(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
幅及び厚みを有する放射線ファン・ビーム（１６）を発生する放射線源（１４）と共に用いられ、ビーム射線の強度信号を収集する計算機式断層写真法（ＣＴ）検出器装置であって、パネル幅（Ｗ）及びパネル長（Ｌ）を各々有し、パネル・アレイ（１８）を形成するように並設構成で並置されている少なくとも第一及び第二のディジタル検出器パネル（５０、５２）であって、各々のパネル長は本質的に全検出域の厚みにわたって延在しており、合計パネル幅は本質的に全検出域の幅にわたって延在している、少なくとも第一及び第二のディジタル検出器パネル（５０、５２）を備え、
前記ファン・ビーム（１６）は、ファン・ビーム投影角度（β）を画定する中央射線（１００）と該中央射線（１００）の両側にファン角度（γ）を画定する複数の横射線とを含んでおり、
データ取得時に、前記線源及びアレイ（１８）の各々が複数の投影角度から信号を収集するように撮像域（２２）の周囲を回転し、各々の投影角度及びファン角度は前記撮像域（２２）を通る射線軌道を画定しており、第一及び第二の反対に配向した射線を含む共役対が各々の軌道に沿って配向しており、前記第一及び第二のパネル（５０、５２）は該パネルの間に間隙を形成しており、副移行領域（１７０）が少なくとも前記間隙の面積を含んでおり、少なくとも幾つかの射線が前記副移行領域（１７０）に向かって配向しており、前記パネル（５０、５２）は、各々の共役対について、前記第一の射線が前記副移行領域（１７０）に向かって配向している場合には前記第二の射線が非移行領域パネル部分（１４０）の範囲に入射して、前記軌道について得られる信号が不完全共役信号対を構成するように配列されており、
前記間隙に近接した射線は、近接信号を発生する近接射線であり、前記装置は、補間された信号及び収集された信号を含む修正されたデータ集合を形成するように前記間隙に跨がって前記近接信号を補間する（１２４）プロセッサ（３７）をさらに含んでおり、
前記第二の射線に対応する前記信号は収集された信号であり、前記装置は、各々の不完全対について、少なくとも前記収集された信号及び前記第一の射線に対応する補間された信号の関数である前記第二の射線についての推定された信号を発生する（１２６）プロセッサ（３７）をさらに含んでおり、
補間（１２４）の後に、前記プロセッサ（３７）は、前記副移行領域（１７０）を通り越して両方向に延在し、前記第一及び第二のディジタル検出器パネル（５４、５６）に部分的に進入している移行領域（１６０）において、前記推定された信号を発生するために前記補間された信号及び前記収集された信号に加重関数を適用する（１２６）、計算機式断層写真法検出器装置。
【請求項２】
前記加重関数は、前記収集された信号のファン角度γの関数であり、前記第一及び第二のパネル（５０、５２）に隣接して配列されている追加のパネル（５４、５６、５８）をさらに含んでおり、各々の二つの隣接するパネル（５２、５４）は該パネルの間に、各々の間隙に対応する別個の副移行領域（１７０）が当該間隙を含むように間隙を形成しており、データ取得時に、少なくとも幾つかの前記射線が各々の副移行領域に配向しており、前記パネルは、各々の共役対について、前記第一の射線が副移行領域（１７０）に配向している場合には前記第二の射線が非移行領域パネル部分（１４０）の範囲に入射して、前記軌道について得られる信号が不完全共役信号対を構成するように配列されている請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記パネル（５４）の一つは中央パネルであり、前記中央射線（１００）は前記中央パネル（５４）の範囲に入射し、前記中央パネル（５４）は前記パネル幅（ｗ）を二分する中点（９０）を含んでおり、前記中央射線（１００）は前記中点からオフセット（９２）しており、
前記パネル（５０〜５８）は前記線源（１４）を中心とする円弧を形成するように配列されている請求項２に記載の装置。
【請求項４】
前記プロセッサ（３７）は、下記の式
【数１】
0004236406.tif 000004
を解くことにより前記修正されたデータ集合及び収集された信号に加重関数を適用し（１２６）、ここで、Ｎは前記検出器アレイに存在する間隙の数であり、γnは間隙の中心であり、ξは前記補間された信号の最終的な画像への寄与量を制御するパラメータであり、ｚはシステム並進軸に沿った検出の位置であり、βは前記中央ファン・ビームにより画定される角度であり、Γは下記の式
Γ（γ）＝３θ2（γ）−２θ3（γ）
により定義されるウィンドウ関数であり、ここで、
【数２】
0004236406.tif 000005
であり、ここで、γa及びγbは各々の間隙についての加重領域を画定している請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記アレイ（１８）全体を包囲する放射線透過性密閉カバー（１８０）が設けられている請求項１に記載の装置。
【請求項６】
前記検出器パネル（５０〜５８）の各々に別個の放射線透過性密閉カバー（１８０、１８２）が設けられている請求項１に記載の装置。
【請求項７】
幅及び厚みを有し、ファン・ビーム投影角度（β）を画定する中央射線（１００）と該中央射線の両側にファン角度（γ）を画定する複数の横射線とを含んでいる放射線ファン・ビーム（１６）を発生する放射線源（１６）と、パネル幅（Ｗ）及びパネル長（Ｌ）を各々有し、各々の二つの隣接するパネルの間に間隙を有するパネル・アレイ（１８）を形成するように並設構成で並置されている少なくとも第一及び第二のディジタル検出器パネル（５０、５２）を含む検出器アレイ（１８）とを含んでいるシステムと共に用いられる方法であって、各々のパネル長は本質的に全検出域の厚みにわたって延在しており、合計パネル幅は本質的に全検出域の幅にわたって延在しており、データ取得時に、前記線源及びアレイ（１８）の各々が複数の投影角度から射線強度信号を収集するように撮像域（２２）の周囲を回転し、各々の投影角度（β）及びファン角度（γ）は前記撮像域（２２）を通る射線軌道を画定しており、第一及び第二の反対に配向した射線を含む共役射線対が各々の射線軌道に沿って配向しており、各々の二つの隣接するパネル（５４、５６）は該パネルの間に、前記線源と当該間隙の各々との間の射線軌道についてデータが収集されないような間隙を形成しており、各々の射線軌道について、前記第一の射線が間隙に向かって配向している場合には前記第二の射線がパネル（５４、５６）の範囲に入射して、前記軌道について得られる信号が収集された信号を含む不完全共役信号対を構成するように前記パネル（５４、５６）を配列する工程（１２０）と、データ取得の後に、各々の不完全対について、前記第二の射線についての推定された信号を発生するように前記収集された信号を用いる工程（１２４、１２６）とを備え、
各々の不完全対について、各々の第一の射線は収集されていない信号に対応しており、前記間隙に近接する射線は近接射線であって近接信号を発生し、前記方法は、前記間隙に向かって配向した各々の射線についての補間された信号と収集された信号とを含む修正されたデータ集合を形成するように前記間隙に跨がって前記近接信号を補間する工程（１２２）をさらに含み、
前記用いる工程は、前記間隙を通り越して両方向に延在し、前記二つの隣接するパネル（５４、５６）に部分的に進入している移行領域（１６０）において、前記推定された信号を発生するために前記補間された信号及び前記収集された信号に加重関数を適用する工程（１２６）を含んでいる方法。
【請求項８】
前記加重関数を適用する工程（１２６）は、前記収集された信号のファン角度γの関数である加重関数を適用する工程を含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記加重関数を適用する工程（１２６）は、下記の式
【数３】
0004236406.tif 000006
を解くことにより前記修正されたデータ集合及び収集された信号に加重関数を適用し（１２６）、ここで、Ｎは前記検出器アレイに存在する間隙の数であり、γnは間隙の中心であり、ξは前記補間された信号の最終的な画像への寄与量を制御するパラメータであり、ｚはシステム並進軸に沿った検出の位置であり、βは前記中央ファン・ビームにより画定される角度であり、Γは下記の式
Γ（γ）＝３θ2（γ）−２θ3（γ）
により定義されるウィンドウ関数であり、ここで、
【数４】
0004236406.tif 000007
であり、ここで、γa及びγbは各々の間隙についての加重領域を画定している請求項７に記載の方法。
【請求項１０】
支持部（１２）と、回転軸（２４）及び撮像域（２２）の周囲を回転するように前記支持部（１２）に装着されており、幅及び厚みを有し、ファン・ビーム投影角度（β）を画定する中央射線（１００）と該中央射線（１００）の両側にファン角度（γ）を画定する複数の横射線とを含んでいる放射線ファン・ビーム（１６）を発生する放射線源（１４）と、パネル幅（Ｗ）及びパネル長（Ｌ）を各々有し、前記軸（２４）の周囲を回転するように前記線源（１４）に対向して前記支持部（１２）に装着されているパネル・アレイ（１８）を形成するように並設構成で並置されている少なくとも第一及び第二の検出器パネル（５４、５６）であって、各々のパネル長は本質的に全検出域の厚みにわたって延在しており、合計パネル幅は本質的に全検出域の幅にわたって延在しており、データ取得時に、前記線源及びアレイ（１８）の各々が複数の投影角度（β）から信号を収集するように前記撮像域（２２）の周囲を回転し、各々の投影角度（β）及びファン角度（γ）は前記撮像域（２２）を通る射線軌道を画定しており、反対に配向した第一及び第二の射線を含む共役射線対が各々の射線軌道に沿って配向しており、隣接するパネルは該パネルの間に、前記線源と当該間隙の各々との間の射線軌道について信号が収集されないような間隙を形成しており、当該パネル（５４、５６）は、各々の射線軌道について、前記第一の射線が間隙の範囲に入射している場合には前記第二の射線がパネル（５４、５６）の範囲に入射して、前記軌道について得られる信号が不完全共役信号対を構成するように配列されており、各々の不完全対について、パネルの範囲に入射した前記射線に対応する前記信号が収集された信号となる、少なくとも第一及び第二の検出器パネル（５４、５６）と、前記信号を受け取って、各々の不完全対について、少なくとも前記収集された信号の関数として前記第二の射線についての推定された信号を発生する（１２４、１２６）プロセッサ（３７）とを備え、
各々の不完全対について、前記第一の射線は収集されていない信号に対応しており、前記間隙に近接する射線は近接信号を発生する近接射線であり、前記プロセッサ（３７）は、修正されたデータ集合を形成するように前記間隙に跨がって前記近接信号を補間し（１２４）、次いで、前記間隙を通り越して両方向に延在し、前記第一及び第二の検出器パネル（５４、５６）に部分的に進入している移行領域（１６０）において、前記推定された信号を発生するために前記収集された信号及び前記修正されたデータ集合に加重関数を適用する（１２６）ことにより前記推定された信号を発生する計算機式断層写真法（ＣＴ）システム（１０）。
【請求項１１】
前記加重関数は、前記収集された信号のファン角度γの関数である、請求項１０に記載のＣＴシステム。
【請求項１２】
前記プロセッサ（３７）は、下記の式
【数５】
0004236406.tif 000008
に従って前記修正されたデータ集合に加重関数を適用し（１２６）、ここで、Ｎは前記検出器アレイに存在する間隙の数であり、γnは間隙の中心であり、ξは前記補間された信号の最終的な画像への寄与量を制御するパラメータであり、ｚはシステム並進軸に沿った検出の位置であり、βは前記中央ファン・ビームにより画定される角度であり、Γは下記の式
Γ（γ）＝３θ2（γ）−２θ3（γ）
により定義されるウィンドウ関数であり、ここで、
【数６】
0004236406.tif 000009
であり、ここで、γa及びγbは各々の間隙についての加重領域を画定している請求項１０に記載のＣＴシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
本発明の分野はＣＴスキャナであり、さらに具体的には、ＣＴ撮像に必要なデータの高速収集を容易にする立体式（volumetric）ＣＴスキャナである。
【０００２】
様々な目的に用いられる多くの異なる形式の医用イメージング・システムが開発されている。おそらくイメージング・システムの範疇の最も一般的な形式として、患者の被撮像部分を横断して検出器パネルに向かって放射線を照射するＸ線システムがある。例示的なＸ線検出器パネルは、アモルファス・シリコン・アレイと結合されたＣｓＩシンチレータを含んでいる。患者の被撮像領域（すなわち関心領域）に向かって放射線を照射すると、関心領域が一部の放射線を遮断し、また一部の放射線は領域を通過してパネルによって収集される。所与の放射線の射線軌道に沿って領域を通過する放射線の量は、軌道に沿った組織の種別に依存する。このようにして、腫瘍は肉質よりも多くの放射線を遮断し、骨は腫瘍よりも多くの放射線を遮断し得る等が生ずる。従って、Ｘ線システムを用いて患者を通る「投影」を収集することができる。上述の検出器パネルを以後、ディジタル検出器パネルと一般的に呼ぶ。
【０００３】
もう一つのイメージング・システム形式は一般的に、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムと呼ばれている。例示的なＣＴシステムは、撮像域の相対向する側に装着されている放射線点源と放射線検出器とを含んでいる。点源は放射線を発生し、放射線はコリメートされて、撮像域を全体的に横断する軌道に沿って配向した複数の放射線の射線を含むファン・ビームとなる。関心領域は撮像域内に配置される。放射線源をオンにすると、関心領域は一部の放射線を遮断し、また一部の放射線は領域を通過して検出器によって収集される。Ｘ線システムの場合と同様に、所与の放射線の射線軌道に沿って関心領域を通過する放射線の量は、軌道に沿った組織の種別に依存する。
【０００４】
ＣＴシステムでは、線源及び検出器は、領域を通る放射線「投影」が関心領域を中心とした多数の角度について収集され得るように関心領域の周りを回転する。フィルタ補正逆投影法を用いて関心領域を通る立体空間に対応する複数の投影を結合することにより、領域空間の３次元断層画像が形成される。
【０００５】
ＣＴイメージング・システムを構成する最良の方式を決定する際には、システムの相対経費及び得られる画像の画質を含めて幾つかの要因に配慮しなければならない。
【０００６】
図２には、撮像域２１の相対向する側に配置されている例示的なＣＴ線源１４及び検出器１８が示されている。線源１４はコリメートされて、複数の射線（別個に番号付けしない）を有するビーム１６を形成する。典型的な人体の胴部２２の検査のためには、５０ｃｍの視野（ＦＯＶ）が必要とされる。如何なるＣＴシステムでも、システムの幾何構成によって拡大率（線源対検出器距離の線源対イソセンタ（ＩＳＯ）２４距離に対する比として定義される）が生じ、ファン・ビームを横断する検出器アレイ１８の寸法は関心領域位置でのＦＯＶよりも必然的に大きくなる。例示的なＣＴシステムでは、拡大率は約１．７であり、図示のように最小の検出器パネル幅は８５ｃｍとなる。
【０００７】
ＣＴ検出器を構築する一つの方法は、図２に示すように、照射線源１４を中心とする円弧を描くように多数のＣＴ検出器素子（別個に番号付けしない）を構成するものである。例示的な検出器１８は、並進軸又はＺ軸に対して垂直に並んだ素子を８行といった多数で含んでいてよく、各々の行はファン・ビーム幅に沿って（すなわち図２に示すような８５ｃｍの幅に沿って）数百の素子を含んでいてよい。検出器素子自体に加えて、各々の検出器素子には、素子が発生した信号を処理用のディジタル信号へ変化させるための取得サーキットリ（回路要素）が設けられる。かかる素子は、隣接する素子の間に間隙（ギャップ）が本質的に存在せず、従って、診断に有用な画像を形成するために利用可能なデータを容易に収集し得るように構築され構成されることができて有利である。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上述のようにして構築されたＣＴ検出器に関する一つの問題点は、素子及び対応する取得サーキットリの数のために全体的な構成が極めて高価になることである。加えて、線源に対して素子の位置を保持する構造は比較的複雑である場合が多い。
【０００９】
膨大数の検出器素子及び対応する取得サーキットリを必要とする検出器に関するこれらの問題点を克服する一つの解決法は、単一シリコン・ウェーハ型の上述のディジタル検出器に似た検出器を設けることである。このようにすると、幅８５ｃｍを有する一つのディジタル検出器を用いてすべての取得データを収集することができ、これにより、別個の素子及び取得回路による経費が回避される。
【００１０】
ディジタル検出器は極めて有用であるが、残念なことに、かかる検出器を構築するのに必要とされるシリコン・ウェーハ又はパネルは、比較的小さい長さ寸法及び幅寸法でしか大量生産されていない。ウェーハの寸法が検出器の寸法を決め、従ってＦＯＶを決める。このように、幅８５ｃｍを有する大量生産のディジタル検出器パネルは存在しない。かかるパネルのために大面積のシリコン・ウェーハを製造することはできようが、かかる大面積のウェーハの一貫した製造品質を達成し得るか否かは疑わしく、またかかる試みに関連する経費は極端に高い。
【００１１】
一つの解決法は、ＦＯＶ全体よりも小さい範囲にわたってデータを収集する検出器パネルを構成すると共に、関心領域を中心として１８０°を上回る角度にわたって線源及びパネルを回転させることである。例えば、完全ＦＯＶの２分の１よりも僅かに大きい幅寸法を有する検出器パネルを構成することができる。かかるパネルについては、アーティファクトのない画像を形成するデータを収集するためには３６０°の回転が必要となる。
【００１２】
２分の１ＦＯＶのパネルは完全ＦＯＶのパネルよりも廉価であるが、やはり、かかるパネルは比較的大きく、大量生産のシリコン・ウェーハを用いたのでは構成することができず、従って、依然として相対的に高価である。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明の例示的な実施形態は、相対的に小面積の複数のディジタル検出器パネルで構成された大面積のＣＴ検出器を含む装置を含んでいる。パネルは、ファン・ビームを横断して延在するように並設態様で、且つデータ取得時に発生される共役射線が、共役対の他方の射線がパネル間の間隙に向かって配向している場合でも検出器パネルの範囲に入射（subtend）して収集される信号を発生する少なくとも一つの射線を必ず含むように寸法決定され構成されている。
【００１４】
本発明はまた、上述の検出器と共に用いられる方法を含んでいる。この方法は、データが取得された後に、各々の間隙に跨がって補間を行なって修正されたデータ集合を形成し、次いで、間隙に跨がって補間されたデータを含む修正されたデータ集合を、間隙に向かって配向した射線と共役関係にある射線に対応する収集された信号と組み合わせて、間隙に配向した射線の各々について逆投影データを生成することを含んでいる。
【００１５】
本発明のこれらの側面及び他の側面は、以下の説明から明らかとなろう。以下の説明では、本書の一部を成し発明の好適実施形態を示す図面を参照する。かかる実施形態は、本発明の全範囲を必ずしも表わしている訳ではなく、このため、本発明の範囲を理解するためには本書の特許請求の範囲を参照する。
【００１６】
【発明の実施の形態】
図１及び図２には、計算機式断層写真（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有し、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アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８は複数のＸ線パネル２０によって形成されており、検出器パネル２０は一括で、物体又は関心領域２２、例えば患者の領域を通過した投射Ｘ線を検知する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は、回転中心又はイソセンタ２４の周りを回転する。
【００１７】
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によって制御されている。制御機構２６は、Ｘ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器パネル２０からのアナログ・データをサンプリングして、各々のパネルの面を横断して何処でＸ線が検出されたかを決定し、検出位置をディジタルＣＴ信号へ変換して、このディジタルＣＴ信号をＣＴ数として後続の処理のために大容量記憶装置３８に記憶させる。データ取得中又はデータ取得後のいずれかに、画像再構成器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から受け取るか、或いは記憶装置３８からデータを検索して、後に詳述する高速画像処理を実行し、１以上の画像を形成する。これらの画像はコンピュータ３６へ供給され、コンピュータ３６は後続の検査のために大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。
【００１８】
コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている表示器４２によって、操作者は、画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内でＺ軸１５に沿って配置する。このようにして、テーブル４６は患者２２の各部をガントリ開口４８を通して軸１５に沿って移動させる。
【００１９】
図２、図３及び図４には、本発明による例示的な検出器アレイ１８が図示されている。検出器アレイ１８は、Ｘ線検出器又はディジタル検出器の形式の複数のパネル５０、５２、５４、５６及び５８を含んでいる。すべてのパネル５０〜５８は同じように構築されており、従って、簡略化のため、ここでは中央のパネル５４についてのみ若干詳細に説明する。ここで述べる以外の点でのパネル５４のようなパネルの構築及び動作はＣＴ業界で周知であるので、本書では立ち入らない。
【００２０】
一実施形態では、パネル５４は、アモルファス・シリコン・アレイ６２に結合されているＣｓＩシンチレータ６０を含んでいると述べておけば十分であろう。結晶６０は、幅寸法Ｗ及び長さ寸法Ｌを有する本質的に平坦な入射表面６４を画定している。Ｘ線が表面６４に入射すると、結晶６０は「閃光を発生（シンチレート）」して、アレイ６２によって検出される光を生成する。光を吸収すると、アレイ６２は信号を発生し、これらの信号を用いて吸収されたＸ線のエネルギを決定すると共に、Ｘ線が入射した表面６４に沿った正確な位置を決定することができる。パネル５４はまた、アレイ６２に結合されており、検出されたＸ線に関連するエネルギ及びＸ線入射点の両方を識別するアレイ６２からの信号を受け取る取得サーキットリ（図示されていない）を含んでいる。各々のＸ線のエネルギ及び入射点は、処理及び記憶のためにコンピュータ３６へ供給される。このために、コンピュータ３６は、データ処理及びシステム管理用のプロセッサ３７を含んでいる。
【００２１】
続けて図２、図３及び図４を参照すると、パネル５０、５２、５４、５６及び５８は、各パネルの幅寸法Ｗがファン・ビーム１６に沿って並ぶように並設態様で配列されている。従って、各々のパネル（例えば参照番号５４）及び対応するシリコン・アレイ（例えば参照番号６２）を８５ｃｍのＦＯＶの全体にわたって延在させたり、或いはＦＯＶの２分の１であれ延在させたりしなければならないのではなく、各々の幅寸法ＷをＦＯＶの小部分にわたって延在させるだけでよい。例えば、図３では、８５ｃｍのＦＯＶの要件及び図示のような５つのパネルを想定すると、各々のパネルの幅寸法は約１７ｃｍあればよい。さらに少数の又はさらに多数のパネルを用いる他の実施形態では、呼応してパネルの幅寸法Ｗを上方又は下方に調節する。所要の長さ寸法Ｌは比較的小さい。このように、本発明の構成によれば、長さＬ及び幅Ｗの各寸法は比較的小さく、従って、シリコン・ウェーハ６２を用いた標準的な大量生産のディジタル検出器パネルを用いて、８５ｃｍのＦＯＶ又はさらに広いＦＯＶでも容易に収容することができる。
【００２２】
図３及び図４に示す構成は前述のＦＯＶの問題点を克服するが、パネル５４のような大量生産のディジタル検出器パネルは、パネル自体のＦＯＶを収容するようにのみ構成されており、隣接する他の類似のパネルと共に相対的に大きいＦＯＶを収容するようには構成されていない。この理由から、幾つかのパネル・ハードウェア（例えば、パネル密閉構成部品、取得サーキットリ用の読み出し線等）が長さＬ及び幅Ｗの各寸法を超えて横方向に延在している。この理由から、パネル５０、５２、５４、５６及び５８が可能な限り近接して配置されてアレイ１８を形成している場合でも、各々の２つの隣接するパネルの間には有限の間隙が存在することになる。例えば、図３及び図４には、隣接するパネルの間の間隙が参照番号７０、７２、７４及び７６によって示されている。
【００２３】
断層像再構成の観点からは、パネルの間に間隙が存在すること、従って投影サンプルが収集されないことは極めて望ましくなく、得られる画像の診断有用性を大幅に損なう画像アーティファクトを生じ易い。例えば、図５には、検出器アレイを形成するように配列されている多数のＣＴ検出器素子を含む従来のＣＴシステムで形成された肋骨ファントムの画像が示されている。図５の画像は間隙をシミュレートしないで形成されているので、画像は比較的良質である。
【００２４】
また、図６には、図５の画像を形成したものと同じ従来のＣＴシステムを用いて形成された肋骨ファントム画像が示されているが、ここでは間隙シミュレーションを行なった。間隙（例えば図３及び図４の参照番号７０）をシミュレートするために、従来の検出器アレイにおいて、パネル方式システムの間隙の位置に対応する幾つかの検出器素子の読み取り値をゼロに設定した。図６では、１００ｍｍずつ離隔した９ｍｍの間隙をシミュレートした。シミュレートされた９ｍｍという間隙寸法は、パネル方式検出器に生ずる可能性のある間隙よりも遥かに大きいことに留意されたい。本発明のロバスト性を示し、また、本発明を用いないシステムに関連する問題点を明瞭に例示するためにこの過大な間隙を選択した。
【００２５】
間隙は、間隙と間隙との間の間隔が放射線源に関して対称に配列されるようにしてシミュレートされた。例えば、アレイの中央の１００ｍｍ分を構成する中央検出器を、中央のファン・ビーム射線が中央の検出器の中心部の範囲に入射するように配列した。いずれの方向でも中央検出器の中心部から逸れた位置では、中央の検出器に関して対称に間隙を配列した。明らかに、図６の画像は、幾つかの画像アーティファクト、具体的には丸い円を含んでおり、これらのアーティファクトはシミュレートされた間隙からの直接の結果であり、得られる画像の診断有用性を最低限にまで損なう。
【００２６】
ＣＴ業界では周知のように、３６０°の回転にわたってデータを収集すると、取得されたデータは潜在的に、関心領域を通る各々のビーム軌跡について、第一の軌跡方向に沿った射線に対応する一つのサンプル又は信号と、第一の方向と反対の第二の軌跡方向に沿った射線に対応するもう一つのサンプル又は信号とから成る二つのデータ・サンプル及び得られるデータ信号を含む。反対に配向した射線を一般的には共役射線と呼ぶ。従って、間隙に関連するアーティファクトの問題点を克服する一つの解決法として、間隙のため収集されていないサンプル又は信号を、共役射線に対応する収集されたサンプル又は信号で補足することが考えられる。
【００２７】
本発明者は、パネル方式アレイに関する一つの問題点は、パネルが幾つかの方式で構成されている場合に、共役射線対の第一の射線がデータ取得時に間隙に向かって配向していると、共役射線対の第二の射線もまた間隙に向かって配向し、共役射線のいずれも取得時に検出されなくなることを認識した。この理由から、かかる構成を構築する場合には共役による補足は本質的に不可能である。結局、共役対の両方の射線が間隙に向かって配向するという結果を生ずる一群の構成には、図６の画像を形成すべくシミュレートしたように、間隙が検出器アレイの中心に関して対称に配列されているすべてのパネル構成が含まれる。
【００２８】
従って、本発明者が開発した一つの概念は、共役射線の各々の対の少なくとも一方がパネルの入射表面の範囲に入射して検出され、これにより、共役の収集されていない信号の共役補足に用いることのできる収集されたデータ信号を発生させるように検出器パネル５０〜５８をずらす（オフセットさせる）ものである。実際には、オフセットにより、二つの収集されていない信号の代わりに、一つの収集されたデータ信号と一つの収集されていない信号とを含む「不完全共役サンプル対」が得られる。
【００２９】
この目的に沿って図４を続けて参照して述べると、幅寸法Ｗに沿った中点９０がパネル５４を二分しており、射線１００がイソセンタ点２４を通過する中央ビーム射線となっている。図示のように、パネル５４は、射線１００に対してオフセット距離９２だけ右方にシフトされている。様々な異なる距離９２の任意のものを選択してよいが、一つの制限は、このシフトは、第一の射線が間隙の範囲に入射するときにはこの第一の射線の共役射線は間隙の範囲に入射せず、不完全共役サンプル対が得られるように間隙（例えば参照番号７０及び７２）を配置させるものでなければならないということである。
【００３０】
加えて、図ではやや分かりにくいが、横方向に設けられたパネル５０、５２、５６及び５８の各々の相対位置もまた、二つの方法で修正されている。第一に、これらのパネルの各々は、中央のパネルのシフト９２に合わせて右方にシフトされていると共に、小さい間隙７０及び７２を保持している。第二に、各パネルを線源１４から本質的に等距離に保持するために、横方向に設けられた各々のパネルの角度は、アレイ１８が線源１４を中心とする円弧を形成するように僅かに変更されている。
【００３１】
パネル５０〜５８の各々が同一の幅Ｗを有するものとして図示されているが、幾つかの実施形態では、各パネルが異なる幅を有し得ることが思量されている。例えば、アレイ１８は距離９２だけ右方に全体的にシフトされているので、中央射線１００の右側のアレイ１８の全体寸法は、中央射線１００の左側のアレイ１８の全体寸法よりも大きくなる。シフトがあっても射線１００の両側の全体寸法の間の対称性を保持するために、射線１００の左側の１以上のパネル（例えば参照番号５０又は５２）が、射線１００の右側の１以上のパネル（例えば参照番号５６又は５８）よりも大きい幅寸法Ｗを有していてもよい。
【００３２】
加えて、各々の共役射線対の少なくとも一方が、間隙内に入射せずにパネルの入射表面６４の範囲に確実に入射するようにパネル幅Ｗを選択してもよい。このように、上述のように中央パネルをシフトさせ、また対応する横方向パネルを配置し直しても、各々の共役射線対について少なくとも一つの収集された信号を発生するパネル構成が得られない可能性もあるので、各々の間隙の配置を他の各々の間隙の配置と組み合わせて考慮して、所望の結果（すなわち、各々の共役対について少なくとも一つの収集されたサンプル）を確実に得るようにしなければならないことが判明した。従って、パネル５０〜５８の幅が、任意の共役対の両方の射線が間隙の範囲に入射するように寸法決定されているならば、１以上のパネル幅Ｗをアレイ設計段階時に変更してこの問題点を回避することができる。
【００３３】
本質的に、設計方法論は、取得データが共役サンプル対及び不完全対を含み（すなわち少なくとも一つの収集された信号を含む）、信号が全く収集されないような共役対が存在しないように、間隙位置の軌跡が互いに入れ違いになっている（インタリーブしている）ようなパネル寸法を選択してパネルを構成することを必要とする。
【００３４】
続けて図４を参照すると、すべてのパネル５０〜５８を本質的に密封する放射線透過性密閉カバー１８０が示されている。参照番号１８０に示したようなカバーは、シリコン系検出器パネルに必要とされる。すべてのパネルに対して単一の密閉カバー１８０を設けることにより、パネル間の間隙を最小限にすることができる。代替的には、各々のパネル５０〜５８を別個に密閉してもよい（図４の参照番号１８２を参照）。この密閉方法を選択すると間隙の寸法は大きくなるが、検出器アレイ１８全体に影響を与えずに別個のパネルを保守することのできるさらに実用的なシステムが得られる。
【００３５】
本発明のもう一つの観点は、本発明のアレイ構成を用いて収集される信号を処理して高品質で且つ診断に有用な画像を形成する方法である。この目的のために、一実施形態のデータ処理工程は、補間法、加重法、及びこの後に公知のフィルタ補正逆投影法を含む。
【００３６】
第一に、間隙のため収集されない信号が生ずる場合には、間隙に隣接する射線に対応するデータ又は信号を間隙に跨がって補間する。この目的のために、間隙に隣接する射線を近接射線と呼び、パネルの端辺の範囲に入射する射線によって発生される信号を近接信号と呼ぶものとする。投影内の高周波数情報内容を保存するために、一実施形態では、ラグランジュ補間器のような高次補間方式を用いる。補間を実行する対象の領域は設計者の選択事項である。
【００３７】
補間が必要とされる理由は、補間を行なわないと、間隙に対応する投影サンプルに割り当てる加重をゼロにせざるを得ず、加重過程及び最終的な画像の品質に悪影響を及ぼし得るからである。明確に述べると、間隙にゼロの寄与を割り当てると、各々の間隙のいずれかの側の加重されるべき移行領域がかなり増大し、これにより、最終的な画像の雑音が増大する。補間過程の結果として、パネルの範囲に入射する射線に対応する収集された信号と、間隙に対応する補間された信号とを含む修正されたデータ集合が得られる。
【００３８】
補間の後に、得られた補間された信号及び「共役の収集された信号」（すなわち、補間された信号が、共役対の第一の射線である特定の射線軌跡に関連している場合に、当該共役対の第二の射線に対応する信号である共役の収集された信号）は加重され、これにより、フィルタ補正及び逆投影目的のためのデータが生成される。アーティファクトのない再構成を確実に行なうために、一実施形態では、加重関数は、次の二つの条件を満たすものとする。第一に、加重関数は、間隙に跨がる有限の寸法の範囲内で（すなわちファン角度γに沿って）連続で且つ微分可能でなければならない。第二に、共役サンプル又は共役信号についての各加重を加算すると１単位にならなければならない。
【００３９】
図７には、加重法のための移行領域及びウィンドウ関数Γを定義する目的で例示的な間隙７２の幾何形状の理解に有用なように拡大した図として二つのパネル５４及び５６が図示されている。図７では、第ｎの間隙７２の中心をファン角度γnによって識別しており、この中心の周囲の移行領域１６０は、間隙７２の両辺を通り越して両方向に延在し、隣接する検出器パネル５４及び５６に部分的に進入している。移行領域１６０は、−γaとγaとの間の区域である。移行領域１６０内部の副領域が、隣接するパネル５４とパネル５６との間の間隔を画定しており、−γbとγbとの間に位置している。γa及びγbは、各々の間隙についての加重領域を画定している。移行領域１６０及び副領域１７０をそれぞれこのように定義すると、有用なウィンドウ関数Γを下記のように定義することができる。
【００４０】
Γ（γ）＝３θ2（γ）−２θ3（γ）
【００４１】
【数７】
0004236406.tif 000002
【００４２】
ウィンドウをこのように定義すると、一実施形態では、加重関数を次の方程式によって記述することができる。
【００４３】
【数８】
0004236406.tif 000003
【００４４】
ここで、Ｎは検出器アレイに存在する間隙の数であり、γnは間隙の中心であり、ξは補間された投影サンプルの最終的な画像への寄与量を制御するパラメータであり、ｚは軸２４に沿った検出の位置であり、βは中央ファン・ビーム１００によって画定される角度である。
【００４５】
再び図７を参照すると、パネル（例えば参照番号５４及び５６）の配置の背後にある一般的な概念は、各々の共役射線対の少なくとも一方が、間隙を通過することとは対照的に検出器の範囲に入射することを確実にするものであるが、移行領域は間隙の幅よりも広いので、本発明の少なくとも一つの実施形態では、各々の共役射線対の少なくとも一方の射線が非移行領域の検出器部分の範囲に入射するようにパネルを配置し構成することを理解されたい。このように、例えば図７ではパネル５４の右端は間隙７２に対応する移行領域の範囲内にある。同様に、パネル５４の左端は間隙７０に対応する移行領域の範囲内にある。いずれの移行領域にも属さないパネル端間の間隔１４０は、非移行領域の検出器又はパネル部分を構成している。同様に、他の各々のパネルの端部は、隣接する間隙に対応する移行領域の範囲内にあり、これらの部分の間のパネル部分は非移行部分にある。本実施形態によれば、パネルは、共役射線対の一方が間隙の一つに向かって配向している場合には、当該対の他方の射線は非移行領域のパネル部分（例えば参照番号１４０）の範囲に入射するように構成されていなければならない。
【００４６】
実験結果によれば、上述の教示に従って構成されたパネルを用いることにより、アーティファクト減少に大きな改善が観測されることが判明した。現実的な間隙寸法（例えば１ｍｍ）をシミュレートした場合には、アーティファクトは本質的に全く観測されなかった。９ｍｍの間隙をシミュレートした場合に得られる画像は、図５に示したものと本質的に同様である。
【００４７】
ここで図８を参照すると、本発明による例示的な方法が示されている。処理ブロック１２０で開始して、横方向に連ねられた隣接するＸ線パネルを含む検出器アレイを設けており、ここで、パネルは、データ取得時に検出される各々の共役射線対の少なくとも一方の射線が移行領域の外部に位置する検出器パネルの部分の範囲に入射するように各々の二つの隣接するパネルの間の間隙を配置するような構成及び寸法で設けられている。次に、図１を併せて参照すると、関心領域（すなわち検出されるべき患者の領域）をガントリ１２の内部で線源１４と検出器１８との間に配置した状態で、線源１４をオンにして、検出器１８がデータの収集を開始し、線源１４及び検出器１８がガントリ１２の周りで回転して関心領域の周りに２π回転（すなわち３６０°）分のデータを収集するようにする。
【００４８】
２πの回転についてデータが収集された後に、図２を併せて参照すると、コンピュータ３６内のプロセッサが間隙（例えば参照番号７０）の各々に跨がる補間を行なう。続けて、ブロック１２６において、プロセッサ２７は、上の式（１）及び式（２）によって記述された加重関数を適用して、間隙に配向した射線の各々についての推定された信号を発生する。ブロック１２８において、プロセッサは、加重後のデータをフィルタ補正及び逆投影して画像を形成し、表示器４２を介してこの画像を観察することができる。
【００４９】
以上に述べた方法及び装置は例示的なものであるに過ぎず、本発明の範囲を限定するものではないこと、また当業者であれば本発明の範囲に含まれる様々な改変を施し得ることを理解されたい。例えば、上述の実施形態は、補間及び加重を含むデータ処理を教示しているが、パネル間の間隙が極く小さい場合には、加重過程を必要とせずに補間のみで診断品質の画像を形成し得ることが判明している。また、このことに関して、補間のみが必要とされ加重は必要とされない程度に間隙が小さい場合には、加重目的のための共役射線は必要でないので、π＋２γ°の間にデータを収集するだけでよい。例えば、間隙が１ｍｍである場合には、補間されたデータに加重を施さないでも得られる画像は比較的高品質のものとなった。
【００５０】
加えて、上には示さなかったが、当技術分野では、パネル５４のようなＸ線検出器は何らかの態様で密閉されなければならないことが公知である。本発明は、アレイ１８内の各々のパネルが別個に密閉されている構成、又はすべてのパネルが単一の密閉部材内に密閉されているその他の構成を思量している。
【００５１】
さらに、アレイ１８は平坦なものとして図示されているが、システムによっては平坦なアレイを含むものもある。本発明の概念を平坦なアレイ構成にも適用することができるのは明らかである。
【００５２】
加えて、図７には移行領域及び副領域の一つの分割法を図示しているが、副領域がさらに大きい若しくは小さい、又は移行領域がさらに大きい若しくは小さいといった他の分割法も思量される。
【００５３】
さらに、本発明と共に任意の補間関数又は加重関数を用いることができる。
【００５４】
本発明の範囲を公衆に周知するために、特許請求の範囲を掲げる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＣＴイメージング・システムの遠近図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック概略図である。
【図３】パネル方式検出器アレイを示す概略図である。
【図４】図３のアレイの上面遠近図である。
【図５】例示的な肋骨ファントム画像の図である。
【図６】図５の画像と同様の例示的な肋骨ファントム画像であるが、本発明の少なくとも一つの実施形態の利点を適用していない場合の図である。
【図７】図４と同様の図であるが、図４に示すアレイの比較的小さい部分を示す図である。
【図８】本発明の一実施形態による方法を示す流れ図である。
【符号の説明】
１０  ＣＴシステム
１２  ガントリ
１４  Ｘ線源
１５  Ｚ軸
１６  Ｘ線ビーム
１８  検出器アレイ
２０  検出器パネル
２１  撮像域
２２  関心領域
２４  イソセンタ
４２  表示器
４６  モータ式テーブル
４８  ガントリ開口
５０、５２、５４、５６、５８  パネル
６０  ＣｓＩシンチレータ
６２  アモルファス・シリコン・アレイ
６４  パネル表面
７０、７２、７４、７６  パネル間間隙
９０  パネルの中点
９２  オフセット距離
１００  中央ビーム射線
１４０  移行領域に属さない間隔
１６０  移行領域
１７０  副領域
１８０  放射線透過性密閉カバー
１８２  パネル別密閉カバー
【図１】
0004236406.tif 000010
【図２】
0004236406.tif 000011
【図３】
0004236406.tif 000012
【図４】
0004236406.tif 000013
【図５】
0004236406.tif 000014
【図６】
0004236406.tif 000015
【図７】
0004236406.tif 000016
【図８】
0004236406.tif 000017