JPH08510090A - 診断用ｘ線管に印加される電圧の間接測定 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 ＣＴシステムが、その検出器アレイの中に、差動フィルタを通過した後のＸ線源からのＸ線の強度を測定する一対の検出素子を含む。これらの２つの検出素子により作成される信号の比がＫＶ計算器に入力され、そこでＸ線管電圧を表す信号が作成される。

Description

【発明の詳細な説明】 診断用Ｘ線管に印加される電圧の間接測定 発明の背景 本発明はＸ線管電圧の測定に関するものであり、更に詳しくはコンピュータ断 層撮影（ＣＴ）イメージング・システムに関するものである。 現在のコンピュータ断層撮影システムでは、Ｘ線源が扇状のビームを投射する 。この扇状のビームは、「イメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ− Ｙ平面内に入るようにコリメーションされる。Ｘ線ビームは医療患者のようなイ メージング対象物を通過して、放射線検出器のアレイ（ａｒｒａｙ）に突き当た る。透過した放射線の強度はイメージング対象物によるＸ線ビームの減衰によっ て左右される。各検出器はビーム減衰の測定値である個別電気信号を発生する。 すべての検出器からの減衰測定値が別々に取得されることにより、透過プロフィ ールが作成される。 従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器アレイはイメージング平面内のガン トリ上で、イメージング対象物のまわりを回転するので、Ｘ線ビームがイメージ ング対象物と交差する角度は絶えず変化する。所与の角度で検出器アレイから得 られる一群のＸ線減衰測定は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれ、そこでイメージ ング対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源および検出器の一回転の間に 多数の異 なる角度方向で行われた一組のビューで構成される。二次元スキャンでは、デー タを処理することにより、イメージング対象物を通して取られた二次元スライス に対応する画像が構成される。二次元データから画像を再構成するために広く行 われている方法は、当業者によりフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。このプ ロセスでは、スキャンから得られた減衰測定値が「ＣＴナンバー」または「ハウ ンズフィールド・ユニット（Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ ｕｎｉｔｓ）」と呼ばれる 整数に変換され、この整数は陰極線管表示装置上の対応する画素の明るさを制御 するために使用される。 任意のＸ線装置によって、特にＣＴシステムによって作成される画像の品質は 、一部はＸ線管の陽極と陰極との間に印加される加速電圧の品質によって決まる 。この電圧は一般にピーク・キロボルト（ＫＶｐ）と呼ばれ、その値はＸ線管が 使用されている特定の装置によって決まる。たとえば乳房撮影では、３０ＫＶｐ 前後の比較的低い電圧で良好な組織コントラストが達成されるのに対して、従来 のＸ線装置およびＣＴシステムでは、８０ＫＶｐから１４０ＫＶｐの範囲の一層 高い電圧を用いている。すべてのＸ線装置には、正しくない管電圧によって誤差 や画像アーチファクトか生じる。ＣＴシステムは、既知のＫＶｐを用いて、取得 されたデータをビーム硬化のような現象に対して補正しているので、特にＸ線管 のＫＶｐの変化の影響を受けやすい。また、骨の無機物の濃度測定のような特殊 な手順で は、所望の画像コントラストの再現性を得るために正確なＫＶｐが必要になる。 Ｘ線装置のＫＶｐ安定度（または絶対ＫＶｐ値）は、構成要素の長期間のドリフ トまたはＸ線管の「スピッツ（ｓｐｉｔｓ）」により生じる構成要素のストレス のような事象によって劣化することがある。その結果、ＫＶｐ再校正が定期的に 保守員によって行われ、これは非常に時間のかかる仕事である。 Ｘ線ビームの差動フィルタリングによりＫＶｐを測定することの出来る商用計 測器が入手できるが、これらの計測器は高価で、不便で、あまり正確でない。更 に、入手できる計測器は、保守員によってビームの中に測定装置を挿入しないと 測定できないし、また患者に対してスキャナを使用している間にビーム測定を行 うことはできない。 発明の概要 本発明はＸ線管に印加される電圧を測定するための間接的な手段に関するもの であり、更に詳しくはＸ線ビーム自体を測定することによる管電圧の測定に関す るものである。管電圧測定装置が、Ｘ線ビームの中に配置されて、突き当たるＸ 線ビームの強度に比例する信号をそれぞれ発生するように動作する２つのＸ線検 出器、上記２つのＸ線検出器の上に配置されて、一方のＸ線検出器に突き当たる Ｘ線の強度を他方のＸ線検出器に突き当たるＸ線に比べて著しく減衰するように 動作する差動フィルタ、および検出信号の比を計算し、その比に基づいて比の対 数関数としてＸ線管電圧を計算する手段を含む。 本発明の一般的な目的は、Ｘ線管電圧を間接的に測定するための高精度の手段 を提供することである。本発明は、任意のＸ線管および差動フィルタにおいて管 電圧と２つの検出信号の比との間に指数関係が存在するということを見出したこ とによる。この関係は、異なる既知のＸ線管電圧で測定された一組の比に指数曲 線を当てはめる校正手順によって正確に決められる。正確さが±０．５％の電圧 測定が得られる。 本発明のもう１つの目的は、Ｘ線装置に組み込むことができ、患者のイメージ ングを行っている間に使用することができる管電圧測定装置を提供することであ る。一旦検出信号の比が計算されれば、対数関係を反映する式から管電圧が容易 に計算されるか、または対数関係の近似を記憶している探索テーブルから値が読 み出される。原理的に、これは患者データを取得しているときにオンラインで行 うとができ、計算された電圧を使用して走査動作または画像再構成プロセスを制 御することができる。 図面の簡単な説明 図１は、本発明を用いることができるＣＴイメージング・システムの絵画的な 斜視図である。 図２は、ＣＴイメージング・システムの概略ブロック図である。 図３は、図２のＣＴイメージング・システムの一部を形成する画像再構成器の 概略ブロック図である。 図４は、本発明の好ましい実施例を実行するために図２ のＣＴイメージング・システムで使用されるフィルタリングされたＸ線の検出器 の配置図である。 発明の一般的な説明 図５に示すように、本発明ではフィルタＦ_AおよびＦ_Bの後に配置された２つの 同様なＸ線検出器Ｄ_AおよびＤ_Bを用いる。ＣＴシステムの場合、フィルタＦ_Aお よびＦ_Bは異なる厚さの減衰材料で構成することができ、減衰材料はたとえば銅 、スズまたはモリブデンである。 一方のフィルタは、一般的な損失の無い、消え失せるほど薄いもの（すなわち 、付加的なフィルタが無く、空気のみ）であってもよい。両方の検出器は同じＸ 線源−検出器間経路の長さを持ち、単一のＸ線源によって照射される。したかっ て、検出されるエネルギの差は２つのフィルタの存在とそれらの特性とにだけ関 連する。更に、フィルタは検出器に直接隣接して配置されて、フィルタからの散 乱Ｘ線が大部分検出器によって捕らえられるようにする。 検出器Ｄ_AおよびＤ_Bで測定される放射線は数個の異なる係数で決められる。管 出力は周知の制動放射スペクトル（クラマーのスペクトル）を有する。この制動 放射スペクトルは管内部のものである。代表的なＸ線管からの使用可能なスペク トルは、管のガラス、冷却油、ウルテム（ｕｌｔｅｍ）または同様な管出口ポー ト窓材料、および薄いフィルタ（代表的にはモリブデンまたはアルミニウム）に よる制動放射のフィルタリングの後に作成される。管ユニットによって作成され る使用可能なＸ線ビームのスペクトル は、これらの管素子の全てのフィルタリングによって決められる。次に、この使 用可能なビームＩ₀は２つのフィルタＦ_AおよびＦ_Bに入射する。ここで、ビーム は周知の原理に従って減衰される。Ｆ_AおよびＦ_Bによるフィルタリングの後、透 過したＸ線の光子は検出器のシンチレータにより光学光子に変換される。Ｘ線光 子により発生される光学光子の数は、Ｘ線光子のエネルギに比例する（すなわち 、１４０ＫｅＶのＸ線光子は７０ＫｅＶのＸ線光子に比べて２倍の光学光子を発 生するものと考えられる）。より高いエネルギではＸ線光子は１００％捕捉され ず、「突抜け現象」として知られる現象が生じる。これは高エネルギ透過損失と 同等である。検出器のホトダイオードに於ける光学光子から電荷への変換は線形 プロセスであると考えられる。Ｘ線光子が直接電流を発生する直接変換検出器は 同様に動作する。 これらの要因、ならびにいわゆる線形減衰係数μがＸ線エネルギの関数として 実際に変化する事実は、Ｘ線管電圧と測定された検出強度Ｉ_AおよびＩ_Bとの間の 非常に複雑な関係を表す。 フィルタＦ_AおよびＦ_Bはそれぞれ、検出器Ｄ_AおよびＤ_Bで測定強度Ｉ_Aおよび Ｉ_Bの２つの信号を生じさせる。フィルタＦ_AおよびＦ_Bは同じ材料で作られ、Ｆ_A の厚さがＦ_Bの厚さより大きいと仮定する。次に、２つの検出器の読み取り値の 比Ｒを形成する。 Ｒ＝Ｉ_A／Ｉ_B （１） Ｆ_Aの厚さがＦ_Bの厚さより大きいと仮定した場合、Ｉ_A≦Ｉ_Bであり、０≦Ｒ≦１ であることがわかる。 ７０ＫＶ≦ＫＶ≦１５０ＫＶの診断上有用な範囲にわたってＫＶと比Ｒとの間 の関係が次式の形の簡単な指数関数に当てはまるということが本発明におけるの 重要な発見である。 このことから、次式の対数関係を使用することにより、測定された比Ｒから印加 されたＫＶを決めるのは簡単なことである。 もちろん、定数ｋ₀、ｋ₁およびｋ₂の値は用途毎に決めなければならない。こ れらの値は、高電圧発生器を初期校正する初期システム校正の間に容易に得られ る。フィルタＦ_AおよびＦ_Bの与えられた組に対して、実際のＫＶおよびそのＫＶ に対応する測定された比は、曲線当てはめプログラムに対する入力を形成する。 ＣＴシステムは通常８０ＫＶ、１００ＫＶ、１２０ＫＶおよび１４０ＫＶで校正 され、これにより３つの未知数で決められる曲線に当てはめられるべき４つの測 定値が得られる。式（２）で示される曲線をＲの４つの測定値に当てはめるため に、「勾配探 索」または他の適当な方法が用いられる。 本発明におけるもう１つの発見は、異なるＸ線管で同じ係数ｋ₀、ｋ₁およびｋ₂ を使用できるように差動フィルタＦ_AおよびＦ_Bを選択できるということである 。上記のように、Ｘ線管にはＸ線を減衰する多数の素子が含まれており、これら の素子は当然のことながら製造公差のため管毎に異なる。それらの管素子による 減衰のばらつきに比べてかなり大きい減衰を持つようにフィルタＦ_AおよびＦ_Bが 選択されれば、Ｘ線管を変えたときでも首尾一貫したＫＶ測定を行うことができ る。８０ＫＶから１４０ＫＶまでのＣＴシステムの動作範囲でＦ_A＝０．６ｍｍ のモリブデンとＦ_B＝０．２ｍｍのモリブデンの一組のフィルタを使用して行っ た実験によれば、再現性が約５００ｐｐｍすなわち±０．０５％で、異なるＸ線 管による平均からのずれが０．１２％の日常のＫＶ測定が得られた。Ｆ_A＝０． ４ｍｍのモリブデンとＦ_B＝０．２ｍｍのモリブデンの第２のフィルタ組では、 正確さでは若干良い結果が得られたが、Ｘ線管の構成の差によるばらつきは少し 大きくなった。 好ましい実施例の説明 まず図１および図２に示すように、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージン グ・システム１０は「第３世代」のＣＴスキャナを象徴するガントリ１２を含む 。ガントリ１２には、Ｘ線源１３が含まれている。Ｘ線源１３は、ガントリの反 対側にある検出器アレイ１６に向かってＸ線の円すい状ビーム１４を投射する。 検出器アレイ１６は、多数 の検出素子１８で構成される。検出素子１８は医療患者１５を通過する投射Ｘ線 を共同して検知する。各検出素子１８は、突き当たるＸ線ビームの強度、したが ってビームが患者を通過したときのビームの減衰を表す電気信号を発生する。Ｘ 線投影データを取得するためのスキャンの間、ガントリ１２およびその上に取り 付けられた構成要素は患者１５の中にある回転中心１９のまわりを回転する。 ガントリの回転およびＸ線源１３の動作は、ＣＴシステムの制御機構２０によ って制御される。制御機構２０は、電力およびタイミング信号をＸ線源１３に供 給するＸ線制御器２２、ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリ 電動機制御器２３を含む。制御機構２０の中のデータ取得システム（ＤＡＳ）２ ４は、検出素子１８からのアナログ・データをサンプリングし、データを後のコ ンピュータ処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成器２５は、サン プリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ２４から受けて、高速画像 再構成を行う。再構成された画像はコンピュータ２６に入力として印加される。 コンピュータ２６は、大容量記憶装置２９に画像を格納する。 コンピュータ２６はまた、キーボードをそなえた操作卓３０を介して操作者か らの命令およびスキャン・パラメータも受ける。付随する陰極線管表示装置３２ により、操作員はコンピュータ２６からの再構成された画像および他のデータを 見ることができる。コンピュータ２６は操作員か ら与えられた命令およびパラメータを使用することにより、制御信号および情報 をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリ電動機制御器２３に供給する。更 に、コンピュータ２６はテーブル電動機制御器３４を動作させる。テーブル電動 機制御器３４は、電動機駆動のテーブル３６を制御することにより、ガントリ１ ２の中に患者１５を位置決めする。 特に図４を参照して説明する。このＣＴイメージング・システムで本発明を用 いるために、検出器アレイ１６の一方の端に配置された２つの検出素子１８は差 動フィルタ４０でおおわれる。フィルタ４０はモリブデンで作られ、その厚さは １つの検出素子の面の上に０．６ｍｍ、第２の検出素子１８の面の上に０．２ｍ ｍである。モリブデンが選定された理由は、減衰が大きいので、非常に薄いシー トで使用できるからである。減衰が小さい方の検出器に対して厚さ０．２ｍｍが 選定された理由は、それがガラスのエンベロープのようなＸ線管自体のばらつき の影響を最小にするのに充分であるからである。このようなばらつきが存在しな い場合には、薄いシートは理論的に零にすることができるので、差動フィルタ４ ０は２つの検出素子１８の一方に達するＸ線を減衰しない。 特に図３を参照して説明する。スキャンの間に各ビューを取得するとき、検出 素子１８によって検知されるＸ線光子の数を示す一組のスキャン・データ値がＤ ＡＳ２４により画像再構成器２５に送られる。これらの強度値の内の２ つの強度値Ｉ_AおよびＩ_Bが、差動フィルタ４０の後ろに配置された検出器１８に より作成されて、ＫＶ計算器４１に印加される。残りのスキャン・データ値は母 線４２を介して補正および校正回路４３に印加される。補正および校正回路４３ は、検出器およびＤＡＳのチャネルの利得、暗電流オフセットならびにビーム硬 化のばらつきのような種々の周知の誤差についてスキャン・データを調整する。 後者の補正は、正確な補正値を計算するための基礎としてＸ線管電圧の知識を用 いるという点で特に本発明に適している。この情報は線４４を介してＫＶ計算器 ４１から与えられる。補正後、スキャン・データは回路４５でその対数の負数を 求めることにより周知のように処理されて、各ビューに対する投影プロフィール が作成される。これらの投影プロフィールは再構成プロセッサ４６に印加される 。再構成プロセッサ４６は、これらの投影プロフィールのフィルタリングおよび 逆投影を行うことにより、スライス画像を形成する。スライス画像は出力４７で コンピュータ２６へ与えられる。 ＫＶ計算器４１は２つの検出素子の読み取り値の比Ｒ（Ｉ_A／Ｉ_B）を形成する 。この比から、次式のようにＸ線管電圧が直接計算される。 上記のように、定数ｋ₀、ｋ₁およびｋ₂はＣＴシステム の初期校正の間に決められる。そして試験の示すところによれば、Ｘ線管１３を 変えたときもこれらの定数を再計算する必要は無い。実際、これらの定数は主と して差動フィルタによって決まる。ＫＶ計算器４１によって作成されたＫＶパル スは上記のように補正回路４３に印加される。ＫＶパルスはまた、線４８を介し てコンピュータ２６に印加して、コントラストの検討、骨の無機物の濃度測定、 または精密なビーム硬化の補正のような他のイメージング用途に使用してもよい 。この信号はまた保守員により現場でまたは電話を介して遠隔で監視して、高値 発生器の動作をチェックしてもよい。 本発明は、好ましい実施例で説明したようにＸ線ＣＴシステムでのオンライン の使用に特に適しているが、他のＸ線装置に使用してもよい。本発明は、工場で 初めて校正し、または現場で再校正するために、Ｘ線装置のＸ線経路の中に挿入 される自立形素子として実施してもよい。また、異なる管電圧で測定されたＲの 値に対数曲線が最も良く当てはまるが、これらの測定値は従来の最小自乗当ては めを使用する二次多項式に当てはめることもできる。また、差動フィルタ４０は 、検出素子１８に取り付けられるように示されているが、Ｘ線ビームの中の他の 場所に配置してもよい。たとえば、差動フィルタ４０は、蝶ネクタイ形フィルタ または他の患者前フィルタの一部として形成してもよいし、あるいは校正スキャ ンの間だけビームの中に挿入される別個の素子であってもよい。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．Ｘ線管に印加される電圧を測定するための装置に於いて Ｘ線管によって作成されるＸ線ビームの中に配置され、検出したＸ線の強度を 示す信号Ｉ_AおよびＩ_Bをそれぞれ作成する一対のＸ線検出素子、 上記Ｘ線ビームの中に配置され、上記一対のＸ線検出素子の一方によって検出 されるＸ線の強度を他方のＸ線検出素子によって検出されるＸ線の強度に比べて 充分に大きい量だけ減衰させる差動フィルタ、ならびに 上記検出素子の信号Ｉ_AおよびＩ_Bを受け、それらの比（Ｒ）すなわちＩ_A／Ｉ_B を使用して管電圧（ＫＶ）を計算するように接続された電圧計算手段 を含むことを特徴とするＸ線管印加電圧測定装置。 ２．ｋ₀、ｋ₁およびｋ₂を定数として、次式 に従って管電圧（ＫＶ）が計算される請求項１記載のＸ線管印加電圧測定装置。 ３．上記一対のＸ線検出素子がＸ線装置の中の検出器アレイの一部を形成し、 上記電圧計算手段が計算された管電圧（ＫＶ）を表す管電圧信号を発生し、該管 電圧信号が画像を作成するために上記Ｘ線装置によって用いられる請求項１記載 のＸ線管印加電圧測定装置。 ４．上記Ｘ線装置が上記管電圧信号を用いることにより Ｘ線スキャン・データに対してビーム硬化補正を行う請求項３記載のＸ線管印加 電圧測定装置。 ５．一組の既知のＸ線管電圧で比Ｒを測定して、これらの測定値に曲線を当て はめる校正プロセスの間に、上記係数ｋ₀、ｋ₁およびｋ₂が計算される請求項２ 記載のＸ線管印加電圧測定装置。 ６．上記差動フィルタが、上記一方のＸ線検出素子に達するＸ線ビームの中で は第１の厚さを持ち、且つ上記他方のＸ線検出素子に達するＸ線ビームの中では 第２の厚さを持つモリブデンで構成されている請求項１記載のＸ線管印加電圧測 定装置。 ７．上記第１の厚さと上記第２の厚さとが２倍以上異なる請求項６記載のＸ線 管印加電圧測定装置。 ８．上記差動フィルタが上記一対のＸ線検出素子の上に取り付けられている請 求項１記載のＸ線管印加電圧測定装置。