JP2002306465A - 計算機式断層写真法による心臓又は器官撮像の方法及び装置 - Google Patents
計算機式断層写真法による心臓又は器官撮像の方法及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＣＴイメージング・システムにおいて、画質
及び分解能に犠牲を生じずにＸ線源及び検出器の最小回
数の回転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう。 【解決手段】 本方法は、回転式ガントリ（１２）に結
合されている放射線源（１４）及び検出器（８２）を有
する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システ
ム（１０）によって患者の器官を含む患者の身体の空間
を走査する工程であって、ガントリの回転軸に平行なｚ
方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有する検出器アレイ
で走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置され
た二分の一検出器セグメント（８２）から減弱データを
取得する工程と、取得された減弱データを用いて患者の
器官を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
及び分解能に犠牲を生じずにＸ線源及び検出器の最小回
数の回転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう。 【解決手段】 本方法は、回転式ガントリ（１２）に結
合されている放射線源（１４）及び検出器（８２）を有
する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システ
ム（１０）によって患者の器官を含む患者の身体の空間
を走査する工程であって、ガントリの回転軸に平行なｚ
方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有する検出器アレイ
で走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置され
た二分の一検出器セグメント（８２）から減弱データを
取得する工程と、取得された減弱データを用いて患者の
器官を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
Description
【０００１】
【発明の背景】本発明は一般的には、計算機式断層写真
法心臓イメージング・システムの方法及び装置に関し、
さらに具体的には、実質的な構成要素の再利用による心
臓撮像に特化された方法及び装置に関する。
法心臓イメージング・システムの方法及び装置に関し、
さらに具体的には、実質的な構成要素の再利用による心
臓撮像に特化された方法及び装置に関する。
【０００２】少なくとも１つの公知の計算機式断層写真
法（ＣＴ）イメージング・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、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般に
「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置
するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の被
撮像物体を通過する。ビームは物体によって減弱された
後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで
受光される減弱したビーム放射線の強度は、物体による
Ｘ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の
検出器素子が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値で
ある別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの
減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）
を形成する。
法（ＣＴ）イメージング・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、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般に
「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置
するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の被
撮像物体を通過する。ビームは物体によって減弱された
後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで
受光される減弱したビーム放射線の強度は、物体による
Ｘ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の
検出器素子が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値で
ある別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの
減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）
を形成する。
【０００３】公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源
及び検出器アレイは、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撮像平面内で被撮像物体の周
りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での
検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影
データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査（スキャ
ン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガ
ントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組
のビューで構成される。アキシャル・スキャン（軸方向
走査）の場合には、投影データを処理して、物体を通し
て得られる２次元スライスに対応する画像を構成する。
一組の投影データから画像を再構成する一つの方法は、
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、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンス
フィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数へ変換
し、これらの整数を用いて陰極線管表示器上の対応する
ピクセルの輝度を制御するものである。
及び検出器アレイは、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撮像平面内で被撮像物体の周
りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での
検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影
データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査（スキャ
ン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガ
ントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組
のビューで構成される。アキシャル・スキャン（軸方向
走査）の場合には、投影データを処理して、物体を通し
て得られる２次元スライスに対応する画像を構成する。
一組の投影データから画像を再構成する一つの方法は、
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、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンス
フィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数へ変換
し、これらの整数を用いて陰極線管表示器上の対応する
ピクセルの輝度を制御するものである。
【０００４】さらに具体的に図５及び図６を参照して述
べると、計算機式断層写真法（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１
２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
出器アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８
は検出器素子２０によって形成されており、検出器素子
２０は一括で、物体２２、例えば患者を通過する投射Ｘ
線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビー
ムの強度を表わし、従って患者２２を通過する際のビー
ムの減弱を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データ
を取得するための一回の走査の間に、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２４
の周りを回転する。検出器アレイ１８はシングルスライ
ス構成で作製されていてもよいし、又はマルチスライス
構成で作製されていてもよい。マルチスライス構成の場
合には、検出器アレイ１８は複数の行を成す検出器素子
２０を有する。尚、図２にはその一行のみを示す。
べると、計算機式断層写真法（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１
２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
出器アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８
は検出器素子２０によって形成されており、検出器素子
２０は一括で、物体２２、例えば患者を通過する投射Ｘ
線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビー
ムの強度を表わし、従って患者２２を通過する際のビー
ムの減弱を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データ
を取得するための一回の走査の間に、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２４
の周りを回転する。検出器アレイ１８はシングルスライ
ス構成で作製されていてもよいし、又はマルチスライス
構成で作製されていてもよい。マルチスライス構成の場
合には、検出器アレイ１８は複数の行を成す検出器素子
２０を有する。尚、図２にはその一行のみを示す。
【０００５】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が検出器素子２０からの
アナログ・データをサンプリングして、後続の処理のた
めにこのデータをディジタル信号へ変換する。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から受け取って高速画像再構成を
実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入
力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置
３８に画像を記憶させる。
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が検出器素子２０からの
アナログ・データをサンプリングして、後続の処理のた
めにこのデータをディジタル信号へ変換する。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から受け取って高速画像再構成を
実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入
力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置
３８に画像を記憶させる。
【０００６】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。付設されている陰極線管表示器
４２によって、操作者は再構成された画像及びコンピュ
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２
８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内で配置する。具体
的には、テーブル４６は患者２２の各部をガントリ開口
４８を通して移動させる。
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。付設されている陰極線管表示器
４２によって、操作者は再構成された画像及びコンピュ
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２
８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内で配置する。具体
的には、テーブル４６は患者２２の各部をガントリ開口
４８を通して移動させる。
【０００７】マルチスライス型のイメージング・システ
ム１０では、検出器アレイ１８は複数の平行な検出器行
を含んでおり、各々の行が複数の個別の検出器素子２０
を含んでいる。マルチスライス検出器１８を有するイメ
ージング・システム１０は、物体２２の空間を表わす複
数の画像を形成することが可能である。複数の画像の各
々の画像が空間の別個の「スライス」に対応している。
スライスの「厚み」又は開口は検出器行の厚みに依存し
ている。
ム１０では、検出器アレイ１８は複数の平行な検出器行
を含んでおり、各々の行が複数の個別の検出器素子２０
を含んでいる。マルチスライス検出器１８を有するイメ
ージング・システム１０は、物体２２の空間を表わす複
数の画像を形成することが可能である。複数の画像の各
々の画像が空間の別個の「スライス」に対応している。
スライスの「厚み」又は開口は検出器行の厚みに依存し
ている。
【０００８】例えば、図７及び図８を参照して述べる
と、マルチスライス検出器アレイ１８は複数の検出器モ
ジュール５０を含んでいる。各々の検出器モジュール５
０が複数の検出器素子２０を有している。具体的には、
各々のＸ線検出器モジュール５０は、複数のフォトダイ
オード５２と、半導体デバイス５４と、少なくとも一つ
の可撓性電気ケーブル５６とを含んでいる。当技術分野
で公知のシンチレータ５８がフォトダイオード５２の上
方にフォトダイオード５２に隣接して配設されている。
フォトダイオード５２は個別のフォトダイオードであっ
てもよいし、又は多次元フォトダイオード・アレイであ
ってもよい。フォトダイオード５２はシンチレータ５８
に光学的に結合されており、シンチレータ５８によって
発生された光を表わす電気的出力を線６０上に発生す
る。各々のフォトダイオード５２が別個の電気的出力６
０を発生し、この電気的出力６０が特定の検出器素子２
０についてのビーム減弱の測定値となる。一つの公知の
実施形態では、各々の検出器モジュール５０からのフォ
トダイオード出力線６０は、フォトダイオード・アレイ
の頂部及び底部に配置されている。
と、マルチスライス検出器アレイ１８は複数の検出器モ
ジュール５０を含んでいる。各々の検出器モジュール５
０が複数の検出器素子２０を有している。具体的には、
各々のＸ線検出器モジュール５０は、複数のフォトダイ
オード５２と、半導体デバイス５４と、少なくとも一つ
の可撓性電気ケーブル５６とを含んでいる。当技術分野
で公知のシンチレータ５８がフォトダイオード５２の上
方にフォトダイオード５２に隣接して配設されている。
フォトダイオード５２は個別のフォトダイオードであっ
てもよいし、又は多次元フォトダイオード・アレイであ
ってもよい。フォトダイオード５２はシンチレータ５８
に光学的に結合されており、シンチレータ５８によって
発生された光を表わす電気的出力を線６０上に発生す
る。各々のフォトダイオード５２が別個の電気的出力６
０を発生し、この電気的出力６０が特定の検出器素子２
０についてのビーム減弱の測定値となる。一つの公知の
実施形態では、各々の検出器モジュール５０からのフォ
トダイオード出力線６０は、フォトダイオード・アレイ
の頂部及び底部に配置されている。
【０００９】半導体デバイス５４は、一実施形態では、
二つの半導体スイッチ６２及び６４を含んでいる。スイ
ッチ６２及び６４は各々、多次元アレイとして配列され
ている複数の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）（図示さ
れていない）を含んでいる。各々のＦＥＴは、フォトダ
イオードの出力６０に電気的に接続されている入力線、
出力線及び制御線（図示されていない）を含んでいる。
ＦＥＴの出力線及び制御線は可撓性ケーブル５６によっ
て電気的に接続されている。具体的には、フォトダイオ
ード出力線６０のうち二分の一のものがスイッチ６２の
各々のＦＥＴ入力線に電気的に接続されており、フォト
ダイオード出力線６０のうち残りの二分の一のものがス
イッチ６４のＦＥＴ入力線に電気的に接続されている。
二つの半導体スイッチ６２及び６４を含んでいる。スイ
ッチ６２及び６４は各々、多次元アレイとして配列され
ている複数の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）（図示さ
れていない）を含んでいる。各々のＦＥＴは、フォトダ
イオードの出力６０に電気的に接続されている入力線、
出力線及び制御線（図示されていない）を含んでいる。
ＦＥＴの出力線及び制御線は可撓性ケーブル５６によっ
て電気的に接続されている。具体的には、フォトダイオ
ード出力線６０のうち二分の一のものがスイッチ６２の
各々のＦＥＴ入力線に電気的に接続されており、フォト
ダイオード出力線６０のうち残りの二分の一のものがス
イッチ６４のＦＥＴ入力線に電気的に接続されている。
【００１０】可撓性電気ケーブル５６は、第一の端部
（図示されていない）と、第二の端部（図示されていな
い）と、両端部の間を走行する複数の電線６６とを含ん
でいる。ケーブル５６は例えば、多数の第一の端部６８
及び７０を有する単一のケーブルであってもよいし、又
はもう一つの公知の実施形態では、各々第一の端部（図
示されていない）を有する多数のケーブル（図示されて
いない）を含んでいてもよい。ＦＥＴの出力線及び制御
線は、結線によってケーブル５６に電気的に接続されて
いる。ケーブルの第一の端部６８及び７０は、取付用ブ
ラケット７２及び７４を用いて検出器モジュール５０に
固定されている。検出器モジュール５０は、レール７６
及び７８を用いて検出器アレイ１８に固定されている。
（図示されていない）と、第二の端部（図示されていな
い）と、両端部の間を走行する複数の電線６６とを含ん
でいる。ケーブル５６は例えば、多数の第一の端部６８
及び７０を有する単一のケーブルであってもよいし、又
はもう一つの公知の実施形態では、各々第一の端部（図
示されていない）を有する多数のケーブル（図示されて
いない）を含んでいてもよい。ＦＥＴの出力線及び制御
線は、結線によってケーブル５６に電気的に接続されて
いる。ケーブルの第一の端部６８及び７０は、取付用ブ
ラケット７２及び７４を用いて検出器モジュール５０に
固定されている。検出器モジュール５０は、レール７６
及び７８を用いて検出器アレイ１８に固定されている。
【００１１】一つの公知の検出器アレイ１８は円弧状で
ある。但し、図９を参照すると、検出器アレイは、放射
線ビーム１６に照射される区域を平坦な２次元表現で単
純化した図として表現されている。かかる表現において
は、ガントリ１２の回転軸が検出器アレイ１８のｚ方向
を画定する。横方向すなわち検出器素子２０の各々の行
が延在している方向がｘ方向を画定する。図９では、検
出器素子２０の各行（別個には図示されていない）は紙
面に沿って線状に延在しているが、各々の行は実際に
は、検出器アレイ１８の円弧に沿っている。図９の中心
線８０は、ガントリ１２の回転軸を通る放射線ビーム１
６の仮想的な線を表わしている。検出器アレイ１８は中
心線８０に関して少なくとも近似的に対称であり、すな
わち中心線８０の各々の側での検出器セル２０の数が僅
かに非対称であっても動作上は問題ない。
ある。但し、図９を参照すると、検出器アレイは、放射
線ビーム１６に照射される区域を平坦な２次元表現で単
純化した図として表現されている。かかる表現において
は、ガントリ１２の回転軸が検出器アレイ１８のｚ方向
を画定する。横方向すなわち検出器素子２０の各々の行
が延在している方向がｘ方向を画定する。図９では、検
出器素子２０の各行（別個には図示されていない）は紙
面に沿って線状に延在しているが、各々の行は実際に
は、検出器アレイ１８の円弧に沿っている。図９の中心
線８０は、ガントリ１２の回転軸を通る放射線ビーム１
６の仮想的な線を表わしている。検出器アレイ１８は中
心線８０に関して少なくとも近似的に対称であり、すな
わち中心線８０の各々の側での検出器セル２０の数が僅
かに非対称であっても動作上は問題ない。
【００１２】図９は一定縮尺の図ではない。加えて、図
９には幾つかの検出器モジュール５０しか示していな
い。一つの公知のイメージング・システムでは、１６素
子の１６行分を各々有する５７個の検出器モジュール５
０が検出器アレイ１８として組み立てられている。
９には幾つかの検出器モジュール５０しか示していな
い。一つの公知のイメージング・システムでは、１６素
子の１６行分を各々有する５７個の検出器モジュール５
０が検出器アレイ１８として組み立てられている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】公知のイメージング・
システム１０の一つの問題点は、患者２２の心臓又は他
の器官を放射線源１４及び検出器アレイ１８の単一回の
回転で撮像するのに十分な行数の検出器素子２０を設け
た検出器アレイ１８を有していないことである。このよ
うに、公知の心臓ＣＴ撮像方法には、多数回の回転及び
かなりの時間量（心搏サイクルに対して）が必要であ
る。
システム１０の一つの問題点は、患者２２の心臓又は他
の器官を放射線源１４及び検出器アレイ１８の単一回の
回転で撮像するのに十分な行数の検出器素子２０を設け
た検出器アレイ１８を有していないことである。このよ
うに、公知の心臓ＣＴ撮像方法には、多数回の回転及び
かなりの時間量（心搏サイクルに対して）が必要であ
る。
【００１４】原理的には、心臓の全部分からの減弱デー
タを獲得するのに十分な行数の検出器行を有する大型の
検出器アレイ１８を用いて単一回の回転で心臓全体を撮
像することは可能である。かかる検出器アレイ１８を有
するＣＴイメージング・システム１０であれば、心臓走
査時の患者への全放射線量を減少させる利点を提供する
ことができる。しかしながら、診断目的のために許容可
能な分解能を得るためには、検出器アレイ１８は膨大な
総数の検出器素子から大量のデータを生成しなければな
らない。かかる大量のデータを処理することが可能なデ
ータ取得システム３２を設けるには経費が掛かる。
タを獲得するのに十分な行数の検出器行を有する大型の
検出器アレイ１８を用いて単一回の回転で心臓全体を撮
像することは可能である。かかる検出器アレイ１８を有
するＣＴイメージング・システム１０であれば、心臓走
査時の患者への全放射線量を減少させる利点を提供する
ことができる。しかしながら、診断目的のために許容可
能な分解能を得るためには、検出器アレイ１８は膨大な
総数の検出器素子から大量のデータを生成しなければな
らない。かかる大量のデータを処理することが可能なデ
ータ取得システム３２を設けるには経費が掛かる。
【００１５】複数の隣接した検出器行（すなわち「マク
ロ行」）からのデータを選択的に結合して、異なる選択
された厚みを有するスライスに相当する画像を得る方法
が公知であり、この方法でも走査時にデータ取得システ
ム３２が処理しなければならないデータの量は減少す
る。単一回の回転で心臓全体を撮像するのに十分な大き
さを有する検出器アレイ１８が提供されれば、行を結合
して、生成されるデータの量を減少させることができ
る。代替的には、大量のデータを生成せずに撮像範囲を
拡大できるように、検出器素子２０を単純に大きくする
こともできる。しかしながら、これらの代替的方法のい
ずれも、分解能を許容できない水準にまで低下させると
いう重大な問題点を引き起こす。
ロ行」）からのデータを選択的に結合して、異なる選択
された厚みを有するスライスに相当する画像を得る方法
が公知であり、この方法でも走査時にデータ取得システ
ム３２が処理しなければならないデータの量は減少す
る。単一回の回転で心臓全体を撮像するのに十分な大き
さを有する検出器アレイ１８が提供されれば、行を結合
して、生成されるデータの量を減少させることができ
る。代替的には、大量のデータを生成せずに撮像範囲を
拡大できるように、検出器素子２０を単純に大きくする
こともできる。しかしながら、これらの代替的方法のい
ずれも、分解能を許容できない水準にまで低下させると
いう重大な問題点を引き起こす。
【００１６】従って、Ｘ線源及び検出器の最小回数の回
転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう方法及び装置を提供で
きると望ましい。さらに、かかる撮像が単一回の回転で
行なえると望ましい。また、画質及び分解能に許容でき
ない犠牲を生じずに上述のような心臓ＣＴ走査時に収集
されるデータの量を減少できると望ましい。
転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう方法及び装置を提供で
きると望ましい。さらに、かかる撮像が単一回の回転で
行なえると望ましい。また、画質及び分解能に許容でき
ない犠牲を生じずに上述のような心臓ＣＴ走査時に収集
されるデータの量を減少できると望ましい。
【００１７】
【課題を解決するための手段】従って、本発明の一実施
形態では、患者の器官を撮像する方法が提供される。本
方法は、回転式ガントリに結合されている放射線源及び
検出器を有する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージン
グ・システムによって患者の器官を含む患者の身体の空
間を走査する工程であって、検出器アレイはガントリの
回転軸に平行なｚ方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有
する、走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置
された二分の一検出器セグメントから減弱データを取得
する工程と、取得された減弱データを用いて患者の器官
を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
形態では、患者の器官を撮像する方法が提供される。本
方法は、回転式ガントリに結合されている放射線源及び
検出器を有する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージン
グ・システムによって患者の器官を含む患者の身体の空
間を走査する工程であって、検出器アレイはガントリの
回転軸に平行なｚ方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有
する、走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置
された二分の一検出器セグメントから減弱データを取得
する工程と、取得された減弱データを用いて患者の器官
を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
【００１８】上述の実施形態は、画質及び分解能に許容
できない犠牲を生じずにＣＴイメージング・システムの
Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で十分なＣＴ心臓撮
像を行なうことが可能である。
できない犠牲を生じずにＣＴイメージング・システムの
Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で十分なＣＴ心臓撮
像を行なうことが可能である。
【００１９】
【発明の実施の形態】図１の単純化された表現を参照し
て述べると、本発明の検出器アレイの一実施形態８２を
イメージング・システム１０のようなＣＴイメージング
・システムにおいて用いて、患者２２の心臓又は他の器
官を撮像する。（図１は図９と同様に単純化されてい
る。）検出器アレイ８２は置き換えられており、すなわ
ち図５のイメージング・システム１０の本来の設備とし
て検出器アレイ１８の代わりに設けられている。検出器
アレイの実施形態８２は、患者２２の周囲を回転する検
出器の円弧の二分の一からのデータのみが必要とされる
という事実を活用したものであり、ハーフスキャン式の
サンプリング及び画像再構成と同等である。（ハーフス
キャン式のサンプリングにおける各々の検出器セル２０
は、患者２２を中心とする少なくとも１８０°の円弧か
らの放射線を受光して測定する。）検出器アレイ８２
は、中心線８０の左側及び右側（さらに正確に述べる
と、中心線８０から正のｘ方向の側及び負のｘ方向の
側）に交互配置されている複数の二分の一検出器セグメ
ント８４を含んでいる。ＣＴイメージング・システム１
０の一実施形態では、中心線８０は、ガントリ１２の回
転軸を通る放射線ビーム１６の仮想的な線として定義さ
れる。イメージング・システム１０を参照しない場合で
あれば、交互配置された検出器アレイ８２の中心線８０
は、ｘ方向に検出器アレイ８２を二分するｚ方向に平行
な仮想的な線として定義することもできる。二分の一検
出器セグメント８４は、中心線８０の近辺の領域におい
て互いに対して当接している。
て述べると、本発明の検出器アレイの一実施形態８２を
イメージング・システム１０のようなＣＴイメージング
・システムにおいて用いて、患者２２の心臓又は他の器
官を撮像する。（図１は図９と同様に単純化されてい
る。）検出器アレイ８２は置き換えられており、すなわ
ち図５のイメージング・システム１０の本来の設備とし
て検出器アレイ１８の代わりに設けられている。検出器
アレイの実施形態８２は、患者２２の周囲を回転する検
出器の円弧の二分の一からのデータのみが必要とされる
という事実を活用したものであり、ハーフスキャン式の
サンプリング及び画像再構成と同等である。（ハーフス
キャン式のサンプリングにおける各々の検出器セル２０
は、患者２２を中心とする少なくとも１８０°の円弧か
らの放射線を受光して測定する。）検出器アレイ８２
は、中心線８０の左側及び右側（さらに正確に述べる
と、中心線８０から正のｘ方向の側及び負のｘ方向の
側）に交互配置されている複数の二分の一検出器セグメ
ント８４を含んでいる。ＣＴイメージング・システム１
０の一実施形態では、中心線８０は、ガントリ１２の回
転軸を通る放射線ビーム１６の仮想的な線として定義さ
れる。イメージング・システム１０を参照しない場合で
あれば、交互配置された検出器アレイ８２の中心線８０
は、ｘ方向に検出器アレイ８２を二分するｚ方向に平行
な仮想的な線として定義することもできる。二分の一検
出器セグメント８４は、中心線８０の近辺の領域におい
て互いに対して当接している。
【００２０】検出器アレイ８２のもう一つの実施形態
は、中心線８０の同じ側に複数の二分の一検出器セグメ
ント８４を含んでいる。（換言すると、二分の一検出器
セグメント８４が交互配置されていない。）しかしなが
ら、図１の交互配置型の実施形態は、二分の一検出器セ
グメント同士の間に間隙８６を形成する。間隙８６は、
アレイ８２内にモジュール５０を保持するレール８８及
び９０を設ける余地を形成することにより、用いられる
べき従来技術の検出器モジュール５０のために空間を提
供する。加えて、間隙８６によって、可撓性電気ケーブ
ル５６を検出器アレイ８２から引き出すことが可能にな
る。二分の一検出器セグメント８４においては、モジュ
ール５０は四つの辺を有し、各モジュールは最大で二つ
の他のモジュールと当接する。
は、中心線８０の同じ側に複数の二分の一検出器セグメ
ント８４を含んでいる。（換言すると、二分の一検出器
セグメント８４が交互配置されていない。）しかしなが
ら、図１の交互配置型の実施形態は、二分の一検出器セ
グメント同士の間に間隙８６を形成する。間隙８６は、
アレイ８２内にモジュール５０を保持するレール８８及
び９０を設ける余地を形成することにより、用いられる
べき従来技術の検出器モジュール５０のために空間を提
供する。加えて、間隙８６によって、可撓性電気ケーブ
ル５６を検出器アレイ８２から引き出すことが可能にな
る。二分の一検出器セグメント８４においては、モジュ
ール５０は四つの辺を有し、各モジュールは最大で二つ
の他のモジュールと当接する。
【００２１】図２について説明する。検出器アレイ８２
の中央検出器モジュール９２が、従来技術のモジュール
２０とは異なる方式で構成されている。可撓性ケーブル
５６に利用可能な空間は限られており、またｚ方向には
隣接したモジュールが存在しているので、中央検出器モ
ジュール９２は、装着された状態で、該モジュール９２
の可撓性電気ケーブル５６がｚ方向ではなくｘ方向に引
き出されるように構成される。この構成に対応するため
に、電気的出力線６０（図２には示されていない）及び
半導体スイッチ６２は、これらがモジュールの頂部及び
底部に配置されていた従来技術の検出器モジュール５０
とは対照的に、検出器モジュール９２の片側に配置され
ている。図２の実施形態では、すべての信号は、一つの
方向に延在する一つの可撓性電気ケーブル５６と一つの
半導体スイッチ６２とによって処理される。これによ
り、各々の検出器モジュール９２が三つの他の辺で突き
合わせ連接部（butt joint）を有するので、単純に検出
器モジュール９２を適当な方向に配向させることにより
検出器モジュール９２を各々の二分の一検出器セグメン
ト内で利用することが可能になる。一実施形態では、検
出器モジュール９２は検出器モジュール５０よりも幅広
の電気ケーブル５６を有し、ケーブル５６は他のモジュ
ール５０の可撓性電気ケーブル５６と干渉しないように
モジュール９２の空いた辺を密に包囲する。一実施形態
では、ケーブル５６は、予備形成された直角の屈曲を備
えた形状を有する。また一実施形態では、検出器アレイ
８２のｘ方向の両端部に位置する中央検出器モジュール
９２は、第三の突き合わせ連接部の代わりにコリメータ
・レールに装着するための別個の取付用フランジ（図示
されていない）を有する。
の中央検出器モジュール９２が、従来技術のモジュール
２０とは異なる方式で構成されている。可撓性ケーブル
５６に利用可能な空間は限られており、またｚ方向には
隣接したモジュールが存在しているので、中央検出器モ
ジュール９２は、装着された状態で、該モジュール９２
の可撓性電気ケーブル５６がｚ方向ではなくｘ方向に引
き出されるように構成される。この構成に対応するため
に、電気的出力線６０（図２には示されていない）及び
半導体スイッチ６２は、これらがモジュールの頂部及び
底部に配置されていた従来技術の検出器モジュール５０
とは対照的に、検出器モジュール９２の片側に配置され
ている。図２の実施形態では、すべての信号は、一つの
方向に延在する一つの可撓性電気ケーブル５６と一つの
半導体スイッチ６２とによって処理される。これによ
り、各々の検出器モジュール９２が三つの他の辺で突き
合わせ連接部（butt joint）を有するので、単純に検出
器モジュール９２を適当な方向に配向させることにより
検出器モジュール９２を各々の二分の一検出器セグメン
ト内で利用することが可能になる。一実施形態では、検
出器モジュール９２は検出器モジュール５０よりも幅広
の電気ケーブル５６を有し、ケーブル５６は他のモジュ
ール５０の可撓性電気ケーブル５６と干渉しないように
モジュール９２の空いた辺を密に包囲する。一実施形態
では、ケーブル５６は、予備形成された直角の屈曲を備
えた形状を有する。また一実施形態では、検出器アレイ
８２のｘ方向の両端部に位置する中央検出器モジュール
９２は、第三の突き合わせ連接部の代わりにコリメータ
・レールに装着するための別個の取付用フランジ（図示
されていない）を有する。
【００２２】中央検出器モジュール９２は、検出器モジ
ュール５０と同数の検出器素子を有している必要はな
く、画像中央のアーティファクトを減少させるように設
けられる。従って、一実施形態では、検出器モジュール
９２は各々の二分の一検出器セグメント８４において中
心線８０に跨がって設けられて、ｚ方向に１６個及びｘ
方向に１４個の検出器セル２０を有する。また一実施形
態では、検出器セル２０はｘ方向に対を形成している
（すなわち二つの検出器セルが単一の出力を発生するよ
うに結線によって結合されている。）。ｘ方向の２個の
セル分の「空間」（すなわち１６個ではなく１４個の検
出器セル２０であることから）は、フォトダイオード５
２の信号経路形成及び可撓性ケーブル５６の終端形成の
ための空間を提供する。他の実施形態では、ｘ方向にさ
らに多数又はさらに少数の検出器セル２０を有する検出
器モジュール９２が用いられる。セル２０の数は、イメ
ージング・システム２０の視野の中央が適当にサンプリ
ングされることを保証するように選択される。
ュール５０と同数の検出器素子を有している必要はな
く、画像中央のアーティファクトを減少させるように設
けられる。従って、一実施形態では、検出器モジュール
９２は各々の二分の一検出器セグメント８４において中
心線８０に跨がって設けられて、ｚ方向に１６個及びｘ
方向に１４個の検出器セル２０を有する。また一実施形
態では、検出器セル２０はｘ方向に対を形成している
（すなわち二つの検出器セルが単一の出力を発生するよ
うに結線によって結合されている。）。ｘ方向の２個の
セル分の「空間」（すなわち１６個ではなく１４個の検
出器セル２０であることから）は、フォトダイオード５
２の信号経路形成及び可撓性ケーブル５６の終端形成の
ための空間を提供する。他の実施形態では、ｘ方向にさ
らに多数又はさらに少数の検出器セル２０を有する検出
器モジュール９２が用いられる。セル２０の数は、イメ
ージング・システム２０の視野の中央が適当にサンプリ
ングされることを保証するように選択される。
【００２３】図１に示すように、検出器アレイ８２の構
築には二つの形式のレール８８及び９０が用いられ、ま
たこれらのレール８８及び９０はポスト・ペイシェント
・コリメータの一部を成している。検出器アレイ８２の
検出器モジュール５０は、例えば螺子を検出器モジュー
ル５０を貫通してレールの螺子孔に螺合させることによ
り、従来技術の検出器モジュール１８と同様の態様でレ
ール８８及び９０に装着される。レール８８は通常のも
のであって、二分の一検出器セグメント８４の全長にわ
たってｘ方向に延在している。レール９０は、二分の一
検出器セグメントの殆ど全長にわたって延在している
が、但し、隣接する二分の一検出器セグメント８４の検
出器モジュール９２に当接する部分を除いて延在してい
る。この点で、透視画法的な線で示すように、一実施形
態では、レール９０は中央検出器モジュール９２の下方
で斜めに延在していて、他方の二分の一セグメント８６
の取付用レールとして続いている。中央モジュール９２
は、レール９０が中央モジュール９２の下方を走行して
いるので、モジュール９２をレール９０に接着すること
により装着される。検出器アレイ８２のもう一つの実施
形態では、レール９０は空いた辺（すなわち可撓性ケー
ブル５６が取り付けられている辺）に装着される。この
ように、レール８８及び９０は検出器モジュール５０の
前方に装着され、レール９０は中央モジュール９２の後
方に延在している。
築には二つの形式のレール８８及び９０が用いられ、ま
たこれらのレール８８及び９０はポスト・ペイシェント
・コリメータの一部を成している。検出器アレイ８２の
検出器モジュール５０は、例えば螺子を検出器モジュー
ル５０を貫通してレールの螺子孔に螺合させることによ
り、従来技術の検出器モジュール１８と同様の態様でレ
ール８８及び９０に装着される。レール８８は通常のも
のであって、二分の一検出器セグメント８４の全長にわ
たってｘ方向に延在している。レール９０は、二分の一
検出器セグメントの殆ど全長にわたって延在している
が、但し、隣接する二分の一検出器セグメント８４の検
出器モジュール９２に当接する部分を除いて延在してい
る。この点で、透視画法的な線で示すように、一実施形
態では、レール９０は中央検出器モジュール９２の下方
で斜めに延在していて、他方の二分の一セグメント８６
の取付用レールとして続いている。中央モジュール９２
は、レール９０が中央モジュール９２の下方を走行して
いるので、モジュール９２をレール９０に接着すること
により装着される。検出器アレイ８２のもう一つの実施
形態では、レール９０は空いた辺（すなわち可撓性ケー
ブル５６が取り付けられている辺）に装着される。この
ように、レール８８及び９０は検出器モジュール５０の
前方に装着され、レール９０は中央モジュール９２の後
方に延在している。
【００２４】一実施形態では、検出器アレイ８２の検出
器モジュール５０及び９２は着脱自在であり交換可能で
ある。
器モジュール５０及び９２は着脱自在であり交換可能で
ある。
【００２５】一実施形態では、ポスト・ペイシェント・
コリメータ板１０２が用いられる。板１０２は、中央検
出器モジュール９２の上方以外では従来のものであっ
て、中央検出器モジュール９２の上方では、各々のコリ
メータ板は検出器８２のｚ方向の全厚にわたって延在し
ており、すなわち両方のレール８８の間で、複数の検出
器モジュール９２にわたって延在している。（従来の板
１０２は、単一の検出器モジュール５０のみにわたって
ｚ方向に延在している。）ポスト・ペイシェント・コリ
メータのワイヤ１０４がポスト・ペイシェント・コリメ
ータ板を横断して延在しており、構築上の格別の問題点
を呈することはない。図１には、幾つかのポスト・ペイ
シェント・コリメータ板１０２及びワイヤ１０４のみを
示している。
コリメータ板１０２が用いられる。板１０２は、中央検
出器モジュール９２の上方以外では従来のものであっ
て、中央検出器モジュール９２の上方では、各々のコリ
メータ板は検出器８２のｚ方向の全厚にわたって延在し
ており、すなわち両方のレール８８の間で、複数の検出
器モジュール９２にわたって延在している。（従来の板
１０２は、単一の検出器モジュール５０のみにわたって
ｚ方向に延在している。）ポスト・ペイシェント・コリ
メータのワイヤ１０４がポスト・ペイシェント・コリメ
ータ板を横断して延在しており、構築上の格別の問題点
を呈することはない。図１には、幾つかのポスト・ペイ
シェント・コリメータ板１０２及びワイヤ１０４のみを
示している。
【００２６】一実施形態では、中央モジュール９２はレ
ール９０と同一平面上に位置する。
ール９０と同一平面上に位置する。
【００２７】図１に示す装着構成は例示のためのみのも
のである。さらに、本発明の検出器アレイの実施形態
は、例えば任意数の交互配置された二分の一検出器セグ
メント８４を用いることができる点で拡縮可能（スケー
ラブル）である。図３は、図１の検出器アレイの実施形
態８２とは僅かに異なる形態を有するもう一つの検出器
アレイの実施形態９４を示している。この実施形態は、
二分の一検出器セグメント８４を二つしか有さない。加
えて、レール９６は二つの中央検出器モジュール９２を
支持するのに十分な幅を有する。
のである。さらに、本発明の検出器アレイの実施形態
は、例えば任意数の交互配置された二分の一検出器セグ
メント８４を用いることができる点で拡縮可能（スケー
ラブル）である。図３は、図１の検出器アレイの実施形
態８２とは僅かに異なる形態を有するもう一つの検出器
アレイの実施形態９４を示している。この実施形態は、
二分の一検出器セグメント８４を二つしか有さない。加
えて、レール９６は二つの中央検出器モジュール９２を
支持するのに十分な幅を有する。
【００２８】心臓用ＣＴイメージング・システム１０の
一実施形態は、マルチスライス検出器アレイ１８の代わ
りに検出器アレイ８２を用いる。この実施形態は、従来
技術のマルチスライス検出器アレイ１８を用いた標準的
な８スライス型イメージング・システム１０と同程度の
データ出力量を生成する。
一実施形態は、マルチスライス検出器アレイ１８の代わ
りに検出器アレイ８２を用いる。この実施形態は、従来
技術のマルチスライス検出器アレイ１８を用いた標準的
な８スライス型イメージング・システム１０と同程度の
データ出力量を生成する。
【００２９】例えば、一実施形態について図２及び図４
を参照して述べると、検出器モジュール９２はＺ方向に
１６個のセルを有し、Ｘ方向に７個の対形成したセルを
有し、合計でモジュール当たり１１２の出力を生ずる。
中央検出器モジュール９２に隣接する領域９８の検出器
素子５０は、ｘ方向に最小で１１２個の検出器セル２０
を有し、１３．０４ｃｍの視野（ＦＯＶ）を有する。回
転中心５８まで５４１ｍｍの所での二分の一視野（ＦＯ
Ｖ）は６．５２°であって、すなわちセル当たり０．０
６１８°である。従って、患者２２の心臓の全ＦＯＶは
１３ｃｍとなる。
を参照して述べると、検出器モジュール９２はＺ方向に
１６個のセルを有し、Ｘ方向に７個の対形成したセルを
有し、合計でモジュール当たり１１２の出力を生ずる。
中央検出器モジュール９２に隣接する領域９８の検出器
素子５０は、ｘ方向に最小で１１２個の検出器セル２０
を有し、１３．０４ｃｍの視野（ＦＯＶ）を有する。回
転中心５８まで５４１ｍｍの所での二分の一視野（ＦＯ
Ｖ）は６．５２°であって、すなわちセル当たり０．０
６１８°である。従って、患者２２の心臓の全ＦＯＶは
１３ｃｍとなる。
【００３０】一実施形態では、１６×１６の検出器セル
２０のアレイを各々有する７個の検出器モジュール５０
をガントリの回転中心に隣接した領域９８内で用いて、
１３．０４ｃｍのＦＯＶを形成する。本実施形態の検出
器セル２０はｚ方向に１．２５ｍｍの分解能を与える。
ｘ方向のセルは対を形成しており（すなわち各対の電気
的出力が共に接続されている）、検出器モジュール５０
一つ当たり１２８の別個の出力しか存在しないようにし
ている。ｘ方向に対形成したセル２０によって、僅かな
変更を施すのみで検出器アレイ８２の全体にわたって標
準的な検出器モジュール５０を利用することが可能にな
る。例えば、一実施形態の検出器モジュール５０は対形
成するように結線される。もう一つの実施形態では、結
線の代わりにＦＥＴアレイ６２及び６４を用いて、すべ
てのピクセルのゲインが較正され得るようにする。他の
点では、検出器モジュール５０の構成は公知のマルチス
ライス・イメージング・システムのかかるモジュールの
構成と同様である。
２０のアレイを各々有する７個の検出器モジュール５０
をガントリの回転中心に隣接した領域９８内で用いて、
１３．０４ｃｍのＦＯＶを形成する。本実施形態の検出
器セル２０はｚ方向に１．２５ｍｍの分解能を与える。
ｘ方向のセルは対を形成しており（すなわち各対の電気
的出力が共に接続されている）、検出器モジュール５０
一つ当たり１２８の別個の出力しか存在しないようにし
ている。ｘ方向に対形成したセル２０によって、僅かな
変更を施すのみで検出器アレイ８２の全体にわたって標
準的な検出器モジュール５０を利用することが可能にな
る。例えば、一実施形態の検出器モジュール５０は対形
成するように結線される。もう一つの実施形態では、結
線の代わりにＦＥＴアレイ６２及び６４を用いて、すべ
てのピクセルのゲインが較正され得るようにする。他の
点では、検出器モジュール５０の構成は公知のマルチス
ライス・イメージング・システムのかかるモジュールの
構成と同様である。
【００３１】結線により対形成すると（又は他の場合に
は検出器モジュール５０の出力を結合すると）、心臓画
像を処理するのに必要なＤＡＳ３２のデータ入力の数が
減少する。加えて、ｘ方向に加算を行なうと、本書に記
載したような寸法の検出器セル２０を用いる場合には画
像空間内でさらに等方的なボクセルが得られる。このよ
うにして、領域９８における検出器セル２０の総数は、
アレイ当たり７×１２８＝８９６セルとなる。
は検出器モジュール５０の出力を結合すると）、心臓画
像を処理するのに必要なＤＡＳ３２のデータ入力の数が
減少する。加えて、ｘ方向に加算を行なうと、本書に記
載したような寸法の検出器セル２０を用いる場合には画
像空間内でさらに等方的なボクセルが得られる。このよ
うにして、領域９８における検出器セル２０の総数は、
アレイ当たり７×１２８＝８９６セルとなる。
【００３２】二分の一検出器セグメント８４の第二の領
域１００は、ＦＯＶ全体の再構成を支援する。但し、領
域１００は心臓撮像の細部を提供する必要はなく、従っ
て、領域９８よりも遥かに低い検出器セル・サンプリン
グを与えればよい。例えば、一実施形態では、イソセン
タ２４まで５４１ｍｍの所での４８ｃｍのＦＯＶは２
６．３４°であり、すなわち検出器セル２０一つ当たり
０．０６１８°である。しかしながら、領域１００にお
いて各々のモジュール５０におけるセル２０からのデー
タは結合されて、各々のモジュールが各々の行毎に単一
の出力を与えるようにする。換言すると、各々のモジュ
ールのすべてのセルがｘ方向に結合されるが、ｚ方向の
分解能は依然として１．２５ｍｍとなる。このようにし
て、各々のモジュール５０が１６の出力を供給する。一
実施形態では、モジュール６０の内部でｘ方向のセルの
加算が実行される。もう一つの実施形態では、加算はＤ
ＡＳ３２のバックプレーンで実行される。これら二つの
実施形態のいずれにおいても、合計で４２６個の検出器
セルがガントリの回転中心の左側に位置し、すなわち、
モジュール当たり４２６セル／１６セル＝２６．６３す
なわち２７の全モジュール５０となる。従って、領域９
８に７個のモジュール５０が用いられているので、領域
１００には２０個のモジュール５０が存在する。モジュ
ール５０が２０個でありモジュール５０一つ当たり１６
の出力しかないので、領域１００には実効的に３２０の
セル出力が存在する。
域１００は、ＦＯＶ全体の再構成を支援する。但し、領
域１００は心臓撮像の細部を提供する必要はなく、従っ
て、領域９８よりも遥かに低い検出器セル・サンプリン
グを与えればよい。例えば、一実施形態では、イソセン
タ２４まで５４１ｍｍの所での４８ｃｍのＦＯＶは２
６．３４°であり、すなわち検出器セル２０一つ当たり
０．０６１８°である。しかしながら、領域１００にお
いて各々のモジュール５０におけるセル２０からのデー
タは結合されて、各々のモジュールが各々の行毎に単一
の出力を与えるようにする。換言すると、各々のモジュ
ールのすべてのセルがｘ方向に結合されるが、ｚ方向の
分解能は依然として１．２５ｍｍとなる。このようにし
て、各々のモジュール５０が１６の出力を供給する。一
実施形態では、モジュール６０の内部でｘ方向のセルの
加算が実行される。もう一つの実施形態では、加算はＤ
ＡＳ３２のバックプレーンで実行される。これら二つの
実施形態のいずれにおいても、合計で４２６個の検出器
セルがガントリの回転中心の左側に位置し、すなわち、
モジュール当たり４２６セル／１６セル＝２６．６３す
なわち２７の全モジュール５０となる。従って、領域９
８に７個のモジュール５０が用いられているので、領域
１００には２０個のモジュール５０が存在する。モジュ
ール５０が２０個でありモジュール５０一つ当たり１６
の出力しかないので、領域１００には実効的に３２０の
セル出力が存在する。
【００３３】上述のような態様で検出器セル２０を結合
することにより、検出器アレイ８２は中心線８０の近く
では相対的に高い空間分解能を与え、中心線８０から離
隔した位置では相対的に低い空間分解能を与える。
することにより、検出器アレイ８２は中心線８０の近く
では相対的に高い空間分解能を与え、中心線８０から離
隔した位置では相対的に低い空間分解能を与える。
【００３４】８スライス型のＣＴイメージング・システ
ムからの公知のＤＡＳ３２は、ボード当たり１２８のチ
ャネルを有する４８個のボードを含んでおり、４８×１
２８＝６１４４個の検出器セル２０を処理する十分な能
力を提供している。従って、公知のＤＡＳ３２は、４．
６３個の二分の一検出器セグメント８４に十分な処理能
力を提供する（検出器アレイ当たり６１４４セル／１３
２８セル＝４．６３検出器アレイ）。しかしながら、一
実施形態では、１３ｃｍ（Ｘ）×１０ｃｍ（Ｚ）の心臓
撮像範囲を与える撮像のために、５個の二分の一検出器
セグメント８４を有する検出器アレイ８２が設けられ
る。従って、必要とされる追加のチャネルのために僅か
な追加のＤＡＳ３２ボードのみが必要である。もう一つ
の実施形態では、領域９８のうち領域１００に隣接する
部分のさらなるセル２０を加算して、画質を大幅に犠牲
にすることなく検出器アレイからのデータ出力の量をさ
らに減少させる。この実施形態はまた、公知の８スライ
ス型のＣＴイメージング・システムによって提供される
ものより僅かに多い追加のＤＡＳ３２チャネルしか必要
としない。領域１００のセル・サンプリングがさらに少
ない及び／又は領域９８の重複したセル２０がさらに少
ないもう一つの実施形態では、追加のＤＡＳ３２ボード
又はチャネルは必要とならない。
ムからの公知のＤＡＳ３２は、ボード当たり１２８のチ
ャネルを有する４８個のボードを含んでおり、４８×１
２８＝６１４４個の検出器セル２０を処理する十分な能
力を提供している。従って、公知のＤＡＳ３２は、４．
６３個の二分の一検出器セグメント８４に十分な処理能
力を提供する（検出器アレイ当たり６１４４セル／１３
２８セル＝４．６３検出器アレイ）。しかしながら、一
実施形態では、１３ｃｍ（Ｘ）×１０ｃｍ（Ｚ）の心臓
撮像範囲を与える撮像のために、５個の二分の一検出器
セグメント８４を有する検出器アレイ８２が設けられ
る。従って、必要とされる追加のチャネルのために僅か
な追加のＤＡＳ３２ボードのみが必要である。もう一つ
の実施形態では、領域９８のうち領域１００に隣接する
部分のさらなるセル２０を加算して、画質を大幅に犠牲
にすることなく検出器アレイからのデータ出力の量をさ
らに減少させる。この実施形態はまた、公知の８スライ
ス型のＣＴイメージング・システムによって提供される
ものより僅かに多い追加のＤＡＳ３２チャネルしか必要
としない。領域１００のセル・サンプリングがさらに少
ない及び／又は領域９８の重複したセル２０がさらに少
ないもう一つの実施形態では、追加のＤＡＳ３２ボード
又はチャネルは必要とならない。
【００３５】ボウタイを改変すると、患者の外側の低分
解能部分でのＸ線量を減少させることができる。
解能部分でのＸ線量を減少させることができる。
【００３６】本発明の一実施形態では、患者２２の器官
を撮像するために、関心のある器官を含む患者２２の身
体の空間を、検出器アレイ１８の代わりに本発明の検出
器アレイ８２を採用した計算機式断層写真法イメージン
グ・システム１０で走査する。検出器アレイ８２の複数
の交互配置された二分の一検出器セグメント８４から減
弱データが取得され、取得された減弱データを用いて患
者２２の器官の画像が再構成される。
を撮像するために、関心のある器官を含む患者２２の身
体の空間を、検出器アレイ１８の代わりに本発明の検出
器アレイ８２を採用した計算機式断層写真法イメージン
グ・システム１０で走査する。検出器アレイ８２の複数
の交互配置された二分の一検出器セグメント８４から減
弱データが取得され、取得された減弱データを用いて患
者２２の器官の画像が再構成される。
【００３７】このように、本書に記載した実施形態は、
Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で、又は幾つかの実
施形態では単一回のみの回転で、十分なＣＴ心臓撮像を
可能にすることは明らかである。さらに、かかる心臓Ｃ
Ｔ走査時に収集されるデータの量は、強化を殆ど又は全
く施さずまた画質及び分解能に許容できない犠牲を生じ
ずに、公知のデータ取得システムによって処理され得る
水準にまで減少する。
Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で、又は幾つかの実
施形態では単一回のみの回転で、十分なＣＴ心臓撮像を
可能にすることは明らかである。さらに、かかる心臓Ｃ
Ｔ走査時に収集されるデータの量は、強化を殆ど又は全
く施さずまた画質及び分解能に許容できない犠牲を生じ
ずに、公知のデータ取得システムによって処理され得る
水準にまで減少する。
【００３８】様々な特定的な実施形態によって本発明を
説明したが、当業者であれば、特許請求の要旨及び範囲
に属する改変を施して本発明を実施し得ることを理解さ
れよう。
説明したが、当業者であれば、特許請求の要旨及び範囲
に属する改変を施して本発明を実施し得ることを理解さ
れよう。
【図１】Ｘ線源から検出器に向かって見た本発明の検出
器アレイの実施形態の単純化された図である。
器アレイの実施形態の単純化された図である。
【図２】図１の検出器アレイの実施形態の中央検出器ア
レイ・モジュールの見取り図である。
レイ・モジュールの見取り図である。
【図３】二つの検出器アレイを接合する交互配置された
／オフセットされたレールを有する検出器アレイの実施
形態の単純化された図である。
／オフセットされたレールを有する検出器アレイの実施
形態の単純化された図である。
【図４】図１の実施形態の一つの二分の一検出器セグメ
ントの単純化された図である（幾つかの二分の一検出器
セグメントは図４に示すものの鏡像となる。）。
ントの単純化された図である（幾つかの二分の一検出器
セグメントは図４に示すものの鏡像となる。）。
【図５】従来技術のＣＴイメージング・システムの実施
形態の見取り図である。
形態の見取り図である。
【図６】図１に示す従来技術のシステムのブロック概略
図である。
図である。
【図７】従来技術のＣＴシステムの検出器アレイの実施
形態の遠近図である。
形態の遠近図である。
【図８】図７の検出器アレイの実施形態の従来技術の１
６×１６検出器モジュールの遠近図である。
６×１６検出器モジュールの遠近図である。
【図９】図７に示す従来技術のＣＴシステム検出器アレ
イの実施形態の単純化された図である。
イの実施形態の単純化された図である。
１０ ＣＴシステム １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 患者 ２４ 回転中心（イソセンタ） ２６ 制御機構 ４２ 陰極線管表示器 ４６ モータ式テーブル ４８ ガントリ開口 ５０ 検出器モジュール ５２ フォトダイオード ５４ 半導体デバイス ５６ 可撓性電気ケーブル ５８ シンチレータ ６０ 出力線 ６２、６４ 半導体スイッチ ６６ 電線 ６８、７０ ケーブルの第一の端部 ７２、７４ ブラケット ７６、７８ レール ８０ 中心線 ８２、９４ 本発明の検出器アレイの実施形態 ８４ 二分の一検出器セグメント ８６ 間隙 ８８、９０、９６ レール ９２ 中央検出器モジュール ９８ 中央検出器モジュールに隣接する領域 １００ 検出器モジュールの第二の領域 １０２ ポスト・ペイシェント・コリメータ板 １０４ ワイヤ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 デビッド・マイケル・ホフマン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・ベルリン、ダブリュー・サニービュ ー・ドライブ、13311番 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA07 BA15 CA26 CA32 DA02 EB12 EB17 EB18 EB20
Claims (20)
- 【請求項１】 患者（２２）の器官を撮像する方法であ
って、 回転式ガントリ（１２）に結合されている放射線源（１
４）及び検出器（８２）を有する計算機式断層写真法
（ＣＴ）イメージング・システム（１０）により前記患
者の器官を含む患者の身体の空間を走査する工程であっ
て、前記検出器アレイは前記ガントリの回転軸に平行な
ｚ方向及び該ｚ方向を横断するｘ方向を有する、走査す
る工程と、 前記検出器アレイの複数の交互配置された二分の一検出
器セグメント（８４）から減弱データを取得する工程
と、 該取得された減弱データを用いて前記患者の器官を含む
画像を再構成する工程とを備えた方法。 - 【請求項２】 前記減弱データを取得する工程は、各々
の前記二分の一検出器セグメント（８４）において前記
ｘ方向の位置の関数として異なる分解能を有する減弱デ
ータを取得する工程を含んでいる請求項１に記載の方
法。 - 【請求項３】 イメージング・システム（１０）用の放
射線検出器（８２）であって、中心線（８０）を有する
と共に、該中心線の近辺の領域（９８、１００）におい
て当接する複数の交互配置された二分の一検出器セグメ
ント（８４）を含んでおり、該交互配置された二分の一
検出器セグメントは各々複数の検出器モジュール（５
０）を含んでいる放射線検出器（８２）。 - 【請求項４】 前記交互配置された二分の一検出器セグ
メント（８４）は、少なくとも第一の形式のモジュール
（５０）と第二の形式のモジュール（９２）とを含んで
おり、前記第一の形式のモジュールは該モジュールから
二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有し、
前記第二の形式のモジュールは一つの方向に延在する可
撓性ケーブルを有する請求項３に記載の放射線検出器
（８２）。 - 【請求項５】 前記第二の形式のモジュール（９２）は
各々の二分の一検出器セグメント（８４）において前記
中心線（８０）に跨がって位置している請求項４に記載
の放射線検出器（８２）。 - 【請求項６】 前記第二の形式のモジュール（９２）の
前記可撓性ケーブル（５６）は予備形成された直角の屈
曲を含んでいる請求項５に記載の放射線検出器（８
２）。 - 【請求項７】 前記放射線検出器はｘ方向及びｚ方向を
有しており、前記第一の形式の検出器モジュール（５
０）は、前記ｘ方向の位置の関数としてモジュール当た
り異なる数の出力を供給するように構成されている請求
項３に記載の放射線検出器（８２）。 - 【請求項８】 前記第一の形式の検出器モジュール（５
０）は、対形成したセルを含めて、前記ｘ方向及び前記
ｚ方向に延在する複数の検出器セル（２０）を有する検
出器モジュールを含んでいる請求項７に記載の放射線検
出器（８２）。 - 【請求項９】 前記交互配置された二分の一検出器セグ
メント（８４）は、少なくとも第一の形式の検出器モジ
ュール（５０）と、第二の形式の検出器モジュール（９
２）と、前記第一の形式の検出器モジュール及び前記第
二の形式の検出器モジュールが装着されている一組のレ
ール（７６、７８）とを含んでおり、前記第一の形式の
検出器モジュールは該検出器モジュールから二つの方向
に延在する可撓性ケーブルを有し、前記第二の形式の検
出器モジュールは一つの方向に延在する可撓性ケーブル
（５６）を有し、前記レール（８８、９０）は、前記第
一の形式の検出器モジュールの前方に、且つ前記第二の
形式の検出器モジュールの後方に延在している請求項３
に記載の放射線検出器（８２）。 - 【請求項１０】 単一の前記第一の形式の前記検出器モ
ジュール（５０）にわたって延在するコリメータ板と、
複数の前記第二の形式の前記検出器モジュール（９２）
にわたって延在するコリメータ板とを含むｚ方向に延在
する一組のコリメータ板（１０２）をさらに含んでいる
請求項９に記載の検出器アレイ（８２）。 - 【請求項１１】 前記検出器モジュール（５０、９２）
は着脱自在である請求項３に記載の検出器アレイ（８
２）。 - 【請求項１２】 患者（２２）の器官を撮像する計算機
式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）
であって、 回転軸（ｚ軸）を有する回転式ガントリ（１２）と、 該回転式ガントリと共に回転するように構成されている
放射線源（１４）と、 前記回転式ガントリと共に回転するように構成されてお
り、前記放射線源と当該検出器との間で患者から減弱デ
ータを取得するように構成されているマルチスライス検
出器アレイ（８２）であって、複数の交互配置された二
分の一検出器セグメント（８４）を含んでおり、当該検
出器アレイの中心線（８０）の近くで相対的に高い空間
分解能を有する減弱データを供給すると共に前記中心線
から離隔した位置では相対的に低い空間分解能を有する
減弱データを供給するように構成されているマルチスラ
イス検出器アレイ（８２）と、 該検出器から、前記相対的に低い空間の減弱データ及び
前記相対的に高い空間分解能の減弱データを含む減弱デ
ータを受け取るように構成されているデータ取得システ
ム（３２）と、 前記相対的に低い空間分解能のデータを利用することを
含めて前記減弱データを利用して前記器官の画像を再構
成し、これにより、前記画像内のアーティファクトを減
少させるように構成されている画像再構成器（３４）と
を備えた計算機式断層写真法イメージング・システム
（１０）。 - 【請求項１３】 前記交互配置された二分の一検出器セ
グメント（８４）は、少なくとも第一の形式のモジュー
ル（５０）と第二の形式のモジュール（９２）とを含ん
でおり、前記第一の形式のモジュールは該モジュールか
ら二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有
し、前記第二の形式のモジュールは一つの方向に延在す
る可撓性ケーブルを有する請求項１２に記載の計算機式
断層写真法イメージング・システム（１０）。 - 【請求項１４】 前記第二の形式のモジュール（９２）
は各々の二分の一検出器セグメント（８４）において前
記中心線（８０）に跨がって位置している請求項１３に
記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１
０）。 - 【請求項１５】 前記第二の形式のモジュール（９２）
の前記可撓性ケーブル（５６）は予備形成された直角の
屈曲を含んでいる請求項１４に記載の計算機式断層写真
法イメージング・システム（１０）。 - 【請求項１６】 前記放射線検出器（８２）はｘ方向及
びｚ方向を有しており、前記第一の形式の検出器モジュ
ール（５０）は、前記ｘ方向の位置の関数としてモジュ
ール当たり異なる数の出力を供給するように構成されて
いる請求項１２に記載の計算機式断層写真法イメージン
グ・システム（１０）。 - 【請求項１７】 前記第一の形式の検出器モジュール
（５０）は、対形成したセルを含めて、前記ｘ方向及び
前記ｚ方向に延在する複数の検出器セル（２０）を有す
る検出器モジュールを含んでいる請求項１６に記載の計
算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。 - 【請求項１８】 前記交互配置された二分の一検出器セ
グメント（８４）は、少なくとも第一の形式の検出器モ
ジュール（５０）と、第二の形式の検出器モジュール
（９２）と、前記第一の形式の検出器モジュール及び前
記第二の形式の検出器モジュールが装着されている一組
のレール（７６、７８、８８、９０）とを含んでおり、
前記第一の形式の検出器モジュールは該検出器モジュー
ルから二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を
有し、前記第二の形式の検出器モジュールは一つの方向
に延在する可撓性ケーブルを有し、前記レールは、前記
第一の形式の検出器モジュールの前方に、且つ前記第二
の形式の検出器モジュールの後方に延在している請求項
１２に記載の計算機式断層写真法イメージング・システ
ム（１０）。 - 【請求項１９】 単一の前記第一の形式の前記検出器モ
ジュール（５０）にわたって延在するコリメータ板と、
複数の前記第二の形式の前記検出器モジュール（９２）
にわたって延在するコリメータ板とを含むｚ方向に延在
する一組のコリメータ板（１０２）をさらに含んでいる
請求項１８に記載の計算機式断層写真法イメージング・
システム（１０）。 - 【請求項２０】 前記検出器モジュール（５０、９２）
は着脱自在である請求項１２に記載の計算機式断層写真
法イメージング・システム（１０）。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/750387 | 2000-12-28 | ||
| US09/750,387 US6873678B2 (en) | 2000-12-28 | 2000-12-28 | Methods and apparatus for computed tomographic cardiac or organ imaging |
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|---|---|
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2000
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-
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- 2001-12-27 JP JP2001395790A patent/JP4100906B2/ja not_active Expired - Fee Related
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