(57)【要約】【課題】計数率を向上すること。【解決手段】実施形態の医用撮像システムは、フレームと、放射線源と、検出器アレイと、再構成部とを備える。前記フレームは、ボアを有し、当該ボアの中心を通る長軸が撮像の対象領域と交差する。前記放射線源は、Ｘ線を、前記対象領域に向かう径方向に放射する。前記検出器アレイは、前記長軸に実質的に対応する検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメントを有し、前記複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントに、前記放射線源から放射されて前記対象領域を通過した前記Ｘ線が入射するように前記複数の検出器セグメントが配置されている。前記再構成部は、前記検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する。前記検出器アレイの前記複数の検出器セグメントそれぞれは、前記検出器軸に対して傾斜された検出面を有する。【選択図】図２
2014210183.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ボアを有し、当該ボアの中心を通る長軸が撮像の対象領域と交差するフレームと、
前記長軸に対して広がりを持った形状のＸ線を、前記対象領域に向かう径方向に放射する放射線源と、
前記長軸に実質的に対応する検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメントを有し、前記複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントに、前記放射線源から放射されて前記対象領域を通過した前記Ｘ線が入射するように前記複数の検出器セグメントが配置されている検出器アレイと、
前記検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する再構成部と、
を備え、
前記検出器アレイの前記複数の検出器セグメントそれぞれは、前記検出器軸に対して傾斜された検出面を有する、医用撮像システム。
【請求項２】
前記検出器アレイの隣接する検出器セグメントであるセグメント対は、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状の側面形状を有する、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項３】
前記セグメント対それぞれは、前記検出器軸に対して第１の傾斜を持つ第１の検出面を有する第１の検出器セグメントと、前記検出器軸に対して第２の傾斜を持つ第２の検出面を有する第２の検出器セグメントとを有する、請求項２に記載の医用撮像システム。
【請求項４】
前記セグメント対が有する前記第１の検出器セグメントと前記第２の検出器セグメントとは、頂点を形成するように連結され、該頂点から遠ざかる方向に延在し、
αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、前記第１の検出面は、前記長軸から前記検出器軸まで延伸する垂直線であり、前記頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角で傾斜され、前記第２の検出面は、該垂直線に対して、−αの傾斜角で傾斜される、請求項３に記載の医用撮像システム。
【請求項５】
前記複数の検出器セグメントは、第１のセットと第２のセットとで構成され、
前記第１のセット及び前記第２のセットそれぞれは、前記検出器軸の対向する第１の側面及び第２の側面それぞれに設けられるように、前記検出器軸に対して互い違いに配置される、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項６】
前記複数の検出器セグメントの前記第１のセットの第１の検出面は、前記検出器軸に対して共通する第１の傾斜を有し、
前記複数の検出器セグメントの前記第２のセットの第２の検出面は、前記検出器軸に対して共通の第２の傾斜を有する、請求項５に記載の医用撮像システム。
【請求項７】
前記第１のセットの検出器セグメントと、該検出器セグメントに隣接する前記第２のセットの検出器セグメントとの側面形状は、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状を有する、請求項６に記載の医用撮像システム。
【請求項８】
前記側面形状は、頂点を形成し、前記側面形状を形成する隣接する２つの検出器セグメントは、該頂点から遠ざかる方向に延在し、
αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、前記隣接する２つの検出器セグメントの検出面それぞれは、前記長軸から前記検出器軸まで延伸する垂直線であり、前記頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角及び−αの傾斜角でそれぞれ傾斜される、請求項７に記載の医用撮像システム。
【請求項９】
前記第１のセットの検出器セグメント対の側面形状は、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状を形成し、
前記第２のセットの検出器セグメント対の側面形状も、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状を形成する、請求項５に記載の医用撮像システム。
【請求項１０】
前記第１のセットの側面形状及び前記第２のセットの側面形状それぞれは、頂点を形成し、前記側面形状を形成する隣接する２つの検出器セグメントは、該頂点から遠ざかる方向に延在し、
αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、前記隣接する２つの検出器セグメントの検出面それぞれは、前記長軸から前記検出器軸まで延伸する垂直線であり、前記頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角及び−αの傾斜角でそれぞれ傾斜される、請求項９に記載の医用撮像システム。
【請求項１１】
前記複数の検出器セグメントそれぞれは、１つ又は複数の半導体検出器を保持する保持具を有し、
前記保持具は、開口部を有し、
前記１つ又は複数の半導体検出器は、前記１つ又は複数の半導体検出器の連続カソードが前記保持具の第１の面にあり、且つ、前記１つ又は複数の半導体検出器の画素化されるアノードが前記第１の面に対向する前記保持具の第２の面にあるように、前記開口部の中に設けられる、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項１２】
前記複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントは、シールドを有し、
前記シールドは、放射線遮蔽材料で作製され、前記保持具から前記放射線源に向かって延在し、前記Ｘ線が検出器セグメントのアノード領域を照射することを抑制する又は遮断する、或いは、前記Ｘ線が前記検出器セグメントから漏れて別の検出器セグメントに当たることを抑制する又は遮断する、請求項１１に記載の医用撮像システム。
【請求項１３】
前記保持具の側面形状は、前記検出器軸に対して、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状を形成する、請求項１１に記載の医用撮像システム。
【請求項１４】
前記保持具は、前記放射線源から入射するＸ線を抑制する又は遮断する放射線遮蔽材料を有する、請求項１１に記載の医用撮像システム。
【請求項１５】
前記検出器アレイとして、複数の検出器アレイを備え、
前記複数の検出器アレイは、前記Ｘ線と一致する円弧状の空間を包囲するように、前記フレームが有するウェッジの部分だけを包囲するように、円形に延在し、
前記放射線源と前記複数の検出器アレイとは、前記長軸を中心に一緒に回転するように相互に結合される、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項１６】
前記検出器アレイとして、複数の検出器アレイを備え、
前記放射線源は、前記長軸を中心に円形に回転するように配置され、
前記複数の検出器アレイは、前記対象領域に対して固定され、前記放射線源が前記長軸を中心に前記円形に回転した際に前記Ｘ線を様々な配向で照射する範囲を全て包含するように、円形に延在する、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項１７】
前記検出器アレイとして、複数の検出器アレイを備え、
前記複数の検出器アレイは、前記長軸から各検出器軸まで延伸する径方向の直線の径方向の角度が、隣接する検出器アレイ間で一定量だけ変化するように、規則的に離間される、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項１８】
前記複数の検出器セグメントで隣接する検出器セグメントの検出面の傾斜は、検出面間の傾斜角度が、前記検出器軸に沿った方向で、変化する、請求項１に記載の医用撮像システム。
【請求項１９】
ボアを有し、当該ボアの中心を通る長軸が撮像の対象領域と交差するフレームと、
前記長軸に対して広がりを持った形状のＸ線を、前記対象領域に向かう径方向に放射する放射線源と、
各検出器アレイが、前記長軸に実質的に対応する検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメントを有し、前記複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントに、前記放射線源から放射されて前記対象領域を通過した前記Ｘ線が入射するように前記複数の検出器セグメントが配置されている、複数の検出器アレイと、
前記複数の検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する再構成部と、
を備え、
前記複数の検出器アレイそれぞれが有する前記複数の検出器セグメントそれぞれは、前記検出器軸に対して傾斜された検出面を有する、医用撮像システム。
【請求項２０】
ボアを有するフレームを備える医用撮像システムにおいて、Ｘ線を検出する検出器アレイであって、
前記ボアの長軸に実質的に対応する検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメント、
を備え、
前記複数の検出器セグメントそれぞれは、前記検出器軸に対して傾斜された検出面を有する、検出器アレイ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、医用撮像システム及び検出器アレイに関する。
【背景技術】
【０００２】
最も簡単な表現では、Ｘ線断層イメージングは、被検体を横断するＸ線ビームごとに、検出器が全体的減衰を関連付けることである。減衰は、同じＸ線を、被検体が有るときと無いときとで比較することで導出される。この概念的定義から適切な画像を構築するには、いくつかのステップが必要になる。例えば、「Ｘ線発生装置の限定された大きさ」、「Ｘ線発生装置からの非常に低いエネルギーのＸ線を遮断するフィルタの特質及び形状」、「検出器の配置（geometry）及び特性の詳細な情報」及び「データ収集システム（data  acquisition  system）の容量」は、再構成がどのように実施されるかに影響を及ぼす要素である。
【０００３】
図１は、被検体を横断するファン状、又は、コーン状に形成されるＸ線ビームを放射するＸ線源の一例を示す図である。多くの想定可能な配置（geometry）のうちの１つの配置では、図１の上部（又は、下部）に示すＸ線源は、ファンビーム又はコーンビームを形成して、被検体を横断するＸ線ビームを放射する。図１に示す距離「Ａ」は、有効視野（ＦＯＶ：Field-Of-View）の半径であり、一般的には、約４０ｃｍである。図１に示す距離「Ｂ」は、ＦＯＶの中心（アイソセンター）からＸ線源（Ｘ線焦点）までの距離であり、焦点中心間距離（ＦＣＤ：Focus  Center  Distance）と呼ばれ、一般的には、約６０ｃｍである。図１に示す距離「Ｃ」は、Ｘ線源（Ｘ線焦点）からＸ線検出器までの距離であり、焦点検出器間距離（ＦＤＤ：Focus  Detector  Distance）と呼ばれ、一般的には、約１００ｃｍである。コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed  Tomography）の原理では、被検体の各点が、少なくとも１８０度を網羅する光線の集合体によって横断されることが必要である。従って、例えば、Ｒ／Ｒ（Rotate/Rotate）方式のＣＴシステムである第３世代のＣＴシステムでは、Ｘ線検出器及び検出器のアセンブリ全体は、被検体の周囲を回転する。数学的考察により、「１８０度＋ファン角」のスキャンを行なった時、断層撮影条件が満足される。
【０００４】
従来のＸ線検出器は、個々の格子検出イベントからの振幅情報を考慮せずに、放射線センサで生成される総電流を積分した結果を出力する積分型検出器である。各イベントからの電荷振幅は、検出された光子のエネルギーと比例するので、従来のＸ線検出器を用いたデータ収集では、個々の光子（Ｘ線光子）のエネルギーに関する情報を得ることができない。すなわち、従来のＸ線検出器では、被検体の減衰係数のエネルギー依存性を捕えることができない。
【０００５】
一方、単一光子計数及び個々のパルスの波高分析ができるデータを出力できるフォトンカウンティング方式の検出器（例えば、半導体型のＸ線検出器）が実用化されている。これら半導体Ｘ線検出器は、マルチピクセル平行読み出し、並びに、高速計数に好適な特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ：Application-Specific  Integrated  Circuit）と組み合わせた、室温動作性と良好なエネルギー分解能とを備えた高速半導体放射線センサ材料を入手することで実現できる。フォトンカウンティング方式のＸ線検出器（以下、フォトンカウンティング検出器とも記載する）を動作させる時、センサ結晶の両端には、放射線との相互作用から発生する電子正孔対が収集電極の方へ迅速に掃引されるように、高バイアス電圧が印加される。各放射線相互作用イベントは、読み出し電子機器回路に送られるパルスとなり、これらパルスは、パルス波高分析にかけられ、計数される。
【０００６】
かかるフォトンカウンティング検出器を用い、パルス波高分析読み出しと組み合わせれば、被検体の減衰係数に関するスペクトル情報を取得することができる。従来のＣＴは、１つの平均エネルギーだけで減衰を測定するが、実際には、減衰係数は、光子エネルギーに強く依存している。一方、パルス波高分析可能なシステムは、検出されたエネルギーに基づいて、入射したＸ線光子をいくつかのエネルギービン（energy  bin）に分類できる。このスペクトル情報によって、生体内の物質識別、並びに、ターゲット（撮影部位）のコントラストを、効果的に向上させることができるが、これらの効果は、患者に対する被ばく低減効果と、トレードオフの関係となる。
【０００７】
医用ＣＴ分野に用いられるフォトンカウンティングＣＴでは、従来、殆どのＣＴタスク（task）において、極めて高いＸ線束を使用している。通常のＣＴスキャンにおいて、毎秒１０８ものフォトン、更には、それを超える量のフォトンが、１つの検出器エレメントに当たる場合がある。このため、例えば、臨床ＣＴスキャンにおいて、高いレートでＸ線が照射されるほど、フォトンカウンティング検出器には、フォトンの数え落としが生じ易くなる。フォトンの数え落としは、例えば検出器結晶の分極、又は、パルスのパイルアップ（pileup）に起因して起こる場合がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国特許第６３３５９５７号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明が解決しようとする課題は、計数率を向上することができる医用撮像システム及び検出器アレイを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
実施形態の医用撮像システムは、フレームと、放射線源と、検出器アレイと、再構成部とを備える。前記フレームは、ボアを有し、当該ボアの中心を通る長軸が撮像の対象領域と交差する。前記放射線源は、前記長軸に対して広がりを持った形状のＸ線を、前記対象領域に向かう径方向に放射する。前記検出器アレイは、前記長軸に実質的に対応する検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメントを有し、前記複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントに、前記放射線源から放射されて前記対象領域を通過した前記Ｘ線が入射するように前記複数の検出器セグメントが配置されている。前記再構成部は、前記検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する。前記検出器アレイの前記複数の検出器セグメントそれぞれは、前記検出器軸に対して傾斜された検出面を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】図１は、被検体を横断するファン状、又は、コーン状に形成されるＸ線ビームを放射するＸ線源の一例を示す図である。
【図２】図２は、機械的に単純化したＣＴ装置の概略図である。
【図３】図３は、機械的に単純化した、長軸の方向に延在する検出器を備えたＣＴ装置の概略図である。
【図４】図４は、非傾斜検出器の概略図である。
【図５】図５は、傾斜検出器の概略図である。
【図６】図６は、一実施形態において、簡略したＣＴ装置がＸ線源を用いて患者をスキャンする様子を示す図である。
【図７】図７は、別の実施形態において、簡略したＣＴ装置がＸ線源を用いて患者をスキャンする様子を示す図である。
【図８】図８は、図６又は図７の簡略したＣＴ装置を構成する検出器の拡大図である。
【図９】図９は、互い違いに、又は、ずらして配置された傾斜検出器の実施形態の一例を示す図（１）である。
【図１０】図１０は、互い違いに、又は、ずらして配置された傾斜検出器の実施形態の一例を示す図（２）である。
【図１１】図１１は、互い違いでない配置の傾斜検出器を示す図（１）である。
【図１２】図１２は、互い違いでない配置の傾斜検出器を示す図（２）である。
【図１３】図１３は、互い違いでない配置の傾斜検出器を示す図（３）である。
【図１４】図１４は、図１１〜図１３に示す傾斜検出器にシールドを取り付けた形態を示す図（１）である。
【図１５】図１５は、図１１〜図１３に示す傾斜検出器にシールドを取り付けた形態を示す図（２）である。
【図１６】図１６は、互い違いに配置されたＶ字形状の検出器セグメントを備える傾斜検出器の一例を示す図（１）である。
【図１７】図１７は、互い違いに配置されたＶ字形状の検出器セグメントを備える傾斜検出器の一例を示す図（２）である。
【図１８】図１８は、互い違いに配置されたＶ字形状の検出器セグメントを備える傾斜検出器の一例を示す図（３）である。
【図１９】図１９は、処理システムの構成例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、添付図面を参照して、医用撮像システム及び検出器アレイの実施形態を詳細に説明する。本明細書に記載の実施形態、及び、それに付随する諸利点の多くは、添付図面と併せて考察すれば、以下の詳細な説明を参照することによって理解がより深まり、より完全に把握することが容易である。ただし、以下の説明に用いる図面は、あくまでも一例であり、これらの図面により、本明細書に記載の実施形態が限定されるものではない。
【００１３】
一実施形態によれば、医用撮像システム（medical  imaging  system）は、ボア（bore）を有し、当該ボアの中心を通る長軸が撮像の対象領域と交差するフレームと、長軸に対して広がりを持った形状の放射線（Ｘ線）対象領域に向かう径方向に放射する放射線源とを備えることができる。例えば、放射線源は、長軸に対する対象領域の横断面に、ファンビーム又はコーンビーム（本明細書では、集合的にファンビーム又はコーンビームと呼ぶ）として形成された放射線（Ｘ線）を、対象領域に向かう径方向に放射する放射線源とを備えることができる。そして、本システムは、長軸に実質的に対応する検出器軸（例えば、長軸に実質的に平行な方向の検出器軸）に沿って延在する複数の検出器セグメントを有し、複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントに、放射線源から放射されて対象領域を通過した放射線（Ｘ線）が入射するように複数の検出器セグメントが配置されている検出器アレイを備えることができる。そして、本システムは、検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する再構成部を備えることができる。そして、本システムでは、検出器アレイの複数の検出器セグメントそれぞれは、検出器軸に対して傾斜された検出面（例えば、検出器軸に対してゼロでない勾配の検出面）を有することができる。
【００１４】
ここで、検出器アレイの隣接する検出器セグメントであるセグメント対は、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状（或いは、Ｍ字形状、又は、逆Ｍ字形状、或いは、Ｗ字形状、又は、逆Ｗ字形状）の側面形状を有することができる。そして、隣接する検出器セグメントからなるセグメント対それぞれは、検出器軸に対して第１の傾斜（第１の勾配）を持つ第１の検出面を有する第１の検出器セグメントと、検出器軸に対して第２の傾斜（第２の勾配）を持つ第２の検出面を有する第２の検出器セグメントとを有することができる。そして、第１の傾斜（第１の勾配）と第２の傾斜（第２の勾配）とは、大きさは同じで、方向を反対にすることができる。換言すると、セグメント対が有する第１の検出器セグメントと第２の検出器セグメントとは、頂点を形成するように連結され、該頂点から遠ざかる方向に延在するようにでき、αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、第１の検出面は、長軸から検出器軸まで延伸する垂直線であり、頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角で傾斜させ、第２の検出面は、該垂直線に対して、−αの傾斜角で傾斜させることができる。
【００１５】
或いは、複数の検出器セグメントは、第１のセットと第２のセットとで構成され、第１のセット及び第２のセットそれぞれは、検出器軸の対向する第１の側面及び第２の側面それぞれに設けられるように、検出器軸に対して互い違いに配置することができる。そして、第１のセットの第１の検出面それぞれは、検出器軸に対して共通する第１の傾斜（第１の勾配）を有し、第２のセットの第２の検出面それぞれは、検出器軸に対して共通の第２の傾斜（第２の勾配）を有する。そして、第１の傾斜（第１の勾配）と第２の傾斜（第２の勾配）とは、大きさは同じで、方向を反対にすることができる。第１セットの検出器セグメントと、該検出器セグメントに隣接する第２セットの検出器セグメントとの側面形状は、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状（或いは、Ｍ字形状、又は、逆Ｍ字形状、或いは、Ｗ字形状、又は、逆Ｗ字形状）を有することができる。上記の側面形状は、頂点を形成することができ、上記の側面形状を形成する隣接する２つの検出器セグメントは、該頂点から遠ざかる方向に延在する。そして、αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、隣接する２つの検出器セグメントの検出面それぞれは、長軸から検出器軸まで延伸する垂直線であり、頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角及び−αの傾斜角でそれぞれ傾斜させることができる。
【００１６】
或いは、第１のセットに属する検出器セグメント対の側面形状も、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状（或いは、Ｍ字形状、又は、逆Ｍ字形状、或いは、Ｗ字形状、又は、逆Ｗ字形状）を有することができ、第２のセットに属する検出器セグメント対の側面形状も、同じ形状、すなわち、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状（或いは、Ｍ字形状、又は、逆Ｍ字形状、或いは、Ｗ字形状、又は、逆Ｗ字形状）を有することができる。上記の同じ形状は、検出器軸「＋ｍ」に対してある勾配を有する第１の検出面と、検出器軸「−ｍ」に対してある勾配を有する第２の検出面とを備えることができる。第１のセットの側面形状及び前記第２のセットの側面形状それぞれは、頂点を形成することができ、側面形状を形成する隣接する２つの検出器セグメントは、該頂点から遠ざかる方向に延在する。そして、αを０度より大きく９０度より小さい角度とすると、隣接する２つの検出器セグメントの検出面それぞれは、長軸から前記検出器軸まで延伸する垂直線であり、頂点と交差する垂直線に対して、＋αの傾斜角及び−αの傾斜角でそれぞれ傾斜させることができる。
【００１７】
また、別の実施形態によれば、ボアと放射線源とを備える医用撮像システムは、更に、ボアの長軸に実質的に対応する各検出器軸（例えば、長軸に実質的に平行な方向の各検出軸）に沿って延在する複数の検出器アレイを、長軸の周りに、対象領域の少なくとも一部を包囲するように円形に配置することができ、複数の検出器アレイが出力した検出信号に基づいて画像を再構成する再構成部を備えることができる。これら複数の検出器アレイそれぞれは、該当する検出軸に対して、傾斜された、又は、勾配された検出面をそれぞれ有する複数の検出器セグメントから構成されるセットを備えることができる。上記の複数の検出器アレイは、放射線源から放射されるＸ線（ファンビーム又はコーンビーム）と一致する円弧状の空間を包囲するように、フレームが有するウェッジ（wedge）の部分だけを包囲するように、円形に延在することができる。かかる場合、放射線源と複数の検出器アレイとは、長軸を中心に一緒に回転するように相互に結合することができる。かかる実施形態の医用撮像システムは、例えば、第３世代のＣＴシステムとなる。また、複数の検出器アレイを備える医用画像システムの別の実施形態では、上記の複数の検出器アレイを、対象領域に対して固定したままで、放射線源を、長軸を中心に円形に回転するように配置することができる。かかる場合、放射線源が長軸を中心に円形に回転した際にファンビーム又はコーンビームを様々な配向で照射する範囲を全て包含するように、上記の複数の検出器アレイは、円形に延在している。かかる実施形態の医用撮像システムは、例えば、複数の検出器アレイをリング状に固定配置してＸ線源を回転させるスキャン方式、すなわち、Ｓ／Ｒ（Stationary/Rotate）方式の第４世代のＣＴシステムとなる。
【００１８】
上記複数の検出器アレイは、長軸から各検出器軸まで延伸する径方向の直線の径方向の角度が、隣接する検出器アレイ間で一定量だけ変化するように、規則的に離間させることができる。
【００１９】
また、対象領域及び放射線源のうちの少なくとも一方は、長軸を中心に、他方に対して回転することができる。
【００２０】
本実施形態では、ボアを有するフレームを備える医用撮像システムにおいて、放射線（Ｘ線）を検出するための検出器を提供することができる。この検出器は、検出器軸に沿って延在する複数の検出器セグメントを備える検出器アレイを備えることができる。この検出器軸は、ボアの長軸に、略、又は、実質的に、又は、事実上、平行な方向に延伸する。そして、検出器アレイの複数の検出器セグメントそれぞれは、検出器軸（或いは、検出器軸及び長軸）に対して傾斜された検出面を有することができる。そして、複数の検出器セグメントで隣接する検出器セグメントの検出面の傾斜は、検出面間の傾斜角度が、これら隣接する検出器セグメント間で検出器軸に沿った方向で、変化させることができる。
【００２１】
検出器セグメントの検出面は、連続カソードである検出器電極を備えることができ、そのカソードの反対側に、画素化されるアノードを設けることができる。
【００２２】
また、検出面の端部を覆うために、或いは、検出面の縁部、又は、縁部の付近における放射線との相互作用を抑制するために、検出面の端部に遮蔽材料で形成されたシールドを設けることができる。それらのシールドは、検出面の保持具から放射線源の方へ、又は、ボアの中心の方へ、遠ざかる方向に延在させることができる。
【００２３】
上記複数の検出器セグメントそれぞれは、１つ又は複数の半導体検出器を保持する保持具を有することができる。保持具は、タングステン等、放射線源から入射する放射線（Ｘ線）を抑制する又は遮断する放射線遮蔽材料で作製することができる。保持具は、開口部を有することができ、１つ又は複数の半導体検出器は、１つ又は複数の半導体検出器の連続カソードが保持具の第１の面にあり、且つ、１つ又は複数の半導体検出器の画素化されるアノードが第１の面に対向する保持具の第２の面にあるように、開口部の中に設けることができる。
【００２４】
複数の検出器セグメントのうちの１つ又は複数の検出器セグメントは、放射線遮蔽材料で作製され、検出面の保持具から放射線源に向かって、又は、検出面の保持具からボアの中心に向かって延在するシールドを有することができる。このシールドは、放射線が検出器セグメントのアノード領域を照射することを抑制する又は遮断する、或いは、放射線（Ｘ線）が検出器セグメントから漏れて別の検出器セグメントに当たることを抑制する又は遮断する。このシールドは、上記の１つ又は複数の半導体検出器の側面縁部に放射線（Ｘ線）が入射するのを抑制する又は遮断する。
【００２５】
保持具の側面形状は、検出器軸に対して、Ｖ字形状、又は、逆Ｖ字形状（或いは、Ｍ字形状、又は、逆Ｍ字形状、或いは、Ｗ字形状、又は、逆Ｗ字形状）を形成することができる。
【００２６】
以下の説明で用いる図面において、同様の参照番号は、諸々の絵図を通じて、同一又は対応する部分を表している。更に、本明細書では、「ある」、「１つの」、及びその類似語は、別段に記述しない限りは、全般的に「１又は複数」の意味を伝えている。
【００２７】
図２は、機械的に単純化したＣＴ装置の概略図である。図２は、フォトンを検出できる検出器アレイを実装可能なＣＴ装置の概略構造を単純化して示している。なお、本実施形態は、ＣＴ装置を医用撮像システムの一例として説明するが、本実施形態で説明する内容は、医用撮像システムとしてのＣＴ装置に限定されない。特に、本明細書に記載の構造及び手順は、他の医用撮像システム（例えば、フォトンカウンティング方式の検出器を有する核医学イメージング装置や、Ｘ線診断装置等）にも適用することができる。本明細書に記載の説明は、具体的にはＣＴ装置に関するものであり、フォトンの検出は、例示的なものとして認識されるべきである。
【００２８】
本明細書では、検出器アレイ、フォトン検出器、及び／又は、フォトン検出器アレイは、単に検出器と呼ばれる場合がある。図２に示すＣＴ装置は、Ｘ線管１と、フィルタ及びコリメータ２と、検出器３とを備えている。図２に示すＣＴ装置は、更に、ガントリモータや、ガントリの回転制御、Ｘ線源の制御及び患者寝台の制御を行うコントローラ４といった他の機械的コンポーネント及び電気的コンポーネントも備えている。図２に示すＣＴ装置は、更に、データ収集システム５と、データ収集システム５によって収集された投影データに基づいてＣＴ画像を生成するプロセッサ６も備えている。プロセッサ６及びデータ収集システム５は、例えば、検出器から取得したデータ及び再構成画像を記録するメモリ７を使用することができる。
【００２９】
Ｘ線管１、フィルタ及びコリメータ２、検出器３、並びにコントローラ４は、ボアを備えたフレーム８の中に設けることができる。フレーム８は、略円筒形、又は、ドーナツ型の外形を有している。図２において、フレーム８のボアの長軸は、ボアの中央にあり、手前から奥、又は、奥から手前の方向に延伸している。ボア内部の領域９として示している領域は、ＦＯＶであり、イメージングの対象領域である。患者等のスキャン対象の被検体は、例えば患者テーブルを使って、対象領域に配置される。次いで、Ｘ線管１によって、その被検体に、放射線１０としてのファンビーム又はコーンビーム１０を照射することができる。このビームは、略、実質的に、又は、事実上、長軸に対して被検体の断面を切り出す。プロセッサ６は、捕獲された入射Ｘ線フォトンのフォトンカウント（計数）を測定するようにプログラムされている。
【００３０】
図２において、検出器３は、回転式検出器アレイであり、Ｘ線管１と一緒に、長軸に対して回転する。図２には示していないが、後で論じるように、ＣＴ装置は、静止検出器アレイも備えることができる。すなわち、本実施形態に係るＣＴ装置は、回転検出器アレイと静止検出器アレイとを、フレーム８の中に一緒に設けることができる。
【００３１】
図３は、機械的に単純化した、長軸の方向に延在する検出器を備えたＣＴ装置の概略図である。図３は、図２に示すＣＴ装置の側面図であり、回転検出器アレイである検出器３と、静止検出器アレイである検出器３’とを、フレーム８の中に一緒に示している。詳細には、図２は、図３に示す長軸Ｌの視野から見たＣＴ装置を示す図である。図３では、長軸Ｌは、図面を横切って左右に延伸している。
【００３２】
図３は、長軸Ｌと同様に図面を横切って左右に延伸する検出器軸Ｄを有する回転検出器アレイである検出器３を図示している。検出器軸Ｄは、長軸Ｌに対して、略、実質的に、又は、事実上平行である。即ち、これら２本の軸間の関係は、２度、１度、又は、それ未満の角度の範囲内で、平行である。本明細書に記載の種々の態様によれば、幾何形状的に完全に「平行」又は「垂直」な関係は、通常は不要であり、２度、１度、又は、それ未満の角度の範囲内で、「略、実質的に、又は、事実上」の関係が適切である。
【００３３】
回転検出器アレイである検出器３は、Ｘ線管１と一緒に、長軸Ｌを中心に回転することができる。フレーム８の周りに、周期的な又は不規則な態様で、一連の静止検出器アレイである検出器３’を設けることができ、長軸Ｌに沿って見たときに円形となる外形を形成することができる。
【００３４】
上記一連の静止検出器アレイである検出器３’は、図面を横切って左右に延伸する各検出器軸Ｄ’に沿って設けることができる。検出器軸Ｄ’は、長軸Ｌ及び検出軸Ｄに対して、略、実質的に、又は、事実上平行である。即ち、これらの軸間の関係は、２度、１度、又は、それ未満の角度の範囲内で、平行である。本明細書に記載の種々の態様によれば、幾何形状的に完全に「平行」又は「垂直」な関係は、通常は不要であり、２度、１度、又は、それ未満の角度の範囲内で、「略、実質的に、又は、事実上」の関係が適切である。
【００３５】
図３は、更に、フレーム８のボアの中まで延在する患者寝台、及び、ファンビーム又はコーンビーム１０も示している。ファンビーム又はコーンビーム１０は、図２では、左右の大きさが長径であり、図３では、左右の大きさが短径である。例示の実施形態では、ファンビーム又はコーンビーム１０は、検出器アレイである検出器３、及び、検出器アレイである検出器３’のうちの１つのアレイ、又は、両方に入射する。更に、図３は、ｚ方向に共通の長さを有するものとして検出器３及び検出器３’を図示しているが、検出器アレイ３と検出器アレイ３’との間、又は、検出器アレイ３’間でｚ方向の長さを異ならせた実施形態であっても良い。
【００３６】
図４は、非傾斜検出器の概略図である。図４は、非傾斜検出器としての検出器アレイ１１を図示している。この検出器アレイ１１は、Ｘ線源から入射するビーム１２に対する入射面であって、ビーム１２に対して、略又は概ね、垂直な入射面を有している。入射するビーム１２は、図３に示すファンビーム又はコーンビーム１０と同一なビームとすることができる。
【００３７】
図４に示すように、検出器アレイ１１は、ｚ方向に延在しており、ビーム１２は全体としてｘ方向に伝搬している。検出器アレイ１１は、寸法ｄ（ｘ方向の長さ）及び寸法ｐ（ｚ方向の長さ）を有している。ｘ方向は、点放射源、すなわち、Ｘ線源から延伸する径方向と考えることができる。この場合、Ｘ線源から伝搬する放射線のファンビーム又はコーンビーム１０は、Ｘ線源からの共通の距離に沿って丸い円弧長を有する。ＣＴ装置のボアがｚ方向に延在し、θ方向が、ファンビーム又はコーンビーム１０の角度成分と同一とする角度的寸法を規定する円筒座標系と比べた場合、ｘ方向はｒ（径方向）と等価と考えて差し支えない。ｚ方向は、更に、後述する図６及び図７における患者の長手方向（体軸方向）、及び、ボアの長軸と同一とすることも可能である。
【００３８】
図４に戻ると、ビーム１２が扇形に広がるため、実際の垂直な関係は、通常はビーム１２の一部分及び検出器アレイ１１の一部分に対して存在するであろう。具体的には、垂直な関係は、検出器アレイ１１のあるセグメントがＸ線源に直接面している場合に、そのセグメントの中のある１点に対して存在するであろう。真の９０度なる角度は、必ずしも提供されないものの、この関係は、ビーム１２の伝搬方向に対して平坦な、又は、平面の検出器を提供するものと説明することができ、垂直な関係を提供しているものと、概略的に称することができる。
【００３９】
図４において、検出器アレイ１１は、４つのチャネル１４を有するものとして図示されている。検出器アレイ１１は、図２に示す検出器３の円弧長と一致する長さに沿って配設することもできれば、図２に示す検出器３の円弧長を横切る方向に配設することもできる。図４に示す４つのチャネル１４は、本明細書では、画素又は個々の検出領域と称される場合がある。一例では、検出器アレイ１１は、８個のチャネル又は画素を含むことができ、その検出器アレイ１１からの出力信号を受け入れる８入力のＡＳＩＣに結合されている。但し、他の取り合わせも可能である。なお、図４に示す寸法ｄは、非傾斜検出器である検出器アレイ１１の各検出素子に入射したＸ線フォトンを検出できるように、Ｘ線フォトンが検出素子を通過することなく、当該検出素子内で捕獲されるための厚みとなる。すなわち、寸法ｄは、検出素子に入射したＸ線フォトンがエネルギーを放出して、検出素子内で停止するために必要となる距離である。以下、この距離を有効距離と記載する。
【００４０】
図５は、傾斜検出器の概略図である。図５は、本実施形態に係る傾斜検出器としての検出器アレイ１６を例示している。この検出器アレイ１６は、例示的にチャネル１８を８個備えている。検出器アレイ１６は、ｘ方向に対して「角度α」だけ傾けられている。図４に示す検出器アレイ１１の事例と同様に、ビーム１２は、全体としてｘ方向に伝搬している。検出器アレイ１１の寸法ｄ及びｐに対し、検出器アレイ１６は、寸法ｄ’及びｐ’を有している。図５において、ｚ方向は、検出器軸と一致しており、ＣＴ装置等の医用撮像システムのボアの長軸に平行である。
【００４１】
一実施形態では、傾斜検出器である検出器アレイ１６が、非傾斜検出器である検出器アレイ１１と同じ有効距離となる厚さ（これは検出効率と一致する）と、ピッチ（これは空間分解能と一致する）を維持できるように、以下の式（１）及び式（２）に示す関係が満足されている：
【００４２】
ｄ’＝ｄ×ｓｉｎα    ・・・（１）
【００４３】
ｐ’＝ｐ／ｓｉｎα    ・・・（２）
【００４４】
一例として、角度αは、以下の式（３）に示す関係が満足されている。
【００４５】
４＜１／ｓｉｎα＜１６、すなわち、３．６度＜α＜１４．５度    ・・・（３）
【００４６】
しかし、特定の実施形態では、最適のαの値を実現すべく、実験結果及び意図された作業に応じてαの値を変えても良い。
【００４７】
本明細書で例示する実施形態では、チャネル又は画素の幅は、従来の検出器又は非傾斜検出器に対して変えたり、手を加えたりしていない。ただし、傾斜検出器のチャネル又は画素の幅を変更して、従来の検出器又は非傾斜検出器のチャネル又は画素の幅より大きくしても、小さくしても良い。その場合に、円弧及び画素は、通常は、傾斜検出器と非傾斜検出器とで同じ寸法を有しているが、いくつかの形態では、傾斜検出器に、非傾斜検出器に比べ、Ｘ線のファンビーム又はコーンビームの円弧当たり、より多くの画素又はチャネルを持たせることができる。しかし、図５に概略的に図示しているように、傾斜検出器によって、図４に比べｚ方向に２倍の数量のチャネル／画素が提供されている。別の実施形態では、傾斜検出器のチャネルの幅を拡げることによって、（非傾斜検出器と傾斜検出器とで）ｚ方向に同じ量のチャネル／画素を提供することができる。
【００４８】
ここで、図４と図５との間で概略例示図を比較すると、傾斜検出器の厚さは、非傾斜検出器の厚さで示されている。しかし、傾斜検出器の厚さは、実際には、上記の式（１）及び式（２）の関係に従って、非傾斜検出器の厚さより小さく製造することができ、且つ、Ｘ線が相互作用する検出器材料のｘ方向の距離（有効距離）を、非傾斜検出器と同じ値として提供することができる。すなわち、図５に示す傾斜検出器では、図４に示す非傾斜検出器と比較して、厚さを薄くすることで、電子正孔対が収集電極に到達するまでの時間が短縮され、パイルアップが発生する可能性を低減でき、更に、検出器を傾けることで有効距離を確保して、Ｘ線フォトンが通り抜けることを防止できる。従って、図５に例示する傾斜検出器を用いることで、計数率を向上することができる。
【００４９】
検出器アレイ１６は、それぞれの回路のデータ伝送／処理負荷を低減するように、複数の回路又は回路チャネルを使って信号を出力することも可能である。
【００５０】
一実施形態では、静止検出器アレイだけが傾斜セグメントを有しており、回転検出器アレイは、傾斜されていない。その回転式検出器アレイは、放射線源のファンビーム又はコーンビームに対して湾曲した湾曲表面を有することができる。
【００５１】
図６は、一実施形態において、簡略したＣＴ装置がＸ線源を用いて患者をスキャンする様子を示す図であり、図７は、別の実施形態において、簡略したＣＴ装置がＸ線源を用いて患者をスキャンする様子を示す図である。図６及び図７は、ＣＴアセンブリを単純化して例示している。これらのＣＴアセンブリは、図６及び図７において、Ｘ線のビームとしてファンビーム又はコーンビーム２２を発生するＸ線源２０と、スキャン対象の被検体として患者２６を含むスキャン領域の周りに円形に設けられた複数の検出器アレイ２４と、１つの検出器アレイ２８とを備えている。図示は省略しているものの、コリメータも設けることができる。検出器アレイ２８は、Ｘ線源２０と一緒に回転する回転式検出器アレイとすることができる。他方で、検出器アレイ２４は、Ｘ線源２０に対して静止させておくことができる。
【００５２】
図６及び図７において、複数の検出器アレイ２４は、径の原点が異なるため、ファンビーム又はコーンビーム２２の曲線と一致する曲線に配置されていない。すなわち、ファンビーム又はコーンビーム２２は、複数の検出器アレイ２４によって形成される円形の円周に近い点を始まりとしているのに対し、複数の検出器アレイ２４によって形成される円形は、目的物／患者２６が置かれるスキャニング領域の中心にある原点によって規定することができる。別の実施形態では、複数の検出器アレイ２４は、Ｘ線源２０から測定した距離が、各検出器アレイで同じになるように、ファンビーム又はコーンビーム２２の曲線に一致した曲線状に設けることができる。かかる場合、複数の検出器アレイ２４及びＸ線源２０に、スキャニング領域を中心に複数の検出器アレイ２４とＸ線源２０とを一緒に回転させる、回転式アセンブリを設けることができる。
【００５３】
或いは、図６及び図７に示す実施形態では、検出器アレイ２４は、静止状態で維持することができる。一方、Ｘ線源２０及び検出器アレイ２８は、例えば、ガイド軌道及びコンピュータ制御モータによって、スキャニング領域を中心に回転するように設けられる。
【００５４】
更に、図６及び図７に示す実施形態は、対象領域の周りで完全な円を形成するものとして複数の検出器アレイ２４を図示しているが、他に、この円の一部分の周り、例えばファンビーム又はコーンビーム２２に一致する部分の周りにだけ複数の検出器アレイ２４を設置する実施形態であっても良い。この際、複数の検出器アレイ２４は、放射線源であるＸ線源２０と一緒に回転させることができる。
【００５５】
図６では、Ｘ線源２０は、複数の検出器アレイ２４の円形構造の外側に設けられている。一方、図７では、Ｘ線源２０は、複数の検出器アレイ２４の円形構造の内側に設けられている。
【００５６】
本明細書に記載のＣＴアセンブリは、フォトンカウンティン方式の検出器アレイをまばらに配置したスパース（sparse）型の第４世代のＣＴシステムの幾何形状及び構造、又は、第３世代のＣＴシステムの幾何形状及び構造に応じたものとすることができる。すなわち、本明細書に記載の検出器構造及び関連の特徴は、特定のＣＴに限定されるものでもなければ、他の医療用イメージング幾何形状、構造、又は技術に限定されるものでもない。
【００５７】
図８は、図６又は図７の簡略したＣＴ装置を構成する検出器の拡大図である。図８は、ファンビーム又はコーンビーム２２のある領域内に存在する６個の検出器アレイ２４の拡大図である。各検出器アレイ２４は、ｚ方向に延伸するそれぞれの検出器軸に沿って延在している。各検出器アレイ２４は、径方向に、６個の検出器アレイ２４で形成される円形構造の中心（長軸）に面する配向方向を有している。このため、ファンビーム又はコーンビーム２２の領域内に存在する６個の検出器アレイ２４は、概ねＸ線源２０の方を向いている（ただし、直面しているのではない）。つまり、６個の検出器アレイ２４の各々は、ファンビーム又はコーンビーム２２の軌跡と概ね一致することができるが、Ｘ線源２０に垂直になる（即ち、Ｘ線源２０に直面する）ように配向できる検出器アレイは、検出器アレイ２４の中に１つあるかどうかである。
【００５８】
一方、ｘ軸が検出器アレイ２４の円形構造の中心から延伸する径方向と一致し、且つ、ｚ軸がＣＴアセンブリの円筒部の長軸に平行になっているｘ−ｚ平面に位置する検出器アレイ２４が指し示す方向に関し、個々の検出器アレイ２４には、そのｘ−ｚ平面に対して個々の検出器アレイ２４を傾斜させるモータ及び傾斜機構が個別に設けられても良い。この傾斜動作は、図５に示す傾斜動作とは異なり、個々の検出器アレイ２４が指し示す方向を、検出器アレイ２４によって形成される円形構造の中心から、Ｘ線源２０の方に変えることができる。換言すると、Ｘ線源２０の位置に応じて、適応的、且つ、自動的に、検出器アレイ２４をＸ線源２０に向けることができる。ただし、図面に例示する実施形態は、便宜上、能動傾斜機構を省略して、固定的な構成で様々な検出器、検出器アレイ、及び検出器セグメントを示しているに過ぎない。
【００５９】
図８は、複数の検出器アレイ２４の実施形態の一例を図示しており、複数の検出器アレイ２４それぞれに属する個々の検出器セグメントは、互い違いに配置されている、又は、位置関係がずらされている。それら検出器セグメントのうちの同様に斜設された検出器セグメント（第１のセット）は、ｚ方向に同様の位置関係を共有しており、隣接する検出器アレイ２４の検出器セグメント（第２のセット）は、ｙ方向（検出器アレイ２４によって形成される円形構造に対して円周方向）に相互に変位されており、ある特定の検出器アレイ２４に属する隣接する両セグメントは、その検出器アレイ２４がｚ方向に延在するときに、ｙ方向に対して互い違い（staggered）の関係になっている。換言すると、第１のセット及び第２のセットは、ずらして互い違いに配置され、且つ、長軸に平行な検出器軸の別々の側面に設けられている。
【００６０】
例示的実施形態では、上記の同様に斜設された検出器セグメントは、ｚ方向に、連続的な検出領域、又は、実質的に連続的な検出領域を形成している。すなわち、第１のセットの斜設された検出器セグメントが終端すると、次に、第２のセットの斜設された検出器セグメントが始まる。この場合、第１のセットの斜設された検出器セグメントの終端点は、ｚ方向に関し、第２のセットの斜設された検出器セグメントの開始点と一致する、或いは、実質的に一致する。ｘ方向において、第１のセットの斜設された検出器セグメントの終端点は、第２のセットの斜設されたセグメントの開始点に対して変位されており、その変位量は、それら検出器セグメントがｘ方向に突出する量に対応する。
【００６１】
図９及び図１０は、互い違いに、又は、ずらして配置された傾斜検出器の実施形態の一例を示す図である。図９及び図１０は、検出器アレイの一例を図示している。図９に、検出器アレイ３０を示す。検出器アレイ３０は、互い違いに配置された検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２を有している。検出器セグメント３１は、検出器アレイ３０の一方の側面に設けられ、検出器セグメント３２は、検出器アレイ３０の他方の側面に設けられている。これらの検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２は、ｘ方向、すなわち、対象領域の周りに円形に配置された複数の検出器アレイによって形成される円形構造の中心に向かって延伸する径方向に対して、対向する角度αをつけて交互に設けられている。
【００６２】
図９に示す一例では、角度αは７度である。従って、検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２それぞれは、ｘ方向に対して＋７度及び−７度の対向する角度をそれぞれつけて、交互に設けられている。上記の対向する角度は、ｘ方向に対して反射しているような配向になっているため、対向する反射角度等と呼ばれても良い。更に、検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２は、セグメント同士が隣り合うとともに、検出面（Ｘ線フォトンの入射面）同士が交差する上端部で頂点を形成し、検出面同士が交差する下端部で頂点を形成するような形で、互い違いに配置されている。或いは、それら上端部及び下端部は、保持具、シールド、又は、検出面を形成する材料のための基板といった非検出面の交差によって形成される頂点を含むことができる。頂点の位置関係の組み合わせは、様々に実現することができる。
【００６３】
図１０に、検出器アレイ３３を示す。検出器アレイ３３は、互い違いに配置された検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２を有している。これらの検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２は、図９の検出器アレイ３０で言及した検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２と同じものとすることができる。しかし、検出器アレイ３３用の検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２それぞれは、ｘ方向に対して＋１４度及び−１４度の対向する角度をそれぞれつけて、交互に設けられている。角度αは、特定の実施形態に応じて、０度〜＋９０度、又は、−９０度〜０度の範囲で変えることができる。
【００６４】
これらの例示実施形態では、検出器アレイは、ｚ方向に所定の長さだけ延在して周期的に反復した構造を有することができる。図９及び図１０において、周期は、対向する反射角度の２つの隣接する検出器セグメント３１及び検出器セグメント３２で規定することができる。しかし、様々な角度、又は、互い違いの様々な位置関係（互い違いでない位置関係を含む）他の周期を規定することも可能である。
【００６５】
図１１〜図１３は、互い違いでない配置の傾斜検出器を示す図である。図１１は、互い違いではない配置（non-staggered）の傾斜検出器である検出器アレイ３４を図示している。検出器アレイ３４は、Ｖ字、Ｗ字、又は、Ｍ字の形状の周期を繰り返して形成する複数の検出器セグメントを備えている。図１１に示すように、この周期は、横から見ると、ｚ方向に所定の長さで反復されている。各検出器セグメントは、検出器材料３８の検出面３６を備えている。一例として、検出面３６は、連続カソードである検出器電極である。検出器材料３８の反対面に、画素化されるアノード４０を設けることができる。画素化されるアノード４０は、電子信号処理設計に応じて、４〜１６、２４、３２、又は、それ以上の複数個の画素又はチャネルを備えることができる。各画素化されたアノード４０（又は画素化されたアノードの画素、若しくは、チャネルの一部）は、処理システムに結合するためのＡＳＩＣ、及び／又は、アナログ−デジタルコンバータといった個別の処理ユニット（又は、処理ユニットの個別の入力部）に結合することができる。更に、図１１に示す検出器セグメントの全体的構造は、本明細書に記載の他の例示実施形態と併せて利用することができる。
【００６６】
図１１は、更に、保持具４２も図示している。保持具４２は、全体的に放射線を遮断する遮蔽材料で、又は、遮蔽材料を含んで、構成することができ、検出器の材料及びコンポーネントを種々のセグメント間に整列させて保持するための保持構造を提供することができる。上記の遮蔽材料は、具体的には、フォトン（即ち、Ｘ線以外のフォトン）、Ｘ線（Ｘ線フォトン）、又は、Ｘ線以外フォトンとＸ線フォトンの両方を遮断する材料を選択することができる。保持具４２の例示材料は、タングステンである。別の実施形態では、保持具４２は、遮蔽材料で作製されなていなくても良い。図１２は、検出器アレイ３４をｘ方向に「下から上」に見た場合を図示しており、画素化されるアノード４０の複数の画素を保持具４２が包囲する様子を示している。
【００６７】
図１１及び図１２において、保持具４２は、画素化されるアノード４０の画素の外面と、平坦な面を形成しており、検出面３６は、保持具４２から突出している。或いは、保持具４２は、画素化されたアノード４０及び検出面３６の画素のうちの一方、若しくは、両方をへこませるように設けることができ、又は、どちらもへこませないように設けることもできる。また、保持具４２は、画素化されるアノード４０及び検出面３６の画素のうちの一方と平坦な面を形成するように、又は、両方と平坦な面を形成するように、又は、どちらとも平坦な面を形成しないように、設けることができる。保持具４２が遮蔽特性を備えている場合、画素化されるアノード４０及び検出面３６を、平坦な面を形成するように、或いは、へこませて装着することで、放射線が画素化されるアノード４０の望ましくない部分、すなわち、検出器材料３８の側面表面と干渉しないようにすることができ、これにより、エネルギー分解能及び／又はエネルギー分離度を向上することができる。
【００６８】
図１３は、検出器アレイ３４をｘ方向に「上から下」に見た場合を図示している。図１１及び図１３に示すように、各検出器セグメントの検出面３６の上端部は、Ｘ線を受ける側面表面４４を有している。Ｘ線がそれら側面表面４４と干渉しないようにするために、遮蔽材料（例えば保持具４２による）を追加して、側面表面４４を介してＸ線が検出器と干渉することを抑制することができる。後述するシールドは、組み合わせで設けることもできれば、独立して設けることもできる。
【００６９】
図１４及び図１５は、図１１〜図１３に示す傾斜検出器にシールドを取り付けた形態を示す図である。図１４及び図１５に概略的に示すように、タングステン等の遮蔽材料を備えたシールド４６は、検出器セグメント間の交点に用いられる。シールド４６は、図１４及び図１５に示すように、上端部頂点及び下端部頂点の両方に設けられる。図１４及び図１５に例示する場合では、上端部頂点及び下端部頂点それぞれで、シールド４６は、各頂点を形成する２つの検出器セグメントの検出面３６の端部を放射線から遮蔽するように、端部の前面に設けられている。ただし、シールド４６は、図１４及び図１５に示す形態で、上端部頂点及び下端部頂点のうちの一方に設けられる場合であっても良い。また、シールド４６は、本明細書に記載の他の例示形態の検出器セグメントで形成される上端部頂点及び下端部頂点のうちの両方、又は、一方に設けることができる。
【００７０】
シールド４６は、ｘ方向の寸法があまり大きくない、比較的短いキャップ又はカバーとすることができる。或いは、シールド４６は、図１４及び図１５に示す形態のように、ｘ方向にかなりの大きさを有することができる。これは、ファンビーム又はコーンビーム４８のＸ線であって、隣り合う検出器セグメントに入射するＸ線の数や、１つの検出器セグメントから反射されて隣のセグメントに入射するＸ線の数、或いは、散乱等の要因で１つの検出器セグメントから隣のセグメントに入射するＸ線の数を制限して、分解能を向上するためである。更に、図１４及び図１５に示すように、シールド４６及び検出器セグメント（すなわち、検出面３６）は、検出軸のｚ方向の一部が機能しないデッドゾーンを設けるように配置することもできる。これらのデッドゾーンは、シールド４６で覆われる部分と同一となる。シールド４６のｚ方向の寸法、及び／又は、シールド４６のｘ方向の寸法は、上端部頂点と下端部頂点との間で、又は、ｚ方向の検出器アレイ沿いの相対位置に基づいて、異ならせることができる。図１４及び図１５に例示する場合では、上端部頂点のシールド４６のｚ方向の幅は、下端部頂点のシールド４６のｚ方向の幅より大きく、下端部頂点のシールド４６のｘ方向の長さは、上端部頂点のシールド４６のｘ方向の長さより大きくなっている。
【００７１】
図１４において、下端部頂点に設けられた比較的長いシールド４６は、２次フォトンが１つの検出面から漏れて、対向する検出面に当たることを防止することができる。これにより、クロストークを低減することができる。上端部頂点に設けられた比較的短いシールド４６は、主ビームが検出器セグメントのアノード領域を照射することを遮断することができる。これにより、エネルギー分離度及びエネルギー分解能を向上することができる。なお、図１４及び図１５に示すシールド４６は、あくまでも一例であり、シールド４６の装着の仕様は、エネルギー分離度及びエネルギー分解能を向上することが可能であるならば、様々な仕様を適用することができる。また、上述したように、シールド４６は、保持具４２と一体化されても良い。
【００７２】
ここで、例えば図８〜図１０に戻ると、ずらされた検出器セグメント、又は、互い違いに配置された検出器セグメントは、検出器アレイの各側面をｘ方向に１８０度回転した形で設けることができる。つまり、図８〜図１０に示す検出器セグメントは、セグメントごとに、傾斜角＋αと傾斜角−αとの間で入れ替わる。
【００７３】
図１６〜図１８は、互い違いに配置されたＶ字形状の検出器セグメントを備える傾斜検出器の一例を示す図である。図１６に示す別の実施形態では、検出器アレイ５０は、Ｖ字形状を形成する検出器セグメントを備える。なお、図示しないが、検出器セグメントは、Ｗ字形状、Ｍ字形状、又は、逆Ｖ字形状等を形成することも可能である。図１６に示す一例では、Ｖ字形状の検出器セグメントは、互い違いに配置されている。図１６の透視図において、手前の検出器セグメント５２は、背後の検出器セグメント５４に対して、ｙ方向（図中のｘ−ｚ平面に垂直な方向）にずらされている。検出器セグメント５２及び検出器セグメント５４は、上側の各検出面がｙ方向の直線に対して交差するような形で、位置関係が定められている。図１７は、検出器アレイ５０の上面図（＋ｘ方向）を示しており、図１８は、検出器アレイ５０の底面図（−ｘ方向）を示している。論述した他の実施形態の様々な形態を、他の方法で、図１６〜図１８に例示する構造と組み合わせてもかまわない。上述したように、「off-set型」、「staggered型」、「non-staggered型」であっても、傾斜検出器で隣接する検出器セグメントの側面形状を、Ｖ字形状等とすることで、ＣＴ装置のフレームの限られたスペース内に、計数率を向上することができるフォトンカウンティング方式の検出器を収納することができる。
【００７４】
特定のタイプの検出器に限定されるものではないが、上記の検出器の代表的な例として、ＣＺＴ（テルル化亜鉛カドミウム―ＣｄＺｎＴｅ）又はＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）の検出材料を含む半導体を基材とする検出器が挙げられる。更に、本開示の例示実施形態は、スパース型のＣＺＴ検出器を用いたスペクトラルＣＴに適用することができる。
【００７５】
ＣＺＴ検出器アレイの例示実施形態として、厚さが１ｍｍのＣＺＴを挙げることができる。例えば、角度αを２０°とすると、この検出器の公称厚は、ｘ方向（すなわち、入射Ｘ線ビーム方向、ファンビームの方向、コーンビームの方向）に対して、約２．９ｍｍとなる。これは、Ｘ線フォトンを停止させるのに十分な厚さである。ただし、他の寸法又は角度も利用可能である。
【００７６】
マルチスライスＣＴの検出器を小型に作製する実施形態では、検出器アレイは、いくつかの区画に分割することができる。これらの区画は、様々な方向に傾斜されており、ｙ方向にずらされる場合もある。隣接する、若しくは、隣り合う検出器、又は、それらの検出器セグメントの前縁部と後縁部は、ｘ方向に一致していてもよければ、ずらされていてもよい。
【００７７】
漏れたフォトン及び電子を抑えるために、ブロッカ又はシールドが備えられる場合がある。これらは、Ｘ線源に面する連結縁部に設けることができ、検出器のアノード面をシールドして、エネルギー分解能を向上することができる。
【００７８】
本明細書で論じられる例示実施形態による回転検出器アレイは、スペクトル情報を測定できない、エネルギー積分型検出器とすることができる。また、静止（傾斜）検出器アレイは、例えば、ＣＺＴ又はＣｄＴｅで構成され、スペクトル情報を生成できるフォトンカウンティング検出器（Photon  Counting  Detector：ＰＣＤ）とすることができる。それらのＰＣＤは、ＣＴ装置の回転円内部（すなわち、フレーム内部）に、まばらに円形に分布させることができる。ＰＣＤの最大計数率が所定の要件（例えば、現在のＣＴシステムの１０８ｃｐｓ／ｍｍ２）を満たさない可能性があるため、ＰＣＤは、所望の計数率を達成すべく、本明細書に与えられている開示に従って傾斜させられる。
【００７９】
入射するＸ線ビームに対して検出器を傾斜させ、これによって電荷発生の深さの範囲を縮小することで、エネルギー分解能を向上することができる。上記幾何形状的要因のために、且つ、検出器をより薄くすることで（例えば、非傾斜検出器に比べてより薄いＣＺＴとすることで）、計数率は、向上する。ＣＺＴが薄くなると、電荷捕集時間は短縮する。加えて、薄いＣＺＴは電荷共有が少なく、より良好な空間分解能をもたらす。
【００８０】
本明細書で論じられる例示実施形態による傾斜検出器の設計は、計数率性能及びエネルギー分解能が向上することに加え、下記の現象による影響を低減するとともに、プロセッサ又は処理システムによる下記の現象の補正を簡略化することができる。
【００８１】
（１）バリスティックデフィシット（Ballistic  deficit）
薄い検出器材料（例えばＣＺＴ）は、タイムオブフライトが短く、バリスティックデフィシットが低下している。フォトンとＣＺＴとの相互作用は、表面（即ち、入射表面）付近であるため、薄くすることでタイムオブフライトのばらつきが小さくなり、これにより、補正方法を簡略化することができる。
【００８２】
（２）電荷共有（Charge  sharing）
タイムオブフライトが短くなるため、電荷の拡散が小さくなる。結果として、電荷共有が低下する。すなわち、ある検出素子で発生した電荷が、隣の検出素子の電極に到達することで電荷が素子間で共有される電荷共有を、薄くすることで、低減することができる。
【００８３】
（３）空間電荷（Space  charge）
正孔捕獲に起因する空間電荷は、カソード付近で起こり、その電極の空間電荷領域間でのドリフト時間は、より短いであろう。すなわち、次々に放射線フォトンが入射すると、電極近傍に、電荷が蓄積し、蓄積した電荷により、新たな電子正孔対が電極に引き寄せられなくなる現象が発生するが、検出素子を薄くすることで、電荷が速やかに電極に到達するため、かかる現象の発生を低減することができる。
【００８４】
（４）Ｋエスケープ（K-escape）
サイドＫエスケープ（Side  K-escape）が低減し、クロストークが改善する。すなわち、Ｘ線フォトンのエネルギーにより、検出素子を構成する原子（Ｃｄ等）のＫ核の電子が飛ばされて、他の検出素子の電極に到達するサイドＫエスケープを、検出素子を薄くすることで、低減することができる。カソード方向へのバックＫエスケープ（Back  K-escape）は、増大するようになるので、補正は、一層容易である。
【００８５】
（５）パイルアップ（Pileup）
タイムオブフライトが短い場合に、ピーキング時間が短ければ、検出器のデッドタイムが短縮し、パイルアップは減少する。タイムオブフライトのばらつきが小さいため、パイルアップ補正に、単純な一定デッドタイムを使用することができる。
【００８６】
図１９は、処理システムの構成例を示す図である。図２に示す構造に沿って、図１９に例示する処理システムを説明する。図１９に例示する処理システムは、１つ又は複数のマイクロプロセッサ、若しくは、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit）、又は、これらの均等物、及び／又は、少なくとも１つの特定用途向けプロセッサＡＳＰ（図示省略）を使って実現される。マイクロプロセッサは、メモリ回路（例えば、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュメモリ、スタティックメモリ、ＤＲＡＭ、ＳＤＲＡＭ、及び、それらの均等物）等のコンピュータ可読記録媒体であって、マイクロプロセッサを制御するように構成されたコンピュータ可読記録媒体を利用して、本開示のプロセス及びシステムを実施し、且つ／又は、制御する回路である。他の記録媒体は、ハードディスクドライブ、又は、光ディスクドライブを制御できるディスクコントローラ等の記録コントローラを介して制御すればよい。
【００８７】
別の形態では、マイクロプロセッサ、又は、その諸態様は、本開示を拡張し、又は完全に実現するための論理装置で構成することができる。或いは、それを排他的に含むことができる。かかる論理装置の例として、特定用途向け集積回路（Application-specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ）、ジェネリックアレイロジック（Generic-array  of  Logic：ＧＡＬ）、及び、それらの均等物が挙げられるが、これらに限定されるものではない。マイクロプロセッサは、独立した装置又は単一の処理機構とすることができる。更に、本開示は、マルチコアＣＰＵの並列処理能力の利益を享受することができる。メモリに格納された一連の命令を実行するのに、マルチプロセッシングの形に構成された１つ又は複数のプロセッサも活用することができる。或いは、ソフトウェアの命令に代えて、又は、ソフトウェアの命令との組み合わせで、ハードウェアで実現された回路機構を使用することができる。したがって、本明細書で論じられる例示実施形態は、ハードウェア回路機構及びソフトウェアのいかなる特定の組み合わせにも限定されない。
【００８８】
別の形態では、本開示による処理の結果は、ディスプレイコントローラを介してディスプレイ（モニタ）に表示することができる。ディスプレイコントローラは、計算効率を向上するために、少なくとも１つのグラフィックプロセッシングユニットを備えることが好ましい。このプロセッシングユニットは、複数のグラフィックプロセッシングコアによって提供することができる。更に、Ｉ／Ｏ（入力／出力）インターフェースも提供されており、周辺機器としてそのインターフェースに接続可能なデータ入力部、マイクロフォン、スピーカ、カメラ、マウス、キーボード、タッチ式のディスプレイ、若しくは、パッドインターフェース等からの信号及び／又はデータを入力する。例えば、本開示の種々のプロセス又はアルゴリズムのパラメータを制御するためのキーボード又はマウス（ポインティングデバイス）を、Ｉ／Ｏインターフェースに接続して、新たな機能及び構成上の選択肢を提供し、又は表示特性を制御することができる。更に、接触を感知する形式のインターフェースをモニタに設けて、コマンド／インストラクションのインターフェースを提供することができる。スピーカは、音響コントローラを介して接続されても良い。
【００８９】
前述の様々なコンポーネントは、ネットワークコントローラー等のネットワークインターフェースを介して、インターネット又はローカルイントラネットといったネットワークに結合されて、制御可能パラメータを含むデータを送受信することができる。上掲の様々なハードウェアコンポーネントを相互に接続するように中央ＢＵＳが設けられており、このＢＵＳが、それら相互間に、少なくとも１本のデジタル通信用経路を提供している。
【００９０】
図２のデータ収集システム５、プロセッサ６、及びメモリ７は、１台又は複数台の処理システムを利用して、図１９に例示する形態に従って実現することができる。特に、図１９に示す様々な装置のうちの１つ又は複数の装置と同一の１つ又は複数の回路若しくはコンピュータハードウェアユニットは、データ収集システム５、プロセッサ６、及びメモリ７の機能を発揮することができる。更に、一形態では、それら処理システムは、ネットワーク又は他のデータ通信接続によって、相互に接続することができる。上記の様々な処理システムのうちの１つ又は複数の処理システムは、対応するアクチュエータに接続されて、ガントリ、Ｘ線源、及び／又は、患者寝台の動作を発動するとともに制御することができる。
【００９１】
適切なソフトウェアは、メモリ及び記録装置を含む処理システムのコンピュータ可読媒体上に、物理的に記録することができる。コンピュータ可読媒体の他の例は、コンパクトディスク、ハードディスク、フロッピディスク（登録商標）、テープ、磁気光学ディスク、ＰＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュＥＰＲＯＭ）、ＤＲＡＭ、ＳＲＡＭ、ＳＤＲＡＭ、若しくは他の任意の磁気媒体、コンパクトディスク（例えば、ＣＤ−ＲＯＭ）、又はコンピュータが読み出せる他の媒体である。ソフトウェアの例として、デバイスドライバ、オペレーティングシステム、開発ツール、アプリケーションソフトウェア、及び／又はグラフィカルユーザインターフェースを挙げることができるが、これらに限定されるものではない。
【００９２】
前述の媒体上のコンピュータコードエレメントは、任意の翻訳可能な又は実行可能なコードメカニズムとすることができる。例として、スクリプト、翻訳可能プログラム、ダイナミックリンクライブラリ（Dynamic  Link  Library：ＤＬＬ）、Ｊａｖａ（登録商標）クラス、及び完全実行可能プログラムが挙げられるが、これらに限定されるものではない。更に、本開示の態様の処理機能のいくつかの部分は、性能、信頼性、及び／又はコストを向上するために、分散させることができる。
【００９３】
上記の処理システムのデータ入力部は、例えば、それぞれの導線接続によって、１つの検出器又は複数検出器から成るアレイからの入力信号を受け入れる。データ入力部を形成するものとして、又は、データ入力部に１つ又は複数の入力信号を提供するものとして、複数のＡＳＩＣ又は他のデータ処理コンポーネントを設けることができる。それらのＡＳＩＣは、個別の検出器アレイ、又は、検出器アレイの個別の部分である検出器セグメントそれぞれからの信号を取り込むことができる。検出器からの出力信号がアナログ信号の場合、データ記録及びデータ処理に用いるためのアナログ−デジタルコンバータと一緒に、フィルタ回路を設けることができる。フィルタ処理は、アナログ信号用の個別のフィルタ回路を用いずに、デジタル式のフィルタ処理によって行うことも可能である。或いは、検出器がデジタル信号を出力する場合、検出器の出力から直接、デジタル式のフィルタ処理及び／又はデータ処理を実施することができる。
【００９４】
以上、説明したとおり本実施形態によれば、計数率を向上することができる。
【００９５】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００９６】
１  Ｘ線管
３  検出器
４  コントローラ
８  フレーム
【図１】
2014210183.tif 000003
【図２】
2014210183.tif 000004
【図３】
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【図４】
2014210183.tif 000006
【図５】
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【図１４】
2014210183.tif 000008
【図１９】
2014210183.tif 000009
【図６】
2014210183.tif 000010
【図７】
2014210183.tif 000011
【図８】
2014210183.tif 000012
【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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