JPH05281360A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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- JPH05281360A JPH05281360A JP4108491A JP10849192A JPH05281360A JP H05281360 A JPH05281360 A JP H05281360A JP 4108491 A JP4108491 A JP 4108491A JP 10849192 A JP10849192 A JP 10849192A JP H05281360 A JPH05281360 A JP H05281360A
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 発光効率及び空間分解能が高いＸ線検出器を
備え、高速スキャンが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。 【構成】 ＣＰＵ１０にはシンチレータの減衰時定数及
び照射Ｘ線に関するデータが格納されており以前に格納
されたメモリ９のデータから順次補正データを算出しそ
の後メモリ９に格納されるデータからこの算出された補
正データを減算することで高速スキャンによって必要と
なる残光補正を行う。得られた補正データはＣＰＵ１０
に格納されている対数変換データによって対数変換され
てメモリ９に再格納される。得られたデータは、再構成
演算処理を介して断層像に変換されてＣＲＴ等に表示さ
れる。本発明ではＸ線ＣＴ装置における残光信号成分を
補正する補正手段を備える信号処理部により、空間分解
能を０．３５mmに迄上げることができた。
備え、高速スキャンが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。 【構成】 ＣＰＵ１０にはシンチレータの減衰時定数及
び照射Ｘ線に関するデータが格納されており以前に格納
されたメモリ９のデータから順次補正データを算出しそ
の後メモリ９に格納されるデータからこの算出された補
正データを減算することで高速スキャンによって必要と
なる残光補正を行う。得られた補正データはＣＰＵ１０
に格納されている対数変換データによって対数変換され
てメモリ９に再格納される。得られたデータは、再構成
演算処理を介して断層像に変換されてＣＲＴ等に表示さ
れる。本発明ではＸ線ＣＴ装置における残光信号成分を
補正する補正手段を備える信号処理部により、空間分解
能を０．３５mmに迄上げることができた。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関し、
特に、Ｘ線検出部にシンチレータを備えるＸ線ＣＴ装置
に関する。
特に、Ｘ線検出部にシンチレータを備えるＸ線ＣＴ装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線による診断装置の一つとして、コン
ピュータ断層撮影装置（ComputerizedTopography、以
下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ)が知られている。Ｘ線ＣＴ装
置は、扇状のファンビームを照射するＸ線管から成るＸ
線照射部と、多数のＸ線検出素子から構成されるＸ線検
出器とを、被検体の断層面を中央に対向させて配置し、
Ｘ線管から間欠的にＸ線を照射する。Ｘ線管では、一回
の照射が完了すると、断層面に対して照射角度が例えば
１度づつ変えられて次の照射が引続き行われる。このよ
うにして多数回行われたＸ線照射及びその検出を介して
得られた特定の断層面におけるＸ線吸収データが、コン
ピュータを含む信号処理部に入力され、信号処理部にお
いて信号解析がなされることにより、断層面の個々の位
置におけるＸ線吸収率が算出され、その吸収率に対応す
る断層面の画像が二次元的に表示される。
ピュータ断層撮影装置（ComputerizedTopography、以
下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ)が知られている。Ｘ線ＣＴ装
置は、扇状のファンビームを照射するＸ線管から成るＸ
線照射部と、多数のＸ線検出素子から構成されるＸ線検
出器とを、被検体の断層面を中央に対向させて配置し、
Ｘ線管から間欠的にＸ線を照射する。Ｘ線管では、一回
の照射が完了すると、断層面に対して照射角度が例えば
１度づつ変えられて次の照射が引続き行われる。このよ
うにして多数回行われたＸ線照射及びその検出を介して
得られた特定の断層面におけるＸ線吸収データが、コン
ピュータを含む信号処理部に入力され、信号処理部にお
いて信号解析がなされることにより、断層面の個々の位
置におけるＸ線吸収率が算出され、その吸収率に対応す
る断層面の画像が二次元的に表示される。
【０００３】現在、Ｘ線検出器として、ＣsＩ：Ｔｌ単
結晶からなるシンチレータとフォトダイオ ードとを組
み合わせたものが知られている。この形式のシンチレー
タは、ＣdＷO4単結晶からなるシンチレータに比して、
発光効率が高いという利点があるもの の、Ｘ線による
励起を停止してからの残光が大きい欠点がある。なお、
Ｘ線検出器としては、他にキセノンガス検出器も知られ
ているが、感度が低い、空間分解能が低い或いはノイズ
が高い等の問題があり、いずれの形式のＸ線検出器も夫
々欠点を有する。
結晶からなるシンチレータとフォトダイオ ードとを組
み合わせたものが知られている。この形式のシンチレー
タは、ＣdＷO4単結晶からなるシンチレータに比して、
発光効率が高いという利点があるもの の、Ｘ線による
励起を停止してからの残光が大きい欠点がある。なお、
Ｘ線検出器としては、他にキセノンガス検出器も知られ
ているが、感度が低い、空間分解能が低い或いはノイズ
が高い等の問題があり、いずれの形式のＸ線検出器も夫
々欠点を有する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】Ｘ線ＣＴ装置におい
て、被検体の体動による画質への悪影響を抑え、高画質
の断層面像を得るためには、高速スキャンが必要であ
る。ところで、この高速スキャンのためには、Ｘ線検出
器における時間分解能の高いことが求められるのである
が、ＣsＩ：Ｔｌ単結晶をシンチレータとして採用した
Ｘ線検出器では、前記の如く残光が大きいので、要求さ
れる時間分解能が不足し、高画質を得ることを目的とす
る高速スキャンの要請に応えられないという問題があ
る。
て、被検体の体動による画質への悪影響を抑え、高画質
の断層面像を得るためには、高速スキャンが必要であ
る。ところで、この高速スキャンのためには、Ｘ線検出
器における時間分解能の高いことが求められるのである
が、ＣsＩ：Ｔｌ単結晶をシンチレータとして採用した
Ｘ線検出器では、前記の如く残光が大きいので、要求さ
れる時間分解能が不足し、高画質を得ることを目的とす
る高速スキャンの要請に応えられないという問題があ
る。
【０００５】また、前記ＣdＷＯ4単結晶からなるシンチ
レータを採用したＸ線検出器、或いは、キセノンガスを
採用したＸ線検出器によっても、発光効率が低い或いは
感度が低い等の事情があり、何れも難点が有る。
レータを採用したＸ線検出器、或いは、キセノンガスを
採用したＸ線検出器によっても、発光効率が低い或いは
感度が低い等の事情があり、何れも難点が有る。
【０００６】本発明は、発光効率及び空間分解能が高い
Ｘ線検出器を備え、且つ、高速スキャンが可能なため、
被検体の体動による影響を受けにくく高画質が可能なＸ
線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
Ｘ線検出器を備え、且つ、高速スキャンが可能なため、
被検体の体動による影響を受けにくく高画質が可能なＸ
線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するた
め、本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体の断層面に対して
順次角度を変えて放射線を照射するＸ線照射部と、前記
断層面を通過するＸ線に照射されるシンチレータを有し
前記断層面に従うＸ線吸収データを順次出力するＸ線検
出部と、前記Ｘ線吸収データが入力され該Ｘ線吸収デー
タを解析して前記断層面の画像データを出力する信号処
理部とを備えるＸ線ＣＴ装置において、前記信号処理部
が、新たに入力された前記Ｘ線吸収データから、前記シ
ンチレータの残光信号成分に関連する補正データを減算
する補正手段を備えることを特徴とする。
め、本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体の断層面に対して
順次角度を変えて放射線を照射するＸ線照射部と、前記
断層面を通過するＸ線に照射されるシンチレータを有し
前記断層面に従うＸ線吸収データを順次出力するＸ線検
出部と、前記Ｘ線吸収データが入力され該Ｘ線吸収デー
タを解析して前記断層面の画像データを出力する信号処
理部とを備えるＸ線ＣＴ装置において、前記信号処理部
が、新たに入力された前記Ｘ線吸収データから、前記シ
ンチレータの残光信号成分に関連する補正データを減算
する補正手段を備えることを特徴とする。
【０００８】本発明のＸ線ＣＴ装置では、信号処理部に
配される補正手段を介して、Ｘ線吸収データから、残光
信号成分に関連する補正データを減算することによっ
て、高速スキャンを行う際に無視できない残光による信
号成分を補償することができるため、高速スキャンによ
り体動の影響が除かれると共にシンチレータの出力にお
いてその都度正確なＸ線吸収データが得られるので、断
層面の再構成において高画質が得られる。
配される補正手段を介して、Ｘ線吸収データから、残光
信号成分に関連する補正データを減算することによっ
て、高速スキャンを行う際に無視できない残光による信
号成分を補償することができるため、高速スキャンによ
り体動の影響が除かれると共にシンチレータの出力にお
いてその都度正確なＸ線吸収データが得られるので、断
層面の再構成において高画質が得られる。
【０００９】一般に蛍光の減衰特性は指数関数で表わさ
れ、時刻０においてシンチレータの励起を停止した場
合、時刻ｔにおけるシンチレータの残光による発光強度
I(t)は、時刻０におけるシンチレータの発光強度をI0、
τを減衰の時定数として I(t)＝I0 exp（−ｔ／τ） と表わされる。本発明では、新しく得られたＸ線 吸収
データから、この安定な減衰特性を有するシンチレータ
に生ずる残光に関連する信号成分を除き、正確なＸ線吸
収データを得ることを可能にしたものである。以下、図
２（ａ）及び（ｂ）を参照して本発明の原理を詳細に説
明する。
れ、時刻０においてシンチレータの励起を停止した場
合、時刻ｔにおけるシンチレータの残光による発光強度
I(t)は、時刻０におけるシンチレータの発光強度をI0、
τを減衰の時定数として I(t)＝I0 exp（−ｔ／τ） と表わされる。本発明では、新しく得られたＸ線 吸収
データから、この安定な減衰特性を有するシンチレータ
に生ずる残光に関連する信号成分を除き、正確なＸ線吸
収データを得ることを可能にしたものである。以下、図
２（ａ）及び（ｂ）を参照して本発明の原理を詳細に説
明する。
【００１０】図２（ａ）は、Ｘ線検出部を構成するシン
チレータに対してＸ線照射部から照射されるＸ線の強度
の時間的変化を例示するグラフである。同図に示したよ
うに、出力されるＸ線は、繰返し周期をｔ2 、パルス持
続時間をｔ1とするパルス列で ある。Ｘ線照射装置で
は、各パルスＸ線の照射が終了すると、その都度、照射
角度をずらし、次のパルスＸ線を照射している。例え
ば、第一のパルスＸ線Ｐ1を照射した後、次のパルスＸ
線Ｐ2を照射するときには、先に出力されたパルスＸ線
Ｐ１によってシンチレータが励起されたためにその出力
に生ずる残光成分が、次のパルスＸ線Ｐ2によって生ず
るシンチレータの正規出力に重畳する。同様に、パルス
Ｘ線Ｐ3が照射されるときには、先のパルスＸ線Ｐ1及び
Ｐ2によるシンチレータの残光成分が同様に正規出力に
重畳するというようにＸ線検出器の出力には、以前の照
射による信号成分が新たな照射による正規信号成分に重
畳する。
チレータに対してＸ線照射部から照射されるＸ線の強度
の時間的変化を例示するグラフである。同図に示したよ
うに、出力されるＸ線は、繰返し周期をｔ2 、パルス持
続時間をｔ1とするパルス列で ある。Ｘ線照射装置で
は、各パルスＸ線の照射が終了すると、その都度、照射
角度をずらし、次のパルスＸ線を照射している。例え
ば、第一のパルスＸ線Ｐ1を照射した後、次のパルスＸ
線Ｐ2を照射するときには、先に出力されたパルスＸ線
Ｐ１によってシンチレータが励起されたためにその出力
に生ずる残光成分が、次のパルスＸ線Ｐ2によって生ず
るシンチレータの正規出力に重畳する。同様に、パルス
Ｘ線Ｐ3が照射されるときには、先のパルスＸ線Ｐ1及び
Ｐ2によるシンチレータの残光成分が同様に正規出力に
重畳するというようにＸ線検出器の出力には、以前の照
射による信号成分が新たな照射による正規信号成分に重
畳する。
【００１１】図２（ｂ）は、上記シンチレータの残光成
分の大きさを説明するために、パルスＸ線Ｐ1によって
励起されてシンチレータの一つの素子に生ずる残光出力
の時間的変化を示すグラフである。同図において、Ｘ線
照射部からの照射が時刻ｔ1で完了するので、シンチレ
ータ素子のその後の出力は同図に示した曲線に従って減
衰する。この出力は同図に示したように、 I(t)＝I01 exp（-Ｔ/τ） と表わされる。但し、I01は、パルスＸ線Ｐ1によって励
起されて時刻ｔ1においてシンチレータ素子に生じてい
る出力であり、また、Ｔ＝ｔ−ｔ1としてある。
分の大きさを説明するために、パルスＸ線Ｐ1によって
励起されてシンチレータの一つの素子に生ずる残光出力
の時間的変化を示すグラフである。同図において、Ｘ線
照射部からの照射が時刻ｔ1で完了するので、シンチレ
ータ素子のその後の出力は同図に示した曲線に従って減
衰する。この出力は同図に示したように、 I(t)＝I01 exp（-Ｔ/τ） と表わされる。但し、I01は、パルスＸ線Ｐ1によって励
起されて時刻ｔ1においてシンチレータ素子に生じてい
る出力であり、また、Ｔ＝ｔ−ｔ1としてある。
【００１２】信号処理部では、一般にＸ線検出器からの
出力であるＸ線吸収データを、積分器を介して積分処理
して得られたたデータをメモリに蓄えてこれを各時点に
おける断層面データとしている。上記残光出力は、次の
パルスＸ線Ｐ2が発生している期間である、時刻ｔ2から
時刻（ｔ1＋ｔ2）の間において、パルスＸ線Ｐ2によっ
て生ずるＸ線検出器の正規出力であるI02に重畳する。
従って、この時刻ｔ2から時刻ｔ1＋ｔ2迄の期間中に、
信号処理部において、正規の出力であるＩ02のみを積分
して断層面データとして得ることができれば、正確な断
層面の形状を求めることができる。本発明では、、上記
シンチレータの残光成分を補正手段を介して除くことと
している。
出力であるＸ線吸収データを、積分器を介して積分処理
して得られたたデータをメモリに蓄えてこれを各時点に
おける断層面データとしている。上記残光出力は、次の
パルスＸ線Ｐ2が発生している期間である、時刻ｔ2から
時刻（ｔ1＋ｔ2）の間において、パルスＸ線Ｐ2によっ
て生ずるＸ線検出器の正規出力であるI02に重畳する。
従って、この時刻ｔ2から時刻ｔ1＋ｔ2迄の期間中に、
信号処理部において、正規の出力であるＩ02のみを積分
して断層面データとして得ることができれば、正確な断
層面の形状を求めることができる。本発明では、、上記
シンチレータの残光成分を補正手段を介して除くことと
している。
【００１３】上記期間中における残光成分による出力Ａ
11は、 Ａ11＝Ｃ＊∫t2-t1 t2 exp（−Ｔ／τ） と表わされる。同様にパルスＸ線Ｐ3及びＰ4が出力され
ている期間中の前記パルスＸ線によるシンチレータ素子
の残光成分による出力Ａ12及びＡ13は夫々、 Ａ12＝Ｃ＊∫2・t2-t1 2・t2 exp（−Ｔ／τ） Ａ13＝Ｃ＊∫3・t2-t1 3・t2 exp（−Ｔ／τ） と表わされる。
11は、 Ａ11＝Ｃ＊∫t2-t1 t2 exp（−Ｔ／τ） と表わされる。同様にパルスＸ線Ｐ3及びＰ4が出力され
ている期間中の前記パルスＸ線によるシンチレータ素子
の残光成分による出力Ａ12及びＡ13は夫々、 Ａ12＝Ｃ＊∫2・t2-t1 2・t2 exp（−Ｔ／τ） Ａ13＝Ｃ＊∫3・t2-t1 3・t2 exp（−Ｔ／τ） と表わされる。
【００１４】本発明のＸ線ＣＴ装置においては、そのと
き出力されたパルスＸ線によるシンチレータの出力信号
から、上記計算によって求められる以前のパルスＸ線に
よるシンチレータの残光に関連する信号成分を減じ、こ
れによって正確な形状データを求めるように出力補正を
行うこととして、高速スキャンの際に問題となるシンチ
レータの残光を除くこととした。なお、この補正は近似
的に、すぐ以前のパルスＸ線の出力による残光成分のみ
を減算補正するようにすることもできる。
き出力されたパルスＸ線によるシンチレータの出力信号
から、上記計算によって求められる以前のパルスＸ線に
よるシンチレータの残光に関連する信号成分を減じ、こ
れによって正確な形状データを求めるように出力補正を
行うこととして、高速スキャンの際に問題となるシンチ
レータの残光を除くこととした。なお、この補正は近似
的に、すぐ以前のパルスＸ線の出力による残光成分のみ
を減算補正するようにすることもできる。
【００１５】
【実施例】以下に本発明の一実施例を図面を参照して説
明する。図１は、本発明の一実施例のＸ線ＣＴ装置のブ
ロック図である。同図に示したように、このＸ線ＣＴ装
置は、Ｘ線を扇状に照射するＸ線照射部１Ａと、被検体
の断層面を中央にしてこのＸ線照射部１Ａと向い合うシ
ンチレータ及びフォトダイオードからなるＸ線検出部１
Ｂと、このＸ線検出部１Ｂの出力信号を処理する信号処
理部２とを備える。
明する。図１は、本発明の一実施例のＸ線ＣＴ装置のブ
ロック図である。同図に示したように、このＸ線ＣＴ装
置は、Ｘ線を扇状に照射するＸ線照射部１Ａと、被検体
の断層面を中央にしてこのＸ線照射部１Ａと向い合うシ
ンチレータ及びフォトダイオードからなるＸ線検出部１
Ｂと、このＸ線検出部１Ｂの出力信号を処理する信号処
理部２とを備える。
【００１６】Ｘ線照射部１Ａは、被検体の断層面に対し
て扇形のファンビームを照射するＸ線管として構成され
ており、このＸ線管は、断層面に対する１回の照射が完
了する毎に例えば照射角度を１度づつ変えてその断層面
に対する次の照射を行う。
て扇形のファンビームを照射するＸ線管として構成され
ており、このＸ線管は、断層面に対する１回の照射が完
了する毎に例えば照射角度を１度づつ変えてその断層面
に対する次の照射を行う。
【００１７】Ｘ線検出部１Ｂは、ＣsＩ：Ｔｌ単結晶か
らなるシンチレータとシリコンフォトダ イオードとの
組合せから成る各検出素子から構成され、図に示した如
く、この各検出素子が多数円筒状に配設された集合とし
て構成される。Ｘ線検出部１Ｂは、被検体の断層面を通
過する各位置のＸ線を、対応するシンチレータ及びフォ
トダイオードの組合せから成る検出素子によって電流信
号として検出し、各検出器素子出力は、被検体の断層面
形状に従う強度を有するＸ線吸収データとして信号処理
部の各回路に与えられる。発光効率が高くノイズも小さ
なＣsＩ：Ｔｌ単結晶か らなるシンチレータの採用によ
り、検出部のコンパクト化と、充分に高いＳ／Ｎ比出力
とが可能である。
らなるシンチレータとシリコンフォトダ イオードとの
組合せから成る各検出素子から構成され、図に示した如
く、この各検出素子が多数円筒状に配設された集合とし
て構成される。Ｘ線検出部１Ｂは、被検体の断層面を通
過する各位置のＸ線を、対応するシンチレータ及びフォ
トダイオードの組合せから成る検出素子によって電流信
号として検出し、各検出器素子出力は、被検体の断層面
形状に従う強度を有するＸ線吸収データとして信号処理
部の各回路に与えられる。発光効率が高くノイズも小さ
なＣsＩ：Ｔｌ単結晶か らなるシンチレータの採用によ
り、検出部のコンパクト化と、充分に高いＳ／Ｎ比出力
とが可能である。
【００１８】信号処理部２は、図面上では、多数のＸ線
検出素子に対応する出力回路の内一つの出力回路部のみ
が例示されている。その他の検出素子の出力回路も同様
な構成である。信号処理部は、中央処理装置ＣＰＵ１０
及び多数のメモリ９からなるコンピュータ部と、シンチ
レータ検出器の入力を増幅する信号増幅器部と、増幅部
からの信号をサンプリングしてコンピュータ部に入力す
るデータ入力部とから基本的に構成される。各メモリ９
に蓄積されたデータは、ＣＰＵ１０を介して信号処理部
から出力部に送られる。
検出素子に対応する出力回路の内一つの出力回路部のみ
が例示されている。その他の検出素子の出力回路も同様
な構成である。信号処理部は、中央処理装置ＣＰＵ１０
及び多数のメモリ９からなるコンピュータ部と、シンチ
レータ検出器の入力を増幅する信号増幅器部と、増幅部
からの信号をサンプリングしてコンピュータ部に入力す
るデータ入力部とから基本的に構成される。各メモリ９
に蓄積されたデータは、ＣＰＵ１０を介して信号処理部
から出力部に送られる。
【００１９】信号増幅部は、増幅器３及び利得制御ユニ
ット４から構成されており、増幅器３は、利得制御ユニ
ット４によって利得を制御されて、Ｘ線検出部１Ｂから
の出力を増幅する。データ入力部のミラー積分器５は、
タイミングユニット６によって読取り及びリセットのタ
イミングが制御され、増幅器３の出力を受けてこれをサ
ンプリングすると共に積分する。各タイミングで順次サ
ンプリングされた積分値は、Ａ／Ｄ変換器７によってア
ナログデータからデジタルコードに変換された後、アド
レスセレクタ８によって指定される各メモリ９に順次格
納される。
ット４から構成されており、増幅器３は、利得制御ユニ
ット４によって利得を制御されて、Ｘ線検出部１Ｂから
の出力を増幅する。データ入力部のミラー積分器５は、
タイミングユニット６によって読取り及びリセットのタ
イミングが制御され、増幅器３の出力を受けてこれをサ
ンプリングすると共に積分する。各タイミングで順次サ
ンプリングされた積分値は、Ａ／Ｄ変換器７によってア
ナログデータからデジタルコードに変換された後、アド
レスセレクタ８によって指定される各メモリ９に順次格
納される。
【００２０】ＣＰＵ１０には、シンチレータの減衰時定
数及び照射Ｘ線に関するデータが格納されており、以前
に格納されたメモリ９のデータから順次補正データを算
出し、その後メモリ９に格納されるデータからこの算出
された補正データを減算することで、高速スキャンによ
って必要となる残光補正を行う。得られた補正データ
は、ＣＰＵ１０に格納されている対数変換データによっ
て対数変換されて、再びメモリ９に格納される。このよ
うにして得られた画像のためのデータは、その後、再構
成演算処理を介して断層像に変換されてＣＲＴ等に表示
される。
数及び照射Ｘ線に関するデータが格納されており、以前
に格納されたメモリ９のデータから順次補正データを算
出し、その後メモリ９に格納されるデータからこの算出
された補正データを減算することで、高速スキャンによ
って必要となる残光補正を行う。得られた補正データ
は、ＣＰＵ１０に格納されている対数変換データによっ
て対数変換されて、再びメモリ９に格納される。このよ
うにして得られた画像のためのデータは、その後、再構
成演算処理を介して断層像に変換されてＣＲＴ等に表示
される。
【００２１】シンチレータ材料としてＧd2Ｏ2Ｓ:Ｅｕを
採用し、且つＸ線ＣＴ装置のスキャンスピードを１.２s
ecとしたときに、従来のＸ線ＣＴ装置では空間分解能が
1.0mm程度が限界であったが、本発明ではＸ線ＣＴ装置
における残光信号成分を補正する補正手段を備える信号
処理部により、空間分解能を０.３５mmに迄上げること
ができた。
採用し、且つＸ線ＣＴ装置のスキャンスピードを１.２s
ecとしたときに、従来のＸ線ＣＴ装置では空間分解能が
1.0mm程度が限界であったが、本発明ではＸ線ＣＴ装置
における残光信号成分を補正する補正手段を備える信号
処理部により、空間分解能を０.３５mmに迄上げること
ができた。
【００２２】本発明によると、シンチレータ材料とし
て、発光効率は高いが、残光が大きいので高速スキャン
を行うと誤差が大きいために、断層面の高画質化ができ
なかった、ＣsI：Ｔｌ単結晶からなるシンチレータを有
するＸ線検出部１Ｂによって、きわめて正確な出力信号
を得ることができるようになった。従来は、このＣs
Ｉ：Ｔ ｌ単結晶からなるシンチレータを有するＸ線検
出器の他に、キセノンガス検出器と、ＣdＷＯ4単結晶か
らなるシンチレータを有するＸ線検出器が知られてい
た。しかし、キセノンガス検出器では、高圧のガスを封
入するためにいきおい容器の厚みが大きくなり、Ｘ線の
利用効率が低く感度が小さい、また空間分解能が低い、
或いは、電極板の振動によりノイズが発生する等の問題
があった。また、ＣdＷ Ｏ4単結晶は、残光は短いが、
発光効率が低く感度が小さい等の問題があり、結 局、
高画質の画像を得るために実用上充分な性能を有するＸ
線検出器が得られないという問題があった。しかし、本
発明の構成により、残光に寄る誤差を除くことができ、
高解像度を得るために実用上充分なＸ線検出器が得ら
れ、Ｘ線ＣＴ装置の高画質化が可能になった。
て、発光効率は高いが、残光が大きいので高速スキャン
を行うと誤差が大きいために、断層面の高画質化ができ
なかった、ＣsI：Ｔｌ単結晶からなるシンチレータを有
するＸ線検出部１Ｂによって、きわめて正確な出力信号
を得ることができるようになった。従来は、このＣs
Ｉ：Ｔ ｌ単結晶からなるシンチレータを有するＸ線検
出器の他に、キセノンガス検出器と、ＣdＷＯ4単結晶か
らなるシンチレータを有するＸ線検出器が知られてい
た。しかし、キセノンガス検出器では、高圧のガスを封
入するためにいきおい容器の厚みが大きくなり、Ｘ線の
利用効率が低く感度が小さい、また空間分解能が低い、
或いは、電極板の振動によりノイズが発生する等の問題
があった。また、ＣdＷ Ｏ4単結晶は、残光は短いが、
発光効率が低く感度が小さい等の問題があり、結 局、
高画質の画像を得るために実用上充分な性能を有するＸ
線検出器が得られないという問題があった。しかし、本
発明の構成により、残光に寄る誤差を除くことができ、
高解像度を得るために実用上充分なＸ線検出器が得ら
れ、Ｘ線ＣＴ装置の高画質化が可能になった。
【００２３】
【発明の効果】以上説明したように本発明のＸ線ＣＴ装
置によると、シンチレータに生ずる残光成分が補償でき
るため高速スキャン時の残光成分が出力に表われないの
で、体動の影響が表われることが無く、高画質の断層面
を得ることができる。
置によると、シンチレータに生ずる残光成分が補償でき
るため高速スキャン時の残光成分が出力に表われないの
で、体動の影響が表われることが無く、高画質の断層面
を得ることができる。
【図１】本発明の一実施例のＸ線ＣＴ装置のブロック図
である。
である。
【図２】本発明における残光補正の原理を説明するため
の図で、（ａ）はパルスＸ線の強度を表わすグラフ及び
残光成分を示す表、（ｂ）はシンチレータの一つの素子
の出力を表わすグラフである。
の図で、（ａ）はパルスＸ線の強度を表わすグラフ及び
残光成分を示す表、（ｂ）はシンチレータの一つの素子
の出力を表わすグラフである。
１Ａ：Ｘ線照射部 １Ｂ：Ｘ線検出部 ２ ：信号処理部 ３ ：増幅器 ４ ：利得制御ユニット ５ ：ミラー積分器 ６ ：タイミングユニット ７ ：Ａ／Ｄ変換器 ８ ：アドレスセレクタ ９ ：メモリ １０：ＣＰＵ
Claims (1)
- 【請求項１】 被検体の断層面に対して順次角度を変え
て放射線を照射するＸ線照射部と、前記断層面を通過す
るＸ線に照射されるシンチレータを有し前記断層面に従
うＸ線吸収データを順次出力するＸ線検出部と、前記Ｘ
線吸収データが入力され該Ｘ線吸収データを解析して前
記断層面の画像データを出力する信号処理部とを備える
Ｘ線ＣＴ装置において、前記信号処理部が、新たに入力
された前記Ｘ線吸収データから、前記シンチレータの残
光信号成分に関連する補正データを減算する補正手段を
備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4108491A JPH05281360A (ja) | 1992-04-01 | 1992-04-01 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4108491A JPH05281360A (ja) | 1992-04-01 | 1992-04-01 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05281360A true JPH05281360A (ja) | 1993-10-29 |
Family
ID=14486122
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4108491A Pending JPH05281360A (ja) | 1992-04-01 | 1992-04-01 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05281360A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001309915A (ja) * | 2000-02-16 | 2001-11-06 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｃｔイメージング・システムの検出器のための高次主減衰補正 |
| US7457452B2 (en) | 2002-04-10 | 2008-11-25 | Hitachi Medical Corporation | Radiographic image diagnosis device |
| WO2012032689A1 (ja) * | 2010-09-06 | 2012-03-15 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器 |
| JP2020074826A (ja) * | 2018-11-05 | 2020-05-21 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置および検出器ユニット |
-
1992
- 1992-04-01 JP JP4108491A patent/JPH05281360A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001309915A (ja) * | 2000-02-16 | 2001-11-06 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｃｔイメージング・システムの検出器のための高次主減衰補正 |
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| US7457452B2 (en) | 2002-04-10 | 2008-11-25 | Hitachi Medical Corporation | Radiographic image diagnosis device |
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| CN103080774A (zh) * | 2010-09-06 | 2013-05-01 | 株式会社岛津制作所 | 放射线检测器 |
| JPWO2012032689A1 (ja) * | 2010-09-06 | 2013-12-12 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器 |
| KR101372637B1 (ko) * | 2010-09-06 | 2014-03-10 | 가부시키가이샤 시마쓰세사쿠쇼 | 방사선 검출기 |
| JP5633567B2 (ja) * | 2010-09-06 | 2014-12-03 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器 |
| JP2020074826A (ja) * | 2018-11-05 | 2020-05-21 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置および検出器ユニット |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Year of fee payment: 9 Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080507 |
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Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090507 Year of fee payment: 10 |
|
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