JP4549513B2 - X線撮影用放射線フィルタを含む撮影システム - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、X線をフィルタリングする装置を含むX線撮影システムに関し、特に撮影システムで使用されるX線管の出射口から放出するX線をフィルタリングするスペクトルフィルタを使用するシステムに関する。
【0002】
【従来の技術】
例えば、医学用撮影システムでは、X線のフィルタリングは、取得された画像を改善する目的で、X線システムに採用されてきた過程である。X線スペクトルフィルタを構成するために使用される材料はアルミニウム及び銅を含む。乳房レントゲン検査等の低エネルギの適応例では、ロジウム及びモリブデンから形成されたフィルタが使用されてきた。使用材料及びフィルタの厚さは、X線を吸収するフィルタ能力に影響する。この様なX線フィルタのスペクトルフィルタリングは、取得された画像の画質を改善するために実行される。画像の画質を改善するX線のフィルタリングは、患者及び/又は検出器に到達する低エネルギのX線をほぼ排他的に遮断することに注意が払われてきた。
【0003】
X線スペクトルフィルタリングを使用する際の主な目的は、撮影が行われる対象物に悪影響を与えることなく撮影装置で取得される画像の改善を補助することである。撮影システム全体の様々な面により画像の画質が影響され得る。本発明により解決される問題は、患者に対するX線の線量又は照射線量を低減する一方、X線管のスペクトルフィルタリングを使用することにより、撮影プロセスで取得された画像の画質を改善することである。
【0004】
【発明の概要】
X線源と、X線検出器と、X線源及び撮影対象物の間に設けられた少なくとも1つのスペクトル放射線フィルタとを有するX線撮影システムが提供される。
【0005】
【発明の実施の形態】
本発明は、スペクトルフィルタが、高画質の画像を生成するのに有効でないX線スペクトルの部位をフィルタリングして除くように、適切な構成材料及び適切な厚さの選択が行われるスペクトル放射線フィルタに関する。ここで使用される「スペクトル放射線フィルタ」は、ここで説明するような、選択されたエネルギ範囲で放射線の減衰をもたらし、撮影システムのX線検出器での信号レベル(CF)又はコントラスト/雑音比(CNR)、又はその組み合わせを増加するフィルタを指す。医学用撮影システムでは、望ましいスペクトルフィルタリングは、患者に照射されるX線量の最小化が好ましいことを考慮に入れる必要がある。
【0006】
本発明は、X線源により放出され、X線検出器で検出されるX線エネルギのスペクトル内で、より高い信号レベル及びコントラスト/雑音比を達成する際、あるX線エネルギが別のものよりも有利であり、より効果の少ないX線エネルギを減衰させることにより改善された画像が得られ、患者に対する線量、すなわち、照射線量は最小限に維持されるという判定に基づいている。本発明の例示した実施例では、X線管の出射口から出射するX線スペクトルが高エネルギの医学用撮影では一般的な50から160kVpの範囲内にある時、X線スペクトルフィルタは大きな原子番号(Z)、例えば、58以上のZ値を有する材料から構成される。一実施例では、スペクトルフィルタの厚さは約40μmから約300μmの範囲内にあり、フィルタは64より大きいZ値を有する材料から成る。
【0007】
Z値の大きい材料から所期の範囲の厚さで形成されたスペクトルフィルタは、本発明の開発中に高画質の画像への貢献が低いと判定されたスペクトル範囲のX線を効果的にフィルタリングして除くことができる。そのようなスペクトルフィルタの使用により、放射線照射の所定の単位に対して、コントラスト/雑音比(CNR)の改善及び信号レベル(CF)の向上が生ずる。従って、実際に患者に適用される放射線量を減らしながらも、高画質の画像を達成することができる。
【0008】
図1は、10で通常示され、対象物16の内部構造の状態を検査するのに使用するX線撮影システムをほぼ概略的な形態で示す。対象物16は、例えば、医学診断手順における人間の患者であってもよい。放射線源12は、50〜160kVpの範囲にある高エネルギの医学用撮影でよく使用されるX線スペクトルを備えたX線管12又はX線発生器であるのが好ましい。この範囲は、しばしば、約80kVp〜120kVpに狭められる。スペクトル放射線フィルタ14は、X線管12の出射口と撮影対象物16との間に位置決めされる。X線管の射出窓から放射されるが、コスト増大又はX線装置の再構成という重要な問題を提示しない面積を有するほぼすべてのX線(例えば、90%以上)を遮るようにフィルタを小さい寸法で構成するのを可能にするため、フィルタは近接するように、例えば、X線管12の射出窓から約0〜8インチの範囲に配置するのが好ましい。また、フィルタをX線管に近接して配置するのは、X線画像におけるこれらのフィルタからの散乱の影響を減らすためでもある。本発明の一実施例では、スペクトル放射線フィルタ14は、約1平方インチ(1.0in2 、すなわち、約6.5cm2 )の表面積をもつ。図1に示すように、スペクトル放射線フィルタ14は、少なくともX線の1次フィルタ材料層1、すなわち、第1の放射線材料(例えば、金属材料のシートや箔のような薄膜から形成されるのが好ましい)を含み、以下の別の実施例では、複数のフィルタ材料層、例えば、2次のフィルタ材料層2及び3次のフィルタ材料層3を含んでもよい。
【0009】
X線システムの中には、システム10がX線管組立体12の不可欠な部品として配置されるプレフィルタ13を含むものもある。このプレフィルタを使用する場合、プレフィルタは、通常、Z値の小さい材料(例えば、ベリリウム(Z=3))から成り、低エネルギのX線の初期フィルタリングを行う。
【0010】
フィルタ14は、検査中の対象物の画像の高画質化にとって有害であるか、又はあまり有用でないと判定されたあるエネルギレベルのX線を遮断又は減衰させるために設けられる。フィルタリングされた放射線ビームは、対象物16を透過し、画像増幅器や固体放射線検出器などの放射線検出器18に入射するのが好ましい。放射線検出器は出力信号を生成し、その出力信号は、さらに処理されて操作者が使用するにあたり望ましい画像を生成する。一実施例において、出力は画像処理装置20により処理され電子信号を生成するが、この信号はビデオモニタ22上に表示されてもよい。
【0011】
本発明のX線撮影装置システム10の開発中に、X線発生器から出射するX線のスペクトルフィルタリングは、撮影装置の性能を改善するために変更又は変形を加えることができるシステムの一面として識別された。改善された性能は、撮影装置の信号レベルの向上により明示することができ、この向上は電子的雑音の影響を減らす傾向がある。X線撮影装置の主に考えられる使用法が、患者の状態の分析であるという事実を考慮すると、信号レベルのいかなる向上も、患者に対する放射線照射を増加するという犠牲を払って起こることがないのが望ましい。
【0012】
上記所望の結果を達成する方法は、X線源により生成されるX線エネルギの完全なスペクトル内のあるX線のエネルギが、他のX線エネルギより大きく撮影能力の改善に貢献するという認識に基づいてスペクトルフィルタを設計することである。従って、スペクトルフィルタは、より最適なエネルギのX線をシンチレータに至るまで透過させる一方で、最適なエネルギ未満の(高画質撮影への貢献度の観点から)のX線をフィルタリングして除くのが望ましい。本発明の一実施例において、この目標は、大きい原子番号(Z)(ここで使用する「大きい原子番号」とは少なくとも58のZ値を有する材料を指す)、望ましくはZ値が65以上の原子番号を有する材料からスペクトルフィルタを構成することにより達成される。
【0013】
図2は、1.0μR(マイクロレントゲン)の照射を発生させるのに必要な種々の所与のエネルギのX線数を示す特性図を表わす。この特性図は、X線束と患者の放射線照射との間の関係を確立する。図3は、X線エネルギの相関的要素としてのX線の比「変換率」を示すグラフである。この「変換率」は、特定の検出器(この例の目的の場合、固体放射線検出器)のために、単一のX線により所与の画像検出器において生成される信号レベルである。描かれた実線は、Cslシンチレータ(420μm厚)を使用する場合の、入射する各X線の電子ごとに表わされる比変換率の測定値である。同特性図に破線で描かれているのは、1ミリレントゲン(mR)当りのエネルギの関数として描いた、患者に対する比変換率である。
【0014】
図3の実線と破線との差は、グラフ上に表示された特定のエネルギのX線の、「各X線」単位(実線)と「各照射線量」(mR)単位(破線)で変換率(検出器の信号レベルに関連)のパーセンテージを出す場合の相対的な効果を示す。従って、約40keV〜約95keVのエネルギを有するX線は、「各照射線量」単位の変換率(CF)の値が「各X線」単位の変換率値に近接している点において、患者の線量又は照射線量に関して検出器の信号レベルを最大化する効果があることが、まずは図3より明らかである。対照的に、例えば、27keVのエネルギを有するX線が、「各X線」単位の60keVのX線の変換率の約60%であるのに対し、「各照射線量」(mR)単位の場合、60keVのX線の変換率の約20%しかないことがわかる。
【0015】
画像中の関心対象物の視認性は、画像中の対象物と雑音とのコントラストに関係する。従って、一定量又は減少した量での信号レベルの向上を求めるだけでなく、所与の画像で生成されたコントラスト及びより重要なコントラスト/雑音比を、実用的である限り高く維持するべきである。
【0016】
本発明の開発のために、相対的コントラスト/雑音比(rCNR)値は、理想的な検出器に対し、Cslシンチレータを用いた検出器のコントラスト/雑音比を正規化することで得られた。この値は、様々なX線スペクトルの効果を比較するための有用な数値を提供し、以下のように表わされるのが好ましい。
【0017】
rCNR=C・SN=C・(XTB・QDE)1/2 (1)
式中、Cは背景信号レベルと合成背景及び撮影する対象物の信号レベルとにより定められるコントラストの値であり、SN (信号/雑音比)は吸収されたX線の本数の平方根である。等式(1)は、吸収されたX線本数が検出器に入射するX線束(XTB)と本好適な実施例においてはCslから成るシンチレータの部分的吸収(QDE)との積に等しいことを示す。
【0018】
X線スペクトル中のどのX線エネルギが最高の相対的コントラスト/雑音比(rCNR)を示すかを決定するために、3つの異なる背景に対し、4つの異なる対象物を用いてシミュレーションが行われた。使用された対象物は、鋼製のガイド線、沃素造影剤、骨部及び柔らかい組織[図中の「密度変化」と記されたカーブにより示されるが、このカーブは、若干密度の異なる柔らかい組織を表わすLUCITE(登録商標;一般的には、ポリメチルメタアクリレート又はPMMAとして知られる)材料により代表されるため]であった。痩せ型の患者、中肉中背の患者及び肥満型の患者(これらの用語は撮影技術においてはよく用いられる)をシミュレーションするために選択された背景は、それぞれ20cm、25cm及び30cmの厚さのLUCITE(登録商標)パネルであった。LUCITEは、米国ミズリー州所在のICI Acrylics,Inc.の登録商標である。このシミュレーションにおいて、4つの対象物の厚さは、骨部と柔らかい組織に対しては5%のコントラスト、鋼と沃素に対しては10%のコントラストを提供するように調整される。
【0019】
図4は、25cmの背景パネルを用いた場合の4つの対象物における、X線エネルギの相関的要素としての相対的コントラスト/雑音比(rCNR)を示す。
このシミュレーションにおいて、各エネルギレベルのX線束は、同じ入射量で患者に照射するように調整される。従って、図4に示す結果は、「各照射線量」単位(mR単位)でのrCNRの比較を表わす。図5は、背景の厚さ(より痩せ型の患者からより肥満型の患者まで)の、結果に対する影響を示す。
【0020】
撮影される対象物に届く入射X線がより少なく、吸収のため患者を透過するX線もより少ないため、低X線エネルギにおいてはrCNRは低い。対象物と背景のコントラストがより高いX線エネルギの使用に伴い低下するため、rCNRは、より高いエネルギにおいても低いことがわかる。
【0021】
図3から図5に示すデータから、信号レベルの最大化及び患者への照射線量の最小化は、好ましくは約60keVのX線の単一エネルギビームにより達成されるという結論に達する。さらに、図4及び図5から明らかなように、「各照射線量」単位のコントラスト/雑音比は、40〜60keVの範囲のエネルギを有するX線の使用により最大化することができる。すなわち、各シミュレーション対象物において、鋼と沃素の対象物の場合、約40keVのX線エネルギ、骨部の場合は約50keV、柔らかい組織の密度変化の撮影の場合は約60keVで、それぞれrCNRは最大化される。
【0022】
そのようなシミュレーションを使用すれば、特定のX線エネルギは、多くの場合において、特定の対象物及び特定の背景との使用に最適のエネルギであると確認することができる。しかしながら、実際の医学的撮影では、様々な患者の各々に対し、また、各患者の様々な関心領域の各々に対して正確なX線エネルギを与える能力を有する撮影装置を提供するのは、実際問題としては不可能であろう。
【0023】
従って、本発明の一実施例では、ある範囲の有用な又は特に有利なX線エネルギを、撮影過程における信号レベル及びrCNRを低下させるか、又はそれらの向上にあまり貢献しないX線エネルギから分離する。
【0024】
図6では、20keV〜100keVのエネルギのスペクトルは、4つの異なる領域に分割されて示されている。35〜60keVのX線エネルギを含む領域1は、患者への照射を適当なレベルに維持する一方で、rCNRと信号レベルを最大化するための、X線のエネルギの理想的な範囲となるように選択される。領域2と称する第2の領域は、X線のエネルギが60〜80keVの範囲にあり、骨試料及び組織密度の変動に適したrCNRを提供するものと考えられ、これらの対象物に対し、最大の信号レベルを与える。本発明の好適な実施例によれば、このエネルギ領域は、X線管の電力限度のため、より肥満型の患者に特に有用であると考えられる。
【0025】
本発明の開発中に、領域3、領域4として識別される領域(それぞれ80keVをこえる領域、35keVより低い領域)は、得られる画像の画質にとって有益ではなく、従って、これらのX線エネルギのフィルタリングが得られる画像の画質を高めることが判定された。領域3の高いX線エネルギ(放射線源により放射されるX線のスペクトルの「高端」)は、より低いrCNR及び信号レベル(比変換率、すなわち、rCF)を提供するので、フィルタリングして除くのが好ましい。領域4の低いX線エネルギ(放射線源により放射されるX線のスペクトルの「低端」)は、患者の放射線照射を著しく増加する一方で、rCNR及びrCFにはほとんど貢献しない。従って、領域4のX線もフィルタリングして除くのが好ましい。
【0026】
図7は、現在使用中の一般的な撮影システムで、アルミニウムのフィルタ(2.4ミリ厚)を初期フィルタリング媒体として使用するシステムのための代表的なX線スペクトルを表わす。図6に展開されて示されるように、この特性図はグループ分けされたX線エネルギの同じ領域を示す。図7において、初期フィルタリング媒体の使用にも関わらず、患者へのX線照射の40%〜54%は、領域3及び4として識別される領域のX線エネルギからであるが、この2つの領域は、画像の画質に悪影響を与えるか、又は貢献度が低いと判定された領域である。図7の3つの別々のカーブは、種々の背格好や体格の患者に対してよく使用される3つの異なるkVpレベル(75kVp、90kVp、120kVp)での照射を表わす。
【0027】
公称約35keV〜約80keV(図6参照)の所望の領域1及び領域2のエネルギにX線スペクトルを絞り込むために本発明で使用される方法は、特定の選択材料群の内の1つの材料から形成されるスペクトルフィルタを提供することである。管理可能な数のフィルタで患者の体型の広い範囲をカバーするためには、フィルタの厚さは実用的な限度内でフィルタリングを最適にするように選択される。
【0028】
フィルタのX線減衰は、入射X線エネルギ、フィルタの厚さ、その密度、及びフィルタの基本的構成の関数である。従来例の入射X線のフィルタリングは、図6の領域4で示される低エネルギのX線等を排他的にフィルタリングすることを試みることに注意が払われた。これ等の低X線エネルギをフィルタリングするフィルタ材料となり得る異なる材料は、本発明の開発中には、フィルタの厚さに依存すると判定されてきた。また、異なる材料のフィルタの厚さを変化することにより、各々のフィルタのX線減衰値は一致可能である。これは、アルミニウム(Z=13;厚さが6500μm)、銅(Z=29;厚さが196μm)、モリブデン(Z=42;厚さが67.7μm)、テルビウム(Z=65;厚さが150μm)、タングステン(Z=74;厚さが43.9μm)、及び鉛(Z=82;厚さが56.4μm)から形成されたフィルタのX線減衰を示す図8から明らかなことである。
【0029】
望ましくはフィルタリング又は減衰されるべきX線エネルギの高端での材料の挙動により、どの材料が低エネルギ(領域4)のX線と高エネルギ(領域3)のX線とを共にフィルタリングする最適な組み合わせを提供するかについて大きな違いが発生するということが、本発明のフィルタの開発中に判定された。詳細には、大きな原子番号(Z≧58)特により大きな原子番号(Z>64)の材料は、このような最適な方法で挙動することが分かった。この挙動は、フィルタの厚さ及び密度といった一般的に期待されている要素や入射X線エネルギによるものではなく、幾つかの明瞭なエネルギにおいてX線吸収の増加が非連続的である原子番号の大きな材料に発生する所望の量子機械効果によるものである。
【0030】
図8から明らかなように、X線源からのX線を最初にフィルタリングする際に従来から使用されてきたアルミニウムは、領域1(所望)対領域4(不所望)におけるX線に対する比較的弱い優先的処理を行う。アルミニウムフィルタに対する曲線はコンプトン散乱により比較的に平坦となる。これは、より高いエネルギにおいてのみ且つ原子番号の大きい材料において発生する。銅が領域1及び領域4におけるX線のより優先的な処理を提供することは、図8より明らかである。
【0031】
特に、図8は、原子番号の大きな材料が、材料に依存するエネルギでX線透過の非連続的な低下(減衰の増加)を示すことを図示する。銅又はモリブデンと比較すると、この低下は、領域3での減衰の増加となる。従って、これ等の材料は、領域4のX線から領域1のX線を許容可能且つ相対的に減衰し得る能力を提供し、優先的に領域3のX線を減衰し、またある程度は領域2のX線をも減衰する。
【0032】
Z値の大きい材料に発生した非連続的な吸収の増加は電子軌道の量子化された性質によるものである。明瞭なエネルギは特定の元素の原子のL殻及びK殻に対応する。テルビウム(K吸収端=52keV)、タングステン(K吸収端=69.5keV)及び鉛(K吸収端=88keV)に対するK吸収端効果は図8に示される。幾つかのZ値の大きな関心材料に対するK吸収端エネルギ及びこれら材料の潜在的且つ最適な使用例を以下の表1に示す。
【0033】
【表1】
領域1(図6、35から60keV)のすべてのX線スペクトルの出力を望むことを考慮することのみに基づいて、理想的なフィルタをツリウム(Z=69)、すなわち59.4keVでK吸収端を有する希土類金属により形成した。ツリウム又はより原子番号の大きい材料を使用すると、タングステンターゲット(図7参照)からKα特性のX線(58.0及び59.3keVにおける)を弱くフィルタリングするという追加の利点が得られる。
【0034】
X線スペクトルフィルタを構成する異なる材料を選択するために、また異なる材料で形成される交換可能なスペクトルフィルタを管理可能な少量だけ提供するために他の考慮を行なっても良い。例えば、痩せ型及び中肉中背の患者のX線撮影を行なう際に、フィルタを構成する材料であるテルビウム(Z=65、K吸収端=52.0keV)を使用することにより鋼及び沃素に対するコントラストを増加することができる。体型の大きな患者を撮影する場合には、一般的には信号レベルが最大の関心事であり、スペクトルの領域2(60〜80keV)のX線は信号レベルを増加するのに有用である。これ等X線を減衰しないフィルタ材料が好ましい。この状況下では、金(Z=79、K吸収端=80keV)、鉛(Z=82、K吸収端=88keV)及びビスマス(Z=83、K吸収端=90.5keV)がフィルタを構成する好ましい材料である。
【0035】
特に、どの撮影パラメータを最大とするかにより、図6に夫々60keV及び80keVとして示される領域2及び領域3に対する境界を設定する際の融通性を制限することとなる。ルテチウム、タンタル及びタングステン等の原子番号が大きいその他の材料は、本発明に従うスペクトルフィルタを構成する際に使用される好ましい代替材料となるであろう。
【0036】
スペクトルフィルタとして原子番号の大きい材料を使用する際には、フィルタ材料のK吸収端エネルギを超えるX線は吸収されるので、X線蛍光が発生する可能性がある。そのような場合、それよりも少し低いエネルギで2次X線が発生する。このような2次X線が撮影装置に入射する可能性は低いので、上述のX線蛍光のマイナスの効果は、特に体型の大きい患者に対しては、画像上に測定可能なマイナスの影響を与えないと一般には考えられている。
【0037】
蛍光の効果は、放射線フィルタ14の1次放射線フィルタ材料層1に隣接して追加の放射線フィルタを配置することによりさらに低減される。例えば、鉛フィルタ(Z=82)は、72.8keV及び75.0keVで主に蛍光X線を発生する。少なくとも2次放射線フィルタ材料層2(すなわち、少し小さいZ値の材料層が鉛フィルタと撮影対象物との間に設けられるように、鉛フィルタの隣に配置されるこの材料層)を追加することにより、2次フィルタ材料層2は、蛍光から発生するX線を優先的に吸収し、画像の画質を改善する。2次放射線フィルタの材料は、通常、蛍光X線(例えば、タングステンではZ=74、K吸収端=69.5keV)のエネルギの真下のK吸収端を有する。上述した1次フィルタ材料の範囲に対して、2次放射線フィルタ材料のZ値は、1次フィルタ材料のZ値よりも少なくとも6又は7小さい値を有する。例えば、1次フィルタ材料層1の材料としてのビスマス(Z=83)はZ値が76未満の材料から成る2次放射線フィルタ材料層と対にされるべきである;また金(Z=79)から成る1次フィルタは、Z値が72未満の2次フィルタと対にされるべきである;また、タングステン(Z=74)から成る1次フィルタは、Z値が68未満の材料から成る2次フィルタと対にされるべきである。2次フィルタの厚さは、通常、1次フィルタの厚さの約10%〜50%の範囲の値を持つ。別の実施例では、最大のZ値を有する材料より成るフィルタをX線源に最も近接して配置し、最低のZ値を有する材料より成るフィルタをX線源から最も遠い位置に配置するように1次フィルタ材料層、2次フィルタ材料層及び3次フィルタ材料層が配列される一方、追加の放射線フィルタ(例えば、3次放射線フィルタ3)は同様に2次放射線フィルタ材料層に結合可能である。一例では、(鉛フィルタが放射線源に最も近接して配置される一方)フィルタ構成は鉛、タングステン、テルビウムの順で形成される。
【0038】
2.4mmの厚さのアルミニウムフィルタを使用する最新のX線撮影システムでは、肥満型の患者にでさえ、入手可能なX線管を最高定格電力(現在は900W)で使用することが可能である。定格1500WのX線管を使用すれば、アルミニウムフィルタはさらに十分なものとなる。スペクトルフィルタの構築に際して原子番号が大きな材料を使用すれば、前述したように、より大きな電力の使用を可能なものとし、より高いコントラスト/雑音比及びより高い信号レベルを得ることができ、同時に患者に対する線量を一定に維持することができる。改善結果の例示は以下の表2に示され、図9〜11で更に明白なものとなる。
【0039】
表2は痩せ型の患者及び中肉中背の患者に対してはツリウムフィルタの使用例、また肥満型の患者に対しては金フィルタの使用例の2例を示している。この表で記載されているrCNRと相対信号との結果は、2.4mmの厚さのアルミニウムスペクトルフィルタに対する改善を意味する(例えば、1.21と記載されている結果は2.4mmの厚さのアルミニウムフィルタを使用したときに得られる値に対する21%の改善を示す)。尚、これ等の例ではツリウムフィルタ及び金フィルタが使用されているので、X線管には、1.0mmの厚さのアルミニウム・プレフィルタを内蔵した。ツリウムフィルタを使用した以下の例では、中間線量及び低線量に対するツリウムの厚さは夫々194μm及び298.5μmである。中間線量及び低線量に対する金フィルタの厚さは夫々39.5μm及び91μmである。
【0040】
【表2】
痩せ型の患者(20cmの厚さのLucite、75kVp)の撮影の場合には、コントラスト/雑音比(rCNR)は、低線量(0.84)では、明らかに、信号レベルの約81%の増加を伴って21%〜31%改善されている。表から明らかなように、低線量の蛍光撮影を行なおうとした場合、本発明のフィルタは同一のX線管電流及び同一の電力を保持し、患者に対する線量を低減するためにフィルタ自体の厚みを増加することが好ましい。これは、従来のフィルタ材料を使用した場合、X線管電流及び電力を低減する必要性と対比される。痩せ型の患者のシミュレーションの場合、アルミニウムフィルタの使用時に出力された線量の84%だけを出力する一方、rCNR値は2.4mmアルミニウムフィルタで得られる値に対して24%〜41%の増加となり、信号レベルは215%増加した。rCNR及び信号レベルの非常に有益な同様の増加は中肉中背の患者のシミュレーション及び肥満型の患者のシミュレーションにおいて得られた。
【0041】
表2及び図9〜11に記載されたシミュレーション結果から導き出されることは、現在使用されている患者の線量で画像の画質を改善し、従来のシステムで従来のフィルタを使用して得られる画像の画質を維持しながら患者への線量を低減することよりは、原子番号が大きいスペクトルフィルタを使用することである。
【0042】
本発明のスペクトルフィルタは、フレーム又は支持体内に収容された所望のフィルタ材料から形成される薄い金属箔の形態で提供されるのが好ましい。さもなければ、フィルタは、フレーム構造内に封止される所望のフィルタ材料の酸化物粉末層の形態で提供されるのが好ましい。
【0043】
フィルタ14は、X線管から放出されるほぼすべてのX線を遮断するために、通常は約1平方インチ(1.0in2 )の表面積を有する。銅又は小さいZ値の比較的安価な他の材料は、アルミニウムの代わりにプレフィルタ13として使用してもよい。スペクトルフィルタ14は可能な限り小さくすることができるので、実用的な範囲内でX線窓に近接して位置することも好ましい。
【0044】
撮影システムは、大きなZ値の様々な材料及び/又は様々な患者の体型に対して低下した線量での改善された撮影能力を提供するために選択された厚さから構築される複数の放射線スペクトルフィルタ14を有していてもよい。例えば、撮影システム10は、結果が上述の表2に示された例示中に使用された6個で一組のフィルタを有していてもよい。
【0045】
尚、本発明は特定の実施例を参照して記載されたが、これ等の実施例に限定されるものではない。例えば、例示はデジタル放射線画像に関して述べられたが、本発明は、非デジタル撮影装置に関して同様に実施することができる。当業者には明らかなように、本明細書に示された性能指示器の幾つかは、使用された検出器の種類(例えば、X線放出及び吸収情報)には依存していない。また、幾つかの性能指示器は、使用されたシンチレータ(例えば、CNR)に関連し、またその他幾つかは、使用された特定の検出器(例えば、電子雑音を抑制する際のCF及びその役割)に関連する。本発明の範囲内の上述した実施例の他の変形例がなされることは、当業者にとっては明らかなことである。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明のスペクトルフィルタの使用が好ましいX線撮影システムの概略図。
【図2】1μRの照射線量を発生するのに必要なX線エネルギ範囲のX線の本数を示す特性図。
【図3】本発明に従いデジタル撮影装置のX線エネルギに対する相対的変換係数をプロットした特性図。
【図4】本発明に従いデジタル撮影装置に対して行われた異なるシミュレーションのX線エネルギに対する相対的コントラスト/雑音比を示す特性図。
【図5】画像の背景を変化させることにより生ずるX線エネルギに対する相対的コントラスト/雑音比の変動を示す特性図。
【図6】高画質の画像を取得するのに効果的に貢献する領域と効果的に貢献しない領域とに分割されるX線エネルギに対する照射単位の相対的なコントラスト/雑音比及び変換係数を示す特性図。
【図7】3つの異なるX線パワーレベルで、2.4mmアルミニウムフィルタを使用して撮影対象物を照射するエネルギのX線スペクトルを示す特性図。
【図8】異なる材料及び/又は異なる厚さで形成されたフィルタを介した相対的X線透過率を示す特性図。
【図9】アルミニウムフィルタとの比較において、75kVpビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィルタリングされたX線エネルギの領域を示す特性図。
【図10】アルミニウムフィルタとの比較において、90kVpビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィルタリングされたX線エネルギの領域を示す特性図。
【図11】アルミニウムフィルタとの比較において、120kVpビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィルタリングされたX線エネルギの領域を示す特性図。
【符号の説明】
10 撮影システム
12 放射線源
14 スペクトル放射線フィルタ
16 撮影対象物
18 放射線検出器
Claims (7)
- 撮影対象物(16)に対して透過性放射線ビームを放出するX線発生器を有する放射線源(12)と、
前記放射線源と前記撮影対象物(16)との間に位置し、かつ前記透過性放射線ビームの経路に位置して、前記放射線ビーム中のほぼすべてのX線を遮断する寸法を有する少なくとも1つのスペクトル放射線フィルタ(14)と、
前記放射線フィルタ(14)及び前記対象物を透過したX線を受け取るように位置する放射線検出器(18)とを具備し、
前記少なくとも1つのスペクトル放射線フィルタ(14)は原子番号(Z)が少なくとも58の材料より成り、前記少なくとも1つのスペクトル放射線フィルタ(14)はさらに、前記X線発生器から放出されて当該フィルタを通るX線のスペクトルの低端及び高端におけるエネルギを有するX線を減衰するように配置された第1乃至第3のフィルタ材料層を備え、
前記第1乃至第3のフィルタ材料層の各層は各々のZ値を有する材料から成り、これらのフィルタ材料は、Z値がより大きい方の材料が前記放射線源により近接して位置するように配設されており、
前記撮影対象物(16)に到達するX線照射線量を低減するように、前記第1乃至第3フィルタ材料層の各層は、隣接する層のZ値とは少なくとも6だけ異なるZ値を各々有することを特徴とする、撮影システム(10)。 - 前記放射線フィルタ(14)は、原子番号(Z)が58から83の範囲の材料から成る請求項1記載の撮影システム。
- 前記放射線フィルタ(14)は、原子番号(Z)が少なくとも65の材料から成る請求項2記載の撮影システム。
- 前記放射線フィルタ(14)の材料は、ツリウム(Tm)、鉛(Pb)及び金(Au)から成る群より選択される請求項2記載の撮影システム。
- X線の前記低端スペクトルは35keV未満のエネルギを有し、X線の前記高端スペクトルは80keVを超えるエネルギを有する請求項2記載の撮影システム。
- 前記少なくとも1つの放射線フィルタ(14)は複数の交換可能な放射線フィルタ(14)を具備し、前記複数のフィルタの少なくとも第1のフィルタは、第1の選択材料より成り、かつ第1の寸法の対象物と共に使用される第1の選択厚さを有し、前記複数のフィルタの少なくとも第2のフィルタは、前記第1の選択材料とは異なる第2の材料より成る請求項1記載の撮影システム。
- 前記少なくとも1つの放射線フィルタ(14)は複数の交換可能な放射線フィルタ(14)を具備し、前記複数のフィルタの少なくとも第1のフィルタは、第1の寸法の対象物に使用される第1の選択厚さを有する第1の選択材料より成り、前記複数のフィルタの少なくとも第2のフィルタは、第2の寸法の対象物に使用される第2の選択厚さを有する前記第1の選択材料より成る請求項1記載の撮影システム。
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