(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ディジタル投影画像を形成するためのＸ線映像システムであって、
第１の軸に沿ってＸ線放射のビームを規定するためのＸ線放射源、
該第１の軸に対して実質的に垂直な第２の軸に沿って配置された複数の検出器、
該各検出器を該第１の軸を中心として、該第１の軸に対して実質的に垂直な面内で回転させてディジタル投影画像データを作成するための回転手段、及び、ディジタル投影画像データの関数としてのコンピュータによる断層Ｘ線写真画像を発生させるように組み立てられ配置された画像再構成サブシステム
を含むシステムであって、前記複数の検出器が、少なくとも二列に配置されており且つその一の列は他の一の列に対して検出器が回転するにつれて得られるデータの量が増加するようにずれて配置されているシステム。
【請求項２】
複数の検出器の各々がＸ線放射を受け取り、Ｘ線放射をその放射の少なくとも１つの特性に対応する信号に変換する請求項１記載のシステム。
【請求項３】
信号が電圧遷移のシーケンスである請求項２記載のシステム。
【請求項４】
放射の特性が、エネルギーレベル、周波数および振幅のうちの１つを含む請求項２記載のシステム。
【請求項５】
複数の検出器の各々が、Ｘ線放射を受け取り、その特性の関数としての出力信号を発生する変換器を含む請求項２記載のシステム。
【請求項６】
変換器がテルル化カドミウムを含む請求項５記載のシステム。
【請求項７】
複数の検出器の各々がセレンを含む請求項２記載のシステム。
【請求項８】
複数の検出器の各々が、
Ｘ線放射を受け取り、その特性の関数としての可変光出力を発生するシンチレーション物質、および
該可変光出力を受け取り、その特性の関数としての出力信号を発生するコンバータ
を含む請求項２記載のシステム。
【請求項９】
シンチレーション物質が、タングステン酸カドミウム（ＣｄＷＯ４）、セレン、ヨウ化ナトリウム、高圧キセノン、ガドリニウムオキシサルフェートおよび希土類元素添加セラミックのうちの１つを含む請求項８記載のシステム。
【請求項１０】
シンチレーション物質の可変光出力が空間依存性を有すると共に、
マスクであって、線源と該マスクとの間のビームからすべての被検体を除去した後に第２の軸に実質的に平行な方向に複数の検出器に対して摺動自在であるように取り付けられると共に、Ｘ線放射に対して高インピーダンスの経路を与える材料を含み、かつ空間的に制限された領域内で前記放射をシンチレーション物質に送るようにしたアパーチャを含むマスク、
シンチレーション物質に沿った該マスクの位置の関数として出力信号を記憶するための記憶用メモリ、および
投影画像データを再構成して被検体のＸ線放射が透過した部分を表す画像を形成し、投影画像データを、該記録出力信号の関数として修正してシンチレーション物質の空間依存性を補償する再構成用コンピュータ
をさらに含む請求項８記載のシステム。
【請求項１１】
複数の検出器の各々が、ビームの第１の部分を検出器に閉じ込め、ビームの他の部分を排除するためのコリメータを含む請求項１記載のシステム。
【請求項１２】
複数の検出器が、前記放射を検出器に選択的に送るための入力アパーチャを有するマスクを含む請求項１記載のシステム。
【請求項１３】
入力アパーチャが実質的に円形である請求項１２記載のシステム。
【請求項１４】
入力アパーチャが実質的に星形である請求項１２記載のシステム。
【請求項１５】
マスクが、Ｘ線伝搬に対して比較的高インピーダンスを与える遮蔽材料を含む請求項１２記載のシステム。
【請求項１６】
遮蔽材料が、鉛（Ｐｂ）およびタンタル（Ｔａ）のうちの１つを含む請求項１５記載のシステム。
【請求項１７】
ある回転範囲にわたって実質的な等角度増分で検出器からデータを収集し、それぞれが角度増分の１つに対応する位置で検出器が受け取ったＸ線放射に応じた、複数の投影データの集合を作成するためのデータ収集システムと、
投影データの集合に応じて被検体の一部分の画像を再構成するための再構成用コンピューターと、
をさらに備える請求項１記載のシステム。
【請求項１８】
回転範囲が実質的に１８０°に等しい請求項１７記載のシステム。
【請求項１９】
回転範囲が実質的に３６０°に等しい請求項１７記載のシステム。
【請求項２０】
再構成用コンピューターが、フィルター補正逆投影再構成技法を用いて画像を再構成するための手段を含む請求項１７記載のシステム。
【請求項２１】
再構成用コンピューターが、代数的再構成技法を用いて画像を再構成するための手段を含む請求項１７記載のシステム。
【請求項２２】
再構成用コンピューターが、直接フーリエ再構成技法を用いて画像を再構成するための手段を備える請求項１７記載のシステム。
【請求項２３】
暗電流オフセット、変換器クロストーク、シンチレーション物質残光、ビームハードニング、検出器スペクトル応答バラツキおよびＸ線ビームレベルバラツキを含む複数のシステム不完全性のうちの少なくとも１つに対して前記複数の投影データの集合の各々を修正する修正システムをさらに備える請求項１７記載のシステム。
【請求項２４】
システム不完全性のうちの少なくとも１つが温度依存性であり、かつ修正システムがさらに、
複数の検出器の平均温度を検知する温度検知デバイス、および
前記複数の投影データの集合の該修正を該平均温度の関数として変化させる再構成用コンピューターの温度補償部
を含む請求項２３記載のシステム。
【請求項２５】
Ｘ線放射のビームが第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルとの間で交番する請求項２３記載のシステム。
【請求項２６】
複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され、これら検出器のうち１つが第１の軸と交差して交差する検出器の幅が２つの実質的に等しい長さに分割される請求項１記載のシステム。
【請求項２７】
複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され、これら検出器のうち１つが第１の軸と交差してその交差する検出器の幅が第１の長さと第２の長さとに分割され、該第１の長さが、その幅の約四分の一であり、該第２の長さが、その幅の約四分の三である請求項１記載のシステム。
【請求項２８】
回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回転範囲から取った投影データの集合が挿入される請求項２７記載のシステム。
【請求項２９】
複数の検出器が２列に配置され、該複数の検出器の各々が第２の軸に沿った幅により規定され、第１列の検出器のうちの１つが第１の軸と交差してその幅が第１の長さと第２の長さとに分割され、該第一の長さが、第１列の交差している検出器の幅の約八分の一であり、該第２の長さが、第１列の交差している検出器の幅の約八分の七であり、かつ第２列の検出器のうちの１つが第１の軸と交差してその幅が第１の長さと第２の長さとに分割され、該第１の長さが、第２列の交差している検出器の幅の約八分の三であり、該第２の長さが、第２列の交差している検出器の幅の約八分の五である請求項１記載のシステム。
【請求項３０】
回転範囲が実質的に３６０°に等しく、０°から１８０°までの回転範囲から取った投影データの集合に、１８０°から３６０°までの回転範囲から取った投影データの集合が挿入される請求項２９記載のシステム。
【請求項３１】
回転手段が、
ハウジングと、該ハウジングに回転自在に取り付けられた電機子とを有するモータであって、該ハウジングがＸ線源に対して静止位置に配置されているモータ、
複数の検出器に固定して取り付けられたスピンドル、および
該スピンドルと該電機子を機械的に結合し、該電機子の回転運動を該スピンドルの回転運動に変換するベルト
を含む請求項１記載のシステム。
【請求項３２】
複数の検出器の第１の軸の周りの角度位置を検知し、かつ等角度増分でディジタル投影画像データを作成するための手段をさらに備える請求項１記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【関連出願へのクロスレファレンス】
本出願は１９９７年１０月３０日出願の米国第６０／０６３５６７号の仮出願に基づく。
【０００２】
【連邦政府支援研究に関する陳述】
適用不可
【０００３】
【マイクロフィッシュ付録へのレファレンス】
適用不可
【０００４】
【発明の分野】
本発明は、全般的にはコンピューター連動Ｘ線撮影法に関し、かつフィルム不使用Ｘ線映像システムおよび方法に関し、より詳細には、現行の写真フィルムベースの映像システムに匹敵するか、またはこれを超える分解能およびダイナミックレンジ特性を有する、ディジタル、フィルム不使用Ｘ線投射映像システムおよび方法に関する。
【０００５】
【発明の背景】
従来のＸ線映像システムでは、撮影しようとする被検体（通常は患者）をＸ線源と写真フィルムのプレートの間に配置する。患者とＸ線放射の間の相互作用が捕捉されフィルム上に蓄積される。次に、このフィルムは診断を目的としてフィルムを背面から照らす器具を介して観察される。フィルムの診断画像は良好な分解能およびコントラスト特性を有するが、かかる媒体を使用する場合は画像の蓄積に関して重大な欠点がある。第一に、物理的検査では、身体のどの部分を撮影しようとしているかに従ってあらかじめ定めたレベルのＸ線エネルギー（すなわちＸ線源に電源供給するためのピーク電圧および最大のミリアンペアレベル、さらにパルスＸ線源の場合ではそのパルスＸ線源を駆動する各パルスの持続時間）を必要とする。
【０００６】
Ｘ線照射のパラメータが誤っている場合には、結果的にフィルム上に記録されたＸ線像は、Ｘ線フラックスとフィルムのダイナミックレンジの間の不一致のため露出不足あるいは露出過多になる傾向があり、その結果、診断価値の低い画像となる。
【０００７】
米国においては、フィルム上に記録されたＸ線画像が、画像の取り直し（「リコール（再撮影）」）を要するほど診断価値が低いと評価されるのは、約２０％であると評価されている。放射線医によれば、一般には平均的な放射線医より訓練度や技能度が低いＸ線技術者により多く頼っているため、この数はさらに上昇するとの予測である。
【０００８】
フィルム上に記憶された従来のアナログ画像と対比して、ディジタルＸ線画像では画像記録、保存通信システム（ＰＡＣＳ）内に記録、保存し記憶することができる。ＰＡＣＳの使用により、画像の転送がネットワークおよびモデムを介して迅速に行うことができ、遠隔診断の支援となる。したがって、このデータは容易にメモリー内に記憶し記録、保存しておき、データを劣化させることなくＸ線フィルム内の情報と比べより簡単に転送できる。このように、さまざまなディジタル処理アルゴリズムおよび技法が利用可能であり、空間フィルタ処理その他の画像強調技法などのデータの処理をすることや、例えばネットワークやモデムによってデータをある場所から別の場所に転送することがさらに容易となる。
【０００９】
最近では、Ｘ線フィルムのこれらの欠点を克服するための技法が開発されつつある。現行の方法や関連する技術も数多く開発されつつあり、そのうちのあるものはディジタル化システムを与えるように、フィルムを不要とするように、または別のものはフィルムの使用法を改善させるように設計されている。現在用いられている主たる技術の利点および欠点を以下に要約する。
【００１０】
Ｘ線撮影法等化法：Ｘ線撮影法等化法は、患者へ入射するＸ線照射量を高減衰の部位では局所的に増加させ、一方、低減衰の部位では減少させ、記録媒体へのＸ線照射量がより均等分布をもたらすようにする処理技法である。Ｘ線撮影法等化技法としては、スキャン等化Ｘ線撮影法、スキャニングスリット等化Ｘ線撮影法、ディジタルビーム減衰、光等化Ｘ線撮影法、回転スキャン等化Ｘ線撮影法などがある。後者は、扇形ビームの面により規定される複数のスキャン角度の各々の位置で扇形ビームと被検体を交差させることによって、被検体をＸ線扇形ビームでスキャンする工程を含む。後者の例は次の文献に記載されている。
【００１１】
Ｓａｂｏｌら、「Ｐｒａｃｔｉｃａｌ  Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  Ｓｃａｎ−Ｒｏｔａｔｅ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ｔｏ  Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ．２３（１２），Ｄｅｃｅｍｂｅｒ  １９９６）
Ｓａｂｏｌら、「Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ  Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｈｉｇｈ  ａｎｄ  Ｌｏｗ  Ｃｏｎｔｒａｓｔ  Ｂｅｈａｖｉｏｒ  ｏｆ  ａ  Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ  Ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ｆｏｒ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３（６），Ｊｕｎｅ  １９９６）
Ｓａｂｏｌら、「Ｒｏｔａｒｙ  Ｓｃａｎｎｉｎｇ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ：  ａｎ  Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ  Ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ｆｏｒ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ．２１（１０），Ｏｃｔｏｂｅｒ  １９９４）
Ｂｏｏｎｅら、「Ｆｉｌｔｅｒ  Ｗｈｅｅｌ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  ｉｎ  ＤＳＡ：  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ  Ｒｅｓｕｌｔｓ」（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ，２０（２），Ｍａｒｃｈ／Ａｐｒｉｌ  １９９３）
【００１２】
回転スキャン等化Ｘ線撮影法は、Ｓａｂｏｌら、「Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ  Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｈｉｇｈ  ａｎｄ  Ｌｏｗ  Ｃｏｎｔｒａｓｔ  Ｂｅｈａｖｉｏｒ  ｏｆ  ａ  Ｓｃａｎ−ｒｏｔａｔｅ  Ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ｆｏｒ  Ｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ，２３（６），Ｊｕｎｅ  １９９６）に記載されているように、第１世代のコンピューター断層に類似する。
【００１３】
フィルムディジタイザ：従来の映像システム（すなわちフィルム）の出力はスキャニングデバイスを用いてディジタル化することができ、これによりフィルムの保存および取り出しに関するコストが不要となる。この方法の欠点としては、上記の欠点のほかに、フィルムの使用および関連するコストを不要にできないこと、比較的高コストで、高品質のスキャニングデバイスを調達し維持する必要があること、フィルムをディジタル化するという追加の労働コストがかかることがある。代表的な中等度分解能のスキャニングデバイスには、Ｈｅｗｌｅｔｔ  Ｐａｃｋａｒｄ（Ｐａｌｏ  Ａｌｔｏ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造されるＳｃａｎＪｅｔ  ６１００Ｃがある。ＳｃａｎＪｅｔ  ６１００Ｃは、６００ｄｐｉの仕様分解能を有し、増強時分解能としては２４００ｄｐｉを有する。代表的な高分解能のスキャニングデバイスには、ＳｃａｎＶｉｅｗ  Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ（Ｆｏｓｔｅｒ  Ｃｉｔｙ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）により製造されるＳｃａｎｍａｔｅ５０００がある。Ｓｃａｎｍａｔｅ５０００は、５０００ｄｐｉの仕様分解能を有する。
【００１４】
光刺激ルミネッセンス法（ＰＳＬ）：従来のＸ線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み合わせは、Ｘ線フラックスを蓄積するプレートで置き換えることができる。記憶されたフラックスはその後、この材料をレーザで刺激し放出される光を測定することによって読み出される。ディジタル画像は、このプレートの個別化された画素状の各区画を直線走査し、放出された光をディジタル化することにより形成される。このシステムの利点の１つは、フィルムを完全に不要にできることである。別の利点は、プレート上の潜像の画素を表す信号を、Ｘ線像の再撮影を必要としない程に十分な大きさのダイナミックレンジにわたりディジタル化できることである。さらに、少なくともある種の基板材料では、使用する材料が標準のＸ線フィルムより高い検出量子効率（ＤＱＥ）を有するため、そのＸ線露出量を減少させることができる。このように、再撮影が必要な場合であっても、患者に与えられるＸ線照射量はかなり減少する。さらに、この基板は通常は、消去可能であり、かつ再使用可能であるが、Ｘ線フィルムではそうはいかない。
【００１５】
ＰＳＬシステムの目下の欠点は、読み出しシステムのコスト、および蓄積材料を処理するためにかかる労働コストである。代表的なＰＳＬシステムおよび方法としては、日本の富士写真フイルム株式会社（Ｆｕｊｉ  Ｐｈｏｔｏ  Ｆｉｌｍ  Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｌｔｄ．）に譲渡されたイシカワ（Ｉｓｈｉｋａｗａ）らの発明による「ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ  ＩＭＡＧＥ  ＲＥＡＤ−ＯＵＴ  ＭＥＴＨＯＤ  ＡＮＤ  ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ」と題された、米国特許第４５２７０６０号がある。この富士写真フイルムはＰＳＬシステムの主たる供給元の１つである。
【００１６】
画像増輝度（Ｉｍａｇｅ  Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）管（ＩＩＴ）：従来のＸ線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み合わせはＩＩＴで置き換えることができる。ＩＩＴは４つの主要コンポーネントを含む。すなわち、フォトカソードと、マイクロチャンネル・プレートと、スクリーンと、その他のコンポーネントを互いに静止状態に保持するハウジングとである。患者を透過して伝搬したＸ線量子が、フォトカソード（本質的には蛍光スクリーン）にあたると、この管の内部に電子が放出される。この電子は加速され第２の蛍光スクリーンであるマイクロチャンネル・プレート上に小さな画像を形成させる。第２のスクリーン上のこの小さな画像はディジタル出力をもつビデオカメラ（例えばＣＣＤカメラ）を用いて捕捉される。結果としてシステムはＸ線ビームを受け取り直流ディジタル出力を発生する。しかし、ＩＩＴベースのシステムの空間分解能およびダイナミックレンジは、通常は従来のフィルムより小さい。ＩＩＴベースのシステムは、心臓用スキャナでよく見られる。代表的なＩＩＴとしては、Ｔｈｅ  Ｍａｃｈｌｅｔｔ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｉｎｃ．（Ｓｐｒｉｎｇｄａｌｅ、Ｃｏｎｎｅｃｔｉｃｕｔ）に譲渡されたＢｌａｃｋｅｒらの発明による「ＩＭＡＧＥ  ＩＮＴＥＮＳＩＦＩＥＲ  ＴＵＢＥ」と題された、米国特許第３７０８６７３号がある。
【００１７】
半導体検出器：従来のＸ線システムで用いられるフィルム／スクリーンの組み合わせは、半導体からなる２次元アレイにより置き換えることができる。患者を透過して伝搬したＸ線量子は、半導体により直接検出される場合と、このアレイの最上面にあるシンチレーション物質により間接的に検出される場合がある。前者の場合では、その半導体はＸ線エネルギーに直接反応する。後者の場合では、そのシンチレーション物質はＸ線エネルギーをこの半導体の検出範囲内にある光に変換し、この半導体はこの光に反応する。このアレイの各エレメントは、約１００マイクロメートル四方の領域内のＸ線を検出する。このアレイの各エレメントにより検出されたエネルギーはディジタル化され、次に最終ディジタル画像内の画素としてセーブされる。一般の放射線撮影の実施においてフィルムに取って代わるには、そのアレイは約２０００エレメント×２０００エレメントを有する必要がある。このシステムの利点は、フィルムを完全に不要にできることである。このシステムの欠点は、検出器およびこれに付属する電子回路のコストである。代表的半導体検出器アレイとしては、Ｔｈｅ  Ｒｅｇｅｎｔｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  ｏｆ  Ｍｉｃｈｉｇａｎに譲渡されたＡｎｔｏｎｕｋらの発明による「ＭＵＬＴＩ−ＥＬＥＭＥＮＴ−ＡＭＯＲＰＨＯＵＳ−ＳＩＬＩＣＯＮ−ＤＥＴＥＣＴＯＲ−ＡＲＲＡＹ  ＦＯＲ  ＲＥＡＬ−ＴＩＭＥ  ＩＭＡＧＩＮＧ  ＡＮＤ  ＤＯＳＩＭＥＴＲＹ  ＯＦ  ＭＥＧＡＶＯＬＴＡＧＥ  ＰＨＯＴＯＮＳ  ＡＮＤ  ＤＩＡＧＮＯＳＴＩＣ  Ｘ  ＲＡＹＳ」と題された、米国特許第５，０７９，４２６号がある。
【００１８】
半導体検出器を利用するこのディジタルＸ線映像システムは、コストを除けばフィルムの代替品として目下、最も良好なものである。そのダイナミックレンジおよび空間分解能は、ＩＩＴシステムと違い、従来のフィルムに優りはしないとしても、匹敵するものである。さらにこの検出器の出力は、ＰＳＬを使用するシステムやフィルムディジタイザと違い、直接ＰＡＣＳに供給できる。このように、医学診断にとって十分な空間分解能とダイナミックレンジを有する、より低コストのディジタルＸ線映像システムが必要とされる。
【００１９】
本発明の目的の１つは、上記した従来の技術の欠点を実質的に克服することである。
【００２０】
本発明の別の目的の１つは、従来の写真フィルム映像システムに代わるＸ線検出システムを提供することである。
【００２１】
本発明の別の目的の１つは、直流ディジタル出力を提供するＸ線検出システムを提供することである。
【００２２】
本発明の別の目的の１つは、医学診断にとって十分な空間分解能とダイナミックレンジを有する直流ディジタル出力を与えるＸ線検出システムを提供することである
【００２３】
【発明の概要】
本発明は、ディジタル投影画像を形成するＸ線映像システムに関する。本発明の一つの観点によれば、Ｘ線映像システムは、伝送軸に沿ってＸ線ビームを発生するＸ線放射源、該Ｘ線ビームを受け取る複数の検出器を含む検出器アセンブリ、および該検出器アセンブリに取り付けられた回転メカニズムを備え、該検出器が伝送軸の周りを（好ましくは回転軸と伝送軸が互いに共軸であるように）回転するものである。検出器が伝送軸の周りを回転するに伴い、このシステムは複数の階段状に増加する角度位置の各々で１組の投影データを作成する。伝送ビーム内の線源と検出器との間に配置した被検体の画像は、この投影データの集合から再構成することができる。
【００２４】
本発明の別の観点によれば、Ｘ線映像システムは、好ましくは、１次元（１Ｄ）の検出器よりなるアレイ（すなわち、好ましくは検出器を１列にしたもの）を利用しており、このため画像の形成に必要となる検出器の総数を大幅に減らすことができ、かつ（画素状とした各区画からなる正方マトリクスを用いる）従来の技術の２次元（２Ｄ）システムで提供されるのと同等の空間分解能を提供することができる。従って、検出媒体を適切に選択し、十分な数と密度の検出器を設けることにより、従来技術のシステムにより提供される空間分解能およびダイナミックレンジを有する画像を、十分低いコストで与えることができる。
【００２５】
実施形態の１つでは、検出器アレイを、互いに位置をずらした２列の形態で配置することで、さらに良質の画像を与えるための空間投影データの量を増加させている。
【００２６】
本発明の具体的な一実施形態では、１Ｄアレイからなる検出器を１列に配置し、伝送軸が、検出器のうちの１つを、検出器の幅を規定している両縁部から等距離で通過するようにして、検出器の中央幅配置すなわち「１／２」幅配置を与える。画像を再構成するのに十分な数の投影データの集合を与えるためには、この検出器アレイを１８０°回転させれば足り、その理由は、データは第２の１８０°回転で重複するためである。
【００２７】
別の具体的な一実施形態では、伝送軸が、検出器のうちの１つを、その検出器の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４で通過するようにして、検出器幅の「１／４」オフセットが規定される。第１の１８０°回転の間に階段状に増加する角度位置の各々で収集したプロジェクションは、第２の１８０°回転の間に階段状に増加する対応する角度位置の各々で収集したプロジェクションと空間的に介在し合う（挟み合う）ことになる。これにより検出器アレイの３６０°回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間データ量の２倍の量が提供される。
【００２８】
別の具体的な一実施形態では、検出器は、互いに位置をずらした２列の形態で配置され、その一方の列は伝送軸に対して検出器幅の１／８ずらした位置とし、もう一方の列は伝送軸に対して検出器幅の３／８ずらした位置とし、これにより検出器アレイの３６０°回転の一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間データ量の４倍の空間データ量が提供される。
【００２９】
本発明の一実施形態では、検出器は伝送（回転）軸に対してほぼ垂直な面内に配置される。別の実施形態では、検出器は、曲面、例えばＸ線ビームの焦点を通過する曲りの軸を有する円柱状の表面に沿い、線源から各検出器までの経路の長さがほぼ同じになるように配置される。
【００３０】
一実施形態では、検出器は、ディジタルコンピューターシステムにより処理し、画像が再構成できるようにＸ線放射をディジタルデータに変換する。
【００３１】
別の一実施形態では、検出器は、個々に検出区画を与えるように形成され、分離されたエレメントであることができる。検出器の各々は、例えばＸ線放射を光に変換するシンチレーション物質（例えば結晶）や、対応するシンチレーション物質から放出された光を電気信号に変換する変換器（例えば光導電ダイオード）を備えるＸ線コンバータとを含む。あるいは、各検出器は半導体デバイスであることができる。出力された電気信号は、例えば周波数、エネルギーレベルあるいは振幅など、シンチレーション物質が受け取るＸ線放射のなんらかの特性を表す。
【００３２】
別の一実施形態では、ライトパイプなどの光伝送デバイスを用い、各Ｘ線コンバータの出力を対応する検出器と結合させることができる。
【００３３】
別の一実施形態では、Ｘ線に対して透明なアパーチャパターンを有する、Ｘ線に対して実質的に不透明なマスクをＸ線放射源と検出器の間のビーム経路内に挿入し、ビームが検出器に到達する前にＸ線ビームに対してウィンドウをかける。ある実施形態では、アパーチャパターンは円形であり、別の実施形態では、アパーチャパターンは星形である。
【００３４】
別の一実施形態では、検出器の各々は、Ｘ線ビームの一部分を分離させ、ビームの該一部分を検出器に向かわせるコリメータを含む。
【００３５】
別の一実施形態では、収集システムが、各検出器に対し、複数の投影データの集合を作成するように、回転領域の全体にわたるほぼ等間隔の角度増分位置でサンプリングをかけ、これら複数の投影データの集合のそれぞれが、各検出器が角度位置のうちの１つの位置で受け取ったＸ線放射に相当し、再構成用コンピューターが、Ｘ線放射がその中を伝搬した被検体を表す画像を形成するように、この投影データの集合を処理する。
【００３６】
別の一実施形態では、少なくともいくつかの用途において、Ｘ線放射の発生源は、少なくとも第１のエネルギーレベルと第２のエネルギーレベルの間で交替を繰り返し、また画像再構成用コンピューターシステムは、この２つのエネルギーレベルに対応する投影データを用いて、撮影中の被検体に固有の特性に対応した画像を形成する。
【００３７】
本発明の上述した目的ならびにその他の目的、本発明の様々な特性、さらには本発明自体は、添付図面と共に以下の説明を読むことでより完全に理解し得よう。
【００３８】
本発明は、フィルム不要、ディジタルＸ線投射映像システムに関する。このＸ線映像システムの代表的な実施形態を図１の番号１００で示す。この画像生成システム１００は、一般にＸ線源１０２と、放射線に対して透過性を有するテーブル１０４と、回転自在な検出器アセンブリ１０６と、このアセンブリ１０６を回転軸１１０の周りに回転させるための駆動メカニズム１０８とを備えている。
【００３９】
Ｘ線源１０２は、Ｘ線を放出するための、好ましくは制御可能なＸ線源、例えばＸ線管である。エネルギーは、高電圧電源（図示しない）を介してＸ線源１０２に供給される。スキャン中は、このビームの量子出力は一定であることが好ましい。したがって、この電源により供給されるポテンシャルおよび電流はスキャン中はほぼ一定であり、ほぼ一定のエネルギーレベルにより特性づけられるＸ線ビーム１１２が生じる。別の形態では、Ｘ線源は、パルス状のＸ線ビームを与えるようにパルス作動する。Ｘ線源１０２の出力はコリメータ（図示しない）によって円錐ビーム１１２になるよう成形される。ビーム１１２の円錐形は、好ましくは、ビームの伝送軸を規定し、さらに好ましくは回転軸１１０と共軸である回転軸を有している。Ｘ線源１０２の出力は、放出されるＸ線ビーム１１２のエネルギーレベルを決定するために、線源に近接させて配置したＸ線レベル検出器（図示しない）でモニターすることができる。測定したエネルギーレベルをフィードバックループに用いて、Ｘ線源の電力を制御したり、画像データを正規化することができる。Ｘ線源１０２および検出器アセンブリ１０６は、線源と検出器アセンブリのつくる方位がテーブル上の患者１０４に対して、好ましくは（必ずしも必要ではないが）テーブル１０４の面と平行であるか、あるいは同一平面上にある軸の周りを回転するするように、固定フレームあるいは回転フレーム（図示しない）上に取り付けることもできる。これにより、患者に対するあらゆる所望の角度でのＸ線画像の形成が可能となる。回転フレームの例は、「Ｃ」アームとして当技術分野では周知である。
【００４０】
放射線に対して透過性を有するテーブル１０４は、線源１０２と検出器アセンブリ１０６の間でＸ線ビーム１１２の経路内に配置する。Ｘ線ビーム１１２は、殆ど、あるいは全く相互作用（例えば減衰）することなくテーブル１０４を透過して伝搬し、回転自在な検出器アセンブリ１０６が、上述したように、この円錐形Ｘ線ビーム１１２を受け取る。患者（図示しない）は、放射線に対して透過性のあるテーブル１０４の最上面１１２の上に位置決めされることがある。操作中に、この円錐ビーム１１２は患者を透過して伝搬する。このビーム１１２が患者を透過する際に、患者は放出されたＸ線量子を、Ｘ線の経路内にあるさまざまな組織の密度に応じて減衰させる。検出器アセンブリ１０６は、検出器のダイナミックレンジおよびＤＱＥにより特徴付けられる。ある一定のエネルギー範囲にあり、かつ患者による減衰を受けなかったＸ線量子は、検出器アセンブリ１０６により受け取られ、検出される。
【００４１】
この実施形態の検出器アセンブリ１０６および駆動メカニズム１０８を図１および図２中に、より詳細に示す。図示したように、検出器アセンブリ１０６は、軸１１０の周りを回転できるように、駆動メカニズム１０８に回転可能に取り付けられている。図示した好ましい実施形態では、検出器スピンドル２０４は検出器アセンブリ１０６に固定して取り付けられている。検出器アセンブリ１０６は、Ｘ線源１０２が放出したＸ線放射を受け取る入力アパーチャ２０６を含む。軸１１０は、好ましくは入力アパーチャ２０６の面に対して実質的に垂直である。このため、入力アパーチャ２０６の面は、円錐形Ｘ線ビーム１１２に対して実質的に垂直である。駆動ベルト２１０などの適当な手段により、モータ２０８などの駆動メカニズムを検出器スピンドル２０４に接続させ、駆動モータ２０８の回転運動を検出器スピンドル２０４の回転運動に変換させる。フレームに対する検出器アセンブリ１０６の角度位置は、スピンドル２０４に適当に接続された、例えば角度位置エンコーダ２１２を用いて測定される。この検出器の公称回転速度は１２０ＲＰＭである、しかしながら応用例によっては、より速い速度あるいはより遅い速度を用いることもできる。例えば、心臓への応用に対してはより速い速度で動作させ、整形外科への応用ではより遅い速度で動作させることが望ましい。
【００４２】
図３に示すように、好ましい検出器アセンブリ１０６は、複数のエレメント層であって、そのすべてが互いに固定的に取り付けられ、好ましくは同一の長さおよび幅を有する複数のエレメント層を含む。図３に示す検出器アセンブリ１０６の代表的な構成では４つのエレメント層が存在する。最上層は、円錐ビームを捕捉するようにアセンブリ１０６のアパーチャ２０６を規定するマスク３０２を含む。マスク３０２は、例えば鉛（Ｐｂ）やタンタル（Ｔａ）などの材料により製作されており、伝搬するＸ線に対し高いインピーダンスを示す。この実施形態では、このマスクのアパーチャ２０６は円形であり、軸１１０は好ましくはアパーチャの中心を通過する。このアパーチャは、その直径が、ビームがアパーチャを通過する場所での円錐形Ｘ線ビーム１１２の直径に対してほぼ整合するような大きさとし、このデバイスの動作中にアセンブリが回転している間は円錐ビーム１１２の全体が常に入力アパーチャ２０６を通過するようにすることが好ましい。本発明の他の実施形態では異なる種々の入力アパーチャ形状を用いることができることは高く評価されるであろう。
【００４３】
次の層では、円錐形Ｘ線ビーム１１２は、コリメートされたＸ線扇形ビーム区画を形成するように、互いに平行に配置したコリメータプレート３０４によりコリメートされる。図３には説明の目的だけのために、コリメータプレートにより作り出されている７つの扇形ビーム区画を示しているが、医療用映像に関する実施ではいずれも、例えば、図示したよりも細かい、数多くの、よりコリメートさせた扇形ビームを作り出す。このコリメータプレートもまた、鉛（Ｐｂ）やタンタル（Ｔａ）などの高インピーダンスの材料から製作する。このコリメータプレート３０４は一般的にＸ線放射源上に収束するように方位させる。
【００４４】
それぞれの扇形ビーム区画は、検出器アセンブリ１０６の対応する検出器に入射することが好ましい。図示した実施の形態では、各検出器は互いに平行に配置されている。各検出器は、好ましくは１Ｄのアレイとして配置され、検出器アセンブリ１０６の次の層を形成するシンチレータ３０６により規定される。コリメートされた扇形ビーム区画の各々は、対応するシンチレータ３０６のアパーチャ２０６を介してコリメータプレート３０４の間に露出している部分に入射する。このように、個々のシンチレータからなる１つのアレイは、コリメートされた扇形ビーム区画の各々が、隣接する２つのコリメータプレートの間を通って対応するシンチレータ３０６のアパーチャ２０６を介して露出している部分を照射するように、コリメータと対応させて配置する。各シンチレータは、好ましくはＸ線量子を光量子に変換する材料からなる直方体である。好ましい実施形態では、シンチレータ３０６は、タングステン酸カドミウム（ＣｄＷＯ４） を含むが、Ｘ線エネルギーを光エネルギーに変換するのに適当な他の材料とすることもできる。検出器の数および密度は応用例、画像の最終的な分解能、システムのコストに関連する制限などによりさまざまな値となりうる。本発明の一実施形態においては、シンチレータの数は、約２０００であり、（検出器の密度を決める）各検出器の幅は、約１００〜２００ミクロンである。このように、上述した実施形態では、約２０００個のシンチレータを必要とし、対して半導体検出器からなる２次元正方マトリクスアレイを用いる従来技術のシステムでは約２０００の２乗個であり、シンチレータ数を３，９９８，０００個だけ減らすことができる。明らかなように、用途によっては検出器の数および密度を任意の値とすることができ、それぞれが０．５ｃｍのオーダーの幅（あるいは用途によってはさらに大きな幅の）を有する、わずか１００ないし５００個（あるいは応用例によってはさらに少ない数）であっても比較的良好なデータを提供できる。
【００４５】
シンチレータ３０６の各々は、その６面のうちの５面を光反射性の塗料で被覆することが好ましい。シンチレータが発生させた光は、このように反射塗料で被覆されていない面、好ましくは各ライトパイプの端部の位置にある表面である面のみを通して導かれる。この表面は対応する変換器３１０と光学的接触状態にある。ライトパイプは、好ましくは光ファイバの束により製作され、シンチレータにより放出された光を受け取り、対応する変換器３１０上に焦点を結ばせる。各変換器は、光−電気パラメータ変換デバイスであり、その出力において、電気的パラメータ（例えば、電流、電圧、抵抗、その他）を、その変換器がライトパイプから受け取った光量子の関数として変化させる。好ましい実施形態では、各変換器は、受け取った光を電流に変換する光学的フォトダイオードを含むが、他の光−電気パラメータ変換デバイスを用いることもできる。
【００４６】
この検出器アセンブリが、測定期間中に各検出器に入射するＸ線フラックスの量を表す出力信号を与える様々な構造を含む他のタイプの検出システムを含むことができることは評価すべきである。例えば、シンチレータよりなるアレイ３０６、ならびに対応するライトパイプ３０８および検出器３１０は、各検出器ごとに１個の対応する半導体デバイスで置き換えることができる。さらに、Ｘ線を光および／または電気信号に変換するには、セレンなどの材料が知られており、こうした材料はシンチレータ３０６の製造に用いることができ、あるいは別法として、検出したＸ線を各検出器の電気出力に直接変換するために用い、ライトパイプや変換器を不要とすることも可能である。
【００４７】
収集される画像データの量および質は、一部には、軸１１０に対する検出器アレイの位置と相関性を有する。
【００４８】
図４および図５では、例えば検出器アセンブリは軸１１０が検出器の１つの中心を通過するように位置決めされる。第２の軸３２０は、各検出器の幅が軸３２０に沿って規定できるように、軸１１０および検出器３０６の長さ方向の辺と垂直に延びている。このように、この実施形態では、伝送軸１１０は、交差する検出器の幅を軸３２０に沿って規定している２つの縁部から等距離となるように検出器のうちの１つを通過し、中央検出器幅配置、すなわち１／２検出器幅配置を与える。投影データの完全な組を与えるために必要なこの検出器アレイの回転は１８０°で足りる。というのは、データは第２の１８０°回転で重複するためである。
【００４９】
図６および図７では、伝送軸１１０が検出器のうちの１つを通過する位置を、その検出器の一方の縁部から３／４、反対側の縁部から１／４であるようにし、軸１１０に対して軸３２０に沿った検出器幅の「１／４」オフセットを規定するように検出器を配置することによりデータ量を実質的に２倍にすることができる。これにより検出器アレイの３６０°回転一回で、１／２検出器幅配置で提供される空間データ量の２倍の量が提供される。その理由は、この３６０°の回転の一方の１８０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉した画像データ）の空間的位置関係は、この同じ３６０°の回転のもう一方の１８０°部分の間における、この検出器（および検出器がこうして捕捉した画像データ）の空間的位置関係と位置が検出器幅の１／２だけズレているからである。このように、第２の１８０°回転の間に収集したプロジェクションは、第１の１８０°回転の間に収集したプロジェクションと空間的に交互に挟み合うように配置することができる。１／４検出器オフセット配置を用いることにより、エイリアシングにより生じる画像読取り値が減少する。１／４検出器オフセットを用いる場合、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と一致したままである。
【００５０】
第３の配置の可能性を、図８ないし図１０に示す。この配置では、その検出器は２列の形態よりなる２Ｄアレイ内に配置される。図示した実施形態では、各列に対する検出器の各々は、固有のシンチレータ３０６、ライトパイプ３０８および検出器３１０を含む。これらの図面中で、文字Ａは一方の列に対する上記の各コンポーネントを表し、また文字Ｂは他方の列に対する上記の各コンポーネントを表す。これらの列は軸３２０に沿って相対向している。一方の列は、他方の列に対して軸３２０に沿って検出器幅の「１／４」オフセットだけずらして位置している。しかし、伝送軸１１０が軸３２０と交差する点は、一方の列の検出器が検出器幅の１／８オフセットだけずれて位置し、また他方の列の検出器が検出器幅の３／８オフセットだけずれて位置した点である。３６０°回転の一方の１８０°部分の間における、一方の列のアレイの検出器（および検出器がこうして捕捉した画像データ）の空間的位置関係は、この同じ部分の間における、他方の検出器の空間的位置関係とこのように検出器幅の１／４位置がズレている。この３６０°回転の第２の１８０°部分の間では、この２列に対応する空間データの位置関係は実際上、検出器の幅の半分だけ互いにシフトしており、対応するデータの空間的位置関係が４種類の位置（すなわち第１の１８０°回転の間の２列の検出器からの２位置、および第２の１８０°回転の間の２列の検出器からの２位置）の組み合わせで互いに挟み合っており、検出器幅の１／４だけ変位し、ずれている。こうした配置では、画像を再構成する基になるデータの品質が向上する。この配置ではさらに、エイリアシングにより生じる画像ストリークが減少する。この実施形態では、円形のマスクの回転中心は、スピンドルの機械的回転中心と一致したままである。
【００５１】
図１１に、検出器アセンブリの回転中に収集したデータを伝送および処理し、画像を再構成するためのシステムの好ましい実施形態のブロック図を示す。検出器アセンブリが軸１１０の周りを回転するにつれて、シャフトエンコーダ２１２が、ある基準位置に対する軸１１０の周りのアセンブリの回転位置の指標を与える。このエンコーダは、検出器アセンブリが各等角度増分を通過した時点を示す出力信号を与える。これらの角度位置の各々で、変換器は一組の出力をデータ収集システム（ＤＡＳ）４０２に与える。連続する読取り値の間の角度増分は、任意の適当な角度とすることができる。典型的には０．２５°である。０．２５°の増分により、図４および図５の１Ｄアレイでは完全な１８０°の回転一回あたり７２０組の信号が提供され、図６および図７の１Ｄアレイでは完全な３６０°の回転一回あたり１４４０組の信号が提供され、図８ないし図１０の２Ｄアレイでは完全な３６０°の回転一回あたり１４４０組の信号（２倍の多くの信号）が提供される。各検出器は互いに平行であるため、このデータは高精度の投影角度での平行投影のデータと類似する。したがって、このデータは第３世代のタイプのＣＴスキャン中に収集される平行プロジェクションに類似する。対応する増分角度の信号の各組は、本実施形態では検出器アセンブリ１０６上に物理的に位置しているＤＡＳ４０２内でフィルタ処理され、増幅され、ディジタル化される。第３世代のタイプの市販のＣＴスキャナで共通に用いられているＤＡＳは、本発明でも用いることができる。このように、駆動メカニズム１０８は、患者がＸ線放射に曝されている間に、検出器アセンブリ１０６を軸１１０の周りに必要とする回転角度量だけ回転させる。制御ユニット４０４は、角度位置エンコーダ２１２から検出器アセンブリ１０６の角度位置に関する情報を受け取り、角度位置情報の関数として指令信号をＤＡＳに伝送する。必要な回転の範囲の全体にわたり、検出器アセンブリ１０６の実質的な等角度増分各位置で、制御ユニット４０４がＤＡＳ４０２に対し変換器をサンプリングするように指令を発する。検出器アセンブリ１０６の各角度位置で、変換器からサンプリングされたデータは集合されて患者の円錐形投影に関する１次元のプロジェクションを形成する。本発明のこの実施形態では、ＤＡＳ４０２は１８０°回転の角度領域の全体にわたって約７２０のプロジェクションを収集するか、あるいは３６０°回転の角度領域の全体にわたり１４４０のプロジェクションを収集する。
【００５２】
ＤＡＳ４０２は、好ましくはこのデータをメモリー４０６内にダンプする。このデータは、再構成用コンピューター４０８によって読み出して処理することができる。ＤＡＳ／検出器アセンブリとメモリー４０６との間の経路は、回転するプラットフォームと静止しているプラットフォームとの間でデータを通信させ、さらにＤＡＳにパワーおよびタイミング情報を提供するためスリップリング（図示しない）あるいはワイヤレスローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）（図示しない）を含むことができる。再構成用コンピューター４０８は、好ましくは、下記の方法を用いて患者の画像を形成するためにディスプレイ４１０と連携すると共に、得られた画像データを、例えば記録保存用記憶装置４１２、ハードコピー作成装置、即時表示するのためのディスプレイ４１６（例えばＣＲＴ）、あるいはネットワークアダプタ、モデムなどの通信デバイス４１８による後続の伝送等へ送ることが好ましい。このＣＲＴはＰＡＣＳ（図示しない）の一部であることができる。
【００５３】
この再構成用コンピューター４０８は、第３世代のタイプの市販のＣＴスキャナ用に開発された周知の方法を用いてプロジェクションを再構成させることにより患者の画像を形成する。フィルター補正逆投影（ＦＢＰ）法は画像の再構成に好ましく用いられる。ＦＢＰは３つの主要工程、すなわち、マシン不完全性の補正工程、フィルタ処理工程および後方投影工程を有する。
【００５４】
ＦＢＰの第１の工程である、マシン不完全性の補正工程には以下のサブ工程が含まれる。
【００５５】
オフセット補正：再構成用コンピューター４０８は、Ｘ線放射がない状態でＤＡＳ／検出器の組み合わせからプロジェクション値を測定する。これらのプロジェクション値はゼロであるのが理想的であるが、実際のシステムでは有限のオフセットが存在する。これらのオフセットは当技術分野では「暗電流」といわれる。次に、再構成用コンピューターは検出器からの生読取り値から「暗電流」オフセットを差し引く。
【００５６】
クロストーク補正：各変換器は、対応するシンチレータのみから光を受け取るのが理想的である。クロストークは、特定の変換器に向けた光が、その近隣の変換器の１つ以上に「リーク」した場合に起こる。クロストークは、再構成された画像内で高コントラストの境界部からのストリークとして発現する。再構成用コンピューター４０８は、オフセット補正されたデータを、空間的従属性を有する有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタで畳み込みする（ｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ）ことによりクロストークを除去する。
【００５７】
残光補正：シンチレータは、Ｘ線源がオフになった後も光を放出し続ける。この効果は残光として周知である。再構成用コンピューター４０８は、再帰的フィルタで実現することができる無限インパルス応答（ＩＩＲ）フィルタを用いて残光を逆畳み込みする（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ）。
【００５８】
ビームハードニング補正：Ｘ線源は様々なエネルギー量子からなるスペクトルを放出する。患者内で減衰せずに透過する量子の平均エネルギーは、経路が長くなるに従い増加する。この理由は、一般に、患者の組織は高エネルギー量子に比べ、低エネルギー量子をより効率的に吸収するからである。これは主に光電吸収による。ビームハードニングとして周知であるこの効果は、再構成画像内に低周波数シェーディングを生じさせる。再構成用コンピューター４０８は、各プロジェクションに対し、そのプロジェクションの大きさに比例する項である補正項を追加することによってシェーディングアーチファクトを除去する。実際上は、４次多項式を用いて補正項を決定することができる。このシステムは、既知であって、均一な厚さと密度を有する物体（例えば、水あるいは均質なプラスチック）をスキャンし、得られた画像にシェーディングアーチファクトが現出しなくなるまでこの係数を調整することによって多項式の係数を決定できる。この係数は、Ｘ線源１０２およびＸ線源１０２と検出器アセンブリ１０６との間のあらゆるフィルター処理源のスペクトルに対するコンピューターシミュレーションを介して決定することもできる。
【００５９】
スペクトル補正：シンチレータは、その量子の周波数、エネルギー等の関数としてＸ線量子を選択的に吸収する。第１次近似によれば、シンチレータのすべてが同じ応答を示し、ビームハードニング補正を用いて検出器の平均応答を除去することができる。しかし、各検出器は通常、入射するＸ線に対する応答がそれぞれやや異なる。こうした差は、画像内でのリング発生につながるスペクトルエラーを意味する。このスペクトルエラーは、リングを検出するため均一な厚さと密度を有する物体をスキャンすることによって除去することができる。次いで、このリングは、画像空間内で解剖学的画像から差し引いたり、あるいは投影空間に変換してプロジェクションから差し引いたりすることができる。
【００６０】
対数：再構成用コンピューター４０８は、投影データ値の対数およびＸ線源１０２のパワーレベルの対数を、Ｘ線レベル検出器によって受け取られる都度決定する。対数の底は、双方の決定に対して同じ底を用いる限りは任意である。
【００６１】
基準補正：プロジェクションは、投影データの対数からＸ線源のパワーレベルの対数を差し引くことによってＸ線源の出力パワーレベルに正規化される。再構成用コンピューター４０８は、その対数値を決定する前に、対応するオフセット値をレベル検出器値から差し引く。
【００６２】
エア較正：較正手順の間に、再構成用コンピューター４０８は、ビーム内には患者がいない状態でＸ線放射を行って投影データを作成する。再構成用コンピューターは、これまで概説した工程によってこのプロジェクションを補正する。次いで、再構成用コンピューターは、このプロジェクションを平均し、エア補正ベクトルとして知られているものを作成する。患者の投影データは、このエア補正ベクトルから差し引かれる。
【００６３】
フィルター補正逆投影法の第２の工程は、フィルタ処理工程である。プロジェクションは、その応答が周波数の大きさに比例するカーネル（ｋｅｒｎｅｌ）により定形的（ｎｏｍｉｎａｌｌｙ） にフィルタ処理される。実際上は、ユーザはノイズと引き換えに分解能を求めることが多い。ユーザはまた、縁部強調された画像を得ることを望む可能性もある。したがって、この定形（ｎｏｍｉｎａｌ） フィルタはノイズを減少させるためのローパスフィルタを含むことも、縁部強調のためハイパスフィルタを含むことができる。このフィルタ処理は空間領域で実行することも周波数領域で高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて実行することもできる。
【００６４】
フィルター補正逆投影法の最終段階は逆投影である。この方法は、第３世代のＣＴに関連する技術分野では周知であり、ここでは記載しない。逆投影は、専用のハードウェアを用いて実施することも、汎用のコンピューターで実施することもできる。
【００６５】
他の実施形態では、エネルギーをＸ線源１０２に供給する高電圧供給源は、２つの電位（電圧）の間で交番することができる。こうした実施形態は、例えば、システムが、荷物や郵便などの物をスキャンするための線スキャナである場合に有利である。こうした２元エネルギー線源の１つとして、本発明と同じ譲受人に譲渡された「Ｉｍｐｒｏｖｅｄ  Ｄｕａｌ  Ｅｎｅｒｇｙ  Ｐｏｗｅｒ  Ｓｕｐｐｌｙ」（Ａｔｔｏｒｎｅｙ  Ｄｏｃｋｅｔ  Ｎｏ．ＡＮＡ−０９４）と題された米国特許出願第０８／６７１２０２がある。２つの電位におけるプロジェクションは、コンピュータ断層の技術分野で周知のインターリーブ式収集技法を用いて収集できる。２元エネルギーＸ線源を利用する技法は、単になる密度測定にとどまらず、物質の特性に関する追加情報を提供するものとして知られている。２元エネルギーＸ線源を利用する技法では、ある物質のＸ線吸収特性をＸ線の２種類のエネルギーレベルに対して測定することが必要である。システムの較正法によって様々ではあるが、２元エネルギー測定値によりスキャンしている物質に関する２元のパラメータの指標が提供される。例えば、ある較正設定では、２元のパラメータは、その物質の原子番号とその物質の密度であるように選択される。別の較正設定では、２元のパラメータは、その物質の光電係数とその物質のコンプトン係数であるように選択される。さらに別の較正設定では、２元のパラメータは、そこにある第１の物質（例えば、プラスチック）の量と、そこにある第２の物質（例えば、アルミニウム）の量であるように選択される。Ｘ線コンピューター断層画像のエネルギー選択式再構成のための２元エネルギーＸ線技法については、例えば、Ｒｏｂｅｒｔ  Ｅ．ＡｌｖａｒｅｚとＡｌｂｅｒｔ  Ｍａｃｏｖｓｋｉによる「Ｅｎｅｒｇｙ−ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎｓ  ｉｎ  Ｘ−ｒａｙ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」（Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．１９７６．Ｖｏｌ．２１，Ｎｏ．５，７３３−７４４）および米国特許第４，０２９，９６３号および第５，１３２，９９８号に記載されている。こうした２元のパラメータを２元エネルギーＸ線投影データから作成するために用いるアルゴリズムの１つは、Ａｌｖａｒｅｚ／Ｍａｃｏｖｓｋｉのアルゴリズムとして知られている。別法としては、２つの画像を上記したように各エネルギーレベルに対して独立に形成することもできる。いずれのタイプの再構成でも、個々の画素対応での比較により、医師に追加の判定基準が提供される。
【００６６】
実際上は、Ｘ線源の出力は、Ｘ線がアノードによって、またビーム内での固有フィルター処理に空間的位置に依存することによって選択的に吸収されるヒール効果のため空間的位置に依存する。また実際上は、Ｘ線に対する応答は各シンチレータの長さ方向に沿って均一にならない。この不均一は、シンチレータ不完全性、コリメータの機械的公差、経路長の違いから生じるライトパイプの減衰および光学的コーティングの不均一によって生じることがある。
【００６７】
したがって、図１２および図１３の本発明の別の実施形態では、長手方向に細長いアパーチャ６０４（すなわちスリット）を有する（Ｘ線放射に対して）高インピーダンスのマスク６０２を、Ｘ線源に放射線を放出させ、各検出器が発生する応答を記録しながら、６０８の方向にシンチレータ上をスライドさせることにより、シンチレータの長さ方向にわたる検出器／シンチレータ／コリメータアセンブリの各々の応答を測定する。下の位置にある検出器アレイを、図１２ではマスク６０２を介して破線により示してある。図１３に示すように、この手順中のいかなる時点においても、各シンチレータ３０６の小さな「スライス」６０６の１つのみがＸ線放射に対して露出される。次いで、再構成用コンピュータ４０８は、得られたシンチレータ応答情報を再構成アルゴリズム内に導入する。
【００６８】
さらに別の実施形態では、本発明は代数的再構成技法（ＡＲＴ）を用いることにより不均一の減衰に対する補償を行う。シンチレータに沿ったＸ線強度のバラツキがシンチレータの長さの低周波数関数である場合、再構成用コンピュータ４０８はフィルター補正逆投影を修正してこのバラツキを補正することができる。こうした方法は本技術分野では減衰ラドン変換として知られている。
【００６９】
本発明のさらに別の実施形態では、再構成用コンピューターは、フィルター補正逆投影を介してではなく、補正されたデータの直接フーリエ再構成を介して再構成画像を生成する。
【００７０】
別の実施形態では、線源コリメータはプレート（図示しない）からなる２次元アレイを含む。ここで平行プレートの１つの組が第２の平行プレートの組とある角度をなして位置決めされてセルを形成し、このプレート交差により規定されるこのセルは線源１０２上で焦点を結ぶ。このコリメータはまた、従来のフィルムシステムで用いられる、グリッドと呼ばれる散乱線防止デバイスで置き換えることができる。さらに、コリ−メートなしにこのシステムを動作させることが可能である。
【００７１】
他の使用可能なＸ線検出器としては、ヨウ化ナトリウム、高圧キセノンガス、ガドリニウムオキシサルフェート、あるいは希土類元素添加セラミックなどがある。シンチレータ、ライトパイプおよび変換器は、Ｘ線量子を電流に直接変換する物質を含むデバイスで置き換えることができる。こうした物質の例として、テルル化カドミウムやセレンがある。
【００７２】
検出器オフセット（暗電流）は検出器およびＤＡＳの温度の関数であることができる。本発明のまた別の実施形態では、１つまたは複数の温度検知デバイスがＤＡＳ／検出器アセンブリ上あるいは近傍に配置され、データ収集の時点におけるこれらのアセンブリの温度を検知する。基本オフセットテーブルは、頻繁に更新するものではないが、例えば３項までのテーラー級数展開を用いて現時点の動作温度に合わせて調整することができる。この展開の係数は、外部熱制御デバイス（図示しない）を用いて検出器およびＤＡＳを通常の動作温度範囲内を巡回させる期間である較正手順中に決定できる。
【００７３】
残光効果もまた、検出器の温度の関数である。本発明の別の実施形態では、その検出器の位置あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度依存性に対する補正に用いられる方法と同様に残光補正を、その検出器の現時点の動作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる。
【００７４】
エアデータもまた、検出器の温度の関数である。本発明のさらに別の実施形態では、その検出器上あるいは近傍に温度センサを組み込むと共に、暗電流の温度依存性および残光効果に対する補正に用いられる方法と同様にエアデータをその検出器の現時点の動作温度に合わせて調整するための級数展開を取り込んでいる。
【００７５】
本発明の別の実施形態は、システムの他の不完全性を軽減するための補正を含むことがある。例えば、患者の動きの悪影響は、投影空間あるいは画像空間内で重み係数あるいは非線形フィルタを投影データに適用することにより軽減される。エイリアシングにより生じる画像内のストリークは、非線形フィルタをそのデータに適用することによって低減あるいは除去することができる。ＤＡＳタイミングに対するスピンドルの角度位置のタイミングエラーにより生じるアーチファクトは、プロジェクションをその正しい角度位置に補間させることにより補正することができる。均一な画像を形成するため、シンチレータは既知の中心と一様な間隔である必要がある。すなわち、中心が正しくない場合、実際の位置が既知であれば線形補間によりこのデータはそのシフトに見合った補償をすることができる。Ｘ線管によっては、円錐形ビームの頂点近くで焦点外放射と呼ばれる２次放射を発生するものがある。この焦点外放射の影響はそのプロジェクションに空間依存型ＦＩＲフィルタで畳み込みをかけることにより低減させることができる。
【００７６】
上記の補正のすべてを適用した場合でも、残留リングが再構成画像内に存在し続けることがある。これらのリングは、投影データ内のラインを検出すること、あるいは画像内でリングを検出することにより低減させることができる。当業者に周知の方法をこれらのリングとラインを検出するために用いることができ、また、リングを減少させるための情報を引き続き使用するために用いることができる。
【００７７】
本発明のさらに別の実施形態では、図３に示す円形の入力アパーチャ２０６を有するマスク３０２は、図１４に示す星形の入力アパーチャ７０４を有するマスク７０２によって置き換えることができる。円形の入力アパーチャ２０６を使用することにより、その周辺位置でノイズが少ない画像となるが、分解能は低下する。その周辺位置でのノイズおよび分解能が上昇する同様の結果を得るために収集する必要があるプロジェクションの総数が、星形マスクを使用することにより（円形のマスクに対して）減少する。図示した実施の形態では、星形アパーチャは１２本の「腕（ａｒｍ）」を有する。ただし、この星形の腕の数、大きさおよび形は様々な画像特性が得られるように、様々なものとすることができる。
【００７８】
Ｘ線源１０２はまた、円錐形のＸ線放射源をコリメートし扇形ビームにするためのアセンブリ（図示しない）を含む。本発明のこうした実施形態では、扇形ビームは、シンチレータの長さ方向と垂直に位置決めされる。さらに、矩形のマスク（図示しない）を、この扇形ビームに一致させて検出器を覆うように位置決めすることも可能である。この構成では、そのシステムは従来のＣＴスキャナとして転用して使用することができる。より具体的には、その検出器およびＸ線源１０２は患者の長軸の周りを回転させることができる。この構成では、その検出器はスピンドルを軸に回転しない。さらに、ヘリカルＣＴデータや２次元画像を収集するように、検出器の直径より大きな軸方向の範囲で患者を扇形ビームに対して並進させることができる。
【００７９】
本発明の別の実施形態では、変換器はライトパイプに沿った別の位置に配置することができ、またそのライトパイプは別の形状となる。例えば、そのライトパイプは、その頂点が変換器に接続された扇形形状であることもできる。このライトパイプおよびシンチレータが２つ以上のセクションに分割され、多重スライスＣＴスキャンを可能とする。
【００８０】
本発明はその精神と本質的特性を逸脱することなく、他の特定の形態をとって実施させることができる。したがって、ここに記載した実施形態は、限定としてではなく例示の観点で捉えるべきであり、本発明の範囲はこれまでの記述によってではなく、添付の特許請求の範囲によって示されるべきである。したがって、この特許請求の範囲と等価の意味および範囲に属するすべての変更は、本発明の意図する範疇にある。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線映像システムの一実施形態の斜視図である。
【図２】図１に示す本システムの検出器アセンブリおよび駆動メカニズムの斜視詳細図である。
【図３】図１および図２に示す検出器アレイの一実施形態の分解斜視図である。
【図４】検出器幅１／２配置を表す図１ないし図３に示すタイプの検出器アレイの配置に関する実施の一形態の上面図である。
【図５】部分的に切り欠き、線５−５に沿って描いた図４の断面図である。
【図６】検出器幅１／４オフセット配置を表す検出器アレイの配置に関する第２の実施形態の上面図である。
【図７】部分的に切り欠き、線７−７に沿って描いた図６の断面図である。
【図８】検出器幅１／８、３／８オフセット配置を表す検出器アレイの配置に関する第３の実施形態の上面図である。
【図９】部分的に切り欠き、線９−９に沿って描いた図８の断面図である。
【図１０】部分的に切り欠き、線１０−１０に沿って描いた図８の断面図である。
【図１１】検出器アセンブリの各検出器から受け取ったデータに対するデータの流れおよび処理システムを含む、本発明の好ましい実施形態のブロック図である
【図１２】コリメータ／シンチレータ／検出器アセンブリを特性づけるための摺動自在のマスクを有する検出器アセンブリの一実施形態の詳細斜視図である。
【図１３】摺動自在のマスクによりスキャンされている図１２のアセンブリのシンチレータの斜視図である。
【図１４】星形の入力アパーチャパターンを有する、検出器マスクの一実施形態の上面図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【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１４】
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