JP2008520255A - 回転する検出モジュールを用いるｃｔ撮像 - Google Patents

Abstract

ＣＴ撮像装置は、選択した角度αだけ軸方向Ｏｚに傾斜した検出モジュール１８を持つ放射線検出器１６を含む。放射線源１２は、２つの焦点ＦＳ１、ＦＳ２間において少なくとも焦点位置変調を提供し、より等方性の解像度に対する前記軸方向に対し横断する方向にサンプリングレートを増大させる。

Description

本出願は診断用撮像技術に関する。三次元のマルチスライス、錐体(cone)又はくさび形のビーム、特にヘリカルＣＴ撮像における特定の利用に見られ、それらを特に参照して説明される。しかしながら、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ並びにＸ線検出器を使用する他の撮像装置及び方法における応用にも見られる。

ＣＴスキャナは通例、ガントリの正反対の側に夫々固定されるＸ線源及びＸ線検出器のアレイを含んでいる。ガントリの内径に置かれた患者のスキャン中、ガントリは回転軸の周りを回転する一方、Ｘ線はＸ線源の焦点位置から患者を通り検出器へ通過する。ガントリの回転方向、例えばＯｘ方向及び軸方向、例えばＯｚに沿った寸法を持つ一連の投影が同時に取得される。大きな軸範囲(axial coverage)を持つマルチスライスのＣＴスキャナの解像度が増大することは、このようなシステムにおける解像度が検出器の解像度及びデータ取得の速度に依存しているので、かなりコストを要する。

コスト効率のよい技術が幾つか提案されている。Ｏｘ方向に沿った解像度を増大させるある技術は、２つの焦点位置変調を使用することであり、この技術において、焦点位置はＯｘ方向に空間的に変調されている。Ｏｘ方向の解像度を増大させるもう１つのやり方は、１／４の検出器シフト(quarter-detector shift)を持つ対向する光線を結合することによる。２つの焦点位置変調及び１／４の検出器シフトの両方を使用することにより、Ｏｘ方向のデータサンプリングに関して４つの改善点の要因が得られる。

スキャンした物体の小さなパターンを正確に解像するのと同様に、大きな軸範囲を持つスキャナのアーチファクトを削除するために、Ｏｚ方向に沿った解像度の増大が重要である。しかしながら、焦点位置変調及び対向する光線の結合の使用によるＯｘ方向の改善点と同様に、Ｏｚ方向のデータサンプリングの改善点を得ることは難しい。Ｏｚ方向に対する１／４の検出器シフトの技術に類似するものは一般的になく、Ｏｚ方向の焦点位置変調は、Ｘ線管の陽極形状により複雑になる。等方性のＸ線検出器アレイに対し、Ｏｚ方向に適用される類似していないデータサンプリング改善技術を用いて、２つの焦点位置変調及びＯｘ方向への１／４検出器シフトの両方を使用することは、きわめて異方性のデータサンプリングとなり、これは臨床的応用に対し不利点である。

Ｏｚ方向に沿った解像度を増大させるための１つの解決法は、ねじれ形(staggered)に画素化したアレイの検出器を使用することである。しかしながら、検出器のアレイ製造に関する現在の技術状況は、このねじれ形に画素化したアレイの製造を複雑且つ高価な作業にさせる。この難しさは、ウェハーの一片を倍加してピクセルとし、次いで各々２つの小さなピクセルを所望のねじれ形アレイの１つのピクセルに（フォトダイオード上で）結合することにより克服される。しかしながら、本来の小さなピクセル間にある付加的なスペーサのせいで、有効な検出エリアは、およそ１０から１３％だけ減少し、スキャナの性能が減少する。データ測定システム（ＤＭＳ）全体が（Ｏｘ及びＯｚ方向の両方に沿った）個々の小さなモジュールから構成される場合、他の問題が生じる。（Ｏｚに沿った）何れか２つのモジュールの端部上にあるねじれ形のピクセルは、２つの個別の部品から構成されなければならず、（個々の電子信号を合計することにより）各モジュールから１つ構成される。これは、追加の電子チャンネルを必要とし、結合したピクセルのノイズも増大させ、潜在的にスキャナ性能の減少となる。

本発明は、上述した制限及びその他を克服する改善した装置及び方法を考察している。

本発明のある態様によれば、Ｘ線撮像装置が開示されている。放射線検出器は、軸方向に対し０°よりも大きく、９０°よりも小さい事前に指定された角度だけ傾斜される検出モジュールを有する。これら検出モジュールは、前記軸方向に対し横断する横方向に沿って互いに位置合わせされる。

他の態様によれば、Ｘ線撮像方法が開示されている。放射線検出器の検出モジュールは、これら検出モジュールが軸方向に対し０°よりも大きく９０°よりも小さい事前に指定された角度だけ傾斜されるように取り付けられる。これら検出モジュールは、前記軸方向に対し横断する横方向に沿って互いに位置合わせされる。

本出願のある利点は、軸方向の解像度を増大させることにある。

他の利点は、標準的な矩形のモジュールを使用することにより、Ｏｘ及びＯｚ方向に沿ってほぼ等方性の解像度を達成することにある。

他の利点は、標準的な矩形の検出器モジュールを使用することにより、低コストで解像度を増大させることにある。

さらに他の利点は、画像アーチファクトの減少及び画像品質の向上にある。

複数の追加の利点及び恩恵は、好ましい実施例の以下の詳細な説明を読んで、当業者には明らかである。

本発明は、様々な部品及びこれら部品の配置、並びに様々な処理作業及びこれら処理作業の配置から行われる。図は好ましい実施例を説明することを単に目的とするものであり、本発明を制限するとは考えない。

図１を参照すると、ＣＴスキャナ１０は、このスキャナ１０により規定される検査領域１４に放射線ビームを投射する、ある実施例ではＸ線源である放射線源１２を収容又は支持している。この検査領域１４を通過した後、放射線ビームは、検査領域１４を通過した後の放射線ビームを検出するために配される二次元の放射線検出器１６により検出される。この放射線検出器１６は、複数の検出モジュール又は検出要素１８を含む。各モジュール１８は、以下に詳細に説明されるように、事前に指定された角度αだけその対称軸の周りを回転する。通例、Ｘ線管は、コーンビーム、くさび形ビーム又は検査領域１４を通過するように展開する他のビーム形状を持つ発散Ｘ線ビームを製造し、放射線検出器１６のエリアを殆ど占める。

撮像被験者は、この撮像被写体を検査領域１４に移動させる寝台２２又は他の支持台上に置かれる。この寝台２２は、（図１ではＺ方向と示される）軸方向Ｏｚに沿って直線的に移動可能である。ガントリ２４の回転が放射線源１２を検査領域１４の周りを回転させ、視界(angular range of views)を提供するように、放射線源１２及び放射線検出器１６は、回転ガントリ２４上において検査領域１４に対し向い合って取り付けられる。各検出器の要素は、前記放射線源から検出器の要素へ延在する線状、細い錐体状又は他の実質的に線形状の投影に沿って行われた減衰する線積分に対応する信号を検出するので、取得したデータは投影データと呼ばれる。

ある実施例において、軸方向投影のデータセットは、寝台２２が静止している間に回転している回転ガントリ２４を用いて取得される。この軸方向投影のデータセットは、軸方向又はＺ方向に対し横断する検出器の要素の行又は列に対応する複数の軸方向のスライスを含む。任意として、軸方向のスキャンを繰り返し行い、各軸方向のスキャンの間に寝台２２を移動させることにより、追加の軸方向のスライスが取得される。

他の実施例において、寝台２２の連続する線形移動と同時にガントリ２４を回転させ、前記寝台２２上に置かれる撮像被写体の周りに放射線源１２のらせん状の軌道を製造することによりヘリカル投影のデータセットが取得される。

スキャン中、各投影に沿って進む放射線の幾らかは撮像被写体により吸収され、一般的に空間的に変化する放射線の減衰を発生させる。放射線検出器１６の検出器の要素は、放射線ビームにわたる放射線の強度をサンプリングして、放射線吸収の投影データを生成する。ガントリ２４は、放射線源１２が検査領域の周りを回るように回転するので、投影データの複数の角度ビュー(angular view)が取得され、バッファメモリ２８に記憶される投影データセットをまとめて規定する。

マルチスライススキャナにおける放射線源集束型の取得形状に対し、バッファメモリ２８に記憶される投影データセットの減衰する線積分又は投影の測定値は、Ｐ（γ，β，ｎ）とパラメタ化されることができ、ここでγは回転ガントリ２４ｎ位置により決められる放射線源１２の線源角であり、βはファン（β∈［−Φ／２，Φ／２］、Φはファン角）内にある角度であり、ｎはＯｚ方向における検出器の行番号である。好ましくは、リビニングプロセッサ(rebinning processor)３０は、前記投影データを標準横断座標の平行な不等間隔のラスターにリビニング(rebinning)する。このリビニングは、Ｐ（γ，β，ｎ）→Ｐ（θ，ｌ，ｎ）と表すことができ、ここでθは、測定値とアイソセンター(isocenter)との間の距離を指定するｌによりパラメタ化される平行な測定値から構成される投影番号をパラメタ化し、ｎはＯｚ方向における検出器の行番号である。

リビニングされた平行な光線の投影データセットＰ（θ，ｌ，ｎ）は、投影データセットメモリ３２に記憶される。任意として、この投影データは、投影データＰ（θ，ｌ，ｎ）を投影データセットメモリ３２に記憶する前に、補間プロセッサ３４により補間され、等間隔座標又は他の所望する座標間隔になる。再構成プロセッサ３６は、フィルタ逆投影又は他の画像再構成技術を利用して、前記投影データセットを再構成画像メモリ３８に記憶される１つ以上の再構成画像に再構成する。これら再構成画像は、ビデオプロセッサ４０により処理され、ユーザインタフェース４２に表示されるか、又は別の方法で処理若しくは利用される。ある実施例において、ユーザインタフェース４２は、放射線専門医、放射線技師又は他のオペレータに、ＣＴスキャナ制御器４４と接続して選択した軸方向、らせん状又は他のＣＴ撮像セッションを実施することも可能にする。

図２を参照すると、矩形の検出モジュール１８の一部、例えば１６×１６個のモジュールが検出器の座標方向（Ｏｘ，Ｏｚ）に関して示され、ここでＯｚ方向は、図１の軸方向又はＺ方向に平行であり、Ｏｘ方向は、前記軸方向に対し横断する方向又は回転ガントリ２４の回転方向に平行である。好ましくは、各単一のモジュール１８は、好ましくは簡単な矩形又は正方行列ｎ×ｍで配される、ＣＴスキャナに通例使用されるような矩形又は正方形の検出ピクセル５０のアレイを含む。好ましくは、前記モジュールは同じ寸法を持つ。しかしながら、これらモジュールが異なる寸法を持つことができることも考慮される。各モジュール１８は、回転方向Ｏｘに平行な関連する行５２に沿って例示的なピクセル５０_４２、５０_３４、５０_２６、５０_１８の中心に位置合わせされるように回転される。これら例示的なピクセル５０_４２、５０_３４、５０_２６、５０_１８は、Ｏｘに平行な隣接する行５２に沿って置かれる第３のピクセルと共通の側面を共有するための第１の位置合わせされているピクセル、及び第３のピクセルと共通の角を共有するための第２の位置合わせされているピクセルを持つように選択される。例えば、第１の位置合わせされているピクセル５０_４２は、第３のピクセル５０_４３と共通の側面５４を共有し、第２の位置合わせされているピクセル５０_３４は、第３のピクセル５０_４３と共通の角５６を共有する。正方形のピクセルを持つこのような構成において、回転角αは、arctan(0.5)に等しいか、又は凡そ２６．５６５°に等しい。もちろん、これらピクセルが正方形でない場合も、この回転角はピクセルの寸法に依存している。行５２は、軸方向Ｏｚに沿って均等に離間され、位置合わせ軸の中心は、回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。ピクセル５０の幅ｄは単位元(unity)又は１（任意単位）と規定され、行５２間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に反比例し、

に等しい。前記行５２に沿って位置合わせされている２つのピクセルの中心間の距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に反比例し、

に等しい。

図４を参照すると、回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、Ｏｘ方向における放射線源１２の焦点位置変調を使用することにより、２倍向上する。焦点位置は、放射線源１２の陽極の斜面(beveled surface)７０上の２つの位置ＦＳ１、ＦＳ２の間にシフトされる。陽極７２における焦点ＦＳ１、ＦＳ２の分離が選択され、行５２に沿って位置合わせされている２つのピクセルの中心間距離ｄｘの半分に比例する距離だけ、（図１に示される）子午面７４における投影をシフトする。この子午面７４上にある黒丸は、焦点ＦＳ１を用いて取得したサンプルを示し、子午面７４上にある四角は、焦点ＦＳ２を用いて取得したサンプルを示す。

回転方向Ｏｘに沿ったサンプリングレートは、このＯｘ方向における放射線源１２の３つ又は４つの焦点位置変調を使用することにより、３又は４倍向上する。起こり得る４つの焦点が図４に位置ＦＳ３及びＦＳ４により幻影で示される。陽極７２における焦点の分離が選択され、行５２に沿って位置合わせされている２つのピクセルの中心間距離ｄｘの１／２、１／３又は１／４にそれに応じて比例する距離だけ子午面７４における射影をシフトする。

図２を再び参照すると、ほぼ等方性の解像度を達成するために、４つの点を用いた焦点位置変調が好ましくは用いられる。例えば、行５２に沿った２つのピクセルの中心間距離ｄｘが、

に等しい場合、このサンプリング距離の比は、

に等しく、これはほぼ等方性の解像度を提供する。

ある実施例において、他の目的を達成するために、等方性の解像度を提供する以外の組み合わせを選択することがより有利である。例えばある実施例において、４つよりも３つの位置の焦点位置変調を使用することがより有利である。このようなシステムにおいて、Ｏｘ方向の解像度は、比較的小さな向上しかないが、最大の回転時間は、４つの位置の焦点位置変調が使用されるシステムよりも制限が少ない。

図３を参照すると、検出モジュール１８は、図２の実施例と同じく、回転方向Ｏｘに平行な関連する行５２に沿って、例示的なピクセル５０_７１、５０_６２、５０_５３、５０_４４、５０_３５、５０_２６、５０_１７の中心に位置合わせされるように回転する。これらピクセル５０_７１、５０_６２、５０_５３、５０_４４、５０_３５、５０_２６、５０_１７は、第２の位置合わせされているピクセルと共通の角を共有するための第１の位置合わせピクセルを持つように選択される。例えば、第１の位置合わせされているピクセル５０_３５は、第２の位置合わせされているピクセル５０_２６と共通の角５８を共有する。図３の構成において、回転角αは４５°に等しい。もちろん、これらピクセルが矩形ではない場合も、回転角はこれらピクセルの寸法に依存している。行５２は、軸方向Ｏｚに沿って均等に離間され、行５２に沿って位置合わせされているピクセルの中心は、回転軸Ｏｘに沿って均等に離間される。行５２間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度を規定し、

に等しい。この行５２に沿って置かれる２つのピクセルの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度を規定し、

に等しい。

図３を引き続き参照すると共に、図４を再び参照すると、回転方向Ｏｘに沿ったサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより、２、３又は４倍だけ好ましくは向上する。４つの位置を用いた焦点位置変調が使用される、例えば

の場合、このサンプリング距離の比は、

である。

図５を参照すると、広域のコーンビームの実施例において、検出モジュール１８は結合され、各モジュール１８が球体７８の中心に置かれる焦点中央位置（図示せず）に一直線に面するように、ＤＭＳの全体の形状が好ましくはＯｘ及びＯｚ方向の両方に沿って湾曲する構成で、ＤＭＳクレドール上に組み立てられるモジュール列７６になる。これらモジュール１８は、軸方向Ｏｚに対して角度αだけ前記ＤＭＳクレドール上を回転し、ＤＭＳ全体にわたる連続する範囲を提供する。各列７６におけるモジュール１８の数は、軸方向Ｏｚに沿った必要とされる範囲及びモジュールのサイズにより決められる。各列７６の中心線８０は、球体７８に対し正接であり、２つの中心線８０の交点８２は、各々２つの隣接する列７６に対し異なっている。特に、これらモジュール１８は湾曲していない。

任意には、特に、画像品質を向上させるために好ましくは使用される二次元の散乱線除去グリッドの使用に関する問題を解消するために、モジュールを焦点位置に向かい位置合わせする必要があるので、軸方向Ｏｚに沿ったＤＭＳの湾曲がこの軸方向Ｏｚに沿った広い範囲に対してかなり好ましいものであったとしても、例えばくさび形ビームに対するＤＭＳの形状はＯｚ軸に沿って湾曲していない。しかしながら、標準的な一次元のＡＳＧが使用されることが考察される。Ｏｘ及びＯｚ方向に沿ったＤＭＳの表面の湾曲により、モジュール列７６間に小さな空間８４が生じる。この空間８４の幅は、アイソセンターにおいて約８０ｍｍを覆うＤＭＳ（例えば１２８スライス）に対し、約５０μｍである。"無回転"のモジュールから大きな軸範囲を持つＤＭＳが構成される場合、二次元の散乱線除去グリッドの使用に関する問題を解消するために、Ｏｘ及びＯｚ方向の両方に沿った湾曲が生じることがほぼ確実であることに注意すべきである。この場合、モジュール間の空間は、回転するモジュールの構成における空間と比較して同程度である。

図６Ａ及び６Ｂを参照すると、モジュール１６は、焦点位置のビュー８６に対し一直線の検出部の列７６を作るために、回転するモジュールの対称軸に沿って傾斜している。散乱線除去グリッド８８は、モジュール１８の向きと平行に配向される。単一の長い散乱線除去グリッド（ＡＳＧ）ユニットは、モジュール列７６上に組み立てられることが可能である。小さな別個のＡＳＧユニットを使用する場合、前記列７６に沿った傾斜は必須ではない。モジュール列７６の構成において、長いＡＳＧ（一次元又は二次元のグリッド）の薄板(lamella)は、如何なる機械的なねじれも必要とせず、これにより標準的なＡＳＧ製造技術が使用されることができる。

図７から図１０を参照すると、ＣＴスキャナは、２つ以上の隣接するピクセル５０を電気的に又は他の手段により結合させ、検出セグメント９０にするオプションを含んでいる。モジュール１８は、正方形のピクセルの場合、好ましくはarctan(0.5)に等しい回転角αだけ回転し、回転方向Ｏｘに平行な関連する行５２に沿って検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心を位置合わせする。

図７を引き続き参照すると、２つの隣接するピクセルの結合が検出セグメント９０を形成する。この構成において、行５２が軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されるのではなく、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間される。ピクセル５０の幅ｄが１（任意単位）と仮定される場合、行５２間の最大距離ｄｚは、Ｏｚに沿った解像度にほぼ反比例し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…９０_ｎの中心間距離ｄｘは、Ｏｘに沿った解像度に反比例し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、焦点位置変調を使用することにより回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの位置の倍だけ向上する。

図８を再び参照すると、２つの隣接するピクセルの結合が検出セグメント９０を形成する。この構成において、行５２は軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されると共に、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。これら行５２間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に関係し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に関係し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより２、３又は４倍向上する。

図９を再び参照すると、２つの隣接するピクセル５０の結合が検出セグメント９０を形成する。行５２は軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されると共に、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。これら行５２間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に関係し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に関係し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより２、３又は４倍向上する。

図１０を再び参照すると、４つの隣接するピクセル５０の結合が検出セグメント９０を形成する。行５２は軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されると共に、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。これら行５２の間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に関係し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に関係し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより２、３又は４倍向上する。

図１１及び図１２を参照すると、モジュール１８は、（正方形のピクセルの場合）好ましくは４５°に等しい回転角αだけ回転し、回転方向Ｏｘに平行な関連する行５２に沿って検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心を位置合わせする。

図１１を引き続き参照すると、２つの隣接するピクセルの結合が検出セグメント９０を形成する。この構成において、行５２は軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されると共に、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。これら行５２の間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に関係し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に関係し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより２、３又は４倍向上する。

図１２を再び参照すると、４つの隣接するピクセル５０の結合が検出セグメント９０を形成する。行５２は軸方向Ｏｚに沿って均等に離間されると共に、検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心が回転軸Ｏｘに沿って均等に離間されている。これら行５２の間の距離ｄｚは、軸方向Ｏｚに沿った解像度に関係し、

に等しい。行５２に沿った検出セグメント９０_１、９０_２、…、９０_ｎの中心間距離ｄｘは、回転方向Ｏｘに沿った解像度に関係し、

に等しい。回転方向Ｏｘに沿った解像度又はサンプリングレートは、回転軸Ｏｘに沿った２、３又は４つの異なる位置を用いた焦点位置変調を使用することにより２、３又は４倍向上する。

他の実施例において、核（例えばＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ）カメラが設けられている。Ｘ線源は、被写体内に注入される放射性薬品である。頭部は上述した構造の固形検出器を持つ。

他の実施例において、投影Ｘ線装置は、上述したような角度を有して移動する個体検出器を備える。

本発明は、好ましい実施例を参照して述べられている。明らかなことに、上の詳細な説明を読み、理解する場合、他の者に改良及び代替案が思いつくであろう。本発明は、上記改良及び代替案が添付される特許請求の範囲又はそれに同等なものの範囲内にある限り、これら改良及び代替案全てを含むと間翳られることを意味する。

ＣＴ撮像システムの概略図を示す。 第１の角度だけ回転した放射線検出器モジュールの一部の概略図を示す。 第２の角度だけ回転した放射線検出器モジュールの一部の概略図を示す。 焦点位置変調を概略的に示す。 球体表面のセグメント上に位置決めされるモジュール列を概略的に示す。 焦点位置に対し一直線である回転するモジュール列を概略的に示す。 検出器アレイの側面図を概略的に示す。 ピクセルが第１の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。 ピクセルが第２の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。 ピクセルが第３の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。 ピクセルが第４の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。 ピクセルが第５の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。 ピクセルが第６の構成の検出セグメントに結合される回転する放射線検出器モジュールの一部を概略的に示す。

Claims (20)

1. 軸方向に対し０°よりも大きく、９０°よりも小さい事前に指定された角度αだけ傾斜され、前記軸方向に対し横断する横方向に沿って互いに位置合わせされる検出モジュールを持つ放射線検出器を有するＸ線撮像装置。
2. 各モジュールは複数のピクセルを含み、前記ピクセルは前記横方向に平行な一直線の行上に前記ピクセルの中心点を置くように位置合わせされる請求項１に記載のＸ線撮像装置。
3. 第１の行に位置合わせされている第１のピクセルは、前記第１の行に位置合わせされている第２の隣接するピクセルと共通の角だけを共有する請求項２に記載のＸ線撮像装置。
4. 第１の行に位置合わせされている第１のピクセルは、前記第１の行に平行な第２の行に位置合わせされている第３のピクセルと共通の辺を共有し、前記第１の行に位置合わせされている第２のピクセルは、前記第３のピクセルと共通の角を共有する請求項２に記載のＸ線撮像装置。
5. 前記横方向に平行なサンプリングレートを増大させる焦点位置変調を備える放射線源をさらに含む請求項２に記載のＸ線撮像装置。
6. 前記焦点位置変調は、対応する第１、第２又は第３の距離の１つにより分離される２、３又は４つの投影の１つを製造し、各々対応する距離は、前記横方向における前記位置合わせされているピクセルの中心間距離に比例する請求項５に記載のＸ線撮像装置。
7. 前記角度αは、arctan(0.5)に等しく、前記焦点位置変調は４つの投影を製造し、ほぼ等方性の解像度を達成する請求項６に記載のＸ線撮像装置。
8. 前記角度αは４５°に等しく、前記焦点位置変調は２つ及び３つの投影の一方を製造する請求項６に記載のＸ線撮像装置。
9. 各検出モジュールは、
   −第１及び第２の直交軸と位置合わせされている検出器の要素の矩形アレイを含み、前記第１及び第２の直交軸の１つは、前記事前に指定された角度αだけ、前記軸方向から傾斜される請求項１に記載のＸ線撮像装置。
10. 前記事前に指定された角度αは、26.565°及び４５°の一方である請求項９に記載のＸ線撮像装置。
11. 前記横方向にサンプリングレートを増大させる焦点位置変調を備える放射線源をさらに含む請求項８に記載のＸ線撮像装置。
12. −放射線源、
    −前記軸方向の周りを前記放射線が回転するためのガントリ、及び
    −前記軸方向に平行な関連する撮像被写体を移動させるための手段
    をさらに含む請求項１に記載のＸ線撮像装置。
13. −軸方向に対し０°よりも大きく、９０°よりも小さい事前に指定された角度αだけ傾斜される放射線検出器の検出モジュールを取り付けるステップ、及び
    −前記検出モジュールを前記軸方向に対し横断する横方向に沿って互いに位置合わせするステップ
    を有するＸ線撮像方法。
14. −前記検出器と共に回転する放射線源を取り付けるステップ、及び
    −前記軸方向に対し横断する方向に離間される少なくとも２つの焦点位置間において前記放射線源を変調するステップ
    をさらに含む請求項１３に記載の方法。
15. −前記軸方向に沿った解像度に基づいて複数の焦点位置を選択し、より等方性の解像度を達成するステップをさらに含む請求項１４に記載の方法。
16. 前記検出モジュールは複数のピクセルを含み、前記取り付けステップは、前記軸方向に対し横断する一直線の行を同じとなるように、前記ピクセルの中心点を位置合わせするステップを含む請求項１３に記載の方法。
17. 前記検出モジュールは、第１及び第２の直交軸に沿って位置合わせされる検出器の要素の矩形アレイを各々含み、前記取り付けステップは、前記第１及び第２の直交軸の一方が前記事前に指定された角度αだけ前記軸方向から傾斜されるように各々検出モジュールを位置合わせするステップを含む請求項１３に記載の方法。
18. 前記軸方向に対し横断する方向に離間される少なくとも２つの焦点位置間において前記検出器を照射する放射線源を変調するステップをさらに含む請求項１７に記載の方法。
19. 前記取り付けステップは、
    −前記検出モジュールを列に配置するステップ、及び
    −前記横方向に沿って湾曲すると共に、前記軸方向にも沿って湾曲する表面上に前記列を置くステップ
    を含む請求項１３に記載の方法。
20. 請求項１３に記載の方法を実行するためのＸ線撮像装置。

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