JP3961468B2 - 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 - Google Patents
放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3961468B2 JP3961468B2 JP2003328260A JP2003328260A JP3961468B2 JP 3961468 B2 JP3961468 B2 JP 3961468B2 JP 2003328260 A JP2003328260 A JP 2003328260A JP 2003328260 A JP2003328260 A JP 2003328260A JP 3961468 B2 JP3961468 B2 JP 3961468B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- ray
- detection
- collimator
- arrangement direction
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims description 111
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 title claims description 46
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 153
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims description 37
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 36
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 19
- 239000013598 vector Substances 0.000 claims description 17
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 claims description 2
- 108091006146 Channels Proteins 0.000 description 114
- 238000000034 method Methods 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 6
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 6
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 2
- 101001139126 Homo sapiens Krueppel-like factor 6 Proteins 0.000 description 1
- 101000710013 Homo sapiens Reversion-inducing cysteine-rich protein with Kazal motifs Proteins 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/06—Diaphragms
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Public Health (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
多列検出器において、軸に沿う方向は、たとえば列方向と呼ばれ、列方向に直交する方向は、たとえばチャンネル方向と呼ばれる。
この投影データに基づいて、被検体の断層像が再構成計算によって生成される。
特許文献1に記載のX線検出器において、各X線検出チャンネルは、チャンネル方向においては、X線を検出する検出面が焦点方向を向くように配置されている。
上記特許文献1に開示のX線CT装置においては、チャンネル方向では、コリメータが存在しているため散乱線が検出面に入射することをある程度抑制可能であるといえる。
しかしながら、検出チャンネルを多列化してファンビームを用いて投影データを取得する場合には、X線ファンビームの幅も広げる必要がある。X線ファンビームの幅が広がると、被検体の様々な場所にX線が照射されることになり、散乱線が発生する可能性がそれだけ高まる。したがって、特許文献1に記載のX線CT装置のようにチャンネル方向においてX線検出チャンネル毎にコリメータが設けられているだけでは、検出面への散乱線の入射を効果的に抑制することは困難になる。その結果、画質劣化の可能性がより高まる。
また、本発明の他の目的は、放射線計算断層画像装置に用いられ、散乱線の影響をより効果的に抑制することができ、断層像の画質を向上可能な放射線検出器を提供することにある。
上記の放射線検出器の第2の配列方向に沿う放射線検出素子間の境界には、コリメータが設けられている。放射線源から放射された放射線は、第2の配列方向において、このコリメータによって角度を規定されて放射線検出素子へ入射する。
この状態のまま、所定の軸回りにおいて被検体を通過した放射線が、放射線検出器によって検出される。
本発明における移動手段の一実施態様が回転部2に相当する。
回転部2は、X線を放出するX線源XLと、X線源XLから放出されたX線を検出するためのX線検出器70とを有する。
X線ビーム5の強度がX線検出器70によって検出される。
本発明における放射線検出素子の一実施態様が、各検出チャンネルchに相当する。各検出チャンネルchは、たとえば、シンチレータ(scintillator)とフォトダイオードの組み合わせによって構成する。
上記の行方向をチャンネル方向と呼ぶこともある。チャンネル方向において一列に配列された検出チャンネルchを検出チャンネル列と呼ぶ。
列方向においては、複数の検出チャンネル列7が隣接して互いに平行に配設される。
本発明における第1の配列方向の一実施態様が行方向(チャンネル方向)に相当し、第2の配列方向の一実施態様が列方向に相当する。
X線ビーム5は、xy平面およびxz平面において広がりを有するファンビームとなる。
X線検出器70のさらなる詳細については後述する。
本発明における回転軸の一実施態様が、軸Oに相当する。
たとえば、被検体1の頭部から脚部に向かう体軸方向が、軸Oの方向に一致させられる。また、軸Oの方向は、図1におけるz軸の方向と一致している。
コンソール10Bに送信されるデジタルデータの各々は、被検体1においてX線ビーム5が通過する断層面の投影データになっている。
本発明における再構成手段の一実施態様が演算・制御装置23に相当する。
演算・制御装置23は、たとえば、CPU(Central Processing Unit)等のハードウェアと、その駆動のためのソフトフェアとにより実現する。
さらに、演算・制御装置23は、生成した断層像をCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶表示パネル等の表示装置25に表示させる制御も行なう。表示装置25には、X線CT装置10の操作のための操作画面も表示される。
演算・制御装置23には図示しないキーボード等の入力装置が接続される。この入力装置を介して、X線CT装置10を操作するオペレータからの命令が演算・制御装置23に入力される。
図2に示すように、複数の検出チャンネルchが2次元的に配列されたX線検出器70は、軸Oを中心とするX線源XLとX線検出器70との回転方向に沿って湾曲している。この場合、チャンネル方向においては各検出チャンネルchのX線の検出面SuがX線焦点3の方向を向くようになる。
チャンネル方向は、軸Oを中心とするX線源XLとX線検出器70との回転の回転面内に含まれる方向であるとも言える。
一方で、チャンネル方向に直交するz軸方向に沿う列方向においては、各検出チャンネルchはz軸に平行な方向に沿って直線状に配列されている。そのため、各検出面Suは必ずしもX線焦点3の方向を向いているとは限らず、X線焦点3の方向以外の方向を含めた方向に揃って向くことになる。
列方向における長さWは、たとえば、30〜50mm程度である。ただし、長さWの値は、検出チャンネル列7の数が増加すれば、さらに増加する可能性もある。
各コリメータ50は、たとえば、矩形の板状に形成する。各コリメータ50は、たとえば、検出面Suの法線方向を向くように設置される。
X線ビーム5を扇形に成形するためX線焦点3の近傍に設置される図示しない装置もコリメータと呼ばれることがあるが、本実施の形態におけるコリメータ50は、X線ビーム5の成形のためのコリメータとは異なる物であることに注意する。
上記のようなコリメータ50を設けることにより、列方向において検出面SuへのX線の入射角度が制限されることになる。したがって、散乱X線(散乱線)が検出面Suに入射して検出される可能性が低くなり、散乱線の影響を抑制することができる。なお、散乱線は、被検体1中の骨のようにX線透過率が極端に異なる対象物にX線が当たりX線の進行経路が変わることに起因して生じる。したがって、被検体1の撮影においては、いくらかの散乱線が必ず発生するといえる。また、X線検出器70の多列化に対応してX線ビーム5の列方向の幅がより広くなり、被検体1のより広い部分にX線ビーム5が照射されるようになると、それだけ散乱線の発生が高まり、各検出チャンネルchが散乱線を検出してしまう確率も高くなる。
X線焦点3から直接的に各検出チャンネルchに到達するX線のみを検出面Suに入射させ、散乱線をコリメータ50によって遮るという観点からは、たとえば、タングステン等のX線吸収率の高い材料を利用してコリメータ50を構成することが好ましい。
このため、たとえば図3に示すように、本実施の形態においては列方向に所定の間隔を空けてコリメータ50を設置する。たとえば、列方向において等間隔にコリメータ50を設置する。
コリメータ50同士の間隔は、たとえば、10〜20mm程度が、X線利用効率の維持と散乱線抑制との兼ね合いの観点から好ましい。
そして、中心ctおよびその近傍の検出チャンネルchにおける境界にはコリメータ50を設けず、中心ctおよびその近傍以外の境界に設けることが好ましい。これは、中心ctおよびその近傍の検出チャンネルchにおいては、X線焦点3から検出面Suまでの距離が、列方向における外側の検出チャンネルchに対するX線焦点3からの距離と比較して短いためX線利用効率が相対的に高くなり、この高いX線利用効率を低下させないためである。
このようなコリメータ50の影となる部分が生じると、その影となる部分にはX線焦点3からはX線は直接的には入射できなくなり、たとえば、検出チャンネルchn+1のX線利用効率が低下する。
そのため、コリメータ50の影が発生する検出チャンネルchにおいてもある程度のX線利用効率を確保するために、X線利用効率が所定の閾値を超えるようにコリメータ50の高さを設定する。
なお、コリメータ50の影となる部分の大きさは、X線焦点3のドリフト量に依存して変化する。したがって、X線焦点3のドリフトも考慮してコリメータ50の高さを決める。ここで、X線焦点3のドリフトとは、たとえば、熱膨張等の原因によりX線焦点3の位置がずれることを意味する。
以下、コリメータ50の高さの決め方の詳細について述べる。
1つの検出チャンネルchのz軸方向における幅をCLとする。
また、中点ctに対する法線上の基準位置からのX線焦点3のドリフト量をDとする。ドリフト量Dには、X線焦点3の移動方向に応じて正の値も負の値も存在することに注意する。
基準位置においてはX線ビーム5Iが検出チャンネルchn+1に入射し、ドリフト後の位置においてはX線ビーム5Dが検出チャンネルchnに入射する。
中点ctから数えて、高さを決める対象とするコリメータ50が存在する検出チャンネルchまでの検出チャンネルchの数をNとする。
対象とするコリメータ50の高さをEdとし、それにより生じる影の部分のz軸方向における長さをSとする。
上式から、長さSは、S=((D+N・CL)Ed)/(FD−Ed)によって求めることができる。
たとえば、コリメータ50を設けることによりX線利用効率が5%以上低下することは好ましくないため、所定のドリフト量Dを見積もったときに、0.95<(1−S/CL)<1となるように長さSの値を決める。
したがって、外側ほど長さSを小さくし、閾値を超えるX線利用効率を確実に確保できるように、コリメータ50の高さEdは、図3に示すように、中点ctから離れた外側に向かうに従って小さくすることが好ましい。
なお、検出面Suに入射するX線量に起因するX線利用効率は、各検出チャンネルchにおけるX線検出感度を規定する主要な要因の一つである。
したがって、X線CT装置10の演算・制御装置23は、コリメータ50に起因して生じる各検出チャンネルchのX線検出感度の違いを補正して断層像データを再構成する。
ただし、X線検出感度はX線焦点3のドリフト量Dによっても変化するため、ドリフト量Dも考慮して補正を行なう必要がある。
以下、このX線検出感度の補正方法について詳細に述べる。
図4は、このキャリブレーションの手順の一例を挙げたフローチャートである。
ステップST1におけるX線の検出は、各検出チャンネルchのX線検出感度を調べるためのものであるため、被検体1が存在しない状態において、X線源XLから放射されるX線の強度をX線検出器70によって検出する。また、必ずしも回転部2を回転させて検出する必要は無く、少なくとも1ビュー当たりにX線検出器70に入射するX線の強度を検出できればよい。
前述のように、X線検出器70によって検出されたX線の強度の検出データは、DAS20によって収集され、演算・制御装置23へ送信される。
オフセット補正およびレファレンス補正等の処理は、検出データをバックプロジェクション等の手法により逆投影して画像データを生成する前に実行されるため、前処理と呼ばれる。
また、レファレンス補正とは、X線源XLから放射されるX線の強度の変動を補正するためのものである。X線源XLからは常に同じ強度のX線が放射されているとは限らず、放射されたX線の強度は状況により変わる場合がある。このような場合に、レファレンスチャンネルと呼ばれる、被検体1が存在する場合にも被検体1を通過しないX線が常に入射する検出チャンネルchによる検出データdref(j)と、その他の検出チャンネルchによる検出データdact(ij)との比dact(ij)/dref(j)を用いることによって、放射されたX線の強度の変動を補正することができる。
なお、レファレンスチャンネルchRは、たとえば、図2に示すように、X線検出器70のチャンネル方向における端に、列方向に沿って設けられる。
基準値は、たとえば、コリメータ50が存在しないときに各検出チャンネルchから得られる値とする。この場合には、たとえば、図3に示す検出チャンネルchnに関しては値dpreは基準値とほぼ同じとなり、検出チャンネルchn+1に関してはコリメータ50の影となる部分の影響により値dpreは基準値よりも小さくなると考えられる。
演算・制御装置23は、各検出チャンネルch毎に、値dpreを基準値に変換する値Vtを計算し、検出チャンネル列7ごとにこの値Vtをチャンネル方向に配列したベクトルを、感度補正ベクトルとする。
感度補正ベクトルは、コリメータ50の存在に関わらずX線検出感度がほとんど変化しない検出チャンネル列7については作成する必要は無く、少なくとも、コリメータ50の存在によりX線検出感度が変化する検出チャンネル列7について作成すればよい。
演算・制御装置23は、異なるドリフト量Dについて所定の回数キャリブレーション作業が行なわれるまでは、ステップST1〜ST4を繰返させる。異なるドリフト量について所定の回数キャリブレーション作業が行なわれたときに、キャリブレーションが終了する。
図3における検出チャンネルchnを含む検出チャンネル列7のような、X線検出感度が変化せず一定である所定の検出チャンネル列7のレファレンスチャンネルchRnによって得られる値dpreを値drefpnと表わす。また、検出チャンネルchn+1を含む検出チャンネル列7のような、X線検出感度が変化する所定の検出チャンネル列7のレファレンスチャンネルchRn+1によって得られる値dpreを値drefpn+1と表わす。
このとき、これらの比Idx=(drefpn+1)/(drefpn)の大きさによってドリフト量Dを判定することができる。
この比Idxをインデックス(引き数)にして、検出チャンネル列7ごとに、各検出チャンネル列7のそれぞれの検出チャンネルchのX線検出感度を補正する感度補正ベクトルを、インデックスに応じて複数得ることができる。
図5における横方向の第1軸は、検出チャンネル列7のチャンネル番号iを表わしている。また、奥行き方向の第2軸は、比Idxの値を表わしている。縦方向の第3軸は、対象とする検出チャンネル列7の各検出チャンネルchによって得られる値dpreをそれぞれの基準値に変換するための補正値を表わしている。これらの補正値を各要素として、チャンネル番号順に並べたベクトルが感度補正ベクトルになる。
上述のステップST1〜ST5の処理において得られなかった比Idxに関する感度補正ベクトルについては、補間や補外等のフィッティング処理によって生成する。たとえば、図5においては4つの比Idxについてのみ各検出チャンネルchに対応する補正値をそれぞれ線分で結んで示しているが、それ以外の比Idxに対応する補正値も、フィッティング処理によって得ることができる。
また、チャンネル番号iの数に関しても、図5に示すチャンネル数はあくまでも一例であり、実際には検出チャンネルchの数と同じ数の補正値のデータが得られる。
なお、これらの感度補正ベクトルは、たとえば、コンソール10B内の図示しないメモリやハードディスクドライブ等の記憶装置に記憶させておく。
被検体1の断層像を得るためには、まず、被検体1の断層面の投影データを取得する(ステップST10)。
前述のように、X線源XLおよびX線検出器70を回転部2によって軸Oまわりに回転させて被検体1をスキャンすることにより、複数のビューにおける断層面の投影データを得ることができる。
比Idxrの計算には、たとえば、上述のX線検出感度がほぼ一定のレファレンスチャンネルchRnと、X線検出感度が変化するレファレンスチャンネルchRn+1とにそれぞれ対応する最初のビューにおける値drefrnと値drefrn+1とを用いる。演算・制御装置23は、これらの値を用いて、比Idxrを、Idxr=(drefrn+1)/(drefrn)として計算する。
演算・制御装置23は、たとえば、検出チャンネル列7毎に、感度補正ベクトルの各要素となっている補正値を各検出チャンネルchにそれぞれ乗ずる等の計算により、各検出チャンネルchに対応する投影データを補正する。この補正後の各投影データの値は、コリメータ50が存在しない場合とほぼ同じX線検出感度である検出チャンネルchによって得られる投影データの値とほぼ同じになる。
ビームハードニング補正とは、物質によってX線吸収率が異なることに起因する、X線が被検体1を透過する経路長と検出されたX線強度との非線形な関係を補正するための補正である。
ステップST11〜ST15は、画像再構成の処理の前段階であるため、前処理段階と呼ばれる。
また、演算・制御装置23は、生成した画像データに基づくレンダリング等の後処理も実行する(ステップST17)。
ステップST17における後処理により、たとえば、断層像の色の変換や、2次元表示と3次元表示との切換等の処理が実行される。
また、本実施の形態においては、コリメータ50を設けることに起因してX線検出器70の各検出チャンネルchのX線検出感度が変化することを考慮して、各検出チャンネルchに対応する投影データの値を補正している。これにより、実質的に散乱線の影響のみを除去して被検体1の断層像を生成することができる。
図7(a),(b)は、被検体1の断層像の一例を模式的に示した図であり、(a)は本実施の形態に係るX線CT装置10を用いて得られた断層像Im1Aを、(b)は従来のX線CT装置を用いて得られた断層像Im1Bをそれぞれ示している。
図7(b)に示すように、X線検出器の列方向に散乱線の入射を防止するコリメータを持たない従来の場合には、たとえば、骨Brと他の組織との境界部に、散乱線を原因とする影Sdが発生する可能性が高い。このような影Sdが存在すると断層像Im1Bが正確でなくなり、また見づらくなるため臨床上好ましくない。
一方、散乱線の影響を除去可能な本実施の形態の場合には、図7(a)に示すように、影Sdの無い断層像Im1Aを入手することができる。影Sdの無い断層像Im1Aの画質は、影Sdのある断層像Im1Bの画質よりも向上しているといえる。
たとえば、コリメータ50だけでなく、チャンネル方向における検出チャンネルch間にコリメータを設けても良い。図8は、コリメータ50に加えて、チャンネル方向において各検出チャンネルchの境界に列方向に伸びるコリメータ55を有するX線検出器77を、列方向(z軸方向)から表わした図である。コリメータ55は検出面Su側に設けられ、たとえば、それぞれX線焦点3の方向を向くように設置される。このようなコリメータ55を有するX線検出器77をX線検出器70の代わりに用いることにより、散乱線の影響をさらに効果的に除去して、さらに高画質な断層像を得ることができる。
また、たとえば、図6に示すフローチャートは断層撮影の手順を示す一例であり、ステップST12のインデックスの計算やステップST13の補正の手順は、前処理段階であればどの段階で行なうことも可能である。
さらに、上記実施の形態においては放射線としてX線を用いているが、たとえば、γ線等の他の放射線を用いることも可能である。
2…回転部
3…X線焦点
7…検出チャンネル列
10…X線CT装置
23…演算・制御装置
50…コリメータ
70…X線検出器
ch…検出チャンネル
Su…検出面
Claims (10)
- 所定の回転軸回りに回転して放射線を放射する放射線源と、
前記放射線源が回転する回転面内に含まれる第1の配列方向と、当該第1の配列方向に直交し前記回転軸に沿う第2の配列方向との2つの配列方向に、前記放射線を検出する複数の放射線検出素子が2次元的に広がっており、前記回転軸回りにおいて被検体を通過した前記放射線を検出する放射線検出器と、
前記放射線検出器が検出した前記放射線による前記被検体の投影データを基に、前記被検体の断層像の断層像データを計算して再構成する再構成手段と
を有し、
前記放射線検出器は、前記第2の配列方向に沿う前記放射線検出素子間の境界に、複数列の検出チャンネルを挟んで、前記放射線が前記放射線検出素子へ入射する角度を規定するコリメータを有し、
前記再構成手段は、前記放射線検出器が検出した前記放射線による前記被検体の投影データについて、前記放射線のビームが照射されて生じる前記コリメータの影に起因する前記放射線検出素子のそれぞれの放射線検出感度の違いを補正する
放射線計算断層画像装置。 - 前記複数の放射線検出素子は、前記第1の配列方向においては前記放射線源の回転方向に沿って湾曲して配列されており、前記第2の配列方向においてはフラットに配列されている
請求項1に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記再構成手段は、
前記複数の放射線検出素子における前記被検体を通過しない前記放射線を常に検出するレファレンスチャンネルのうち、前記放射線検出感度が変化する第1のレファレンスチャンネルによる検出値と、変化しない第2のレファレンスチャンネルによる検出値との比に基づいて選択される感度補正ベクトルの値に基づいて前記補正を行う
請求項1に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記感度補正ベクトルの各要素は、前記第1の配列方向における前記放射線検出素子のそれぞれに対応した個別の値を有する
請求項3に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記放射線は前記放射線源の焦点から放射され、
前記放射線源と前記放射線検出器とは前記焦点と前記第2の配列方向における中点とを結ぶ線に対して対称に構成されており、
前記放射線源と前記放射線検出器とを、相対的な位置関係を保って保持し、前記回転軸回りに回転させる移動手段を有する
請求項1〜4のいずれかに記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記コリメータが、前記第2の配列方向において、前記中点以外の位置に設けられている
請求項5に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記コリメータは、前記第2の配列方向において等間隔に設けられている
請求項6に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記コリメータの高さは、前記放射線検出素子の放射線利用効率に基づいて決まっている
請求項1〜6のいずれかに記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記コリメータの高さは、前記第2の配列方向における前記中点から離れるに従って低くなっている
請求項8に記載の放射線計算断層画像装置。 - 前記放射線検出器は、前記第1の配列方向に沿う前記放射線検出素子間の境界にも前記コリメータをさらに有する
請求項1〜9のいずれかに記載の放射線計算断層画像装置。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2003328260A JP3961468B2 (ja) | 2003-09-19 | 2003-09-19 | 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 |
US10/940,848 US7085345B2 (en) | 2003-09-19 | 2004-09-14 | Radiation computed tomographic imaging apparatus and radiation detector for use therein |
EP04255643A EP1516589A1 (en) | 2003-09-19 | 2004-09-16 | Computed tomography apparatus with radiation detector having collimators |
CNB2004100880953A CN100358472C (zh) | 2003-09-19 | 2004-09-17 | 射线计算机断层成像设备和其中使用的射线检测器 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2003328260A JP3961468B2 (ja) | 2003-09-19 | 2003-09-19 | 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2005087618A JP2005087618A (ja) | 2005-04-07 |
JP3961468B2 true JP3961468B2 (ja) | 2007-08-22 |
Family
ID=34191390
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2003328260A Expired - Fee Related JP3961468B2 (ja) | 2003-09-19 | 2003-09-19 | 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7085345B2 (ja) |
EP (1) | EP1516589A1 (ja) |
JP (1) | JP3961468B2 (ja) |
CN (1) | CN100358472C (ja) |
Families Citing this family (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4336661B2 (ja) * | 2005-03-01 | 2009-09-30 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線ct装置および散乱測定方法 |
US20070085011A1 (en) * | 2005-09-09 | 2007-04-19 | Dieter Ritter | Method and imaging system for generation of a scintigraphic exposure of a patient |
JP4812397B2 (ja) * | 2005-10-21 | 2011-11-09 | 株式会社東芝 | X線ct装置、x線ct装置の画像生成方法 |
DE102006041033B4 (de) * | 2006-09-01 | 2017-01-19 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Rekonstruktion eines dreidimensionalen Bildvolumens |
CN101540040B (zh) * | 2008-03-21 | 2012-12-12 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 自动检测限束器边界的方法与装置 |
US20110060566A1 (en) * | 2008-05-21 | 2011-03-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for scatter correction |
US7912180B2 (en) * | 2009-02-19 | 2011-03-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Scattered radiation correction method and scattered radiation correction apparatus |
CN102613985B (zh) * | 2011-01-31 | 2014-01-22 | 上海西门子医疗器械有限公司 | 一种探测器和包括该探测器的x射线投影数据采集*** |
JP5863292B2 (ja) * | 2011-06-30 | 2016-02-16 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線ct装置 |
KR20140044174A (ko) * | 2012-10-04 | 2014-04-14 | 주식회사바텍 | 엑스선 촬영장치 및 촬영방법 |
JP6183884B2 (ja) * | 2013-03-04 | 2017-08-23 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 放射線断層撮影装置および投影データ補正方法並びにプログラム |
JP2014226376A (ja) * | 2013-05-23 | 2014-12-08 | 株式会社東芝 | X線ct装置 |
WO2016063725A1 (ja) * | 2014-10-22 | 2016-04-28 | 株式会社日立製作所 | データ処理装置、x線ct装置、及びリファレンス補正方法 |
US20170053405A1 (en) * | 2015-08-21 | 2017-02-23 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and system for calibration of a medical imaging system |
US10610191B2 (en) * | 2017-07-06 | 2020-04-07 | Prismatic Sensors Ab | Managing geometric misalignment in x-ray imaging systems |
EP3675741A4 (en) * | 2017-08-31 | 2020-09-09 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | FOCAL CT POINT DETERMINATION METHOD AND SYSTEM |
JP6824133B2 (ja) * | 2017-09-28 | 2021-02-03 | 富士フイルム株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム |
JP6987345B2 (ja) * | 2018-01-18 | 2021-12-22 | 富士フイルムヘルスケア株式会社 | 放射線撮像装置 |
US10893842B2 (en) | 2018-02-08 | 2021-01-19 | Covidien Lp | System and method for pose estimation of an imaging device and for determining the location of a medical device with respect to a target |
CN109431534B (zh) * | 2018-11-30 | 2022-12-06 | 深圳安科高技术股份有限公司 | 一种射线准直器的自校准方法及其*** |
US11328460B2 (en) * | 2018-12-17 | 2022-05-10 | Canon Medical Systems Corporation | X-ray CT system and processing method |
US11141128B2 (en) * | 2019-12-13 | 2021-10-12 | General Electric Company | Systems and methods for focal spot motion detection and correction |
US11744531B2 (en) * | 2021-06-29 | 2023-09-05 | GE Precision Healthcare LLC | Systems and methods for focal spot motion detection in both x- and y-directions and correction |
Family Cites Families (22)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5054041A (en) | 1990-03-19 | 1991-10-01 | General Electric Company | High precision x-ray collimator |
US4991189A (en) | 1990-04-16 | 1991-02-05 | General Electric Company | Collimation apparatus for x-ray beam correction |
JP3272773B2 (ja) | 1992-07-07 | 2002-04-08 | 株式会社東芝 | X線断層像撮影装置 |
US5657364A (en) * | 1995-12-14 | 1997-08-12 | General Electric Company | Methods and apparatus for detecting beam motion in computed tomography imaging systems |
US5644614A (en) | 1995-12-21 | 1997-07-01 | General Electric Company | Collimator for reducing patient x-ray dose |
US5799057A (en) | 1996-12-26 | 1998-08-25 | General Electric Company | Collimator and detector for computed tomography systems |
US6266434B1 (en) | 1998-07-17 | 2001-07-24 | General Electric Company | Methods and apparatus for reducing spectral artifacts in a computed tomograph system |
US6173039B1 (en) | 1998-08-25 | 2001-01-09 | General Electric Company | Variable aperture z-axis tracking collimator for computed tomograph system |
JP2000093418A (ja) | 1998-09-22 | 2000-04-04 | Toshiba Corp | X線検出装置およびx線イメージング装置 |
US6304626B1 (en) * | 1998-10-20 | 2001-10-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Two-dimensional array type of X-ray detector and computerized tomography apparatus |
US6256364B1 (en) | 1998-11-24 | 2001-07-03 | General Electric Company | Methods and apparatus for correcting for x-ray beam movement |
US6175609B1 (en) * | 1999-04-20 | 2001-01-16 | General Electric Company | Methods and apparatus for scanning an object in a computed tomography system |
US6580939B1 (en) | 1999-11-04 | 2003-06-17 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and system for reducing background artifacts from uniformly redundant array collimators in single photon emission computed tomography |
US6408049B1 (en) | 1999-11-09 | 2002-06-18 | General Electric Company | Apparatus, methods, and computer programs for estimating and correcting scatter in digital radiographic and tomographic imaging |
DE10009285A1 (de) | 2000-02-28 | 2001-08-30 | Philips Corp Intellectual Pty | Computertomograph zur Ermittlung des Impulsübertrags-Spektrums in einem Untersuchungsbereich |
US6449340B1 (en) | 2000-07-31 | 2002-09-10 | Analogic Corporation | Adjustable x-ray collimator |
US6396902B2 (en) | 2000-07-31 | 2002-05-28 | Analogic Corporation | X-ray collimator |
US6652143B2 (en) | 2001-04-12 | 2003-11-25 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and apparatus for measuring the position, shape, size and intensity distribution of the effective focal spot of an x-ray tube |
DE10136946A1 (de) | 2001-07-28 | 2003-02-06 | Philips Corp Intellectual Pty | Streustrahlenraster für eine Röntgeneinrichtung |
DE10151562B4 (de) * | 2001-10-23 | 2004-07-22 | Siemens Ag | Anordnung aus Röntgen- oder Gammadetektor und Streustrahlenraster oder Kollimator |
US6993110B2 (en) * | 2002-04-25 | 2006-01-31 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Collimator for imaging systems and methods for making same |
US6934354B2 (en) * | 2003-05-02 | 2005-08-23 | General Electric Company | Collimator assembly having multi-piece components |
-
2003
- 2003-09-19 JP JP2003328260A patent/JP3961468B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2004
- 2004-09-14 US US10/940,848 patent/US7085345B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2004-09-16 EP EP04255643A patent/EP1516589A1/en not_active Withdrawn
- 2004-09-17 CN CNB2004100880953A patent/CN100358472C/zh not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20050074087A1 (en) | 2005-04-07 |
US7085345B2 (en) | 2006-08-01 |
JP2005087618A (ja) | 2005-04-07 |
EP1516589A1 (en) | 2005-03-23 |
CN100358472C (zh) | 2008-01-02 |
CN1596829A (zh) | 2005-03-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3961468B2 (ja) | 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器 | |
US9269168B2 (en) | Volume image reconstruction using data from multiple energy spectra | |
US7876874B2 (en) | Radiographing apparatus and image processing program | |
US7920670B2 (en) | Keyhole computed tomography | |
US7920672B2 (en) | X-ray detector gain calibration depending on the fraction of scattered radiation | |
JP3919724B2 (ja) | 放射線計算断層画像装置および断層像データ生成方法 | |
US9406121B2 (en) | X-ray CT apparatus and image reconstruction method | |
JP2005312970A (ja) | コンピュータ断層撮影における線量低減された部分的スパイラル走査時の投影データセットの再構成方法 | |
JP6378470B2 (ja) | 線源側放射線検出器、イメージング・システム及び撮像データを補正する方法 | |
US9125286B2 (en) | X-ray dose estimation technique | |
WO2012063957A1 (ja) | 画像診断装置及び方法 | |
JP2007300964A (ja) | 放射線撮影装置および放射線撮影方法 | |
JP2008012206A (ja) | X線断層撮影装置 | |
KR101255224B1 (ko) | X선 단층촬영 시스템 및 이를 이용한 산란 보정 방법 | |
JP6980668B2 (ja) | Ct撮像システム及びct撮像システム用の方法 | |
JP2009047602A (ja) | 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置、減弱マップ作成装置および減弱マップ作成プログラム | |
EP3835830B1 (en) | Systems and methods for estimating a focal spot motion and calculating a corresponding correction | |
JP2010540063A (ja) | コンピュータ断層撮影装置 | |
KR101284986B1 (ko) | 고해상도 토모신세시스 단면 영상의 재구성 방법 및 그 장치 | |
JP7106392B2 (ja) | 感度補正方法及び光子計数型検出器 | |
JP2008267913A (ja) | 核医学診断装置およびそれに用いられる診断システム | |
JP4702235B2 (ja) | 核医学診断装置 | |
WO2014189133A1 (ja) | X線ct装置 | |
US11744531B2 (en) | Systems and methods for focal spot motion detection in both x- and y-directions and correction | |
JPS6146144B2 (ja) |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060227 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060307 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060607 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20061128 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070327 |
|
A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20070406 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070424 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070516 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 3961468 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100525 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100525 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110525 Year of fee payment: 4 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110525 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120525 Year of fee payment: 5 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120525 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130525 Year of fee payment: 6 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130525 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130525 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140525 Year of fee payment: 7 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |