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【発明の名称】 計算機式断層写真法による心臓又は器官撮像の方法及び装置
【発明者】 【氏名】デビッド・マイケル・ホフマン
【要約】 【課題】ＣＴイメージング・システムにおいて、画質及び分解能に犠牲を生じずにＸ線源及び検出器の最小回数の回転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう。

【解決手段】本方法は、回転式ガントリ（１２）に結合されている放射線源（１４）及び検出器（８２）を有する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）によって患者の器官を含む患者の身体の空間を走査する工程であって、ガントリの回転軸に平行なｚ方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有する検出器アレイで走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置された二分の一検出器セグメント（８２）から減弱データを取得する工程と、取得された減弱データを用いて患者の器官を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
【特許請求の範囲】
【請求項１】 患者（２２）の器官を撮像する方法であって、回転式ガントリ（１２）に結合されている放射線源（１４）及び検出器（８２）を有する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム（１０）により前記患者の器官を含む患者の身体の空間を走査する工程であって、前記検出器アレイは前記ガントリの回転軸に平行なｚ方向及び該ｚ方向を横断するｘ方向を有する、走査する工程と、前記検出器アレイの複数の交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）から減弱データを取得する工程と、該取得された減弱データを用いて前記患者の器官を含む画像を再構成する工程とを備えた方法。
【請求項２】 前記減弱データを取得する工程は、各々の前記二分の一検出器セグメント（８４）において前記ｘ方向の位置の関数として異なる分解能を有する減弱データを取得する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】 イメージング・システム（１０）用の放射線検出器（８２）であって、中心線（８０）を有すると共に、該中心線の近辺の領域（９８、１００）において当接する複数の交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）を含んでおり、該交互配置された二分の一検出器セグメントは各々複数の検出器モジュール（５０）を含んでいる放射線検出器（８２）。
【請求項４】 前記交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）は、少なくとも第一の形式のモジュール（５０）と第二の形式のモジュール（９２）とを含んでおり、前記第一の形式のモジュールは該モジュールから二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有し、前記第二の形式のモジュールは一つの方向に延在する可撓性ケーブルを有する請求項３に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項５】 前記第二の形式のモジュール（９２）は各々の二分の一検出器セグメント（８４）において前記中心線（８０）に跨がって位置している請求項４に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項６】 前記第二の形式のモジュール（９２）の前記可撓性ケーブル（５６）は予備形成された直角の屈曲を含んでいる請求項５に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項７】 前記放射線検出器はｘ方向及びｚ方向を有しており、前記第一の形式の検出器モジュール（５０）は、前記ｘ方向の位置の関数としてモジュール当たり異なる数の出力を供給するように構成されている請求項３に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項８】 前記第一の形式の検出器モジュール（５０）は、対形成したセルを含めて、前記ｘ方向及び前記ｚ方向に延在する複数の検出器セル（２０）を有する検出器モジュールを含んでいる請求項７に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項９】 前記交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）は、少なくとも第一の形式の検出器モジュール（５０）と、第二の形式の検出器モジュール（９２）と、前記第一の形式の検出器モジュール及び前記第二の形式の検出器モジュールが装着されている一組のレール（７６、７８）とを含んでおり、前記第一の形式の検出器モジュールは該検出器モジュールから二つの方向に延在する可撓性ケーブルを有し、前記第二の形式の検出器モジュールは一つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有し、前記レール（８８、９０）は、前記第一の形式の検出器モジュールの前方に、且つ前記第二の形式の検出器モジュールの後方に延在している請求項３に記載の放射線検出器（８２）。
【請求項１０】 単一の前記第一の形式の前記検出器モジュール（５０）にわたって延在するコリメータ板と、複数の前記第二の形式の前記検出器モジュール（９２）にわたって延在するコリメータ板とを含むｚ方向に延在する一組のコリメータ板（１０２）をさらに含んでいる請求項９に記載の検出器アレイ（８２）。
【請求項１１】 前記検出器モジュール（５０、９２）は着脱自在である請求項３に記載の検出器アレイ（８２）。
【請求項１２】 患者（２２）の器官を撮像する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、回転軸（ｚ軸）を有する回転式ガントリ（１２）と、該回転式ガントリと共に回転するように構成されている放射線源（１４）と、前記回転式ガントリと共に回転するように構成されており、前記放射線源と当該検出器との間で患者から減弱データを取得するように構成されているマルチスライス検出器アレイ（８２）であって、複数の交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）を含んでおり、当該検出器アレイの中心線（８０）の近くで相対的に高い空間分解能を有する減弱データを供給すると共に前記中心線から離隔した位置では相対的に低い空間分解能を有する減弱データを供給するように構成されているマルチスライス検出器アレイ（８２）と、該検出器から、前記相対的に低い空間の減弱データ及び前記相対的に高い空間分解能の減弱データを含む減弱データを受け取るように構成されているデータ取得システム（３２）と、前記相対的に低い空間分解能のデータを利用することを含めて前記減弱データを利用して前記器官の画像を再構成し、これにより、前記画像内のアーティファクトを減少させるように構成されている画像再構成器（３４）とを備えた計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１３】 前記交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）は、少なくとも第一の形式のモジュール（５０）と第二の形式のモジュール（９２）とを含んでおり、前記第一の形式のモジュールは該モジュールから二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有し、前記第二の形式のモジュールは一つの方向に延在する可撓性ケーブルを有する請求項１２に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１４】 前記第二の形式のモジュール（９２）は各々の二分の一検出器セグメント（８４）において前記中心線（８０）に跨がって位置している請求項１３に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１５】 前記第二の形式のモジュール（９２）の前記可撓性ケーブル（５６）は予備形成された直角の屈曲を含んでいる請求項１４に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１６】 前記放射線検出器（８２）はｘ方向及びｚ方向を有しており、前記第一の形式の検出器モジュール（５０）は、前記ｘ方向の位置の関数としてモジュール当たり異なる数の出力を供給するように構成されている請求項１２に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１７】 前記第一の形式の検出器モジュール（５０）は、対形成したセルを含めて、前記ｘ方向及び前記ｚ方向に延在する複数の検出器セル（２０）を有する検出器モジュールを含んでいる請求項１６に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１８】 前記交互配置された二分の一検出器セグメント（８４）は、少なくとも第一の形式の検出器モジュール（５０）と、第二の形式の検出器モジュール（９２）と、前記第一の形式の検出器モジュール及び前記第二の形式の検出器モジュールが装着されている一組のレール（７６、７８、８８、９０）とを含んでおり、前記第一の形式の検出器モジュールは該検出器モジュールから二つの方向に延在する可撓性ケーブル（５６）を有し、前記第二の形式の検出器モジュールは一つの方向に延在する可撓性ケーブルを有し、前記レールは、前記第一の形式の検出器モジュールの前方に、且つ前記第二の形式の検出器モジュールの後方に延在している請求項１２に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項１９】 単一の前記第一の形式の前記検出器モジュール（５０）にわたって延在するコリメータ板と、複数の前記第二の形式の前記検出器モジュール（９２）にわたって延在するコリメータ板とを含むｚ方向に延在する一組のコリメータ板（１０２）をさらに含んでいる請求項１８に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【請求項２０】 前記検出器モジュール（５０、９２）は着脱自在である請求項１２に記載の計算機式断層写真法イメージング・システム（１０）。
【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の背景】本発明は一般的には、計算機式断層写真法心臓イメージング・システムの方法及び装置に関し、さらに具体的には、実質的な構成要素の再利用による心臓撮像に特化された方法及び装置に関する。
【０００２】少なくとも１つの公知の計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の被撮像物体を通過する。ビームは物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。検出器アレイで受光される減弱したビーム放射線の強度は、物体によるＸ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００３】公知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが物体と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で被撮像物体の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。物体の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューで構成される。アキシャル・スキャン（軸方向走査）の場合には、投影データを処理して、物体を通して得られる２次元スライスに対応する画像を構成する。一組の投影データから画像を再構成する一つの方法は、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この手法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド(Hounsfield)単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて陰極線管表示器上の対応するピクセルの輝度を制御するものである。
【０００４】さらに具体的に図５及び図６を参照して述べると、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３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の対向する側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８は検出器素子２０によって形成されており、検出器素子２０は一括で、物体２２、例えば患者を通過する投射Ｘ線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし、従って患者２２を通過する際のビームの減弱を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための一回の走査の間に、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。検出器アレイ１８はシングルスライス構成で作製されていてもよいし、又はマルチスライス構成で作製されていてもよい。マルチスライス構成の場合には、検出器アレイ１８は複数の行を成す検出器素子２０を有する。尚、図２にはその一行のみを示す。
【０００５】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によって制御されている。制御機構２６は、Ｘ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。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。
【０００６】コンピュータ３６はまた、キーボード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。付設されている陰極線管表示器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からのその他の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をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部をガントリ開口４８を通して移動させる。
【０００７】マルチスライス型のイメージング・システム１０では、検出器アレイ１８は複数の平行な検出器行を含んでおり、各々の行が複数の個別の検出器素子２０を含んでいる。マルチスライス検出器１８を有するイメージング・システム１０は、物体２２の空間を表わす複数の画像を形成することが可能である。複数の画像の各々の画像が空間の別個の「スライス」に対応している。スライスの「厚み」又は開口は検出器行の厚みに依存している。
【０００８】例えば、図７及び図８を参照して述べると、マルチスライス検出器アレイ１８は複数の検出器モジュール５０を含んでいる。各々の検出器モジュール５０が複数の検出器素子２０を有している。具体的には、各々のＸ線検出器モジュール５０は、複数のフォトダイオード５２と、半導体デバイス５４と、少なくとも一つの可撓性電気ケーブル５６とを含んでいる。当技術分野で公知のシンチレータ５８がフォトダイオード５２の上方にフォトダイオード５２に隣接して配設されている。フォトダイオード５２は個別のフォトダイオードであってもよいし、又は多次元フォトダイオード・アレイであってもよい。フォトダイオード５２はシンチレータ５８に光学的に結合されており、シンチレータ５８によって発生された光を表わす電気的出力を線６０上に発生する。各々のフォトダイオード５２が別個の電気的出力６０を発生し、この電気的出力６０が特定の検出器素子２０についてのビーム減弱の測定値となる。一つの公知の実施形態では、各々の検出器モジュール５０からのフォトダイオード出力線６０は、フォトダイオード・アレイの頂部及び底部に配置されている。
【０００９】半導体デバイス５４は、一実施形態では、二つの半導体スイッチ６２及び６４を含んでいる。スイッチ６２及び６４は各々、多次元アレイとして配列されている複数の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）（図示されていない）を含んでいる。各々のＦＥＴは、フォトダイオードの出力６０に電気的に接続されている入力線、出力線及び制御線（図示されていない）を含んでいる。ＦＥＴの出力線及び制御線は可撓性ケーブル５６によって電気的に接続されている。具体的には、フォトダイオード出力線６０のうち二分の一のものがスイッチ６２の各々のＦＥＴ入力線に電気的に接続されており、フォトダイオード出力線６０のうち残りの二分の一のものがスイッチ６４のＦＥＴ入力線に電気的に接続されている。
【００１０】可撓性電気ケーブル５６は、第一の端部（図示されていない）と、第二の端部（図示されていない）と、両端部の間を走行する複数の電線６６とを含んでいる。ケーブル５６は例えば、多数の第一の端部６８及び７０を有する単一のケーブルであってもよいし、又はもう一つの公知の実施形態では、各々第一の端部（図示されていない）を有する多数のケーブル（図示されていない）を含んでいてもよい。ＦＥＴの出力線及び制御線は、結線によってケーブル５６に電気的に接続されている。ケーブルの第一の端部６８及び７０は、取付用ブラケット７２及び７４を用いて検出器モジュール５０に固定されている。検出器モジュール５０は、レール７６及び７８を用いて検出器アレイ１８に固定されている。
【００１１】一つの公知の検出器アレイ１８は円弧状である。但し、図９を参照すると、検出器アレイは、放射線ビーム１６に照射される区域を平坦な２次元表現で単純化した図として表現されている。かかる表現においては、ガントリ１２の回転軸が検出器アレイ１８のｚ方向を画定する。横方向すなわち検出器素子２０の各々の行が延在している方向がｘ方向を画定する。図９では、検出器素子２０の各行（別個には図示されていない）は紙面に沿って線状に延在しているが、各々の行は実際には、検出器アレイ１８の円弧に沿っている。図９の中心線８０は、ガントリ１２の回転軸を通る放射線ビーム１６の仮想的な線を表わしている。検出器アレイ１８は中心線８０に関して少なくとも近似的に対称であり、すなわち中心線８０の各々の側での検出器セル２０の数が僅かに非対称であっても動作上は問題ない。
【００１２】図９は一定縮尺の図ではない。加えて、図９には幾つかの検出器モジュール５０しか示していない。一つの公知のイメージング・システムでは、１６素子の１６行分を各々有する５７個の検出器モジュール５０が検出器アレイ１８として組み立てられている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】公知のイメージング・システム１０の一つの問題点は、患者２２の心臓又は他の器官を放射線源１４及び検出器アレイ１８の単一回の回転で撮像するのに十分な行数の検出器素子２０を設けた検出器アレイ１８を有していないことである。このように、公知の心臓ＣＴ撮像方法には、多数回の回転及びかなりの時間量（心搏サイクルに対して）が必要である。
【００１４】原理的には、心臓の全部分からの減弱データを獲得するのに十分な行数の検出器行を有する大型の検出器アレイ１８を用いて単一回の回転で心臓全体を撮像することは可能である。かかる検出器アレイ１８を有するＣＴイメージング・システム１０であれば、心臓走査時の患者への全放射線量を減少させる利点を提供することができる。しかしながら、診断目的のために許容可能な分解能を得るためには、検出器アレイ１８は膨大な総数の検出器素子から大量のデータを生成しなければならない。かかる大量のデータを処理することが可能なデータ取得システム３２を設けるには経費が掛かる。
【００１５】複数の隣接した検出器行（すなわち「マクロ行」）からのデータを選択的に結合して、異なる選択された厚みを有するスライスに相当する画像を得る方法が公知であり、この方法でも走査時にデータ取得システム３２が処理しなければならないデータの量は減少する。単一回の回転で心臓全体を撮像するのに十分な大きさを有する検出器アレイ１８が提供されれば、行を結合して、生成されるデータの量を減少させることができる。代替的には、大量のデータを生成せずに撮像範囲を拡大できるように、検出器素子２０を単純に大きくすることもできる。しかしながら、これらの代替的方法のいずれも、分解能を許容できない水準にまで低下させるという重大な問題点を引き起こす。
【００１６】従って、Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で十分なＣＴ心臓撮像を行なう方法及び装置を提供できると望ましい。さらに、かかる撮像が単一回の回転で行なえると望ましい。また、画質及び分解能に許容できない犠牲を生じずに上述のような心臓ＣＴ走査時に収集されるデータの量を減少できると望ましい。
【００１７】
【課題を解決するための手段】従って、本発明の一実施形態では、患者の器官を撮像する方法が提供される。本方法は、回転式ガントリに結合されている放射線源及び検出器を有する計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムによって患者の器官を含む患者の身体の空間を走査する工程であって、検出器アレイはガントリの回転軸に平行なｚ方向及びｚ方向を横断するｘ方向を有する、走査する工程と、検出器アレイの複数の交互配置された二分の一検出器セグメントから減弱データを取得する工程と、取得された減弱データを用いて患者の器官を含む画像を再構成する工程とを含んでいる。
【００１８】上述の実施形態は、画質及び分解能に許容できない犠牲を生じずにＣＴイメージング・システムのＸ線源及び検出器の最小回数の回転で十分なＣＴ心臓撮像を行なうことが可能である。
【００１９】
【発明の実施の形態】図１の単純化された表現を参照して述べると、本発明の検出器アレイの一実施形態８２をイメージング・システム１０のようなＣＴイメージング・システムにおいて用いて、患者２２の心臓又は他の器官を撮像する。（図１は図９と同様に単純化されている。）検出器アレイ８２は置き換えられており、すなわち図５のイメージング・システム１０の本来の設備として検出器アレイ１８の代わりに設けられている。検出器アレイの実施形態８２は、患者２２の周囲を回転する検出器の円弧の二分の一からのデータのみが必要とされるという事実を活用したものであり、ハーフスキャン式のサンプリング及び画像再構成と同等である。（ハーフスキャン式のサンプリングにおける各々の検出器セル２０は、患者２２を中心とする少なくとも１８０°の円弧からの放射線を受光して測定する。）検出器アレイ８２は、中心線８０の左側及び右側（さらに正確に述べると、中心線８０から正のｘ方向の側及び負のｘ方向の側）に交互配置されている複数の二分の一検出器セグメント８４を含んでいる。ＣＴイメージング・システム１０の一実施形態では、中心線８０は、ガントリ１２の回転軸を通る放射線ビーム１６の仮想的な線として定義される。イメージング・システム１０を参照しない場合であれば、交互配置された検出器アレイ８２の中心線８０は、ｘ方向に検出器アレイ８２を二分するｚ方向に平行な仮想的な線として定義することもできる。二分の一検出器セグメント８４は、中心線８０の近辺の領域において互いに対して当接している。
【００２０】検出器アレイ８２のもう一つの実施形態は、中心線８０の同じ側に複数の二分の一検出器セグメント８４を含んでいる。（換言すると、二分の一検出器セグメント８４が交互配置されていない。）しかしながら、図１の交互配置型の実施形態は、二分の一検出器セグメント同士の間に間隙８６を形成する。間隙８６は、アレイ８２内にモジュール５０を保持するレール８８及び９０を設ける余地を形成することにより、用いられるべき従来技術の検出器モジュール５０のために空間を提供する。加えて、間隙８６によって、可撓性電気ケーブル５６を検出器アレイ８２から引き出すことが可能になる。二分の一検出器セグメント８４においては、モジュール５０は四つの辺を有し、各モジュールは最大で二つの他のモジュールと当接する。
【００２１】図２について説明する。検出器アレイ８２の中央検出器モジュール９２が、従来技術のモジュール２０とは異なる方式で構成されている。可撓性ケーブル５６に利用可能な空間は限られており、またｚ方向には隣接したモジュールが存在しているので、中央検出器モジュール９２は、装着された状態で、該モジュール９２の可撓性電気ケーブル５６がｚ方向ではなくｘ方向に引き出されるように構成される。この構成に対応するために、電気的出力線６０（図２には示されていない）及び半導体スイッチ６２は、これらがモジュールの頂部及び底部に配置されていた従来技術の検出器モジュール５０とは対照的に、検出器モジュール９２の片側に配置されている。図２の実施形態では、すべての信号は、一つの方向に延在する一つの可撓性電気ケーブル５６と一つの半導体スイッチ６２とによって処理される。これにより、各々の検出器モジュール９２が三つの他の辺で突き合わせ連接部（butt joint）を有するので、単純に検出器モジュール９２を適当な方向に配向させることにより検出器モジュール９２を各々の二分の一検出器セグメント内で利用することが可能になる。一実施形態では、検出器モジュール９２は検出器モジュール５０よりも幅広の電気ケーブル５６を有し、ケーブル５６は他のモジュール５０の可撓性電気ケーブル５６と干渉しないようにモジュール９２の空いた辺を密に包囲する。一実施形態では、ケーブル５６は、予備形成された直角の屈曲を備えた形状を有する。また一実施形態では、検出器アレイ８２のｘ方向の両端部に位置する中央検出器モジュール９２は、第三の突き合わせ連接部の代わりにコリメータ・レールに装着するための別個の取付用フランジ（図示されていない）を有する。
【００２２】中央検出器モジュール９２は、検出器モジュール５０と同数の検出器素子を有している必要はなく、画像中央のアーティファクトを減少させるように設けられる。従って、一実施形態では、検出器モジュール９２は各々の二分の一検出器セグメント８４において中心線８０に跨がって設けられて、ｚ方向に１６個及びｘ方向に１４個の検出器セル２０を有する。また一実施形態では、検出器セル２０はｘ方向に対を形成している（すなわち二つの検出器セルが単一の出力を発生するように結線によって結合されている。）。ｘ方向の２個のセル分の「空間」（すなわち１６個ではなく１４個の検出器セル２０であることから）は、フォトダイオード５２の信号経路形成及び可撓性ケーブル５６の終端形成のための空間を提供する。他の実施形態では、ｘ方向にさらに多数又はさらに少数の検出器セル２０を有する検出器モジュール９２が用いられる。セル２０の数は、イメージング・システム２０の視野の中央が適当にサンプリングされることを保証するように選択される。
【００２３】図１に示すように、検出器アレイ８２の構築には二つの形式のレール８８及び９０が用いられ、またこれらのレール８８及び９０はポスト・ペイシェント・コリメータの一部を成している。検出器アレイ８２の検出器モジュール５０は、例えば螺子を検出器モジュール５０を貫通してレールの螺子孔に螺合させることにより、従来技術の検出器モジュール１８と同様の態様でレール８８及び９０に装着される。レール８８は通常のものであって、二分の一検出器セグメント８４の全長にわたってｘ方向に延在している。レール９０は、二分の一検出器セグメントの殆ど全長にわたって延在しているが、但し、隣接する二分の一検出器セグメント８４の検出器モジュール９２に当接する部分を除いて延在している。この点で、透視画法的な線で示すように、一実施形態では、レール９０は中央検出器モジュール９２の下方で斜めに延在していて、他方の二分の一セグメント８６の取付用レールとして続いている。中央モジュール９２は、レール９０が中央モジュール９２の下方を走行しているので、モジュール９２をレール９０に接着することにより装着される。検出器アレイ８２のもう一つの実施形態では、レール９０は空いた辺（すなわち可撓性ケーブル５６が取り付けられている辺）に装着される。このように、レール８８及び９０は検出器モジュール５０の前方に装着され、レール９０は中央モジュール９２の後方に延在している。
【００２４】一実施形態では、検出器アレイ８２の検出器モジュール５０及び９２は着脱自在であり交換可能である。
【００２５】一実施形態では、ポスト・ペイシェント・コリメータ板１０２が用いられる。板１０２は、中央検出器モジュール９２の上方以外では従来のものであって、中央検出器モジュール９２の上方では、各々のコリメータ板は検出器８２のｚ方向の全厚にわたって延在しており、すなわち両方のレール８８の間で、複数の検出器モジュール９２にわたって延在している。（従来の板１０２は、単一の検出器モジュール５０のみにわたってｚ方向に延在している。）ポスト・ペイシェント・コリメータのワイヤ１０４がポスト・ペイシェント・コリメータ板を横断して延在しており、構築上の格別の問題点を呈することはない。図１には、幾つかのポスト・ペイシェント・コリメータ板１０２及びワイヤ１０４のみを示している。
【００２６】一実施形態では、中央モジュール９２はレール９０と同一平面上に位置する。
【００２７】図１に示す装着構成は例示のためのみのものである。さらに、本発明の検出器アレイの実施形態は、例えば任意数の交互配置された二分の一検出器セグメント８４を用いることができる点で拡縮可能（スケーラブル）である。図３は、図１の検出器アレイの実施形態８２とは僅かに異なる形態を有するもう一つの検出器アレイの実施形態９４を示している。この実施形態は、二分の一検出器セグメント８４を二つしか有さない。加えて、レール９６は二つの中央検出器モジュール９２を支持するのに十分な幅を有する。
【００２８】心臓用ＣＴイメージング・システム１０の一実施形態は、マルチスライス検出器アレイ１８の代わりに検出器アレイ８２を用いる。この実施形態は、従来技術のマルチスライス検出器アレイ１８を用いた標準的な８スライス型イメージング・システム１０と同程度のデータ出力量を生成する。
【００２９】例えば、一実施形態について図２及び図４を参照して述べると、検出器モジュール９２はＺ方向に１６個のセルを有し、Ｘ方向に７個の対形成したセルを有し、合計でモジュール当たり１１２の出力を生ずる。中央検出器モジュール９２に隣接する領域９８の検出器素子５０は、ｘ方向に最小で１１２個の検出器セル２０を有し、１３．０４ｃｍの視野（ＦＯＶ）を有する。回転中心５８まで５４１ｍｍの所での二分の一視野（ＦＯＶ）は６．５２°であって、すなわちセル当たり０．０６１８°である。従って、患者２２の心臓の全ＦＯＶは１３ｃｍとなる。
【００３０】一実施形態では、１６×１６の検出器セル２０のアレイを各々有する７個の検出器モジュール５０をガントリの回転中心に隣接した領域９８内で用いて、１３．０４ｃｍのＦＯＶを形成する。本実施形態の検出器セル２０はｚ方向に１．２５ｍｍの分解能を与える。ｘ方向のセルは対を形成しており（すなわち各対の電気的出力が共に接続されている）、検出器モジュール５０一つ当たり１２８の別個の出力しか存在しないようにしている。ｘ方向に対形成したセル２０によって、僅かな変更を施すのみで検出器アレイ８２の全体にわたって標準的な検出器モジュール５０を利用することが可能になる。例えば、一実施形態の検出器モジュール５０は対形成するように結線される。もう一つの実施形態では、結線の代わりにＦＥＴアレイ６２及び６４を用いて、すべてのピクセルのゲインが較正され得るようにする。他の点では、検出器モジュール５０の構成は公知のマルチスライス・イメージング・システムのかかるモジュールの構成と同様である。
【００３１】結線により対形成すると（又は他の場合には検出器モジュール５０の出力を結合すると）、心臓画像を処理するのに必要なＤＡＳ３２のデータ入力の数が減少する。加えて、ｘ方向に加算を行なうと、本書に記載したような寸法の検出器セル２０を用いる場合には画像空間内でさらに等方的なボクセルが得られる。このようにして、領域９８における検出器セル２０の総数は、アレイ当たり７×１２８＝８９６セルとなる。
【００３２】二分の一検出器セグメント８４の第二の領域１００は、ＦＯＶ全体の再構成を支援する。但し、領域１００は心臓撮像の細部を提供する必要はなく、従って、領域９８よりも遥かに低い検出器セル・サンプリングを与えればよい。例えば、一実施形態では、イソセンタ２４まで５４１ｍｍの所での４８ｃｍのＦＯＶは２６．３４°であり、すなわち検出器セル２０一つ当たり０．０６１８°である。しかしながら、領域１００において各々のモジュール５０におけるセル２０からのデータは結合されて、各々のモジュールが各々の行毎に単一の出力を与えるようにする。換言すると、各々のモジュールのすべてのセルがｘ方向に結合されるが、ｚ方向の分解能は依然として１．２５ｍｍとなる。このようにして、各々のモジュール５０が１６の出力を供給する。一実施形態では、モジュール６０の内部でｘ方向のセルの加算が実行される。もう一つの実施形態では、加算はＤＡＳ３２のバックプレーンで実行される。これら二つの実施形態のいずれにおいても、合計で４２６個の検出器セルがガントリの回転中心の左側に位置し、すなわち、モジュール当たり４２６セル／１６セル＝２６．６３すなわち２７の全モジュール５０となる。従って、領域９８に７個のモジュール５０が用いられているので、領域１００には２０個のモジュール５０が存在する。モジュール５０が２０個でありモジュール５０一つ当たり１６の出力しかないので、領域１００には実効的に３２０のセル出力が存在する。
【００３３】上述のような態様で検出器セル２０を結合することにより、検出器アレイ８２は中心線８０の近くでは相対的に高い空間分解能を与え、中心線８０から離隔した位置では相対的に低い空間分解能を与える。
【００３４】８スライス型のＣＴイメージング・システムからの公知のＤＡＳ３２は、ボード当たり１２８のチャネルを有する４８個のボードを含んでおり、４８×１２８＝６１４４個の検出器セル２０を処理する十分な能力を提供している。従って、公知のＤＡＳ３２は、４．６３個の二分の一検出器セグメント８４に十分な処理能力を提供する（検出器アレイ当たり６１４４セル／１３２８セル＝４．６３検出器アレイ）。しかしながら、一実施形態では、１３ｃｍ（Ｘ）×１０ｃｍ（Ｚ）の心臓撮像範囲を与える撮像のために、５個の二分の一検出器セグメント８４を有する検出器アレイ８２が設けられる。従って、必要とされる追加のチャネルのために僅かな追加のＤＡＳ３２ボードのみが必要である。もう一つの実施形態では、領域９８のうち領域１００に隣接する部分のさらなるセル２０を加算して、画質を大幅に犠牲にすることなく検出器アレイからのデータ出力の量をさらに減少させる。この実施形態はまた、公知の８スライス型のＣＴイメージング・システムによって提供されるものより僅かに多い追加のＤＡＳ３２チャネルしか必要としない。領域１００のセル・サンプリングがさらに少ない及び／又は領域９８の重複したセル２０がさらに少ないもう一つの実施形態では、追加のＤＡＳ３２ボード又はチャネルは必要とならない。
【００３５】ボウタイを改変すると、患者の外側の低分解能部分でのＸ線量を減少させることができる。
【００３６】本発明の一実施形態では、患者２２の器官を撮像するために、関心のある器官を含む患者２２の身体の空間を、検出器アレイ１８の代わりに本発明の検出器アレイ８２を採用した計算機式断層写真法イメージング・システム１０で走査する。検出器アレイ８２の複数の交互配置された二分の一検出器セグメント８４から減弱データが取得され、取得された減弱データを用いて患者２２の器官の画像が再構成される。
【００３７】このように、本書に記載した実施形態は、Ｘ線源及び検出器の最小回数の回転で、又は幾つかの実施形態では単一回のみの回転で、十分なＣＴ心臓撮像を可能にすることは明らかである。さらに、かかる心臓ＣＴ走査時に収集されるデータの量は、強化を殆ど又は全く施さずまた画質及び分解能に許容できない犠牲を生じずに、公知のデータ取得システムによって処理され得る水準にまで減少する。
【００３８】様々な特定的な実施形態によって本発明を説明したが、当業者であれば、特許請求の要旨及び範囲に属する改変を施して本発明を実施し得ることを理解されよう。
【出願人】 【識別番号】３０００１９２３８
【氏名又は名称】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
【出願日】 平成１３年１２月２７日（２００１．１２．２７）
【代理人】 【識別番号】１０００９３９０８
【弁理士】
【氏名又は名称】松本 研一
【公開番号】 特開２００２−３０６４６５（Ｐ２００２−３０６４６５Ａ）
【公開日】 平成１４年１０月２２日（２００２．１０．２２）
【出願番号】 特願２００１−３９５７９０（Ｐ２００１−３９５７９０）