CN1847833B - 辐射ct系统和数据采集系统 - Google Patents
辐射ct系统和数据采集系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN1847833B CN1847833B CN2006100820307A CN200610082030A CN1847833B CN 1847833 B CN1847833 B CN 1847833B CN 2006100820307 A CN2006100820307 A CN 2006100820307A CN 200610082030 A CN200610082030 A CN 200610082030A CN 1847833 B CN1847833 B CN 1847833B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- detector
- detector element
- signal
- amplifiers
- predetermined number
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 85
- 210000003050 axon Anatomy 0.000 claims description 27
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims description 14
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 11
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 51
- 238000000034 method Methods 0.000 description 14
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 8
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 8
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000005669 field effect Effects 0.000 description 6
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 6
- 238000003491 array Methods 0.000 description 5
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 5
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 4
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 240000001439 Opuntia Species 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002950 deficient Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000012797 qualification Methods 0.000 description 1
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 1
- GOLXNESZZPUPJE-UHFFFAOYSA-N spiromesifen Chemical compound CC1=CC(C)=CC(C)=C1C(C(O1)=O)=C(OC(=O)CC(C)(C)C)C11CCCC1 GOLXNESZZPUPJE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 230000002194 synthesizing effect Effects 0.000 description 1
- 230000032258 transport Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
本发明提出一种能够使数据采集系统中包括的放大器数目减少的辐射CT系统。该系统包括：多阵列探测器，其具有在通道方向上和切片方向上以阵列形式设置的多个探测器单元；数据采集系统，其根据探测器单元的输出信号采集表示入射到探测器上的辐射剂量的数据项；数据处理单元，其根据数据采集系统采集的数据项识别入射到探测器上的辐射剂量分布来构建断层摄影图像。数据采集系统包括放大器和切换单元，其中放大器放大由探测器单元产生的信号并且传送所得到的信号，放大器的数目小于探测器元件的数目，切换单元改变探测器单元和放大器之间的连续性，使得在对象扫描期间其信号被每个放大器放大的探测器单元将变成在切片方向上并置的其它探测器单元。
Description
技术领域
本发明涉及诸如X射线CT系统的辐射CT系统、数据采集系统和数据采集方法。
背景技术
使用多阵列探测器的辐射CT系统已经被人们所熟知，这种多阵列探测器具有多个在通道方向上和切片方向上以阵列形式设置的探测器元件(例如，参考专利文献1)。探测器元件的输出信号被数据采集系统(DAS)中的放大器放大。通常，放大器的数目等于探测器元件的数目(通道数乘以在切片方向上并列的阵列数)。
专利文献1描述了和多阵列探测器一起使用的四个数据采集系统(DAS)，其中上述多探测器阵列具有在切片方向上并列的八个探测器元件阵列，并描述了根据切片厚度调整探测器元件阵列和数据采集系统之间的连接，并且描述了一个放大器放大两个探测器元件阵列的输出。在这里，在扫描前连接被彼此改变，而且两个探测器元件阵列被看作是一个探测器元件阵列。这就相当于包括和探测器元件数目相同的放大器数目的情况。
[专利文献1]日本未审查专利公开No.2001-212128。
对于多阵列探测器，从缩短扫描时间或提高图像质量的角度出发，需要增加在切片方向上并列的探测器元件的阵列数或是实现更精细的探测器元件，也就是增加探测器元件的数目。另一方面，放大器包括在与所有探测器元件相关联的数据采集系统中。放大器的数目随探测器元件数目的增加而增加，由此出现了各种缺陷。例如，难以为放大器的放置保持空间，增大了功耗，增大了散失的热量，并增加了成本。
发明内容
本发明的一个目的是提供使减少放大器数目成为可能的辐射CT系统、数据采集系统和数据采集方法。
根据本发明的第一方面，提供一种辐射CT系统，该辐射CT系统通过围绕对象体轴旋转辐射源对对象进行扫描，并基于用于产生多个视图的辐射剂量分布构建对象的断层摄影图像，其中上述辐射源对对象进行辐射照射。该辐射CT系统包括：多阵列探测器，该多阵列探测器具有在通道方向(也就是，围绕体轴的方向)上和在切片方向(也就是，和体轴平行的方向)上以阵列形式设置的多个探测器元件，每一个探测器元件均将辐射转换为电信号并传送电信号，并且该多阵列探测器与辐射源相对，对象位于它们之间；数据采集系统，该数据采集系统基于该多个探测器元件的输出信号，采集表示入射到该多阵列探测器上的辐射剂量的数据项；和数据处理单元，该数据处理单元根据数据采集系统采集的数据项识别入射到多阵列探测器上的辐射剂量的分布，该分布用于构建断层摄影图像。数据采集系统包括多个放大器和切换装置，其中上述放大器的数目要小于所述多个探测器元件的数目，并放大由该多个探测器元件产生的信号并传送得到的信号，上述切换装置用于改变该多个探测器元件和该多个放大器之间的连续性，使得在对象扫描期间信号被多个放大器中的每一个放大的探测器元件将变成在切片方向上并列放置的其它探测器元件。
优选地，该切换装置针对视图的每一次形成均改变该多个探测器元件和多个放大器之间的连续性。
优选地，该切换装置改变该多个探测器元件和该多个放大器之间的连续性，以便在其中建立不同连续性的多种模式间循环交替。
优选地，该切换装置指定该多个放大器放大由该多个探测器元件产生的信号，使得该多个放大器中的每一个将放大通过合成由在切片方向上连续并列的预定数目的探测器元件产生信号而产生的信号。切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得每次切换模式时，指定给每一个放大器的预定数目探测器元件将变成与上述预定数目的探测器元件部分相同的在切片方向上并置的预定数目探测器元件。数据处理单元根据由数据采集单元采集的表示入射到预定数目探测器元件上的辐射剂量的数据项，计算入射到与预定数目探测器元件相比数目较少的探测器元件上的辐射剂量。
优选地，切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得每当模式被切换时，指定给每一个放大器的预定数目探测器元件将变成与该预定数目的探测器元件的不同之处在于其中一个探测器元件的预定数目的探测器元件，这些探测器元件在切片方向上并置。数据处理单元根据由数据采集单元采集的表示入射到预定数目探测器元件上的辐射剂量的数据项，计算入射到每一个探测器元件上的辐射剂量。
优选地，数据处理单元对入射到预定数目探测器元件上的辐射剂量进行累计，上述预定数目的探测器元件包括一个特定探测器元件，并且在多个循环交替的多个模式中成组。数据处理单元从累计结果中减去校正值，从而计算出入射到特定探测器元件上的辐射剂量，上述校正值根据入射到预定数目探测器元件上的辐射剂量计算，该预定数目探测器元件不包括该特定探测器元件但是和包括该特定探测器的预定数目探测器元件部分相同。
优选地，预定数目的探测器元件是指两个探测器元件，并且模式数为2。切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得包括第一探测器元件产生的信号和第二探测器元件产生的信号的合成信号以及包括第三探测器元件产生的信号和第四探测器元件产生的信号的合成信号将在第一模式中被放大，并且包括第二探测器元件产生的信号和第三探测器元件产生的信号的合成信号以及第四探测器元件产生的信号和第五探测器元件产生的信号将在第二模式中被放大。假设A12表示在第一模式中入射到第一和第二探测器元件上的辐射剂量，A34表示在第一模式中入射到第三和第四探测器元件上的辐射剂量，B23表示在第二模式中入射到第二和第三探测器元件上的辐射剂量，B45表示在第二模式中入射到第四和第五探测器元件上的辐射剂量，数据处理单元根据下述表达式计算在第一模式中入射到第三探测器元件上的辐射剂量A3：
A3＝(A34+B23)/2-(A12+B45)/4。
优选地，切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得包括下述信号的合成信号将在一种模式中被放大：由位于在切片方向上延伸的通道末端的探测器元件产生的信号和由位于相邻通道末端的探测器元件产生的信号，包括下述信号的合成信号将在另一种模式中被放大：由位于所述通道末端的探测器元件产生的信号和由属于该通道的探测器元件产生的信号。
优选地，数据采集系统以特定频率采集数据，从而提供和预定图像质量相当的图像质量，其中上述特定频率与普通X射线CT系统产生视图以确保预定图像质量所采取的频率和模式数的乘积相对应，该普通X射线CT系统不改变多个放大器和多个探测器元件之间连续性。
优选地，每一个放大器均包括对探测器元件产生的信号进行积分的积分电路。在积分电路复位的同时，切换装置执行模式切换。
优选地，切换装置包括场效应晶体管。
优选地，切换装置包括介于多个探测器元件和多个放大器之间的多个开关电路。每一个开关电路均包括：源极连接到探测器元件且漏极连接到放大器的第一n沟道场效应晶体管；源极连接到探测器元件、漏极连接到放大器、且栅极和第一场效应晶体管栅极相连的第二p沟道场效应晶体管；和反转将施加到第一和第二场效应晶体管中任一个栅极的信号的反相器。
根据本发明的第二方面，提供一种辐射CT系统，该辐射CT系统通过围绕对象体轴旋转辐射源对对象进行扫描，并根据用于产生多个视图的辐射剂量分布构建对象的断层摄影图像，其中上述辐射源对对象进行辐射照射。该辐射CT系统包括：多阵列探测器，该多阵列探测器具有在通道方向(也就是，围绕体轴的方向)上和在切片方向(也就是，和体轴平行的方向)上以阵列形式设置的多个探测器元件，每一个探测器元件将辐射转换为电信号并传送电信号，并且该多阵列探测器与辐射源相对，对象位于它们之间；数据采集系统，该数据采集系统根据多个探测器元件的输出信号，采集表示入射到多阵列探测器上的辐射剂量的数据项；和数据处理单元，该数据处理单元根据数据采集系统采集的数据项识别入射到多阵列探测器上的辐射剂量分布，用于构建断层摄影图像。数据采集系统包括：多个放大器，这些放大器的数目要小于多个探测器元件的数目，而且这些放大器对多个探测器元件产生的信号进行放大并传送所得到的信号；和切换装置，该切换装置指定该多个放大器放大由该多个探测器元件产生的信号，使得多个放大器中的每一个将放大通过合成由在切片方向上连续并置的预定数目探测器元件产生的信号形成的信号，而且上述切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得指定给每一个放大器的预定数目探测器元件将变成与上述预定数目探测器元件部分相同且在切片方向上并置的预定数目探测器元件。
根据本发明的第三方面，提供一种包括在辐射CT系统中的数据采集系统，在该CT系统中：辐射源和多阵列探测器围绕对象体轴旋转以便扫描对象，上述辐射源对对象进行辐射照射，上述多阵列探测器具有在通道方向(也就是，围绕体轴的方向)上和在切片方向(也就是，和体轴平行的方向)上以阵列形式设置的多个探测器元件，每一个探测器元件将辐射转换为电信号并传送电信号，并且该多阵列探测器与辐射源相对，对象位于它们之间；和基于用于产生多个视图的辐射剂量分布，构建对象的断层摄影图像。该数据采集系统采集表示入射到多阵列探测器上的辐射剂量的数据项，这些数据项用于构建断层摄影图像。该数据采集系统包括：多个放大器，其数目小于多个探测器元件的数目，并且对多个探测器元件产生的信号进行放大并传送所得到的信号；和切换装置，该切换装置改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得在对象扫描期间其信号由多个放大器中的每一个放大的探测器元件将变成在切片方向上并列放置的其它探测器元件。
根据本发明的第四方面，提供一种包括在辐射CT系统那的数据采集系统，该CT系统中：辐射源和多阵列探测器围绕对象体轴旋转以便扫描对象，上述辐射源对对象进行辐射照射，上述多阵列探测器具有在通道方向(也就是，围绕体轴的方向)上和在切片方向(也就是，和体轴平行的方向)上以阵列形式设置的多个探测器元件，每一个探测器元件将辐射转换为电信号并传送电信号，并且该多阵列探测器与辐射源相对，对象位于它们之间；和根据用于产生多个视图的辐射剂量分布，构建对象的断层摄影图像。该数据采集系统采集表示入射到该多阵列探测器上的辐射剂量的数据项，这些数据项用于构建断层图像。数据采集系统包括：多个放大器，其数目小于多个探测器元件的数目，并且对由多个探测器元件产生的信号进行放大并传送所得到的信号；和切换装置，该切换装置指定该多个放大器放大由多个探测器元件产生的信号，使得多个放大器中的每一个将放大通过合成在切片方向上连续并置的预定数目探测器元件产生的信号形成的信号，而且上述切换装置改变该多个探测器元件和该多个放大器之间的连续性，使得分配给每一个放大器的预定数目探测器元件将变成与上述预定数目探测器元件部分相同且在切片方向上并置的预定数目探测器元件。
根据本发明的第五方面，提供一种数据采集方法，其中：辐射源和多阵列探测器围绕对象体轴旋转以便扫描对象，上述辐射源对对象进行辐射照射，上述多阵列探测器具有在通道方向(也就是，围绕体轴的方向)上和在切片方向(也就是，和体轴平行的方向)上以阵列形式设置的多个探测器元件，每一个探测器元件将辐射转换为电信号并传送电信号，并且该多阵列探测器与辐射源相对，对象位于它们之间；和基于该多个探测器元件的输出信号，采集表示入射到该多阵列探测器上的辐射剂量的数据项。包括多个放大器，这些放大器的数目小于多个探测器元件的数目，并且对多个探测器元件产生的信号进行放大并传送所得到的信号。改变多个探测器元件和多个放大器之间的连续性，使得在对象扫描期间其信号由多个放大器中的每一个放大的探测器元件将变成在切片方向上并列放置的其它探测器元件。
根据本发明，放大器的数目能够被减少。
如附图所示，本发明的其它目的和优点在本发明优选实施方案的下述描述中显而易见。
附图说明
图1显示了根据本发明实施方案的X射线CT系统结构的框图。
图2示意性显示了由图1所示X射线CT系统执行的射线照相状态。
图3是示意性显示了在X射线探测中涉及的并包含在图1所示X射线CT系统中的装置的透视图。
图4所示电路图详细说明了在图1所示X射线CT系统中包括的数据采集系统。
图5所示概念图显示了在图1所示X射线CT系统中执行的模式切换方法。
图6所示概念图显示了在图1所示X射线CT系统中使用的切换模式的时序。
图7所示概念图显示了在X射线CT系统中使用的模式切换方法的一种变化形式。
图8所示概念图显示了在X射线CT系统中使用的模式切换方法的另一变化形式。
图9所示概念图显示了在X射线CT系统中使用的模式切换方法的另一变化形式。
附图标记
2：扫描器机架 3：操作人员控制台
20：X射线管 22：准直器
25：X射线管控制器 26：准直器控制器
23：X射线探测器 24：数据采集系统
28：旋转器控制器 32：显示装置
31：输入装置 30：中央处理装置
30a：控制单元 30b：数据处理单元
33：存储装置 4：射线照相台
具体实施方式
图1所示框图显示了X射线CT系统1的整体结构，上述X射线CT系统1是根据本发明实施方案的辐射CT系统。图2（a）和2(b)示意性显示了由X射线CT系统1执行的射线照相的状态。
X射线CT系统1被设计成采集投影数据项并根据投影数据项重建图像的CT系统，其中通过在多个视角上对对象执行所谓的螺旋扫描产生上述投影数据项。本发明能够被应用到采用除螺旋扫描以外的任何扫描技术的X射线CT系统中。
X射线CT系统1包括扫描器机架2、操作人员控制台3和射线照相台4。
扫描器机架2包括X射线管20、准直器22、X射线探测器23、数据采集系统(DAS)24、X射线管控制器25和准直器控制器26，其中X射线管20用作辐射源，准直器22对从X射线管20中射出的辐射进行整形，X射线探测器23检测从X射线管20中射出的X射线并产生和被测X射线剂量成比例的电信号，数据采集系统24采集基于从X射线探测器23发送过来的电信号产生的投影数据项，X射线管控制器25驱动或控制X射线管20，准直器控制器26则驱动或控制准直器22。
扫描器机架2进一步包括旋转器27和旋转器控制器28，其中旋转器27容纳X射线管20和X射线探测器23并与它们一起旋转，旋转器控制器28则驱动或控制旋转器27。扫描器机架2具有其中可以送入对象的孔29，并且具有彼此相对放置且孔29位于其间的X射线管20和X射线探测器23。
操作人员控制台3包括输入装置31、中央处理装置30、显示装置32和存储装置33，其中输入装置31向应操作人员的操作传送信号，中央处理装置30根据从各种设备(包括输入装置31和扫描器机架2)发送过来的信号执行各个处理，包括基于数据采集系统24采集的投影数据项的图像重建，中央处理装置30重建的CT图像显示在显示装置32上，中央处理装置30执行处理所运行的程序、数据项和X射线CT图像存储在存储装置33中。
射线照相台4包括摇床41，其上躺有对象的摇床41被移动进入到扫描器机架2的孔29中或是从孔29中移出。摇床41由伺服电机驱动，上述伺服电机未被显示并且例如包含在射线照相台4中。通过未显示的伺服放大器，基于从中央处理装置30发送的控制信号控制伺服电机。
中央处理装置30包括控制单元30a和数据处理单元30b，其中控制单元30a分别通过X射线管控制器25、准直器控制器26、旋转器控制器28和包含在射线照相台4中的伺服放大器驱动或控制X射线管20、准直器22、旋转器27和摇床41，数据处理单元30b处理数据采集系统24采集的数据。当中央处理装置30运行在存储装置33或类似装置中存储的任意程序时，实现控制单元30a和数据处理单元30b。中央处理装置30进一步包括实现各种功能的处理单元，上述功能包括基于由数据处理单元30b处理的数据项的图像重建。可以根据已知技术，适当实现这些处理单元。
如图2(b)所示，X射线管20和X射线探测器23围绕对象H的体轴(z轴)旋转。如图2(a)所示，摇床41在体轴方向上运送对象。因此，X射线管20和X射线探测器相对于对象H螺旋移动。
当X射线管20和X射线探测器围绕对象体轴旋转时，数据采集系统24在每一个视角采集数据项。如图2(b)所示，每一个视角设置为特定旋转角。通常，在扫描器机架的一转指定一千个视角，以便产生一千个视图。在X射线CT系统1中，如下文所述指定了两千个视角。
图3是示意性显示了在X射线检测中涉及的并包含在X射线CT系统1中的装置的透视图。X射线管20根据从X射线控制器25发送的控制信号向对象中的扫描场辐射预定强度的X射线。准直器22被插入到X射线管20和探测器23之间，并且根据从准直器控制器26中发送的控制信号对从X射线20中射出的X射线进行整形。经过准直器22整形的X射线穿过对象到达探测器23。
探测器23使用所谓的多阵列探测器实现，并且具有在通道方向(围绕体轴的方向或图3中x轴方向)上和在切片方向(体轴方向或z方向)上以阵列形式设置的多个探测器单元(探测器元件)51。例如，一千个探测器单元51并列放置在通道方向上，并且4到64个探测器单元51并列放置在切片方向上。探测器23具有在通道方向上弯曲成弧形的探测面24a，X射线照射在该探测面24a上。
图4(a)是详细描述探测器单元51和数据采集系统24的电路图。在图4(a)中，数据采集系统24的一部分被显示，由在切片方向上并列的探测器单元产生的信号通过该部分传送，但是数据采集系统24的另一部分未被显示，由在通道方向上并列的探测器单元产生的信号通过该另一部分传送。
每一个探测器单元51均包括闪烁体52和诸如光电二极管的光电换能器53。从X射线管20中射出的X射线入射到闪烁体52上，并被转换成光。得到的光被光电二极管53接收，和接收到的光量成比例的电信号被传送给数据采集系统24。
数据采集系统24包括放大器56和A/D转换器57，每一个放大器均放大从探测器单元51传送过来的电信号，每一个A/D转换器均模数转换由放大器56放大的电信号。此外，数据采集系统24包括改变探测器单元51和放大器56之间连续性的切换单元61。
分配给每一个通道的放大器56的数目小于在切片方向上并列的探测器单元51的阵列数。更具体而言，分配给每一个通道的放大器56的数目是在切片方向上并列的探测器单元51的阵列数的一半。也就是说，放大器56的总数是通道数和在切片方向上并列的探测器单元的阵列数的一半的乘积。
例如，每一个放大器56均包括运算放大器58、与运算放大器58并联连接的电容器59和与电容器59并联连接的开关60。因此，放大器56用作积分电路。探测器单元51的输出信号在和电容器59的时间常数相等的时间内被积分，其中电容器59具有特定的电容。当开关60闭合时，存储在电容器59中的电荷被释放，而且放大器被复位。
在切片方向上并列的A/D转换器57的数目和在切片方向上并列的放大器56的数目相等。或者，A/D转换器57的数目可以小于放大器56的数目，并且多路复用器可以插入放大器56和A/D转换器57之间。这同样适用于在通道方向上并列的A/D转换器。
切换单元61插入在探测器单元51和放大器56之间，并改变探测器单元51和放大器56之间的连续性。例如，切换单元61包括场效应晶体管(FET)。当偏压输入装置(未显示)根据从控制单元30a发送的控制信号施加预定电压时，切换单元61使探测器单元51和放大器58能够导通或禁止它们导通，上述控制单元30a包括在中央处理装置30中。
图4(b)所示电路图详细说明了切换单元61的一部分。切换单元61包括多个开关电路62。每一个开关电路62均包括n沟道MOSFET 63、p沟道MOSFET64和反相器65，反相器65用于反转将施加到FET 64上的控制信号。FET 63的源极和FET 64的源极连接到一个光电二极管53，而且FET 63的漏极和FET64的漏极连接到一个放大器56。
当高电平控制信号传送到FET 63时，实际上它被施加到FET 63的栅极。控制信号被反转，然后被施加到FET 64的栅极。这会导致FET 63和FET 64导通。相反，当低电平控制信号传送到FET 63时，FET 63和FET 64处于截止态。
图5所示原理图显示了在切换单元61中实现的模式切换方法。图5显示了两个通道，每一个通道均包括16个探测器单元51。附图纸张的垂直方向对应于切片方向，其横向对应于通道方向。对于放大器56，只示出和属于附图纸张右侧通道的探测器单元51相连接的放大器，而那些和属于附图纸张左侧通道的探测器单元51相连接的放大器未被显示。
切换单元61根据图5(a)所示模式A和图5(b)所示模式B中哪一个模式被选择，切换探测器单元51和放大器56之间的连续性。在任何一个模式中，由两个探测器单元51产生的信号被合成，并被传送给一个放大器56。其中建立不同连续性的模式A和B被切换，使得基于模式A中的检测值和模式B中的检测值之间的差计算每一个探测器单元51的检测值。具体过程如下所述。
如图5(a)所示，在模式A中，属于在切片方向上延伸的通道的探测器单元51从每一个通道的末端(纸张垂直方向上的末端)被顺序配对。每一对探测器单元51连接到一个放大器56。另一方面，在图5(b)中，待配对的探测器单元51中的一个和模式A中探测器单元对中的一个不同。附带说明，位于每一个通道末端的探测器单元51和位于相邻通道末端的探测器51配对，并且该对探测器单元连接到一个放大器56上。
假设参考数字c1到c5表示探测器单元51，参考数字a1和a2表示放大器56。在模式A中，放大器a1放大通过合成测器单元c1和c2产生的信号而形成的信号A12，并传送所得到的信号，放大器a2放大并传送通过合成探测器单元c3和c4产生的信号而形成的信号A34，并传送所得到的信号。在模式B中，放大器a1放大通过合成探测器单元c2和c3产生的信号而形成的信号A23，并传送得到的信号，放大器a2放大通过合成探测器单元c4和c5产生的信号而形成的信号A45，并传送得到的信号。
例如，探测器单元c3所产生信号的放大系数A3或B3可以根据下述表达式近似计算：
A3(B3)＝(A32+B23)/2-(A12+B45)/4
假设模式A或B中探测器单元c1到c5所产生信号的放大系数是放大系数A1到A5或B1到B5，上述表达式基于下式：
A3(B3)＝(A32+B23)/2-(A12+B45)/4
＝(A3+A4+B2+B3)/2-(A1+A2+B4+B5)/4
＝(A3+B3)/2+(-A1-A2+2B2+2A4-B4-B5)/4
在这里，因为放大器在模式A中的工作时间基本上与模式B中的相同，假设A2约等于B2，A3约等于B3，A4约等于B4和A5约等于B5，上述表达式右侧可以改写成A3+(-A1+A2+A4-A5)/4。
假设α＝-A1+A2和β＝A4-A5成立，那么上述表达式右侧可以被进一步改写成A3+(α+β)/4。因为探测器单元c1和c2彼此相邻，并且探测器单元c4和c5彼此相邻，所以可以认为α和β近似为0。因此，上述表达式右侧变成A3(B3)。
上述计算由包括在操作人员控制台3中的数据处理单元30b(参见图1)执行。或者，该计算可以由包括在扫描器机架2中的计算机执行，并且计算结果可以传送到包括在操作人员控制台3中的中央处理装置30。
图6显示了切换模式A和B的时序。图6(a)显示了对包括在传统X射线CT系统中的放大器进行复位的时序，图6(b)显示了对包括在根据本发明实施方案的X射线CT系统1中的放大器进行复位的时序以及切换模式的时序。在图6中，横坐标轴表示时间。
参考图6(a)，如实线L1所示，包括在传统X射线CT系统中的复位开关(对应于图4所示的包括在X射线CT系统1中的开关60)以某一频率闭合。因此，如实线L2所示，当复位开关被断开时，随着从探测器单元51传送电信号，电荷被存储在电容器(对应于图4所示的包括在X射线CT系统1中的电容器59)中。当复位开关被闭合时，电荷被释放，并且放大器被复位。因此，每一个视图的产生所基于的X射线剂量被检测。
根据包括屏幕所含像素数在内的条件，将复位开关的闭合频率(视图产生的频率)设置为允许所需图像精度的值。通常，当X射线管和探测器围绕对象体轴旋转一周时，复位开关闭合一千次。
如图6(b)所示，在根据本实施方案的X射线CT系统1中，开关60以对应于传统X射线CT系统所采用频率的两倍的频率闭合。模式的切换频率和开关60的闭合频率相同，并且模式的切换和开关60的闭合完全同步。
根据上述实施方案，由两个探测器单元51产生的信号被合成，并且被一个放大器56放大。在探测器单元51和放大器56之间建立不同连续性的两种模式被切换。因此，放大器56的数目减小到探测器单元51数目的一半。此外，入射到每一个探测器单元51上的X射线剂量能够被识别，并且X射线的检测精度不会被降低。
以对应于在传统X射线CT系统中产生每一个视图的频率的两倍的频率检测剂量。即使是根据使模式A和B中识别出的剂量分布彼此相同的近似表达式计算剂量分布，也就是说，即使是使用在一段时间(其间在模式A和B中产生两个视图)内检测到的剂量计算剂量分布，也能够保持和传统上所保证的图像质量相同的图像质量。
因为模式在积分电路复位的同时被切换，所以由模式切换引起的噪声干扰被抑制。
本发明不受上述实施方案的限制，而是可以以多种形式实现。
只要多个探测器元件和多个放大器之间的连续性在扫描期间被改变，本发明就不限于下述形式：信号被组合的探测器元件变成和这些探测器元件部分相同的其它探测器元件。
图7显示了模式切换方法的一个变化形式。在该变化形式中，探测器单元51和放大器56之间的连续性改变，使得图7(a)所示模式和图7(b)所示模式将交替。也就是说，切换单元71有选择地将两个探测器单元51中的任一个连接到一个放大器56。因此，一个放大器56识别入射到两个探测器单元51中每一个上的X射线剂量。
当信号被组合的探测器元件变成和这些探测器元件部分相同的其它探测器元件时，由多个探测器元件产生的信号的放大可以被分配给数目小于探测器元件数目的放大器。本发明不受下述形式的限制，即包括由两个探测器元件产生信号的合成信号被一个放大器放大。
图8显示了模式切换方法的另一种变化形式。如图8(a)到图8(d)所示，3个或更多个探测器单元51(图8中是4个探测器单元)可以被分到一组中并连接到一个放大器56，并且随着模式切换可以变成在切片方向上并列的其它探测器单元。信号被组合的探测器单元的数目越大，放大器56的数目也就越少。附带说明，当信号被组合的探测器元件的数目象上述实施方案一样小时，计算入射到每一个探测器元件上的X射线剂量的算法会变得更简单。
此外，当信号被组合的探测器元件变成和这些探测器元件部分相同的其它探测器元件时，应当识别入射到数目小于上述信号被组合的探测器元件的数目的探测器元件上的X射线剂量。本发明不受下述形式的限制，即被分到一组的探测器元件变成和这些探测器元件的不同之处在于一个探测器元件的其它探测器元件。
图9显示了模式切换方法的另一种变化形式。如图9(a)和图9(b)所示，信号被组合的两个或更多个探测器单元51(图9中是两个探测器单元)可以变成其它探测器单元。
对于数目小于信号被组合的探测器元件数目的探测器元件，可以恰当确定计算入射到这些探测器元件上的X射线剂量的算法。在本发明实施方案中使用的近似表达式仅是一个示例。在该实施方案中使用的近似表达式用于基于检测值计算剂量，以在模式A和B中产生两个视图。待识别的剂量分布在模式A和B之间相同。用于在所述两个视图之前和之后产生视图的检测值可以用于计算，以便将分别在模式A和B中识别不同的剂量分布。
每一个放大器或每一个切换单元的具体部件可以被恰当确定。例如，切换单元可以包括晶体管。
当描述数据采集系统采集代表剂量的数据项或数据处理单元识别剂量分布时，剂量的值可能不能被采集或被识别。或者，和剂量有关的信息段可以被采集或被识别。例如，由探测器元件产生的信号的强度可以用作和剂量有关的信息段。
在不背离本发明精神和范围的情况下，可以构建本发明各种不同的实施方案。应当理解本发明除了受后附权利要求的限定外，不受说明书中描述的特定实施方案的限制。
Claims (8)
1.一种辐射CT系统(1)，其通过围绕对象体轴(Z)旋转对对象(H)进行辐射照射的辐射源(20)扫描对象(H)，并基于用于产生多个视图的辐射剂量分布构建对象(H)的断层摄影图像，该辐射CT系统(1)包括：
多阵列探测器(23)，其具有在通道方向上和在切片方向上以阵列形式设置的多个探测器元件(51)，并且与辐射源(20)相对，对象(H)位于它们之间，上述通道方向是围绕体轴(Z)的方向，上述切片方向是和体轴(Z)平行的方向，并且上述每一个探测器元件(51)将辐射转换为电信号并传送电信号；
数据采集系统(24)，其基于该多个探测器元件(51)的输出信号，采集表示入射到该多阵列探测器(23)上的辐射剂量的数据项；和
数据处理单元(30)，其根据数据采集系统(24)采集的数据项识别入射到多阵列探测器(23)上的辐射剂量的分布，其用于构建断层摄影图像，
其中数据采集系统(24)包括：
多个放大器(56)，所述多个放大器中的每一个放大通过合成由在切片方向上连续并置的预定数目的探测器元件(51)产生的信号而形成的信号并且输出放大的信号，其中该多个放大器的数目小于该多个探测器元件(51)的数目；和
切换单元(61)，被放在所述探测器元件(51)和所述放大器(56)之间，
其中所述切换单元(61)切换该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，
其中所述切换单元(61)针对每一次视图的生成改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，
其中所述切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性从而循环交替在其中建立不同连续性的多种模式，
其中在一个模式中，所述切换单元(61)指定该多个放大器(56)对由该多个探测器元件(51)产生的信号放大，以便该多个放大器(56)中的每一个将放大通过合成由在切片方向上连续并置的预定数目的探测器元件(51)产生的信号而形成的信号，
其中在另一个模式中所述切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，从而指定给每一个放大器(56)的预定数目的探测器元件(51)将变成和该预定数目探测器元件(51)部分相同且在切片方向上并置的预定数目探测器元件(51)，并且
其中所述数据处理单元(30)根据由数据采集单元(24)采集的表示入射到预定数目的探测器元件(51)上的辐射剂量的数据项，计算入射到与所述预定数目的探测器元件(51)相比数目较少的探测器元件(51)上的辐射剂量。
2.根据权利要求1所述的辐射CT系统(1)，其中切换单元(61)包括多个开关电路(62)。
3.根据权利要求2所述的辐射CT系统(1)，其中开关电路(62)包括n沟道MOSFET(63)、p沟道MOSFET(64)和反转将施加到p沟道MOSFET(64)上的控制信号的反相器(65)。
4.根据权利要求3所述的辐射CT系统(1)，其中：
所述n沟道MOSFET(63)的源极和所述p沟道MOSFET(64)的源极被连接到一个光电二极管(53)，并且
其中所述n沟道MOSFET(63)的漏极和所述p沟道MOSFET(64)的漏极被连接到一个放大器(56)。
5.根据权利要求1所述的辐射CT系统，其中
切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，使得指定给每一个放大器(56)的预定数目的探测器元件(51)将变成在切片方向上并置的、与该预定数目的探测器元件(51)的不同之处在于一个探测器元件(51)的预定数目的探测器元件(51)，并且
其中数据处理单元(30)根据由数据采集单元(24)采集的表示入射到预定数目的探测器元件(51)上的辐射剂量的数据项，计算入射到每一个探测器元件(51)上的辐射剂量。
6.根据权利要求5所述的辐射CT系统(1)，其中数据处理单元(30)对入射到预定数目的探测器元件(51)上的辐射剂量进行累计，从累计结果中减去校正值，从而计算出入射到特定探测器元件(51)上的辐射剂量，其中上述预定数目的探测器元件包括该特定探测器元件(51)并且在循环交替的多个模式中成组，上述校正值的计算基于入射到不包括该特定探测器元件(51)但是和包括该特定探测器元件(51)的预定数目探测器元件(51)部分相同的预定数目探测器元件(51)上的辐射剂量。
7.根据权利要求6所述的辐射CT系统(1)，其中：
预定数目的探测器元件(51)是指两个探测器元件(51)，并且模式数为2，
其中切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，使得包括第一探测器元件(51)产生的信号和第二探测器元件(51)产生的信号的合成信号、以及包括第三探测器元件(51)产生的信号和第四探测器元件(51)产生的信号的合成信号将在第一模式中被放大，并且包括第二探测器元件(51)产生的信号和第三探测器元件(51)产生的信号的合成信号、以及包括第四探测器元件(51)产生的信号和第五探测器元件(51)产生的信号的合成信号将在第二模式中被放大，并且
其中假设A12表示在第一模式中入射到第一和第二探测器元件(51)上的辐射剂量，A34表示在第一模式中入射到第三和第四探测器元件(51)上的辐射剂量，B23表示在第二模式中入射到第二和第三探测器元件(51)上的辐射剂量，B45表示在第二模式中入射到第四和第五探测器元件(51)上的辐射剂量，数据处理单元(30)根据下述表达式计算在第一模式中入射到第三探测器元件(51)上的辐射剂量A3：
A3＝(A34+B23)/2-(A12+B45)/4。
8.一种包括在辐射CT系统(1)中的数据采集系统(24)，包括围绕对象体轴(Z)旋转辐射源(20)和多阵列探测器(23)以便扫描对象(H)，上述辐射源(20)对对象(H)进行辐射照射，上述多阵列探测器(23)具有在通道方向上和在切片方向上以阵列形式设置的多个探测器元件(51)，并且与辐射源(20)相对，对象(H)位于它们之间，其中上述每一个探测器元件(51)将辐射转换为电信号并传送电信号，上述通道方向是围绕对象体轴(Z)的方向，上述切片方向是和体轴(Z)平行的方向，并且其基于用于产生多个视图的辐射剂量分布构建对象(H)的断层摄影图像，并且该数据采集系统(24)采集表示入射到该多阵列探测器(23)上的辐射剂量的数据项，
该数据采集系统(24)包括：
多个放大器(56)，这些放大器放大由该多个探测器元件(51)产生的信号并输出该放大的信号，其中该多个放大器的数目小于该多个探测器元件(51)的数目；和
切换单元(61)，其指定该多个放大器(56)对由该多个探测器元件(51)产生的信号进行放大，使得该多个放大器(56)中的每一个将放大通过合成由在切片方向上连续并置的预定数目的探测器元件(51)产生的信号而形成的信号，
上述切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性，使得指定给每一个放大器(56)的预定数目的探测器元件(51)将变成与上述预定数目探测器元件(51)部分相同且在切片方向上并置的预定数目的探测器元件(51)，
其中所述切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性从而循环交替在其中建立不同连续性的多种模式，
其中模式的数目是二，
其中在第一模式中，所述切换单元(61)改变该多个探测器元件(51)和该多个放大器(56)之间的连续性从而由第一探测器元件(51)产生的信号和第二探测器元件(51)产生的信号组成的合成信号，以及由第三探测器元件(51)产生的信号和第四探测器元件(51)产生的信号组成的合成信号将会被放大，
其中在第二模式中，由第二探测器元件(51)产生的信号和第三探测器元件(51)产生的信号组成的合成信号，以及由第四探测器元件(51)产生的信号和第五探测器元件(51)产生的信号组成的合成信号将会被放大，并且
其中假设A12表示在第一模式中入射到第一和第二探测器元件(51)上的辐射剂量，A34表示在第一模式中入射到第三和第四探测器元件(51)上的辐射剂量，B23表示在第二模式中入射到第二和第三探测器元件(51)上的辐射剂量，B45表示在第二模式中入射到第四和第五探测器元件(51)上的辐射剂量，数据处理单元(30)根据下述表达式计算在第一模式中入射到第三探测器元件(51)上的辐射剂量A3：
A3＝(A34+B23)/2-(A12+B45)/4。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2005116637 | 2005-04-14 | ||
| JP2005-116637 | 2005-04-14 | ||
| JP2005116637A JP4294610B2 (ja) | 2005-04-14 | 2005-04-14 | 放射線ｃｔ装置、データ収集装置及びデータ収集方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN1847833A CN1847833A (zh) | 2006-10-18 |
| CN1847833B true CN1847833B (zh) | 2011-11-02 |
Family
ID=37077472
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN2006100820307A Expired - Fee Related CN1847833B (zh) | 2005-04-14 | 2006-04-14 | 辐射ct系统和数据采集系统 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7561660B2 (zh) |
| JP (1) | JP4294610B2 (zh) |
| CN (1) | CN1847833B (zh) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101664583B (zh) * | 2009-09-09 | 2012-05-09 | 深圳市海博科技有限公司 | 基于cuda的剂量计算优化方法和系统 |
| KR101363615B1 (ko) | 2011-11-11 | 2014-02-17 | 서울대학교산학협력단 | 방사선 진단 장치 |
| JP5587926B2 (ja) * | 2012-02-10 | 2014-09-10 | 富士フイルム株式会社 | 放射線撮影システム及びその制御方法 |
| US10932730B2 (en) * | 2015-12-17 | 2021-03-02 | Koninklijke Philips N.V. | Method for estimating the radiation dose received by an organ during a computed tomography scan |
| US10278656B2 (en) | 2016-05-09 | 2019-05-07 | Image Insight, Inc. | Medical devices for diagnostic imaging |
| CN108169256B (zh) * | 2016-12-07 | 2021-04-06 | 同方威视技术股份有限公司 | 多能谱x射线成像系统和用于利用多能谱x射线成像系统识别物品的方法 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6173031B1 (en) * | 1997-11-26 | 2001-01-09 | General Electric Company | Detector modules for computed tomograph system |
| EP1260811A2 (en) * | 2001-05-22 | 2002-11-27 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | X-ray ct apparatus |
Family Cites Families (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5218533A (en) | 1990-08-06 | 1993-06-08 | General Electric Company | Stable interruptible filter for dual beam computed tomography |
| US5220589A (en) | 1991-07-18 | 1993-06-15 | General Electric Company | Correction circuit for a floating-point amplifier |
| JP3094542B2 (ja) | 1991-09-13 | 2000-10-03 | セイコーエプソン株式会社 | アクティブマトリクス基板の製造方法 |
| IL119033A0 (en) * | 1996-08-07 | 1996-11-14 | Elscint Ltd | Multi-slice detector array |
| US6081576A (en) | 1998-08-25 | 2000-06-27 | General Electric Company | Scalable data acquisition system |
| DE19945763A1 (de) * | 1999-09-24 | 2001-03-29 | Philips Corp Intellectual Pty | Computertomograph |
| JP2001187046A (ja) * | 1999-12-27 | 2001-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | マルチスライスｘ線ｃｔ装置及びその制御方法 |
| US6396898B1 (en) * | 1999-12-24 | 2002-05-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detector and x-ray CT apparatus |
| JP2001212128A (ja) | 2000-02-03 | 2001-08-07 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | Ｘ線ｃｔ装置及びその撮影方法 |
| US6362478B1 (en) | 2000-02-14 | 2002-03-26 | General Electric Company | Radiation detector signal pulse clipping |
| JP5060701B2 (ja) * | 2000-09-20 | 2012-10-31 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｘ線検出装置およびｘ線検出装置を制御する方法 |
| DE10048814B4 (de) * | 2000-09-29 | 2004-04-15 | Siemens Ag | Computertomographiegerät mit einem Datenerfassungssystem und Verfahren für solch ein Computertomographiegerät |
| DE10225613A1 (de) * | 2002-06-07 | 2004-01-08 | Siemens Ag | Computertomographiegerät mit einem Datenerfassungssystem |
| US7215801B2 (en) * | 2003-06-05 | 2007-05-08 | General Electric Company | Method, system and apparatus for processing radiographic images of scanned objects |
| US7295689B2 (en) * | 2003-07-09 | 2007-11-13 | General Electric Company | System and method for real-time processing and display of digital medical images |
| US7139367B1 (en) * | 2004-09-29 | 2006-11-21 | Khai Minh Le | Time share digital integration method and apparatus for processing X-ray images |
-
2005
- 2005-04-14 JP JP2005116637A patent/JP4294610B2/ja active Active
-
2006
- 2006-04-12 US US11/402,495 patent/US7561660B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2006-04-14 CN CN2006100820307A patent/CN1847833B/zh not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6173031B1 (en) * | 1997-11-26 | 2001-01-09 | General Electric Company | Detector modules for computed tomograph system |
| EP1260811A2 (en) * | 2001-05-22 | 2002-11-27 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | X-ray ct apparatus |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| JP昭56-116146A 1981.09.11 |
| JP特开平11-206751A 1999.08.03 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4294610B2 (ja) | 2009-07-15 |
| US7561660B2 (en) | 2009-07-14 |
| US20070025502A1 (en) | 2007-02-01 |
| JP2006288911A (ja) | 2006-10-26 |
| CN1847833A (zh) | 2006-10-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN1847833B (zh) | 辐射ct系统和数据采集系统 | |
| EP1999718B1 (en) | Imaging system, method for processing thereof and program | |
| CN100542487C (zh) | Ct系统校正系数计算方法、束硬化后处理方法及ct系统 | |
| CN103126695B (zh) | 放射线照相图像检测器及其控制方法 | |
| JP5890286B2 (ja) | 放射線画像検出装置 | |
| EP2538245B1 (en) | Radiographic image detector and control method therefor | |
| US6437338B1 (en) | Method and apparatus for scanning a detector array in an x-ray imaging system | |
| CN103239245A (zh) | 放射线成像设备及其控制方法，和放射线成像系统 | |
| DE112009005291T5 (de) | Röntgenstrahlen-Bilddetektorvorrichtung | |
| JP5878444B2 (ja) | 放射線画像検出装置 | |
| JP2007330617A (ja) | 放射線撮像システム及びその駆動方法 | |
| US6259766B1 (en) | Computer tomography device | |
| CN108271411B (zh) | X射线检测系统、x射线装置及处理x射线检测数据的装置和方法 | |
| CN109314754A (zh) | 驱动x射线探测器以补偿x射线成像装置中的交叉散射 | |
| EP0594840A1 (en) | System for selective material imaging | |
| US10863114B2 (en) | Radiation image capturing apparatus | |
| US10426415B2 (en) | Method for receiving energy -selective image data, X-ray detector and X-ray system | |
| EP3737973B1 (en) | Charge sharing calibration method and system | |
| JP2001120534A (ja) | マルチスライス型ｘ線ｃｔ装置 | |
| Griffiths et al. | Preliminary images from an adaptive imaging system | |
| DE112022000240T5 (de) | Röntgenprüfungseinrichtung | |
| WO2008025771A1 (de) | Optimierte erfassung und verarbeitung von bilddaten eines objekts in einer einrichtung zur erzeugung computertomographischer bilder |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| C14 | Grant of patent or utility model | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee |
Granted publication date: 20111102 Termination date: 20150414 |
|
| EXPY | Termination of patent right or utility model |