CN105142526A - X射线ct装置 - Google Patents
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Abstract
减少在不同的管电压下产生的X射线的能量串扰。X射线CT装置具备：X射线管(5)；高电压发生部(10)，选择性地产生第1、第2管电压；第1滤波器(61a)，由原子序数与造影物质实质上相同的物质形成，用于调整线质；第2滤波器(61b)，由与造影物质不同的物质形成，用于调整线质；滤波器切换机构(62)，切换第1、第2滤波器；X射线检测器(8)；重建部(42)，根据基于X射线检测器的输出的投影数据来重建图像；控制部(12)，控制高电压发生部和滤波器切换机构，以使第1、第2管电压的切换和第1、第2滤波器的切换同步。
Description
技术领域
本发明的实施方式涉及X射线CT(ComputedTomography:计算机断层扫描)装置。
背景技术
存在进行双能量扫描的X射线CT装置。在双能量扫描中，X射线CT装置在对被检体进行扫描的过程中，使用能谱分布于低能量区域的X射线(以下，低能量X射线)来收集投影数据，并且使用能谱分布于高能量区域的X射线(以下，高能量X射线)来收集投影数据。通过使用这样收集到的投影数据，能够进行利用构成被检体的物质的X射线吸收系数的差异的成像，例如，能够得到以高对比度分离了由造影剂造影后的区域和其它区域的图像。
作为进行双能量扫描的X射线CT装置的系统结构，例如已知有双球管CT系统、快速切换CT系统以及双层CT系统等。
双球管CT系统是搭载两组X射线管和X射线检测器，通过将各个X射线管的管电压设为低管电压和高管电压，从而在一次旋转中收集基于与低管电压对应的低能量X射线和与高管电压对应的高能量X射线的双方的投影数据的系统。
快速切换CT系统是通过使对X射线管施加的管电压在低管电压与高管电压之间高速地切换，从而在一次旋转中收集基于低能量X射线和高能量X射线的双方的投影数据的系统。
双层CT系统是将X射线检测器设为双层构造，通过由上部的检测器检测X射线管所产生的X射线的低能量部分，由下部的检测器检测高能量部分，从而同时收集与两个能量对应的投影数据的系统。
另外，将采用这些系统的X射线CT装置还被称为能谱CT。
在以往的能谱CT中，由于上述的低能量X射线的能谱与高能量X射线的能谱重复的所谓的能量串扰，所以存在图像的对比度降低的问题。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2012-245142号公报
发明内容
本发明要解决的问题在于降低上述的能量串扰。
本实施方式所涉及的X射线CT装置具备：X射线管；高电压发生部，选择性地产生第1、第2管电压；第1滤波器，由原子序数与造影物质实质上相同的物质形成，用于调整线质；第2滤波器，由与造影物质不同的物质形成，用于调整线质；滤波器切换机构，切换第1、第2滤波器；X射线检测器；重建部，根据基于X射线检测器的输出的投影数据来重建图像；以及控制部，控制高电压发生部和滤波器切换机构，以使第1、第2管电压的切换与第1、第2滤波器的切换同步。
附图说明
图1是表示一实施方式的X射线CT装置的主要部分的结构的框图。
图2是用于说明能量串扰的图。
图3是表示本实施方式的滤波器部的概略结构的示意图。
图4是表示在本实施方式中将碘作为特定物质时从X射线滤波器61a射出的X射线的能谱Sa以及从X射线滤波器61b射出的X射线的能谱Sb的图。
图5是表示在本实施方式中将钆作为特定物质时从X射线滤波器61a射出的X射线的能谱Sa以及从X射线滤波器61b射出的X射线的能谱Sb的图。
图6是用于说明本实施方式的变形例的图。
图7是表示本实施方式的滤波器部的其它的结构例的示意图。
图8是表示在本实施方式中管电压以及X射线滤波器的低速切换方式的图。
图9是表示在本实施方式中管电压以及X射线滤波器的快速切换方式的图。
图10是表示在本实施方式中单一的X射线滤波器的切换的示意图。
图11是表示在本实施方式中将铟和锌作为特定物质而从X射线滤波器61a射出的X射线的能谱Sa以及不使用X射线滤波器61b而直接射出的X射线的能谱Sb'的图。
图12是表示在本实施方式中将铟和锌作为特定物质，不使用X射线滤波器61a而直接射出的X射线的能谱Sa'以及从X射线滤波器61b射出的X射线的能谱Sb的图。
图13是表示将图12的能谱Sa'的纵轴按比例缩小而表示的图。
符号说明
1…X射线CT装置、2…架台装置、3…床装置、4…控制台装置、5…X射线管、6…滤波器部、8…X射线检测器、12…架台/床控制部、13…数据收集部、60a，60b…楔形滤波器、61a，61b…X射线滤波器、62…滤波器切换机构、Sa…X射线能谱(低管电压)、Sb…X射线能谱(高管电压)、CI…X射线吸收系数(碘)、CGd…X射线吸收系数(钆)。
具体实施方式
参照附图说明一实施方式。
在本实施方式中，作为能谱CT系统的一个例子，公开了每使X射线管旋转一次，使施加到X射线管的管电压在低管电压与高管电压之间切换的X射线CT装置。
图1是表示本实施方式的X射线CT装置1的主要部分的结构的框图。如该图所示，X射线CT装置1具备架台装置2、床装置3以及控制台装置4。
架台装置2具备X射线管5、滤波器部6、X射线光阑部7、X射线检测器8、旋转架9、高电压发生部10、架台驱动机构部11、架台/床控制部12以及数据收集部13等。另外，架台装置2具有作为送入被检体P的摄影空间的开口部14。
X射线管5、滤波器部6、X射线光阑部7以及X射线检测器8安装在旋转架9上。架台驱动机构部11由使旋转架9旋转的构造机构和使该机构进行动作的马达等构成。通过旋转架9的旋转，X射线管5与X射线检测器8以对置的状态在搬送到开口部14内的被检体P的周围旋转。
高电压发生部10产生灯丝电流、管电压。灯丝电流被供给到X射线管5的阴极灯丝。管电压被施加到X射线管5的两极间。由阴极灯丝产生的热电子与阳极碰撞。由此产生X射线。高电压发生部10接受架台/床控制部12的控制，能够选择性地产生第1管电压Va以及高于该第1管电压Va的第2管电压Vb。
如图3所例示的那样，滤波器部6具备具有相同的形状、相同的材质的两个楔形滤波器60a，60b以及线质调整特性不同的两种X射线滤波器61a，61b。滤波器61a(第1滤波器)安装于楔形滤波器60a的底面。滤波器(第2滤波器)61b安装于楔形滤波器60b的底面。
楔形滤波器60a，60b考虑被检体的体厚，将X射线管5所产生的X射线的强度调整为从扫描中心朝向外侧降低。X射线滤波器61a，61b进一步调整透过楔形滤波器的X射线的线质。X射线滤波器(第1滤波器)61a由原子序数与被投放给被检体的造影物质实质上相同的物质形成。X射线滤波器(第2滤波器)61b由与造影物质以及第1滤波器61a不同的物质形成。典型地，第2滤波器61b由原子序数高于造影物质以及第1滤波器61a的物质形成。但是，该记载并不否定第2滤波器61b由原子序数低于造影物质以及第1滤波器61a的物质形成的可能性。
楔形滤波器60a，60b沿着旋转轴R并列地配置。滤波器部6具有滤波器切换机构62。滤波器切换机构62具有使楔形滤波器60a，60b在平行于旋转轴R的方向上往复移动所需的构造以及动力。利用滤波器切换机构62进行的楔形滤波器60a，60b的往复移动而在X射线管5与被检体之间切换楔形滤波器60a，60b。由此，X射线滤波器61a，61b也在X射线管5与被检体之间切换。
另外，如图7所示，滤波器部6也可以具备单一的楔形滤波器60a。单一的楔形滤波器60a被固定在X射线束上。X射线滤波器61a，61b的排列与楔形滤波器60a分离。X射线滤波器61a，61b的排列通过滤波器切换机构62来往复移动。
X射线光阑部7具有多个狭缝板。多个狭缝板分别被支承为自由移动。为了任意地调整向被检体P照射的X射线的照射范围，多个狭缝板分别进行移动。
X射线检测器8是二维阵列型检测器(所谓的多切片型检测器)，具有二维状地排列的多个X射线检测元件。
数据收集部(DAS)13取入X射线检测器8的各X射线检测元件所输出的电信号，放大所取入的电信号，并将放大后的电信号变换成数字信号。变换后的数字信号被称为投影数据。
床装置3具备载置被检体P的顶板30、支承顶板30的顶板支承部31以及床驱动机构部32等。
床驱动机构部32由使顶板30在相对于其载置面的水平方向以及垂直方向移动的构造机构以及使该机构进行动作的马达等构成。在扫描时，床驱动机构部32通过在架台/床控制部12的控制下向开口部14内输送顶板30，从而将被检体P定位在架台装置2的摄影区域(FOV)。
架台/床控制部12由CPU(CentralProcessingUnit：中央处理单元)、ROM(ReadOnlyMemory：只读存储器)以及RAM(RandomAccessMemory：随机访问存储器)等构成，按照从控制台装置4的控制部40等输入的指示，控制架台装置2以及床装置3的各部。
架台/床控制部12控制高电压发生部10和滤波器切换机构62，以使第1、第2管电压的切换和第1、第2滤波器61a，61b的切换同步。当选择第1管电压时选择滤波器61a，当选择第2管电压时选择滤波器61b。在本实施方式中，动作方式有低速切换方式和快速切换方式。低速切换方式和快速切换方式能够按照操作者指示来选择。
在图8中由时序图表示低速切换方式的动作。通过控制部12的控制，每当X射线管5旋转图像重建所需的角度范围时，在该例子中，每当旋转360°时，交替地切换选择低管电压Va而将第1滤波器61a配置在X射线束上的状态和选择高管电压Vb而将第2滤波器61b配置在X射线束上的状态。图像重建所需的角度范围在所谓的半重建法中，设α为X射线的扇形角，以(180°+α)来提供。
在图9中由时序图表示快速切换方式的动作。通过控制部12的控制，每当X射线管5旋转视角间距(360°/n、n为采样数/一次旋转)或其整数倍时，交替地切换选择低管电压Va而配置第1滤波器61a的状态以及选择高管电压Vb而配置第2滤波器61b的状态。
控制台装置4具备控制台控制部40、预处理部41、重建处理部42、图像存储部43、图像处理部44、显示部45以及输入部46等。
控制台控制部40由CPU、ROM以及RAM等构成，对控制台装置4所具备的各部进行控制。
预处理部41从数据收集部13接收投影数据，实施灵敏度校正或X射线强度校正等预处理。
重建处理部42按照重建切片厚度、重建间隔以及重建函数等参数或重建协议，重建由预处理部41实施了预处理后的投影数据并生成被检体的断层图像数据或体数据等重建图像数据。重建函数是用于与摄影目的的脏器、检查目的相匹配地改变对比度分辨率、空间分辨率的函数。重建协议由重建所使用的算法的类别等来定义。
图像存储部43存储从数据收集部13发送的投影数据(原始数据)、由预处理部41实施了预处理的投影数据以及由重建处理部42生成的重建图像数据等。
图像处理部44对存储于图像存储部43的重建图像数据进行窗口变换、RGB处理等用于显示的图像处理，并将该处理后的数据向显示部45输出。图像处理部44还有时根据操作者的指示，使用该重建图像数据生成任意剖面的断层图像、来自任意方向的投影图像或者三维表面图像等数据，并将该数据向显示部45输出。显示部45显示基于图像处理部44所输出的数据的X射线CT图像。
另外，图像处理部44通过对根据在选择第1管电压Va而配置了第1滤波器61a的状态下收集到的投影数据重建得到的图像和根据在选择第2管电压Vb而配置了第2滤波器61b的状态下收集到的投影数据重建得到的图像进行加权相加，来提高图像的对比度，产生强调了造影物质的目标图像。
输入部46具备键盘、各种开关、鼠标、轨迹球等设备。输入部46被用于扫描协议或重建协议等各种扫描条件的输入等。
X射线CT装置1具备执行双能量扫描的功能。在执行双能量扫描时，每当X射线管5旋转一次，架台/床控制部12一边切换第1扫描和第2扫描来一边执行。第1扫描是通过对X射线管5施加低管电压而产生X射线来收集投影数据的处理。第2扫描是通过对X射线管5施加高管电压而产生X射线来收集投影数据的处理。在以下的说明中，将在第1扫描中对X射线管5施加的低管电压称为Va，将在第2扫描中对X射线管5施加的高管电压称为Vb(Va＜Vb)。
控制台控制部40例如通过按照任意的比率将重建处理部42基于由第1扫描收集到的投影数据生成的重建图像数据和重建处理部42基于由第2扫描收集到的投影数据生成的重建图像数据进行加权相加，来生成与读影目的对应的图像数据。例如，控制台控制部40还能够生成只提取出被检体P的造影区域的图像数据。
在此，针对在双能量扫描中产生的一般的问题，使用图2进行说明。图2是表示向X射线管施加低管电压(例如，40kV)时所产生的X射线的能谱和向X射线管施加高管电压(例如，50kV)时所产生的X射线的能谱的曲线图。在以往的能谱CT系统中，这两个能谱在一部分中重复，存在发生所谓的能量串扰的问题。
在本实施方式中，为了减少或去除该能量串扰，对向X射线管5施加的管电压以及上述的X射线滤波器进行优化。
在此，针对滤波器部6的细节进行说明。图3是表示滤波器部6的概略结构的示意图。滤波器部6具备楔形滤波器60a，60b、X射线滤波器61a，61b以及滤波器切换机构62。图示的箭头R表示X射线管5的旋转轴方向。
楔形滤波器60a，60b是同一形状，在上述旋转轴方向排列配置。楔形滤波器60a，60b的上表面是来自X射线管5的X射线入射的入射面，下表面是X射线射出的射出面。入射面是以考虑被检体P的体厚的形状向射出面侧凹陷的曲面。与此相对，射出面是平面。通过使用这样的形状的楔形滤波器60a，60b，从而能够提高向被检体P的体厚厚的部分照射的X射线的强度，降低向体厚薄的部分照射的X射线的强度。
X射线滤波器61a是厚度为ha且相同的平板，被固定在楔形滤波器60a的下表面。X射线滤波器61b是厚度为hb且相同的平板，被固定在楔形滤波器60b的下表面。
滤波器切换机构62由架台/床控制部12进行控制。滤波器切换机构62使楔形滤波器60a，60b向与上述旋转轴方向平行的方向D1，D2位移。通过该位移，架台/床控制部12能够在X射线滤波器61a，61b之间切换介于X射线管5与被检体P之间的X射线滤波器。
特别地，在本实施方式中，架台/床控制部12通过控制滤波器切换机构62，从而在第1扫描时使X射线滤波器61a介于X射线管5与被检体P之间，在第2扫描时使X射线滤波器61b介于X射线管5与被检体P之间。
X射线滤波器61a由原子序数与被投放给被检体的造影物质Xa实质上相同的物质形成。低管电压Va以及X射线滤波器61a的厚度ha被设定为对X射线管5施加低管电压Va时，向被检体P照射能谱的大部分分布于低于物质Xa的K吸收端的能量区域的X射线的值。另外，在此所谓的大部分的用语例如意味着低于物质Xa的K吸收端的能量区域中的该能谱的面积相对于能谱的全部面积的比例超过规定的比例(例如，9成左右)。
在某种物质的K吸收端的前后，X射线的吸收系数暴涨。即，在施加低管电压Va时X射线管5所产生的X射线中，高于物质Xa的K吸收端的能带部分难以透过X射线滤波器61a，低于K吸收端的能带部分易于透过X射线滤波器61a。利用该性质，从而能够在低于造影剂的物质Xa的能量区域中形成进行双能量扫描时的低能量侧的X射线能谱。低管电压Va以及厚度ha的具体的值以在低于物质Xa的K吸收端的能带中能够得到所希望的X射线能谱的方式，根据理论或实验决定即可。
X射线滤波器61b由与造影物质Xa以及X射线滤波器61a不同的物质形成。典型地，X射线滤波器61b由原子序数高于造影物质Xa以及X射线滤波器61a的物质形成。但是，该记载并不否定X射线滤波器61b由原子序数低于造影物质Xa以及X射线滤波器61a的物质形成的可能性。
高管电压Vb以及X射线滤波器61b的厚度hb被设定为对X射线管5施加高管电压Vb时，向被检体P照射能谱的大部分分布于高于物质Xa的K吸收端的能量区域的X射线的值。另外，在此所谓的大部分的用语意味着例如高于K吸收端的能量区域中的该能谱的面积相对于能谱的全部面积的比例超过规定的比例(例如，9成左右)。高管电压Vb以及厚度hb的具体的值以在高于物质Xb的K吸收端的能带中能够得到所希望的X射线能谱的方式，根据理论或实验来决定即可。
针对与管电压Va，Vb、物质Xa，Xb以及厚度ha，hb相关的两个具体例进行说明。
[具体例1]
作为具体例1，说明分别将低管电压Va设定为40kV、将高管电压Vb设定为50kV、将物质Xa设定为碘、将物质Xb设定为铟和锌、将厚度ha设定为250μm、将厚度hb设定为300μm(铟150μm+锌150μm)的情况。
图4是示出碘的吸收系数CI、对X射线管5施加低管电压Va时从X射线滤波器61a射出的X射线的能谱Sa以及对X射线管5施加高管电压Vb时从X射线滤波器61b射出的X射线的能谱Sb的曲线图。横轴是能量(KeV)，左纵轴是归一化后的光子数，右纵轴是吸收系数(1/cm)。
碘的K吸收端出现在约33keV。在该K吸收端的前后，吸收系数CI变化接近一个数位。从而，从作为低管电压Va被施加40kV的X射线管5产生的X射线的大致33keV～40kV的区域相对于其它的区域较好地被X射线滤波器61a吸收。其结果，能谱Sa成为其大部分分布于低于碘的K吸收端的能量区域(约15～33keV)的形状。
另一方面，在本例中的高管电压Vb、物质Xb以及厚度hb的条件下，由图4可知，能谱Sb的大部分分布于高于碘的K吸收端的能量区域(约33～50keV)。
高电压发生部10产生低管电压Va。此时，滤波器切换机构62将滤波器61a配置于X射线束中。如上述那样，滤波器61a具有低能带的透过性高、高能带的透过性低的特性。从而，此时的能谱Sa集中于小于K吸收端的低能带。另一方面，高电压发生部10产生高管电压Vb时，滤波器切换机构62将滤波器61b配置于X射线束中。滤波器61b具有高能带的透过性高、低能带的透过性低的特性。从而，此时的能谱Sb集中于超过K吸收端的高能带。其结果，能谱Sa与能谱Sb的串扰能够极小化。
[具体例2]
作为具体例2，说明分别将低管电压Va设定为60kV、将高管电压Vb设定为70kV、将物质Xa设定为钆、将物质Xb设定为碘和铅、将厚度ha设定为300μm、将厚度hb设定为800μm(碘500μm+铅300μm)的情况。
图5是表示钆的吸收系数CGd、对X射线管5施加低管电压Va时从X射线滤波器61a射出的X射线的能谱Sa、以及向X射线管5施加高管电压Vb时从X射线滤波器61b射出的X射线的能谱Sb的曲线图。横轴是能量(KeV)，左纵轴是归一化后的光子数，右纵轴是吸收系数(1/cm)。
钆的K吸收端出现在约50keV。在该K吸收端的前后，吸收系数CGd变化接近一个数位。因此，从作为低管电压Va被施加了60kV的X射线管5产生的X射线的大致50keV～60kV的区域相对于其它的区域较好地被X射线滤波器61a吸收。其结果，能谱Sa成为其大部分分布于低于钆的K吸收端的能量区域(约25～50keV)的形状。
另一方面，在本例子中的高管电压Vb、物质Xb以及厚度hb的条件下，由图5可知，能谱Sb的大部分分布于比钆的K吸收端高的能量区域(约50～70keV)。
在该例子中，能谱Sa与能谱Sb的串扰也同样能够极小化。
在以上说明的两个具体例子的任一个例子中，向被检体P照射能谱的大部分分布于低于构成X射线滤波器61a的物质Xa的K吸收端的能量区域的X射线和能谱的大部分分布于高于该K吸收端的能量区域的X射线。在这样的X射线中，如由图4以及图5可知的那样，能够大幅度地降低能量串扰。
低于造影剂的物质的K吸收端的能量的X射线不被造影剂吸收而易于到达X射线检测器8。另一方面，高于造影剂的物质的K吸收端的能量的X射线较好地被造影剂吸收，因此难以到达X射线检测器8。从而，例如，通过由图像处理部44按照规定的比率对重建使用这两种X射线收集到的投影数据而得到的图像进行加权相加，从而能够得到清晰地描绘出被检体P的造影区域的高对比度的X射线CT图像。
另外，当这样得到着眼于特定的物质的X射线CT图像时，减少了相当于无益于物质分离的能量串扰的部分的X射线，因此，能够将被检体P的被辐射量抑制得更低。
此外，根据本实施方式所公开的结构，能够能够得到各种合适的效果。通过使用基于本实施方式的X射线滤波器以及管电压控制部，在没有安装该X射线滤波器以及管电压控制部的现有CT装置中，也能够容易地进行K边缘成像。
(变形例)
针对几个变形例进行说明。
在上述实施方式中，例示出作为构成X射线滤波器61a的物质Xa而使用碘和钆的情况。然而，物质Xa根据造影剂或被检体P的特定的组织等所关注的对象物质来适当地选择即可。另外，不需要一定使物质Xa与对象物质一致。例如，当设对象物质的原子序数为Z0时，也可以设物质Xa为与Z＝Z0+1或Z＝Z0+2的原子序数Z对应的物质。物质的K吸收端随着原子序数的增加而向高能量方向迁移。从而，在将物质Xa设为与从对象物质的原子序数稍微偏离的原子序数对应的物质的情况下，也能够得到以比较高的对比度捕捉到对象物质的图像。
在上述实施方式中，例示出每当使X射线管5旋转一次时，将施加给X射线管5的管电压在低管电压Va与高管电压Vb之间切换的X射线CT装置1。然而，对已经描述过的双球管CT系统、快速切换CT系统或者双层CT系统等也能够应用上述实施方式所公开的技术思想。
作为一个例子，使用图6对应用该技术思想的双球管CT系统进行说明。
该双球管CT系统具备两个X射线管5a，5b和两个X射线检测器8a，8b。X射线管5a以及X射线检测器8a以对置的状态设置于架台装置的旋转部。同样地，X射线管5b以及X射线检测器8b以对置的状态设置于架台装置的旋转部。X射线管5a接受低管电压Va，产生能谱分布于低能量区域的X射线。X射线检测器8a检测由X射线管5a产生并透过被检体P的X射线。X射线管5b接受高管电压Vb，产生能谱分布于高能量区域的X射线。X射线检测器8b检测由X射线管5b产生并透过被检体P的X射线。
另外，在该双球管CT系统中，将X射线滤波器61a设置为介于X射线管5a与被检体P之间，将X射线滤波器61b设置为介于X射线管5b与被检体P之间。X射线滤波器61a例如安装在用于调整X射线管5a所产生的X射线的线质的楔形滤波器上。X射线滤波器61b例如安装于用于调整X射线管5b所产生的X射线的线质的楔形滤波器上。构成X射线滤波器61a，61b的物质Xa，Xb和厚度ha，hb如在上述实施方式中说明的那样。当执行扫描时，该系统一边使X射线管5a，5b同时产生X射线，即，一边同时执行第1扫描和第2扫描一边收集投影数据。
在构筑了这样的双球管CT系统的情况下，也能够得到与上述实施方式相同的效果。
在上述中，说明了切换两种管电压Va，Vb和线质调整特性不同的两种X射线滤波器61a，61b的情况。但是，如图10所示，即使切换两种管电压Va，Vb并且切换X射线滤波器61a(或61b)的使用/不使用的情况下，也能够提高造影物质的对比度。
图11表示只使用滤波器61a时的能谱。Sa表示选择低管电压Va、使滤波器61a介于X射线束中时的能谱。Sb'表示在高管电压Vb下，将滤波器61a从X射线束上取下、当然也不使用滤波器61b时的能谱。即使是在这样的能谱Sb'中包含能谱Sa的关系下，也能够根据其比率，确定构成被检体的物质的X射线吸收系数的差异，提高造影物质的对比度。
图12表示只使用滤波器61b的能谱。在图13中，改变刻度而示出图12的能谱Sa'。Sa'表示选择低管电压Va、将滤波器61b从X射线束中取出、当然也不使用滤波器61a时的能谱。Sb表示在高管电压Vb下，使滤波器61b介于X射线束上时的能谱。即使是在这样的能谱Sb中包含能谱Sa'的关系下，也能够根据该比率，确定构成被检体的物质的X射线吸收系数的差异，提高造影物质的对比度。
虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些新的实施方式能够以其它的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围或要旨中，并且包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。
Claims (18)
1.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线管；
高电压发生部，选择性地产生用于向上述X射线管施加的第1管电压和高于上述第1管电压的第2管电压；
第1滤波器，由原子序数与被投放给被检体的造影物质实质上相同的物质形成，用于调整线质；
第2滤波器，由与上述造影物质不同的物质形成，用于调整线质；
滤波器切换机构，相对于上述X射线管与上述被检体之间切换上述第1滤波器和上述第2滤波器；
X射线检测器，检测透过上述被检体的X射线；
重建部，根据基于上述X射线检测器的输出的投影数据来重建图像；以及
控制部，控制上述高电压发生部和上述滤波器切换机构，以使上述第1、第2管电压的切换与上述第1、第2滤波器的切换同步。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
选择上述第1管电压时，上述第1滤波器被配置在上述X射线管与上述被检体之间，选择上述第2管电压时，上述第2滤波器被配置在上述X射线管与上述被检体之间。
3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，还具备：
图像产生部，根据基于在选择上述第1管电压而配置了上述第1滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像和基于在选择上述第2管电压而配置了上述第2滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像，来产生目标图像。
4.根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述第1管电压被设定为通过上述第1滤波器的X射线的能谱的超过90％分布于低于上述造影物质的K吸收端的能带。
5.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述第2管电压被设定为通过上述第2滤波器的X射线的能谱的超过90％分布于高于上述造影物质的K吸收端的能带。
6.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转上述图像的重建所需的角度范围时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而配置了上述第1滤波器的状态和选择上述第2管电压而配置了上述第2滤波器的状态。
7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转视角间距或其整数倍时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而配置了上述第1滤波器的状态和选择上述第2管电压而配置了上述第2滤波器的状态。
8.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
上述第1、第2滤波器分别设置为楔形滤波器。
9.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线管；
高电压发生部，选择性地产生用于向上述X射线管施加的第1管电压和高于上述第1管电压的第2管电压；
滤波器，由原子序数与被投放给被检体的造影物质实质上相同的物质形成，用于调整线质；
滤波器插拔机构，在上述X射线管与上述被检体之间插拔上述滤波器；
X射线检测器，检测透过上述被检体的X射线；
重建部，根据上述X射线检测器的输出来重建图像；
控制部，控制上述高电压发生部和上述滤波器插拔机构，以使上述第1、第2管电压的切换与上述滤波器的插拔同步。
10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，
选择上述第1管电压时，上述滤波器被配置在上述X射线管与上述被检体之间，当选择上述第2管电压时，将上述滤波器从上述X射线管与上述被检体之间取下。
11.根据权利要求10所述的X射线CT装置，其特征在于，还具备：
图像产生部，根据基于在选择上述第1管电压而配置了上述滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像和基于在选择上述第2管电压而取下了上述滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像，来产生目标图像。
12.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转上述图像的重建所需的角度范围时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而配置了上述滤波器的状态和选择上述第2管电压而取下了上述滤波器的状态。
13.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转视角间距或其整数倍时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而配置了上述滤波器的状态和选择上述第2管电压而取下了上述滤波器的状态。
14.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线管；
高电压发生部，选择性地产生用于向上述X射线管施加的第1管电压和高于上述第1管电压的第2管电压；
滤波器，由与被投放给被检体的造影物质不同的物质形成，用于调整线质；
滤波器插拔机构，相对于上述X射线管与上述被检体之间插拔上述滤波器；
X射线检测器，检测透过上述被检体的X射线；
重建部，根据上述X射线检测器的输出来重建图像；以及
控制部，控制上述高电压发生部和上述滤波器插拔机构，以使上述第1、第2管电压的切换与上述滤波器的插拔同步。
15.根据权利要求14所述的X射线CT装置，其特征在于，
选择上述第1管电压时，将上述滤波器从上述X射线管与上述被检体之间取下，选择上述第2管电压时，将上述滤波器配置在上述X射线管与上述被检体之间。
16.根据权利要求15所述的X射线CT装置，其特征在于，还具备：
图像产生部，根据基于在选择上述第1管电压而取下了上述滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像和基于在选择上述第2管电压而配置了上述滤波器的状态下收集到的上述投影数据重建而得到的图像，来产生目标图像。
17.根据权利要求14所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转上述图像的重建所需的角度范围时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而取下了上述滤波器的状态和选择上述第2管电压而配置了上述滤波器的状态。
18.根据权利要求14所述的X射线CT装置，其特征在于，
每当上述X射线管旋转视角间距或其整数倍时，上述控制部交替地切换选择上述第1管电压而取下了上述滤波器的状态和选择上述第2管电压而配置了上述滤波器的状态。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| C41 | Transfer of patent application or patent right or utility model | ||
| TA01 | Transfer of patent application right |
Effective date of registration: 20160718 Address after: Japan Tochigi Applicant after: Toshiba Medical System Co., Ltd. Address before: Tokyo, Japan, Japan Applicant before: Toshiba Corp Applicant before: Toshiba Medical System Co., Ltd. |
|
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20151209 |
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| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |