JPH08168484A - Ctイメージングシステム - Google Patents
CtイメージングシステムInfo
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Abstract
きさとなって画像品質を低下させる恐れのあるVCT用
途に於ける低信号問題を克服する。 【構成】 スライス方向に沿った列とインスライス方向
に沿った行とに配列された検出器素子(22)の二次元
配列体(20)を有するVCTシステムにおいて、ディ
ジタル取得システム(36)のチャネルがそれぞれの列
に接続され、走査の間にスイッチ集合体(52)の動作
により各列の検出器素子(22)が一度に1つまたは2
つづつ順次作動される。一度に2つの素子(22)を作
動することにより、取得されるデータの信号対雑音比が
大きくなり、検出器ウォブリングによってスライス方向
の分解能が維持される。
Description
撮影)イメージングシステムに関し、更に詳しくは二次
元検出器配列体の別々のX線検出器からのデータの取得
に関するものである。
ステムでは、X線源から扇状のビームを投射し、この扇
状のビームを「イメージング平面」と呼ばれるデカルト
座標系のx−y平面内にあるようにコリメートする。X
線ビームは医療患者のようなイメージング対象物を通過
して、一列すなわち一次元配列の放射線検出器に当た
る。透過放射線の強度はイメージング対象物によるX線
ビームの減衰によって左右される。各検出器はビーム減
衰の測定値である個別電気信号を発生する。すべての検
出器からの減衰測定値が別々に取得されることにより、
透過プロフィールが作成される。
配列体はイメージング平面内をガントリ上でイメージン
グ対象物のまわりに回転するので、X線ビームがイメー
ジング対象物と交差する角度は絶えず変化する。与えら
れた角度で検出配列体から得られる一群のX線減衰測定
値は「ビュー(view)」と呼ばれる。イメージング
対象物の「走査(scan)」は、X線源および検出器
の一回転の間に異なる角度方向で作成される一組のビュ
ーで構成される。二次元走査では、データを処理するこ
とにより、イメージング対象物を通して取得された二次
元スライスに対応する画像が構成される。二次元データ
から画像を再構成するために広く行われている方法は当
業者によりフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この
方法においては、走査により得られた減衰測定値が「C
T数」または「ハウンズフィールド・ユニット(Hou
nsfield unit)」と呼ばれる整数に変換さ
れる。陰極線管表示装置上の対応する画素の明るさを制
御するために、この整数が使用される。
すなわち三次元CTシステムでは、扇状ビームがz軸に
沿っても扇状に広がり、検出器が二次元配列体として構
成される。これにより、z軸に沿って配置された複数の
スライスについて減衰測定値が取得される。肺のイメー
ジングなどの幾つかの用途では、スライス方向の高分解
能が必要とされるので、各X線検出器のz軸に沿った寸
法が非常に小さくなければならない。したがって、X線
ビームの減衰が大きくなるような用途では、特に、各検
出器からの出力信号が非常に小さくなることがある。そ
の結果、信号対雑音比が下がって、画像品質が著しく低
下することがある。この「低信号問題」に対する解決策
として、データ取得システム(DAS)で使用される前
置増幅器に対する雑音についての要求条件をより厳しく
し、またより効率のよいX線検出器技術を使用する。し
かし、これらの解決策の両方とも、システムにかなりの
付加的な費用がかかる。X線量を増大することにより上
記問題を解決することもできるが、患者に対する放射線
が増大することを考えると、これは望ましい解決策では
ない。
置増幅器に印加する前の検出器信号の選択的組み合わせ
に関するものである。詳しく述べると、VCTシステム
は、スライス方向に沿って配置された別々の行とインス
ライス(in−slice)方向に沿って配置された別
々の列とに配列された検出器素子の二次元配列体、X線
減衰測定値を受けてディジタル化するための一組の前置
増幅器およびアナログ−ディジタル変換器、ならびに各
検出器素子に接続されたスイッチ集合体であって、各検
出器素子によって得られたX線減衰測定値の上記一組の
前置増幅器への印加を制御することにより、二次元配列
体の隣接した行にある複数の検出器素子によって得られ
たX線減衰測定値が1つの前置増幅器に印加されるよう
にするスイッチ集合体を含む。
統計雑音に対してかなりの大きさとなって画像品質を低
下させる恐れのあるVCT用途に於ける低信号問題を克
服することである。この状況下では、スイッチ集合体
は、隣接した検出器素子によって作成された減衰測定値
を組み合わせることにより、電子チャネル雑音に対する
信号レベルを増大させる。これはスライス方向の分解能
を下げることがあるが、これが雑音の増大ほどの問題で
はない多数の用途がある。
の分解能の損失を最小にしながら、信号対雑音比を大き
くすることである。これは、1つの行の検出器素子によ
って得られた測定値をその両側の内の一方の側の行にあ
る検出器素子によって得られた測定値と組み合わせた1
つのビューを取得し、次いで該1つの行の検出器素子に
よって得られた測定値を他方の側の行にある検出器素子
によって得られた測定値と組み合わせた別の1つのビュ
ーを取得することによって達成される。このサンプリン
グ手法を、本明細書では「検出器ウォブリング(wob
bling)」と呼ぶ。これを使用することにより、画
像の分解能をあまり下げることなく低信号問題が解決さ
れる。検出器ウォブリングを焦点ウォブリングと組み合
わせて使用すると、二次元投影データの最適サンプリン
グが行われる。
に、CTシステム10はX線源12を含み、X線源12
は焦点16からX線の円すい状ビーム14を患者18に
向けて投射して二次元検出器配列体20で受けられるよ
うに配置されている。二次元検出器配列体20は多数の
検出器素子22を含み、これらの検出器素子22は、患
者18を通過するX線14の投影画像を検出するために
互いにほぼ垂直な列と行とに配列されている。
は、ガントリ24上に対向して取り付けられ、ほぼ患者
18の中に位置している回転軸26を中心として回転す
る。回転軸26は、原点が円すい状ビーム14の中心に
あるデカルト座標系のz軸を構成する。したがって、こ
の座標系のx軸およびy軸によって規定される平面は、
回転平面、詳しくはガントリ24のガントリ平面28を
規定する。
内の任意の基準位置からの角度γによって測定される。
角度γは0ラジアンと2πラジアン(360°)との間
で変化する。X線の円すい状ビーム14は、ガントリ平
面28から角度φだけ広がり且つガントリ平面28に沿
って角度θだけ広がる。二次元検出器配列体20は、焦
点16を中心とする球の表面の一部分として配置され、
その検出器素子22は円すい状ビーム14の角度φおよ
びθ全体に亘って円すい状ビーム14の射線(ray)
を受けて該射線に沿ったX線強度を測定するように配列
される。
系は、ガントリと結合された制御モジュール30を有し
ている。制御モジュール30には、電力およびタイミン
グ信号をX線源12に供給するX線制御器32、ガント
リ24の回転速度および位置を制御するガントリ電動機
制御器34、およびデータ取得システム(DAS)36
が含まれている。データ取得システムは、二次元検出器
配列体20からの投影データを受け、データを後のコン
ピュータ処理のためディジタル形式に変換するととも
に、データを取得したときのビームの角度φ、θおよび
ガントリ角度γの値を保持する。X線制御器32、ガン
トリ電動機制御器34およびデータ取得システム36は
コンピュータ38に接続されている。
ように投影データを取得して操作するようにプログラミ
ングされた汎用ミニコンピュータである。コンピュータ
38は画像再構成器40に接続されている。画像再構成
器40は、当業者に知られている方法に従って高速画像
再構成を行う。コンピュータ38は操作卓42を介して
指令および走査パラメータを受ける。操作卓42は一般
に、CRT表示装置およびキーボードであり、これによ
り操作者はCT走査のためのパラメータを入力し、再構
成された画像を表示することができる。大容量記憶装置
44が、オペレーティングプログラムを記憶するための
手段を提供する。
は、インスライス方向に沿って延在する行に配列された
検出器素子22の二次元配列体で構成される。各行はた
とえば1000個の別々の検出器素子を有することがで
き、配列体20はスライス方向に沿って配置された16
行を有することができる。検出器素子22は、サンプル
期間にわたって受けたX線束に比例した電気信号を生じ
るガスまたは固体の検出器素子とすることができる。イ
ンスライス分解能が0.5mm、スライス分解能が1.
0mmで、1つのスライスがシステムのアイソセンタ
(isocenter)にある場合、各検出器素子22
はアイソセンタでわずか0.5mm2 の面積を有するに
過ぎない。その結果、特にX線が患者によって大きく減
衰される場合には、検出器素子により得られる減衰測定
値信号は非常に小さい。電子雑音が量子雑音よりずっと
大きいこの「光子不足」状態は、本発明が扱う主要な問
題である。
の1列内の各検出器素子22はデータ取得システム36
の1つのチャネルに接続された入力リード線46に、電
子スイッチ(図示しない)を介して接続される。各チャ
ネルには、低レベル減衰測定値を受けて増幅する前置増
幅器50、および増幅された測定値をディジタル化する
アナログ−ディジタル変換器51が含まれている。スイ
ッチ制御器集合体52が、検出器素子22の対応する行
の電子スイッチに接続された一組の行作動線53を駆動
する。これらの行作動線53に生じる信号により、各行
の検出器素子22により得られた減衰測定値がデータ取
得システム36に順次印加される。これが図4(A)に
例示されており、相次ぐサンプル期間の間に配列体20
の各行が順次作動され、作動された行の各検出器素子2
2によって得られた減衰測定値がデータ取得システム3
6の1つのチャネルに印加される。
ュータ38が制御バス54を介してスイッチ制御器集合
体52を動作させて、異なるシーケンスで検出器配列体
20から減衰測定値を取得させ、これにより複数の隣接
した検出器素子22からの減衰測定値を組み合わせて前
置増幅器50の電子雑音レベルより十分大きいレベルま
で信号を上昇させることができる。
ーケンスでは、スイッチ制御器集合体52が各サンプル
期間の間に一対の隣接した行を作動する。測定値は一度
に2つづつデータ取得システム36に印加されるので、
信号レベルは2倍となり、信号対雑音比が改善される。
具合の悪いことに、この方法ではスライス方向に沿った
検出器素子22の大きさが実効的に2倍になるので、ス
ライス方向の分解能が半分に小さくなる。それにもかか
わらず、光子不足が問題になる用途では、画像品質の改
善は分解能の劣化を補って余りある。
の劣化を最小にしつつ、光子不足の問題に対処する。こ
れは、2つの組のビューを取得することにより達成され
る。第1組のビューは、行n内の検出器素子の信号を行
n−1内の隣接する検出器素子の信号と組み合わせるこ
とにより取得される。第2組のビューは、行n内の同じ
検出器素子の信号を行n+1内の隣接する検出器素子の
信号と組み合わせることにより取得される。その結果、
信号対雑音比を改善するために信号を組み合わせても、
サンプル間の距離が僅か1つの検出器素子の部分に過ぎ
ないので、スライス方向の分解能はあまり劣化しない。
このように検出器素子の測定値を組み合わせて、各サン
プルの実効位置を一方の側に動かし、次いで他方の側に
動かす方法を、本明細書では「検出器ウォブリング」と
呼ぶ。
いで信号対雑音比をこのように改善することは、走査時
間を伸ばすことなく行える。しかし、走査時間の増大を
許容できるときには、検出器ウォブリングを平面内焦点
ウォブリングと組み合わせることにより更なる改善を得
ることができる。図6に示すように平面内焦点ウォブリ
ングは、まずX線管12上の1つの焦点P1 から出てく
る扇状ビームを使用して第1のビューを取得した後、X
線管12上の第2の焦点P2 を使用して第2のビューを
取得することにより行われる。ビュー相互間のガントリ
の回転は、P1からP2 への変位がガントリの回転によ
る変位を相殺するようにされる。したがって、2つのビ
ューは同じビュー点から取得され、信号を組み合わせる
ことができる。このことが図5(A)に例示されてお
り、図5(A)で、「+」は一方の焦点での測定値を示
し、「0」は他方の焦点での測定値を示す。インスライ
ス間隔すなわち検出器素子22の「ピッチ」はS1 であ
り、これは平面内焦点ウォブリングにより実効的に半分
になる。距離S2 は、上記のように2つの隣接した検出
器素子22からの信号を組み合わせたときのスライス方
向のピッチである。平面内焦点ウォブリングの具体化に
ついてのより詳細な説明については、ここに引用する発
明の名称「焦点を動かすことができるコンピュータ断層
撮影システム」の米国特許第5,173,852号明細
書を参照できる。
ォブリングと組み合わせたとき、システムのサンプリン
グ周波数はスライス方向でもインスライス方向でも2倍
になる。また図5(B)に示すような「斜めウォブリン
グ」により、二次元投影をサンプリングするための最も
一様な方法が提供される。したがって、コンピュータ3
8の指令のもとにスイッチ制御器集合体52を動作させ
ることにより、各走査に対する特定の必要条件に合うよ
うに信号の強さおよび検出器の分解能を制御することが
できる。
ある。
システムの絵画的な斜視図である。
するデータ取得システム(DAS)の電気ブロック図で
ある。
うに検出器配列体の素子を走査するかを示す説明図であ
る。
検出器ウォブリングと組み合わせて用いるときに生じる
サンプリングパターンを表す説明図である。
示す説明図である。
Claims (3)
- 【請求項1】 X線源から出てくる光子を受けて、それ
に比例した電気信号を発生するための検出器素子の二次
元配列体であって、インスライス方向を形成する行とス
ライス方向を形成する列とに上記検出器素子が配列され
ている二次元配列体、 上記二次元配列体の対応する列の検出器素子によって発
生された電気信号を受けるように接続された一組の前置
増幅器を有するディジタル取得システム、 行作動線を介して上記二次元配列体に接続されたスイッ
チ集合体であって、制御信号に応動して選択的に1つ以
上の行の検出器素子を作動して、それらの電気信号を対
応する前置増幅器に印加させるスイッチ集合体、および
各列内の検出器素子を順次作動してそれらの検出器素子
の電気信号を一度に1つまたは2つづつ対応する前置増
幅器に印加させるように上記スイッチ集合体を動作させ
ることにより、一連のビューを取得する走査を遂行させ
るコンピュータ手段を含むことを特徴とするCTイメー
ジングシステム。 - 【請求項2】 上記の各列内の検出器素子が一度に2つ
づつ作動されて、取得される各ビューに対してスライス
方向に沿って検出器ウォブリングを行う請求項1記載の
CTイメージングシステム。 - 【請求項3】 上記X線源が光子を放出する2つの焦点
(P1 ,P2 )を有し、上記コンピュータ手段が、これ
らの2つの焦点から交互に出て来る光子群で相次ぐビュ
ーを取得することによってインスライスウォブリングを
行うように、走査の際にX線源を動作させる請求項2記
載のCTイメージングシステム。
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US08/282,671 US6047040A (en) | 1994-07-29 | 1994-07-29 | Detector signal integration in volumetric CT scanner detector arrays |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08168484A true JPH08168484A (ja) | 1996-07-02 |
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Family Applications (1)
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IL (1) | IL114348A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002541897A (ja) * | 1999-04-15 | 2002-12-10 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 最適化ctプロトコル |
JP2007534415A (ja) * | 2004-04-28 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 3次元電子ビームコンピュータ断層撮影 |
JP2008520257A (ja) * | 2004-10-08 | 2008-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ボクセルに依存する補間を用いる画像再構成 |
Families Citing this family (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19851556C2 (de) * | 1998-11-09 | 2000-11-23 | Siemens Ag | CT-Gerät |
US6272201B1 (en) * | 1999-09-21 | 2001-08-07 | General Electric Company | Methods and apparatus for efficient data acquisition in CT scanners |
US6359957B1 (en) * | 2000-12-21 | 2002-03-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Fet switching method and apparatus for multi-slice CT detector |
US7072436B2 (en) * | 2001-08-24 | 2006-07-04 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Volumetric computed tomography (VCT) |
US7813473B2 (en) * | 2002-07-23 | 2010-10-12 | General Electric Company | Method and apparatus for generating temporally interpolated projections |
US6904118B2 (en) * | 2002-07-23 | 2005-06-07 | General Electric Company | Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT |
US7054409B2 (en) * | 2002-12-31 | 2006-05-30 | General Electric Company | Volumetric CT system and method utilizing multiple detector panels |
US20050226364A1 (en) * | 2003-11-26 | 2005-10-13 | General Electric Company | Rotational computed tomography system and method |
US7639774B2 (en) * | 2003-12-23 | 2009-12-29 | General Electric Company | Method and apparatus for employing multiple axial-sources |
US7333587B2 (en) * | 2004-02-27 | 2008-02-19 | General Electric Company | Method and system for imaging using multiple offset X-ray emission points |
US7616731B2 (en) * | 2006-08-30 | 2009-11-10 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
US7706499B2 (en) * | 2006-08-30 | 2010-04-27 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
US7835486B2 (en) * | 2006-08-30 | 2010-11-16 | General Electric Company | Acquisition and reconstruction of projection data using a stationary CT geometry |
US20080056432A1 (en) * | 2006-08-30 | 2008-03-06 | General Electric Company | Reconstruction of CT projection data |
DE102007042335A1 (de) * | 2007-09-06 | 2009-03-12 | Siemens Ag | Detektoranordnung sowie Verfahren zur Verarbeitung von Signalen |
JP2010035812A (ja) * | 2008-08-05 | 2010-02-18 | Toshiba Corp | X線コンピュータ断層撮影装置 |
US8923475B2 (en) * | 2012-01-31 | 2014-12-30 | Siemens Aktiengesellschaft | System and method for recording cone-beam tomograms in radiation therapy |
US10119924B2 (en) | 2016-03-31 | 2018-11-06 | General Electric Company | Computed tomography with detector wobble |
KR102437855B1 (ko) * | 2016-08-11 | 2022-08-29 | 프리스매틱 센서즈 에이비 | 소비 전력이 저감된 광자 계수형 검출기 |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2622177A1 (de) * | 1976-05-19 | 1977-12-01 | Philips Patentverwaltung | Anordnung zur ermittlung der absorption einer strahlung in einer ebene eines koerpers |
US4442489A (en) * | 1979-06-16 | 1984-04-10 | U.S. Philips Corporation | Device for computed tomography |
US4965726A (en) * | 1988-10-20 | 1990-10-23 | Picker International, Inc. | CT scanner with segmented detector array |
US5173852A (en) * | 1990-06-20 | 1992-12-22 | General Electric Company | Computed tomography system with translatable focal spot |
US5430784A (en) * | 1994-02-28 | 1995-07-04 | General Electric Company | Computerized tomography imaging using multi-slice detector with selectable slice thickness |
-
1994
- 1994-07-29 US US08/282,671 patent/US6047040A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-06-27 IL IL11434895A patent/IL114348A/en not_active IP Right Cessation
- 1995-07-19 JP JP18232795A patent/JP4179643B2/ja not_active Expired - Fee Related
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Cited By (4)
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JP2008520257A (ja) * | 2004-10-08 | 2008-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | ボクセルに依存する補間を用いる画像再構成 |
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