JPH08168484A - Ｃｔイメージングシステム - Google Patents
ＣｔイメージングシステムInfo
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- JPH08168484A JPH08168484A JP7182327A JP18232795A JPH08168484A JP H08168484 A JPH08168484 A JP H08168484A JP 7182327 A JP7182327 A JP 7182327A JP 18232795 A JP18232795 A JP 18232795A JP H08168484 A JPH08168484 A JP H08168484A
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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]
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 電子雑音が量子統計雑音に対してかなりの大
きさとなって画像品質を低下させる恐れのあるＶＣＴ用
途に於ける低信号問題を克服する。 【構成】 スライス方向に沿った列とインスライス方向
に沿った行とに配列された検出器素子（２２）の二次元
配列体（２０）を有するＶＣＴシステムにおいて、ディ
ジタル取得システム（３６）のチャネルがそれぞれの列
に接続され、走査の間にスイッチ集合体（５２）の動作
により各列の検出器素子（２２）が一度に１つまたは２
つづつ順次作動される。一度に２つの素子（２２）を作
動することにより、取得されるデータの信号対雑音比が
大きくなり、検出器ウォブリングによってスライス方向
の分解能が維持される。
きさとなって画像品質を低下させる恐れのあるＶＣＴ用
途に於ける低信号問題を克服する。 【構成】 スライス方向に沿った列とインスライス方向
に沿った行とに配列された検出器素子（２２）の二次元
配列体（２０）を有するＶＣＴシステムにおいて、ディ
ジタル取得システム（３６）のチャネルがそれぞれの列
に接続され、走査の間にスイッチ集合体（５２）の動作
により各列の検出器素子（２２）が一度に１つまたは２
つづつ順次作動される。一度に２つの素子（２２）を作
動することにより、取得されるデータの信号対雑音比が
大きくなり、検出器ウォブリングによってスライス方向
の分解能が維持される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＣＴ（コンピュータ断層
撮影）イメージングシステムに関し、更に詳しくは二次
元検出器配列体の別々のＸ線検出器からのデータの取得
に関するものである。
撮影）イメージングシステムに関し、更に詳しくは二次
元検出器配列体の別々のＸ線検出器からのデータの取得
に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】現在のＣＴ（コンピュータ断層撮影）シ
ステムでは、Ｘ線源から扇状のビームを投射し、この扇
状のビームを「イメージング平面」と呼ばれるデカルト
座標系のｘ−ｙ平面内にあるようにコリメートする。Ｘ
線ビームは医療患者のようなイメージング対象物を通過
して、一列すなわち一次元配列の放射線検出器に当た
る。透過放射線の強度はイメージング対象物によるＸ線
ビームの減衰によって左右される。各検出器はビーム減
衰の測定値である個別電気信号を発生する。すべての検
出器からの減衰測定値が別々に取得されることにより、
透過プロフィールが作成される。
ステムでは、Ｘ線源から扇状のビームを投射し、この扇
状のビームを「イメージング平面」と呼ばれるデカルト
座標系のｘ−ｙ平面内にあるようにコリメートする。Ｘ
線ビームは医療患者のようなイメージング対象物を通過
して、一列すなわち一次元配列の放射線検出器に当た
る。透過放射線の強度はイメージング対象物によるＸ線
ビームの減衰によって左右される。各検出器はビーム減
衰の測定値である個別電気信号を発生する。すべての検
出器からの減衰測定値が別々に取得されることにより、
透過プロフィールが作成される。
【０００３】従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器
配列体はイメージング平面内をガントリ上でイメージン
グ対象物のまわりに回転するので、Ｘ線ビームがイメー
ジング対象物と交差する角度は絶えず変化する。与えら
れた角度で検出配列体から得られる一群のＸ線減衰測定
値は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれる。イメージング
対象物の「走査（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源および検出器
の一回転の間に異なる角度方向で作成される一組のビュ
ーで構成される。二次元走査では、データを処理するこ
とにより、イメージング対象物を通して取得された二次
元スライスに対応する画像が構成される。二次元データ
から画像を再構成するために広く行われている方法は当
業者によりフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この
方法においては、走査により得られた減衰測定値が「Ｃ
Ｔ数」または「ハウンズフィールド・ユニット（Ｈｏｕ
ｎｓｆｉｅｌｄ ｕｎｉｔ）」と呼ばれる整数に変換さ
れる。陰極線管表示装置上の対応する画素の明るさを制
御するために、この整数が使用される。
配列体はイメージング平面内をガントリ上でイメージン
グ対象物のまわりに回転するので、Ｘ線ビームがイメー
ジング対象物と交差する角度は絶えず変化する。与えら
れた角度で検出配列体から得られる一群のＸ線減衰測定
値は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれる。イメージング
対象物の「走査（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源および検出器
の一回転の間に異なる角度方向で作成される一組のビュ
ーで構成される。二次元走査では、データを処理するこ
とにより、イメージング対象物を通して取得された二次
元スライスに対応する画像が構成される。二次元データ
から画像を再構成するために広く行われている方法は当
業者によりフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この
方法においては、走査により得られた減衰測定値が「Ｃ
Ｔ数」または「ハウンズフィールド・ユニット（Ｈｏｕ
ｎｓｆｉｅｌｄ ｕｎｉｔ）」と呼ばれる整数に変換さ
れる。陰極線管表示装置上の対応する画素の明るさを制
御するために、この整数が使用される。
【０００４】容積コンピュータ断層（ＶＣＴ）システム
すなわち三次元ＣＴシステムでは、扇状ビームがｚ軸に
沿っても扇状に広がり、検出器が二次元配列体として構
成される。これにより、ｚ軸に沿って配置された複数の
スライスについて減衰測定値が取得される。肺のイメー
ジングなどの幾つかの用途では、スライス方向の高分解
能が必要とされるので、各Ｘ線検出器のｚ軸に沿った寸
法が非常に小さくなければならない。したがって、Ｘ線
ビームの減衰が大きくなるような用途では、特に、各検
出器からの出力信号が非常に小さくなることがある。そ
の結果、信号対雑音比が下がって、画像品質が著しく低
下することがある。この「低信号問題」に対する解決策
として、データ取得システム（ＤＡＳ）で使用される前
置増幅器に対する雑音についての要求条件をより厳しく
し、またより効率のよいＸ線検出器技術を使用する。し
かし、これらの解決策の両方とも、システムにかなりの
付加的な費用がかかる。Ｘ線量を増大することにより上
記問題を解決することもできるが、患者に対する放射線
が増大することを考えると、これは望ましい解決策では
ない。
すなわち三次元ＣＴシステムでは、扇状ビームがｚ軸に
沿っても扇状に広がり、検出器が二次元配列体として構
成される。これにより、ｚ軸に沿って配置された複数の
スライスについて減衰測定値が取得される。肺のイメー
ジングなどの幾つかの用途では、スライス方向の高分解
能が必要とされるので、各Ｘ線検出器のｚ軸に沿った寸
法が非常に小さくなければならない。したがって、Ｘ線
ビームの減衰が大きくなるような用途では、特に、各検
出器からの出力信号が非常に小さくなることがある。そ
の結果、信号対雑音比が下がって、画像品質が著しく低
下することがある。この「低信号問題」に対する解決策
として、データ取得システム（ＤＡＳ）で使用される前
置増幅器に対する雑音についての要求条件をより厳しく
し、またより効率のよいＸ線検出器技術を使用する。し
かし、これらの解決策の両方とも、システムにかなりの
付加的な費用がかかる。Ｘ線量を増大することにより上
記問題を解決することもできるが、患者に対する放射線
が増大することを考えると、これは望ましい解決策では
ない。
【０００５】
【発明の概要】本発明はＶＣＴシステムに関し、特に前
置増幅器に印加する前の検出器信号の選択的組み合わせ
に関するものである。詳しく述べると、ＶＣＴシステム
は、スライス方向に沿って配置された別々の行とインス
ライス（ｉｎ−ｓｌｉｃｅ）方向に沿って配置された別
々の列とに配列された検出器素子の二次元配列体、Ｘ線
減衰測定値を受けてディジタル化するための一組の前置
増幅器およびアナログ−ディジタル変換器、ならびに各
検出器素子に接続されたスイッチ集合体であって、各検
出器素子によって得られたＸ線減衰測定値の上記一組の
前置増幅器への印加を制御することにより、二次元配列
体の隣接した行にある複数の検出器素子によって得られ
たＸ線減衰測定値が１つの前置増幅器に印加されるよう
にするスイッチ集合体を含む。
置増幅器に印加する前の検出器信号の選択的組み合わせ
に関するものである。詳しく述べると、ＶＣＴシステム
は、スライス方向に沿って配置された別々の行とインス
ライス（ｉｎ−ｓｌｉｃｅ）方向に沿って配置された別
々の列とに配列された検出器素子の二次元配列体、Ｘ線
減衰測定値を受けてディジタル化するための一組の前置
増幅器およびアナログ−ディジタル変換器、ならびに各
検出器素子に接続されたスイッチ集合体であって、各検
出器素子によって得られたＸ線減衰測定値の上記一組の
前置増幅器への印加を制御することにより、二次元配列
体の隣接した行にある複数の検出器素子によって得られ
たＸ線減衰測定値が１つの前置増幅器に印加されるよう
にするスイッチ集合体を含む。
【０００６】本発明の一般的な目的は、電子雑音が量子
統計雑音に対してかなりの大きさとなって画像品質を低
下させる恐れのあるＶＣＴ用途に於ける低信号問題を克
服することである。この状況下では、スイッチ集合体
は、隣接した検出器素子によって作成された減衰測定値
を組み合わせることにより、電子チャネル雑音に対する
信号レベルを増大させる。これはスライス方向の分解能
を下げることがあるが、これが雑音の増大ほどの問題で
はない多数の用途がある。
統計雑音に対してかなりの大きさとなって画像品質を低
下させる恐れのあるＶＣＴ用途に於ける低信号問題を克
服することである。この状況下では、スイッチ集合体
は、隣接した検出器素子によって作成された減衰測定値
を組み合わせることにより、電子チャネル雑音に対する
信号レベルを増大させる。これはスライス方向の分解能
を下げることがあるが、これが雑音の増大ほどの問題で
はない多数の用途がある。
【０００７】本発明のもう１つの目的は、スライス方向
の分解能の損失を最小にしながら、信号対雑音比を大き
くすることである。これは、１つの行の検出器素子によ
って得られた測定値をその両側の内の一方の側の行にあ
る検出器素子によって得られた測定値と組み合わせた１
つのビューを取得し、次いで該１つの行の検出器素子に
よって得られた測定値を他方の側の行にある検出器素子
によって得られた測定値と組み合わせた別の１つのビュ
ーを取得することによって達成される。このサンプリン
グ手法を、本明細書では「検出器ウォブリング（ｗｏｂ
ｂｌｉｎｇ）」と呼ぶ。これを使用することにより、画
像の分解能をあまり下げることなく低信号問題が解決さ
れる。検出器ウォブリングを焦点ウォブリングと組み合
わせて使用すると、二次元投影データの最適サンプリン
グが行われる。
の分解能の損失を最小にしながら、信号対雑音比を大き
くすることである。これは、１つの行の検出器素子によ
って得られた測定値をその両側の内の一方の側の行にあ
る検出器素子によって得られた測定値と組み合わせた１
つのビューを取得し、次いで該１つの行の検出器素子に
よって得られた測定値を他方の側の行にある検出器素子
によって得られた測定値と組み合わせた別の１つのビュ
ーを取得することによって達成される。このサンプリン
グ手法を、本明細書では「検出器ウォブリング（ｗｏｂ
ｂｌｉｎｇ）」と呼ぶ。これを使用することにより、画
像の分解能をあまり下げることなく低信号問題が解決さ
れる。検出器ウォブリングを焦点ウォブリングと組み合
わせて使用すると、二次元投影データの最適サンプリン
グが行われる。
【０００８】
【好ましい実施態様の説明】図１および図２に示すよう
に、ＣＴシステム１０はＸ線源１２を含み、Ｘ線源１２
は焦点１６からＸ線の円すい状ビーム１４を患者１８に
向けて投射して二次元検出器配列体２０で受けられるよ
うに配置されている。二次元検出器配列体２０は多数の
検出器素子２２を含み、これらの検出器素子２２は、患
者１８を通過するＸ線１４の投影画像を検出するために
互いにほぼ垂直な列と行とに配列されている。
に、ＣＴシステム１０はＸ線源１２を含み、Ｘ線源１２
は焦点１６からＸ線の円すい状ビーム１４を患者１８に
向けて投射して二次元検出器配列体２０で受けられるよ
うに配置されている。二次元検出器配列体２０は多数の
検出器素子２２を含み、これらの検出器素子２２は、患
者１８を通過するＸ線１４の投影画像を検出するために
互いにほぼ垂直な列と行とに配列されている。
【０００９】Ｘ線源１２および二次元検出器配列体２０
は、ガントリ２４上に対向して取り付けられ、ほぼ患者
１８の中に位置している回転軸２６を中心として回転す
る。回転軸２６は、原点が円すい状ビーム１４の中心に
あるデカルト座標系のｚ軸を構成する。したがって、こ
の座標系のｘ軸およびｙ軸によって規定される平面は、
回転平面、詳しくはガントリ２４のガントリ平面２８を
規定する。
は、ガントリ２４上に対向して取り付けられ、ほぼ患者
１８の中に位置している回転軸２６を中心として回転す
る。回転軸２６は、原点が円すい状ビーム１４の中心に
あるデカルト座標系のｚ軸を構成する。したがって、こ
の座標系のｘ軸およびｙ軸によって規定される平面は、
回転平面、詳しくはガントリ２４のガントリ平面２８を
規定する。
【００１０】ガントリ２４の回転は、ガントリ平面２８
内の任意の基準位置からの角度γによって測定される。
角度γは０ラジアンと２πラジアン（３６０°）との間
で変化する。Ｘ線の円すい状ビーム１４は、ガントリ平
面２８から角度φだけ広がり且つガントリ平面２８に沿
って角度θだけ広がる。二次元検出器配列体２０は、焦
点１６を中心とする球の表面の一部分として配置され、
その検出器素子２２は円すい状ビーム１４の角度φおよ
びθ全体に亘って円すい状ビーム１４の射線（ｒａｙ）
を受けて該射線に沿ったＸ線強度を測定するように配列
される。
内の任意の基準位置からの角度γによって測定される。
角度γは０ラジアンと２πラジアン（３６０°）との間
で変化する。Ｘ線の円すい状ビーム１４は、ガントリ平
面２８から角度φだけ広がり且つガントリ平面２８に沿
って角度θだけ広がる。二次元検出器配列体２０は、焦
点１６を中心とする球の表面の一部分として配置され、
その検出器素子２２は円すい状ビーム１４の角度φおよ
びθ全体に亘って円すい状ビーム１４の射線（ｒａｙ）
を受けて該射線に沿ったＸ線強度を測定するように配列
される。
【００１１】図１に示すようにＣＴスキャナ１０の制御
系は、ガントリと結合された制御モジュール３０を有し
ている。制御モジュール３０には、電力およびタイミン
グ信号をＸ線源１２に供給するＸ線制御器３２、ガント
リ２４の回転速度および位置を制御するガントリ電動機
制御器３４、およびデータ取得システム（ＤＡＳ）３６
が含まれている。データ取得システムは、二次元検出器
配列体２０からの投影データを受け、データを後のコン
ピュータ処理のためディジタル形式に変換するととも
に、データを取得したときのビームの角度φ、θおよび
ガントリ角度γの値を保持する。Ｘ線制御器３２、ガン
トリ電動機制御器３４およびデータ取得システム３６は
コンピュータ３８に接続されている。
系は、ガントリと結合された制御モジュール３０を有し
ている。制御モジュール３０には、電力およびタイミン
グ信号をＸ線源１２に供給するＸ線制御器３２、ガント
リ２４の回転速度および位置を制御するガントリ電動機
制御器３４、およびデータ取得システム（ＤＡＳ）３６
が含まれている。データ取得システムは、二次元検出器
配列体２０からの投影データを受け、データを後のコン
ピュータ処理のためディジタル形式に変換するととも
に、データを取得したときのビームの角度φ、θおよび
ガントリ角度γの値を保持する。Ｘ線制御器３２、ガン
トリ電動機制御器３４およびデータ取得システム３６は
コンピュータ３８に接続されている。
【００１２】コンピュータ３８は、後で詳細に説明する
ように投影データを取得して操作するようにプログラミ
ングされた汎用ミニコンピュータである。コンピュータ
３８は画像再構成器４０に接続されている。画像再構成
器４０は、当業者に知られている方法に従って高速画像
再構成を行う。コンピュータ３８は操作卓４２を介して
指令および走査パラメータを受ける。操作卓４２は一般
に、ＣＲＴ表示装置およびキーボードであり、これによ
り操作者はＣＴ走査のためのパラメータを入力し、再構
成された画像を表示することができる。大容量記憶装置
４４が、オペレーティングプログラムを記憶するための
手段を提供する。
ように投影データを取得して操作するようにプログラミ
ングされた汎用ミニコンピュータである。コンピュータ
３８は画像再構成器４０に接続されている。画像再構成
器４０は、当業者に知られている方法に従って高速画像
再構成を行う。コンピュータ３８は操作卓４２を介して
指令および走査パラメータを受ける。操作卓４２は一般
に、ＣＲＴ表示装置およびキーボードであり、これによ
り操作者はＣＴ走査のためのパラメータを入力し、再構
成された画像を表示することができる。大容量記憶装置
４４が、オペレーティングプログラムを記憶するための
手段を提供する。
【００１３】特に図３に示すように検出器配列体２０
は、インスライス方向に沿って延在する行に配列された
検出器素子２２の二次元配列体で構成される。各行はた
とえば１０００個の別々の検出器素子を有することがで
き、配列体２０はスライス方向に沿って配置された１６
行を有することができる。検出器素子２２は、サンプル
期間にわたって受けたＸ線束に比例した電気信号を生じ
るガスまたは固体の検出器素子とすることができる。イ
ンスライス分解能が０．５ｍｍ、スライス分解能が１．
０ｍｍで、１つのスライスがシステムのアイソセンタ
（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）にある場合、各検出器素子２２
はアイソセンタでわずか０．５ｍｍ2 の面積を有するに
過ぎない。その結果、特にＸ線が患者によって大きく減
衰される場合には、検出器素子により得られる減衰測定
値信号は非常に小さい。電子雑音が量子雑音よりずっと
大きいこの「光子不足」状態は、本発明が扱う主要な問
題である。
は、インスライス方向に沿って延在する行に配列された
検出器素子２２の二次元配列体で構成される。各行はた
とえば１０００個の別々の検出器素子を有することがで
き、配列体２０はスライス方向に沿って配置された１６
行を有することができる。検出器素子２２は、サンプル
期間にわたって受けたＸ線束に比例した電気信号を生じ
るガスまたは固体の検出器素子とすることができる。イ
ンスライス分解能が０．５ｍｍ、スライス分解能が１．
０ｍｍで、１つのスライスがシステムのアイソセンタ
（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）にある場合、各検出器素子２２
はアイソセンタでわずか０．５ｍｍ2 の面積を有するに
過ぎない。その結果、特にＸ線が患者によって大きく減
衰される場合には、検出器素子により得られる減衰測定
値信号は非常に小さい。電子雑音が量子雑音よりずっと
大きいこの「光子不足」状態は、本発明が扱う主要な問
題である。
【００１４】やはり図３に示されるように、配列体２０
の１列内の各検出器素子２２はデータ取得システム３６
の１つのチャネルに接続された入力リード線４６に、電
子スイッチ（図示しない）を介して接続される。各チャ
ネルには、低レベル減衰測定値を受けて増幅する前置増
幅器５０、および増幅された測定値をディジタル化する
アナログ−ディジタル変換器５１が含まれている。スイ
ッチ制御器集合体５２が、検出器素子２２の対応する行
の電子スイッチに接続された一組の行作動線５３を駆動
する。これらの行作動線５３に生じる信号により、各行
の検出器素子２２により得られた減衰測定値がデータ取
得システム３６に順次印加される。これが図４（Ａ）に
例示されており、相次ぐサンプル期間の間に配列体２０
の各行が順次作動され、作動された行の各検出器素子２
２によって得られた減衰測定値がデータ取得システム３
６の１つのチャネルに印加される。
の１列内の各検出器素子２２はデータ取得システム３６
の１つのチャネルに接続された入力リード線４６に、電
子スイッチ（図示しない）を介して接続される。各チャ
ネルには、低レベル減衰測定値を受けて増幅する前置増
幅器５０、および増幅された測定値をディジタル化する
アナログ−ディジタル変換器５１が含まれている。スイ
ッチ制御器集合体５２が、検出器素子２２の対応する行
の電子スイッチに接続された一組の行作動線５３を駆動
する。これらの行作動線５３に生じる信号により、各行
の検出器素子２２により得られた減衰測定値がデータ取
得システム３６に順次印加される。これが図４（Ａ）に
例示されており、相次ぐサンプル期間の間に配列体２０
の各行が順次作動され、作動された行の各検出器素子２
２によって得られた減衰測定値がデータ取得システム３
６の１つのチャネルに印加される。
【００１５】本発明の教示するところによれば、コンピ
ュータ３８が制御バス５４を介してスイッチ制御器集合
体５２を動作させて、異なるシーケンスで検出器配列体
２０から減衰測定値を取得させ、これにより複数の隣接
した検出器素子２２からの減衰測定値を組み合わせて前
置増幅器５０の電子雑音レベルより十分大きいレベルま
で信号を上昇させることができる。
ュータ３８が制御バス５４を介してスイッチ制御器集合
体５２を動作させて、異なるシーケンスで検出器配列体
２０から減衰測定値を取得させ、これにより複数の隣接
した検出器素子２２からの減衰測定値を組み合わせて前
置増幅器５０の電子雑音レベルより十分大きいレベルま
で信号を上昇させることができる。
【００１６】たとえば、図４（Ｂ）に示す第一の走査シ
ーケンスでは、スイッチ制御器集合体５２が各サンプル
期間の間に一対の隣接した行を作動する。測定値は一度
に２つづつデータ取得システム３６に印加されるので、
信号レベルは２倍となり、信号対雑音比が改善される。
具合の悪いことに、この方法ではスライス方向に沿った
検出器素子２２の大きさが実効的に２倍になるので、ス
ライス方向の分解能が半分に小さくなる。それにもかか
わらず、光子不足が問題になる用途では、画像品質の改
善は分解能の劣化を補って余りある。
ーケンスでは、スイッチ制御器集合体５２が各サンプル
期間の間に一対の隣接した行を作動する。測定値は一度
に２つづつデータ取得システム３６に印加されるので、
信号レベルは２倍となり、信号対雑音比が改善される。
具合の悪いことに、この方法ではスライス方向に沿った
検出器素子２２の大きさが実効的に２倍になるので、ス
ライス方向の分解能が半分に小さくなる。それにもかか
わらず、光子不足が問題になる用途では、画像品質の改
善は分解能の劣化を補って余りある。
【００１７】本発明のもう１つの実施例では、画像品質
の劣化を最小にしつつ、光子不足の問題に対処する。こ
れは、２つの組のビューを取得することにより達成され
る。第１組のビューは、行ｎ内の検出器素子の信号を行
ｎ−１内の隣接する検出器素子の信号と組み合わせるこ
とにより取得される。第２組のビューは、行ｎ内の同じ
検出器素子の信号を行ｎ＋１内の隣接する検出器素子の
信号と組み合わせることにより取得される。その結果、
信号対雑音比を改善するために信号を組み合わせても、
サンプル間の距離が僅か１つの検出器素子の部分に過ぎ
ないので、スライス方向の分解能はあまり劣化しない。
このように検出器素子の測定値を組み合わせて、各サン
プルの実効位置を一方の側に動かし、次いで他方の側に
動かす方法を、本明細書では「検出器ウォブリング」と
呼ぶ。
の劣化を最小にしつつ、光子不足の問題に対処する。こ
れは、２つの組のビューを取得することにより達成され
る。第１組のビューは、行ｎ内の検出器素子の信号を行
ｎ−１内の隣接する検出器素子の信号と組み合わせるこ
とにより取得される。第２組のビューは、行ｎ内の同じ
検出器素子の信号を行ｎ＋１内の隣接する検出器素子の
信号と組み合わせることにより取得される。その結果、
信号対雑音比を改善するために信号を組み合わせても、
サンプル間の距離が僅か１つの検出器素子の部分に過ぎ
ないので、スライス方向の分解能はあまり劣化しない。
このように検出器素子の測定値を組み合わせて、各サン
プルの実効位置を一方の側に動かし、次いで他方の側に
動かす方法を、本明細書では「検出器ウォブリング」と
呼ぶ。
【００１８】普通の状況下では、分解能をあまり下げな
いで信号対雑音比をこのように改善することは、走査時
間を伸ばすことなく行える。しかし、走査時間の増大を
許容できるときには、検出器ウォブリングを平面内焦点
ウォブリングと組み合わせることにより更なる改善を得
ることができる。図６に示すように平面内焦点ウォブリ
ングは、まずＸ線管１２上の１つの焦点Ｐ1 から出てく
る扇状ビームを使用して第１のビューを取得した後、Ｘ
線管１２上の第２の焦点Ｐ2 を使用して第２のビューを
取得することにより行われる。ビュー相互間のガントリ
の回転は、Ｐ1からＰ2 への変位がガントリの回転によ
る変位を相殺するようにされる。したがって、２つのビ
ューは同じビュー点から取得され、信号を組み合わせる
ことができる。このことが図５（Ａ）に例示されてお
り、図５（Ａ）で、「＋」は一方の焦点での測定値を示
し、「０」は他方の焦点での測定値を示す。インスライ
ス間隔すなわち検出器素子２２の「ピッチ」はＳ1 であ
り、これは平面内焦点ウォブリングにより実効的に半分
になる。距離Ｓ2 は、上記のように２つの隣接した検出
器素子２２からの信号を組み合わせたときのスライス方
向のピッチである。平面内焦点ウォブリングの具体化に
ついてのより詳細な説明については、ここに引用する発
明の名称「焦点を動かすことができるコンピュータ断層
撮影システム」の米国特許第５，１７３，８５２号明細
書を参照できる。
いで信号対雑音比をこのように改善することは、走査時
間を伸ばすことなく行える。しかし、走査時間の増大を
許容できるときには、検出器ウォブリングを平面内焦点
ウォブリングと組み合わせることにより更なる改善を得
ることができる。図６に示すように平面内焦点ウォブリ
ングは、まずＸ線管１２上の１つの焦点Ｐ1 から出てく
る扇状ビームを使用して第１のビューを取得した後、Ｘ
線管１２上の第２の焦点Ｐ2 を使用して第２のビューを
取得することにより行われる。ビュー相互間のガントリ
の回転は、Ｐ1からＰ2 への変位がガントリの回転によ
る変位を相殺するようにされる。したがって、２つのビ
ューは同じビュー点から取得され、信号を組み合わせる
ことができる。このことが図５（Ａ）に例示されてお
り、図５（Ａ）で、「＋」は一方の焦点での測定値を示
し、「０」は他方の焦点での測定値を示す。インスライ
ス間隔すなわち検出器素子２２の「ピッチ」はＳ1 であ
り、これは平面内焦点ウォブリングにより実効的に半分
になる。距離Ｓ2 は、上記のように２つの隣接した検出
器素子２２からの信号を組み合わせたときのスライス方
向のピッチである。平面内焦点ウォブリングの具体化に
ついてのより詳細な説明については、ここに引用する発
明の名称「焦点を動かすことができるコンピュータ断層
撮影システム」の米国特許第５，１７３，８５２号明細
書を参照できる。
【００１９】検出器ウォブリングをインスライス焦点ウ
ォブリングと組み合わせたとき、システムのサンプリン
グ周波数はスライス方向でもインスライス方向でも２倍
になる。また図５（Ｂ）に示すような「斜めウォブリン
グ」により、二次元投影をサンプリングするための最も
一様な方法が提供される。したがって、コンピュータ３
８の指令のもとにスイッチ制御器集合体５２を動作させ
ることにより、各走査に対する特定の必要条件に合うよ
うに信号の強さおよび検出器の分解能を制御することが
できる。
ォブリングと組み合わせたとき、システムのサンプリン
グ周波数はスライス方向でもインスライス方向でも２倍
になる。また図５（Ｂ）に示すような「斜めウォブリン
グ」により、二次元投影をサンプリングするための最も
一様な方法が提供される。したがって、コンピュータ３
８の指令のもとにスイッチ制御器集合体５２を動作させ
ることにより、各走査に対する特定の必要条件に合うよ
うに信号の強さおよび検出器の分解能を制御することが
できる。
【図１】ＣＴイメージングシステムの概略ブロック図で
ある。
ある。
【図２】本発明を用いることができるＣＴイメージング
システムの絵画的な斜視図である。
システムの絵画的な斜視図である。
【図３】図２のＣＴイメージングシステムの一部を構成
するデータ取得システム（ＤＡＳ）の電気ブロック図で
ある。
するデータ取得システム（ＤＡＳ）の電気ブロック図で
ある。
【図４】図３のデータ取得システム（ＤＡＳ）がどのよ
うに検出器配列体の素子を走査するかを示す説明図であ
る。
うに検出器配列体の素子を走査するかを示す説明図であ
る。
【図５】焦点ウォブリングを単独で、また本発明による
検出器ウォブリングと組み合わせて用いるときに生じる
サンプリングパターンを表す説明図である。
検出器ウォブリングと組み合わせて用いるときに生じる
サンプリングパターンを表す説明図である。
【図６】焦点ウォブリングがどのように実行されるかを
示す説明図である。
示す説明図である。
１０ ＣＴシステム １２ Ｘ線源 ２０ 二次元検出器配列体 ２２ 検出器素子 ３６ データ取得システム ３８ コンピュータ ５０ 前置増幅器 ５１ アナログーディジタル変換器 ５２ スイッチ制御器集合体 ５３ 行作動線
Claims (3)
- 【請求項１】 Ｘ線源から出てくる光子を受けて、それ
に比例した電気信号を発生するための検出器素子の二次
元配列体であって、インスライス方向を形成する行とス
ライス方向を形成する列とに上記検出器素子が配列され
ている二次元配列体、 上記二次元配列体の対応する列の検出器素子によって発
生された電気信号を受けるように接続された一組の前置
増幅器を有するディジタル取得システム、 行作動線を介して上記二次元配列体に接続されたスイッ
チ集合体であって、制御信号に応動して選択的に１つ以
上の行の検出器素子を作動して、それらの電気信号を対
応する前置増幅器に印加させるスイッチ集合体、および
各列内の検出器素子を順次作動してそれらの検出器素子
の電気信号を一度に１つまたは２つづつ対応する前置増
幅器に印加させるように上記スイッチ集合体を動作させ
ることにより、一連のビューを取得する走査を遂行させ
るコンピュータ手段を含むことを特徴とするＣＴイメー
ジングシステム。 - 【請求項２】 上記の各列内の検出器素子が一度に２つ
づつ作動されて、取得される各ビューに対してスライス
方向に沿って検出器ウォブリングを行う請求項１記載の
ＣＴイメージングシステム。 - 【請求項３】 上記Ｘ線源が光子を放出する２つの焦点
（Ｐ1 ，Ｐ2 ）を有し、上記コンピュータ手段が、これ
らの２つの焦点から交互に出て来る光子群で相次ぐビュ
ーを取得することによってインスライスウォブリングを
行うように、走査の際にＸ線源を動作させる請求項２記
載のＣＴイメージングシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/282,671 US6047040A (en) | 1994-07-29 | 1994-07-29 | Detector signal integration in volumetric CT scanner detector arrays |
| US08/282671 | 1994-07-29 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08168484A true JPH08168484A (ja) | 1996-07-02 |
| JP4179643B2 JP4179643B2 (ja) | 2008-11-12 |
Family
ID=23082599
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP18232795A Expired - Fee Related JP4179643B2 (ja) | 1994-07-29 | 1995-07-19 | Ｃｔイメージングシステム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6047040A (ja) |
| JP (1) | JP4179643B2 (ja) |
| DE (1) | DE19526930B4 (ja) |
| IL (1) | IL114348A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002541897A (ja) * | 1999-04-15 | 2002-12-10 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 最適化ｃｔプロトコル |
| JP2007534415A (ja) * | 2004-04-28 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ３次元電子ビームコンピュータ断層撮影 |
| JP2008520257A (ja) * | 2004-10-08 | 2008-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ボクセルに依存する補間を用いる画像再構成 |
Families Citing this family (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19851556C2 (de) * | 1998-11-09 | 2000-11-23 | Siemens Ag | CT-Gerät |
| US6272201B1 (en) * | 1999-09-21 | 2001-08-07 | General Electric Company | Methods and apparatus for efficient data acquisition in CT scanners |
| US6359957B1 (en) * | 2000-12-21 | 2002-03-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Fet switching method and apparatus for multi-slice CT detector |
| US7072436B2 (en) * | 2001-08-24 | 2006-07-04 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Volumetric computed tomography (VCT) |
| US6904118B2 (en) * | 2002-07-23 | 2005-06-07 | General Electric Company | Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT |
| US7813473B2 (en) * | 2002-07-23 | 2010-10-12 | General Electric Company | Method and apparatus for generating temporally interpolated projections |
| US7054409B2 (en) * | 2002-12-31 | 2006-05-30 | General Electric Company | Volumetric CT system and method utilizing multiple detector panels |
| US20050226364A1 (en) * | 2003-11-26 | 2005-10-13 | General Electric Company | Rotational computed tomography system and method |
| US7639774B2 (en) * | 2003-12-23 | 2009-12-29 | General Electric Company | Method and apparatus for employing multiple axial-sources |
| US7333587B2 (en) | 2004-02-27 | 2008-02-19 | General Electric Company | Method and system for imaging using multiple offset X-ray emission points |
| US20080056432A1 (en) * | 2006-08-30 | 2008-03-06 | General Electric Company | Reconstruction of CT projection data |
| US7835486B2 (en) * | 2006-08-30 | 2010-11-16 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
| US7706499B2 (en) * | 2006-08-30 | 2010-04-27 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
| US7616731B2 (en) * | 2006-08-30 | 2009-11-10 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
| DE102007042335A1 (de) * | 2007-09-06 | 2009-03-12 | Siemens Ag | Detektoranordnung sowie Verfahren zur Verarbeitung von Signalen |
| JP2010035812A (ja) * | 2008-08-05 | 2010-02-18 | Toshiba Corp | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| US8923475B2 (en) * | 2012-01-31 | 2014-12-30 | Siemens Aktiengesellschaft | System and method for recording cone-beam tomograms in radiation therapy |
| US10119924B2 (en) | 2016-03-31 | 2018-11-06 | General Electric Company | Computed tomography with detector wobble |
| KR102437855B1 (ko) * | 2016-08-11 | 2022-08-29 | 프리스매틱 센서즈 에이비 | 소비 전력이 저감된 광자 계수형 검출기 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2622177A1 (de) * | 1976-05-19 | 1977-12-01 | Philips Patentverwaltung | Anordnung zur ermittlung der absorption einer strahlung in einer ebene eines koerpers |
| US4442489A (en) * | 1979-06-16 | 1984-04-10 | U.S. Philips Corporation | Device for computed tomography |
| US4965726A (en) * | 1988-10-20 | 1990-10-23 | Picker International, Inc. | CT scanner with segmented detector array |
| US5173852A (en) * | 1990-06-20 | 1992-12-22 | General Electric Company | Computed tomography system with translatable focal spot |
| US5430784A (en) * | 1994-02-28 | 1995-07-04 | General Electric Company | Computerized tomography imaging using multi-slice detector with selectable slice thickness |
-
1994
- 1994-07-29 US US08/282,671 patent/US6047040A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-06-27 IL IL11434895A patent/IL114348A/en not_active IP Right Cessation
- 1995-07-19 JP JP18232795A patent/JP4179643B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1995-07-24 DE DE19526930A patent/DE19526930B4/de not_active Expired - Fee Related
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|---|---|---|---|---|
| JP2002541897A (ja) * | 1999-04-15 | 2002-12-10 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 最適化ｃｔプロトコル |
| JP4732592B2 (ja) * | 1999-04-15 | 2011-07-27 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 最適化ｃｔプロトコル |
| JP2007534415A (ja) * | 2004-04-28 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ３次元電子ビームコンピュータ断層撮影 |
| JP2008520257A (ja) * | 2004-10-08 | 2008-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ボクセルに依存する補間を用いる画像再構成 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19526930A1 (de) | 1996-02-01 |
| JP4179643B2 (ja) | 2008-11-12 |
| DE19526930B4 (de) | 2009-08-06 |
| US6047040A (en) | 2000-04-04 |
| IL114348A0 (en) | 1995-10-31 |
| IL114348A (en) | 1998-09-24 |
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