードを有している。シ
ンチレータにあたるＸ線は光子を発生し、この光子はフ
ォトダイオードで吸収され、電流を発生する。光はシン
チレータによって瞬時に発生するのでなく、むしろ光の
発生は多重指数関数的曲線に従って行われる。同様に、
光の発生はＸ線ビームが消滅した時点Ｔo において直ち
に終了するのでなく、図３に示すように多重指数関数的
に曲線関数で減衰する信号が検出器から出力される。出
力信号強度の時間依存性はいくつかの異なる時定数成分
の和として正確にモデル化することができる。減衰成分
の最も短いものは１ミリ秒台の時定数を有し、ここにお
いて「基本速度」と称する。基本速度成分はＸ線ビーム
が消滅した後における検出器からの残留出力の大部分を
占めている。しかしながら、残りの成分は数百ミリ秒の
長い時定数を有している。
レータおよび固体のフォトダイオードを有している。シ
ンチレータにあたるＸ線は光子を発生し、この光子はフ
ォトダイオードで吸収され、電流を発生する。光はシン
チレータによって瞬時に発生するのでなく、むしろ光の
発生は多重指数関数的曲線に従って行われる。同様に、
光の発生はＸ線ビームが消滅した時点Ｔo において直ち
に終了するのでなく、図３に示すように多重指数関数的
に曲線関数で減衰する信号が検出器から出力される。出
力信号強度の時間依存性はいくつかの異なる時定数成分
の和として正確にモデル化することができる。減衰成分
の最も短いものは１ミリ秒台の時定数を有し、ここにお
いて「基本速度」と称する。基本速度成分はＸ線ビーム
が消滅した後における検出器からの残留出力の大部分を
占めている。しかしながら、残りの成分は数百ミリ秒の
長い時定数を有している。
【０００７】検出器アレイは患者の回りを迅速に回転す
るので、指数関数的減衰は連続したビューに対する検出
器の読み取り値を一緒にぼやけさせ、「アフタグロー(a
ftergrow) 」と称される悪影響を発生する。このアフタ
グローはＸ線束の強度および検出器の応答特性の関数で
ある。相次ぐ走査間の時間が比較的短い場合には、前の
走査からのアフタグローが次に続く走査の検出信号に影
響を与える。アフタグローは画像の解像度の方位角成分
を劣化させ、これは再構成画像中に陰影および円弧形の
アーチファクトを生ずる。画像領域の方位角方向１６は
撮像用開口部１１の中心からのライン１７に対して直角
な方向である。走査毎にアフタグロー作用を補償するこ
とが望ましい。
るので、指数関数的減衰は連続したビューに対する検出
器の読み取り値を一緒にぼやけさせ、「アフタグロー(a
ftergrow) 」と称される悪影響を発生する。このアフタ
グローはＸ線束の強度および検出器の応答特性の関数で
ある。相次ぐ走査間の時間が比較的短い場合には、前の
走査からのアフタグローが次に続く走査の検出信号に影
響を与える。アフタグローは画像の解像度の方位角成分
を劣化させ、これは再構成画像中に陰影および円弧形の
アーチファクトを生ずる。画像領域の方位角方向１６は
撮像用開口部１１の中心からのライン１７に対して直角
な方向である。走査毎にアフタグロー作用を補償するこ
とが望ましい。
【０００８】他のエラーは検出器の暗電流および熱ドリ
フトのような多くの要因による図３の検出器信号のオフ
セットＡo である。従来放射線が検出器に当たっていな
いときに予め暗電流を各走査の前に測定し、この測定値
を使用して暗電流補償値を導き出している。この補償値
は暗電流によるオフセットを除去するために、その後の
検出器信号に適用される。また、熱および時間に依存す
る要因も全体のオフセットエラーの一因となり、走査毎
にオフセットを変化させる。
フトのような多くの要因による図３の検出器信号のオフ
セットＡo である。従来放射線が検出器に当たっていな
いときに予め暗電流を各走査の前に測定し、この測定値
を使用して暗電流補償値を導き出している。この補償値
は暗電流によるオフセットを除去するために、その後の
検出器信号に適用される。また、熱および時間に依存す
る要因も全体のオフセットエラーの一因となり、走査毎
にオフセットを変化させる。
【０００９】アレイの各検出器毎の動的オフセット成分
を走査間に測定して、補償値を発生することができる。
しかしながら、従来は、ビームが消滅してから十分な時
間が経過して、アフタグローが無視し得るレベルまで減
衰するまで測定することができなかった。アフタグロー
の減衰は６００ミリ秒以上継続する。更に、Ｘ線源１３
の応答は瞬時でなく、Ｘ線源の遮断とＸ線ビームの消滅
との間に遅延がある。これらの要因の全てを考慮する
と、走査後、オフセットデータの獲得を開始する前に３
秒の待ち合わせ期間が必要である。ＣＴシステムの動作
速度が増大するにつれて、３秒の遅延は画像の獲得を長
くし、処理は患者の運動から更にエラーを受けやすくな
る。したがって、アフタグローが無視し得るレベルまで
減衰するのを待つ必要もなくオフセット補償用のデータ
を獲得できることが望ましい。
を走査間に測定して、補償値を発生することができる。
しかしながら、従来は、ビームが消滅してから十分な時
間が経過して、アフタグローが無視し得るレベルまで減
衰するまで測定することができなかった。アフタグロー
の減衰は６００ミリ秒以上継続する。更に、Ｘ線源１３
の応答は瞬時でなく、Ｘ線源の遮断とＸ線ビームの消滅
との間に遅延がある。これらの要因の全てを考慮する
と、走査後、オフセットデータの獲得を開始する前に３
秒の待ち合わせ期間が必要である。ＣＴシステムの動作
速度が増大するにつれて、３秒の遅延は画像の獲得を長
くし、処理は患者の運動から更にエラーを受けやすくな
る。したがって、アフタグローが無視し得るレベルまで
減衰するのを待つ必要もなくオフセット補償用のデータ
を獲得できることが望ましい。
【００１０】
【発明の概要】コンピュータ断層撮影法を使用する医用
撮像システムは放射線源および該放射線源からの放射線
を検知する検出器アレイを有する。各検出器は検知した
放射線を示す出力信号を発生し、複数の異なる時定数の
減衰成分によって特徴付けられる指数関数的に減衰する
インパルス応答を有している。
撮像システムは放射線源および該放射線源からの放射線
を検知する検出器アレイを有する。各検出器は検知した
放射線を示す出力信号を発生し、複数の異なる時定数の
減衰成分によって特徴付けられる指数関数的に減衰する
インパルス応答を有している。
【００１１】本システムを使用して画像を作成する前
に、例えば、システムの製造中において、Ｘ線源を励起
して、放射線パルスを発生する。放射線パルスに応答し
て発生した出力信号が完全に減衰するまで検出器の出力
信号のサンプルが獲得される。これらのサンプルは放射
線に対する検出器の標準応答を定める値を形成し、規準
点として撮像システムに記憶される。検出器の暗電流の
影響は好ましくは記憶前に標準応答値から除去される。
実際には、標準応答データから統計的雑音を低減するた
めにこれらの信号サンプルの多数の組を獲得して平均化
することが好ましい。
に、例えば、システムの製造中において、Ｘ線源を励起
して、放射線パルスを発生する。放射線パルスに応答し
て発生した出力信号が完全に減衰するまで検出器の出力
信号のサンプルが獲得される。これらのサンプルは放射
線に対する検出器の標準応答を定める値を形成し、規準
点として撮像システムに記憶される。検出器の暗電流の
影響は好ましくは記憶前に標準応答値から除去される。
実際には、標準応答データから統計的雑音を低減するた
めにこれらの信号サンプルの多数の組を獲得して平均化
することが好ましい。
【００１２】画像を発生するためのシステムのその後の
動作中、放射線が終了した後、検出器からの減衰する出
力信号はサンプルされる。減衰サンプルおよび標準応答
データは比較され、検出器の応答における変化を検出す
る。その比較を定める一組の係数が出力される。この係
数は標準応答データに算術的に適用され、一連の補償値
を発生する。各補償値は時間的に放射線の消滅に関して
画像走査の間に獲得された減衰測定値に対応する。対応
する補償値は減衰測定値に適用され、補償された値を発
生する。例えば、補償値は画像信号サンプルから減算さ
れる。画像は補償された値から再構成される。
動作中、放射線が終了した後、検出器からの減衰する出
力信号はサンプルされる。減衰サンプルおよび標準応答
データは比較され、検出器の応答における変化を検出す
る。その比較を定める一組の係数が出力される。この係
数は標準応答データに算術的に適用され、一連の補償値
を発生する。各補償値は時間的に放射線の消滅に関して
画像走査の間に獲得された減衰測定値に対応する。対応
する補償値は減衰測定値に適用され、補償された値を発
生する。例えば、補償値は画像信号サンプルから減算さ
れる。画像は補償された値から再構成される。
【００１３】
【発明の目的】本発明の全体的目的は、オフセットおよ
びアフタグローによる検出器の出力信号に対する時間的
に変化する影響を補償する機構を提供することにある。
他の目的は、アフタグローが消滅するまで待つことな
く、ＣＴ撮像システムの走査間のオフセットの影響を測
定する技術を提供することにある。
びアフタグローによる検出器の出力信号に対する時間的
に変化する影響を補償する機構を提供することにある。
他の目的は、アフタグローが消滅するまで待つことな
く、ＣＴ撮像システムの走査間のオフセットの影響を測
定する技術を提供することにある。
【００１４】
【実施例の記載】図１、２および４を参照すると、ＣＴ
撮像システムの動作はコンピュータプロセッサ２６およ
びディスクメモリ２７を有するプログラマブルデータ処
理システム２５によって制御される。ディスクメモリ２
７はコンピュータプロセッサ２６が患者の走査および画
像再構成およびディスプレイに使用するプログラムを記
憶する。また、ディスクメモリは一時的に獲得データお
よび再構成画像データを記憶する。コンピュータプロセ
ッサ２６は図示のようにシステムの他の構成要素に接続
するのに適した入出力ポートを有する汎用ミニコンピュ
ータおよびアレイプロセッサを有している。
撮像システムの動作はコンピュータプロセッサ２６およ
びディスクメモリ２７を有するプログラマブルデータ処
理システム２５によって制御される。ディスクメモリ２
７はコンピュータプロセッサ２６が患者の走査および画
像再構成およびディスプレイに使用するプログラムを記
憶する。また、ディスクメモリは一時的に獲得データお
よび再構成画像データを記憶する。コンピュータプロセ
ッサ２６は図示のようにシステムの他の構成要素に接続
するのに適した入出力ポートを有する汎用ミニコンピュ
ータおよびアレイプロセッサを有している。
【００１５】コンピュータプロセッサ２６の出力ポート
はＸ線制御回路２８に接続され、このＸ線制御回路はま
たＸ線源１３の励起を制御する。正確な放射線量を発生
するようにＸ線源１３の高電圧は制御され、そのカソー
ド電流は調整される。高電圧およびカソード電流はオペ
レータコンソール３０から所望の値を入力するユーザに
よって選択され、コンピュータプロセッサ２６は走査プ
ログラムに従ってＸ線の発生を指示する。
はＸ線制御回路２８に接続され、このＸ線制御回路はま
たＸ線源１３の励起を制御する。正確な放射線量を発生
するようにＸ線源１３の高電圧は制御され、そのカソー
ド電流は調整される。高電圧およびカソード電流はオペ
レータコンソール３０から所望の値を入力するユーザに
よって選択され、コンピュータプロセッサ２６は走査プ
ログラムに従ってＸ線の発生を指示する。
【００１６】Ｘ線は上述したように扇状に広がり、構台
の開口部１１の反対側に取り付けられた検出器アレイ１
４によって受信される。各検出器はＸ線源１３から発生
し、開口部１１内に設けられている患者を通る直線路を
横切った単一光線を検査する。また、検出器アレイはＸ
線源１３からの減衰していないＸ線を受信する基準検出
器群を各端部に有している。各検出器１４内に発生する
電流はアナログ電気信号として収集され、それからデー
タ獲得システム３１のアナログ―ディジタル変換器によ
ってディジタル数に変換される。信号は検出器アレイの
一方の端部から順次開始してディジタル化され、他方の
端部で終了する。全ての検出器からのディジタル化され
た信号サンプルは完全なビューを形成し、コンピュータ
プロセッサ２６に供給される。
の開口部１１の反対側に取り付けられた検出器アレイ１
４によって受信される。各検出器はＸ線源１３から発生
し、開口部１１内に設けられている患者を通る直線路を
横切った単一光線を検査する。また、検出器アレイはＸ
線源１３からの減衰していないＸ線を受信する基準検出
器群を各端部に有している。各検出器１４内に発生する
電流はアナログ電気信号として収集され、それからデー
タ獲得システム３１のアナログ―ディジタル変換器によ
ってディジタル数に変換される。信号は検出器アレイの
一方の端部から順次開始してディジタル化され、他方の
端部で終了する。全ての検出器からのディジタル化され
た信号サンプルは完全なビューを形成し、コンピュータ
プロセッサ２６に供給される。
【００１７】米国特許第４，１１２，３０３号および第
４，１１５，９６５号は構台の構造の詳細について記載
し、米国特許第４，７０７，６０７号は検出器アレイ１
４について記載し、データ獲得システムは米国特許第
４，５８３，２４０号に開示されている。コンピュータ
プロセッサに使用するのに適しているアレイプロセッサ
は米国特許第４，４９４，１４１号に開示されている。
これらの特許におけるこれらの構成要素についての記載
は参考のために引用する。
４，１１５，９６５号は構台の構造の詳細について記載
し、米国特許第４，７０７，６０７号は検出器アレイ１
４について記載し、データ獲得システムは米国特許第
４，５８３，２４０号に開示されている。コンピュータ
プロセッサに使用するのに適しているアレイプロセッサ
は米国特許第４，４９４，１４１号に開示されている。
これらの特許におけるこれらの構成要素についての記載
は参考のために引用する。
【００１８】データ獲得システム３１からのディジタル
化された減衰測定値は走査の初めから終わりまでのＸ線
ビーム強度の変動のみならず検出器の一様でない感度お
よび原因を補償するように予め処理される。これに続い
てビーム硬化補正およびデータの対数変換が行われ、各
測定値はＸ線ビーム減衰の線積分を表す。上述した予め
行われる処理は走査が行われている間にリアルタイムで
実行される。各ビューの生の減衰値は一行の二次元生デ
ータアレイとしてディスクメモリ２７に記憶される。こ
れらの行の減衰データの各々は単一角度からみた場合の
被撮像体の透過度分布を形成している。アレイの各列の
データは走査の間に所与の検出器から獲得されたデータ
を表している。例えば、８５２個までの検出器からの信
号は走査の間に約１０００回サンプルされ、同数のビュ
ーを発生する。
化された減衰測定値は走査の初めから終わりまでのＸ線
ビーム強度の変動のみならず検出器の一様でない感度お
よび原因を補償するように予め処理される。これに続い
てビーム硬化補正およびデータの対数変換が行われ、各
測定値はＸ線ビーム減衰の線積分を表す。上述した予め
行われる処理は走査が行われている間にリアルタイムで
実行される。各ビューの生の減衰値は一行の二次元生デ
ータアレイとしてディスクメモリ２７に記憶される。こ
れらの行の減衰データの各々は単一角度からみた場合の
被撮像体の透過度分布を形成している。アレイの各列の
データは走査の間に所与の検出器から獲得されたデータ
を表している。例えば、８５２個までの検出器からの信
号は走査の間に約１０００回サンプルされ、同数のビュ
ーを発生する。
【００１９】現在のＣＴシステムはデータアレイの生の
減衰値のオフセットおよびアフタグロー作用を補償する
独特な処理を利用している。ＣＴシステムの製造中、
「標準応答曲線」を表すデータＸi （ｔ）はアレイ１４
における各検出器（ｉ）用の規準点として獲得される。
標準応答曲線は図５のフローチャートに示されているス
テップに従ってコンピュータプロセッサによって出力さ
れる。
減衰値のオフセットおよびアフタグロー作用を補償する
独特な処理を利用している。ＣＴシステムの製造中、
「標準応答曲線」を表すデータＸi （ｔ）はアレイ１４
における各検出器（ｉ）用の規準点として獲得される。
標準応答曲線は図５のフローチャートに示されているス
テップに従ってコンピュータプロセッサによって出力さ
れる。
【００２０】ステップ４０から開始して、Ｘ線源１３は
検出器１４からの信号がＸ線照射に応答してその最大値
に達するのに十分長い一定の期間にわたって励起され
る。それから、Ｘ線源はオフになり、処理はステップ４
１においてＸ線ビームが消滅し、検出器の指数関数的減
衰の基本速度成分が無視し得るレベルに達するのに十分
な時間遅延する。遅延期間は８０ミリ秒に定め得るが、
この遅延の長さは検出器の種類に依存する。基本速度成
分は非常に早く消滅するので、次に続く走査に影響を与
えることはなく、補償を考慮する必要もない。
検出器１４からの信号がＸ線照射に応答してその最大値
に達するのに十分長い一定の期間にわたって励起され
る。それから、Ｘ線源はオフになり、処理はステップ４
１においてＸ線ビームが消滅し、検出器の指数関数的減
衰の基本速度成分が無視し得るレベルに達するのに十分
な時間遅延する。遅延期間は８０ミリ秒に定め得るが、
この遅延の長さは検出器の種類に依存する。基本速度成
分は非常に早く消滅するので、次に続く走査に影響を与
えることはなく、補償を考慮する必要もない。
【００２１】規定期間待った後、アレイ１４の検出器の
各々の出力はステップ４２において周期的にサンプルさ
れる。サンプリングは検出器の応答減衰信号の最も長い
時定数成分のサンプルを獲得するように十分長い期間に
わたって約１ミリ秒毎に行われる。例えば、このように
１つのタイプの放射線検出器では２秒のサンプリング期
間が適切なものであることが見い出された。標準応答曲
線を導き出す精度を改良するために、数組のアフタグロ
ーデータが各検出器から獲得される。従って、ステップ
４４においては、別の組のデータが必要であるかが決定
され、そうである場合には、ステップ４０に戻る。
各々の出力はステップ４２において周期的にサンプルさ
れる。サンプリングは検出器の応答減衰信号の最も長い
時定数成分のサンプルを獲得するように十分長い期間に
わたって約１ミリ秒毎に行われる。例えば、このように
１つのタイプの放射線検出器では２秒のサンプリング期
間が適切なものであることが見い出された。標準応答曲
線を導き出す精度を改良するために、数組のアフタグロ
ーデータが各検出器から獲得される。従って、ステップ
４４においては、別の組のデータが必要であるかが決定
され、そうである場合には、ステップ４０に戻る。
【００２２】十分な数の組の検出器信号サンプルが獲得
されると、ステップ４６に進み、ここで暗電流オフセッ
トが全ての組のサンプルから除去される。暗電流オフセ
ットの値は通常の技術を使用して予め得られている。そ
れから、ステップ４８において、所与の検出器のデータ
の組が平均化され、その検出器の標準応答曲線用の一組
の基準データを作る。これらの標準応答曲線は各検出器
のアフタグローを特徴付ける規準点（bench mark）とし
て使用される。平均化されたデータサンプルの組はＣＴ
システムのディスクメモリ２７内にアレイとして記憶さ
れる。
されると、ステップ４６に進み、ここで暗電流オフセッ
トが全ての組のサンプルから除去される。暗電流オフセ
ットの値は通常の技術を使用して予め得られている。そ
れから、ステップ４８において、所与の検出器のデータ
の組が平均化され、その検出器の標準応答曲線用の一組
の基準データを作る。これらの標準応答曲線は各検出器
のアフタグローを特徴付ける規準点（bench mark）とし
て使用される。平均化されたデータサンプルの組はＣＴ
システムのディスクメモリ２７内にアレイとして記憶さ
れる。
【００２３】ＣＴシステムに記憶された標準応答曲線は
前の走査からのアフタグローの影響および動的オフセッ
ト変動を補償するために各画像獲得走査の初めに使用さ
れる。この補償処理の第１の段階は、走査の最後のビュ
ーの終わりにおけるデータの獲得である。Ｘ線源１３が
遮断され、走査の最後のビューを終了すると、コンピュ
ータプロセッサ２６は一組の補償係数を発生する図６に
示す処理の実行を開始する。これらの係数を得るため
に、検出器の応答減衰信号の基本速度成分の影響が無視
し得るレベルになるのに十分な期間、ステップ５０にお
いて処理は遅延する。この期間は標準応答曲線を発生す
るためにステップ４１で使用されるものと同じである
（例えば、８０ミリ秒）。
前の走査からのアフタグローの影響および動的オフセッ
ト変動を補償するために各画像獲得走査の初めに使用さ
れる。この補償処理の第１の段階は、走査の最後のビュ
ーの終わりにおけるデータの獲得である。Ｘ線源１３が
遮断され、走査の最後のビューを終了すると、コンピュ
ータプロセッサ２６は一組の補償係数を発生する図６に
示す処理の実行を開始する。これらの係数を得るため
に、検出器の応答減衰信号の基本速度成分の影響が無視
し得るレベルになるのに十分な期間、ステップ５０にお
いて処理は遅延する。この期間は標準応答曲線を発生す
るためにステップ４１で使用されるものと同じである
（例えば、８０ミリ秒）。
【００２４】ステップ５２において、アレイ１４の検出
器からの信号はステップ４２でサンプルされたと同じ間
隔（例えば、１ミリ秒）でサンプルされ、標準応答曲線
を発生する。これらの新しく獲得されたサンプルの各々
は各検出器用の別々のアレイに記憶される。走査間間隔
はアフタグローが完全に減衰するのに必要な期間よりも
かなり短いので、検出器の信号はアフタグローの一部に
対してサンプルされるだけである。リアルタイム処理に
おいては、次の走査が開始する前に補償係数を計算する
ために信号サンプルを獲得した後も走査間の期間に時間
は残っていなければならない。例えば、走査間の期間が
１秒であり、サンプルの獲得前に８０ミリ秒の遅延があ
る場合には、５００ミリ秒のサンプリング期間が利用さ
れ、次の走査の前に十分な時間が残り、この間に全ての
検出器の補償係数が計算される。サンプリング期間は走
査間期間の継続時間のみならず、プロセッサ２６の計算
速度にも依存することは明らかである。リアルタイム処
理が必要ない場合には、アフタグローサンプリング期間
は次の走査が開始する直前まで延ばすことができる。こ
の場合には、次の走査からの生のデータは一時的に記憶
され、データ獲得の完了時に補償処理が実行される。本
補償概念をリアルタイム処理に関連して以下に説明す
る。
器からの信号はステップ４２でサンプルされたと同じ間
隔（例えば、１ミリ秒）でサンプルされ、標準応答曲線
を発生する。これらの新しく獲得されたサンプルの各々
は各検出器用の別々のアレイに記憶される。走査間間隔
はアフタグローが完全に減衰するのに必要な期間よりも
かなり短いので、検出器の信号はアフタグローの一部に
対してサンプルされるだけである。リアルタイム処理に
おいては、次の走査が開始する前に補償係数を計算する
ために信号サンプルを獲得した後も走査間の期間に時間
は残っていなければならない。例えば、走査間の期間が
１秒であり、サンプルの獲得前に８０ミリ秒の遅延があ
る場合には、５００ミリ秒のサンプリング期間が利用さ
れ、次の走査の前に十分な時間が残り、この間に全ての
検出器の補償係数が計算される。サンプリング期間は走
査間期間の継続時間のみならず、プロセッサ２６の計算
速度にも依存することは明らかである。リアルタイム処
理が必要ない場合には、アフタグローサンプリング期間
は次の走査が開始する直前まで延ばすことができる。こ
の場合には、次の走査からの生のデータは一時的に記憶
され、データ獲得の完了時に補償処理が実行される。本
補償概念をリアルタイム処理に関連して以下に説明す
る。
【００２５】全てのサンプルＹi （ｔ）が獲得される
と、データ組は次の一次多項式の標準応答曲線データＸ
i （ｔ）に最小自乗法で当てはめられる。 Ｙi （ｔ）＝αＸi （ｔ）＋Ψ （１） 曲線の当てはめ処理はアフタグローの強さを表すαの値
および動的オフセットの大きさを表すΨの値を発生す
る。各検出器毎に走査間で獲得されたデータを検出器の
標準応答曲線に対して曲線の当てはめを行うことによる
係数αおよびΨの計算は次の走査が開始する前に完了す
る。
と、データ組は次の一次多項式の標準応答曲線データＸ
i （ｔ）に最小自乗法で当てはめられる。 Ｙi （ｔ）＝αＸi （ｔ）＋Ψ （１） 曲線の当てはめ処理はアフタグローの強さを表すαの値
および動的オフセットの大きさを表すΨの値を発生す
る。各検出器毎に走査間で獲得されたデータを検出器の
標準応答曲線に対して曲線の当てはめを行うことによる
係数αおよびΨの計算は次の走査が開始する前に完了す
る。
【００２６】上述したように、次の走査は前の走査の終
了の約１秒後に開始する。次の走査に対する第１のデー
タサンプルが獲得されると、コンピュータセクション２
６は標準応答曲線を発生するのに使用されたＸ線パルス
の終了の１秒後に獲得された標準応答曲線のデータサン
プルを読み出す。このデータサンプルは前の走査からの
アフタグローの影響に関して次の走査の第１のデータサ
ンプルに時間的に対応している。同様な時間的な対応は
標準応答データの他のサンプルと検出信号との間にも存
在する。
了の約１秒後に開始する。次の走査に対する第１のデー
タサンプルが獲得されると、コンピュータセクション２
６は標準応答曲線を発生するのに使用されたＸ線パルス
の終了の１秒後に獲得された標準応答曲線のデータサン
プルを読み出す。このデータサンプルは前の走査からの
アフタグローの影響に関して次の走査の第１のデータサ
ンプルに時間的に対応している。同様な時間的な対応は
標準応答データの他のサンプルと検出信号との間にも存
在する。
【００２７】標準応答曲線の対応するサンプルは係数α
およびΨとともに式（１）に適用され、アフタグローお
よび動的オフセットエラーによる新しいサンプルへの影
響を表す補償値Ｚi （ｔ）を発生する。この補償値は新
しく獲得されたデータサンプルから減算され、補償され
たデータサンプルを発生する。この補償されたデータサ
ンプルはディスクメモリ２７のアレイに記憶される。次
の走査の各検出器信号サンプルが獲得されると、時間的
に対応するデータ値が標準応答曲線から得られて、補償
係数とともに使用され、アフタグローおよび動的オフセ
ット用の補正値が計算される。補償値の計算およびこれ
らのデータサンプルへの適用はコンピュータプロッサ２
６のアレイプロセッサによって実行される。
およびΨとともに式（１）に適用され、アフタグローお
よび動的オフセットエラーによる新しいサンプルへの影
響を表す補償値Ｚi （ｔ）を発生する。この補償値は新
しく獲得されたデータサンプルから減算され、補償され
たデータサンプルを発生する。この補償されたデータサ
ンプルはディスクメモリ２７のアレイに記憶される。次
の走査の各検出器信号サンプルが獲得されると、時間的
に対応するデータ値が標準応答曲線から得られて、補償
係数とともに使用され、アフタグローおよび動的オフセ
ット用の補正値が計算される。補償値の計算およびこれ
らのデータサンプルへの適用はコンピュータプロッサ２
６のアレイプロセッサによって実行される。
【００２８】検出器からの出力信号は指数関数的減衰期
間よりもかなり短い走査間期間にサンプルされるが、補
償係数を導き出すことにより減衰中のいずれの時間に対
しても標準応答曲線データから補正値を計算することが
できる。更に、走査間期間は補正値を導き出すことに影
響を与えることなく減衰期間よりもかなり短くできる。
間よりもかなり短い走査間期間にサンプルされるが、補
償係数を導き出すことにより減衰中のいずれの時間に対
しても標準応答曲線データから補正値を計算することが
できる。更に、走査間期間は補正値を導き出すことに影
響を与えることなく減衰期間よりもかなり短くできる。
【００２９】最終的には、新しい走査の信号サンプル
は、前の走査が終了した後、アフタグローが完全に減衰
するであろう十分長い期間の後に獲得される。例えば、
典型的に前の走査が終了した後の数秒後に獲得された信
号サンプルはその走査からのアフタグローによって影響
されない。これが発生すると、標準応答曲線にはもはや
時間的に対応するデータ値はなく、式（１）の第１項は
ゼロになり、補償係数Ｚ i （ｔ）はオフセット係数Ψの
みからなる。同様にして、検査処理にブレークが発生し
て、相次ぐ走査間の期間が２秒以上に大きくなった場合
には、次の走査の第１のデータサンプルはアフタグロー
が完全に減衰しているので動的オフセットに対してのみ
補償される。
は、前の走査が終了した後、アフタグローが完全に減衰
するであろう十分長い期間の後に獲得される。例えば、
典型的に前の走査が終了した後の数秒後に獲得された信
号サンプルはその走査からのアフタグローによって影響
されない。これが発生すると、標準応答曲線にはもはや
時間的に対応するデータ値はなく、式（１）の第１項は
ゼロになり、補償係数Ｚ i （ｔ）はオフセット係数Ψの
みからなる。同様にして、検査処理にブレークが発生し
て、相次ぐ走査間の期間が２秒以上に大きくなった場合
には、次の走査の第１のデータサンプルはアフタグロー
が完全に減衰しているので動的オフセットに対してのみ
補償される。
【００３０】補償機構の丈夫さは熱の影響によって生ず
るオフセットの線形ドリフトを考慮して式（１）に係数
βt を加えることによって改良することができる。この
ような熱ドリフトが重要である状況においては、補償式
は次のようになる。
るオフセットの線形ドリフトを考慮して式（１）に係数
βt を加えることによって改良することができる。この
ような熱ドリフトが重要である状況においては、補償式
は次のようになる。
【００３１】
【数３】
【００３２】この補償はアフタグロー減衰期間よりも短
い走査間間隔を使用することを可能にする。本技術は各
走査に続くアフタグローの減衰の一部のみのサンプルを
利用した走査毎のアフタグローおよび動的オフセットを
特徴付けている。この特徴付ける式はアフタグローおよ
び動的オフセット用の係数を導き出すことを可能とし、
補償値は減衰中いずれの時でも推定することができる。
従って、この補償値は走査間期間中に実行されたアフタ
グローおよびオフセットのサンプリングに基づいて次に
続く走査中に獲得されるデータサンプル用に決定するこ
とができる。
い走査間間隔を使用することを可能にする。本技術は各
走査に続くアフタグローの減衰の一部のみのサンプルを
利用した走査毎のアフタグローおよび動的オフセットを
特徴付けている。この特徴付ける式はアフタグローおよ
び動的オフセット用の係数を導き出すことを可能とし、
補償値は減衰中いずれの時でも推定することができる。
従って、この補償値は走査間期間中に実行されたアフタ
グローおよびオフセットのサンプリングに基づいて次に
続く走査中に獲得されるデータサンプル用に決定するこ
とができる。
【図１】本発明が使用できるＣＴ撮像システムの斜視図
である。
である。
【図２】ＣＴ撮像システムに使用される走査技術を示す
概略図である。
概略図である。
【図３】ＣＴ撮像システムの放射線検出器によって発生
される信号のアフタグローおよびオフセットを示すグラ
フである。
される信号のアフタグローおよびオフセットを示すグラ
フである。
【図４】放射線検出器からの処理信号の処理回路を示す
ブロック図である。
ブロック図である。
【図５】放射線検出器の標準応答を特徴付ける一組のデ
ータを得る処理を示すフローチャートである。
ータを得る処理を示すフローチャートである。
【図６】オフセットおよびアフタグロー補償値を計算す
る本発明の一部のフローチャートである。
る本発明の一部のフローチャートである。
１０ テーブル １１ 開口部 １２ 構台 １３ Ｘ線源 １４ 検出器 ２５ プログラマブルデータ処理システム ２６ コンピュータプロセッサ ２７ ディスクメモリ ２８ Ｘ線制御回路 ３１ データ獲得システム
Claims (12)
- 【請求項１】 放射線源と、 該放射線源からの放射線を検知して、この検知された放
射線を表す出力信号を発生する検出器であって、出力信
号が時間的に変化するオフセットによって影響され、そ
の放射線応答特性が時間とともに減衰する検出器と、 前記検出器の標準応答を定める１組の値Ｘi （ｔ）を記
憶する第１の手段と、 前記検出器から周期的に前記出力信号のサンプルを獲得
する獲得手段と、 前記獲得手段から受信した所与のサンプルを処理して、
放射線に対する前記検出器の標準応答を表す値から導き
出した補償値を前記所与のサンプルに対して決定し、前
記補償値と所与のサンプルとを算術的に組み合わせて、
補償されたサンプルを発生する処理手段と、 前記補償されたサンプルから画像を再構成する手段と、 を有する医用撮像システム。 - 【請求項２】 前記処理手段は、 放射線消滅後に前記獲得手段により発生された、前記出
力信号の複数のサンプルを受信する手段と、 前記標準応答を定める前記一組の値に前記複数のサンプ
ルを当てはめて、当てはめの度合を定める係数を導き引
き出す手段とを有する請求項１記載の医用撮像システ
ム。 - 【請求項３】 前記処理手段は前記係数および前記標準
応答を定める値から補償値を算術的に導き出す請求項２
記載の医用撮像システム。 - 【請求項４】 前記処理手段は、係数αが検出器のアフ
タグローの強さを表し、係数Ψが出力信号オフセットを
表す場合において次に示す式： Ｚi （ｔ）＝αＸi （ｔ）＋Ψ に従って補償値Ｚi （ｔ）を決定する請求項２記載の医
用撮像システム。 - 【請求項５】 前記処理手段は、係数αが検出器のアフ
タグローの強さを表し、係数Ψが出力信号オフセットを
表し、係数βｔが出力信号に対する熱ドリフトの影響を
表す場合において次に示す式： 【数１】 に従って補償値Ｚi （ｔ）を算術的に引き出す請求項２
記載の医用撮像システム。 - 【請求項６】 放射線源および検知された放射線を表す
出力信号を発生する検出器を有する医用撮像システムで
データを処理する方法において、 放射線に対する前記検出器の標準応答を定める一組の値
を獲得し、 前記検出器から周期的に前記出力信号のサンプルを獲得
し、 放射線に対する前記検出器の標準応答を表す値から導き
出される補償値を前記出力信号の所与のサンプルに対し
て決定し、 前記補償値および前記所与のサンプルを算術的に組み合
わせて、補償されたサンプルを発生し、 補償されたサンプルから画像を再構成するステップを有
する方法。 - 【請求項７】 前記検出器の標準応答を定める一組の値
を獲得する前記ステップは、 前記放射線源を作動して、放射線パルスを発生し、 前記検出器からの出力信号が実質的にゼロの大きさに減
衰するまで前記検出器からの出力信号の一組のサンプル
を発生するステップを含む請求項６記載の方法。 - 【請求項８】 前記検出器の標準応答を定める一組の値
を獲得する前記ステップは更に前記出力信号の前記一組
のサンプルから暗電流の影響を除去するステップを含む
請求項７記載の方法。 - 【請求項９】 補償値を決定する前記ステップは、 放射線の消滅後の前記獲得ステップからの前記出力信号
の複数のサンプルを受信し、該複数のサンプルは前記検
出器のアフタグローの少なくとも一部を表しており、 標準応答を定める一組の値Ｘi （ｔ）に前記複数のサン
プルを当てはめて、当てはめの度合を定める係数を導き
出すステップを含む請求項６記載の方法。 - 【請求項１０】 補償値を決定する前記ステップは前記
係数および前記検出器の標準応答を定める値から補償値
を算術的に導き出す請求項９記載の方法。 - 【請求項１１】 補償値を決定する前記ステップは、係
数αが前記検出器からのアフタグローの強さを表し、係
数Ψが出力信号オフセットを表す場合において次に示す
式： Ｚi （ｔ）＝αＸi （ｔ）＋Ψ に従って補償値Ｚi （ｔ）を決定する請求項９記載の方
法。 - 【請求項１２】 補償値を決定する前記ステップは、係
数αが前記検出器からのアフタグローの強さを表し、係
数Ψが出力信号オフセットを表し、係数βｔが出力信号
に対する熱ドリフトの影響を表す場合において次に示す
式： 【数２】 に従って補償値Ｚi （ｔ）を決定する請求項９記載の方
法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/797,641 US5331682A (en) | 1991-11-25 | 1991-11-25 | Radiation detector offset and afterglow compensation technique |
| US797641 | 2001-03-02 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05237091A true JPH05237091A (ja) | 1993-09-17 |
| JPH07102211B2 JPH07102211B2 (ja) | 1995-11-08 |
Family
ID=25171408
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4309862A Expired - Fee Related JPH07102211B2 (ja) | 1991-11-25 | 1992-11-19 | 放射線検出器のオフセットおよびアフタグロー補償方式 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5331682A (ja) |
| JP (1) | JPH07102211B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6239439B1 (en) | 1997-11-28 | 2001-05-29 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation detecting device and radiation detecting method |
| JP2005319152A (ja) * | 2004-05-11 | 2005-11-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2006516179A (ja) * | 2002-10-16 | 2006-06-22 | ヴァリアン メディカル システムズ テクノロジーズ インコーポレイテッド | 像形成装置における過剰信号補正方法及び装置 |
| JP2008237920A (ja) * | 2000-10-10 | 2008-10-09 | Toshiba Corp | Ｘ線診断装置 |
Families Citing this family (19)
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|---|---|---|---|---|
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| EP0809912B1 (en) * | 1995-12-18 | 2001-10-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray examination apparatus including an image sensor matrix with a correction unit |
| US5644610A (en) * | 1996-06-27 | 1997-07-01 | Analogic Corporation | Multi-processor afterglow artifact correction filter for use with computed tomography scanners |
| WO1997050041A1 (en) * | 1996-06-27 | 1997-12-31 | Analogic Corporation | Multi-processor afterglow artifact correction filter for use with computed tomography scanners |
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