X射線計算機斷層攝影系統的製作方法

2023-06-27 13:06:16 2

專利名稱：X射線計算機斷層攝影系統的製作方法
技術領域：
本發明的實施方式涉及調製(modulate)管電壓(tube voltage)的X射線計算機 斷層攝影裝置。
背景技術：
以往的計算機斷層攝影系統在數據收集(掃描)期間中，原則上固定管電壓與管 電流(tube current)。由於衰減(attenuation)很大程度地取決於視場角，因此畫質變得 不穩定。身體部分的物理尺寸(X射線透過長度)由於通過表示在被檢體的周圍旋轉的X 射線管的位置的視角(view angle)而大大不同，因此X射線以不同的等級衰減。即，由於 與身體部分的物理尺寸沒有關係地通過同一光譜(spectrum)與通量(flux)的X射線束來 收集投影數據組(projection data set)，因此畫質因物理尺寸等而發生變化。當為了提高 畫質而增高管電壓與管電流時，被輻射增加。當為了抑制被輻射而降低管電壓與管電流時， 將產生偽影(artifact)。因此，調製管電壓與管電流中的某一個。例如，根據來自X射線檢測器的反饋信號 (feedback signal)調製管電壓。假設X射線的衰減係數(attenuation coefficient)相 同，在厚的部分上照射高能量X射線，在更薄的部分上照射低能量X射線。在被檢體中被衰 減的X射線以基準能量為中心進行分布。管電壓與管電流在假設衰減係數為固定的基礎上被控制。但是實際上衰減係數並 不是固定的。管電壓在掃描期間中被調製。管電壓針對每個視角而被設定。管電壓針對每 個體軸的位置而被設定。被收集到的投影數據在圖像重建處理中不存在互換性。某投影數 據與某管電壓對應。其他投影數據與其他管電壓對應。衰減係數的能量依賴性否定管電壓 不同的投影數據的互換。為了在視角與位置中實質性地保持衰減等級而存在管電流調製技術。為了使現在 的視角與位置中的衰減值與之前檢測出的視角與位置中的衰減值近似而調製電流。不調製 管電壓，而只調製管電流。電流調製在控制噪音等級(noise level)上有效。但是在與輻射劑量效率相關聯 的X射線衰減上無效。管電流越高，噪音等級(投影數據的分散)就越下降。噪音等級與 管電流成反比例。輻射劑量與管電流成比例。電流調製改善畫質。通過改善X射線的輻射 劑量效率，可以優化輻射劑量。減少被輻射與提高畫質是通過優化輻射劑量效率來實現。即，將被輻射抑制到必 需最小量，且不損壞畫質。輻射劑量效率一般被定義為(S/N)2除以輻射劑量等級，在此(S/ N)為信噪比。輻射劑量效率取決於X射線光譜、檢測器特性、X射線衰減。通過利用管電壓 調製使光譜發生變化，可以優化輻射劑量效率。僅通過電流調製，不能使減少被輻射與提高畫質並存。為了優化輻射劑量效率而 需要管電壓調製。電壓調製拒絕投影數據的互換。為了能夠互換投影數據，試用雙能量成 像技術。
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雙能量成像技術是有前景的技術。其根本概念可以根據基於低能量的X射線所收 集到的投影數據與基於高能量X射線所收集到的投影數據的一對數據組來推定患者信息。雙能量成像的物理依據是處於30keV至140keV的具有臨床意義的能量範圍內的 X射線的兩個相互作用。兩個相互作用是光電吸收(optical/electrical absorption)與 康普頓散射(Compton scattering)。光電吸收使用能量的急減函數(rapidly decreasing function)來表示。康普頓散射使用能量的緩函數(gentle function)來表示。光電吸收是 吸收組織的有效原子序數(Z)的強函數，散射幾乎不依賴於Z。Alvarez和Macovski (1976) 通過物理學開發了被稱為雙能量分解的使用雙能量信息的數學方法。能量分解除了能量依賴性之外還必須考慮X射線管。商用臨床CT掃描儀大多數使 用多色光源。雙能量成像的數學方法是重要的。在具有多色光源的單一能量成像中不存在 正確分析的方法。使用多色光源的雙能量分解的一種數學方法在美國專利申請12/361，280 號(2009年1月28日申請)以及美國專利申請12/106,907 (2008年4月21日申請)號等 中被記載。在雙能量計算機斷層攝影方法中，管電壓的高速開關技術一般對每個視角交替 切換高電壓與低電壓。雙能量數據域分解的迭代解通過支配性的線性項急速收斂。到目前為止，已實現了幾種雙能量技術。例如，西門子(Siemens)公司開發了一種 安裝2個X射線管並生成與2種能級對應的2個數據組的技術。飛利浦(Philips)公司使 用Haifa研究設施開發了一種上層存儲低能數據，下層存儲高能數據的層疊檢測器。原型 系統被設置在Hadassah Jerusalem醫院。通用電氣(General Electric)公司使用石榴石 開發了一種每1周2496次的高速檢測器。該高速檢測器為了收集低能量數據組與高能量 數據組而與高速管電壓開關類型的X射線管並用。表1為匯總收集雙能量數據組的確定方法的優點與缺點的表。高速管電壓開關技 術對每個視角交替切換低管電壓與高管電壓。即使在這些方法中，高速管電壓開關也是非 常有效的。由於雙X射線管類型與層疊類型檢測器需要追加成本，因此成本效率不好。同 樣，通用電氣公司的高速開關檢測器也提高成本。甚至雙射線源與層疊檢測器兩者都必須 解決下表所舉出的其他技術問題。另一方面，低速管電壓開關不需要追加部件或機器。但 是，高能量投影數據與低能量投影數據在時間上相偏離1個旋轉周期。在螺旋掃描中，高能 量投影數據與低能量投影數據在一對軸方向上收集位置發生偏離。
[表 1]儘管如此，如表1中已示出的那樣，雙射線源或不使用特別的檢測器的高速管電 壓開關技術在基於雙能量的投影數據收集中存在優點與缺點。高速管電壓開關技術在 高能量照射與低能量照射之間具有極其良好的時間與空間配準(temporal and spatial registration) 0由此，能夠實施數據域法，提高IQ與柔韌性(flexibility)。高速管電壓 開關技術收集在螺旋掃描中也優異的雙能量數據組。缺點是時間上配準下降。其他問題在 於在技術上很難使管電流像管電壓那樣高速振動。在雙能量成像的實際應用中存在幾個課題。一個重要課題在於在兩個投影數據之 間輻射劑量以及噪音等級發生變動。低能量數據與高能量數據相比噪音頗多。其理由是X 射線管的效率隨電壓越低就越降低，低能量X射線通常難以滲入到組織裡。患者的身體越 大就越顯著。與此相同的問題在掃描同一患者的不同部分時產生。其理由是因為這些身體 部分的物理尺寸大不同。關於雙能量CT，在非專利文獻3中示出了調製管電流的一個算法(algorithm)。現 有技術主張雙能量曝光控制(DEEC) —邊將輻射劑量保持為固定一邊將最終單色圖像的噪 音設為最少。或者，現有技術主張DEEC —邊將噪音保持為固定一邊將輻射劑量設為最少。 換而言之，在上述DEEC中通過電流調製改善輻射劑量與噪音中的某一個。在這一點上，現 有技術的DEEC還無法改善輻射劑量效率。[現有技術文獻]
[專利文獻][專利文獻1]日本特開昭53-110495號公報[專利文獻2]日本專利第2704084號說明書[專利文獻3]美國專利申請12/361，280號[專利文獻4]美國專利申請12/106，907號[非專利文獻][非專利文獻 1]Godfrey Hounsfield' s paper (1973)[非專利文獻2]Yu Zou 與Michael D. Silver 的「Analysis of FastkV-switching in DualEnergy CT using a Pre-reconstructionDecomposition Technique」(2009)。[非專利文獻3]" Dual energy exposure control (DEEC) for computed tomography !Algorithm and simulation study, " Phillip Stenner 禾口 Marc Kacheirie, Med. Phys.35(11), Nov 2008。

發明內容
目的在於不犧牲畫質地改善基於X射線過剩照射的患者的安全性。根據實施方式，構成為在收集與至少2種能量光譜對應的至少2種投影數據中執 行電壓調製的計算機斷層攝影系統根據被檢體中的X射線的衰減，調製2種管電壓的至少 一方，優化輻射劑量效率。在下面的描述中將提出本發明的其它目的和優點，部分內容可以從說明書的描述 中變得明顯，或者通過實施本發明可以明確上述內容。通過下文中詳細指出的手段和組合 可以實現和得到本發明的目的和優點。


結合在這裡並構成說明書的一部分的附圖描述本發明當前優選的實施方式，並且 與上述的概要說明以及下面的對優選實施方式的詳細描述一同用來說明本發明的原理。圖1為表示本實施方式的CT裝置的圖。圖2A為表示本實施方式中的特定的視角的能級的圖。圖2B為表示本實施方式中的特定的視角的能級的圖。圖3為表示本實施方式的整體處理步驟的流程圖。圖4為表示本實施方式的電壓調製處理步驟的流程圖。圖5為表示本實施方式的其他電壓調製處理步驟的流程圖。圖6為表示本實施方式的電流調製步驟的流程圖。圖7為表示本實施方式的電流調製的其他處理步驟的流程圖。圖8為表示輻射劑量相對於有效能量大致為線性的圖。圖9為表示對象為鈣(calcium)背景為水的模型的信噪比的圖表。圖10為表示對象為鈣(calcium)背景為水的模型的輻射劑量效率的圖表。圖IlA為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的被標準化的輻射劑量效率 的圖表。
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圖IlB為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的被標準化的輻射劑量效率
的圖表。圖IlC為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的被標準化的輻射劑量效率
的圖表。圖IlD為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的被標準化的輻射劑量效率
的圖表。圖12A為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的為了區別碘造影劑而被標
準化的輻射劑量效率的圖表。圖12B為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的為了區別碘造影劑而被標
準化的輻射劑量效率的圖表。圖12C為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的為了區別碘造影劑而被標
準化的輻射劑量效率的圖表。圖12D為表示對於對象尺寸150、250、350以及450mm的為了區別碘造影劑而被標
準化的輻射劑量效率的圖表。圖13為表示在本實施方式中2個管電壓的上限與下限各自的變化的圖表。圖14為圖13的補充圖。圖15為表示在本實施方式中固定2個管電壓的上限，使下限變化的圖表。圖16為圖15的補充圖。圖17為表示在本實施方式中固定2個管電壓的下限，使上限變化的圖表。圖18為圖17的補充圖。[符號的說明]100···機架、103. ..X射線檢測器、104...數據收集系統(DAS) ,105...非接 觸數據傳送器、106...處理裝置、107...旋轉單元、108...滑環、109...高電壓產生器、 110...系統控制器、112...存儲裝置、114...重建裝置、115...輸入裝置、117...電流調整 器、116...顯示裝置、S...被檢體。
具體實施例方式如圖1所示，本實施方式包含機架(gantry) 100。機架100具有X射線管101、多 列型或二維排列型的X射線檢測器103。X射線管101與X射線檢測器103被安裝在被設 置成能夠圍繞旋轉軸RA旋轉的環狀框架102上。X射線檢測器103與X射線管101相對。 旋轉單元107以0. 4秒/周等高速旋轉框架102。載置在床板上的被檢體S通過床板的移 動而沿著旋轉軸RA移動。高電壓產生器109為了從X射線管101中產生X射線而經由滑環(slip ring) 108 向X射線管101施加管電壓，並供給燈絲電流(filament current)。X射線管101的管電 壓以高能級與低能級被交替切換。數據收集系統(data acquisition system DAS) 104將各通道的從X射線檢測器 103中輸出的信號變換電壓信號，將其電壓信號放大，進而將其變換為數位訊號。X射線檢 測器103以及DAS104被構成為能夠以最大900TPPR、900TPPR至1800TPPR以及900TPPR至 3600TPra處理每1周的數據收集次數(TPPR)。
從DAS104中輸出的數據(原始數據)經由非接觸數據傳送器(transmitter) 105 被送至容納在控制臺中的前處理裝置106。前處理裝置106對原始數據執行靈敏度校正等 各種校正處理。存儲裝置112存儲接受了前處理的數據(投影數據)。存儲裝置112與重 建裝置114、顯示裝置116、輸入裝置115以及掃描計劃輔助裝置200 —起通過數據/控制 總線與系統控制器110連接。掃描計劃輔助裝置200具有輔助攝影工程師制定掃描計劃的 功能。高速雙能量功能對每個視角以低電壓與高電壓交替切換管電壓。在該技術下，在 與高能量對應的投影數據和與低能量對應的投影數據之間時間上以及空間上位置偏移極 短。由此，可以採用數據域方法(data domain method)。在螺旋掃描中也一樣。重建前分 解技術(preconstruction decomposition technique)在高噪音等級的與低能量對應的投 影數據和與高能量對應的投影數據之間可以減少視角的偏移。本實施方式也包含管電壓的低速開關。高管電壓與低管電壓每次旋轉都被交替切 換。管電壓在初始旋轉期間中，在所有視角中被固定為高能量。在接下來的旋轉中，管電壓 被切換為低能量。管電壓在接下來的旋轉期間中，在所有視角中被固定為低能量。在這一點 上，低管電壓開關的速度大約是高速管電壓開關的速度的約1000至2000分之一。低速開 關技術既不需要追加部件也不需要追加設備。但是在與高能量對應的投影數據和與低能量 對應的投影數據之間，無法避免時間上偏移。時間上偏移是1旋轉周期。在螺旋掃描中，在 與高能量對應的投影數據和與低能量對應的投影數據之間，空間上位置偏移進一步加大。雙能量技術需要追加硬體。在本實施方式中，安裝例如用於同時生成2種光譜的 2個X射線管。在其他實施方式中，安裝專用的層疊檢測器或雙層檢測器。另外，其他實施 方式需要計算光子數的光子計數檢測器。2個X射線管、層疊檢測器、光子計數檢測器的安 裝會產生追加成本。這些實施方式在收集與高/低能量對應的投影數據組上成本效率不太 好。根據本實施方式，雙能量對應的CT為了以2種能量產生X射線而調製X射線管 101的管電壓。在掃描中，根據X射線透過的對象部分的厚度，使調製的管電壓的上限與下 限變化。在本實施方式中，系統控制器110根據對象部分的厚度，從多個高能量值與低能 量值的組中，選擇特定的組。對象部分的厚度根據在掃描前取得的掃描圖像(scanogram) 來確定。根據掃描圖像(scanogram)選擇特定的管電壓組。管電壓組由高管電壓值與低管 電壓值構成。如圖2A與圖2B所示，系統控制器110通過對象部分的厚度來選擇特定的管電壓 組。在X射線管101位於視角α 時，如圖2A所示，X射線通過第1距離。另一方面，在X 射線管101位於視角α2時，如圖2Β所示，X射線通過第2距離。第1距離比第2距離長。 與α 對應的X射線衰減比與α2對應的X射線衰減大很多。其結果，由於光子減少的差 異，會產生條紋狀偽影(streak artifact) 0在X射線管101位於視角α 1時所使用的管電壓組與在X射線管101位於視角α2 時所使用的管電壓組不同。在X射線管101位於視角α 時，管電壓按照第1管電壓組在 低電壓(IOOkV)與高電壓(140kV)之間變動(alternate) 0在X射線管101位於視角α 2 時，管電壓按照第2管電壓組在低電壓(SOkV)與高電壓(120kV)之間變動。因此，根據本實施方式，由雙能量CT中的管電壓調製實現被輻射減少與噪音降低。所準備的管電壓組的數量並不僅限於2。X射線管101的電壓調製中所使用的管 電壓組的數量越多，輻射劑量效率接近最佳級別的可能性就越高。另一方面，當管電壓組的 數量少時，開關技術變得簡單。不管哪種情況下，在各視角中，低電壓與高電壓之間的能量 分離都必須足以保證穩定的分解。圖13至圖18示出了使用很多管電壓組，針對每一個或數個視野使管電壓調製的 上限值(高電壓)與下限值(低電壓)的至少一方變化的情況。圖13、圖14示出了對每一 個或數個視野使管電壓調製的上限值(高電壓)與下限值(低電壓)的兩者變化的控制。 圖15、圖16示出了在所有視野中固定管電壓調製的上限值(高電壓)，對每個視野使下限 值(低電壓)變化的控制。圖17、圖18示出了在所有視野中固定管電壓的下限值(低電 壓)，對每個視野使上限值(高電壓)變化的控制。視角與管電壓組的對應也可以通過X射線檢測器的輸出的反饋控制，與掃描動作 並行地實時發生變化。例如，管電壓組以使當前視場角中的衰減X射線值與預先檢測出的 視場角與位置中的平均衰減X射線值接近的方式來決定。任何情況下，在各視角中，低電壓 與高電壓之間的能量分離必須大到可以保證穩定的分解。為了使畫質與輻射劑量平衡，將管電流調製與管電壓調製並用。在各掃描中，為了 以最小量的輻射劑量來取得必需的畫質，也可以對視角獨立調製管電壓與管電流。管電流 的調製一般在控制噪音等級上有效，但在輻射劑量效率上無效。投影數據收集中的管電流 值越高，所收集到的投影數據組的噪音等級就越下降。更確切地來說，噪音等級與管電流值 成反比例。另一方面，管電流與對患者的輻射劑量成比例。在這一點上，電流調製可以在輻 射劑量效率為固定時改善畫質從而達到最佳輻射劑量等級。然而，通過調整X射線衰減改 善輻射劑量效率，可以進一步降低最佳輻射劑量等級。為了控制管電流，設置電流調整器117。系統控制器110根據對象部分的厚度，除 了高電壓與低電壓之間的負荷比(duty ratio)，還選擇特定的管電流值，從而使對應的高 能量X射線與低能量X射線變化。如圖2A與圖2B所示，管電流通過視角，以優化投影數據 的噪音等級的方式來調製。其結果，X射線管101以特定的管電流生成不同光譜的X射線。 因此，雙能量CT的管電壓以及/或電流調製為了既保持畫質又減少被輻射而根據對象部分 的厚度來選擇管電壓與管電流的組。在任何情況下，在各視角中，低電壓與高電壓之間的能 量分離必須大到保證穩定的分解。如圖3所示，在步驟SlO中，選擇向生成雙能量X射線的X射線管101施加的管電 壓的上限與下限，並在其之間交替切換管電壓。調製向X射線管101施加的單一電壓等級， X射線管101生成通過雙能量的雙層檢測器或光子計數檢測器分離的幅度寬的光譜的X射 線。為了以改善後的輻射劑量效率來取得投影數據而針對各視角的每個調製或調整雙能量 CT的電壓。通過組合電壓調製與電流調製，優化輻射劑量等級。如上所述，本實施方式的CT掃描儀安裝有一個能夠高速開關管電壓的X射線管、 一個能夠低速開關管電壓的X射線管，或2個X射線管。本實施方式的CT掃描儀安裝雙層 檢測器或光子計數檢測器。其次，在步驟S20中，收集能量不同的投影數據。在步驟S30中，判定是否為了其 他投影數據收集序列而進一步調整調製電壓值。換而言之，在步驟S30判定是否掃描了所
10有必需的視角。在步驟S30中，判定為必需的視角還沒全部被掃描時，返回到步驟S10，重複 步驟SlO以及S20。另一方面，在步驟S30中，判定為必需的視角全部被掃描完時，進入到 步驟S40，於是，多切片X射線CT裝置為了計算不依賴於光譜的基本材料的長度，對各視角 的所收集到的投影數據執行重建前分解(preconstruction decomposition)。由此，避免 由電壓變動所引起的不一致，同時為了達到最佳輻射劑量效率而調整各視角的電壓。在步 驟S50中，基本圖像根據不依賴於光譜的基本材料的長度來重建。最後，在步驟S60中，組 合基本圖像，從而取得單色圖像、密度圖像、有效Z圖像等。如圖4所示，在步驟S100中，取出預先在存儲裝置112中存儲的掃描圖像 (scanogram)的數據。在步驟SllO中，根據掃描圖像(scanogram)，對每個視角選擇與相應 於視場角的被檢體的厚度(X射線透過長度)對應的管電壓組。系統控制器110為了生成 雙能量X射線，在步驟S120中，按照所選擇的管電壓組的高電壓/低電壓對X射線管101 施加調製管電壓。從圖3的電壓調整步驟SlO根據需要重複調用上述步驟S100、S110以及 S120。在步驟S130中，判定除了電壓調製以外是否還需要電流調製。在不需要電流調製 或在步驟S130未被指示時，返回到電壓調製步驟S100。另一方面，在步驟S130中需要電 流調製時，如圖6與圖7所示執行規定的管電流調製處理。雖然說明了在繼電壓調製步驟 S100、SllO以及S120之後的步驟S130中進行判定電流調整，但是所說明的步驟的順序僅 僅是例示。換而言之，電流調製能夠根據需要，與圖1的投影數據收集步驟S20的電壓調製 大致同時執行。如圖5所示，在步驟S200中，在掃描期間中，根據來自X射線檢測器103的特定 的反饋信號，決定所調製的管電壓值。例如，管電壓組以使現在的視場角與位置中的衰減 X射線值與之前檢測出的視場角與位置中的衰減X射線值接近的方式來決定。在任何情況 下，在各視角中，低電壓與高電壓之間的能量分離必須大到可以保證穩定的分解。上述步驟 S200中的進行中的決定僅僅是例示，可以採用多種其他方法。管電壓組通過考慮之前檢測 出的值而被近似。在計算出1組適當的管電壓值之後，系統控制器110為了生成雙能量X 射線，在步驟S210中對X射線管101施加計算出的電壓值。根據需要，從圖3的電壓調整 步驟SlO重複調用上述步驟S200與S210。當進一步參照圖5時，判定除了調製管電壓以外是否還需要調製管電流。在不需 要調製管電流時或在步驟S220中沒有發出指示時，返回到管電壓的調製步驟S10。另一方 面，在步驟S220中需要電流調製時，如圖6或圖7所示，執行規定的管電流調製處理。電流 調製也可以與圖3的投影數據收集步驟S20的電壓調製處理並行地執行。其次，在圖6的步驟S300中，在存儲裝置112中包含預先存儲的掃描圖像，並同 時包含被檢體S的對象部分的厚度與管電流值的對應表、視場角與厚度的對應表。在步驟 S310中，使用視場角與厚度的對應表，選擇與現在的視場角對應的厚度值。其次，使用厚度 與管電流值的對應表，選擇與選擇後的厚度對應的管電流值組。管電流值組由與高管電壓 對應的管電流值和與低管電壓對應的管電流值構成。管電流值組的數據通過系統控制器 110，在步驟S320中變換為供給到X射線管101的電流值。根據需要，從圖4或圖5的電流 調整步驟重複調用上述步驟S300、S310以及S320。如圖7所示，管電流值也可以通過反饋控制來決定。在步驟S400中，在掃描過程的進行中，根據來自X射線檢測器103的特定的反饋信號，決定管電流值。例如，管電流值組 以使現在的視場角與位置中的衰減X射線值與之前檢測出的視場角與位置中的平均衰減X 射線值接近的方式來決定。在任何情況下，在各視角中，低能量與高能量之間的能量分離必 須大到可以保證穩定的分解。管電流值組通過考慮之前檢測出的值而被近似。在計算出一 對適當的管電流值後，系統控制器110為了生成雙能量X射線，在步驟S410中，調製向X射 線管101供給的管電流。根據需要，從圖4或圖5的電流調整步驟重複調用上述步驟S400 與 S410。對於圖6與圖7所示的管電流調製，也可以改變電流的範圍。例如，在X射線產生 器具有70kW至IOOkW的電力與80kv至140kv的電壓時，最大電流約為1250mA。在以上例 子中，通常，電流值約為400mA，但是電流值也可以低至80mA。其他實施方式利用低速管電壓開關中的電壓調製。此時，低能量掃描與高能量掃 描的一方在低能量掃描與高能量掃描的另外一方之前執行，生成2種光譜的X射線。在各 掃描中，X射線管101的電壓為了以高輻射劑量效率收集投影數據而針對視角被獨立地調 制。根據需要，在各掃描中，X射線管101的管電壓以及管電流為了以最佳輻射劑量效率取 得噪音少的必要畫質而針對視角分別被獨立地調製。在各視角中，低電壓與高電壓之間的 能量分離必須足以保證穩定的分解。為了在毗鄰的視野中進行基於低能量X射線的數據收集與基於高能量X射線的數 據收集，需要管電壓的高速開關。X射線管101生成2個分別開的X射線光譜。如圖13、圖 14所示，為了以高輻射劑量效率收集投影數據而針對各視角調製X射線管101的管電壓的 上限與下限。根據需要，為了以最佳輻射劑量效率取得噪音少的必要畫質，針對視角而分別 獨立地調製X射線管101的管電流。在毗鄰的視角中，低電壓與高電壓之間的能量分離必 須足以保證穩定的分解。如圖15、圖16所示，也可以固定X射線管101的管電壓的上限，調 制下限。如圖17、圖18所示，也可以固定X射線管101的管電壓的下限，調製上限。在使用具有幅度寬的X射線管光譜的單一的X射線時，安裝雙層檢測器。雙層檢 測器的第1層相對於低能量X射線具有高靈敏度，第2層相對於高能量X射線具有高靈敏 度。為了以高輻射劑量效率得到投影數據，針對每個視角調製管電壓。根據需要，為了以最 佳輻射劑量效率取得噪音少的必要畫質，針對視角獨立地調製管電流。在其他實施方式中，安裝按照能量間隔(energy bin)分別計算光子數的光子計數 檢測器。光子被劃分為低能量與高能量2個組。與雙層檢測器一樣，需要具有幅度寬的X射 管光譜的單一的X射線。為了以高輻射劑量效率取得投影數據，針對視角調製管電壓。根 據需要，為了以最佳輻射劑量效率取得噪音少的必要畫質，針對每個視角調製管電流。其他實施方式通過2個X射線管(dual source)來實現電壓調製。2個X射線管 生成2個分別開的X射線光譜。針對各視角的每個X射線位置匹配來自2個射線管的投影 數據。根據該假設，在一個X射線管具有低電壓另一個X射線管具有高電壓的雙能量掃描 後，能夠進行重建前分解。為了以高輻射劑量效率取得投影數據，針對視角獨立地調製2個 X射線管的電壓。根據需要，為了以最佳輻射劑量效率取得噪音少的必要畫質，兩個X射線 管的電壓與電流針對視角分別被調製。在上述實施方式中，根據需要以使電壓調製離散性地或連續性地變化的方式選擇 電壓。在離散性電壓調製中，使用規定數量的離散性電壓值。換而言之，交換具有不同衰減的視角的電壓或1對電壓。另一方面，在連續性電壓調製中，電壓也可以針對視角而被連續 改變。如上所述，電壓調製根據需要與電流調製組合。通過組合電壓調製與電流調製，達 到最佳輻射劑量效率與噪音等級。另一方面，當使用2個調製中的某個時，輻射劑量減少， 但是大都無法達到最佳輻射劑量效率等級與最佳噪音等級。在這一點上，針對與1個視角 模型相關的輻射劑量與信噪比與輻射劑量效率的關係進行進一步詳細說明。該1個視角模 型以使對多個視角在整體上接近最佳輻射劑量效率的方式，被用以決定各視角的最佳輻射 劑量效率。輻射劑量Q可以像下面那樣推定。[式1]廠廣凡(廠廣)))]}
X在此，λ是視野指標(view index)，Va (l)與Va 是具有低電壓與高電壓的X射 線光譜的有效能量，Νλω與Νλ 是入射光子數，ρλ (νλω)，ρλ (VA )表示視角λ的平均 衰減量。希望注意的是可以將有效能量與電壓關聯在一起。一般來說，有效能量相對於電 壓為非線性，但是該電壓可以考慮為有效能量的大致2倍。如圖8所示，由於指數因子近似 為0，因此一個視角模型的輻射劑量相對於有效能量大致為線性。信噪比的平方SNR2可以像下面那樣表示。[式2]2麗
λ在此，yC(E)與μΒ(Ε)是光子能量E中的對象與背景的射線衰減係數。[式3] 在此，常數R與重建運算符(reconstruction operator)相關。圖9示出了對象 是鈣而背景是水的1個視角模型的信噪比。輻射劑量效率r可以像下面那樣來定義。[式4]

在1個視角模型中，[式5] 圖10示出了對象是鈣而背景是水的一個視角模型的輻射劑量效率。圖10的峰 值輻射劑量效率的有效能量值雖然接近圖9的峰值信噪比的有效能量值，但是這些值不相 同。其結果，峰值信噪比與峰值輻射劑量效率對應的電壓值也不相同。其次參照圖IlA至圖IlD與表2。[表2] 4個圖表分別示出了用於區別對象尺寸為150、250、350以及450mm時的雙能量CT 的密度的標準化輻射劑量效率。在各對象中，將水假設為背景，能量分離被固定為9keV。輻 射劑量效率在有效能量約為57keV時在單一能量CT中被標準化為120kV的標準掃描電壓。 表2是為了區別對象尺寸為150、250、350以及450mm時的密度，而匯總光子能量(E)、光譜 的低有效能量與高有效能量(YL，VH)以及最佳輻射劑量效率的最佳值的圖表。如圖IlA至圖IlD所示，也如表2所匯總那樣，最佳有效能量相對對象尺寸急速增 大。直徑為150mm與250mm的小對象時，最高輻射劑量效率僅僅比120kV標準掃描電壓的 輻射劑量效率高一點。直徑為450mm時的大對象時，最佳輻射劑量效率有可能達到120kV 標準掃描電壓的輻射劑量效率的3. 37倍。圖12A至圖12D是用於區別對象尺寸為150、250、350以及450mm時的各雙能量CT 的碘造影劑(ICA)的標準化輻射劑量效率的圖表。在各對象部分中，作為背景假設水，能 量分離被固定為9keV。輻射劑量效率在有效能量約57keV時在單一能量CT中被標準化為 120kV的標準掃描電壓。表3是為了區別對象尺寸為150、250、350以及450mm時的碘造影 劑，而匯總光子能量(E)、光譜的低有效能量與高有效能量(VL，VH)以及最佳輻射劑量效率 的最佳值的圖表。[表 3] 如圖12A至圖12D所示，也如表3所匯總那樣，最佳有效能量相對對象尺寸逐漸增 大。在直徑為150mm的小對象時，最高輻射劑量效率為120kV標準掃描電壓的輻射劑量效 率的3. 8倍。另一方面，在直徑為450mm的大對象時，最佳輻射劑量效率小至120kV標準掃 描電壓的輻射劑量效率的1. 05倍。在以上說明中，將本發明的多個特點與優點和本發明的構造以及功能的詳細情況
一起進行了說明，但是該公開只是例示，另外，特別是可以詳細改變部分的形狀、尺寸與配置以及軟體、硬體或兩者的組合的實現，希望理解為這種變更充分處於由所附加的權利要 求的範圍內所示的條件範圍廣的通常意思所示的本發明原理範圍內。還有，根據上述實施方式中公開的適宜多個的構成要素的組合，可以形成各種的 發明。例如既可以削除從實施方式中顯示的全部構成要素的幾個構成要素，又可以適當地 組合不同實施方式內的構成要素。本領域技術人員容易想到其它優點和變更方式。因此，本發明就其更寬的方面而 言不限於這裡示出和說明的具體細節和代表性的實施方式。因此，在不背離由所附的權利 要求書以及其等同物限定的一般發明概念的精神和範圍的情況下，可以進行各種修改。
權利要求
一種計算機斷層攝影系統，該計算機斷層攝影系統收集與至少2種能量光譜對應的至少2種投影數據，該計算機斷層攝影系統的特徵在於，包括至少1個X射線管；X射線檢測器，構成為隔著被檢體與上述X射線管對應，檢測上述2種投影數據；管電壓產生部，產生向上述X射線管施加的至少2種管電壓。控制部，為了根據上述被檢體中的X射線的衰減的變化調製上述2種管電壓的至少一方優化輻射劑量效率而控制上述管電壓產生部。
2.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述2種管電壓針對每個視角被交替切換。
3.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述輻射劑量效率通過信噪比的平方除以輻射劑量得到的值來定義。
4.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述衰減在收集上述投影數據之前被決定。
5.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述衰減通過掃描圖像被決定。
6.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述衰減在收集上述投影數據的過程中被決定。
7.根據權利要求1所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述管電壓產生部產生向上述X射線管供給的管電流；該計算機斷層攝影系統還包括電流調整器，該電流調整器為了降低上述至少2種投影 數據的噪音等級而調製上述管電流。
8.根據權利要求7所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述控制部從多個管電流值中選擇特定的管電流值。
9.根據權利要求7所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於上述控制部通過從多個電流值組中選擇一個電流值組來調製上述管電流。
10.根據權利要求7所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述管電流值根據掃描圖像而被決定。
11.根據權利要求7所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述管電流值在收集上述投影數據的過程中被決定。
12.根據權利要求7所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述管電壓與上述管電流被獨立調製。
13.一種計算機斷層攝影系統，該計算機斷層攝影系統構成為在收集與至少2種能量 光譜對應的至少2種投影數據的過程中執行電壓調製，該計算機斷層攝影系統的特徵在 於，包括至少1個X射線管；X射線檢測器，被構成為隔著被檢體與上述X射線管對應，檢測上述2種投影數據； 管電壓產生部，產生向上述X射線管施加的至少2種管電壓，產生向上述X射線管供給 的管電流；管電壓調整部，為了根據上述被檢體中的X射線的衰減調製上述2種管電壓的至少一方而控制上述管電壓產生部；管電流調整部，為了減少上述投影數據的噪音，優化通過信噪比的平方除以輻射劑量 得到的值來定義的輻射劑量效率而調製上述管電流。
14.根據權利要求13所述的計算機斷層攝影系統，其特徵在於 上述管電壓與上述管電流被獨立調製。
全文摘要
本發明提供一種X射線計算機斷層攝影系統，用於不犧牲畫質地改善基於X射線的過剩照射的患者的安全性。被構成為以在收集與至少2種能量光譜對應的至少2種投影數據中執行電壓調製的計算機斷層攝影系統，根據被檢體中的X射線的衰減調製2種管電壓的至少一方，優化輻射劑量效率。
文檔編號A61B6/03GK101897595SQ201010194149
公開日2010年12月1日 申請日期2010年5月28日 優先權日2009年5月28日
發明者鄒宇 申請人:株式會社東芝;東芝醫療系統株式會社