JPH11276470A - 断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ - Google Patents

断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ

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JPH11276470A
JPH11276470A JP11009969A JP996999A JPH11276470A JP H11276470 A JPH11276470 A JP H11276470A JP 11009969 A JP11009969 A JP 11009969A JP 996999 A JP996999 A JP 996999A JP H11276470 A JPH11276470 A JP H11276470A
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フイ・デイヴィッド・ヒー
Bing Shen
ビング・シェン
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    • G01N2223/419—Imaging computed tomograph

Abstract

(57)【要約】 【課題】 計算機式断層撮影（ＣＴ）システムの検出器
用のシンチレータにおいて、高い幾何的効率を有し、ま
た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構成を提供する。 【解決手段】 本発明のシンチレータは、Ｘ線ビームが
隣り合う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。実施態様で
は、シンチレータは平行四辺形（５２）若しくは台形
（６２）を形成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
して配置される（７２）。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【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１
４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１
０μｍ）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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フイ・デイヴィッド・ヒー アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ケシャ、リンカーンシャー・コート、2806 番 (72)発明者 ビング・シェン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ミル ウォーキー、ウェスト・ホーソーン・トレ イス・ナンバー207、4212番 (72)発明者 ガーメン・オー・アードガン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ミル ウォーキー、ノース・メリーランド・アヴ ェニュー、4303番

Claims (14)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 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、ｚ
    軸方向に伸びていると共に最小の実効非シンチレーショ
    ン・ギャップを持つように構成されたシンチレータ素子
    を有している断層撮影システム。
  2. 【請求項２】 前記シンチレータ素子は平行四辺形の幾
    何形状を持っている請求項１に記載の断層撮影システ
    ム。
  3. 【請求項３】 前記シンチレータ素子は台形の幾何形状
    を持っている請求項１に記載の断層撮影システム。
  4. 【請求項４】 前記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。
  5. 【請求項５】 前記シンチレータ素子は矩形の幾何形状
    を持っている請求項４に記載の断層撮影システム。
  6. 【請求項６】 前記シンチレータ素子は矩形の幾何形状
    を持っている請求項１に記載の断層撮影システム。
  7. 【請求項７】 前記シンチレータ素子は互いに０．１ｍ
    ｍ未満離隔している請求項６に記載の断層撮影システ
    ム。
  8. 【請求項８】 検出器に装着されたときの実効非シンチ
    レーション・ギャップを最小にすることが可能な幾何形
    状を持つ複数のシンチレータ素子を有していることを特
    徴とする、断層撮影イメージング・システム用のシンチ
    レータ。
  9. 【請求項９】 前記シンチレータ素子のうちの少なくと
    もいくつかが、平行四辺形の幾何形状を持っている請求
    項８に記載のシンチレータ。
  10. 【請求項１０】 前記シンチレータ素子のうちの少なく
    ともいくつかが、台形の幾何形状を持っている請求項８
    に記載のシンチレータ。
  11. 【請求項１１】 前記シンチレータ素子はｚ軸方向に伸
    びており、また前記シンチレータ素子は、前記ギャップ
    のうちの少なくとも１つのギャップを覆って伸びている
    少なくとも１つの減衰用ワイヤを更に含んでいる請求項
    ８に記載のシンチレータ。
  12. 【請求項１２】 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、複数の検出器セルを含んでいる検出器配
    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、ｚ軸方向に伸びていると共に間にギャップを持つシ
    ンチレータ素子を有しており、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つのギャ
    ップを覆って伸びている断層撮影システム。
  13. 【請求項１３】 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を覆って伸びている請求項１２
    に記載の断層撮影システム。
  14. 【請求項１４】 前記減衰用ワイヤは、約０．２８ｍｍ
    の直径を持っている請求項１２に記載の断層撮影システ
    ム。
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