JPH08206107A - Ｘ線量低減方法 - Google Patents
Ｘ線量低減方法Info
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- JPH08206107A JPH08206107A JP7226130A JP22613095A JPH08206107A JP H08206107 A JPH08206107 A JP H08206107A JP 7226130 A JP7226130 A JP 7226130A JP 22613095 A JP22613095 A JP 22613095A JP H08206107 A JPH08206107 A JP H08206107A
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- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
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- H05G1/08—Electrical details
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線ＣＴシステムによって患者に加えられる
Ｘ線ビームのＸ線量を低減する方法を提供する。 【解決手段】 ２つのほぼ直交するガントリ角度におけ
るＸ線ビームの患者減衰量を示すスライスからの患者減
衰量データを獲得し、患者に加えられるＸ線量の低減を
示す前記獲得された患者投影データから得られる情報を
使用して変調指数（α）を計算し、前記変調指数（α）
を使用して、単一のスライスから減衰量データを獲得す
る間連続したガントリ角度で患者に加えられるＸ線量を
示す１組の値を有する変調プロフィールを計算し、前記
変調プロフィールの各値を最小Ｘ線量を示す値と比較
し、前記変調プロフィール値が小さい場合、前記最小Ｘ
線量を示す値で前記変調プロフィール値を置き換え、ガ
ントリを回転し、前記変調プロフィールによって示され
るように前記加えられたＸ線量を変調することによりス
ライス用の減衰量データを獲得する。
Ｘ線ビームのＸ線量を低減する方法を提供する。 【解決手段】 ２つのほぼ直交するガントリ角度におけ
るＸ線ビームの患者減衰量を示すスライスからの患者減
衰量データを獲得し、患者に加えられるＸ線量の低減を
示す前記獲得された患者投影データから得られる情報を
使用して変調指数（α）を計算し、前記変調指数（α）
を使用して、単一のスライスから減衰量データを獲得す
る間連続したガントリ角度で患者に加えられるＸ線量を
示す１組の値を有する変調プロフィールを計算し、前記
変調プロフィールの各値を最小Ｘ線量を示す値と比較
し、前記変調プロフィール値が小さい場合、前記最小Ｘ
線量を示す値で前記変調プロフィール値を置き換え、ガ
ントリを回転し、前記変調プロフィールによって示され
るように前記加えられたＸ線量を変調することによりス
ライス用の減衰量データを獲得する。
Description
【０００１】
【関連出願】本出願は、１９９３年１１月１９日に出願
の米国特許出願第１５５，０３７号（米国特許第５，３
７９，３３３号）に関連する。
の米国特許出願第１５５，０３７号（米国特許第５，３
７９，３３３号）に関連する。
【０００２】
【産業上の利用分野】本発明は、コンピュータ断層撮影
（ＣＴ）イメージング装置に関し、更に詳しくは、画像
のノイズアーチファクトを有意に増大することなく患者
に加えられるＸ線量を低減することに関する。
（ＣＴ）イメージング装置に関し、更に詳しくは、画像
のノイズアーチファクトを有意に増大することなく患者
に加えられるＸ線量を低減することに関する。
【０００３】
【従来の技術】コンピュータ断層撮影システムにおいて
は、Ｘ線源から投射されたファン状ビームは「イメージ
ング平面」と称されるデカルト座標系のｘ−ｙ平面内に
広がるようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者のよ
うなイメージング対象物を透過し、放射線検出器のアレ
イ（配列体）に当たる。透過した放射線の強度は対象物
によるＸ線ビームの減衰量に依存し、各検出器はビーム
減衰量の測定値である別々の電気信号を発生する。すべ
ての検出器からの減衰量測定値は別々に獲得されて、透
過プロフィールを生じる。
は、Ｘ線源から投射されたファン状ビームは「イメージ
ング平面」と称されるデカルト座標系のｘ−ｙ平面内に
広がるようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者のよ
うなイメージング対象物を透過し、放射線検出器のアレ
イ（配列体）に当たる。透過した放射線の強度は対象物
によるＸ線ビームの減衰量に依存し、各検出器はビーム
減衰量の測定値である別々の電気信号を発生する。すべ
ての検出器からの減衰量測定値は別々に獲得されて、透
過プロフィールを生じる。
【０００４】従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器
アレイは、Ｘ線ビームが対象物を横切る角度が常に変化
するようにイメージング面内において対象物の周りをガ
ントリ上で回転する。所与の角度における検出器アレイ
からの１群のＸ線減衰量測定値は「ビュー（ｖｉｅ
ｗ）」と称され、対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」は
Ｘ線源および検出器の１回転以上の間の異なる角度方向
で作成された１組のビューで構成される。２Ｄスキャン
においては、データは対象物を通して得られる２次元ス
ライスに対応する画像を構成するように処理される。２
Ｄデータから画像を再構成する一般的な方法は、本技術
分野においてフィルタ補正逆投影法と称されているもの
である。この方法では、スキャンからの減衰量測定値が
「ＣＴナンバ」または「ハウンス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ディスプレイ上の対
応する画素の輝度を制御するために使用される。
アレイは、Ｘ線ビームが対象物を横切る角度が常に変化
するようにイメージング面内において対象物の周りをガ
ントリ上で回転する。所与の角度における検出器アレイ
からの１群のＸ線減衰量測定値は「ビュー（ｖｉｅ
ｗ）」と称され、対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」は
Ｘ線源および検出器の１回転以上の間の異なる角度方向
で作成された１組のビューで構成される。２Ｄスキャン
においては、データは対象物を通して得られる２次元ス
ライスに対応する画像を構成するように処理される。２
Ｄデータから画像を再構成する一般的な方法は、本技術
分野においてフィルタ補正逆投影法と称されているもの
である。この方法では、スキャンからの減衰量測定値が
「ＣＴナンバ」または「ハウンス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ディスプレイ上の対
応する画素の輝度を制御するために使用される。
【０００５】量子化ノイズはＣＴ画像の診断品質を劣化
させるが、このノイズは減衰量測定値を得るために使用
されるＸ線量および患者の減衰特性に関連している。規
定Ｘ線量が低く過ぎるか又はＸ線ビームが患者の人体組
織構造によって著しく減衰したことにより検出器で測定
したＸ線が低レベルに低下した場合には、ノイズによる
画像アーチファクトが増大する。Ｘ線量はＸ線管に流れ
る電流（ｍＡ）により制御されるが、実際にはこの電流
を全スキャンの間一定量のレベルに固定している。オペ
レータが高いＸ線量を指示した場合には、画像品質は全
体にわたって良くなるが、患者の減衰量が低い場合に
は、スキャンの一部において過度のＸ線束を発生する。
そして、患者は過度のＸ線量にさらされ、Ｘ線管は不必
要に加熱される。一方、Ｘ線量が（規定スキャンの間の
Ｘ線管の加熱を防止するために）少ない場合には、ビー
ムを非常に減衰させた部分に向いた画像にノイズアーチ
ファクトが現れる。例えば、患者の肩およびヒップを通
るスライスに水平の縞が現れることがある。
させるが、このノイズは減衰量測定値を得るために使用
されるＸ線量および患者の減衰特性に関連している。規
定Ｘ線量が低く過ぎるか又はＸ線ビームが患者の人体組
織構造によって著しく減衰したことにより検出器で測定
したＸ線が低レベルに低下した場合には、ノイズによる
画像アーチファクトが増大する。Ｘ線量はＸ線管に流れ
る電流（ｍＡ）により制御されるが、実際にはこの電流
を全スキャンの間一定量のレベルに固定している。オペ
レータが高いＸ線量を指示した場合には、画像品質は全
体にわたって良くなるが、患者の減衰量が低い場合に
は、スキャンの一部において過度のＸ線束を発生する。
そして、患者は過度のＸ線量にさらされ、Ｘ線管は不必
要に加熱される。一方、Ｘ線量が（規定スキャンの間の
Ｘ線管の加熱を防止するために）少ない場合には、ビー
ムを非常に減衰させた部分に向いた画像にノイズアーチ
ファクトが現れる。例えば、患者の肩およびヒップを通
るスライスに水平の縞が現れることがある。
【０００６】上記の関連出願においては、最小のＸ線量
および臨床的に問題のないノイズの増大で患者をスキャ
ンするのに使用される変調プロフィールが計算される。
患者の横断スライスは、放射線技術では、患者の長手方
向に沿って変化する長軸および短軸を有する長円形とし
て見られる。例えば、ヒップの場合、長軸は水平であっ
て、垂直な短軸よりもかなり長いが、首の場合には、長
軸は垂直であって、短軸よりも少し長いだけである。他
の部分では、放射線プロフィールはほぼ円形である。ガ
ントリの回転周波数の２倍の周波数のほぼ正弦波形状を
有する汎用変調テンプレートは、スキャン前の「スカウ
ト（ｓｃｏｕｔ）」スキャンの間に横断スライスを通る
２つの直交するビューを獲得することにより，このよう
な放射線プロフィールに自動的に適合するように調整で
きる。この情報は正弦波形テンプレートから変調プロフ
ィールを形成するために使用される。
および臨床的に問題のないノイズの増大で患者をスキャ
ンするのに使用される変調プロフィールが計算される。
患者の横断スライスは、放射線技術では、患者の長手方
向に沿って変化する長軸および短軸を有する長円形とし
て見られる。例えば、ヒップの場合、長軸は水平であっ
て、垂直な短軸よりもかなり長いが、首の場合には、長
軸は垂直であって、短軸よりも少し長いだけである。他
の部分では、放射線プロフィールはほぼ円形である。ガ
ントリの回転周波数の２倍の周波数のほぼ正弦波形状を
有する汎用変調テンプレートは、スキャン前の「スカウ
ト（ｓｃｏｕｔ）」スキャンの間に横断スライスを通る
２つの直交するビューを獲得することにより，このよう
な放射線プロフィールに自動的に適合するように調整で
きる。この情報は正弦波形テンプレートから変調プロフ
ィールを形成するために使用される。
【０００７】不都合なことに、Ｘ線管および発生器がス
キャンの間にＸ線量をあるレベル以下に変調することは
不可能である。大きな電流範囲にわたってＸ線管電流を
循環させると、Ｘ線管フィラメントの熱的疲労を招き、
また深い変調を達成するためにＸ線発生器における閉じ
た電流制御ループの応答時間を増大すると、閉じたＸ線
管電圧制御ループの不安定性が増大する。更に、より高
い変調レベルで実際に発生した変調波形の形状はＸ線管
／発生器の組合せ間で不変のものではない。この結果、
潜在的に可能なＸ線量の低減は、この実際的な限界以下
にＸ線量を変調させる状況においては十分には実現され
ない。
キャンの間にＸ線量をあるレベル以下に変調することは
不可能である。大きな電流範囲にわたってＸ線管電流を
循環させると、Ｘ線管フィラメントの熱的疲労を招き、
また深い変調を達成するためにＸ線発生器における閉じ
た電流制御ループの応答時間を増大すると、閉じたＸ線
管電圧制御ループの不安定性が増大する。更に、より高
い変調レベルで実際に発生した変調波形の形状はＸ線管
／発生器の組合せ間で不変のものではない。この結果、
潜在的に可能なＸ線量の低減は、この実際的な限界以下
にＸ線量を変調させる状況においては十分には実現され
ない。
【０００８】
【発明の概要】本発明は、ガントリがスキャンの間に回
転させられるときに、規定されたノイズレベルがすべて
の獲得された減衰量測定値において良好に維持されるよ
うにＸ線量を変調するＣＴイメージングシステムに関す
る。更に詳しくは、ガントリの回転中における患者減衰
量の変動を表す変調プロフィールをスキャンの間に使用
して、ガントリ回転の関数としてＸ線管電流を変調し、
患者の人体組織構造によって必要とされるＸ線量を動的
に変調する。変調プロフィールがあるガントリ角度にお
いて予め定めた限界以下のＸ線量の変調を必要とすると
き、変調プロフィールは他のガントリ角度におけるＸ線
量の変調を増大するように変更される。この変更された
変調プロフィールを使用して、一連のガントリ角度にお
ける最適な管電流を計算し、Ｘ線源の変調限界を越えた
各計算された管電流はＸ線源が発生し得る最小レベルに
制限される。
転させられるときに、規定されたノイズレベルがすべて
の獲得された減衰量測定値において良好に維持されるよ
うにＸ線量を変調するＣＴイメージングシステムに関す
る。更に詳しくは、ガントリの回転中における患者減衰
量の変動を表す変調プロフィールをスキャンの間に使用
して、ガントリ回転の関数としてＸ線管電流を変調し、
患者の人体組織構造によって必要とされるＸ線量を動的
に変調する。変調プロフィールがあるガントリ角度にお
いて予め定めた限界以下のＸ線量の変調を必要とすると
き、変調プロフィールは他のガントリ角度におけるＸ線
量の変調を増大するように変更される。この変更された
変調プロフィールを使用して、一連のガントリ角度にお
ける最適な管電流を計算し、Ｘ線源の変調限界を越えた
各計算された管電流はＸ線源が発生し得る最小レベルに
制限される。
【０００９】
【発明の目的】本発明の目的は、Ｘ線量を指示レベルま
で低減するのに必要なだけＸ線源を変調できないとき、
変調プロフィールをクリップすることにある。変調プロ
フィールに応答するＸ線管およびその電流供給源の能力
は限りがある。例えば、５０％の変調は限界である。本
発明の教示によれば、変調プロフィールに追従して、Ｘ
線管電流指令を計算するが、電流指令は変調限界によっ
て設定された最小レベルに制限される。
で低減するのに必要なだけＸ線源を変調できないとき、
変調プロフィールをクリップすることにある。変調プロ
フィールに応答するＸ線管およびその電流供給源の能力
は限りがある。例えば、５０％の変調は限界である。本
発明の教示によれば、変調プロフィールに追従して、Ｘ
線管電流指令を計算するが、電流指令は変調限界によっ
て設定された最小レベルに制限される。
【００１０】本発明の他の目的は、変調限界における変
調プロフィールのクリップにより失われるＸ線量低減の
いくらかを取り戻すことである。これを達成するため、
変調プロフィールを変更して、変調プロフィールのクリ
ップを必要としないガントリ角度においてＸ線量低減を
増大する。
調プロフィールのクリップにより失われるＸ線量低減の
いくらかを取り戻すことである。これを達成するため、
変調プロフィールを変更して、変調プロフィールのクリ
ップを必要としないガントリ角度においてＸ線量低減を
増大する。
【００１１】
【好適実施例の説明】最初に、図１および図２を参照す
ると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシス
テム１０は、「第三世代」のＣＴスキャナを表すガント
リ１２を有する。ガントリ１２はＸ線源１３を有し、こ
のＸ線源はガントリの反対側の検出器アレイ１６に向け
てＸ線ビーム１４を投射する。検出器アレイ１６は患者
１５を通過した投射Ｘ線を同時に検知する多数の検出器
素子１８で形成されている。各検出器素子１８は当たっ
たＸ線ビームの強度、従って患者を通過したビームの減
衰量を表す電気信号を出力する。Ｘ線投影データを獲得
するためのスキャン動作の間、ガントリ１２およびガン
トリに取り付けられている構成部品は患者１５内に位置
する回転中心１９を中心に回転する。アレイ１６の一端
における基準検出器はスキャン動作の間減衰されていな
いビーム強度を測定し、供給されるＸ線量の変化量を検
出する。この基準データは、共通の基準Ｘ線量に正規化
されるために次に続くＸ線投影データの処理に使用され
る。
ると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシス
テム１０は、「第三世代」のＣＴスキャナを表すガント
リ１２を有する。ガントリ１２はＸ線源１３を有し、こ
のＸ線源はガントリの反対側の検出器アレイ１６に向け
てＸ線ビーム１４を投射する。検出器アレイ１６は患者
１５を通過した投射Ｘ線を同時に検知する多数の検出器
素子１８で形成されている。各検出器素子１８は当たっ
たＸ線ビームの強度、従って患者を通過したビームの減
衰量を表す電気信号を出力する。Ｘ線投影データを獲得
するためのスキャン動作の間、ガントリ１２およびガン
トリに取り付けられている構成部品は患者１５内に位置
する回転中心１９を中心に回転する。アレイ１６の一端
における基準検出器はスキャン動作の間減衰されていな
いビーム強度を測定し、供給されるＸ線量の変化量を検
出する。この基準データは、共通の基準Ｘ線量に正規化
されるために次に続くＸ線投影データの処理に使用され
る。
【００１２】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Ｘ線源１３に電力およびタイミング信号
を供給するＸ線制御器２２およびガントリ１２の回転速
度および位置を制御するガントリモータ制御器２３を有
する。制御機構２０内のデータ獲得システム（ＤＡＳ）
２４は検出器素子１８からのアナログデータをサンプル
し、該データを次の処理のためのディジタル信号に変換
する。画像再構成装置２５はサンプルされディジタル化
されたＸ線データをＤＡＳ２４から受け取り、高速画像
再構成処理を実施する。再構成された画像はコンピュー
タシステム２６に入力として供給され、コンピュータシ
ステム２６は画像を大容量記憶装置２９に格納する。
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Ｘ線源１３に電力およびタイミング信号
を供給するＸ線制御器２２およびガントリ１２の回転速
度および位置を制御するガントリモータ制御器２３を有
する。制御機構２０内のデータ獲得システム（ＤＡＳ）
２４は検出器素子１８からのアナログデータをサンプル
し、該データを次の処理のためのディジタル信号に変換
する。画像再構成装置２５はサンプルされディジタル化
されたＸ線データをＤＡＳ２４から受け取り、高速画像
再構成処理を実施する。再構成された画像はコンピュー
タシステム２６に入力として供給され、コンピュータシ
ステム２６は画像を大容量記憶装置２９に格納する。
【００１３】また、コンピュータ２６はキーボードを有
するコンソール３０を介したオペレータからのコマンド
およびスキャンパラメータを受け取る。関連する陰極線
管表示装置３２は、コンピュータ２６からの再構成画像
および他のデータをオペレータが観察できるようにす
る。コンピュータ２６は、オペレータから供給されたコ
マンドおよびパラメータを使して、制御信号および情報
をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリモータ制
御器２３に供給する。更に、コンピュータ２６はテーブ
ルモータ制御器３４を作動し、この制御器３４はガント
リ１２内に患者１５を位置決めするようにモータ駆動テ
ーブル３６を制御する。
するコンソール３０を介したオペレータからのコマンド
およびスキャンパラメータを受け取る。関連する陰極線
管表示装置３２は、コンピュータ２６からの再構成画像
および他のデータをオペレータが観察できるようにす
る。コンピュータ２６は、オペレータから供給されたコ
マンドおよびパラメータを使して、制御信号および情報
をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリモータ制
御器２３に供給する。更に、コンピュータ２６はテーブ
ルモータ制御器３４を作動し、この制御器３４はガント
リ１２内に患者１５を位置決めするようにモータ駆動テ
ーブル３６を制御する。
【００１４】特に、図２を参照すると、コンピュータ２
６は内蔵プログラムに従って規定スキャンを実行するよ
うにシステムの構成部に指令する。ｍＡ変調処理がオペ
レータにより選択されると、図４のフローチャートに例
示されるプログラムがコンピュータ２６によって実行さ
れ、本発明の好適実施例が実施される。第１ステップ
は、処理ブロック１１０で示すように、スカウトデータ
を獲得することである。このスカウトデータは、規定ス
キャンでは各スライスからの２つの直交するビューから
構成され、その一方は０゜のガントリ角度で獲得され、
他方は９０゜の角度で獲得される。処理ブロック１１１
で示す次のステップは、１９９３年１１月１９日出願の
「多重スライスＣＴスキャンのダイナミックＸ線量制
御」という発明の名称の米国特許出願第０８／１５５，
０４５号に記載されているように、スカウトデータを使
用して、各スライス毎の最大Ｘ線管電流（ｍＡmaX ）を
計算することである。これはスライスに対するＸ線量を
低減することを可能とするものであり、規定画像ノイズ
を越えることなく、Ｘ線ビームの減衰量を低減するもの
である。この結果、スキャン動作におけるスライスの各
々に対して１つずつ値（ｍＡmaX ）が格納されて、これ
らの格納された値のアレイが得られる。
６は内蔵プログラムに従って規定スキャンを実行するよ
うにシステムの構成部に指令する。ｍＡ変調処理がオペ
レータにより選択されると、図４のフローチャートに例
示されるプログラムがコンピュータ２６によって実行さ
れ、本発明の好適実施例が実施される。第１ステップ
は、処理ブロック１１０で示すように、スカウトデータ
を獲得することである。このスカウトデータは、規定ス
キャンでは各スライスからの２つの直交するビューから
構成され、その一方は０゜のガントリ角度で獲得され、
他方は９０゜の角度で獲得される。処理ブロック１１１
で示す次のステップは、１９９３年１１月１９日出願の
「多重スライスＣＴスキャンのダイナミックＸ線量制
御」という発明の名称の米国特許出願第０８／１５５，
０４５号に記載されているように、スカウトデータを使
用して、各スライス毎の最大Ｘ線管電流（ｍＡmaX ）を
計算することである。これはスライスに対するＸ線量を
低減することを可能とするものであり、規定画像ノイズ
を越えることなく、Ｘ線ビームの減衰量を低減するもの
である。この結果、スキャン動作におけるスライスの各
々に対して１つずつ値（ｍＡmaX ）が格納されて、これ
らの格納された値のアレイが得られる。
【００１５】判定ブロック１１２に示すように、オペレ
ータは次に自動変調をスキャン動作の間に行うものであ
るかどうかを示すように合図され、そうである場合に
は、処理ブロック１１３でフラグがセットされ、処理ブ
ロック１１４で示すように変調指数（α）が各スライス
毎に計算される。変調指数（α）はスカウトデータから
計算され、これは再構成画像のノイズアーチファクトを
あまり増大することなくＸ線管電流を変調できる程度を
表す。上記の米国特許出願に記載されているように、減
衰比が獲得したスカウトデータから計算され、この比は
変調指数（α）の格納されたテーブルへのインデックス
として使用される。この減衰比対変調指数のテーブル
が、画像に小さなノイズ増分（すなわち、５％）しか生
じないように経験的に形成される。このテーブルは一回
計算され、システムソフトウェアの一部として設けられ
る。
ータは次に自動変調をスキャン動作の間に行うものであ
るかどうかを示すように合図され、そうである場合に
は、処理ブロック１１３でフラグがセットされ、処理ブ
ロック１１４で示すように変調指数（α）が各スライス
毎に計算される。変調指数（α）はスカウトデータから
計算され、これは再構成画像のノイズアーチファクトを
あまり増大することなくＸ線管電流を変調できる程度を
表す。上記の米国特許出願に記載されているように、減
衰比が獲得したスカウトデータから計算され、この比は
変調指数（α）の格納されたテーブルへのインデックス
として使用される。この減衰比対変調指数のテーブル
が、画像に小さなノイズ増分（すなわち、５％）しか生
じないように経験的に形成される。このテーブルは一回
計算され、システムソフトウェアの一部として設けられ
る。
【００１６】本発明の教示によれば、変調指数（α）
は、システムの変調限界を越えるときに増大される。図
３を参照すると、例えば、計算された減衰比が６０であ
るとすると、格納テーブルから０．６０の変調指数が読
み取られ、実線１４０で示す変調プロフィールを作成す
る。しかしながら、Ｘ線量は破線１４２で示すある限界
（好適実施例では、０．５）以下では変調できないの
で、断面線１４３で示すＸ線量の低減は実現しない。本
発明によれば、この失われたＸ線量の低減はＸ線指数α
を点線１４１で示すように０．８５に増大することによ
り相殺される。交差ハッチングを施した領域１４５によ
って示されるＸ線量の低減は領域１４３とほぼ同じであ
るので、前記変調指数が選択される。
は、システムの変調限界を越えるときに増大される。図
３を参照すると、例えば、計算された減衰比が６０であ
るとすると、格納テーブルから０．６０の変調指数が読
み取られ、実線１４０で示す変調プロフィールを作成す
る。しかしながら、Ｘ線量は破線１４２で示すある限界
（好適実施例では、０．５）以下では変調できないの
で、断面線１４３で示すＸ線量の低減は実現しない。本
発明によれば、この失われたＸ線量の低減はＸ線指数α
を点線１４１で示すように０．８５に増大することによ
り相殺される。交差ハッチングを施した領域１４５によ
って示されるＸ線量の低減は領域１４３とほぼ同じであ
るので、前記変調指数が選択される。
【００１７】変調指数（α）のこの変更を達成するため
に、格納テーブルが修正される。減衰比 最適なα 変更されたα １．０ ０．０ ０．０ １．５ ０．１０ ０．１ ２．９ ０．２ ０．２ ６．３ ０．２５ ０．２６ １４．９ ０．３３ ０．３５８ ２８．７ ０．４４ ０．４７５ ６０ ０．６０ ０．８５ ７０ ０．６３８ １００ 患者のスキャンの間、減衰比は（エントリ相互間を線形
補間した）このテーブルへのインデックスを決定し、変
更された変調指数（α）を作成する。この変更された変
調指数（α）は、以下に説明するようにクリップされた
変調プロフィールを作成するために使用される。
に、格納テーブルが修正される。減衰比 最適なα 変更されたα １．０ ０．０ ０．０ １．５ ０．１０ ０．１ ２．９ ０．２ ０．２ ６．３ ０．２５ ０．２６ １４．９ ０．３３ ０．３５８ ２８．７ ０．４４ ０．４７５ ６０ ０．６０ ０．８５ ７０ ０．６３８ １００ 患者のスキャンの間、減衰比は（エントリ相互間を線形
補間した）このテーブルへのインデックスを決定し、変
更された変調指数（α）を作成する。この変更された変
調指数（α）は、以下に説明するようにクリップされた
変調プロフィールを作成するために使用される。
【００１８】自動モードが選択されない場合には、シス
テムは判定ブロック１１２において分岐し、処理ブロッ
ク１１５においてスカウトデータを使用して、オペレー
タ用の画像を作成する。この画像によりオペレータは患
者の人体組織構造についての指示されたスライスを見つ
け出し、処理ブロック１１６で適当なＸ線管電流変調プ
ロフィールを手動で選択することができる。好適実施例
では、変調プロフィールは４０個の値として格納され、
これらの値は、上記の計算した最大管電流（ｍＡmaX ）
を掛けたときにＸ線制御器２２に対する４０個の電流指
令を発生し、これらの電流指令はガントリの相次ぐ９゜
ずつの４０個の回転部分におけるＸ線管電流を決定す
る。
テムは判定ブロック１１２において分岐し、処理ブロッ
ク１１５においてスカウトデータを使用して、オペレー
タ用の画像を作成する。この画像によりオペレータは患
者の人体組織構造についての指示されたスライスを見つ
け出し、処理ブロック１１６で適当なＸ線管電流変調プ
ロフィールを手動で選択することができる。好適実施例
では、変調プロフィールは４０個の値として格納され、
これらの値は、上記の計算した最大管電流（ｍＡmaX ）
を掛けたときにＸ線制御器２２に対する４０個の電流指
令を発生し、これらの電流指令はガントリの相次ぐ９゜
ずつの４０個の回転部分におけるＸ線管電流を決定す
る。
【００１９】更に図２および図４を参照すると、選択さ
れた変調プロフィールに関係なく、コンピュータ２６
は、ガントリモータ制御器２３に信号を供給することに
より、処理ブロック１２０でスキャンを開始する。それ
から、コンピュータはループに入り、４０個のｍＡ指令
が処理ブロック１２１で計算され、Ｘ線制御器２２にロ
ードされる。自動モードが選択された場合、このステッ
プでは、上記の計算された変調指数（α）および最大電
流（ｍＡmaX ）が次のように表される汎用正弦波形テン
プレートに供給される： ｍＡ＝ｍＡmaX ［（１−α）＋α ｃｏｓ（２ｗｔ＋φ）］ （１） ここで、 ｍＡmaX ＝変調のない管電流、 α＝スカウトデータから計算された変調指数、 ｗｔ＝時間ｔにおけるガントリ角度（θ）、 φ＝スカウトデータから決定される正弦波形テンプレー
トの開始位相。
れた変調プロフィールに関係なく、コンピュータ２６
は、ガントリモータ制御器２３に信号を供給することに
より、処理ブロック１２０でスキャンを開始する。それ
から、コンピュータはループに入り、４０個のｍＡ指令
が処理ブロック１２１で計算され、Ｘ線制御器２２にロ
ードされる。自動モードが選択された場合、このステッ
プでは、上記の計算された変調指数（α）および最大電
流（ｍＡmaX ）が次のように表される汎用正弦波形テン
プレートに供給される： ｍＡ＝ｍＡmaX ［（１−α）＋α ｃｏｓ（２ｗｔ＋φ）］ （１） ここで、 ｍＡmaX ＝変調のない管電流、 α＝スカウトデータから計算された変調指数、 ｗｔ＝時間ｔにおけるガントリ角度（θ）、 φ＝スカウトデータから決定される正弦波形テンプレー
トの開始位相。
【００２０】式（１）によって計算された４０個のｍＡ
指令は、図３の曲線１４０で示すようにＸ線管電流にほ
ぼ正弦波形の変動を生じる。しかしながら、Ｘ線管１３
およびＸ線制御器２２に固有の制限のためにあるレベル
以下にＸ線管電流を変調することは可能ではない。例え
ば、好適実施例では、ｍＡmaX の５０％の変調が限界で
あり、変調波形はこのレベルでクリップされる。
指令は、図３の曲線１４０で示すようにＸ線管電流にほ
ぼ正弦波形の変動を生じる。しかしながら、Ｘ線管１３
およびＸ線制御器２２に固有の制限のためにあるレベル
以下にＸ線管電流を変調することは可能ではない。例え
ば、好適実施例では、ｍＡmaX の５０％の変調が限界で
あり、変調波形はこのレベルでクリップされる。
【００２１】本発明による変調波形のクリップは、上述
した格納テーブルから読み取った変更された変調指数
（α）を使用して式（１）により４０個のｍＡ指令を計
算することにより達成される。それから、最小ｍＡ指令
（ｍＡmin ）は、周知の発生器変調限界（αlim ）に基
づく次の式により計算される。 ｍＡmin＝ｍＡmaX （１−αlim ） （２） 計算されたｍＡ指令が、この最小ｍＡ指令と比較され
て、ｍＡmin 以下である場合には、最小電流指令ｍＡ
minと取り替えられる： ｍＡ＝ｍＡmin （３） 変調指数（α）で示される変調波形は、発生器の限界に
達するまで、忠実に追従される。限界に達したとき、波
形はｍＡmin でクリップされる。
した格納テーブルから読み取った変更された変調指数
（α）を使用して式（１）により４０個のｍＡ指令を計
算することにより達成される。それから、最小ｍＡ指令
（ｍＡmin ）は、周知の発生器変調限界（αlim ）に基
づく次の式により計算される。 ｍＡmin＝ｍＡmaX （１−αlim ） （２） 計算されたｍＡ指令が、この最小ｍＡ指令と比較され
て、ｍＡmin 以下である場合には、最小電流指令ｍＡ
minと取り替えられる： ｍＡ＝ｍＡmin （３） 変調指数（α）で示される変調波形は、発生器の限界に
達するまで、忠実に追従される。限界に達したとき、波
形はｍＡmin でクリップされる。
【００２２】図４に示すように、処理ブロック１２２に
おいて、その結果の４０個のｍＡ値がＸ線制御器２２に
ダウンロードされ、タイミング信号が送出されてＸ線量
の開始をガントリ方向およびテーブル位置と調整する。
各スライスが獲得されると、ガントリ１２はガントリモ
ータ制御器２３により一定の角速度で回転する。ガント
リが９゜ずつ回転し終る毎に、Ｘ線制御器２２にロード
された次のｍＡ電流指令が読み出されて、次の９゜の回
転の間のＸ線管電流を制御するために使用される。この
循環動作は、４０個のすべてのｍＡ電流指令が相次いで
適用され、ガントリが３６０゜回転し終るまで継続す
る。
おいて、その結果の４０個のｍＡ値がＸ線制御器２２に
ダウンロードされ、タイミング信号が送出されてＸ線量
の開始をガントリ方向およびテーブル位置と調整する。
各スライスが獲得されると、ガントリ１２はガントリモ
ータ制御器２３により一定の角速度で回転する。ガント
リが９゜ずつ回転し終る毎に、Ｘ線制御器２２にロード
された次のｍＡ電流指令が読み出されて、次の９゜の回
転の間のＸ線管電流を制御するために使用される。この
循環動作は、４０個のすべてのｍＡ電流指令が相次いで
適用され、ガントリが３６０゜回転し終るまで継続す
る。
【００２３】ｍＡ電流指令を計算して、これらをＸ線制
御器２２にダウンロードする循環動作は、規定スライス
の最後のスライスが獲得されるまで継続し、それが判定
ブロック１２３で検出される。そこで処理ブロック１２
４でガントリが停止され、オペレータはスキャンが終了
したことを通知される。獲得されたＸ線プロフィールデ
ータは、スライス画像を再構成するように通常の方法で
処理される。変化するＸ線ビーム強度でビューが獲得さ
れたとしても、データは上述したように基準検出器信号
で正規化されているので、ガントリが完全に回転する間
に実効的に一定のＸ線ビーム強度で獲得されたＸ線プロ
フィールデータで画像の再構成が実施されるようにな
る。
御器２２にダウンロードする循環動作は、規定スライス
の最後のスライスが獲得されるまで継続し、それが判定
ブロック１２３で検出される。そこで処理ブロック１２
４でガントリが停止され、オペレータはスキャンが終了
したことを通知される。獲得されたＸ線プロフィールデ
ータは、スライス画像を再構成するように通常の方法で
処理される。変化するＸ線ビーム強度でビューが獲得さ
れたとしても、データは上述したように基準検出器信号
で正規化されているので、ガントリが完全に回転する間
に実効的に一定のＸ線ビーム強度で獲得されたＸ線プロ
フィールデータで画像の再構成が実施されるようにな
る。
【００２４】本発明の精神から逸脱することなく、ここ
に記載した好適実施例に対して多くの変更を行うことが
できることは本技術に専門知識を有する者に明らかなこ
とであろう。例えば、他の予め定められた変調プロフィ
ールおよびサンプリング解像度を格納して、スキャン動
作の間に使用するためにオペレータに提示するようにし
てもよい。また、ガントリ周波数の２倍の周波数の正弦
波形状が汎用テンプレートとして好ましいものである
が、他の形状も可能である。また、患者の投影データは
螺旋状測定スキャンで獲得するかまたは既に獲得した隣
接のスライスから獲得することができる。また、本発明
は、患者のテーブルが静止している間に各スライスを獲
得するＣＴシステム、またはテーブルがデータ獲得処理
の間中連続して動く螺旋状スキャンにおいて各スライス
を獲得するＣＴシステムに適用可能であることも明らか
であろう。
に記載した好適実施例に対して多くの変更を行うことが
できることは本技術に専門知識を有する者に明らかなこ
とであろう。例えば、他の予め定められた変調プロフィ
ールおよびサンプリング解像度を格納して、スキャン動
作の間に使用するためにオペレータに提示するようにし
てもよい。また、ガントリ周波数の２倍の周波数の正弦
波形状が汎用テンプレートとして好ましいものである
が、他の形状も可能である。また、患者の投影データは
螺旋状測定スキャンで獲得するかまたは既に獲得した隣
接のスライスから獲得することができる。また、本発明
は、患者のテーブルが静止している間に各スライスを獲
得するＣＴシステム、またはテーブルがデータ獲得処理
の間中連続して動く螺旋状スキャンにおいて各スライス
を獲得するＣＴシステムに適用可能であることも明らか
であろう。
【図１】本発明を用いることのできるＣＴイメージング
システムの絵画的な斜視図である。
システムの絵画的な斜視図である。
【図２】ＣＴイメージングシステムの構成を示すブロッ
ク図である。
ク図である。
【図３】本発明の好適実施例で使用される正弦波形変調
プロフィールを示すグラフである。
プロフィールを示すグラフである。
【図４】本発明の好適実施例に従って図２のＣＴイメー
ジングシステムによって実行されるプログラムのフロー
チャートである。
ジングシステムによって実行されるプログラムのフロー
チャートである。
１２ ガントリ １３ Ｘ線源 １４ Ｘ線ビーム １６ 検出器アレイ １８ 検出器素子 ２０ 制御機構
Claims (6)
- 【請求項１】 スライスからの減衰量データの獲得処理
の間、Ｘ線ＣＴシステムによって患者に加えられるＸ線
ビームのＸ線量を低減する方法であって、 ａ） ２つのほぼ直交するガントリ角度におけるＸ線ビ
ームの患者減衰量を示すスライスからの患者減衰量デー
タを獲得し、 ｂ） 患者に加えられるＸ線量の低減を示す前記獲得さ
れた患者投影データから得られる情報を使用して変調指
数（α）を計算し、 ｃ） 前記変調指数（α）を使用して、単一のスライス
から減衰量データを獲得する間連続したガントリ角度で
患者に加えられるＸ線量を示す１組の値を有する変調プ
ロフィールを計算し、 ｄ） 前記変調プロフィールの各値を最小Ｘ線量を示す
値と比較し、前記変調プロフィール値が小さい場合、前
記最小Ｘ線量を示す値で前記変調プロフィール値を置き
換え、 ガントリを回転し、前記変調プロフィールによって示さ
れるように前記加えられたＸ線量を変調することにより
スライス用の減衰量データを獲得するステップを有する
前記方法。 - 【請求項２】 前記Ｘ線量はＸ線管に供給される電流を
変化させることにより変調される請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 前記変調プロファィルはガントリ角度の
関数としてほぼ正弦波形状にＸ線量を可変する請求項１
記載の方法。 - 【請求項４】 前記変調プロフィールの前記１組の値
は、連続したガントリ角度でＸ線管に供給される電流を
示し、前記最小Ｘ線量を示す値は、変調プロフィールに
よって示される電流値から逸脱することなく、Ｘ線管に
供給される最小電流を示している請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 前記ステップｂ）は、 ｉ） 前記獲得された患者減衰量データから減衰比率を
計算し、 ｉｉ） 前記計算された減衰比率を使用して、値格納テ
ーブルから前記変調指数（α）を選択することにより実
施される請求項１記載の方法。 - 【請求項６】 前記テーブルに格納された変調指数値
は、増大する減衰比率の関数として増大する請求項５記
載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/301103 | 1994-09-06 | ||
| US08/301,103 US5450462A (en) | 1993-11-19 | 1994-09-06 | Modulation of x-ray tube current during CT scanning with modulation limit |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08206107A true JPH08206107A (ja) | 1996-08-13 |
| JP3802588B2 JP3802588B2 (ja) | 2006-07-26 |
Family
ID=23161957
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22613095A Expired - Fee Related JP3802588B2 (ja) | 1994-09-06 | 1995-09-04 | Ｘ線量低減方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5450462A (ja) |
| JP (1) | JP3802588B2 (ja) |
| DE (1) | DE19532535A1 (ja) |
| IL (1) | IL114972A (ja) |
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001258875A (ja) * | 1999-11-29 | 2001-09-25 | General Electric Co <Ge> | 最適化データ取得によりｃｔ画質を最適化する方法及び装置 |
| JP2001276040A (ja) * | 2000-04-03 | 2001-10-09 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2002263097A (ja) * | 2001-03-09 | 2002-09-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2003290214A (ja) * | 2002-03-27 | 2003-10-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 透過ｘ線データ獲得装置およびｘ線断層像撮影装置 |
| JP2004135860A (ja) * | 2002-10-17 | 2004-05-13 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2005230547A (ja) * | 2004-02-19 | 2005-09-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線イメージング用の線管電流変調プロファイルを決定する方法及び装置 |
| JP2007181737A (ja) * | 2007-04-04 | 2007-07-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線断層撮像装置 |
| US7277525B2 (en) | 2004-01-22 | 2007-10-02 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic device and radiographic method |
| JP2007325853A (ja) * | 2006-06-09 | 2007-12-20 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2009154021A (ja) * | 2009-04-16 | 2009-07-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置とその画像表示方法 |
| JP2010246970A (ja) * | 2010-07-06 | 2010-11-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線断層撮像装置 |
| JP2010269165A (ja) * | 2010-08-04 | 2010-12-02 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2018000380A (ja) * | 2016-06-29 | 2018-01-11 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線診断装置 |
Families Citing this family (54)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4435105C2 (de) * | 1994-09-30 | 2003-07-24 | Siemens Ag | Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Festkörperbildwandler und Verfahren zu deren Betrieb |
| US5629971A (en) * | 1995-05-11 | 1997-05-13 | Adac Laboratories | Scan speed for transmission exposure reduction in a nuclear medicine camera |
| US5657367A (en) * | 1996-06-26 | 1997-08-12 | Couch; Denver | Lateral decubitus patient positioning device |
| US5764721A (en) * | 1997-01-08 | 1998-06-09 | Southwest Research Institute | Method for obtaining optimized computed tomography images from a body of high length-to-width ratio using computer aided design information for the body |
| IL120097A0 (en) | 1997-01-29 | 1997-04-15 | Elscint Ltd | Variable current CT scanning |
| US5841830A (en) * | 1997-02-19 | 1998-11-24 | Picker International, Inc. | 3D CT fluoroscopy |
| US5867555A (en) * | 1997-03-04 | 1999-02-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Adaptive dose modulation during CT scanning |
| US5822393A (en) * | 1997-04-01 | 1998-10-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for adaptively modulating the power level of an x-ray tube of a computer tomography (CT) system |
| DE19800946A1 (de) * | 1998-01-13 | 1999-07-22 | Siemens Ag | Volumen-Computertomographiesystem |
| US6385280B1 (en) | 1998-08-18 | 2002-05-07 | Siemens Aktiengesellschaft | X-ray computed tomography apparatus with modulation of the x-ray power of the x-ray source |
| DE19933537B4 (de) * | 1998-08-18 | 2005-03-17 | Siemens Ag | Röntgen-Computertomographie-Gerät mit Mitteln zur Modulation der Röntgenleistung einer Röntgenstrahlenquelle |
| US6185271B1 (en) * | 1999-02-16 | 2001-02-06 | Richard Estyn Kinsinger | Helical computed tomography with feedback scan control |
| US6233310B1 (en) * | 1999-07-12 | 2001-05-15 | General Electric Company | Exposure management and control system and method |
| EP1381313A1 (en) * | 2001-04-13 | 2004-01-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method, x-ray device and computer program for enhancing the image quality of images of the cardiovascular system of a patient |
| US6507639B1 (en) * | 2001-08-30 | 2003-01-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and apparatus for modulating the radiation dose from x-ray tube |
| JP4309631B2 (ja) * | 2001-10-22 | 2009-08-05 | 株式会社東芝 | Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置 |
| US6904127B2 (en) * | 2001-11-21 | 2005-06-07 | General Electric Company | System and method of medical imaging having default noise index override capability |
| US6850588B2 (en) * | 2002-07-25 | 2005-02-01 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Radiation exposure limiting scheme |
| US6775352B2 (en) * | 2002-08-16 | 2004-08-10 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and system for implementing variable x-ray intensity modulation schemes for imaging systems |
| JP2004173924A (ja) * | 2002-11-27 | 2004-06-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線制御方法およびｘ線画像撮影装置 |
| WO2004071301A1 (ja) * | 2003-02-14 | 2004-08-26 | Hitachi Medical Corporation | X線ct装置 |
| JP4062232B2 (ja) * | 2003-10-20 | 2008-03-19 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ装置による撮像方法 |
| US7076029B2 (en) * | 2003-10-27 | 2006-07-11 | General Electric Company | Method and apparatus of radiographic imaging with an energy beam tailored for a subject to be scanned |
| US6990171B2 (en) * | 2003-10-27 | 2006-01-24 | General Electric Company | System and method of determining a user-defined region-of-interest of an imaging subject for x-ray flux management control |
| US7068750B2 (en) * | 2003-10-27 | 2006-06-27 | General Electric Company | System and method of x-ray flux management control |
| US7068751B2 (en) * | 2003-10-27 | 2006-06-27 | General Electric Company | System and method of determining a center of mass of an imaging subject for x-ray flux management control |
| US7313217B2 (en) * | 2003-10-27 | 2007-12-25 | General Electric Company | System and method of collecting imaging subject positioning information for x-ray flux control |
| DE102004003532A1 (de) * | 2004-01-23 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Verfahren zur Lagebestimmung dreidimensionaler Strukturen eines Patienten mit Hilfe eines Computertomographen |
| US7086780B2 (en) * | 2004-05-20 | 2006-08-08 | General Electric Company | Methods for spectrally calibrating CT imaging apparatus detectors |
| JP4268909B2 (ja) * | 2004-07-15 | 2009-05-27 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | スキャン計画通信方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP4739738B2 (ja) * | 2004-12-01 | 2011-08-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 線量評価方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| EP1830711A2 (en) * | 2004-12-22 | 2007-09-12 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Method and apparatus for cardiac computed tomography |
| US7391844B2 (en) * | 2005-01-14 | 2008-06-24 | General Electric Company | Method and apparatus for correcting for beam hardening in CT images |
| JP4559312B2 (ja) * | 2005-06-28 | 2010-10-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 放射線撮影装置 |
| US20070147579A1 (en) * | 2005-12-23 | 2007-06-28 | De Man Bruno K B | Method and system for radiographic imaging with organ-based radiation profile prescription |
| DE102006019920B4 (de) * | 2006-04-28 | 2008-04-10 | Siemens Ag | Verfahren zur Streustrahlungskorrektur eines CT-Systems mit mindestens zwei winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen und Röntgen-CT-System |
| CN101467888B (zh) * | 2007-12-28 | 2013-03-27 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X射线ct装置和x射线管电流确定方法 |
| US8744039B2 (en) * | 2008-07-04 | 2014-06-03 | Hitachi Medical Corporation | X-ray CT apparatus |
| CN102112055B (zh) * | 2008-08-04 | 2016-06-22 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 介入性成像和数据处理 |
| US8798228B2 (en) * | 2011-03-03 | 2014-08-05 | General Electric Company | Method to reduce radiation dose delivered by imaging system |
| US9326738B2 (en) * | 2011-06-30 | 2016-05-03 | General Electric Company | Method and system for reduced dose X-ray imaging |
| CN104812305B (zh) * | 2012-12-27 | 2018-03-30 | 东芝医疗系统株式会社 | X射线ct装置以及控制方法 |
| KR101534098B1 (ko) * | 2013-09-13 | 2015-07-07 | 삼성전자주식회사 | Ｃｔ 장치 및 이를 이용한 엑스선 제어 방법 |
| DE102013219249A1 (de) * | 2013-09-25 | 2015-03-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und System zur automatischen Auswahl eines Scanprotokolls |
| CN103565460B (zh) | 2013-09-26 | 2016-06-29 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种降低扫描剂量的扫描方法和装置 |
| CN104644203B (zh) * | 2014-09-02 | 2018-01-23 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种剂量调制扫描方法和装置 |
| CN104287768A (zh) * | 2014-09-30 | 2015-01-21 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种ct扫描剂量控制方法及系统 |
| US10085698B2 (en) * | 2016-01-26 | 2018-10-02 | Genereal Electric Company | Methods and systems for automated tube current modulation |
| CN106725570B (zh) * | 2016-12-30 | 2019-12-20 | 上海联影医疗科技有限公司 | 成像方法及系统 |
| US10973489B2 (en) * | 2017-09-29 | 2021-04-13 | General Electric Company | CT imaging system and method using a task-based image quality metric to achieve a desired image quality |
| US10492751B2 (en) | 2018-02-13 | 2019-12-03 | FMI Medical Systems Co., Ltd. | Method and apparatus for modulating x-ray tube current in computed tomography |
| US10779791B2 (en) * | 2018-03-16 | 2020-09-22 | General Electric Company | System and method for mobile X-ray imaging |
| GB2604553B (en) | 2019-11-14 | 2023-08-02 | Eos Imaging | Radiological imaging method |
| US12458302B2 (en) * | 2021-05-05 | 2025-11-04 | Koninklijke Philips N.V. | Systems and methods for processing and visualizing tube current modulations in medical imaging devices |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59155238A (ja) * | 1983-02-24 | 1984-09-04 | 株式会社東芝 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JPH0636793B2 (ja) * | 1988-05-20 | 1994-05-18 | 株式会社東芝 | Ｘ線ｃｔスキヤナ |
| US5379333A (en) * | 1993-11-19 | 1995-01-03 | General Electric Company | Variable dose application by modulation of x-ray tube current during CT scanning |
-
1994
- 1994-09-06 US US08/301,103 patent/US5450462A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-08-17 IL IL11497295A patent/IL114972A/en not_active IP Right Cessation
- 1995-09-02 DE DE19532535A patent/DE19532535A1/de not_active Ceased
- 1995-09-04 JP JP22613095A patent/JP3802588B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001258875A (ja) * | 1999-11-29 | 2001-09-25 | General Electric Co <Ge> | 最適化データ取得によりｃｔ画質を最適化する方法及び装置 |
| JP2001276040A (ja) * | 2000-04-03 | 2001-10-09 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2002263097A (ja) * | 2001-03-09 | 2002-09-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2003290214A (ja) * | 2002-03-27 | 2003-10-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 透過ｘ線データ獲得装置およびｘ線断層像撮影装置 |
| JP2004135860A (ja) * | 2002-10-17 | 2004-05-13 | Shimadzu Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US7277525B2 (en) | 2004-01-22 | 2007-10-02 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic device and radiographic method |
| JP2005230547A (ja) * | 2004-02-19 | 2005-09-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線イメージング用の線管電流変調プロファイルを決定する方法及び装置 |
| JP2007325853A (ja) * | 2006-06-09 | 2007-12-20 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2007181737A (ja) * | 2007-04-04 | 2007-07-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線断層撮像装置 |
| JP2009154021A (ja) * | 2009-04-16 | 2009-07-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置とその画像表示方法 |
| JP2010246970A (ja) * | 2010-07-06 | 2010-11-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 放射線断層撮像装置 |
| JP2010269165A (ja) * | 2010-08-04 | 2010-12-02 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2018000380A (ja) * | 2016-06-29 | 2018-01-11 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線診断装置 |
Also Published As
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| IL114972A (en) | 1998-10-30 |
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