JPH10339778A - Ｘ線コンピュータトモグラフ装置 - Google Patents
Ｘ線コンピュータトモグラフ装置Info
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- JPH10339778A JPH10339778A JP10096114A JP9611498A JPH10339778A JP H10339778 A JPH10339778 A JP H10339778A JP 10096114 A JP10096114 A JP 10096114A JP 9611498 A JP9611498 A JP 9611498A JP H10339778 A JPH10339778 A JP H10339778A
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- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 9
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- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 5
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明の課題は、コンピュータトモグラフ装
置内に設けられるＸ線変換器に関し、画像の鮮鋭性が従
来技術に対して改善された装置を構成することである。 【解決手段】 この課題は本発明により、Ｘ線ビーム源
を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビーム束を照射し、
Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出器は一列の個々の
検出器から構成され、個々の検出器はそれぞれＸ線ビー
ム変換器を有し、Ｘ線ビーム変換器は複数の信号変換器
に接触しているように装置を構成して解決される。
置内に設けられるＸ線変換器に関し、画像の鮮鋭性が従
来技術に対して改善された装置を構成することである。 【解決手段】 この課題は本発明により、Ｘ線ビーム源
を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビーム束を照射し、
Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出器は一列の個々の
検出器から構成され、個々の検出器はそれぞれＸ線ビー
ム変換器を有し、Ｘ線ビーム変換器は複数の信号変換器
に接触しているように装置を構成して解決される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線コンピュータ
トモグラフ装置に関する。
トモグラフ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線技術において、シンチレータにより
Ｘ線ビームを可視光に変換するＸ線検出器が使用される
ことは公知である。その場合にこの可視光は光電変換器
により電気信号に変換される。続いて例えば被検体の画
像を形成可能である。この場合に場所毎の分解能は通常
は低下する。なぜならシンチレータ内での光の光学的な
拡散が非鮮鋭性を生じさせるからである。例えば１つの
点をシンチレータ上に結像する場合に、このシンチレー
タの下面でこの点の輪郭部のスミアが発生する。
Ｘ線ビームを可視光に変換するＸ線検出器が使用される
ことは公知である。その場合にこの可視光は光電変換器
により電気信号に変換される。続いて例えば被検体の画
像を形成可能である。この場合に場所毎の分解能は通常
は低下する。なぜならシンチレータ内での光の光学的な
拡散が非鮮鋭性を生じさせるからである。例えば１つの
点をシンチレータ上に結像する場合に、このシンチレー
タの下面でこの点の輪郭部のスミアが発生する。
【０００３】ディジタルラジオグラフィにおいて、Ｘ線
ビーム変換器としてのシンチレーションクリスタルに、
対応する電気的画像信号の形成のための複数の光電変換
器を配属することが公知である。これにより所望の画像
分解能が達成される（米国特許出願公開第５５８７５９
１号明細書、Nuclear Instruments and Methods inPhys
ics Research, A310, 1991, 471頁〜474頁、ドイツ連邦
共和国特許出願公開第１９５２４８５８号明細書、ドイ
ツ連邦共和国特許出願公開第４４２０６０３号明細
書）。ただしこれらの公知のＸ線ビーム変換器はコンピ
ュータトモグラフィには適用できない。
ビーム変換器としてのシンチレーションクリスタルに、
対応する電気的画像信号の形成のための複数の光電変換
器を配属することが公知である。これにより所望の画像
分解能が達成される（米国特許出願公開第５５８７５９
１号明細書、Nuclear Instruments and Methods inPhys
ics Research, A310, 1991, 471頁〜474頁、ドイツ連邦
共和国特許出願公開第１９５２４８５８号明細書、ドイ
ツ連邦共和国特許出願公開第４４２０６０３号明細
書）。ただしこれらの公知のＸ線ビーム変換器はコンピ
ュータトモグラフィには適用できない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、コン
ピュータトモグラフ装置内に設けられるＸ線変換器に関
し、画像の鮮鋭性が従来技術に対して改善された装置を
構成することである。
ピュータトモグラフ装置内に設けられるＸ線変換器に関
し、画像の鮮鋭性が従来技術に対して改善された装置を
構成することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】この課題は本発明によ
り、Ｘ線ビーム源を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビ
ーム束を照射し、Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出
器は一列の個々の検出器から構成され、個々の検出器は
それぞれＸ線ビーム変換器を有し、Ｘ線ビーム変換器は
複数の信号変換器に接触しているように装置を構成して
解決される。またこの課題は本発明により、Ｘ線ビーム
源を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビーム束を照射
し、Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出器は一列の個
々の検出器から構成され、個々の検出器においては変換
を直接行う半導体がＸ線検出器として設けられており、
Ｘ線検出器は複数のピクセル接点を有するように装置を
構成して解決される。
り、Ｘ線ビーム源を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビ
ーム束を照射し、Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出
器は一列の個々の検出器から構成され、個々の検出器は
それぞれＸ線ビーム変換器を有し、Ｘ線ビーム変換器は
複数の信号変換器に接触しているように装置を構成して
解決される。またこの課題は本発明により、Ｘ線ビーム
源を有し、Ｘ線ビーム源は扇形のＸ線ビーム束を照射
し、Ｘ線ビーム束は検出器に当たり、検出器は一列の個
々の検出器から構成され、個々の検出器においては変換
を直接行う半導体がＸ線検出器として設けられており、
Ｘ線検出器は複数のピクセル接点を有するように装置を
構成して解決される。
【０００６】
【発明の実施の形態】本発明のために重要なのは、Ｘ線
ビーム変換器が設けられ、このＸ線ビーム変換器に複数
の信号変換器が配属されている点である。これらの信号
変換器の出力信号から鮮鋭な測定信号を再構成すること
ができる。Ｘ線ビーム変換器はシンチレータであっても
よく、また信号変換器は光電変換器例えばフォトダイオ
ードであってもよい。
ビーム変換器が設けられ、このＸ線ビーム変換器に複数
の信号変換器が配属されている点である。これらの信号
変換器の出力信号から鮮鋭な測定信号を再構成すること
ができる。Ｘ線ビーム変換器はシンチレータであっても
よく、また信号変換器は光電変換器例えばフォトダイオ
ードであってもよい。
【０００７】本発明の別の実施形態は従属請求項に示さ
れている。
れている。
【０００８】
【実施例】本発明を以下に図に則して詳細に説明する。
【０００９】図１に示されたコンピュータトモグラフ装
置は測定ユニットを有する。この測定ユニットは、扇形
のＸ線ビーム束２を照射するＸ線ビーム源１と、一列の
個々の検出器例えば５１２個の個々の検出器から成る検
出器３とから構成される。フォーカスは参照番号１１で
示されている。検査すべき患者４は患者用寝台５に横臥
している。患者４を走査するために測定ユニット１、３
は、患者４が横臥している測定フィールド９を中心とし
て３６０゜回転される。その回転軸は参照番号１０で示
されている。この場合にＸ線発生器６から給電されるＸ
線ビーム源１はパルスまたは連続ビームにより作動され
る。測定ユニット１、３が所定の角度位置にある場合に
データセットが形成され、このデータセットは検出器３
から計算機７に供給される。この計算機は形成されたデ
ータセットから所定の画点の減衰係数を算出し、監視装
置８に画像として再生する。これにより監視装置８に、
患者の透射された層の画像が現れる。
置は測定ユニットを有する。この測定ユニットは、扇形
のＸ線ビーム束２を照射するＸ線ビーム源１と、一列の
個々の検出器例えば５１２個の個々の検出器から成る検
出器３とから構成される。フォーカスは参照番号１１で
示されている。検査すべき患者４は患者用寝台５に横臥
している。患者４を走査するために測定ユニット１、３
は、患者４が横臥している測定フィールド９を中心とし
て３６０゜回転される。その回転軸は参照番号１０で示
されている。この場合にＸ線発生器６から給電されるＸ
線ビーム源１はパルスまたは連続ビームにより作動され
る。測定ユニット１、３が所定の角度位置にある場合に
データセットが形成され、このデータセットは検出器３
から計算機７に供給される。この計算機は形成されたデ
ータセットから所定の画点の減衰係数を算出し、監視装
置８に画像として再生する。これにより監視装置８に、
患者の透射された層の画像が現れる。
【００１０】図２においては一列のシンチレータ１２か
ら成る検出器３が示されている。これらのシンチレータ
にフォトダイオード層１３が光学的に接続されている。
このフォトダイオード層１３は図２の右側に取り出され
て示されている。ビーム方向から見て各シンチレータ１
２の後方に一列のフォトダイオードが配置されている。
ｚ方向すなわち回転軸１０の方向において、図２に示さ
れるこの実施形態では、検出器３は構造化されていな
い。ただしこの検出器３はψ方向では構造化されてい
る。
ら成る検出器３が示されている。これらのシンチレータ
にフォトダイオード層１３が光学的に接続されている。
このフォトダイオード層１３は図２の右側に取り出され
て示されている。ビーム方向から見て各シンチレータ１
２の後方に一列のフォトダイオードが配置されている。
ｚ方向すなわち回転軸１０の方向において、図２に示さ
れるこの実施形態では、検出器３は構造化されていな
い。ただしこの検出器３はψ方向では構造化されてい
る。
【００１１】図３に示される実施形態では、シンチレー
タ１４のマトリクスから成る検出器３が構成される。各
シンチレータ１４の後方の光学的接続部にフォトダイオ
ード１５のマトリクスが配置される。
タ１４のマトリクスから成る検出器３が構成される。各
シンチレータ１４の後方の光学的接続部にフォトダイオ
ード１５のマトリクスが配置される。
【００１２】図４に示される実施形態では、検出器３の
構造は複数のシンチレータ１２に関して、図２に示され
る構造に対応する。各シンチレータ１２の後方にフォト
ダイオード１６のマトリクスが配置される。
構造は複数のシンチレータ１２に関して、図２に示され
る構造に対応する。各シンチレータ１２の後方にフォト
ダイオード１６のマトリクスが配置される。
【００１３】図５においては検出器３が示されている。
この検出器は変換を直接行う半導体１７から構成され、
この変換を直接行う半導体はバイアス電圧Ｖに接続され
る。この変換を直接行う半導体１７にはピクセル接点１
８が設けられている。複数のピクセル接点１８は、例え
ばＣｄＴｅから成る唯一の、変換を直接行う半導体１７
に構成される。
この検出器は変換を直接行う半導体１７から構成され、
この変換を直接行う半導体はバイアス電圧Ｖに接続され
る。この変換を直接行う半導体１７にはピクセル接点１
８が設けられている。複数のピクセル接点１８は、例え
ばＣｄＴｅから成る唯一の、変換を直接行う半導体１７
に構成される。
【００１４】図２から図４に対して重要なのは、もはや
これ以上は構造化されないシンチレータがフォトダイオ
ードのアレイに光学的に結合される点である。
これ以上は構造化されないシンチレータがフォトダイオ
ードのアレイに光学的に結合される点である。
【００１５】シンチレータには非鮮鋭性があるため、こ
のシンチレータのために、鮮鋭な（理論的には非鮮鋭性
を生じさせないシンチレータによって測定された）信号
に代えて信号Ｍが測定される。
のシンチレータのために、鮮鋭な（理論的には非鮮鋭性
を生じさせないシンチレータによって測定された）信号
に代えて信号Ｍが測定される。
【００１６】
【数１】 結合マトリクスＡｉｊにはシステムの非鮮鋭性が含まれ
る。この結合マトリクスが既知で逆変換可能な場合、Ｓ
を測定信号Ｍから再構成することができる。
る。この結合マトリクスが既知で逆変換可能な場合、Ｓ
を測定信号Ｍから再構成することができる。
【００１７】
【数２】 結合マトリクスＡは次の手段により得られる。すなわ
ち、システムによりＸ線をそのつどただ１つの（例えば
ｋ番目の）ラスタセグメントだけが照射される（ｊ＝ｋ
に対して
ち、システムによりＸ線をそのつどただ１つの（例えば
ｋ番目の）ラスタセグメントだけが照射される（ｊ＝ｋ
に対して
【００１８】
【数３】 それ以外は０）ように照射させた場合、Ｍｉ＝Ａｉｋが
成り立つ。測定されたこの信号はちょうどマトリクスＡ
のｋ番目の列である。この手段が全てのｋに対して繰り
返された場合、結合マトリクス全体が得られる。Ａが逆
変換可能であるという条件は、例えば各列において対角
要素が最大である場合に満足される。これはシンチレー
タが過度に非鮮鋭にならず、点像の関数の幅がラスタの
オーダー内に存在する場合である。
成り立つ。測定されたこの信号はちょうどマトリクスＡ
のｋ番目の列である。この手段が全てのｋに対して繰り
返された場合、結合マトリクス全体が得られる。Ａが逆
変換可能であるという条件は、例えば各列において対角
要素が最大である場合に満足される。これはシンチレー
タが過度に非鮮鋭にならず、点像の関数の幅がラスタの
オーダー内に存在する場合である。
【図１】本発明を説明するための、Ｘ線検出器を有する
Ｘ線コンピュータトモグラフ装置の主要部分の略図であ
る。
Ｘ線コンピュータトモグラフ装置の主要部分の略図であ
る。
【図２】図１に記載のＸ線コンピュータトモグラフ装置
の別の実施形態である。
の別の実施形態である。
【図３】図１に記載のＸ線コンピュータトモグラフ装置
の別の実施形態である。
の別の実施形態である。
【図４】図１に記載のＸ線コンピュータトモグラフ装置
の別の実施形態である。
の別の実施形態である。
【図５】図１に記載のＸ線コンピュータトモグラフ装置
の別の実施形態である。
の別の実施形態である。
１ Ｘ線ビーム源 ２ Ｘ線ビーム束 ３ 検出器 ４ 患者 ５ 患者用寝台 ６ Ｘ線発生器 ７ 計算機 ８ 監視装置 ９ 測定フィールド １０ 回転軸 １１ フォーカス １２、１４ シンチレータ １３ フォトダイオード層 １５、１６ フォトダイオード １７ 半導体 １８ ピクセル接点
Claims (5)
- 【請求項１】 Ｘ線ビーム源（１）を有し、該Ｘ線ビー
ム源は扇形のＸ線ビーム束（２）を照射し、該Ｘ線ビー
ム束は検出器（３）に当たり、該検出器は一列の個々の
検出器から構成され、個々の検出器はそれぞれＸ線ビー
ム変換器（１２、１４）を有し、該Ｘ線ビーム変換器は
複数の信号変換器（１３、１５、１６）に接触してい
る、ことを特徴とするＸ線コンピュータトモグラフ装
置。 - 【請求項２】 前記Ｘ線ビーム変換器は少なくとも１つ
のシンチレータ（１２、１４）から構成され、該シンチ
レータは複数のフォトセンサ（１３、１５、１６）と光
学的に接続している、請求項１記載のＸ線コンピュータ
トモグラフ装置。 - 【請求項３】 各シンチレータ（１２）に一列のフォト
センサ（１３）が配属されている、請求項２記載のＸ線
コンピュータトモグラフ装置。 - 【請求項４】 各シンチレータ（１２、１４）にフォト
センサ（１５、１６）のマトリクスが配属されている、
請求項２記載のＸ線コンピュータトモグラフ装置。 - 【請求項５】 Ｘ線ビーム源（１）を有し、該Ｘ線ビー
ム源は扇形のＸ線ビーム束（２）を照射し、該Ｘ線ビー
ム束は検出器（３）に当たり、該検出器は一列の個々の
検出器から構成され、該個々の検出器においては変換を
直接行う半導体（１７）がＸ線検出器として設けられて
おり、該Ｘ線検出器は複数のピクセル接点（１８）を有
する、ことを特徴とするＸ線コンピュータトモグラフ装
置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19714689.9 | 1997-04-09 | ||
| DE19714689A DE19714689A1 (de) | 1997-04-09 | 1997-04-09 | Röntgendetektor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10339778A true JPH10339778A (ja) | 1998-12-22 |
Family
ID=7825933
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10096114A Ceased JPH10339778A (ja) | 1997-04-09 | 1998-04-08 | Ｘ線コンピュータトモグラフ装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6005908A (ja) |
| EP (1) | EP0871044B1 (ja) |
| JP (1) | JPH10339778A (ja) |
| CN (2) | CN1494872A (ja) |
| DE (2) | DE19714689A1 (ja) |
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| DE19842947B4 (de) * | 1998-09-18 | 2004-07-01 | Siemens Ag | Verfahren zum Herstellen eines Strahlendetektors |
| US6175611B1 (en) * | 1998-10-06 | 2001-01-16 | Cardiac Mariners, Inc. | Tiered detector assembly |
| US6418185B1 (en) * | 1999-08-18 | 2002-07-09 | General Electric Company | Methods and apparatus for time-multiplexing data acquisition |
| DE10024489B4 (de) * | 2000-05-18 | 2007-01-04 | Siemens Ag | Detektor für ein Röntgen-Computertomographiegerät |
| DE10110673A1 (de) * | 2001-03-06 | 2002-09-26 | Siemens Ag | Röntgendetektorarray und Verfahren zu seiner Herstellung |
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| JP4247017B2 (ja) * | 2003-03-10 | 2009-04-02 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線検出器の製造方法 |
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| US20070086565A1 (en) * | 2005-10-13 | 2007-04-19 | Thompson Richard A | Focally aligned CT detector |
| DE102005049228B4 (de) * | 2005-10-14 | 2014-03-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Detektor mit einem Array von Photodioden |
| EP1937149A1 (en) * | 2005-10-19 | 2008-07-02 | The General Hospital Corporation | Imaging system and related techniques |
| WO2013188498A2 (en) * | 2012-06-12 | 2013-12-19 | Arizona Board Of Regents Acting For And On Behalf Of Arizona State University | Imaging system and methods of manufacturing and using the same |
| CN104665859B (zh) * | 2013-11-29 | 2017-12-15 | 通用电气公司 | 成像*** |
| US9788804B2 (en) * | 2014-07-22 | 2017-10-17 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Anatomical imaging system with improved detector block module |
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-
1997
- 1997-04-09 DE DE19714689A patent/DE19714689A1/de not_active Ceased
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1998
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