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X射线CT装置以及方法发明专利

更新时间:2024-07-01
X射线CT装置以及方法发明专利 专利申请类型:发明专利;
源自:日本高价值专利检索信息库;

专利名称:X射线CT装置以及方法

专利类型:发明专利

专利申请号:CN202110742049.4

专利申请(专利权)人:佳能医疗系统株式会社
权利人地址:日本栃木县

专利发明(设计)人:赖晓春,蔡良,强翼,詹晓卉

专利摘要:本发明涉及X射线CT装置以及方法,与通量无关地进行稳定的X射线的检测。实施方式的X射线CT装置具备X射线源、扫描控制电路、检测器、光子计数电路、连接电路以及处理电路。扫描控制电路控制X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线。检测器配置成从X射线源接受X射线,并且具有排列成组状的多个像素。光子计数电路对于像素分别设置。连接电路在第1模式下将各像素与光子计数电路中的一个分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个光子计数电路连接。处理电路与连接电路和光子计数电路连接,基于检测到的计数率在各视图中选择第1模式或者第2模式。

主权利要求:
1.一种X射线CT装置,具备:
X射线源;
扫描控制电路,控制上述X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线;
检测器,配置成从上述X射线源接受X射线,并且具有排列成组状的多个像素;
光子计数电路,对于上述像素分别设置;
连接电路,在第1模式下将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接;以及处理电路,与上述连接电路以及上述光子计数电路连接,在各视图中,通过进行感测,决定上述X射线的计数率,基于感测的结果在各视图中选择上述第1模式或者上述第2模式,上述视图由第1期间、第2期间以及第3期间构成,上述处理电路在上述第1期间中,进行用于决定上述X射线的计数率的上述感测,上述处理电路在上述第2期间中,基于上述感测的结果选择上述第1模式或上述第2模式,上述扫描控制电路在上述第3期间中,照射用于进行与模式相应的数据收集的X射线。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置,其中,上述光子计数电路具有能够调整的动作参数,上述处理电路基于上述计数率来调整上述动作参数。
3.根据权利要求2所述的X射线CT装置,其中,上述扫描控制电路在包括第1照射和该第1照射之后的第2照射的上述扫描的期间,控制上述X射线源而向上述被检体照射上述X射线,上述处理电路选择上述第1模式或者第2模式,基于上述第1照射来调整动作参数。
4.根据权利要求3所述的X射线CT装置,其中,与上述第2照射相比,上述第1照射的持续时间短且X射线照射水平低。
5.根据权利要求3或4所述的X射线CT装置,其中,上述光子计数电路分别在上述第1照射的期间决定对应的像素中的光子数或者光子的能量分布。
6.根据权利要求3或4所述的X射线CT装置,其中,上述处理电路对通过上述第2照射而取得的照射数据进行处理,以提高空间的均匀性。
7.根据权利要求6所述的X射线CT装置,其中,上述处理电路对从与上述光子计数电路中的一个连接的上述像素收集到的照射数据进行下取样,对从上述组内的所连接的像素收集到的照射数据进行上取样。
8.根据权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置,其中,上述光子计数电路具有:
电荷灵敏前置放大器,输出脉冲信号;以及
波形整形电路,调整上述脉冲信号的形状和宽度中的至少一方。
9.根据权利要求8所述的X射线CT装置,其中,将上述电荷灵敏前置放大器的积分时间和上述波形整形电路的脉冲宽度中的至少一方设为动作参数,上述处理电路基于上述计数率,调整上述积分时间和上述脉冲宽度中的至少一方。
10.根据权利要求8所述的X射线CT装置,其中,将上述脉冲信号的形状和宽度中的至少一方设为动作参数,上述波形整形电路基于X射线的能量和通量中的至少一方,调整上述形状和上述宽度中的至少一方。
11.根据权利要求1至4中任一项所述的X射线CT装置,其中,具有共通导电片,该共通导电片配置在具有比上述像素的电压低的施加电压的上述多个像素之间。
12.一种X射线CT装置,具备:
X射线源;
扫描控制电路,控制上述X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线;
检测器,配置成从上述X射线源接受X射线,并且具有排列成组状的多个像素;
光子计数电路,对于上述像素分别设置;
连接电路,在第1模式下将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接;以及处理电路,与上述连接电路以及上述光子计数电路连接,在各视图中,通过进行感测,决定上述X射线的计数率,基于感测的结果选择上述第1模式或者上述第2模式,上述光子计数电路具有能够调整的动作参数,上述处理电路基于上述计数率来调整上述动作参数,上述扫描控制电路在包括第1照射和该第1照射之后的第2照射的上述扫描的期间,控制上述X射线源而向上述被检体照射上述X射线,上述处理电路选择上述第1模式或者第2模式,基于上述第1照射来调整动作参数,上述处理电路具备:处理器;以及
存储装置,包含上述X射线的通量与能量的函数即模式数据以及动作参数数据,上述处理器将上述扫描中的上述第1照射的计数率与上述存储装置内的数据进行比较,选择上述第1模式或者上述第2模式的任一个且调整上述动作参数。
13.根据权利要求12所述的X射线CT装置,其中,上述扫描控制电路使用根据基于上述扫描中的第1照射的计数率的上述比较而选择的上述模式和调整后的动作参数,控制上述X射线源而在上述扫描中的上述第2照射的期间向上述被检体照射X射线。
14.一种方法,是光子计数式计算机断层摄影方法,包括:控制X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线;
使用具有排列成组状的多个像素的检测器、以及对于上述多个像素分别设置的光子计数电路,针对多个视图的每个检测计数率;以及在各视图中,通过进行感测,决定上述X射线的计数率,基于感测的结果在各视图中选择将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接的第1模式或者将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接的第2模式,上述视图由第1期间、第2期间以及第3期间构成,在上述第1期间中,进行用于决定上述X射线的计数率的上述感测,在上述第2期间中,基于上述感测的结果选择上述第1模式或上述第2模式,在上述第3期间中,照射用于进行与模式相应的数据收集的X射线。 说明书 : X射线CT装置以及方法[0001] 本申请享受2020年7月2日提出的美国专利申请号16/920,034、以及2021年6月9日提出的日本专利申请号JP2021‑096442的优先权利益,这两个专利申请的全部内容被援用于本申请。技术领域[0002] 本说明书以及附图所公开的实施方式涉及X射线CT(ComputedTomography)装置以及方法。具体而言,本说明书以及附图所记载的实施方式涉及具备光子(photon)计数检测器的X射线CT装置。背景技术[0003] 以往,在光子计数式的X射线CT装置等医疗用图像系统(system)中,通过光子计数式检测器来检测透射了被检体的X射线。光子计数式检测器构成为,记录各入射X射线光子的能量(energy)。在通常的CT扫描(scan)环境中,要求光子计数式检测器能够以较高的能量分辨精度来记录高通量的入射光子。作为检测器,使用碲化镉(CdTe)、碲化镉锌(CZT)等直接转换式半导体检测器或者闪烁器(scintillator)等间接转换式检测器。通常,作为光子计数式CT,使用专用集成电路(ApplicationSpecificIntegratedCircuit:ASIC),该ASIC在使用放大器将来自检测器的输出信号放大之后,按照根据信号电平(level)而分割的每个窗口(window)对入射X射线光子的数量进行计数(count)。[0004] dTe/CZT传感器(sensor)由标准尺寸(size)为250μm‑1mm的像素构成。图1是表示光子计数电路的一例的图。如图1所示,当在像素内产生X射线的相互作用时,感应信号被组入到电荷灵敏前置放大器(preamplifier),在电荷灵敏前置放大器的输出被输送到波形整形电路之后,将信号与各种阈值进行比较。X射线的能量范围由计数器记录并排列到仓(bin)内。[0005] 在CT扫描的期间,X射线通量并不限定于空间区域,在时间区域中也急剧地变动。像素形态(像素尺寸或者间距尺寸(pitchsize))以及电路参数(parameter)(即前置放大器的衰减常数、波形整形常数以及比较器的阈值等)对检测器的性能造成显著影响。但是,最佳化后的参数并不限定于总是相同。此外,参数与X射线的通量以及能量存在较强的依存性。[0006] 例如,在高通量的情况下,相对难以产生脉冲堆积(pulse‑pileup)的问题,因此优选窄间距尺寸设计(小于250μm间距)。但是,该设计同时会使电荷共享变得显著,因此使检测器的响应性劣化。此外,在该情况下,有可能产生串扰(crosstalk)效应。作为其他劣化原因,存在窄间距间的电荷损失。当间距尺寸大到500μm左右时,电荷共享以及串扰效应减少,检测器的响应性提高。但是,在间距尺寸增大了的检测器中,在高通量区域中产生显著的脉冲堆积的问题。根据迄今为止的研究,从材料分解噪声(noise)的观点出发,在高通量方案(scenario)中优选减小间距尺寸(例如,小于250μm)。另一方面,在低通量区域中优选较大的间距尺寸(例如,约500μm)。[0007] 此外,前置放大器的参数也对光子计数造成影响。为了获得准确的能量信息,优选在有源复位(activereset)式前置放大器中延长信号积分时间,在反馈(feedback)电阻式前置放大器中增大衰减常数。但是,当积分时间、衰减常数增加时,在X射线通量较高的情况下,堆积增加而检测器性能劣化,因此不优选。此外,虽然为了获得准确的能量信息而优选延长波形整形时间,但仍然会产生堆积的问题。最后,通过使信号计数的阈值最佳化,能够显著地提高信噪比。但是,最佳的阈值与X射线的通量和光谱(spectrum)存在较强的依存性。[0008] 作为一个方法,能够使用均匀且恒定的小像素(225μm~500μm)图案构成,其伴随着为了高通量用而被最佳化的包括前置放大器和波形整形电子电路的读出电子电路。此处,比较器的阈值针对特定的情况而被最佳化。但是,该设计虽然能够应对高通量的情况,但由于电荷共享和串扰而引起性能的劣化。[0009] 此处,为了应对X射线通量的空间的不均匀,在美国专利第7916836号中提出了具有不均匀的像素图案的检测器。这种检测器在高通量的照射时由小像素的开关(switching)构成,在低通量的照射时由大像素的开关构成。但是,X射线通量在空间区域和时间区域的双方变动。在一次CT扫描中,有时同一检测器在某一视图(view)中暴露于高通量而在另一视图中暴露于低通量。此外,通量也有可能在每次扫描中都发生变化。美国专利第7916836号记载的检测器基于检查协议(protocol)或者患者的尺寸来变化,无法以实时地适合变动的通量的方式改变像素图案。[0010] 此外,在美国专利第7488945号中,能够根据在前一视图中检测到的计数率来适当地设定像素排列。因此,检测器能够使用前一视图的数据来调整像素构成。但是,该调整无法成为通量(计数率)在连续的两个视图之间急剧地变化的程度的高速。进而,无法避免副像素间的迹道(street)处的电荷损失。此外,美国专利第7916836号和第7488945号都没有基于计数率和光谱使读出电子电路的动作参数适当地最佳化。计数率与光谱是对光子计数检测器和CT性能产生影响的重要因素,仍然存在在空间区域和时间区域的双方发生变动的可能性。[0011] 作为应对高通量的课题和不均匀的课题的其他方法,存在双层式检测器。在该检测器中,第1层吸收通量的90%~99%,第2层吸收剩余的通量。在美国专利第7606347号中公开了该系统。该系统的设计包括监视第1层的副像素、抑制来自饱和的副像素的信号、以及通过第2层的检测器补偿被抑制的信号。该系统较复杂,制造成本变高。发明内容[0012] 本说明书以及附图所公开的实施方式要解决的课题之一在于,与通量无关地进行稳定的X射线的检测。但是,本说明书以及附图所公开的实施方式要解决的课题并不限定于上述课题。也能够将与后述的实施方式所示的各构成所带来的各效果对应的课题定位为其他课题。[0013] 实施方式的X射线CT装置具备X射线源、扫描控制电路、检测器、光子计数电路、连接电路以及处理电路。扫描控制电路控制上述X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线。检测器被配置成从上述X射线源接受X射线,并且具有排列成组(group)状的多个像素。光子计数电路对于上述像素分别设置。连接电路在第1模式(mode)下将各像素与上述光子计数电路之一分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接。处理电路与上述连接电路和上述光子计数电路连接,基于检测到的计数率(countrate)在各视图中选择上述第1模式或者上述第2模式。[0014] 根据实施方式的X射线CT装置,能够与通量无关地进行稳定的X射线的检测。附图说明[0015] 图1是表示光子计数电路的一例的图。[0016] 图2是表示第1实施方式的光子计数式X射线CT装置的构成的一例的图。[0017] 图3是表示第1实施方式的数据取得电路的一例的图。[0018] 图4是表示变形例的数据取得电路的一例的图。[0019] 图5是表示第1实施方式的可调光子计数电路的图。[0020] 图6A是表示图5的电荷灵敏前置放大器(ChargeSensitivePreamplifier:CSP)的一例的图。[0021] 图6B是表示图5的CSP的另一例的图。[0022] 图7A是表示第1实施方式的信号波形整形电路的一例的图。[0023] 图7B是表示第1实施方式的信号波形整形电路的另一例的图。[0024] 图8是表示第1实施方式的处理电路的一例的图。[0025] 图9是表示第1实施方式的方法的流程图(flowchart)。[0026] 图10是表示第1实施方式的取得数据(data)的后处理的流程图。具体实施方式[0027] 以下,参照附图对数据取得装置、X射线CT装置以及方法的一个实施方式进行详细说明。在以下的实施方式中,例如,作为X射线CT装置使用光子计数式X射线CT装置来进行说明。[0028] (第1实施方式)[0029] 首先,对光子计数式X射线CT装置的一个实施方式进行说明。图2是表示第1实施方式的光子计数式X射线CT装置1的构成的一例的图。如图2所示,第1实施方式的光子计数式X射线CT装置1具备机架(gantry)10、诊视床装置20以及控制台(console)30。[0030] 机架10向被检体P(患者)照射X射线,并检测透射被检体P后的X射线,将检测到的X射线输出至控制台30。机架10具备X射线照射控制电路11、X射线产生装置12、检测器13、数据取得系统(DataAcquisitionSystem:DAS)14、旋转框架15以及机架驱动电路16。[0031] 旋转框架15为环状的框架,且是如下的框架:以X射线产生装置12与检测器13隔着被检体P而面对的方式支承X射线产生装置12和检测器13,并通过机架驱动电路16而在被检体P周围的圆形轨道上高速旋转。[0032] X射线照射控制电路11是作为高电压产生装置发挥功能而向X射线管12a供给高电压的装置,X射线管12a使用从X射线照射控制电路11供给的高电压而产生X射线。X射线照射控制电路11在后述的扫描控制电路33的控制下,调整向X射线管12a供给的管电压或者管电流而调整向被检体P照射的X射线的量。[0033] X射线照射控制电路11对楔块(wedge)12b进行开关。进而,X射线照射控制电路11通过调整准直器(collimator)12c的数值孔径来调整X射线的放射范围(扇形(fan)角或者圆锥角)。此外,在本实施方式中,也存在由操作人员(operator)手动切换多种楔块的情况。[0034] X射线产生装置12是产生X射线并将所产生的X射线向被检体P照射的装置,具备X射线管12a、楔块12b以及准直器12c。[0035] X射线管12a是使用由X射线照射控制电路11供给的高电压向被检体P照射X射线束的真空管,根据旋转框架15的旋转而向被检体P照射X射线束。X射线管12a产生以某一扇形角以及圆锥角扩展的X射线束。例如,在X射线照射控制电路11的控制下,X射线管12a具有如下功能:向被检体P周围整体连续照射X射线来进行全(full)重构,或者以能够进行半(half)重构的照射范围(180度+扇形角)连续照射X射线来进行半重构。进而,在X射线照射控制电路11的控制下,X射线管12a具有在预先设定的位置(管位置)处断续地照射X射线(脉冲X射线)的功能。进而,X射线照射控制电路11具有改变从X射线管12a放射的X射线强度的功能。例如,X射线照射控制电路11在某一特定的管位置处提高从X射线管12a放射的X射线的强度,在该特定的管位置以外的区域中降低从X射线管12a放射的X射线的强度。[0036] 楔块12b是调整从X射线管12a放射的X射线的X射线量的X射线滤波器(filter)。具体而言,楔块12b是使从X射线管12a放射的X射线透射以及衰减,由此使从X射线管12a朝向被检体P放射的X射线示出规定分布的滤波器。例如,楔块12b是通过对铝(aluminum)进行加工而使其具有规定的目标角度或者规定的厚度而得到的滤波器。该楔块也被称作楔形滤波器或者蝴蝶结滤波器(bow‑tiefilter)。[0037] 准直器12c是在后述的X射线照射控制电路11的控制下,缩窄具有被楔块12b调整后的X射线量的X射线的照射范围的狭缝(slit)。[0038] 机架驱动电路16是对旋转框架15进行旋转驱动而使X射线产生装置12和检测器13在被检体P周围的圆形轨道上旋转的电路。[0039] 每当X射线的光子入射时,检测器13就输出信号,通过该信号来计测X射线光子的能量值。X射线光子例如是从X射线管12a放射并透射了被检体P的X射线光子。检测器13由多个检测元件构成,这些检测元件每当X射线光子入射时就输出1个脉冲的电信号(模拟(analog)信号)。光子计数式X射线CT装置1通过对电信号(脉冲)的数量进行计数来对向各检测元件入射的X射线光子的数量进行计数。进而,光子计数式X射线CT装置1对上述信号实施运算处理,而对成为信号输出的原因的X射线光子的能量值进行计测。[0040] 上述检测元件例如由闪烁器、光电倍增管等光传感器构成。在该情况下,图2所示的检测器13是间接转换式的检测器,是使用闪烁器将入射X射线光子转换成闪烁器光,进而使用光电倍增管等光传感器将该闪烁器光转换成电信号的检测器。此外,上述检测元件例如也有时是碲化镉(CdTe)、碲化镉锌(CdZnTe)等半导体器件(device)。在该情况下,图2所示的检测器13是将入射X射线光子直接转换成电信号的直接转换式检测器。[0041] 例如,图2所示的检测器13是面检测器,检测元件在通道(channel)方向(图2的X轴方向)上排列N列,在机架10不倾斜的方向即旋转框架15的旋转中心轴方向(图2的Z轴方向)上排列M列。当光子入射时,检测元件输出1个脉冲的电信号。光子计数式X射线CT装置1识别从检测元件131输出的各个脉冲,由此对向检测元件131入射的X射线光子的数量进行计数。进而,光子计数式X射线CT装置1进行基于脉冲强度的运算处理,由此计测所计数的X射线光子的能量值。[0042] 数据取得电路14是DAS,取得由检测器13检测出的X射线的检测数据。例如,数据取得电路14针对每个能量带,对从透射了被检体的X射线入射的光子(X射线光子)进行计数,由此制作计数数据,并将所制作的计数数据发送至后述的控制台30。例如,当在旋转框架15旋转的状态下从X射线管12a连续放射X射线的情况下,数据取得电路14取得整个外周(360度)的计数数据组。数据取得电路14也能够针对每个视图取得数据。此外,数据取得电路14将所取得的各计数数据与管位置建立关联并发送至后述的控制台30。管位置是表示计数数据的投影方向的信息。[0043] 诊视床装置20是载放被检体P的装置,如图2所示,包括诊视床驱动装置21和顶板22。诊视床驱动装置21通过使顶板22沿着Z轴方向移动而使被检体P向旋转框架15内移动。顶板22是载放被检体P的板(board)。在本实施方式中,对通过顶板22的调整来使机架10与顶板22之间的相对位置变化的情况进行说明,但本实施方式并不限定于此。例如,在机架10通过自力行驶的情况下,也可以通过控制机架10的驱动来使机架10与顶板22之间的相对位置变化。[0044] 此外,例如,机架10通过一边移动顶板22一边使旋转框架15旋转,由此进行螺旋状地扫描被检体P的螺旋扫描(helicalscan)。或者,机架10通过在使顶板22移动后对被检体P的位置进行固定而使旋转框架15旋转,由此进行在圆形轨道上扫描被检体P的以往式的扫描。此外,机架10通过使顶板22的位置以一定间隔移动,由此执行在多个扫描区域中进行以往式的扫描的静态调强(step‑and‑shoot)法。[0045] 控制台30是从操作人员接受光子计数式X射线CT装置1的操作指令,使用由机架10取得的投影数据来重构X射线CT图像数据的装置。如图2所示,控制台30具备输入接口31、显示器32、操作控制电路33、前处理电路34、存储电路35、图像重构电路36以及处理电路37。[0046] 输入接口(interface)31包括鼠标(mouse)、键盘(keyboard)、轨迹球(trackball)、开关(switch)、按钮(button)、操纵杆(joystick)等,是为了输入各种命令(command)、各种设定值而由光子计数式X射线CT装置1的操作人员使用,并且将与操作人员所输入的命令、设定相关的信息传送给处理电路37的电路。例如,输入接口31由操作人员输入X射线CT图像数据的取得条件、重构X射线CT图像数据的重构条件、X射线CT图像数据的图像处理条件等。[0047] 显示器(display)32是由操作人员观察的监视器(monitor),在处理电路37的控制下,向操作人员显示根据X射线CT图像数据制作的图像数据,或者显示用于经由输入接口31从操作人员接受各种命令、各种设定值等的图形用户界面(GUI)。[0048] 操作控制电路33在处理电路37的控制下,对X射线照射控制电路11、机架驱动电路16、数据取得电路14、诊视床驱动装置21的动作进行控制,由此对机架10的数据取得处理进行控制。例如,虽然详细情况后述,但操作控制电路33向数据取得电路14发送序列(sequence)控制命令来对照射动作进行控制。[0049] 前处理电路34对由数据取得电路14制作的计数数据实施对数转换处理、偏移(offset)校正、灵敏度校正或者射束硬化(beamhardening)校正等校正处理,而制作校正完毕投影数据。[0050] 存储(memory)电路35保存由前处理电路34制作的投影数据。进而,存储电路35也保存由后述的图像重构电路36制作的图像数据等。此外,存储电路35适当保存后述的处理电路37的处理结果。[0051] 图像重构电路36使用保存于存储电路35的投影数据来重构X射线CT图像数据。重构法存在各种方法,例如存在反投影处理等。进而,作为反投影处理,例如存在使用了滤波反投影(FBP)法的反投影处理。或者,图像重构电路36也可以使用逐次近似法来重构X射线CT图像数据。此外,图像重构电路36通过对X射线CT图像数据实施各种图像处理来制作图像数据。进而,图像重构电路36将重构的X射线CT图像数据或者在各种图像处理期间制作的图像数据保存于存储电路35。[0052] 处理电路37通过对机架10、诊视床装置20、控制台30的动作进行控制,由此进行光子计数式X射线CT装置1的整体控制。具体而言,处理电路37通过对操作控制电路33进行控制,由此对机架10的CT扫描进行控制。此外,处理电路37通过对图像重构电路36进行控制,由此对控制台30进行的图像重构处理或者图像生成处理进行控制。进而,处理电路37进行控制,以使保存于存储电路35的各种图像数据显示于显示器32。[0053] 到此为止,对第1实施方式的光子计数式X射线CT装置1的整体构成进行了说明。由上述各电路执行的各处理功能作为由计算机执行的程序(program)而保存于存储电路35。各电路通过从存储电路35读出各程序并执行来发挥上述各种功能。[0054] 在一例中,与数据取得电路14的动作对应的程序,作为由计算机执行的程序而保存于存储电路35。处理电路(处理器(processor))37执行与该数据取得电路14相关的程序,向数据取得电路14发送指令(instruction)来控制该电路14,取得从数据取得电路14传送的数据并且对该传送数据进行控制。在第2例中,数据取得电路14包括处理器,通过该处理器从存储电路35读出各程序并执行,由此执行与各程序对应的功能。[0055] 进而,在上述说明中使用的“处理器”这个用语,例如意味着中央运算处理装置(CPU)、图像处理装置(GraphicsProcessingUnit:GPU)、或者ASIC等电路、或者可编程逻辑器件(例如,简单可编程逻辑器件(SimpleProgrammableLogicDevice:SPLD)、复杂可编程逻辑器件(ComplexProgrammableLogicDevice:CPLD)、或者现场可编程门阵列(FieldProgrammableGateArray:FPGA))等。处理器通过读出保存于存储电路的程序并执行而发挥功能。进而,还存在如下构成:代替在存储电路中保存程序,而在处理器的电路内直接安装程序。在该情况下,处理器通过读出安装(install)于电路的程序并执行来发挥功能。进而,本实施方式的处理器也可以代替将各处理器构成为一个电路,而将多个独立的电路组合构成为一个处理器来执行功能。[0056] 通过上述构成,第1实施方式的光子计数式X射线CT装置1为,通过基于能量和通量使数据取得最佳化的数据取得电路14的动作,能够提高图像取得。对此将在之后详细叙述。图3表示数据取得电路14的概要。用符号40表示检测器内的阳极(anode)组。阳极40‑1至40‑4的标准尺寸为500μm以下。这些阳极被选择性地分组而形成一个大像素并且作为多个小像素而个别地使用。在本例中,呈矩形的组状排列的4个相邻阳极40‑1至40‑4结合而形成大像素,并且各个阳极形成小像素。也能够将其他排列以及数量的阳极集合而形成大像素。例如,能够形成1×2、1×4或者3×3排列的阳极组。[0057] 在各阳极间形成通常为10μm~50μm宽度的迹道。标准尺寸为5μm~45μm且具有比阳极40‑1至40‑4低的电压的共通导电片40‑5位于迹道的中央。该共通导电片防止由X射线生成的电荷被迹道捕获(trap)。阳极通常被接地为0V,共通导电片通常在0V~100V的范围内偏置(bias)。[0058] 阳极的输出部与开关电路41连接。开关电路41在开关44处于上方位置时,将阳极40‑1至40‑4中的一个与可调光子计数电路42‑1至42‑4中的对应的一个连接。来自各阳极的数据由可调光子计数电路42‑1至42‑4个别地收集。开关电路41在开关44处于下方位置时,将全部阳极与可调光子计数电路42‑5连接,将各个阳极合并为收集数据的一个大像素。[0059] 可调光子计数电路42‑1至42‑5对光子进行计数,将所计数的光子数聚集到能量仓内而制作收集数据。收集数据被输出至处理电路43。[0060] 处理电路43接收通过检测动作和照射动作的双方而收集到的数据,对其进行分析并保存于存储装置45。存储装置45也可以是RAM或者NAND等任意种类的存储器。该处理电路接收通过感测(sensing)动作而得到的数据并决定X射线信号的通量,生成用于最佳的数据收集的开关信号和一个以上的参数信号。另外,参数信号是动作参数的一例。在感测动作之后,阳极被最佳地构成为小像素或者大像素,可调光子计数电路42‑1至42‑5在具有用于收集照射数据的最佳的设定值的状态下进行照射动作。[0061] 处理电路43生成开关信号来控制开关电路41,由此将阳极40‑1至40‑4适当连接成为个别的(小)像素或者一个大像素。此外,生成一个以上的参数信号来调整可调光子计数电路42‑1至42‑5的动作。另外,在图中仅示出参数信号线与电路42‑1至42‑4的一个接点,但电路42‑1至42‑4分别与参数信号线连接而接收参数信号。关于处理电路43将在之后更详细地叙述。[0062] 图4表示图3的电路的一个变形例。可调光子计数电子电路仅为42‑1至42‑4这四个。电路42‑4为,在该电路以个别阳极模式(小型像素)连接的情况下从阳极40‑4收集数据,在以大像素模式连接的情况下从阳极40‑1至40‑4整体收集数据。在该变形例中可调光子计数电路的数量减少,因此成为简单且廉价的构成。[0063] 图5是更详细地表示可调光子计数电子电路42‑1至42‑5的图。CSP46(详细情况将参照图6A、6B后述)接收从一个像素输出的、由1个光子生成的电流。该电流被蓄积于CSP46的反馈电容器(Cp)并被转换成电压信号输出。由CSP46输出的信号被输入至使信号变化为所希望的形状(通常是缩窄脉冲宽度且维持信号的能量信息的形状)的波形整形电路47。关于所希望的形状将参照图7A、7B后述。[0064] 从波形整形电路47输出的信号被输入至比较器48,该比较器48具有多个比较电路,且各比较电路将波形整形后的信号与由基准电压电路V1至V5生成的基准电压进行比较。选择基准电压,而使计数配置在对波形整形电路47的输出信号的能量进行表示的能量仓内。在本实施方式中,5个比较电路将波形整形电路47的输出信号与基准电压电路V1至V5的基准电压分别进行比较,5个计数器记录波形整形信号在各能量仓内具有电压值的次数。本发明的比较电路的数量并不限定于5个。基于系统构件以及设计,也能够使用其他个数的比较/基准电压电路。[0065] 也有时参数信号包含基准电压电路V1至V5的设定值。为了基于感测动作的结果来收集数据,而最佳地设定基准电压电路V1至V5的电压。[0066] 图6A、6B表示CSP电路46的两个例子。图6A表示有源复位型CSP,图6B表示反馈电阻型CSP。为了获得准确的能量信息,优选延长信号积分时间。另一方面,当考虑到由于堆积的增加而检测器性能降低的情况时,在X射线通量较高的情况下不优选积分时间的延长。[0067] 在图6A中,开关50在电荷积分期间打开,在放大器51的复位时关闭。适当的时间处于5ns~100ns范围,并基于通过感测动作而读出的通量和能量来选择。在图6B中,选择可变电阻52的值,并设定5ns~100ns范围的适当的衰减常数(R*Cp)。感测电路43输出用于适当地设定积分时间或者衰减常数的参数信号。本发明并不限定于这两种前置放大器,能够根据系统构件和设计而使用周期复位型前置放大器等其他种类的前置放大器。[0068] 图7A、7B表示波形整形电路46的两个例子。图7A表示可调CR‑RC波形整形电路,图7B表示可调单线延迟整形电路。为了获得准确的能量信息,优选扩宽脉冲宽度(延长波形整形时间)。另一方面,当考虑到如果堆积增加则检测器性能降低的情况时,在X射线通量较高的情况下不优选扩宽脉冲宽度。[0069] 在图7A中,可变电阻(R1、R2)的值被选择为,基于通过感测动作读出的通量和能量,设定由Cp1×R1和Cp2×R2决定的适当的波形整形宽度。Eout、E分别表示波形整形前和波形整形后的信号,由下式提供,t是时间。[0070][0071] 同样,在图7B中,可变延迟时间T的值被选择为,基于通过感测动作读出的通量和能量被适当地设定。本发明并不限定于这两种前置放大器,基于系统构件和设计也能够使n用多级CR‑RC波形整形电路或者多线延迟波形整形电路、有源脉冲波形整形电路、三角波形整形电路以及梯形波形整形电路等其他种类的前置放大器。本发明的波形整形电路的重要特征在于,能够基于所输入的X射线通量和能量来调整这些波形整形电路的波形整形参数(动作参数)。[0072] 图7A、7B分别表示原始信号和波形整形后的两个信号。当延长延迟时间时,信号波形被良好地保持,但脉冲宽度变宽。当缩短延迟时间时,具有脉冲宽度变窄的优点,但信号成为劣化的状态。[0073] 图8更详细地表示处理电路43。电路43包括与一组电阻52和查找表(look‑uptable:LUT)54连接的处理器53。在LUT中保存有阳极、CSP、信号波形整形电路、能量值与通量值的函数即参照电压电平的最佳设定值。[0074] 在一个实施方式中,上述最佳设定值通过以下方法预先计算出。[0075][0076] 式中, 是阳极 信号波形整形 以及比较器的阈值 的最佳设定值。输入(f=[f1,f2])而使目的函数φ(x|f)最小化。但是,f1是X射线通量,f2是低能量X射线与高能量X射线的数量之比等、表示光谱是软还是硬的测定基准。目的函数φ(x|f)能够基于物质分解方差、物质分解偏差或者均方误差等系统以及设计要件来特别设计。[0077] 也能够将预先计算出的最佳化参数 保存于LUT。表1表示通过以下的式(3)所示的分解方差的最小化而制作的LUT的例子。[0078][0079] 式中,J(x|f)是分解物质长度的费雪信息矩阵,mii是矩阵M的对角线要素。该表示出了两个通量方案(低通量以及高通量)与两个光谱方案(软以及硬)的合计四个情况。另外,应当注意的是,LUT并不限定于具有四个情况,能够根据通量以及光谱而具有多种方案。[0080] 表1在阳极构成与电路动作条件的开关中使用的LUT[0081][0082] 注)[0083] 1.使用阈值F1(通常为1Mcps/mm2~200Mcps/mm2的范围)规定高通量的情况和低通量的情况。[0084] 2.使用阈值F2决定光谱是软还是硬。[0085] 也能够使用低能量X射线的数量与高能量X射线的数量之比(通常为0.1~10的范围)。[0086] 3.关于像素尺寸, 表示电路具备大型阳极像素, 表示电路具备小型像素。[0087] 4.关于CSP的衰减即复位时间, 处于5ns~100ns的范围内,通常按照T21、T22、T11、T12的顺序变小。[0088] 5.关于波形整形时间, 处于5ns~100ns的范围内,通常按照S21、S22、S11、S12的顺序变小。[0089] 6.关于比较器的电压阈值, 与0keV~160keV的范围内的光子能量对应,通常按照V11、V21、V12、V22的顺序变小。[0090] 处理器53控制寄存器,基于寄存器的内容和LUT内的信息来输出开关信号和参数信号。作为第1动作,处理器53从序列控制装置(即,操作控制电路33)接收在某一视图中成像的准备完成的指令,接着将寄存器复位。接着,在规定的延迟之后,系统进行感测动作而向被检体照射感测用X射线。来自可调光子计数电路42‑1至42‑n的数据被保存于一系列的寄存器。处理器将寄存器内的数据与LUT内的信息进行比较,将开关信号向开关41输出,并且将参数信号向可调光子计数电路42‑1至42‑n输出。作为参数信号,存在前置放大器的积分时间即延迟时间、波形整形电路的参数以及参照电压电平等。例如,在通量值大于预先设定的阈值的情况下,处理器输出开关信号,以便构成小像素模式的阳极、缩短了延迟时间即复位时间的CSP、缩短了波形整形时间的滤波器/波形整形电路、以及提高阈值的设定值而能够更充分地得到堆积效果的比较器。反之,在通量值小于预先设定的阈值的情况下,处理器输出开关信号,以便构成集合为大像素模式的阳极、延长了延迟时间即复位时间的CSP、延长了波形整形时间的滤波器/波形整形电路、以及降低了阈值的设定值的比较器。阈值是依存于阳极的尺寸和组内的阳极数的值。针对CSP、滤波器以及比较器的阈值的特定的参数值,分别为5ns~100ns(CSP)、5ns~100ns(波形整形电路)、0keV~160keV(比较器阈值)。该参数值是能够预先计算且依存于目的函数φ(x|f)的值。该目的函数是能够基于物质分解方差、物质分解偏差或者均方误差等、系统以及设计要件而特别设计的函数。[0091] 当开关41和可调光子计数电子电路42‑1至42‑n被设定为最佳时,序列控制装置使用所选择的扫描参数来指示系统遍及视图整体对被检体照射规定时间,且收集照射数据。当照射完成时,处理器指示寄存器输出数据。[0092] 第1实施方式的系统在空间上遍及检测器整体最佳地配置阳极。该配置是构成为能够最佳地取得通过X射线照射而得到的数据的、包括小像素配置和大像素配置的双方的配置。同样,与光子计数电路、波形整形电路以及参照电压相关联的设定值也在空间上遍及检测器整体地配置。也能够使检测器在空间上最佳化而收集照射数据。[0093] 在上述实施方式的第1变形例中,代替各感测电路具有处理器以及LUT,而电路系统也可以配置为具有一个中央处理装置,该中央处理装置对来自全部寄存器的感测数据进行处理且具备LUT。在第2变形例中,多个处理器也可以配置成对规定数的寄存器进行处理。在这两个变形例中,电路系统变得更小型。[0094] 该检测器具有不均匀空间取样。通过处理数据来补偿不均匀空间取样,由此能够进行均匀的取样。在第1方法中,大像素数据被上取样到高分辨率的小像素。在第2方法中,通过下取样将小像素数据与低分辨率的大像素结合。此外,在第3方法中,使用重构算法来处理不均匀取样。该重构算法是典型的迭代重构法,能够对从不均匀的检测器取样数据不均匀地提取的成像对象进行重构。该上取样、下取样以及重构算法由前处理电路34执行。[0095] 本实施方式的系统产生多个效果。与以往的均匀像素间距构成相比较,在该自适应像素构成中,在高通量方案与低通量方案的双方中都良好地保持信息,剂量惩罚为能够忽略的程度。此外,通过该自适应像素构成,检测器能够始终以最佳模式进行动作,能够在减轻总放射剂量的问题以及堆积的问题的同时提高信息收集效率以及检测器的响应性。进而,低通量区域被切换成大像素模式,由此有源通道的总数减少,因此能够降低电力消耗整体。由此,能够降低在有效的光子计数CT的开发中始终成为主要障碍之一的光子计数CT的温度管理任务。[0096] 在本系统的第2实施方式中,也可以使用不同的光子计数电路。该系统并不限定于使用了前置放大器、波形整形电路以及电压比较器的上述实施方式。通过使用自适应像素构成,能够使不使用波形整形电路或者像素开关电路而设计的上述其他电路的性能最佳化。一般情况下,当去除波形整形电路或者开关电路时,检测器性能会降低,但电路构成会变得简单。[0097] 优选开关电路41、可调光子计数电路42‑n以及处理电路43作为ASIC而对检测器整体安装。除此以外,也能够成为使用了独立电路要素的构成。[0098] 图9表示第1实施方式的方法。用户例如经由键盘或者触摸屏来输入命令、指令以及/或者参数,由此操作输入接口(步骤60)。在步骤61中,CT装置制作遍及多个视图地扫描被检体的照射计划。在从第1视图开始的各视图中(步骤62),在第1期间中,X射线CT装置进行检测X射线的通量和能量的感测动作。为了使照射剂量最小,对被检体照射几十微妙这样的短时间。该照射中的剂量例如小于在照射数据的制作时使用的剂量的1%。检测器取得检测到的照射数据(通量以及能量),光子计数电路在能量仓内制作收集数据(步骤63)。[0099] 根据检测到的照射数据,在第2期间中,X射线CT装置设定最佳的光子计数模式。最佳模式的设定包括:通过在空间上选择最佳的像素尺寸而遍及检测器的形状整体来设定最佳像素形状;以及遍及检测器的形状整体在空间上设定最佳的前置放大器的设定值、波形整形的设定值以及能量比较器的阈值的设定值(步骤64)。对这些参数中的一个以上进行调整而求出最佳的照射条件。该选择过程通过使用查找表(LUT)而实现,该查找表包含通过使用了已知的取样以及/或者取样材料的校正过程而实验性地导出的规定的各设定值。第2期间通常处于1ns~1μs的范围。[0100] 在第3期间中,遍及视图整体地照射被检体,并取得照射数据(步骤65)。通常,该数据取得持续几百至几千微妙的时间。因此,感测与参数设定中的剂量惩罚仅为1%左右。[0101] 当针对每个视图反复进行感测步骤、参数设定步骤、数据取得步骤直到达到最后的视图为止时(步骤66),一系列步骤结束(步骤67)。[0102] 图10表示第1实施方式的方法的追加工序。当在全部视图中进行了步骤65的照射数据的取得之后,系统的用户能够输入对取得数据进行后处理的指令(步骤70)。通过按照指令执行上取样(步骤71)、下取样(步骤72)或者重构算法(步骤73),由此对取得数据进行处理。取得被后处理过的数据(步骤74)。[0103] 根据以上说明的至少一个实施方式,能够与通量无关地进行稳定的X射线的检测。[0104] 关于以上的实施方式,作为发明的一个方面以及选择性的特征而公开以下的附记。[0105] (附记1)[0106] 一种X射线CT装置,具备:[0107] X射线源;[0108] 扫描控制电路,控制上述X射线源而在多个视图中的扫描期间向被检体照射X射线;[0109] 检测器,配置成从上述X射线源接受X射线,并且具有排列成组状的多个像素;[0110] 光子计数电路,相对于上述像素分别设置;[0111] 连接电路,在第1模式下将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接;以及[0112] 处理电路,与上述连接电路和上述光子计数电路连接,基于检测到的计数率,在各视图中选择上述第1模式或者上述第2模式。[0113] (附记2)[0114] 也可以为,上述光子计数电路具有能够调整的动作参数,[0115] 上述处理电路基于上述计数率来调整上述动作参数。[0116] (附记3)[0117] 也可以为,上述扫描控制电路在包括第1照射和该第1照射之后的第2照射的上述扫描期间,控制上述X射线源而向上述被检体照射上述X射线,[0118] 上述处理电路选择上述第1模式或者第2模式,而基于上述第1照射来调整动作参数。[0119] (附记4)[0120] 也可以为,与上述第2照射相比,上述第1照射的持续时间较短且X射线照射水平较低。[0121] (附记5)[0122] 也可以为,上述光子计数电路分别在上述第1照射期间决定对应的像素中的光子数或者光子的能量分布。[0123] (附记6)[0124] 也可以为,上述处理电路具备:[0125] 处理器;以及[0126] 存储装置,包含上述X射线的通量和能量的函数即模式数据以及动作参数数据,[0127] 上述处理器将上述扫描中的上述第1照射的计数率与上述存储装置内的数据进行比较,选择上述第1模式或者上述第2模式的任一个且调整上述动作参数。[0128] (附记7)[0129] 也可以为,上述扫描控制电路使用根据基于上述扫描中的第1照射的计数率的上述比较而选择的上述模式和调整后的动作参数,控制上述X射线源而在上述扫描中的上述第2照射期间向上述被检体照射X射线。[0130] (附记8)[0131] 也可以为,上述存储装置是查找表。[0132] (附记9)[0133] 也可以为,上述处理电路对通过上述第2照射取得的照射数据进行处理,以提高空间的均匀性。[0134] (附记10)[0135] 也可以为,上述处理电路对从与上述光子计数电路中的一个连接的上述像素收集到的照射数据进行下取样,对从上述组内的所连接的像素收集到的照射数据进行上取样。[0136] (附记11)[0137] 也可以为,上述光子计数电路具有:[0138] 电荷灵敏前置放大器,输出脉冲信号;以及[0139] 波形整形电路,调整上述脉冲信号的形状和宽度中的至少一方。[0140] (附记12)[0141] 也可以为,将上述电荷灵敏前置放大器的积分时间和上述波形整形电路的脉冲宽度中的至少一方设为动作参数,上述处理电路基于上述计数率,调整上述积分时间和上述脉冲宽度中的至少一方。[0142] (附记13)[0143] 也可以为,将上述脉冲信号的形状和宽度中的至少一方设为动作参数,上述波形整形电路基于X射线的能量和通量中的至少一方,调整上述形状和上述宽度中的至少一方。[0144] (附记14)[0145] 也可以为,具有配置在具有比上述像素的电压低的施加电压的上述多个像素之间的共通导电片。[0146] (附记15)[0147] 一种光子计数式计算机断层摄影方法,包括:[0148] 控制X射线源而在多个视图的扫描期间向被检体照射X射线;[0149] 使用具有排列成组状的多个像素的检测器、以及对于上述多个像素分别设置的光子计数电路,针对多个视图的每个检测计数率;以及[0150] 基于检测到的计数率,在各视图中,选择将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接的第1模式或者将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接的第2模式。[0151] (附记16)[0152] 一种X射线CT装置,具备:[0153] X射线源、[0154] 扫描控制电路,控制上述X射线源而在多个视图中的扫描期间向被检体照射X射线;[0155] 检测器,配置成从上述X射线源接受X射线,并且具有排列成组状的多个像素;[0156] 光子计数电路,对于上述像素分别设置,且分别具有能够调整的动作参数;[0157] 连接电路,在第1模式下将各像素与上述光子计数电路中的一个分别连接,在第2模式下将组内的各像素与单个上述光子计数电路连接;以及[0158] 处理电路,与上述连接电路和上述光子计数电路连接,基于检测到的计数率,在各视图中选择上述第1模式或者上述第2模式,并调整上述动作参数。[0159] (附记17)[0160] 一种光子计数式计算机断层摄影方法,包括:[0161] 各视图包括第1照射和上述第1照射后的第2照射,在根据多个视图的扫描期间向被检体照射X射线;[0162] 针对上述多个视图的每个,使用光子计数电路和具有排列成组状的多个像素的检测器,检测在上述第1照射的期间接受的X射线的计数率;[0163] 基于在上述第1照射的期间接受的上述计数率,选择各组内的像素的数量和上述光子计数电路的动作参数;以及[0164] 基于上述选择的像素的数量和动作参数,在上述第2期间向上述被检体照射。[0165] 对几个实施方式进行了说明,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图对发明的范围进行限定。这些实施方式能够以其他各种方式加以实施,在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包括于发明的范围及主旨中,并且包括于专利请求范围所记载的发明和与其等同的范围中。

专利地区:日本

专利申请日期:2021-07-01

专利公开日期:2024-06-18

专利公告号:CN113876344B

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