JP5268499B2 - 計算機式断層写真法（ｃｔ）イメージング・システム - Google Patents

Description

本発明は一般的には、診断撮像に関し、さらに具体的には、フォトン計数モード検出器及び構成可変型モード検出器に生ずる飽和データを補正するシステム及び方法に関する。

典型的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムにおいては、Ｘ線源が、ファン形状（扇形）のビームを患者又は手荷物のような被検体又は対象に向かって放出する。本書では以下、「被検体」及び「対象」との用語は、画像化されることが可能な任意の物体を含むものとする。ビームは、被検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。検出器アレイにおいて受光される減弱後のビーム放射線の強度は典型的には、被検体によるＸ線ビームの減弱に依存する。検出器アレイの各々の検出器素子が、各々の検出器素子によって受光される減弱後のビームを示す別個の電気信号を発生する。これらの電気信号はデータ処理システムへ伝送されて解析され、最終的に画像を形成する。

一般的には、Ｘ線源及び検出器アレイは、撮像平面内で被検体を中心としてガントリの周りを回転する。Ｘ線源は典型的には、焦点においてＸ線ビームを放出するＸ線管を含んでいる。Ｘ線検出器は典型的には、検出器において受光されるＸ線ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接して設けられておりＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギを受け取ってここから電気信号を発生するフォトダイオードとを含んでいる。

典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータがＸ線を光エネルギへ変換する。各々のシンチレータは、これらシンチレータに隣接するフォトダイオードに光エネルギを放出する。各々のフォトダイオードが光エネルギを検出して、対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力はデータ処理システムへ伝送されて、画像再構成を施される。

殆どの計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、被検体を中心とした撮像容積を包囲するガントリの周りを回転する。Ｘ線源は典型的には、アノード焦点からファン・ビーム又はコーン・ビームとしてＸ線を放出するＸ線管を含んでいる。Ｘ線検出器アセンブリは典型的には、散乱したＸ線フォトンを検出器に到達しないように減少させるコリメータと、コリメータに隣接して設けられておりＸ線を光エネルギへ変換するシンチレータと、シンチレータに隣接して設けられており光エネルギを受光してここから電気信号を発生するフォトダイオードとを含んでいる。典型的には、シンチレータ・アレイの各々のシンチレータがＸ線を光エネルギへ変換する。各々のフォトダイオードが光エネルギを検出して、対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力はデータ取得システムへ伝送された後に、処理システムへ伝送されて画像再構成を施される。

従来のＣＴイメージング・システムは、Ｘ線フォトン・エネルギを電流信号へ変換し、これらの電流信号を経時的に積算した後に測定して最終的にディジタル化する検出器を用いている。かかる検出器の欠点は、検出されたフォトンのエネルギ及び入射線束率に関する独立したデータ又はフィードバックを提供する能力がないことである。すなわち、従来のＣＴ検出器は、シンチレータ構成要素及びフォトダイオード構成要素を有し、シンチレータ構成要素はＸ線フォトンの受光時に発光し、フォトダイオードはシンチレータ構成要素の発光を検出して入射Ｘ線フォトンの強度及びエネルギの関数として積算電流信号を与える。ＣＴ撮像は、従来のＣＴ検出器設計によって達成された成果なしには有益な診断撮像ツールとはならなかったであろうことは広く認められているが、これらの積算型検出器の欠点は、エネルギ識別データを与える能力がなく、又は他の場合では所与の検出器素子又はピクセルによって実際に受光されたフォトンの数を数える及び／又はフォトンのエネルギを測定する能力がないことである。従って、最近の検出器の開発は、フォトン計数及び／又はエネルギ識別のフィードバックを提供し得るエネルギ識別型検出器の設計を含んでいる。この観点では、検出器は、各々のＸ線事象についてＸ線計数モード、エネルギ測定モード、又は両方で動作することができる。

これらのエネルギ識別型検出器は、Ｘ線計数ばかりでなく、検出された各々のＸ線のエネルギ・レベルの測定を提供することが可能である。エネルギ識別型検出器の構築には、シンチレータ及びフォトダイオードを含めて多くの材料を用いることができるが、アモルファスセレン又はテルル化カドミウム亜鉛のようにＸ線フォトンを電荷へ直接変換するＸ線光導体を有する直接変換検出器が好ましい材料に含まれることが判明している。フォトン計数検出器の欠点は、これらの形式の検出器は限定された計数率を有しており、従来のＣＴシステムに典型的に見受けられる極めて高いＸ線フォトン線束率を包含する広いダイナミック・レンジをカバーするのが困難であることである。一般的には、ＣＴ撮像において見受けられるフォトン線束率の可能な変化を十分に扱うために１，０００，０００対１のＣＴ検出器ダイナミック・レンジが要求される。現在入手可能な高速スキャナでは、対象が走査視野に存在していないときにフォトン１０^８個／ｍｍ^２／秒を上回るＸ線束に遭遇することは稀でなく、同じ検出システムが、大きな対象の中心を辛うじて横断した数十個のみのフォトンを計数する必要もある。

極めて高いＸ線フォトン線束は最終的には検出器飽和を招く。すなわち、これらの検出器は典型的には、相対的に低いＸ線束レベルで飽和する。この飽和は、小さい被検体厚みが検出器と放射線源又はＸ線管との間に介在しているような検出器位置において生じ得る。これらの飽和領域は、検出器アレイに投影される被検体の全幅に近い位置又はその外部の小さい被検体厚みを有する経路に対応することが判明している。多くの場合に、被検体は、Ｘ線束の減弱及び続いて生ずる検出器アレイへの入射強度に対する効果としては概円筒形である。この例では、飽和領域は、検出器アレイの両端の分離した二つの領域に相当する。他の典型的ではないが稀でもない例としては、飽和は他の位置において検出器の分離した２よりも多い領域において生ずる。円筒形被検体の場合には、アレイの両エッジでの飽和は、被検体とＸ線源との間のボウタイ・フィルタの載置によって低減され得る。典型的には、フィルタは、検出器アレイにわたって全減弱すなわちフィルタ及び被検体の合計減弱を等化するような態様で被検体の形状と一致するように構築される。すると、検出器への線束入射は、アレイにわたって相対的に一様となり飽和を生じなくなる。しかしながら、問題となり得るのは、被検体人口分布が一様とは言えず、また形状が正確には円筒形でなくＸ線ビームに中央配置されてもいないとすると、ボウタイ・フィルタは最適でない場合があることである。これらのような場合には、分離した１又は複数の飽和領域が生じたり、又は反対に、Ｘ線束を過度に濾波して線束の極めて低い領域を不必要に生成したりする可能性がある。投影のＸ線束が低いと情報内容の減少が生じ、最終的には被検体の再構成画像の無用の雑音に寄与する。

検出器の任意の部分の飽和を扱う多くの手法が提案されている。これらの手法は、例えば走査時に管電流又はＸ線電圧を変調することにより、検出器アレイの全幅にわたって低いＸ線束を保つことを含んでいる。しかしながら、この解決策では走査時間が長引く。すなわち、画像の取得時間が、画質要件に合致する一定数のＸ線を取得するために必要な公称線束に比例して長引くという不利益がある。

さらに、積算モード又はフォトン計数モードのいずれでも動作することが可能な構成可変型モード検出器が開発されており、この検出器では、データ処理方法が検出器の高線束部分においてフォトン計数モードから積算モードへ変化する。しかしながら、構成可変型モード検出器の場合には、全ダイナミック・レンジが利用可能である訳ではなく飽和は依然生じ得る。

時間分解能を高めるために多数の線源／検出器サブシステムを有するシステムが構築されている。しかしながら、これらのシステムはフォトン計数能力を含まず、またかかるシステムは一つの検出器サブシステムの飽和データを並べ替え（re-binning）したり、同時にこれらのデータを非飽和検出器サブシステムからのデータで補正したりする能力を有しない。

従って、多数線源／検出器型ＣＴシステムにおいて非飽和検出器からのデータを用いてフォトン計数モード検出器及び構成可変型モード検出器に生ずる飽和データを補正することが可能なシステム及び方法を提供することが望ましい。

本発明は、多数線源／検出器型ＣＴシステムにおいて非飽和検出器からのデータを用いてフォトン計数モード検出器及び構成可変型モード検出器に生ずる飽和データを補正する方法及び装置に関するものである。

第二の管／検出器によるデータ・パッチ処理を用いたスペクトルＣＴシステムを開示する。ＣＴ検出器は、複数のピクセル型アノードを付着させた半導体層を含んでいる。ＣＴ検出器は、Ｘ線フォトン計数ばかりでなくエネルギ測定又はエネルギ標識（tagging）及びエネルギ積算もサポートする。結果として、本発明は、解剖学的詳細情報及び組織特徴評価情報の両方の取得をサポートする。この観点で、エネルギ識別情報又はデータを用いて、ビーム・ハードニング等の影響を低減することができる。さらに、これらの検出器は、組織識別データの取得をサポートし、従って、疾患又は他の病状を示す診断情報を提供する。また、この検出器を用いて、ヨウ素及びカルシウム（及び他の原子番号の大きい物質）のコントラストを強調する最適エネルギ加重の利用によって造影剤及び他の特化された物質のような被検体に注入され得る物質を検出し、測定して特性決定することができる。造影剤は例えば、血流に注入されて視覚化を改善するヨウ素を含み得る。

本発明の一観点によれば、ＣＴイメージング・システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、回転式ガントリに取り付けられており、対象に向かってＸ線を放出するように構成されている第一のＸ線放出源と、回転式ガントリに取り付けられており、対象に向かってＸ線を放出するように構成されている第二のＸ線放出源とを含んでいる。第一の検出器が、第一のＸ線放出源から放出されるＸ線を受光するように構成されており、第二の検出器が、第二のＸ線放出源から放出されるＸ線を受光するように構成されている。第一の検出器の第一の部分が、積算モードで動作するように構成されており、第二の検出器の第一の部分が、少なくともフォトン計数モードで動作するように構成されている。

本発明のもう一つの観点によれば、Ｘ線撮像の方法が、第一の検出器アレイの第一の区画において、第一のＸ線源から放出されて撮像領域の少なくとも一部を通過したＸ線を受光するステップと、第二の検出器アレイの第一の区画において、第二のＸ線源から放出されて撮像領域の少なくとも一部を通過したＸ線を受光するステップとを含んでいる。方法はさらに、受光されたＸ線から第一の組のデータを生成するように、第一の検出器アレイの第一の区画を積算モードで動作させるステップと、受光したＸ線から第二の組のデータを生成するように、第二の検出器アレイの第一の区画をフォトン計数モードで動作させるステップと、第一及び第二の組のデータを用いて画像を形成するステップとを含んでいる。

本発明のさらにもう一つの観点によれば、ＣＴイメージング・システムが、被検体の周りを回転するように構成されているガントリと、ガントリに取り付けられており、被検体に向かって高周波電磁放射線を放出するように構成されている一対の線源とを含んでいる。検出器モジュールの第一のアレイが、一対の線源の第一の線源から放出されて被検体を通過した高周波電磁放射線を受光するように構成されており、第二の検出器モジュールが、一対の線源の第二の線源から放出されて被検体を通過した高周波電磁放射線を受光するように構成されている。第一の検出器モジュールは、少なくとも積算モードで動作するように構成されており、第二の検出器モジュールは、少なくともフォトン計数モードで動作するように構成されている。

本発明の他の様々な特徴及び利点は、以下の詳細な説明及び図面から明らかとなろう。

図面は、本発明を実施するために現状で思量される一つの好適実施形態を示す。

診断装置としては、Ｘ線システム、磁気共鳴（ＭＲ）システム、超音波システム、計算機式断層写真法（ＣＴ）システム、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システム、超音波、核医学、及び他の形式のイメージング・システムがある。Ｘ線源の応用としてはイメージング、医療、保安、及び産業検査の各応用がある。但し、当業者には、具現化形態がシングル・スライス構成又は他のマルチ・スライス構成と共に用いられるように応用され得ることが認められよう。さらに、具現化形態がＸ線の検出及び変換に利用可能である。但し、当業者はさらに、具現化形態が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換に利用可能であることを認められよう。また、具現化形態が「第三世代」ＣＴスキャナ及び／又は他のＣＴシステムと共に利用可能である。

本発明の動作環境を６４スライス計算機式断層写真法（ＣＴ）システムに関して説明する。しかしながら、当業者には、本発明が他のマルチ・スライス構成と共に用いられるためにも同等に適用され得ることが認められよう。さらに、本発明をＸ線の検出及び変換に関して説明する。しかしながら、当業者にはさらに、本発明が他の高周波電磁エネルギの検出及び変換にも同等に適用され得ることが認められよう。本発明を「第三世代」ＣＴスキャナに関して説明するが、本発明は他のＣＴシステムにも同等に適用され得る。

図１には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第三世代」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を有しており、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側に設けられている検出器アセンブリ又はコリメータ１８に向かって投射する。図２を参照すると、検出器アセンブリ１８は、複数の検出器２０及びデータ取得システム（ＤＡＳ）３２によって形成されている。複数の検出器２０は患者２２を透過する投射Ｘ線を感知し、ＤＡＳ３２は後続の処理のためにデータをディジタル信号へ変換する。各々の検出器２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って患者２２を透過する際に減弱されたビームを表わすアナログ電気信号を発生する。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２４の周りを回転する。

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に電力信号及びタイミング信号を供給するＸ線制御器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・モータ制御器３０とを含んでいる。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。

コンピュータ３６はまた、キーボード、マウス、音声作動式制御器、又は他の任意の適当な入力装置のような何らかの形態の操作者インタフェイス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、再構成された画像及びコンピュータ３６からの他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及びガントリ１２を配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２を図１のガントリ開口４８を通して全体的に又は部分的に移動させる。

図３に示すように、検出器アセンブリ１８は、コリメータ・ブレード又はプレート１９を間に介設させたレール１７を含んでいる。プレート１９はＸ線１６を、かかるビームが例えば検出器アセンブリ１８に配置された図４の検出器２０に入射する前にコリメートするように配置されている。一実施形態では、検出器アセンブリ１８は、５７個の検出器２０を含んでおり、各々の検出器２０が、６４×１６のアレイ寸法のピクセル要素５０を有している。結果として、検出器アセンブリ１８は、６４列の横列及び９１２列の縦列（１６×５７個の検出器）を有し、６４枚の同時スライスのデータをガントリ１２の各回の回転と共に収集することを可能にする。

図４を参照して述べると、検出器２０はＤＡＳ３２を含んでおり、各々の検出器２０が所定の数の検出器素子５０をパック５１内に配列させて含んでいる。検出器２０は、パック５１の内部で検出器素子５０に対して配置されているピン５２を含んでいる。パック５１は、複数のダイオード５９を有する背面照射型ダイオード・アレイ５３の上に配置される。次に背面照射型ダイオード・アレイ５３は多層基材５４の上に配置される。スペーサ５５が多層基材５４の上に配置されている。検出器素子５０は背面照射型ダイオード・アレイ５３に光学的に結合され、次に背面照射型ダイオード・アレイ５３は多層基材５４に電気的に結合される。フレックス回路５６が多層基材５４の面５７及びＤＡＳ３２に取り付けられる。検出器２０は、ピン５２の利用によって検出器アセンブリ１８の内部に配置される。

一実施形態の動作時には、検出器素子５０の内部に入射したＸ線がフォトンを発生し、フォトンはパック５１を横断して、これによりアナログ信号を発生し、アナログ信号は背面照射型ダイオード・アレイ５３の内部のダイオードにおいて検出される。発生されたアナログ信号は多層基材５４を通り、フレックス回路５６を通って、ＤＡＳ３２まで伝えられ、ここで積算されてディジタル信号へ変換される。

各々の検出器２０は代替構成では、放射線エネルギをエネルギ識別データ又はフォトン計数データを含む電気信号へ直接変換するように設計されてもよい。かかる検出器を典型的には、「直接変換」装置と呼ぶ。直接変換装置は同様に、積算モードでも動作するように構成され得る。かかる装置を構成可変型と呼ぶことができる。好適実施形態では、各々の検出器２０がＣＺＴから作製される半導体層を含んでいる。各々の検出器２０はまた、半導体層に取り付けられている複数の金属化されたアノードを含んでいる。後述するように、かかる検出器２０は、多重エネルギ事象の重なりによる統計学的誤差を低減し得る多数の比較器を有する電気回路を含み得る。

図５を参照すると、本発明の一実施形態によるＣＺＴ又は直接変換検出器の一部が示されている。検出器２０は、所定の数の検出器素子、アノード又は接点６２を画定する所定の数の電子的ピクセル化構造又はピクセルを有する半導体層６０によって画定される。この電子的ピクセル化は、直接変換物質の層６０に電気的接点６２の２Ｄアレイ６４を施工することにより達成される。

検出器２０は、半導体層６０に取り付けられた接触高電圧電極６６を含んでいる。高電圧電極６６は電源（図示されていない）に接続されており、Ｘ線検出過程時に半導体層６０に電力を与えるように設計されている。当業者は、高電圧層６６がＸ線吸収特性を低減するように相対的に薄くあるべきであり、好適実施形態では、厚みが数百オングストロームであることを認められよう。好適実施形態では、高電圧電極６６は金属化工程を介して半導体層６０に固着され得る。半導体層６０に入射するＸ線フォトンは、内部に電荷を発生し、この電荷は電気的接点６２の１又は複数において収集されて、図２のＤＡＳ３２まで読み出しされ得る。収集された電荷の振幅が、電荷を発生したフォトンのエネルギを示す。

積算型検出器又は積算モードで動作するフォトン計数検出器は、ＣＴ数又はハンスフィールド（Hounsfield）値を与える。一方、エネルギ選択型又はエネルギ識別型システムのＣＴシステムは、物質の原子番号及び密度に関する追加情報を与えることができる。この情報は、異なる物質のＣＴ数が似ているが原子番号は大幅に異なり得るような多くの臨床医療応用に特に有用である。例えば、冠動脈又は他の血管に、石灰化プラーク及びヨード系造影剤で強調した血液が共に位置する場合がある。当業者には認められるように、石灰化プラーク及びヨード系造影剤で強調した血液は、明確に異なる原子番号を有するが、密度によってはこれら２種の物質がＣＴ数単独では識別不能であることが知られている。

積算型検出器ではフォトン計数検出器に比べて飽和レベルが異なり、また飽和閾値が大きいことから、フォトン計数検出器の飽和領域はエネルギ積算型検出器において飽和が生ずるような線束レベルよりも低い線束レベルで生じ得る。加えて、フォトン計数検出器が積算モードで動作するように構成され得るとしても、かかる動作は限定されたダイナミック・レンジを有し、飽和を回避するには十分でない場合がある。このようなものとして、二線源／二検出器構成において、一方の検出器の飽和領域を第二の検出器からの非飽和データによってパッチ処理して線量の最大限の利用を保つために、複数の検出器形式の組み合わせを用いることができる。

図６には、本発明の一実施形態によるＣＴガントリ１０の軸方向図を示す。ガントリ１２は、第一のＸ線源９０及び第二のＸ線源９２を含んでいる。本実施形態では、第一の検出器１００が、第一の視野（ＦＯＶ）１０４を通るデータを受け取るために、円弧１０２にわたるデータを受け取る。第二の検出器１０６が、第二のＦＯＶ１１０を通るデータを受け取るために、円弧１０８にわたるデータを受け取る。本実施形態では、第二のＦＯＶ１１０は第一のＦＯＶ１０４よりも小さい。但し、当業者は、検出器１００、１０６において達成される円弧型撮影範囲１０２、１０８に応じて、二つのＦＯＶ１０４、１１０の寸法が等しくてもよいし、第二のＦＯＶ１１０が第一のＦＯＶ１０４よりも大きくてもよいことを認められよう。可変型ボウタイ・フィルタ１１２、１１４が、一方又は両方のＸ線源９０、９２とそれぞれの検出器１００、１０６との間に選択随意で配置されていてよい。当業者は、例えば積算型検出器のようにフォトン計数検出器よりも高い飽和閾値を有する検出器がボウタイ・フィルタを必要としない場合もあることを認められよう。

本発明の一実施形態によれば、ＦＯＶ１０４をカバーする検出器１００はシンチレータ方式の積算型検出器であり、ＦＯＶ１１０をカバーする第二の検出器１０６は直接変換型フォトン計数検出器である。これら二つの検出器の飽和閾値は異なり、直接変換検出器の飽和閾値は相対的に低い傾向にあるので、直接変換検出器１０６の各部分は、ボウタイ・フィルタ１１４が存在していても所与の線束レベルで飽和する傾向にある。しかしながら、積算型検出器１００のダイナミック・レンジ能力は高いため、検出器１００は同等の線束レベルでは飽和しない傾向にあり、このようにしてＦＯＶ１１０の内部に生ずる検出器１０６の飽和領域をパッチ処理するのに用いられ得るデータを提供する。

換言すると、第二の検出器１０６が飽和したときに、第二の検出器１０６の対応するＦＯＶ１１０は相対的に大きい検出器１００のＦＯＶ１０４よりも小さく、第一の検出器１００は相対的に高い線束能力を有するため、後者で得られるデータを用いて、フォトン計数検出器１０６では失われているデータを補正することができる。当業者は、一方の検出器１００から採取されて第二の検出器１０６にパッチ処理されるデータは、データが取得されたときの二つのガントリ角度を考慮するように適当に位置揃えされていなければならないことを認められよう。

図７には、本発明のもう一つの実施形態によるＣＴガントリ１０の軸方向図を示す。ガントリ１２は、第一のＸ線源１９０及び第二のＸ線源１９２を含んでいる。本実施形態では、第一の検出器２００が、第一のＦＯＶ２０４を通るデータを受け取るために、円弧２０２にわたるデータを受け取る。第二の区分型円弧検出器２０６が、第二のＦＯＶ２１０を通るデータを受け取るために、円弧２０８にわたるデータを受け取る。本実施形態では、第一のＦＯＶ２０４は第二のＦＯＶ２１０よりも小さい。但し、当業者は、検出器２００、２０６において達成される円弧型撮影範囲２０２、２０８に応じて、二つのＦＯＶ２０４、２１０の寸法が等しくてもよいし、第二のＦＯＶ２１０が第一のＦＯＶ２０４よりも小さくてもよいことを認められよう。可変型ボウタイ・フィルタ２１２、２１４が、一方又は両方のＸ線源１９０、１９２とそれぞれの検出器２００、２０６との間に選択随意で配置されていてよい。当業者は、例えば積算型検出器のようにフォトン計数検出器よりも高い飽和閾値を有する検出器がボウタイ・フィルタを必要としない場合もあることを認められよう。

一実施形態では、検出器２００はシンチレート方式の積算型検出器であってもよいし、積算モード又はフォトン計数モードのいずれかで動作するように構成可変であるフォトン計数検出器であってもよい。一方、区分型円弧検出器２０６は、第一の区画２２０及び第二の区画２２２、２２３を有する。本発明の一実施形態によれば、第一の区画２２０は、第二の区画２２２、２２３とは異なる処理モードで動作するように構成される。この態様で、第一の区画２２０が、フォトン計数モードで動作するように構成されている構成可変型エネルギ識別検出器区画であり、第二の区画２２２、２２３が、積算モードで動作するように構成されているシンチレート方式の積算型検出器又は構成可変型エネルギ識別検出器区画であってよい。このようなものとして、検出器２０６は、第一の区画２２０によって画定され第二のＦＯＶ２１０に含まれる二次的ＦＯＶ２３０を有し得る。二次的ＦＯＶ２３０は、第一の検出器２００に対応するＦＯＶ２０４よりも小さい径を有するものとして示されているが、当業者は、ＦＯＶ２０４、２３０が同様に、同等の径を有し得ること、又は二次的ＦＯＶ２３０がＦＯＶ２０４よりも小さい径を有し得ることを認められよう。

区画２２０での検出器の飽和閾値は、区画２２２、２２３での検出器の飽和閾値とは異なるため、第一の区画２２０の部分は、ボウタイ・フィルタ２１２が存在していても検出器２００の線束レベルよりも低い所与の線束レベルで飽和する傾向にある。しかしながら、検出器２００のダイナミック・レンジ能力は高いため、検出器２００は同等の線束レベルでは飽和しない傾向にあり、このようにしてＦＯＶ２３０の内部に生ずる検出器区画２２０の飽和領域をパッチ処理するのに用いられ得るデータを提供する。

換言すると、データが第一の区画２２０において飽和したときに、検出器２００のデータを用いて、フォトン計数区画２２０では失われているデータを補正することができる。当業者は、検出器２００から採取されて第二の検出器区画２２０にパッチ処理されるデータは、データが取得されたときの二つのガントリ角度を考慮するように適当に位置揃えされていなければならないことを認められよう。

本書に記載する各実施形態では、データの補正は、繰り返し式再構成手法の利用によって達成され得る。この手法では、飽和データの補正は、被検対象の画像の初期推定又は初期試行を行なうことにより開始する。この方法は、期待されるデータを得るために、システムのモデルを用いて試行画像を前方投影する。期待されるデータと実測データとの間の差は、試行画像を調節するのに用いられる誤差を発生する。この手順を繰り返して、期待されるデータを測定データに対し、精度限界又は繰り返しの回数までさらに十分に一致させる。

本書に記載する各実施形態では、データのパッチ処理は、それぞれの検出器の間のガントリ角度差を考慮して、これに応じて補間することにより実行され得る。アキシャル・スキャンの場合には、データは、取得されたデータが整数のビュー数だけオフセットされているか否かに基づいてガントリ角度差を考慮することにより並べ替えされる。二つの検出器が整数のビュー数だけオフセットされている場合には、整数のオフセットされたビュー数だけデータ集合を単に変位させることにより並べ替えを実行する。二つの検出器が整数のビュー数だけオフセットされていない場合には、一方の組のガントリ角度での一方の検出器からのデータを第二の検出器のガントリ角度の組に適用して線形補間する。

ヘリカル・スキャンの場合には、さらに複雑な補間が必要とされる。すなわち、一つの線源／検出器サブシステムが時刻Ｔに第一の角度Ａに位置するときに、第二の線源／検出器サブシステムは時刻Ｔ＋Δまで角度Ａに到達しない。この時間区間Δに患者は並進させられるため、患者を通るビューが（アキシャル・スキャンの場合のようには）等価とならない。代わりに、データは二次元の離散角度集合及びＺに沿った患者位置の関数となる。このように、補間は、ヘリカル・スキャン時には検出器のビュー位置及びＺ軸に沿った患者位置を考慮しなければならない。

図８を参照すると、小荷物／手荷物検査システム５１０が、小荷物又は手荷物を通過させることのできる開口５１４を内部に有する回転式ガントリ５１２を含んでいる。回転式ガントリ５１２は、高周波電磁エネルギ発生源５１６と、図４又は図５に示すものと同様のシンチレータ・セルで構成されたシンチレータ・アレイを有する検出器アセンブリ５１８とを収容している。また、コンベヤ・システム５２０が設けられており、コンベヤ・システム５２０は、構造５２４によって支持されており走査のために開口５１４を通して小荷物又は手荷物５２６を自動的に且つ連続的に通過させるコンベヤ・ベルト５２２を含んでいる。対象５２６をコンベヤ・ベルト５２２によって開口５１４内に送り込み、次いで撮像データを取得し、コンベヤ・ベルト５２２によって開口５１４から小荷物５２６を除去することを、制御された連続的な態様で行なう。結果として、郵便物検査官、手荷物積み降ろし員及び他の保安人員が、小荷物５２６の内容物を爆発物、刃物、銃及び密輸品等について非侵襲的に検査することができる。

従って、本発明の一実施形態によれば、ＣＴイメージング・システムが、走査対象を収容する開口を有する回転式ガントリと、回転式ガントリに取り付けられており、対象に向かってＸ線を放出するように構成されている第一のＸ線放出源と、回転式ガントリに取り付けられており、対象に向かってＸ線を放出するように構成されている第二のＸ線放出源とを含んでいる。第一の検出器が、第一のＸ線放出源から放出されるＸ線を受光するように構成されており、第二の検出器が、第二のＸ線放出源から放出されるＸ線を受光するように構成されている。第一の検出器の第一の部分が、積算モードで動作するように構成されており、第二の検出器の第一の部分が、少なくともフォトン計数モードで動作するように構成されている。

本発明のもう一つの実施形態によれば、Ｘ線撮像の方法が、第一の検出器アレイの第一の区画において、第一のＸ線源から放出されて撮像領域の少なくとも一部を通過したＸ線を受光するステップと、第二の検出器アレイの第一の区画において、第二のＸ線源から放出されて撮像領域の少なくとも一部を通過したＸ線を受光するステップとを含んでいる。方法はさらに、受光されたＸ線から第一の組のデータを生成するように、第一の検出器アレイの第一の区画を積算モードで動作させるステップと、受光したＸ線から第二の組のデータを生成するように、第二の検出器アレイの第一の区画をフォトン計数モードで動作させるステップと、第一及び第二の組のデータを用いて画像を形成するステップとを含んでいる。

本発明のさらにもう一つの実施形態によれば、ＣＴイメージング・システムが、被検体の周りを回転するように構成されているガントリと、ガントリに取り付けられており、被検体に向かって高周波電磁放射線を放出するように構成されている一対の線源とを含んでいる。検出器モジュールの第一のアレイが、一対の線源の第一の線源から放出されて被検体を通過した高周波電磁放射線を受光するように構成されており、第二の検出器モジュールが、一対の線源の第二の線源から放出されて被検体を通過した高周波電磁放射線を受光するように構成されている。第一の検出器モジュールは、少なくとも積算モードで動作するように構成されており、第二の検出器モジュールは、少なくともフォトン計数モードで動作するように構成されている。

好適実施形態について本発明を説明しており、明示的に記載した以外の均等構成、代替構成及び改変が可能であり、特許請求の範囲内に含まれることを認められよう。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

ＣＴイメージング・システムの見取り図である。 図１に示すシステムのブロック模式図である。 ＣＴシステム検出器アレイの一実施形態の遠近図である。 検出器の一実施形態の遠近図である。 直接変換検出器の一実施形態の側面図である。 本発明の一実施形態による２基の線源及び２基の検出器アレイを有するガントリを示す図である。 本発明のもう一つの実施形態による２基の線源及び２基の検出器アレイを有するガントリを示す図である。 非侵襲型小荷物検査システムと共に用いられるＣＴシステムの見取り図である。

符号の説明

１０ 計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１７ レール
１８ 検出器アセンブリ又はコリメータ
１９ コリメータ・ブレード又はプレート
２０ 複数の検出器
３２ データ取得システム（ＤＡＳ）
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
２８ Ｘ線制御器
３０ ガントリ・モータ制御器
３４ 画像再構成器
３６ コンピュータ
３８ 大容量記憶装置
４０ コンソールを介した操作者
４２ 付設されている表示器
４４ テーブル・モータ制御器
４６ 電動式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ ピクセル要素
５１ パック
５２ ピン
５３ 背面照射型ダイオード・アレイ
５４ 多層基材
５５ スペーサ
５６ フレックス回路
５９ 複数のダイオード
６０ 半導体層
６２ アノード又は接点
６６ 接触高電圧電極
９０ 第一のＸ線源
９２ 第二のＸ線源
１００ 第一の検出器
１０２ 円弧
１０４ 第一の視野（ＦＯＶ）
１０６ 第二の検出器
１０８ 円弧
１１０ 第二のＦＯＶ
１１２ 可変型ボウタイ・フィルタ
１１４ 可変型ボウタイ・フィルタ
１９０ 第一のＸ線源
１９２ 第二のＸ線源
２００ 第一の検出器
２０２ 円弧
２０４ 第一のＦＯＶ
２０６ 第二の区分型円弧検出器
２０８ 円弧
２１０ 第二のＦＯＶ
２１２ 可変型ボウタイ・フィルタ
２１４ 可変型ボウタイ・フィルタ
２２０ 第一の区画
２２２ 第二の区画
２２３ 第二の区画
２３０ 二次的ＦＯＶ
５１０ 小荷物／手荷物検査システム
５１２ 回転式ガントリ
５１４ 開口
５１６ 高周波電磁エネルギ発生源
５１８ 検出器アセンブリ
５２０ コンベヤ・システム
５２２ コンベヤ・ベルト
５２４ コンベヤ・ベルト５２２を支持する構造
５２６ 小荷物又は手荷物

Claims (10)

1. 走査対象（２２）を収容する開口（４８）を有する回転式ガントリ（１２）と、
   該回転式ガントリ（１２）に取り付けられており、前記対象（２２）に向かってＸ線を放出するように構成されている第一のＸ線放出源（９０、１９０）と、
   前記回転式ガントリ（１２）に取り付けられており、前記対象（２２）に向かってＸ線を放出するように構成されている第二のＸ線放出源（９２、１９２）と、
   前記第一のＸ線放出源（９０、１９０）から放出されたＸ線を受光するように構成されている第一の検出器（１００、２００）と、
   前記第二のＸ線放出源（９２、１９２）から放出されたＸ線を受光するように構成されている第二の検出器（１０６、２０６）と
   を備えた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、
   前記第一の検出器（１００、２００）の第一の部分が、積算モードで動作するように構成されており、前記第二の検出器（１０６、２２０）の第一の部分が、少なくともフォトン計数モードで動作するように構成されている、
   計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）。
2. 前記第一の検出器（１００、２００）の前記第一の部分からの非飽和データを用いて前記第二の検出器（１０６、２０６）の飽和データを補正するようにプログラムされているコンピュータをさらに含んでいる請求項１に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
3. 前記第一の検出器（１００）の前記第一の部分は前記第一の検出器全体を含んでいる、請求項１に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
4. 前記第二の検出器の前記第一の部分は前記第二の検出器（１０６）全体を含んでいる、請求項３に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
5. 前記第二の検出器（１０６）は、前記第一の検出器の視野（ＦＯＶ）（２１０）よりも小さい限定された視野（１１０）を有する、請求項３に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
6. 前記第一のＸ線放出源（９０）は、前記第二のＸ線放出源（９２）のピーク電力能力よりも大きいピーク電力能力を有する、請求項３に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
7. 前記第二の検出器（２０６）は、前記積算モード又は前記フォトン計数モードのいずれかで動作するように構成可能である直接変換検出器を含んでいる、請求項１に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
8. 前記第二の検出器の第二の部分（２２２、２２３）が、少なくとも前記積算モードで動作するように構成されている、請求項１に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
9. 前記第二の検出器の前記第一の部分（２２０）は、前記第二のＸ線放出源（１９２）から放出されるＸ線の中心ビームを中央で受光するように配置されている、請求項８に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
10. 前記第二の検出器の前記第二の部分（２２２、２２３）は、積算モード及びフォトン計数モードのいずれでも動作するように構成可能であり、前記第二のＸ線放出源（１９２）は前記第一のＸ線放出源（１９０）のピーク電力能力よりも大きいピーク電力能力を有する、請求項８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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