(57)【要約】【課題】　放射線検知器要素（１８）組立体が開示される。【解決手段】　放射線検知器組立体のシンチレータ（４６，５６，６６）は、光センサ（４４）に対して近位にある第１表面と、該第１表面に対して遠位にあり放射線ビーム（１４）を受ける第２表面とを含む。シンチレータの側部（６８）は、該側部上への衝突に対する光センサの非線形示差応答（チャネル間の差における）を減らすように構成される。このことは更に、焦点スポットの運動に対するシンチレーション光センサの感度の低減を可能にする。【選択図】　　　図７
2004061516.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
　放射線検知器要素（１８）組立体であって、
　シンチレータ（４６）（５６）（６６）と光センサ（４４）とを備え、
　前記シンチレータが、前記光センサ（４４）に対して近位にある第１表面と、前記第１表面に対して遠位にあり放射線ビーム（１４）を受ける第２表面とを含み、
　前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の側部（６８）が、その上への放射線ビーム（１４）の衝突を遮って、該側部（６８）への前記衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすように構成されている、
ことを特徴とする放射線検知器。
【請求項２】
　前記第２表面が、前記放射線ビーム（１４）の一部が衝突し、前記衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすように、前記第１表面より大きく構成された該第２表面上にのみ存在することを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器（１８）。
【請求項３】
　前記放射線ビーム（１４）がＸ線ビームであることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器要素（１８）。
【請求項４】
　前記側部（６８）がフランジ（５７）を含むことを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器要素（１８）。
【請求項５】
　前記フランジ（５７）が、選択された焦点スポットの運動に対して、前記放射線ビーム（１４）を遮る厚さ及び深さ（５９）に構成されていることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器要素（１８）。
【請求項６】
　前記側部（６８）が、前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされていることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器（１８）。
【請求項７】
　前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）が、階段状のカットを用いて前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされて、選択された焦点スポットの運動の範囲に対しては、前記放射線ビーム（１４）が、前記光センサ（４４）の付近において、別の側部（６８）上に衝突しないようになっていることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器要素（１８）。
【請求項８】
　前記第１表面における前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の大きさが、焦点スポットの運動の範囲により定められることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検知器要素（１８）。
【請求項９】
　入射放射線ビーム（１４）を検知する方法であって、
　光センサ（４４）に対して近位にある第１表面と、前記第１表面に対して遠位にある第２表面とを含むシンチレータ（４６）（５６）（６６）の前記第２表面上に入射する放射線ビーム（１４）を受け、
　前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の側部（６８）上への衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすように構成された該側部（６８）により放射線ビーム（１４）の衝突を遮る、
段階を含むことを特徴とする方法。
【請求項１０】
　前記第２表面を前記第１表面より大きく構成し、前記放射線ビーム（１４）の一部が前記第２表面上だけに衝突し、前記衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすようにすることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
　前記放射線ビーム（１４）がＸ線ビームであることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１２】
　前記側部（６８）がフランジ（５７）を含むことを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１３】
　前記フランジ（５７）が、選択された焦点スポットの運動に対して、前記放射線ビーム（１４）を遮る厚さ及び深さ（５９）に構成されていることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１４】
　前記側部（６８）が、前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされていることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１５】
　シンチレータ（４６）（５６）（６６）が、階段状のカットを用いて前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされて、選択された焦点スポットの運動の範囲に対して、前記放射線ビーム（１４）が、前記光センサ（４４）の付近において、別の側部（６８）上に衝突しないようにすることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１６】
　前記第１表面における前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の大きさが、焦点スポットの運動の範囲により定められることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
【請求項１７】
　画像形成システムにおいて用いられる放射線検知器アレイ（６）であって、
　複数の光センサ（４４）を含む光センサ（４４）アレイと作動可能な構成で配設された、複数のシンチレータ（４６）（５６）（６６）を含むシンチレータ（４６）（５６）（６６）アレイを備え、
　前記複数のシンチレータ（４６）（５６）（６６）の各々のシンチレータ（４６）（５６）（６６）が、前記複数の光センサ（４４）の光センサ（４４）に対して近位にある第１表面と、前記第１表面に対して遠位にあり放射線ビーム（１４）を受ける第２表面とを含み、
　前記各々のシンチレータ（４６）（５６）（６６）の側部（６８）が、その上に衝突する放射線ビームを遮って、該側部への前記衝突に対する各々の光センサ（４４）のそれぞれの応答を減らすように構成されている、
ことを特徴とする放射線検知器アレイ（６）。
【請求項１８】
　入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段であって、
　光センサ（４４）に対して近位にある第１表面と、前記第１表面に対して遠位にある第２表面とを含むシンチレータ（４６）（５６）（６６）の前記第２表面上に入射する放射線ビーム（１４）を受けるための手段と、
　前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の側部（６８）上への衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすように構成された該側部（６８）により放射線ビーム（１４）の衝突を遮るための手段と、
を含むことを特徴とする入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項１９】
　前記第２表面を前記第１表面より大きく構成し、前記放射線ビーム（１４）の一部が前記第２表面上だけに衝突し、前記衝突に対する前記光センサ（４４）の応答を減らすようにすることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２０】
　前記放射線ビーム（１４）がＸ線ビームであることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２１】
　前記側部（６８）がフランジ（５７）を含むことを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２２】
　前記フランジ（５７）が、選択された焦点スポットの運動に対して、前記放射線ビーム（１４）を遮る厚さ及び深さ（５９）に構成されていることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２３】
　前記側部（６８）が、前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされていることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２４】
　シンチレータ（４６）（５６）（６６）が、階段状のカットを用いて前記第２表面から前記第１表面まで外向きに先細にされて、選択された焦点スポットの運動の範囲に対して、前記放射線ビーム（１４）が、前記光センサ（４４）の付近において、別の側部上に衝突しないようにすることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【請求項２５】
　前記第１表面における前記シンチレータ（４６）（５６）（６６）の大きさが、焦点スポットの運動の範囲により定められることを特徴とする、請求項１８に記載の入射放射線ビーム（１４）を検知するための手段。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
　本発明は、一般的に画像形成システムに関し、具体的には、シンチレータのピクセルの幾何学的構成に関する。
【背景技術】
【０００２】
　ＣＴ画像形成システムにおいて、Ｘ線源が、一般にデカルト座標系の「画像形成平面」と呼ばれるＸ−Ｙ平面内に位置する平行光にされた扇状のビームを放射線検知器の列（アレイ）の方向に照射し、各々の放射線検知器は、この扇状ビームを受信するように該ＣＴシステム内に配設された検知器要素を含む。患者のような被写体が、画像形成平面内に位置するようにＸ線源と放射線検知器のアレイとの間に位置させられ、従って、該被写体を通過するＸ線ビームに曝される。Ｘ線ビームが被写体を通過すると、該Ｘ線ビームは放射線検知器のアレイの上に衝突する前に減衰される。検知器アレイで受信された減衰されたビームの放射線の強さは、被写体によるＸ線ビームの減衰に対応しており、各々の検知器要素は、該検知器要素の位置でのビームの強さに対応する別々の電気信号を生成する。これらの電気信号がＸ線減衰測定値又はＸ線画像と呼ばれる。
【０００３】
　Ｘ線源及び検知器は、ガントリを画像形成平面内に位置させた状態で、画像形成されるべき被写体の周りを回転することができるため、Ｘ線ビームが該被写体と交差する角度は、常に変化する。１つのガントリ角度における検知器アレイからのＸ線減衰測定値の一群、すなわち照射データは、「ビュー（視野）」と呼ばれる。被写体の「走査」は、Ｘ線源及び検知器アレイの１つの旋回の間に異なるガントリ角度において作られた一組のビューを含む。軸線方向走査において、照射データは、被写体を通して取られた２次元のスライスに対応する画像を構成するように処理される。単一の検知器アレイを用いるＣＴシステムにおいては、スライス厚は、コリメータの幅により制御され、かつ決定されるが、多数の検知器アレイを用いるＣＴシステムにおいては、該スライス厚は、複数の検知器サブユニットの結果を合計することにより、及び該コリメータを物理的に各々のスライスの外縁に移動することにより制御され、かつ決定される。
【０００４】
　一般に、シンチレーションにおけるピクセルの縁部は、Ｘ線に対して遮蔽されているため、Ｘ線ビームの角度、或いは、Ｘ軸方向又はＺ軸方向における焦点スポットの運動に関係なく、該Ｘ線ビームに影響を受けないようになっている。ピクセルの縁部をＸ線に対して遮蔽する１つの方法は、交番配置されたタングステンワイヤをＸ軸方向に、かつピクセルの縁部上に位置させて、Ｘ線ビームが、例えば該ピクセルの縁部などのピクセル間のギャップのような通常は非シンチレーション区域に到達するのを防ぐものである。しかしながら、そのような方法は、本来はシンチレーション区域となる部分をブロックする結果として、空間的な画像解像度及び光熱出力の減少をもたらすものとなる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
　従って、当該技術において、シンチレータのピクセルの幾何学的構成を制御してＸ線ビームとピクセルとの過度の接触を減らし、遮蔽用ワイヤを除くことにより、空間的な解像度の過度の減少を避けることに対する必要性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
　上述の及び他の難点及び欠陥は、放射線検知器要素組立体により克服されるか又は緩和される。この放射線検知器組立体は、シンチレータと光センサとを備え、該シンチレータは、光センサに対して近位にある第１表面と、該第１表面に対して遠位にあり放射線ビームを受ける第２表面とを含む。放射線検知器は更に、シンチレータの側部を含み、該側部は、その上に衝突する放射線ビームを遮って、該側部上への衝突に対する光センサの応答を減らすように構成されている。
【０００７】
　更に、入射放射線ビームを検知する方法が開示される。この方法は、シンチレータの第２表面上に入射する放射線ビームを受けることを含み、該シンチレータは、光センサに対して近位にある第１表面と、該第１表面に対して遠位にある第２表面とを含む。この方法は更に、シンチレータの側部上への衝突に対する光センサの応答を減らすように構成された該シンチレータの側部により放射線ビームの衝突を遮ることを含む。ここに開示した本発明の付加的な特徴は、更に、縁部（側部表面）における不完全さによる隣接セル間の非線形変化を最小にすることである。
【０００８】
　更に、画像形成システムにおいて用いられる放射線検知器アレイがここに開示される。放射線検知器アレイは、光センサアレイと作動可能な構成に配設されたシンチレータアレイを備え、該シンチレータアレイは複数のシンチレータを含み、該光センサアレイは複数の光センサを含む。放射線検知器アレイは更に、複数の光センサの１つの光センサに対して近位にある第１表面と該第１表面に対して遠位にあり放射線ビームを受ける第２表面とを含む複数のシンチレータの各々のシンチレータと、各々のシンチレータの側部とを備え、該側部は、その上に衝突する放射線ビームを遮って、該側部上への衝突に対する各々の光センサのそれぞれの応答を減らすように構成されている。
【０００９】
　更に、入射放射線ビームを検知するための手段がここに開示される。入射放射線ビームを検知するための手段は、シンチレータの第２表面上に入射する放射線ビームを受けるための手段を含み、該シンチレータは、光センサに対して近位にある第１表面と、該第１表面に対して遠位にある第２表面と、該シンチレータの側部により放射線ビームの衝突を遮るための手段とを含み、該シンチレータの側部は、該側部上への衝突に対する該光センサの応答を減らすように構成されている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
　幾つかの図において同じ要素は同じ番号が付されている例示的な図面を参照する。
【００１１】
　Ｘ線データを取得するための例示的なシステム及び方法が、ここにコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像形成システムを参照して開示されるが、本発明の方法及びシステムは、シンチレーションを必要とする他の画像形成システム、並びに、フラットパネル検知器システムに適用することができることを理解されたい。
【００１２】
　図１及び図２を参照すると、Ｘ線源４と、放射線検知器６と、患者支持構造体８と、被写体キャビティ１０とを有するガントリ２を含む例示的なＣＴ画像形成システム１が示されており、該Ｘ線源４及び該放射線検知器６は、該被写体キャビティ１０により分離されるように、対向して配設される。患者１２のような被写体を、移動可能な患者支持構造体８（「テーブル」）の上に配設し、その後、該患者支持構造体は、被写体キャビティ１０を通る軸線３に沿って移動させられる。Ｘ線源４は、Ｘ線ビーム１４を、患者１２を通過させる意図のもとに放射線検知器の方向に照射する。Ｘ線ビーム１４は、コリメートにより平行光にされ、「画像形成平面」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される。患者１２を通過し、該患者により減衰された後、減衰されたＸ線ビーム１６は、放射線検知器６により受信される。放射線検知器６は、複数の検知器要素１８を含み、各々の該検知器要素１８が減衰されたＸ線ビーム１６を受信し、該減衰されたＸ線ビーム１６の強さに対応して、電気信号を生成する。
【００１３】
　ガントリ２の１つの角度における放射線検知器からの一群のＸ線減衰測定値、例えば照射データは、「ビュー（視野）」と呼ばれ、「ビュー」としてここに表示される。被写体の「走査」は、Ｘ線源及び放射線検知器６が１回転する間に異なるガントリ角度、すなわちビュー角において形成される一組のビューを含む。軸方向走査においては、照射データは、被写体を通して取られた２次元の「スライス」に対応する画像を構成するために処理され、ここで一つのスライスは、Ｚ方向におけるスライス厚に相当する。
【００１４】
　更に、Ｘ線源４及び放射線検知器６は、ガントリ２及び患者支持構造体８に対して回転するように配設され、該患者支持構造体８が被写体キャビティ１０内に位置させられたとき、該Ｘ線源４及び該放射線検知器６が該患者支持構造体８の周りで回転することを可能にする。Ｘ線照射データは、走査の間にＸ線源４及び放射線検知器６を患者１２の周りで回転させることにより得られる。螺旋状Ｘ線照射データは、付加的に患者１２を軸線３に沿って移動させることにより得られる。Ｘ線源４及び放射線検知器６は、ＣＴ画像形成システム１と関連する制御機構２０と通信する。制御機構２０は、Ｘ線源４及び放射線検知器６の回転及び作動を制御する。
【００１５】
　制御機構２０は、Ｘ線源４と通信するＸ線制御装置２２と、ガントリモータ制御装置２４と、データ取得システム（「ＤＡＳ」）２６とを含む。ＤＡＳ２６は、放射線検知器６と通信する。Ｘ線制御装置２２は、電力及びタイミング信号をＸ線源４に与え、ガントリモータ制御装置２４は、該Ｘ線源４の回転速度及び角度位置を制御し、ＤＡＳ２６は、検知器要素１８により生成された電気信号を受信し、該信号を後続する処理のためにデータ信号に変換する。ＣＴ画像形成システム１は、画像再構成装置２８と、データ格納装置３０と、処理装置３２とを含み、該処理装置３２は、画像再構成装置２８と、ガントリモータ制御装置２４と、Ｘ線制御装置２２と、データ格納装置３０と、入力装置３４と、出力装置３６と通信する。データ格納装置３０は、当業者に知られている何らかのコンピュータ使用可能格納媒体を備え、伝播されたコンピュータデータ信号５を介して、処理装置３２と通信する。ＣＴ画像形成システム１は更に、処理装置３２及び患者支持構造体８と通信するテーブル制御装置３８を含み、該患者支持構造体８の位置を被写体キャビティ１０に対して制御するようにする。
【００１６】
　患者１２は、患者支持構造体８上に配設されるのが好ましく、その後、被写体キャビティ１０内で移動可能であるように、処理装置３２を介してオペレータにより位置決めされる。ガントリモータ制御装置２４は、処理装置３２を介して作動し、Ｘ線源４及び放射線検知器６を患者１２に対して回転するようにする。Ｘ線制御装置２２は、処理装置３２を介して作動し、Ｘ線源４が平行光にされたＸ線ビーム１４を放射線検知器６の方向に、すなわち患者１２の方向に放射し、かつ照射するようにする。Ｘ線ビーム１４は、放射線検知器６により受信される減衰されたＸ線ビーム１６を生成するように、患者１２を通過する。
【００１７】
　検知器要素１８は更にセルとも示され、減衰されたＸ線ビーム１６を受信し、該減衰されたＸ線ビーム１６の強さに対応した電気信号を生成し、この電気信号データをＤＡＳ２６に伝播する。ＤＡＳ２６は、次に、電気信号をデータ信号に変換し、該データ信号を画像再構成装置２８に通信する。画像再構成装置は、高速の画像再構成を行なう。再構成された画像がデータ格納装置３０に格納され、また出力装置３６により表示される。
【００１８】
　ここで図３ないし図６を参照すると、放射線検知器６の描画が示されている。例示的な実施形態において、放射線検知器６は、多次元の検知器要素１８の検知器アレイとして構成される。放射線検知器６のアレイを、長さγ（ガンマ）のアーク長のセグメント及び軸線３に沿った線形の（この場合において）深さｎとして、構成することができる。この長さは、以下において、放射線検知器６についてのチャネルγとして知られ、βはビューを表し、ｎは本明細書で前に述べたように行を表す。
【００１９】
　各々の検知器要素１８は、シンチレータ４６と光センサ４４とを含む。光センサ４４を、基板４８上に蒸着させるか又は基板４８上に形成することができ、シンチレータアレイ４６は、基板４８の上方に位置させられ、かつ該基板に固定される。光センサ４４は、光学的にシンチレータ４６に結合され、該シンチレータ４６により出力された光を表す信号を送信するための電気出力ラインを含む。具体的には、各々の光センサ４４は、特定のシンチレータ４６についてのビーム減衰の測定値である別々の低水準の電気的アナログ出力信号を生成する。
【００２０】
　放射線検知器６の例示的な構成は、検知器要素１８の約２４の行ｎとγ（ガンマ）で示される約９１２の列の「検知器チャネル」とを含む。放射線検知器６についてのそのようなアレイ構成は、ガントリ２（図１に示す）の各回転で収集される約１６個までのデータの同時スライスを画像形成することを可能にする。更に、放射線検知器６を、多くの異なるスライス厚及び数のモードで作動させることができる。イネーブルすることができ、ディスエーブルすることができ、或いは組み合わせることができる光センサ４４の出力の特定の種々の組み合わせにより、スライス厚を、例えば、約０．６２５ｍｍ、１．２５ｍｍ、２．５ｍｍ、３．７５ｍｍ、又は５ｍｍとすることができる。付加的な例は、約０．６２５ｍｍ厚から約２０ｍｍ厚までの範囲のスライスの１つを含む単一スライスモードと、約０．６２５ｍｍ厚から１０ｍｍ厚までの範囲のスライスの２つを含む２スライスモードとを含む。もちろん、多くの他のモードが可能である。
【００２１】
　放射線検知器６を、シンチレータ４６及び光センサ４４を含む検知器要素１８のアレイに関して説明するが、他の構成も達成可能であり利用されることを理解されたい。例えば、放射線検知器６を、多次元アレイの組み合わせとして構成することができ、１つの場合において、多次元シンチレータアレイと高密度半導体（光センサ）アレイとの組み合わせとして構成することができる。シンチレータアレイは、アレイ状に並べられた複数のシンチレーション素子を含むことができ、半導体アレイは、複数の光センサ、例えば、同一アレイ状に並べられた光ダイオードを含む。光センサは、基板上に蒸着され又は形成され、シンチレータアレイは、基板の上方に位置させられ、かつ該基板に固定される。
【００２２】
　画像形成アレイは、これに限られるものではないが、シンチレーション用媒体に結合された光センサを含む。シンチレータに吸収される放射線は光学的フォトンを発生し、次に、これに限られるものではないが、光トランジスタ又は光ダイオードを含むが光センサに送られる。フォトンは光センサに吸収され、入射したフォトンフラックスに対応する電気信号が発生させられる。光センサ又は光ダイオードのような如何なる感光性の素子も、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）のような必要な制御又はスイッチング素子と関連させて比較的大きなアレイに形成することができる。放射線検知器６は、典型的には、大きな基板上に形成され、該基板上に、ＴＦＴ、アドレスライン、コンデンサ及び光センサのような装置を含む多数の構成要素が、導電材料、半導体材料及び絶縁材料の層の蒸着及びパターン形成により形成される。
【００２３】
　図４は、シンチレータ４６については通常の構成を用いる放射線検知器６の一部を示すものであり、各々の検知器要素１８は、Ｘ線ビームの焦点スポットの位置に対する該要素のＸ軸及びＺ軸方向位置に応じた角度の範囲（１つの次元しか図示されていない）からＸ線を受ける。ワイヤをＺ軸に置き、プレートをＸ軸に置くことにより、Ｚ軸におけるセルの縁部がＸ線から遮蔽され、従って、出力信号に影響しなくなる。例えば、ＣＴ検知器についての角度の範囲は、該検知器の末端の縁部においておおよそ±１度である。この場合において、セルが無線構成においてＸ線により励起されている場合は、該セルがＸ線平面から遠ければ遠いほど傾斜角が大きくなり、縁部からの信号における影響が高くなる。シンチレーション・セグメント（Ｚ軸方向においてはスライスとも呼ばれる）は、タングステンワイヤにより遮蔽された非シンチレーション・リフレクタ（低Ｚ値）により分離される。シンチレーション光（Ｘ線が光に変換されることにより発生されられた)は、次に、複数回の反射により光センサ４４の方向に向けられる。特に、実効幾何学的効率（実効露光面積）はセルに対する垂直からの角度とともに増加するので、セル縁部がＸ線に当たることによる縁部の露光と光の生成とが原因となって、シンチレーション応答は、Ｘ線がセルに対して垂直であるときに最小になり、垂直からの角度の増加とともに増加する。ある光が縁部上で発生されられた場合（Ｘ線に露光されたとき）には、この光は、光センサ４４に近く、反射及び減衰が少なくなるため、より効率的に収集されることになる。ビーム１４がセルの表面入り口に対して垂直でなくなればなくなるほど、シンチレータ４６の縁部を励起する機会が高まり、光出力がより高くなる。Ｘ線ビーム１４がセル検知器要素１８の表面に垂直で、その縁部を露光していないときに、最小の利得が生じる。図５は、光センサ４４の応答の実験的かつシミュレートされた挙動を、シンチレータ４６上へのＸ線入射角の関数として示す。縁部がスライス内の隣接するセルにおいて異なる場合、対応するセルは、非線形の示差誤差を、焦点スポットの運動の関数として示す。
【００２４】
　図４を続けて参照し、特定のスライスを考察すると、該スライス内の各々のセルすなわち検知器要素１８は、Ｘ線ビーム１４に対して僅かに異なる縁部角（又はＸ軸まわりの回転角）を示し、従って、個々のチャネル（Ｘ方向における）又は行すなわちスライス（Ｚ方向における）は、Ｘ線ビーム１４の運動に対して異なる応答をすることになる。従って、種々の検知器要素１８すなわちセルは、特定の利得ポイント、例えば最小利得ポイントについて、僅かな位相差を示す。その結果、Ｘ線ビーム１４の焦点スポットがＺ軸方向（又は別の場合についてはＸ軸方向）に移動するとき、種々のチャネルの応答は異なるものとなる。図５は、シンチレータ４６のシミュレートされた応答をＸ軸まわりの回転（Ｚ軸における同等の変位）の関数として示す。同様の現象がＺ軸まわりの回転について、シンチレータにより示されることに注目されたい。較正目的のためには各々の検知器要素が所定の入力について実質的に同じ応答を示すことが好ましいので、これは望ましくない特性である。
【００２５】
　中央スライスにおける検知器要素が、Ｚ軸におけるビームの運動（焦点スポット）に対しては、他の場所より高い感度を示すことが更に理解されるであろう。図６に、焦点スポットの運動についての例示的な応答を回転角（Ｘ軸まわりの）の関数として示す。このグラフの観察は、放射線検知器６の中心で取ったスライスが、傾斜又は回転（この例ではＸ軸まわりの）の場合の半分に近い感度になるということを示しており、これは中心面からの高さに起因する角度によるものである。焦点スポットの運動は、熱膨張及び重力と相互作用する遠心力のような原因によるものであり、約１ｍｍの範囲を含む。更に、チャネル（及び／又は種々のスライス）間の傾斜の差は、焦点スポットの位置の範囲（±１度）にわたり、約±２％又はそれ以上の示差利得（differential gain）の変化をもたらす。この角度は、検知器要素１８と検知器要素１８との間（Ｘ軸についてのチャネル間としても知られている）の差により定められる。従って、Ｚ軸方向の運動の誤差を以下のように定めることができ、
【００２６】
【数１】
2004061516.tif 000003
【００２７】
ここで、
Ｃｈ（ｉ）はｉ番目のチャネルに関連する検知器要素からの出力であり、
Ｃｈ（ｉ＋１）は（ｉ＋１）番目のチャネルに関連する検知器要素からの出力であり、位置は、検知器平面に対するＺ軸方向の焦点スポットの場所に対応する。
【００２８】
　上の説明及び例はＺ軸方向の運動に対してのものであるが、同様の考察がＸ軸方向の運動に対して適用可能であることを理解されたい。
【００２９】
　第３世代ＣＴスキャナは、チャネルとチャネルの間の差について、示差利得誤差（differential gain error）が中央領域においておおよそ０．０２％を超えているとき、リング、バンド、及び中心スポットというアーチファクトを生じることがある。補償のために、画像再構成の間、少なくとも幾らかの示差利得値を較正し修正することができる。しかしながら、入射角の変化は変動するものであり、それを追跡することは困難である。それに加えて、異なる組み込み角に起因する変化（すなわち、Ｚ軸方向（及びＸ軸方向）のセルの位置による角度と、縁部の不完全さによる組み込み傾斜角との組み合わせ）が、無線検知器においてＺ軸方向又はＸ軸方向に焦点スポットが移動するとき、利得の非線形変化を誘起することになる。この非線形の挙動は補償することが困難で、付加的な手順、並びに、１つ１つのセルにおける長い較正時間を必要とする。更に、スキャナ作動中の焦点スポットの運動に起因する示差利得は、ソフトウェアのアルゴリズムを用いる場合でも容易には修正できない。
【００３０】
　本発明の実施形態は、シンチレータの縁部上及び光センサに衝突するＸ線について、同じスライスのチャネル間の差が、Ｘ線ビーム角又はＺ軸方向（又は別の場合においてはＸ軸方向）の焦点スポットの運動に影響を受けなくなるような方法を提供する。例示的な実施形態において、このことは、Ｘ線ビーム１４がシンチレータ、例えばシンチレータ５６及び６６の縁部と接触しないように、又は、少なくとも、焦点スポットの検知器と該スポットの運動範囲との間の距離により定められる角度の範囲においての該シンチレータ５６及び６６の特定の傾斜について、接触が少なくなるように、検知器要素１８すなわちセルを構成することにより達成される。更に、改良されたシンチレータ、例えばシンチレータ５６及び６６が、前に説明した遮蔽用ワイヤを除くことの助けとなり、従って、放射線検知器６を製作するための費用が削減される。ここに開示した実施形態の別の利点は、従来の構成における遮蔽用ワイヤを除くことによりもたらされる較正時間すなわち試験時間の削減である。更に、ここに開示した実施形態は、Ｘ線ビーム１４の運動（Ｘ軸方向又はＺ軸方向）に対して低減された感度を示すため、運動により誘起されるアーチファクトが減少する。運動に基づくアーチファクトの減少は、画像の明確さを高め、検知を改善する。最後に、現在の放射線検知器における遮蔽用ワイヤの除去により、照射効率が改良され、患者に対する影響が最小になる。
【００３１】
　図７及び図８は、各々、検知器要素１８が、改善された幾何学的形状のシンチレータ５６及び６６のそれぞれを含む例示的な放射線検知器６の一部を示す。図は、シンチレータ５６及び６６それぞれの幾何学的形状の断面図を、１つの軸において（例えば、Ｚ軸又はＸ軸に沿って）示す。例示的な実施形態において、シンチレータ５６は、ほぼ立方体形状であり、焦点スポット位置の運動範囲にわたり、シンチレータ５５及び６６のそれぞれの縁部／側部に、Ｘ線が全く当たらないか又は非常に小さいＸ線成分しか当たらないように構成され、それによって、前に説明したＸ線ビーム１４の変化に対してほぼ均一な応答を生み出すようになる。例えば、図７を参照すると、シンチレータ５６の側部が、拡大された部分、フランジ、又は張り出し部分５７を含んでおり、該張り出し部分５７は、選択された運動の量のもとで入射Ｘ線ビーム１４が、光センサ４４に対して最も近いシンチレータ５６の縁部５８の一部に当たるのを防ぐものである。拡大された部分すなわち張り出し部分５７の厚さ、並びに、該張り出し部分の深さ５９を、必要に応じて、所望の遮蔽効果をもたらす幾何学的形状になるように選択することができる。例えば、Ｘ線ビーム１４の所定の変化について、拡大された部分すなわち張り出し部分５７を、深さ５９が大きいが、薄い形状にした場合には、拡大された部分すなわち張り出し部分５７を大きくし、深さ５９を小さくしたものがもたらすのと同様の遮蔽をもたらす。正確な構成は、必要に応じて、遮蔽を満足させるように、並びに、寸法（セルの大きさ、焦点スポットと検知器との距離、スライスにおけるセルの場所、焦点スポットの運動範囲等）に基づく製造上の制約を満足させるように選択することができる。
【００３２】
　同様に、別の実施形態における図８を参照すると、この場合にも、選択された焦点スポットの運動の量において、入射Ｘ線ビーム１４がシンチレータ６６の側部６８上に当たるのを妨げるように、シンチレータ６６の側部６８がカットされ、光センサ４４から外側に向う方向に先細にされていることが分かる。ここでも、先細部分を、必要に応じて、遮蔽の必要条件を満たすように、並びに、寸法（セルの大きさ、焦点スポットと検知器との距離、スライスにおけるセルの場所、焦点スポットの運動範囲等）に基づく製造上の制約を満足させるように選択することができることが明らかであろう。
【００３３】
　上述した各々の例において、シンチレータ、例えばシンチレータ５６及び６６に対する改善が、単一の軸（例えばＺ軸）に関して述べられていることに注目されたい。もちろん、同様の適用例を、他の軸（例えばＸ軸）のために適用することができる。
【００３４】
　前の実施形態は医療用の画像形成に関して説明されているが、ここに述べた画像の取得及び処理方法は医療用用途に限定されるものではなく、医療用ではない用途に利用することができることが理解されるであろう。
【００３５】
　本明細書で用いられる、単数で記載され、「数詞」が前に置かれていない要素又は段階は、その除外が明示的に記載されていない限り、複数の要素又は段階を除外するものではないと理解されたい。更に、本発明の「実施形態」又は「１つの」「実施形態」を参照することは、更に挙げられる特徴を組み入れる付加的な実施形態の存在を除外するものとして解釈することを意図するものではない。更に、ここで用いられる、「画像を再構成する」という語句は、画像を表すデータは生成されるが可視画像がないような本発明の実施形態を排除することを意図するものではない。しかしながら、多くの実施形態では、少なくとも１つの可視画像が生成される（又は生成されるように構成されている）。
【００３６】
　上の実施形態を用いた説明は、例示的なものに過ぎない。上述のように、これらのプロセスを実施するためのコンピュータ実行プロセス及び装置の形態である実施形態を含むことができる。更に、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ハードドライブ又は他のコンピュータ可読格納媒体のような有形の媒体内に具現された指示を含むコンピュータプログラムコードの形態である実施形態を含むことができ、該コンピュータプログラムコードがコンピュータ中にロードされ、該コンピュータにより実行されたとき、該コンピュータは、本発明を実行するための装置となる。更に、例えば、格納媒体に格納されるか、コンピュータ中にロードされ及び／又はコンピュータにより実行されるか、又は送信されたデータ信号として伝播されたコンピュータプログラムコードの形態であるか、光ファイバを通る又は電磁放射線を介する電気配線又はケーブル配線にわたるような幾つかの送信媒体にわたる変調された搬送波であるか又は搬送波ではないコンピュータプログラムコードの形態である実施形態を含むことができ、該コンピュータプログラムコードがコンピュータ中にロードされ、該コンピュータにより実行されたとき、該コンピュータは、本発明を実行するための装置となる。汎用マイクロプロセッサ上に実装されるとき、コンピュータプログラムコードのセグメントは、該マイクロプロセッサを構成して、特定の論理回路を生成する。
【００３７】
　本発明を例示的な実施形態に関して説明してきたが、本発明の技術的範囲から離れることなく、種々の変更を行なうことができ、また均等技術をその実施形態の要素と置き換えることができることは、当業者には明らかであろう。更に、本発明の本質的な技術的範囲から離れることなく、本発明の教示に対して特定の状況又は材料を適合させるように、多数の修正を行なうことができる。従って、本発明は、本発明を実行するために開示した特定の実施形態に限定されるものではなく、本発明は、同時に提出した特許請求の範囲の技術的範囲内にあるすべての実施形態を含むことを意図している。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】画像形成のために位置させられた患者を含む例示的なＣＴ画像形成システムを示す図。
【図２】例示的なＣＴ画像形成システムのブロック概略図。
【図３】例示的な放射線検知器を示す図。
【図４】放射線検知器の一部の図。
【図５】シンチレータの傾斜に対する応答性のグラフ。
【図６】異なる検知器要素についての傾斜に対する応答性のグラフ。
【図７】例示的な実施形態を用いる放射線検知器の一部の図。
【図８】別の例示的な実施形態を用いる放射線検知器の一部の図。
【符号の説明】
【００３９】
　６　放射線検知器
　１４　放射線ビーム
　１８　放射線検知器要素
　４４　光センサ
　４６、５６、６６　シンチレータ
　４８　基板
　５７　フランジ
　５８　縁部
　６８　側部
【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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