CN102215754B - X线ct装置及x线ct方法 - Google Patents

Abstract

在X线CT装置(1)及X线CT方法中，根据被设定为在作为检查对象物的X线造影剂的K吸收端的上下的指定能量范围内的透过X线的数目计算检查对象物的厚度，根据该计算出的检查对象物的厚度重组CT图像。此种X线CT装置(1)及X线CT方法能够不依赖于被检测体的大小及X线管电压(X线的能量分布)而稳定地生成X线CT图像。

Description

X线CT装置及X线CT方法

技术领域

本发明涉及一种X线CT装置及X线CT方法，尤其是涉及一种根据透过X线的能量信息生成CT图像的X线CT装置及X线CT方法。

背景技术

基于X线透过摄影的图像诊断或基于X线CT(Computed Tomography，计算机断层扫描)摄影的图像诊断能够发现被检测体内部的例如癌症或溃疡等病变，因此作为有效的诊断方法而被加以利用。在这些图像诊断中，测量透过被检测体的X线的线量(或由被检测体吸收的X线的线量)，并通过用图像表示出该线量的增减而生成X线图像。由于构成生物体的元素为例如氢、氮、氧及钙等相对较轻的元素，所以X线的吸收系数较小。因此，为了在将生物体作为被检测体的情况下生成清晰的X线图像，需要增大照射至被检测体的X线的线量，从而被检测体的被辐射(exposure)会成为问题。

发明人在日本专利公开公报特开2004-223158号(以下称作“专利文献1”)(D1)中提出了一种降低被检测体的被辐射量的X线摄像方法，并且在特开2007-071602号(以下称作“专利文献2”)(D2)及特开2004-228482号(以下称作“专利文献3”)(D3)中提出了适用于上述提出的X线摄像方法的放射线检测器。

专利文献1(D1)中所公开的X线摄像方法是通过对被检测体照射X线，利用透过被检测体的透过X线检查被检测体内部的X线摄像方法，其具有如下过程：利用所述透过X线的能量信息中的与所述被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围(energy range)的信息来评价所述检查对象物。由于在该X线摄像方法中利用的是指定能量范围内的透过X线的能量信息，所以能够减少照射至被检测体的X线的线量，从而能够降低被检测体的被辐射量。

另外，专利文献2(D2)中所公开的放射线检测器中，在透过X线入射的方向上排列着多个检测介质(detecting medium)，在此，如果沿着所述透过X线的入射方向对各所述检测介质标注编号1、2、3、……，各所述检测介质1、2、3、……基于射入的透过X线所赋予的能量分别产生电荷，而每个所述检测介质1、2、3、……也均构成所述透过X线的吸收体，并且，所述透过X线到达各所述检测介质1、2、3、……为止所穿过的所述吸收体的厚度不同，从而吸收射入的透过X线的所述检测介质1、2、3、……的编号会因所述透过X线的能量而不同。即，低能量的X线或伽马射线(gammarays)容易被处于所述透过X线入射的一侧的所述检测介质1及检测介质2等所吸收，而高能量的X线或伽马射线会一直到达较大编号的所述检测介质(远离入射端的位置部分)，被该处的检测介质所吸收。基于这种现象，通过测量从各个所述检测介质1、2、3、……输出的电流，能够同时进行高计数率的放射线的检测及能量信息的收集。

另外，专利文献3(D3)中所公开的半导体放射线检测器是使用以化合物半导体的InSb(锑化铟)为基材(base material)的单晶的放射线检测器，且使用没有人工掺杂杂质的高纯度InSb单晶，制作出使该高纯度InSb单晶具有二极管特性的半导体元件，并以指定的温度工作。该半导体放射线检测器能够以高能量分辨率(resolution)检测放射线。

然而，为了在将生物体作为被检测体时生成清晰的X线图像，有时要将X线的吸收系数更大的例如碘或钡等造影剂投入生物体。在此情况下，如果因生物体较大而导致X线的透过长度变长，则不能无视生物体对X线的吸收，为此，造影剂的效果会减小。而且，如果要增加所述X线的线量，一般而言是通过增大施加至X线管的电压(X线管电压)来实现的，从而照射至生物体的X线的高能量成分增多。因此，由造影剂吸收的X线会减少。

而且，所述专利文献1(D1)中虽然记载了可将专利文献1(D1)中所公开的X线摄像方法应用于CT中([0078]段落)的内容，但并未公开其具体的结构，并且作为其作用效果，仅可预测X线的被辐射量的降低。

发明内容

本发明鉴于上述的情况，其目的在于提供一种能够不依赖于被检测体的大小或X线管电压(X线的能量分布)而稳定地生成X线CT图像的X线CT装置及X线CT方法。

本发明所涉及的X线CT装置及X线CT方法，根据被设定为在X线造影剂的K吸收端(K-absorption ends)的上下的指定能量范围内的透过X线的数目计算检查对象物的厚度，并根据该计算出的检查对象物的厚度重组CT图像。因此，这种X线CT装置及X线CT方法能够不依赖于被检测体的大小或X线管电压(X线的能量分布)而稳定地生成X线CT图像。

附图说明

图1是表示本发明一实施方式的X线CT装置的结构的方框图。

图2是表示所述实施方式的一实施例的结构的图。

图3是表示实施例中的使碘厚度与X线管电压发生变化时的透过X线的能谱的图。

图4是表示实施例中的对于直径为20cm的水箱(water phantom)使X线管电压发生变化时的透过X线的计数比Φ₁/Φ₂的图。

图5是表示实施例中的对于直径为30cm的水箱使X线管电压发生变化时的透过X线的计数比Φ₁/Φ₂的图。

图6是表示实施例中的基于测量值的水箱的X线CT图像的图。

图7是表示实施例中的沿着穿过水箱(直径20cm)中心的径方向的直线(图6的AA线)的CT值的图。

图8是表示实施例中的沿着穿过水箱(直径10cm、30cm)中心的径方向的直线(图6的AA线)的CT值的图。

图9是表示比较例中的将对于直径为20cm的水箱使X线管电压发生变化时的透过X线作为电流而测量到的结果的图。

图10是表示比较例中的将对于直径为30cm的水箱使X线管电压发生变化时的透过X线作为电流而测量到的结果的图。

图11是表示比较例中的基于测量值的水箱的X线CT图像的图。

图12是表示比较例中的沿着穿过水箱(直径20cm)中心的径方向的直线(图11的BB线)的CT值的图。

图13是表示比较例中的沿着穿过水箱(直径10cm、30cm)中心的径方向的直线(图11的BB线)的CT值的图。

具体实施方式

以下，根据附图说明本发明所涉及的一实施方式。另外，各图中标注了相同符号的结构表示的是相同结构，并省略其说明。

(实施方式的结构)

图1是表示本发明的一实施方式中的X线CT装置的结构的方框图。图1中，X线CT装置1包括X线照射部11、X线测量部12、处理部13、图像存储部14、操作部15、及图像显示部16。

X线照射部11是照射X线的装置，例如包括：X线管111，用来生成并放射X线；X线电源电路112，为了使X线管111生成X线，将商用电源等的输入电压升压到指定的电压值后向X线管111提供该升高后的电压的电力；以及电源控制电路113，为了对从X线管111放射的X线的放射时间或放射量等进行控制，依据处理部13的控制来控制X线电源电路112。X线管111例如是这样一种装置，即阴极与阳极之间被施加了由X线电源电路112提供的电力的高电压(X线管电压)，并通过从阴极的灯丝(filament)放出的电子与阳极发生碰撞而放射X线。

X线测量部12是这样一种装置，即被配置成隔着被检测体H而与X线照射部11相对置，测量透过被检测体H的透过X线中的与被检测体H内部的检查对象物相应的指定能量范围内的透过X线的数目。从X线照射部11向被检测体H照射的X线经由被检测体H而射入X线测量部12。即，从X线照射部11照射的X线中的透过被检测体H的X线(透过X线)射入X线测量部12。X线测量部12例如包括：对射入的X线的能量及其数目进行检测的X线检测器121；放大X线检测器121的输出的前置放大电路122；进一步放大前置放大电路122的输出的主放大电路123；将主放大电路123的输出从模拟信号向数字信号转换的模拟数字转换电路(AD转换电路)124；以及对AD转换电路124的输出进行积分的积分电路125。积分电路125包括第一积分电路125-1和第二积分电路125-2，该第一积分电路125-1对与比检查对象物(例如X线造影剂等)的K吸收端小的指定能量范围

相对应的能量区域的X线的数目进行积分，该第二积分电路125-2对与比检查对象物的K吸收端大的指定能量范围

相对应的能量区域的X线的数目进行积分。这样，积分电路125对设定为在检查对象物的K吸收端的上下的指定能量范围内的X线的数目进行积分。即，积分电路125对分别被设定为在能量轴中检查对象物的K吸收端的上侧及下侧的各指定能量范围内的X线的数目分别进行积分。

例如X线测量部12包括：将射入的X线作为电流进行测量的X线检测器121；放大X线检测器121的输出的前置放大电路122；将前置放大电路122的输出从模拟信号向数字信号转换的模拟数字转换电路(AD转换电路)124；未图示的能量分布导出部；以及对所述能量分布导出部的输出进行积分的积分电路125。在X线测量器121中，多个检测元件排列在X线的入射方向上，从各检测元件输出的电流分别被所连接的前置放大电路122放大，然后由模拟数字转换电路124进行数字化(digitalization)。通过所述能量分布导出部对这些经过数字化的电流值加以解析，并导出入射X线能量分布。而且，积分电路125通过所述能量分布导出部对被设定为在检查对象物的K吸收端的上下的指定能量范围内的X线的数目进行积分。

对于X线检测器121而言，较为理想的是可测量能量且为计数率高的X线检测器。作为此种X线检测器121，例如较为理想的是专利文献2(D2)中所公开的检测器，该检测器包括：基于由射入的X线所赋予的能量而产生电荷的检测介质，以及被设置在该检测介质的距所述X线的入射端的距离彼此不同的位置上的多个电极。更具体而言，X线检测器121包括：沿着X线的入射方向延伸设置的长方形的硅板；从X线的入射端起沿着X线的入射方向形成在该硅板的一主面上的第一至第四电极；以及分别与第一至第四电极连接的第一至第四二极管，其中，硅板接地。另外，电极并不限定为四个，只要是多个即可。X线检测器121的材料不限于硅，例如可为半导体、CdTe、InSb及闪烁体(scintillator)等作为放射线检测器的基材而加以利用的公知的材料。而且，X线检测器121也可被设计成包括硅板以及多个硅检测器，多个硅检测器分别由形成在该硅板的表背主面上的两个电极而形成，沿着X线的前进方向排列。而且，X线检测器121包括在透过被检测体的透过X线的前进方向上排列的多个检测介质，各所述检测介质基于由所述透过X线所赋予的能量分别产生电荷并构成所述透过X线的吸收体，并且，所述透过X线到达各所述检测介质为止所透过的吸收体的厚度不同。根据具有上述结构的X线检测器121，能够以与测量电流的X线CT装置的情况同等的处理速度，对透过被检测体的X线中的与被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的透过X线的数目进行测量，从而能够描绘出CT图像。因此，可提供一种更为实用的X线CT装置1。

另外，例如，X线检测器121较为理想的是专利文献3(D3)中所公开的检测器，例如是使用以化合物半导体的InSb为基材的单晶的放射线检测器，通过在没有人工掺杂杂质的高纯度InSb单晶上形成表面障壁层而具有二极管特性，且工作温度设为2K以上50K以下。另外，例如，X线检测器121是使用以化合物半导体的InSb为基材的单晶的放射线检测器，通过在没有人工掺杂杂质的高纯度InSb单晶上形成pn结(pn junction)而具有二极管特性，并且工作温度设为2K以上115K以下。另外，例如，X线检测器121是使用以化合物半导体的InSb为基材的单晶的放射线检测器，通过在InSb单晶中掺杂有Ge的p型InSb单晶上形成pn结而具有二极管特性，且工作温度设为4.2K以上115K以下。

而且，X线照射部11与X线测量部12具有这样的结构，为了以指定的角度间隔测量所有方向的被检测体H的透过X线，以生成被检测体H的CT图像，通过未图示的驱动机构相对于被检测体H而旋转移动。

处理部13是通过控制X线CT装置1的各部来控制X线CT装置1整体运行的装置，例如包括微处理器以及其周边电路，就功能而言包括系统控制部131、厚度运算部132及图像重组部133。

系统控制部131通过在与X线照射部11之间收发控制信号来控制X线照射部11的X线照射，并且通过在与X线测量部12之间收发控制信号来控制X线测量部12的X线测量。在系统控制部131的控制下，X线照射部11向被检测体H照射X线，透过被检测体H的透过X线通过X线测量部12来测量，其测量输出被输入至处理部13。

厚度运算部132根据由X线测量部12测量到的所述指定能量范围内的透过X线的数目计算被检测体H内的检查对象物的厚度。

图像重组部133使用指定的CT成像法，根据由厚度运算部132计算出的检查对象物的厚度重组被检测体H的CT图像(CT图像数据)。例如，图像重组部133将由厚度运算部132计算出的检查对象物的厚度作为投影数据，将投影数据和指定的重组函数进行卷积(convolution)(褶积)，通过将该结果逆投影(backprojection)而生成被检测体H的CT图像(CT图像数据)。指定的重组函数(过滤(filter))例如根据临床目的而准备有多种，可根据诊断目的或被检测体H的诊断部位等而酌情选择。

图像存储部14是存储由处理部13的图像重组部133所生成的CT图像(CT图像数据)的装置，例如是具有相对大容量的存储容量的硬盘装置。而且，图像存储部14例如是在与CD-R(Compact Disc Recordable，可刻录盘)或DVD-R(DigitalVersatile Disc Recordable，可刻录数字通用盘)等记录介质之间进行数据的写入及/或读入的装置，例如为CD-R驱动器或DVD-R驱动器等。

操作部15是用来输入用于操作X线CT装置1的各种操作指示的装置。

图像显示部16是显示由处理部13的图像重组部133所生成的CT图像的装置，例如为CRT(Cathode Ray Tube，阴极射线管)显示器、LCD(Liquid Crystal Display，液晶显示器)、有机EL(Electroluminescence，电致发光)显示器或等离子体显示器等显示装置。

下面，说明本实施方式的运行。

(实施方式的运行)

例如，将碘造影剂、钡造影剂及金造影剂等X线造影剂中的例如适合于诊断目的或诊断部位的造影剂投入被检测体H。然后，当使用者从操作部15输入拍摄开始的指示时，通过处理部13的系统控制部131的控制来控制X线照射部11，从X线照射部11向被检测体H照射X线，而且，还控制X线测量部12，通过X线测量部12测量透过被检测体H的透过X线。即，在X线照射部11中，当被输入来自处理部13的系统控制部131的控制信号时，通过电源控制电路113控制X线电源电路112，使得指定电压的电力在指定的时机从X线电源电路112被提供给X线管111，X线管111向被检测体H照射X线。照射到被检测体H的X线穿过被检测体H后射入X线测量部12。在X线测量部12中，透过被检测体H的透过X线射入X线检测器121，透过X线通过X线检测器121而被检测。来自X线检测器121的检测输出被前置放大电路122及主放大电路123放大后，通过AD转换电路124而被进行AD转换。经过AD转换电路124的AD转换的数字输出分别被输入积分电路125的第一及第二积分电路125-1、125-2，由第一及第二积分电路125-1、125-2分别进行积分后输入处理部13。

一边使X线照射部11及X线测量部12以指定的角度逐步偏离被检测体H一边执行上述运行，并以指定的角度间隔将所有方向的被检测体H的透过X线的数据输入处理部13。

在此，对于照射被检测体H的X线而言，为了降低被检测体H的被辐射量，较为理想的是透过例如采用镧(lanthanum)等的滤光片的滤光X线。通过使X线透过滤光片，与白色X线相比，指定的能量成分(例如镧滤光片中的高能量成分)的X线的强度减弱，从而被检测体H的被辐射量得以降低。

而且，处理部13的厚度运算部132根据这些透过X线的数据计算被检测体H内的X线造影剂等检测对象物的厚度。该运算已在上述的专利文献1(D1)或专利文献2(D2)等中公开，大致以如下方式进行。

首先，当将X线管的照射目标(target)的原子编号设为Z、X线管电压设为E0(kV)、物质i的衰减系数(attenuation coefficient)设为μi、物质i的密度设为ρi、物质i的厚度设为xi、常数设为c时，从X线管产生且透过n种物质后的X线谱ψ(E)可由式1得到。

ψ(E)＝c×Z×((E0-E)/E)×exp(-∑(μi(E)/ρi)ρi×xi)(其中，∑为从i＝1至i＝n的求和)……(式1)

如果基于式1进行数值积分，指定能量范围内的X线的计数(count number)的积分值Φ可由式2得到。

Φ＝Φ0×exp(-∑ai×xi)(其中，∑为从i＝1至i＝n的求和)  ……(式2)

其中，Φ0为透过的物质i的厚度全部为0时的值，即，白色X线的计数在该积分范围内的积分值，ai为依赖于积分范围及物质i的常数。

如果将积分范围设为n个、将被检测体H中的物质设为m种，则可得到n个的联立方程式。在X线造影剂被投入到被检测体H中，且被检测体H为生物体的情况下，穿过被检测体H的X线主要被生物体中大量存在的水及该X线造影剂所吸收，并会随着穿过被检测体H而减弱。因此，关于投入被检测体H的X线造影剂所存在的部分(X线造影剂的厚度)，由于未知的物质仅为水与X线造影剂，所以通过取两个积分范围来求解基于式2所得到的联立方程式便可求出。此处，关于两个积分范围，由于在X线造影剂的K吸收端的上下(前/后)的能量中X线的吸收会增大/减少，所以选择K吸收端两侧的能量区域，在X线造影剂的K吸收端的上下分别以指定的能量范围加以设定。例如，在为碘(iodine)造影剂时，因碘的K吸收端为33.2keV，所以两个积分范围被分别设定为比33.2KeV小的指定的能量范围

及比33.2KeV大的指定的能量范围

指定的能量范围可为任意，但如果能量范围过宽则对有无X线造影剂变得不敏感，而另一方面，如果能量范围过窄则在该能量范围内的X线的数目会减少从而统计精度不理想。

这样，厚度运算部132，根据比检查对象物的K吸收端小的指定能量范围内的透过X线的数目、与比检查对象物的K吸收端大的指定能量范围

内的透过X线的数目之比Φ₁/Φ₂，可以求出检查对象物的厚度。更具体而言，厚度运算部132，根据与比检查对象物的K吸收端小的指定能量范围

相对应的能量区域内的X线的数目的积分值、及与比检查对象物的K吸收端大的指定能量范围

相对应的能量区域内的X线的数目的积分值之比，可以求出检查对象物的厚度。

如举一例，当利用滤光X线能量差分法(filtered X-ray energy differences)进行CT测量时，比Φ₁/Φ₂可由式3得到，而如果将该比值针对检查对象物以外的区域即空气的结果进行标准化，则比Φ₁/Φ₂可由式4得到。

$\frac{{\mathrm{\φ}}_1}{{\mathrm{\φ}}_2}=\frac{\mathrm{\Ψ}\left(E_1\right)}{\mathrm{\Ψ}\left(E_2\right)}\exp \{-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_2\right))\·t_I\}\·\exp \{-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_2\right))\·t_W\}.$ ……(式3)

$\ln \frac{{\mathrm{\φ}}_1}{{\mathrm{\φ}}_2}=1-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_2\right))\·t_I-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_2\right))\·t_W.$ ……(式4)

其中，ψ(E_n)为能量E_n的X线谱，带上划线的μ_I(E_n)和带上划线的μ_w(E_n)分别为碘及水对能量范围E_n的X线的平均衰减系数，t_I及t_w分别为碘及水的厚度。

而且，处理部13的图像重组部133使用指定的CT成像法，根据由厚度运算部132计算出的检查对象物的厚度重组被检测体H的CT图像(CT图像数据)。例如，图像重组部133将由厚度运算部132计算出的检查对象物的厚度作为投影数据，对投影数据与指定的重组函数进行卷积(褶积)，通过将该结果逆投影而生成被检测体H的CT图像(CT图像数据)。更具体而言，在以往的测量法即将透过X线作为电流来测量的情况下，是将该电流值作为投影数据而生成CT图像的，而本实施方式中，则是代替该电流值，将比检查对象物的K吸收端小的指定能量范围

内的透过X线的数目、及比检查对象物的K吸收端大的指定能量范围

内的透过X线的数目之比Φ₁/Φ₂作为投影数据来生成CT图像。

被检测体H的CT图像(CT图像数据)一旦生成，处理部13视需要将被检测体H的CT图像显示于图像显示部16。而且，处理部13视需要将被检测体H的CT图像数据存储于图像存储部14中。

这样，在X线CT装置1中，根据指定能量范围

内的透过X线的数目计算检查对象物(例如X线造影剂等)的厚度，并根据该计算出的检查对象物的厚度重组被检测体H的CT图像。因此，本实施方式所涉及的X线CT装置1能够不依赖于被检测体H的大小及X线管电压(X线的能量分布)而针对检查对象物的厚度获得固定的CT值，从而能够稳定地生成被检测体H的X线CT图像。而且，对X线的射线硬化(Beam Hardening)不是很敏感，从而即便在生成X线的吸收系数相对较高的物质的CT图像的情况下，也能够减轻失真(artifact)。

(实施例及比较例)

接着，对本发明的实施例及其比较例进行说明。

图2是表示所述实施方式中的一实施例的结构的图。实施例通过模拟计算而被实行。实施例的结构如图2所示，包括照射X线的X线照射部21、测量X线的X线测量部22、以及模仿生物体的水箱(water phantom)23。水箱23为具有指定长度的直径的圆柱状，其中心形成直径为1cm的碘区域231。该碘区域231内填充有各种浓度的碘作为造影剂。而且，水箱23在与连结X线照射部21及X线测量部22的直线正交的直线上移动。将与连结该X线照射部21及X线测量部22的直线正交的直线设为x轴。X线照射部21照射X线(滤光X线)，该X线是在穿过根据药事法(PharmaceuticalAffairs Act)所规定的厚度为2mm的铝滤光片211之后，穿过厚度为100μm的镧滤光片212的X线。

图3是表示实施例中的使碘厚度及X线管电压发生变化时的透过X线的能谱的图。图3的横轴为以keV单位表示的光子能量(photon energy)，其纵轴为由X线测量部检测的X线的计数。图3的实线表示碘厚度为0μm的情况(为水的情况)，虚线表示碘厚度为30μm的情况，点划线表示碘厚度为60μm的情况。碘厚度是根据混入于水中的碘的浓度计算在X线前进方向上每1cm的水中所存在的碘的量所得到的值。图3(A)、(B)及(C)分别表示X线照射部21的X线管(未图示)的X线管电压分别为50kV、65kV及80kV的情况。因此，从X线照射部21照射至水箱23的X线，其高能量成分的含有率按图3(A)、(B)、(C)的顺序而增高。

观察图3(A)、(B)及(C)可知，碘厚度为0μm的情况下，在碘的大致K吸收端处当然不会观察到计数的下降，碘厚度为30μm的情况下及碘厚度为60μm的情况下，在碘的大致K吸收端处能够观察到计数的下降，而且，在碘厚度为60μm时计数下降得比碘厚度为30μm时多。

图4及图5是表示实施例中的使X线管电压发生变化时的透过X线的计数比Φ₁/Φ₂的变化的图。Φ₁为比碘的K吸收端33.2keV小的能量范围27.4keV～33.2keV内的计数，Φ₂为比碘的K吸收端33.2keV大的能量范围33.2keV～38.9keV内的计数。图4及图5的横轴为以mm单位表示的x轴上的位置，其纵轴为对数表示的计数比Φ₁/Φ₂。将连结X线照射部21及X线测量部22的直线与x轴的交点设为x轴的坐标原点，使水箱23的中心与x轴的坐标原点一致。图4表示水箱23的直径为20cm的情况，图5表示水箱的直径为30cm的情况。图4(A)及图5(A)表示X线照射部21的X线管电压为50kV的情况，图4(B)及图5(B)表示X线照射部21的X线管电压为65kV的情况，而图4(C)及图5(C)表示X线照射部21的X线管电压为80kV的情况。

如上所述，根据计数比Φ₁/Φ₂计算水箱23内的碘区域231的碘厚度，从而生成碘区域231的X线CT图像。

分别比较图4的(A)至(C)可知，计数比Φ₁/Φ₂不依赖于X线照射部21的X线管电压。即，计数比Φ₁/Φ₂不依赖于从X线照射部21向水箱23照射的X线的能量分布。而且，还可知碘(碘造影剂)的吸收在对数表示中与碘厚度成比例。即，碘厚度为60μm时的碘的吸收效果在对数表示中是碘厚度为30μm时的碘的吸收的约2倍。而且，通过分别比较图5的(A)至(C)，也可理解上述情况。

而且，比较图4与图5可知，计数比Φ₁/Φ₂的对数表示的变化与碘厚度的变化成比例。

图6是表示实施例中的基于测量值的水箱的X线CT图像。图6中，表示随着从白色变为黑色碘厚度增大。图7及图8是表示实施例中的沿着穿过水箱中心的径方向的直线(图6的AA线)的CT值的图。图7及图8的横轴为以mm单位表示的x轴上的位置，其纵轴为CT值。图7(A)、(B)及(C)表示X线照射部21的X线管电压分别为50kV、65kV及80kV的情况。而且，图7表示水箱23的直径为20cm的情况，图8(A)及(B)表示X线管电压为65kV、水箱23的直径分别为10cm及30cm的情况。

观察图6至图8可知，CT值不依赖于X线照射部21的X线管电压也不依赖于水箱23的大小。因此，根据计数比Φ₁/Φ₂而生成的X线CT图像与X线的射线硬化无关，从而可实现造影剂的摄影。

另一方面，如下述的比较例的图9及图10所示，在以前的测量法即将透过X线作为电流来测量并根据该电流的增减形成X线CT图像的情况下，电流值依赖于X线照射部21的X线管电压并且依赖于水箱23的大小，而在根据透过X线的数目形成X线CT图像的情况下，如上所述，计数比Φ₁/Φ₂不依赖于X线照射部21的X线管电压，也不依赖于水箱23的大小。而且，如下述的比较例的图11至图13所示，在根据透过X线的线量的增减形成X线CT图像的情况下，CT值依赖于X线照射部21的X线管电压并且依赖于水箱23的大小，而在根据透过X线的数目形成X线CT图像的情况下，如上所述，CT值不依赖于X线照射部21的X线管电压，也不依赖于水箱23的大小。因此，在形成X线CT图像方面，根据透过X线的数目形成X线CT图像的情况会比根据透过X线的线量即电流值的增减形成X线CT图像的情况更为优异。

另外，在上述的实施例中，对将碘用作造影剂时的结果进行了说明，但关于其他造影剂，例如钡造影剂或金造影剂等，也可获得相同的结果。在此，钡的K吸收端为37.4keV，而金的K吸收端为80.7keV。关于金造影剂，例如，已公开于“J FHAINFELD，D N SLATKIN，T M FOCELLA and H M SMILOWITZ，‘Goldnanoparticles：a new X-ray contrast agent’，The British Journal of Radiology，79(2006)，248-253”等中。

下面，作为比较例，对以图2所示的结构根据透过X线的线量的增减形成X线CT图像的情况进行说明。

图9及图10是表示比较例中的将使X线管电压发生变化时的透过X线作为电流进行测量的结果的图。图9及图10的横轴为以mm单位表示的x轴上的位置，其纵轴为对数表示的电流值。将连结X线照射部21及X线测量部22的直线与x轴的交点设为x轴的坐标原点，使水箱23的中心与x轴的坐标原点一致。图9表示水箱23的直径为20cm的情况，图10表示水箱的直径为30cm的情况。图9(A)及图10(A)表示X线照射部21的X线管电压为50kV的情况，图9(B)及图10(B)表示X线照射部21的X线管电压为65kV的情况，而图9(C)及图10(C)表示X线照射部21的X线管电压为80kV的情况。

图9及图10分别对应于图4及图5。分别比较图9的(A)至(C)可知，随着X线照射部21的X线管电压增高电流值的变化减小，电流值依赖于X线照射部21的X线管电压。即，电流值依赖于从X线照射部21向水箱23照射的X线的能量分布。而且，通过分别比较图10的(A)至(C)也可理解上述情况。

而且，比较图9与图10可知，随着水箱23的大小增大电流值的变化减小，电流值依赖于水箱23的大小。

图11是表示比较例中的基于测量值的水箱的X线CT图像的图。图11中，表示随着从黑色变为白色，碘厚度变厚。图12及图13表示比较例中的沿着穿过水箱中心的径方向的直线(图11的BB线)的CT值的图。图12及图13的横轴为以mm单位表示的x轴上的位置，其纵轴为CT值。图12(A)、(B)及(C)表示X线照射部21的X线管电压分别为50kV、65kV及80kV的情况。而且，图12表示水箱23的直径为20cm的情况，图13(A)及(B)表示X线管电压为65kV、水箱23的直径分别为10cm及30cm的情况。

观察图11至图13可知，CT值依赖于X线照射部21的X线管电压也依赖于水箱23的大小。

本说明书如上所述公开了各种形态的技术，而其中主要的技术方案可总结为如下。

本发明所涉及的X线CT装置包括：X线照射部，对被检测体照射X线；X线测量部，隔着所述被检测体与所述X线照射部相对置，测量透过所述被检测体的透过X线中的与所述被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的所述透过X线的数目；厚度运算部，根据由所述X线测量部测量到的所述透过X线的数目计算所述检查对象物的厚度；以及图像重组部，根据由所述厚度运算部计算出的所述检查对象物的厚度重组CT图像。而且，本发明所涉及的X线CT方法包括：X线照射步骤，对被检测体照射X线；X线测量步骤，测量透过所述被检测体的透过X线中的与所述被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的所述透过X线的数目；厚度运算步骤，根据在所述X线测量部测量到的所述透过X线的数目计算所述检查对象物的厚度；以及图像重组步骤，根据在所述厚度运算步骤中计算出的所述检查对象物的厚度重组CT图像。

在具有这种结构的X线CT装置及X线CT方法中，根据所述指定能量范围内的透过X线的数目计算检查对象物的厚度，并根据该计算出的检查对象物的厚度重组CT图像。因此，本发明所涉及的X线CT装置及X线CT方法能够不依赖于被检测体的大小及X线管电压(X线的能量分布)而稳定地生成X线CT图像。另外，X线造影剂中也包含将来予以开发的造影剂。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是，所述检查对象物为X线造影剂，所述指定能量范围被设定为在所述X线造影剂的K吸收端的上下。

根据该结构，由于指定能量范围被设定为在X线造影剂的K吸收端的上下(K吸收端的前后)，所以被检测体内的X线造影剂会得到定量地分析，从而能够生成更为清晰的X线CT图像。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是，所述厚度运算部根据比所述检查对象物的K吸收端小的指定能量范围内的透过X线的数目、与比所述检查对象物的K吸收端大的指定能量范围内的透过X线的数目之比，计算所述检查对象物的厚度。

根据该结构，能够更恰当地计算检查对象物的厚度。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是，所述X线测量部包括：基于由透过所述被检测体的透过X线所赋予的能量产生电荷的检测介质；以及被设置在所述检测介质的距所述透过X线的入射端的距离彼此不同的位置上的多个电极。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是，所述X线测量部包括在透过所述被检测体的透过X线的前进方向上排列的多个检测介质，各所述检测介质基于由所述透过X线所赋予的能量分别产生电荷并构成所述透过X线的吸收体，并且，所述透过X线到达各所述检测介质为止所透过的吸收体的厚度不同。此处，所述多个检测介质可采用相同材质的材料，而且，也可采用不同材质的材料。尤其是通过使用不同材质的材料的检测介质，X线测量部可获得更好的结果。

根据这些结构，能够以与测量电流的X线CT装置的情况同等的处理速度，对透过被检测体的X线中的与被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的透过X线的数目进行测量，从而能够描绘出CT图像。因此，可提供一种实用的X线CT装置。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是所述X线造影剂选自碘造影剂、钡造影剂及金造影剂中的其中之一。

根据该结构，在X线造影剂为碘造影剂的情况下，对被检测体的血管造影，从而生成被检测体的血管被造影后的CT图像。碘造影剂适合例如血流的观察。而且，例如，碘造影剂能够突显血管的相对丰富的组织，因此适合于例如有无癌症等肿瘤的诊断。在X线造影剂为钡造影剂的情况下，能够对被检测体的消化系统(digestive system)造影，从而能够生成被检测体的消化器官被造影后的CT图像。在X线造影剂为金造影剂的情况下，金造影剂集中于癌组织中，其结果能够对被检测体的癌组织造影，从而生成被检测体的癌组织被造影后的CT图像。

而且，另一方面，在上述的X线CT装置中，较为理想的是所述X线照射部将X线透过滤光片后的滤光X线照射至被检测体。

根据该结构，由于通过滤光片去除X线的一部分，从而减轻了被检测体的被辐射量。

该专利申请以2007年8月15日提出申请的日本专利申请特愿2007-211948为基础，其内容包含在本申请案中。

为了描述本发明，上述已参考附图并通过实施方式对本发明进行了恰当且充分的说明，但应当认识到，只要是本领域技术人员，即能够容易地变更及/或改良上述实施方式。因此，本领域技术人员所实施的变更方式或改良方式只要不脱离权利要求书所记载的权利要求的权利范围，则该变更方式或该改良方式应解释为包含在该权利要求的权利范围内。

Claims (6)

1.一种X线CT装置，其特征在于包括：

X线照射部，对被检测体照射X线；

X线测量部，隔着所述被检测体与所述X线照射部相对置，测量透过所述被检测体的透过X线中的与所述被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的所述透过X线的数目；

厚度运算部，根据由所述X线测量部测量到的所述透过X线的数目计算所述检查对象物的厚度；以及

图像重组部，根据由所述厚度运算部计算出的所述检查对象物的厚度重组CT图像，其中，

所述检查对象物为X线造影剂，

所述指定能量范围，被设定为在所述X线造影剂的K吸收端的上下，

所述厚度运算部，根据比所述检查对象物的K吸收端小的指定能量范围

内的透过X线的数目、与比所述检查对象物的K吸收端大的指定能量范围内的透过X线的数目之比Φ₁/Φ₂，求出所述检查对象物的厚度t_I，

所述图像重组部，将由所述厚度运算部计算出的所述检查对象物的厚度作为投影数据，并将所述投影数据和指定的重组函数进行卷积，通过将所述投影数据和指定的重组函数卷积的结果逆投影而生成所述被检测体的CT图像，

当设所述检查对象物及水对能量范围E_n的X线的平均衰减系数分别为带上划线的μ_I(E_n)和带上划线的μ_W(E_n)，设所述检查对象物及水的厚度分别为t_I及t_ｗ时，比Φ₁/Φ₂满足下式，

$\ln \frac{{\mathrm{\φ}}_1}{{\mathrm{\φ}}_2}=1-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_2\right))\·t_I-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_2\right))\·t_W.$

其中，n＝1、2。

2.根据权利要求1所述的X线CT装置，其特征在于，所述X线测量部包括：

检测介质，基于由透过所述被检测体的透过X线所赋予的能量而产生电荷；和

多个电极，被设置在所述检测介质的距所述透过X线的入射端的距离彼此不同的位置上。

3.根据权利要求1所述的X线CT装置，其特征在于：所述X线测量部包括在透过所述被检测体的透过X线的前进方向上排列的多个检测介质，各所述检测介质基于由所述透过X线所赋予的能量分别产生电荷并构成所述透过X线的吸收体，并且，所述透过X线到达各所述检测介质为止所透过的吸收体的厚度不同。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的X线CT装置，其特征在于：所述X线造影剂选自碘造影剂、钡造影剂及金造影剂中的其中之一。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的X线CT装置，其特征在于：所述X线照射部将X线透过滤光片后的滤光X线照射至被检测体。

6.一种X线CT方法，其特征在于包括：

X线照射步骤，对除了生物体的被检测体照射X线；

X线测量步骤，测量透过所述被检测体的透过X线中的与所述被检测体内部的检查对象物相应的指定能量范围内的所述透过X线的数目；

厚度运算步骤，根据在所述X线测量步骤测量的所述透过X线的数目计算所述检查对象物的厚度；以及

图像重组步骤，根据在所述厚度运算步骤中计算出的所述检查对象物的厚度重组CT图像，其中，

所述检查对象物为X线造影剂，

所述指定能量范围被设定为在所述X线造影剂的K吸收端的上下，

在所述厚度运算步骤，根据比所述检查对象物的K吸收端小的指定能量范围

内的透过X线的数目、与比所述检查对象物的K吸收端大的指定能量范围

内的透过X线的数目之比Φ₁/Φ₂，求出所述检查对象物的厚度，

在所述图像重组步骤，将在所述厚度运算步骤中计算出的所述检查对象物的厚度作为投影数据，并将所述投影数据和指定的重组函数进行卷积，通过将所述投影数据和指定的重组函数卷积的结果逆投影而生成所述被检测体的CT图像，

当设所述检查对象物及水对能量范围E_n的X线的平均衰减系数分别为带上划线的μ_I(E_n)和带上划线的μ_W(E_n)，设所述检查对象物及水的厚度分别为t_I及t_ｗ时，比Φ₁/Φ₂满足下式，

$\ln \frac{{\mathrm{\φ}}_1}{{\mathrm{\φ}}_2}=1-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_I}\left(E_2\right))\·t_I-(\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_1\right)-\stackrel{\‾}{{\mathrm{\μ}}_W}\left(E_2\right))\·t_W.$

其中n=1、2。

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