(57)【特許請求の範囲】
【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、イメージング平面と直交する方向に伸びている複数の隣接するシンチレータ素子を有し、前記隣接するシンチレータ素子の間に前記イメージング平面と平行なギャップを持つ幾何形状となるように構成され、
前記隣接するシンチレータ素子の各々は、Ｘ線を受ける上面と、光を出力する前記上面と平行な底面と、側面を有し、前記隣接するシンチレータ素子の内の一方のシンチレータ素子の底面は、他方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記他方のシンチレータ素子の中心から遠い端を備え、
前記他方のシンチレータ素子の上面は、前記一方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記一方のシンチレータ素子の中心から遠い端を備え、
前記一方のシンチレータ素子の底面の前記他方のシンチレータ素子の中心に近い端と前記他方のシンチレータ素子の上面の前記一方のシンチレータ素子の中心に近い端と通る面は、前記一方のシンチレータ素子に傾斜する、
断層撮影システム。
【請求項２】
前記隣接するシンチレータ素子は、ある入射角の範囲で前記検出器に入射するＸ線が前記隣接するシンチレータ素子の前記上面と前記隣接するシンチレータ素子の間の前記ギャップにおいて、前記隣接するシンチレータ素子の少なくとも１つの側面とに入射するように構成される請求項１に記載の断層撮影システム。
【請求項３】
前記入射角の範囲が前記イメージング平面に対して１°以下となる請求項２に記載の断層撮影システム。
【請求項４】
前記隣接するシンチレータ素子が、平行四辺形の幾何形状を持っている請求項２に記載の断層撮影システム。
【請求項５】
前記隣接するシンチレータ素子が、台形の幾何形状を持っている請求項２に記載の断層撮影システム。
【請求項６】
前記隣接する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。
【請求項７】
前記検出器配列が、前記シンチレータ素子の前記底面に隣接して配置され、前記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フォトダイオードを更に備える、請求項１乃至６のいずれかに記載の断層撮影システム。
【請求項８】
前記検出器配列がマルチスライス検出器配列であり、前記ギャップが前記マルチスライスの各スライスに沿って形成されており、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つの上側の開口を覆って伸びている請求項１乃至６のいずれかに断層撮影システム。
【請求項９】
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の上側の開口を覆って伸びている請求項８に記載の断層撮影システム。
【請求項１０】
前記検出器配列と前記Ｘ線発生するＸ線源とを備えるガントリを更に備え、
前記減衰用ワイヤは、約０．２８ｍｍの直径を持っている請求項９に記載の断層撮影システム。
【請求項１１】
前記隣接するシンチレータ素子はＸ線の収集効率を向上させるために互いに０．１ｍｍ未満離隔している請求項１乃至１０のいずれかに記載の断層撮影システム。
【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１４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１０μｍ）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
【図１】
0004508305.tif 000002
【図２】
0004508305.tif 000003
【図３】
0004508305.tif 000004
【図４】
0004508305.tif 000005
【図５】
0004508305.tif 000006
【図６】
0004508305.tif 000007
【図７】
0004508305.tif 000008