CN101772324A - X射线ct装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种能快速进行多能量摄影的CT扫描并且能得到物质识别能力良好的图像的X射线CT装置。在X射线CT装置中，包括：连续进行基于第一X射线能量的第一CT扫描和基于第二X射线能量的第二CT扫描而不会中断CT扫描的机构；在包括所述第一CT扫描末期和第二CT扫描初期的过渡期间TR使从所述X射线管放射出的X射线能量从第一X射线能量过渡为第二X射线能量的机构；和以剩余的扫描期间的对置数据来补偿所述过渡期间的扫描数据，从而进行图像重构的机构。

Description

X射线CT装置
技术领域
本发明涉及X射线CT装置，特别是涉及具备多能量摄影功能的X射线CT装置。
背景技术
近年来出现了具备如下多能量摄影功能的X射线CT装置，即：通过使用多个不同的管电压来扫描同一断层面或者使X射线检测器具有X射线光子能量的识别功能，从而得到基于不同的有效光子能量的CT图像。
该多能量摄影的优点在于：通过使在单一有效能量中为同一CT值、而不能识别的对象物例如骨和适当的造影浓度的造影血管，在不同的有效能量中为不同的CT值，从而可进行识别。
作为具备上述多能量摄影功能的X射线CT装置如下，都在下述的专利文献及2006年的北美放射线学会成为公知。
(1)第一方法
是在X射线CT装置中搭载多个X射线管和X射线检测器的对并在各对中基于不同的管电压进行计测的方法(以下，记为多线源·多检测器法)。该方法已经被专利文献1公开了。
(2)第二方法
是在X射线的透过方向对X射线检测器进行多层化并得到按照检测器的层而不同的有效能量的计测数据的方法(以下，记为多层检测器法)。该多层检测器法由于能直接进行多能量摄影而不进行不同管电压的扫描，故已经被专利文献2公开了。
(3)第三方法
是具备一组X射线管和非多层的X射线检测器并对同一断层面进行管电压不同的多次扫描的方法。
特别是，以下所述的方法为代表性的方法(记为多半扫描法)：在扫描开始后一次旋转中的约2/3旋转的期间照射X射线，在其次的约1/3旋转的期间停止X射线照射，从而为了下一次进行的扫描而设置与最初的扫描不同的管电压，并以使其次的约2/3旋转的扫描与最初的扫描不同的方式所设定的管电压进行。
该方法已经被2006年的北美放射线学会的非专利文献1公开了。
专利文献1：日本发明专利第3405760号公报
专利文献2：日本特开2001-174564号公报
非专利文献1：A.Ueno et al.″Evaluation and Assessment of MaterialDecomposition between Bone/Calcification and Iodine for CT AngiographyUsing 40mm Coverage Volumetric CT with Novel High-Speed Pulsed DualEnergy Scanning″，Radiological Society of North America；ScientificAssembly and Annual Meeting Program 2006 PP962，LL_VI2525
但是，在上述的多能量摄影方法中，在经济性、性能方面存在以下问题。即：
(1)多线源·多检测器法
由于需要将多个X射线生成系统及X射线检测系统搭载在扫描仪旋转部上，故装置非常大型且高价。另外，在临床使用上，需要符合多个X射线生成系统及X射线检测系统彼此之间的特性。
因此，推断：为了符合多个X射线生成系统及X射线检测系统的特性而需要较多时间，另外也需要用于补正所述特性差的装置等。
(2)多层检测器法
与以不同的管电压(施加到X射线管的阳极与阴极之间的电压)进行扫描的多能量摄影相比，在检测器的各层检测出的X射线能量的有效能量的差小，因此认为与上述其他的多能量摄影法相比需要改善物质识别性能。
另外，由于使用多层X射线检测器，故虽然不是多线源·多检测器法但是装置也变得高价。
(3)多半扫描法
在本摄影法中，由于认为作为图像重构法而对以约2/3旋转计测出的数据适用半扫描重构法，故认为与由通常所谓的满扫描(一次旋转中没有“X射线未照射时间”)进行图像重构相比图像噪声变大。
另外，由于在半扫描中不存在对置数据(X射线管处于180度的对置位置时的计测数据)，故还残留不能得到所谓的偏压检测器的效果(空间分辨率提高、条纹假影(streak artifact)降低)的课题。
而且，由于该方法需要约1/3旋转的X射线未照射时间，故难以说成充分享受由采用半扫描法带来的快速化的价值。
发明内容
在以往的多能量摄影方法中分别遗留着重要的课题。本发明是鉴于这些课题进行的，其目的在于提供一种具备在对同一摄影部进行多次扫描的多能量摄影中能得到快速识别物质能力良好的图像的多能量摄影功能的X射线CT装置。
本发明为了解决上述课题，X射线CT装置具有：一组X射线管和X射线检测器，向被检体照射X射线，以检测透过了所述被检体的X射线；扫描仪旋转机构，其载置该一组X射线管和X射线检测器并绕着所述被检体旋转；多能量摄影规划机构，其以具有不同的X射线能量的X射线对所述被检体的同一分层(slice)位置进行CT扫描；和X射线控制机构，其进行控制，以使所述不同的X射线能量的X射线从所述X射线管射出，其特征在于，所述X射线CT装置包括：连续进行基于第一X射线能量的第一CT扫描和基于第二X射线能量的第二CT扫描，而不会中断CT扫描的机构；在包括所述第一CT扫描末期和第二CT扫描初期的过渡期间，使从所述X射线管放射出的X射线能量从第一X射线能量向第二X射线能量过渡的机构；和以除了过渡期间以外的期间的扫描数据来补偿所述过渡期间的扫描数据，从而进行图像重构的机构。
上述本发明的X射线CT装置连续进行基于第一X射线能量的第一CT扫描和基于第二X射线能量的第二CT扫描，而不会中断CT扫描，由此快速地进行多能量CT摄影。并且，为了从第一CT扫描中的第一X射线能量切换为第二CT扫描中的第二X射线能量，故将包括第一CT扫描末期和第二CT扫描初期在内的期间设为作为X射线条件的切换期间的过渡期间。由于该过渡期间在扫描时间内所占的比例极小，故X射线条件(管电压、管电流)急剧改变。因此，若将在该期间得到的扫描数据与在其他期间得到的扫描数据一同用于图像重构，则无法否定产生不良影响的可能性。
因此，为了减小该影响，以剩余期间的扫描数据来补偿过渡期间的扫描数据。更详细地说，通过减小过渡期间的扫描数据的权重来减小过渡期间的扫描数据对图像重构的贡献，并将对置数据的权重增大所减小的量，从而进行补偿。
本发明虽然为了进行上述数据补偿而需要过渡期间的扫描数据的对置数据，但是只要在剩余的扫描期间中得到过渡期间的对置数据，第一CT扫描和第二CT扫描除了一次旋转的满扫描之外，也可以作为一次旋转以下的所谓半扫描来进行。
如上所述，根据本发明，由于利用一组X射线管和检测器，以没有X射线的无照射期间的方式切换多个不同的管电压，故能提供一种具备多能量摄影功能的X射线CT装置，其与多线源·多检测器法或多层检测器法相比更便宜，且能进行具有充分的X射线有效能量的差的多能量摄影，而且通过使各管电压中的扫描为满扫描，从而与半扫描相比具有物质识别能力，能得到图像噪声或条纹假影少的高质量的图像。
附图说明
图1是适用本发明的X射线CT装置的整体结构图。
图2是适用本发明的X射线CT装置的整体概观图。
图3是说明适用本发明的X射线CT装置的X射线检测器的结构及与X射线照射的关系的示意图。
图4是从侧面方向表示适用本发明的X射线CT装置的扫描仪台架、被检体台、被检体的关系的图。
图5是采用了本发明的多能量满扫描的多能量摄影的动作流程图。
图6是表示优选的扫描开始相位的图。
图7是表示满扫描情况下的视图权重的图。
图8是优选的管电压及管电流过渡的说明图。
图9是表示半扫描情况下的视图权重的图。
图中：1-扫描仪台架，2-被检体台，3-操作台，4-顶板，5-显示装置，6-操作装置，7-X射线控制装置，8-X射线管，11-非多层X射线检测器，13-扫描仪旋转板，17-被检体，19-多能量摄影对应的系统控制装置，20-被检体台控制装置，21-被检体台上下移动装置，22-顶板移动装置，23-图像重构装置，24-存储装置，25-多能量摄影对应的扫描规划装置，27-管电压·管电流检测装置，K-扫描计数器，P-管电压的种类数量。
具体实施方式
以下，按照附图对本发明的X射线CT装置的第一实施方式进行详细说明。
且有，虽然本发明可适用于单层型、多层型的其中一种，但在此仅对适用于多层型的X射线CT装置的情况进行说明。
图2示出适用本发明的X射线CT装置的整体概观图，图1示出其整体结构图。
图2所示的X射线CT装置将X射线照射在被检体上，以收集所述被检体的透过X射线数据，并对收集到的X射线数据进行重构运算而得到断层图像，X射线CT装置由：将X射线照射在被检体上，以收集透过了所述被检体的X射线数据的扫描仪台架1；具备载置被检体的可移动的顶板4的被检体台2；和操作台3构成，其中操作台3具备操作装置6及显示装置5，进行各种动作设定并且基于收集到的X射线数据来重构并显示X射线断层图像。
所述扫描仪台架1如图1所示地构成，具有由X射线控制装置7控制以产生X射线的X射线管8和X射线检测器11。从该X射线管8放射出的X射线通过由准直仪控制装置9控制的准直仪10而成为例如棱锥形的X射线束、即锥面束X射线，并被照射到被检体17上。并且，透过了被检体17的X射线入射到非多层的X射线检测器11(一组X射线管及非多层的X射线检测器)。
作为所述X射线检测器11和所述X射线管8的焦点的位置关系，为了谋求空间分辨率的提高和精细条纹假影的降低而采用1/4信道偏置检测器方式，如图3所示，所述X射线检测器11具有在信道方向和列方向上二维排列的多个X射线检测元件18。
该X射线检测元件18例如由闪烁器和光电二极管的组合构成，作为整体构成柱面状或在信道方向上弯曲为折线状的X射线入射面，例如信道号码i为1～1000左右，列号码j为1～1000左右。
在所述X射线检测器11中与信道的排列方向一致的锥面束X射线的信道方向的广角、即扇角为α，另外在X射线检测器11中与列方向的排列方向一致的锥面束X射线的广角、即锥面角度为γ。
采用这种结构的X射线检测器11中连接有数据收集装置12，该数据收集装置12对构成X射线检测器11的X射线检测元件18的检测数据进行收集。所述X射线控制装置7对施加在X射线管8的阳极与阴极之间的电压(以下，记为管电压)和流经X射线管8的阳极与阴极之间的电流(以下，记为管电流)进行控制，按照在管电压·管电流检测装置27中检测出的管电压和管电流成为与在由所述操作装置6设定且在后述的扫描规划装置中规划出的扫描条件对应的管电压和管电流的方式进行控制(X射线控制机构)。
从上述的X射线控制装置7到数据收集装置12的构成要素被搭载于扫描仪台架1的旋转板13(扫描仪旋转机构)。该旋转板13通过驱动力传输系统16而被传输由旋转控制装置14控制的来自旋转驱动装置15的驱动力，以在被检体17的周围旋转。
具备载置图1所示的被检体17的可移动的顶板4的被检体台2将被检体17搬入或搬出到扫描仪台架1的X射线照射空间(开口部)28，通过由被检体台控制装置20控制被检体台上下移动装置21和顶板移动装置22，从而可进行台高度的调整和顶板4的前后移动。
且有，顶板位置传感器26是用于检测体轴方向及铅直方向的顶板位置的位置传感器。顶板位置传感器26的信息被用于控制顶板移动装置22及被检体台上下移动装置21，以使被检体台控制装置20处于正确的顶板位置。
操作台3具备控制本发明的X射线CT装置的多能量摄影系统整体的多能量摄影对应的系统控制装置19(以下，记为系统控制装置19)，在该系统控制装置19中连接有扫描仪台架1和被检体台2。即，通过该系统控制装置19控制扫描仪台架1内的X射线控制装置7、准直仪控制装置9、数据收集装置12、旋转控制装置14及被检体台2内的被检体台控制装置20。
所述数据收集装置12中收集到的数据通过系统控制装置19的控制而被输入到图像重构装置23中。
该图像重构装置23利用在扫描图(scanogram)摄影时数据收集装置12收集到的扫描图投影数据(被检体透视数据)，生成扫描图图像，利用在扫描时数据收集装置12收集到的多视图的投影数据进行CT图像重构。
用于实现在所述图像重构装置23中生成的扫描图图像及重构出的CT图像或各种数据、及X射线CT装置的功能的程序等被存储到连接在系统控制装置19上的存储装置24中。
另外，在所述系统控制装置19中分别连接有显示装置5和操作装置6。
所述显示装置5显示从图像重构装置23或存储装置24输出的重构图像、或系统控制装置19处理的各种信息。
所述操作装置6是操作者将各种指示或信息等输入到系统控制装置19的装置，操作者使用所述显示装置5及操作装置6以对话的方式操作本X射线CT装置(操作机构)。
在所述系统控制装置19中连接有本发明主要部分、即多能量摄影对应的扫描规划装置25(以下，记为扫描规划装置25)(扫描规划机构)。该扫描规划装置25利用操作者操作所述操作装置6所输入的操作指令和从所述存储装置24读取出的扫描图图像，在扫描开始前预先确定扫描条件。
即，从所述存储装置24读取出的扫描图图像被显示在扫描装置5中，操作者通过在显示出的被检体扫描图图像上利用操作装置6指定CT图像重构位置(以下，记为分层位置)的坐标从而能设定分层位置，在此设定的分层位置的信息被保存在存储装置24中并且用于设定X射线量控制条件等。
本发明进行以下的多能量摄影，利用这种结构的X射线CT装置设定考虑了被检体的衰减的扫描开始相位或固定化照射剂量(exposure dose)率，并通过用于均等化各管电压的图像的噪声的管电压·管电流的设定及管电压·管电流的过渡，从而在相同分层位置对多种管电压的扫描进行连续旋转、连续照射X射线而得到高画质的图像。
在此，上述的扫描整体的控制在系统控制装置19的控制下进行，另外包括扫描开始相位的设定或管电压管电流的设定在内的扫描条件的设定及管电压·管电流过渡是通过扫描规划装置25进行的。
由此，系统控制装置19及扫描规划装置25是本发明中的重要的构成要素。
图5是本发明的多能量满扫描摄影的动作流程图。以下，利用该流程图对本发明的多能量摄影的动作进行说明。
(1)是否需要设定扫描图摄影的实施(S110)
在多能量摄影中，需要设定扫描条件和设定该扫描条件下扫描的多个管电压、管电流的X射线条件。
所述扫描条件有利用扫描图图像设定的情况和不拍摄扫描图图像而进行设定的情况共2种可能。在本步骤S110中，操作者利用操作装置6从显示装置5的画面上进行是否需要扫描图摄影的输入。在被输入为“需要”扫描图摄影的情况下，在步骤S120中进行扫描图摄影。对于在步骤S 120中进行的扫描图摄影而言，由于在各种文献中已经是公知的，故在此省略该说明。
另一方面，在被输入为“不需要”扫描图摄影的情况下进入到步骤S130中。
(2)设定扫描条件、X射线条件(S130)
(i)在利用扫描图图像进行设定的情况下
由操作者利用在步骤S120中拍摄到的扫描图图像设定扫描条件。在此设定的扫描条件是指：前头CT图像·末尾CT图像的体轴方向位置(扫描范围或分层数)、在体轴方向上的CT图像生成间隔(分层间距)、扫描开始相位(从被检体的什么方向开始扫描)、扫描速度(X射线管1次旋转需要的时间)、X射线准直条件(分层厚度)、X射线条件(管电压、管电流)、管电流的切换时间(以下，称为过渡时间)和切换时刻、重构滤波器函数的种类、及视野尺寸等诸条件。
在步骤S130中设定的管电压是为了以不同的管电压对同一被检体剖面(分层)进行扫描而设定的多种(K种)值。由于这些管电压值根据被检体的体格、体质、检查的识别对象物(器官、造影剂的识别)等条件不同而不同，故对于在步骤S130中的管电压设定而言，适当采用以下的方法等。
{1}预先实验性地求出与所述条件对应的管电压并存储到存储装置中，设定由操作者输入的所述被检体的体格、体质、检查的识别对象物(器官、造影剂的识别)等对应的管电压。
{2}根据扫描图图像自动设定管电压，医师向该值中搀入经验而最终确定多个值。
另外，对于管电流而言，对应于K种各管电压设定K种合适的管电流。这K种管电流的值如下进行计算、设定。
在多能量摄影中，虽然对同一分层进行K次扫描，但是优选各扫描中得到的图像的噪声被正常化。鉴于此，由式(1)计算与K种管电压对应的管电流XAk。
XAk＝XAstAnd×f(VXstAnd)/P×f(XVk)……式(1)
在此，XAstAnd：单能量扫描的标准管电流
XVstAnd：单能量扫描的标准管电压
P：适用的管电压的数量
f(VX)：与管电压XV相对的每个单位管电流的照射剂量。
若操作者设定XAstAnd，则扫描规划装置25针对K种管电压由式(1)自动计算这些管电流。
并且，如上所述，由装置自动设定的管电压或由操作者设定的管电压和由上述式(1)计算出的管电流都被存储到存储装置24中。
接着，对管电压、管电流的切换时间和切换时刻进行说明。虽然管电压及管电流瞬时进行切换对于扫描数据的收集是优选的，但是确定管电流的X射线管的阴极灯丝的热惯性成为障碍，管电流难以以管电压的方式瞬时切换。即，管电流需要比管电压的切换时间(过渡时间)长。因此，在本发明中为了减少灯丝的热惯性对管电流的切换的影响并在短时间内切换管电流，采用以下的方法：管电流升序变化，管电压根据扫描的进行而降序变化，且使管电压的过渡时间符合管电流的过渡时间。
该理由是：由于在X射线管的阴极灯丝的热惯性的影响下，在管电流围绕某值上下变化的情况下，增大管电流的情况与减少管电流的情况相比其过渡时间短，故使管电压的过渡时间符合管电流的过渡时间比其反过来更容易，另外还由于由此难以在管电压波形中产生过冲。
管电流的过渡时间约0.05秒左右，但是与某分层相对的从任意的第k次的扫描中的管电流XAk到第(k+1)次的扫描中的管电流XAk+1的过渡时间TR是通过计算由X射线管灯丝加热电路流向灯丝的电流(灯丝电流)和灯丝的温度的关系、以及灯丝的温度和管电流的关系的瞬态响应而能正确求出的。该计算程序预先存储在存储装置24中，若进行了K种管电压和管电压的组合，则扫描规划装置25也可以利用该程序进行计算。
由于求出的过渡时间TR被存储到存储装置24中，被读取为由操作者输入了摄影开始指令，用于管电压、管电流的切换控制。即、过渡时间TR配置在从基于某X射线能量进行的一次旋转扫描到基于其次的X射线能量进行的一次旋转扫描之间。即、在基于某X射线能量进行的一次旋转扫描结束前配置TR/2，并且在基于其次的X射线能量进行的一次旋转扫描的开始后配置剩下的TR/2。
且有，除了将TR或TR/2除了作为时间进行计测之外，还可以利用作为基于扫描时间的角度进行计测的方法，或作为基于一次扫描的计测视图数量的视图数量进行计测。据此，能够利用角度检测开关或计数器。
另外，由于管电流切换开始后的时刻tr的管电流值XAtr能以上述计算求出，故能通过以下的式子(2)求出管电流的过渡期间中的管电压XVtr，并以管电流和管电压在过渡时间TR经过后两者同时结束切换的方式进行控制。
XVtr＝f-1(XAstAnd×(XVstAnd)/(P×XAtr))……式(2)
在此，XAtr是时间函数，XVtr也是时间函数。另外，函数f(XVstAnd)是式子(1)中利用的函数，函数f-1是函数f(XV)的逆函数。而且，XAtr是过渡期间的管电流，过渡期间开始时与XAk相等，过渡期间结束后与XAk+1相等。
且有，由上述式子(2)计算出的XVtr可以在扫描开始前预先由扫描规划装置25计算出并存储到存储装置24中，也可以与扫描的进行同时进行计算。
XVtr作为扫描进入过渡期间时的管电压控制信号加以使用。
接着，对在步骤S130中设定的扫描开始相位进行说明。开始X射线透过数据的计测的X射线管的位置、即扫描开始相位被设定为由被检体带来的X射线衰减为最小的角度(位置)。例如，在铅直方向上的X射线衰减为最小的情况下(被检体为仰卧位的情况)，扫描开始相位被设定为如图6(a)所示的扫描开始相位1(X射线管处于被检体正上方的位置，角度为0°)或扫描开始相位2(X射线管处于被检体正下方的位置，角度为180°)。另外，在水平方向上的X射线衰减为最小的情况下(被检体为横卧位的情况)，扫描开始相位被设定为图6(b)所示的扫描开始相位1(X射线管处于被检体的正面的位置，角度为90°)或扫描开始相位2(X射线管处于被检体的正后面的位置，角度为270°)。
扫描开始相位的设定能够采用以下的方法：扫描规划装置25根据扫描图数据推断被检体的剖面形状并计算由被检体带来的X射线衰减为最小的方向以自动设定扫描开始相位的方法、或操作者手动输入设定的方法。且有，对于根据扫描图数据推定被检体的剖面的方法而言，能参照日本特开2001-276040号公报。
且有，所设定的扫描开始相位被存储到存储装置24中，若如上所述由操作者输入摄影开始指令，则通过系统控制装置19读取并用于扫描控制。
在本发明的X射线CT装置中，在途中不停止扫描仪的旋转，一边在扫描与扫描之间改变X射线条件一边进行多能量摄影。由此，X射线条件过渡的期间的计测数据与其他扫描期间的计测数据无关，若将过渡期间的计测数据直接用于图像重构，则担心发生伪像(artifact)等的坏影响。因此，在本发明中，在图像重构中，减少使用过渡期间的计测数据的比例，将减少的量加上大的权重，以修正对置数据。由此，进行计测数据的加权。
图7示出上述计测数据的加权的概念。如图7所示，本发明的计测数据的加权方法是将构成第一次扫描结束(360°)前的过渡时间TR/2范围内的视图数据的检测器的各信道的计测数据在与以前计测出的对置数据之间进行补偿(在图7中示出检测器的中心的信道的加权)。且有，过渡期间TR/2的权重的值例如可以在从1到0的期间变化，给予对置数据的权重的值例如可以在从1到2的范围内变化。另外，第二次旋转的计测数据的加权也可以以同样的观点加以实施。
以上的加权数据是在计算出过渡期间TR后在扫描规划装置25中通过运算设定的，并被存储到存储装置24中，在图像重构时使用。
上述加权方法虽然与以全部相同的X射线条件进行一次扫描相比在图像噪声这一点上有些许劣势，但是却存在可进行无扫描中断的短时间计测的特征。另外，该方法与半扫描重构方法相比，虽然扫描时间长，但是在图像噪声这一点上有良好的特性。
(ii)在不利用扫描图图像的情况下
在步骤S110中操作者选择了扫描图摄影为“不需要”的情况下，不进行扫描图摄影而进入到步骤S130中。虽然上述扫描条件、X射线条件与上述的步骤S130相同，但是前头CT图像和末尾CT图像的位置是通过设置在台架1上的定位用聚光灯来设定的。
在以上的步骤S130中设定的扫描条件及X射线条件通过扫描规划装置25而被存储到存储装置24中。
(3)被检体的移动和开始摄影(S140)
若扫描条件及X射线条件的设定结束，则操作者向操作台3输入使被检体移动到摄影位置上的指令。于是，系统控制装置19向被检体台控制装置20输出使被检体17移动到摄影位置(前头CT图像摄影位置)上的指令。由此控制顶板移动装置22，被检体17的前头CT图像摄影位置、即分层No.1的位置被移动到X射线管8和检测器11的旋转面位置。
(4)摄影开始、设定扫描计数器K和分层计数器M的初始值(S150)
被检体的移动结束后，操作者向操作台3输入摄影开始指令。于是，系统控制装置19向扫描计数器K或分层计数器M分别设定初始值K＝1、M＝1，并且向扫描仪台架1输出摄影开始信号。且有，扫描计数器K对与同一分层相对的扫描次数进行计数，另外分层计数器M对进行了第几次分层的摄影进行计数。这些扫描计数器K和分层计数器M作为计数器电路被组装到系统控制装置19中。
在接收到摄影开始信号的扫描仪台架1中，搭载了X射线管8和检测器11的扫描仪旋转板13通过旋转板驱动装置15旋转。
另一方面，对应于对扫描计数器K设定出的初始值K＝1，从存储装置24中读取出多能量摄影的K种X射线条件中的最初(k＝1)的X射线条件，作为管电压、管电流设定信号输出到X射线控制装置7。由此，X射线控制装置7设定管电压、管电流。
(5)执行扫描S(m，k)(S210)
并且，若通过检测扫描仪旋转板13的旋转的检测器来检测X射线管8位于扫描开始相位，则所设定的管电压、管电流被施加到X射线管8，以K＝1的X射线能量开始对第一分层(M＝1)进行CT扫描S(1，1)。并且，开始扫描，同时从X射线管8放射并透过了被检体17的X射线在检测器11中被检测出，在数据收集装置12中作为各视图的检测数据，并被存储到存储装置24中。
且有，在扫描执行中，将管电压、管电流的这些设定值和管电压·管电流检测装置27的检测值进行比较，以管电压、管电流成为设定值的方式进行反馈控制。
(6)变更X射线条件(X射线能量)
(i)判断是否进入到过渡区域(S220)
CT扫描的行进状态是通过系统控制装置19监视的，并判断X射线管8是否从扫描开始相位到达了一次旋转结束前的TR/2区域(过渡区域)。
(ii)更新扫描计数器K(S230)
若判断为X射线管8到达了过渡区域，则系统控制装置19对扫描计数器K加1。
(iii)变更X射线条件(S240)
若更新扫描计数器K，则系统控制装置19从存储装置24中读取K＝2的X射线条件，并输出到扫描规划装置25。于是，扫描规划装置25输出应被时时刻刻设定的管电压值、管电流值。并且，系统控制装置19向X射线控制装置7输出与这些值相应的管电压·管电压设定信号。由此，如图8所示依次变更X射线条件。
(7)判断扫描S(m，k)的结束(S250)
接着，系统控制装置19进行与第一分层相对的扫描是否结束的判断。该判断是利用扫描计数器K的值和扫描仪旋转板13的一次旋转结束检测信号或计测视图数成为规定值而进行的。在直到上述为止的说明例中，通过扫描仪旋转板13的一次旋转结束信号被判断为与m＝1、k＝1相对的扫描结束了。
接着，执行m＝1、k＝2的扫描S(1，2)。
扫描S(1，2)是从X射线管8通过了扫描开始相位时开始的。在扫描S(1，2)开始时X射线条件处于变更过程，在X射线管8从扫描开始相位只前进了TR/2时成为k＝2的X射线条件。
从以上的步骤S210到步骤S250是针对扫描S(1，2)及其后的扫描S(1，k)执行的。并且，由于若进行所设定的K种X射线条件的扫描则不会更新扫描计数器K，故与第一分层m＝1相对的扫描S(1，k)结束。并且，停止X射线放射。且有，即使停止X放射线，扫描仪旋转板13的旋转也可以一直继续进行。由此，在进行接下来的分层的扫描时，能省略使扫描仪旋转板13的旋转速度到达恒定速度的加速工序。
(8)更新分层计数器M(S270)
若扫描S(1，k)结束，则系统控制装置19对分层计数器M加1，为m＝2。此时，系统控制装置19同时将扫描计数器K返回为初始值k＝1，并且向X射线控制装置7发送能设定为k＝1的X射线条件的信号。
(9)变更分层位置(S280)
执行步骤S270，并且系统控制装置19以将顶板只移动1个分层间距份的方式向台控制装置20发送指令。由此，顶板移动装置20将顶板仅移动1个分层间距，被检体17的第二分层位置被移动到X射线管8和检测器11的旋转面位置。
并且，若被检体17的移动结束，则在X射线管8达到扫描开始相位的时刻开始执行扫描S(2，1)。
以后，与第一分层相对的扫描同样地执行与第二分层相对的多能量扫描。并且，还进行与所设定的全部分层位置相对的多能量扫描。
(10)图像重构的前处理
(i)扫描数据R(m，k)的修正处理和加权(S310)
若扫描S(m，k)结束，则系统控制装置19以进行图像重构的方式向图像重构装置23发送指令。于是，图像重构装置23从存储装置24中读取R(m，k)的扫描数据，并对构成各扫描数据的投影数据(视图数据)进行修正处理。在此进行的修正处理中例如包括以下的处理：
{1}从计测数据中扣除X射线未照射时的检测器输出的(检测器的)偏置修正；
{2}修正X射线检测器的元件间的灵敏度偏差的(检测器的)灵敏度偏差修正；
{3}将这些修正后的计测数据变换为与X射线透过路线中的X射线吸收系数积分值成正比的投影数据的log变换处理。
这些修正处理后，图像重构装置23进行图7所示的扫描数据的加权。该加权作为一个例子以如下的顺序进行。
{11}从存储装置24中读取图7的加权数据。
{12}向各扫描数据R(m，k)中的X射线条件过渡期间内的视图数据乘以该权重(＜1)。
{13}读出乘以上述权重后的视图数据的各信道的对置数据，并存在于图7的180°之前的TR/2期间内，对所述乘法运算权重数据乘以在角度上对置的权重(＞1)。
进行从上述{11}到{13}的加权，以生成各扫描数据R(m，k)的图像重构用投影数据。
(ii)图像重构(S320)
图像重构装置23在对进行过所述加权的各扫描数据R(m，k)只实施用于修正的重构滤波器处理后进行逆投影。
由此，对于m个各分层而言，能够得到由高能量X射线和低能量X射线带来的K种CT图像。且有，在本实施方式中，虽然以扫描S(m，k)全部结束之后实施上述步骤S310及S320的方式进行了说明，但是本发明并不限定于此，也可以与各X射线能量的扫描结束一同执行，另外也可以与各分层相对的多能量摄影结束一同执行。
(11)存储CT图像(S330)
上述得到的多能量摄影图像被存储到存储装置24中。
(12)显示多能量摄影图像(S340)
存储到存储装置24中的多能量摄影图像以与操作者需求相应的状态在显示装置5的显示画面中与分层位置或号码、或X射线条件等的附带信息一同显示，并提供给由医生进行的图像诊断。
作为多能量摄影图像的显示方式而考虑如下的方式：向显示装置5的显示画面并列显示以不同的X射线能量拍摄到的CT图像的方式、显示进行以不同的X射线能量拍摄到的CT图像彼此之间的差分运算而得到的差分图像的方式、及按照X射线能量对各分层的多能量摄影图像进行三维重构显示的方式等。
通过显示这种多能量摄影图像，从而能够辨别向被检体投药的X射线造影剂和骨。
以上，虽然对本发明的一个实施方式进行了说明，但是本发明并不限定于此，可以进行变形。
以下，对本发明的第二实施方式进行说明。
该第二实施方式与第一实施方式不同在于：在第一实施方式中，虽然基于第一X射线能量的CT扫描和基于第二X射线能量的CT扫描都是一次扫描(满扫描)，但是在第二实施方式中为不足一次旋转，优选继续进行扫描角度为(1/2旋转+X射线束的扇角
Figure GPA00001016901000161
240°)的所有半扫描。
由此，需要对先说明的第一实施方式进行如下的变更。
(a)将一次扫描的扫描角度设为α(＜360°)或将一次扫描的计测视图数设为与半扫描对应的数量。与此相对，例如进行一次旋转的角度检测传感器的位置变更，或进行与一次扫描相对的计测视图的计数器的最大值的变更。
(b)变更扫描开始相位。与此相对，例如将第一次扫描的扫描开始相位设为0°时，第二次扫描将α设为扫描开始相位。
(c)将图7所示的加权数据变更为图9所示的加权数据。
(d)进行管电压、管电流的过渡区域中的计测视图的对置数据的重新设定。这能通过在计算机中进行几何学的运算而求出。且有，在将X射线束的扇角假设为60°的情况下，在180°(1/2旋转)+60°＝240°的半扫描中，能得到在本发明中所定义的过渡期间的各视图数据的对置数据，在几何学上是容易理解的。
(e)向存储装置中存储基于半扫描的图像重构软件。
若在进行了从上述(a)到(e)的硬件和/或软件的变更之后按照图5所示的流程图进行多能量CT摄影，则能更快速地得到被检体的多能量CT图像。
如上所述进行的说明，采用了由本发明提供的多能量摄影功能的X射线CT装置只具有一组X射线管和非多层检测器，由此不会成为如多线源·多检测器法或多层检测器法那种高价的X射线CT装置，通过管电压切换能实现具有充分的X射线有效能量的差的多能量摄影，且由于各管电压中的扫描是满扫描，故与半扫描相比能得到图像噪声或条纹假影少、高质量的图像。
且有，虽然利用上述的实施方式对本发明进行了说明，但是本发明并不限定于上述实施方式，只要在通过由一对X射线源和非多层X射线检测器进行的扫描以不同的X射线条件对同一分层位置进行多次摄影的多能量满扫描方法的范围内就可作各种变更、应用。

Claims (9)

1.一种X射线CT装置，其具有：一组X射线管和X射线检测器，向被检体照射X射线并检测透过了所述被检体的X射线；扫描仪旋转机构，其搭载该一组X射线管和X射线检测器并绕着所述被检体旋转；多能量摄影规划机构，其以具有不同的X射线能量的X射线对所述被检体的同一分层位置进行CT扫描；和X射线控制机构，其进行控制，使所述不同的X射线能量的X射线从所述X射线管射出，
其特征在于，所述X射线CT装置包括：
连续地进行基于第一X射线能量的第一CT扫描和基于第二X射线能量的第二CT扫描，而不会中断CT扫描的机构；
在包括所述第一CT扫描的末期和第二CT扫描的初期在内的过渡期间，使从所述X射线管放射的X射线能量从第一X射线能量过渡为第二X射线能量的机构；和
以剩余期间的扫描数据来补偿所述过渡期间的扫描数据，从而进行图像重构的机构。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
基于所述第一X射线能量的第一CT扫描和基于所述第二X射线能量的第二CT扫描是作为一次旋转的满扫描而进行的。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
基于所述第一X射线能量的第一CT扫描和基于所述第二X射线能量的第二CT扫描是作为半扫描而进行的。
4.根据权利要求1～3中任意一项所述的X射线CT装置，其特征在于，所述多能量摄影规划机构具备：
扫描开始相位设定机构，其将所述X射线管的扫描开始位置、即扫描开始相位设定为由被检体带来的X射线衰减为最小的角度；
X射线条件设定机构，其设定所述第一CT扫描与第二CT扫描之间的所述被检体的照射剂量率为同等的X射线条件；和
X射线条件过渡机构，其设定所述第一CT扫描和第二CT扫描之间的X射线条件的过渡状态。
5.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述扫描开始相位设定机构具备扫描开始相位计算机构，所述扫描开始相位计算机构根据所述被检体扫描图图像推断被检体的剖面形状，求出由所述被检体带来的X射线衰减为最小的相位。
6.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述图像重构机构对所述过渡期间的扫描数据和所述过渡期间的扫描数据的对置数据进行加权，从而减小所述过渡期间的扫描数据对重构图像的贡献。
7.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线条件设定机构具备计算管电流值的管电流计算机构，所述管值用于使按照所设定的每个管电压而得到的图像的图像噪声实质上相等。
8.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线条件设定机构按照扫描顺序以降序的方式设定所设定的管电压，按照扫描顺序以升序的方式设定求出的管电流。
9.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述X射线条件过渡机构求出管电流的过渡时间，以使管电压的过渡符合管电流的过渡。
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