专利名称：X-射线ct设备的制作方法
背景技术：
本发明涉及一种X-射线CT设备。
X-射线CT设备于穿过受检对象的X-射线强度提供该受检对象内部的分布信息，在包括疾病诊断、治疗、手术设计等若干医疗实践中具有重要作用。在扫描设计阶段，确定管电流-时延乘积(mAs，tubecurrent-time lapse product)。许多传统X-射线CT设备在其扫描设计屏幕上显示CT剂量指数(CTDI)，表示由美国食品及药物管理局(USFDA)定义的辐射剂量。X-射线CT设备的操作员参考“CTDI”确定“mAs”值。特殊X-射线CT设备在其扫描设计屏幕上显示“CTDI”值和称作图象标准偏差(图象SD)的图象质量评价指数。操作员参照“CTDI”和“图象SD”，确定“mAs”值。
然而，操作员并不知道所谓的低对比分辨率(low-contrastresolution)，低对比分辨率决定物体的一定密度与其能被识别的最小尺寸之间的关系。从而，要求操作员具有能恰当地确定该“mAs”值的技能。
发明概述本发明的目的在于提供一种能很容易地设定适当的扫描条件的X-射线CT设备。
根据本发明第一方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象(a subject)所获得的投影数据重建图象数据，该设备包括一输入装置，被成形为输入一预期的X-射线剂量；一计算器，被成形为在该预期的X-射线剂量的基础上计算剂量效率指数(DEI)，该DEI表示以预定检测率(a detectability rate)识别的目标(a target)的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；一设计支持系统，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该屏幕上包含有所输入的预期剂量和所计算出的DEI；以及一显示器，被成形为显示该扫描设计屏幕。
根据本发明第二方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，该设备包括一输入装置，被成形为输入一DEI，DEI表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；一计算器，被成形为基于该DEI计算预期的X-射线剂量；一设计支持系统，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该屏幕上包含有所输入的DEI和所计算出的预期剂量；以及一显示器，被成形为显示该扫描设计屏幕。
根据本发明第三方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，该设备包括一输入装置，被成形为输入一任意检测率，以及一以该检测率识别的目标的直径；一计算器，被成形为在所输入的检测率和所输入的目标直径的基础上计算预期的X-射线剂量；一设计支持系统，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该屏幕上包含有所输入的检测率和所输入的目标直径以及所计算出的预期剂量；以及一显示器，被成形为显示该扫描设计屏幕。
根据本发明第四方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，该设备包括一输入装置，被成形为输入一预期的X-射线剂量和一任意DEI，DEI表示以一预定检测率识别的目标的直径；一计算器，被成形为计算相对该目标周围的CT值的CT值差，从而可通过所输入的预期的X-射线剂量获得所输入的DEI；
一设计支持系统，被成形为构建一扫描设计屏幕，在该屏幕上包含有所输入的预期的X-射线剂量和所输入的DEI，以及所计算出的CT值或从中得出的值；以及一显示器，被成形为显示该扫描设计屏幕。
根据本发明第五方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线管发射的X-射线螺旋扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，该设备包括一输入装置，被成形为输入一DEI，DEI表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；一计算器，被成形为计算相应于多个位置中每一个的预期的X-射线剂量，从而可以在多个位置上保持所输入的DEI；以及一控制器，被成形为根据多个位置上所算得的预期的X-射线剂量，动态改变X-射线管的管电流。
根据本发明第六方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，该设备包括一计算器，被成形为基于一X-射线剂量计算DEI，DEI表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；以及一存储数据文件产生器，被成形为产生存储数据文件，该存储数据文件中包含该图象数据和与所算得的DEI有关的数据。
根据本发明第七方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，该设备包括一计算器，被成形为基于一X-射线剂量计算DEI，DEI表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；以及一打印数据产生器，被成形为根据该图象数据和所算得的DEI产生打印数据。
在下面的描述中将给出本发明的其他目的和优点，部分可由说明显而易见，或者可以通过本发明的实施而获悉。通过下面具体指出的手段和组合，可实现本发明的目的和优点。
根据本发明第八方面的X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，该设备包括一计算器，被成形为计算一与该图象数据有关的参数；以及一显示器，被成形为显示要计算的参数的误差范围。
附图简要说明包含在本说明中并构成本说明一部分的附图，说明本发明的实施例，其与上面给出的概括描述以及下面给出的实施例详细描述一起，用于解释本发明的原理。
图1为方块图，表示本发明X-射线CT设备一实施例的结构；图2为纵断面图，表示根据该实施例的人体模型(a phantom)；图3为根据该实施例，表示关于目标直径的检测率的分布曲线；图4为根据该实施例，表示利用“CTDI”对图3的分布进行归一化的曲线；图5为根据该实施例，表示图4中分布的近似曲线图；图6图示出由图1中的设计支持系统构建的X-射线条件设定屏幕；图7图示出与DEI相应并显示在图6屏幕上的样品图象；图8为表示显示在图6屏幕上的检测率曲线；图9图示出由图1中的设计支持系统所构建的另一种X-射线条件设定屏幕；图10为表示在图9的屏幕上合成的检测率分布(a detectabilityrate profile)的曲线；图11图示出由图1中的设计支持系统所构建的X-射线条件设定屏幕；图12为表示在图11的屏幕上所显示的检测率分布曲线；图13图示出由图1中的设计支持系统所构建的又一种X-射线条件设定屏幕；
图14为表示在图13中屏幕上所显示的检测率分布曲线；图15图示出由图1中的设计支持系统所构建的另一种X-射线条件设定屏幕，特别表示出敲击(click)“CTDI”按钮时突现的更新条件设定窗口；图16图示出由图1中的设计支持系统所构建的再一种X-射线条件设定屏幕，特别表示出敲击“CTDI”按钮时突现的更新条件设定窗口；图17图示出由图1中的设计支持系统所构建的又一种X-射线条件设定屏幕，特别表示出敲击“ CT值差”按钮时突现的CT值差窗口；图18图示出由于对图1中曝光控制器进行DEI恒量控制所导致的mAs随Z-位置的改变；图19为用于解释根据该实施例的mAs确定方法的曲线；图20图示出由于对图1中曝光控制器进行DEI恒量控制所导致的mAs随Z-位置的改变；图21图示出由于对图1中曝光控制器进行DEI恒量控制所导致的mAs随Z-位置的改变；以及图22图示出由图1中的薄膜成像器所印制的薄膜。
本发明详细描述下面将参照附图描述本发明的最佳实施例。注意本发明可应用于，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据(投影数据)重建图象数据的X-射线CT设备，以及通过用X-射线对受检对象进行成像所获得的数据产生透射平面图象的X-射线诊断设备。下面参照X-射线CT设备描述本发明。
X-射线CT设备可以具有多种类型，如X-射线管与辐射检测器一起围绕受检对象旋转的旋转/旋转型；仅X-射线管围绕受检对象旋转的固定/旋转型等，本发明可应用于任何一种类型。下面将描述当前主要使用的旋转/旋转型。此外，为了重建一片X-射线体层图象数据，需要获取绕受检对象一圈的投影数据，即大约360°或者180°加上半扫描系统平均的视角的投影数据。本发明可应用于任何一种系统中。下面将参照半扫描系统描述本发明。而且，作为将入射的X-射线转换成电荷的机制，主要使用通过诸如闪烁体的荧光物质将X-射线转换成光，然后通过光电转换元件如光电二极管转换成电荷的间接转换系统；和利用光电导现象，即通过X-射线在半导体中产生电子-空穴对，并将其移动到电极的直接转换系统。虽然X-射线检测器可以为任一系统，不过下面将参照前一种间接型系统对其进行描述。而且近年来，随着其外围技术的发展，所谓的多管球形X-射线CT设备已经商品化，其中由多对X-射线管和X-射线检测器装配成一旋转环。本发明可以同时应用于传统的单管球形X-射线CT设备和多管球形X-射线CT设备。下面将描述单管球形类型。此外，将检测器安装成多行；实际上，近来，将差不过40行(40段)或更多检测器安装在设备中。当然，本发明可应用于安装有传统单片型检测器的X-射线CT设备，还可应用于安装有多片型检测器的X-射线CT设备。下面将参照安装有多片型检测器的X-射线CT设备描述本发明。
图1表示本实施例所涉及的X-射线CT设备的结构。龙门架(gantry)100上具有一X-射线管101和一多片X-射线检测器103。该X-射线管101和多片X-射线检测器103安装到以旋转方式被支撑的环形旋转框102上。该多片X-射线检测器103设置成与该X-射线管101相对。当在龙门架驱动器107的驱动下该旋转框102发生旋转时，从高压发生器109连续或间歇地将管电压通过滑动环108施加到X-射线管101上。这导致该X-射线管101连续或间歇地发射出X-射线。多片X-射线检测器103具有多个模块，每个模块中探测穿过受检对象的X-射线的探测元件被设置成一(m×n)矩阵。相对通道方向设置多个模块。从而可以组成具有多达例如40行乘以916通道个检测器的大型结构。
通常称作数据获取系统(DAS)的数据获取电路104，将对于每个通道从检测器103输出的信号转换成电压信号，对电压信号进行放大，并将其转换成数字信号。通过非接触式数据传输装置105将该数据(行数据)发送给龙门架外部的预处理器106，在该处进行校正处理，如灵敏度校正，并将其保存在存储器112中作为将要经受重建处理的所谓投影数据。
存储器112通过数据/控制总线120，与重建装置114、显示器116、输入装置115、设计支持系统117、低对比分辨率计算器118、曝光控制器119、检测性分布数据存储器120、存储数据文件产生器121、数据存储系统122、打印数据产生器123和薄膜成像器124等等相连，还连接到系统控制器110。
需要对诸如管电压、管电流、X-射线发射时延等扫描条件，和对诸如切片厚度、切片数量、矩阵尺寸等重建条件进行优化的技术知识。设计支持系统117已被研制成利用该技术知识作为基础，以便使具有很少技术知识的熟练人员能设定出几乎与上述相同的条件。设计支持系统117具有这种条件优化功能，以及构建具有图形用户界面(GUI)的扫描设计屏幕的功能。
低对比分辨率计算器118用于计算多个与DEI相关的指数，作为低对比分辨率。DEI被表示为目标的直径，表示由通过用一定剂量的X-射线扫描相对周围环境具有一定密度差(CT值差)的目标所获得的投影数据重建的图象中有50％检测率(识别率)的目标。也就是说，DEI是表示在图象中以50％可能性所能识别多小目标的指数。
在这种情形中的剂量由CTDI(CT剂量指数)给出，CTDI是一种典型指数。由辐射分布沿切片平面上垂直线的积分，除以切片厚度与切片数量之乘积的商的大小，得出CTDI。如所周知，可以由CTDI值得出管电流-时延之积。
低对比分辨率计算器118计算为获得特定DEI值所需的预期的X-射线剂量，即在这种情形中为“mAs”。曝光控制器119根据所计算的mAs值控制X-射线管101的管电流。曝光控制器119根据基于例如螺旋扫描时在多个位置处算得的mAs值的顶板的运动，动态改变X-射线管的管电流。
检测性分布(detectability profile)数据存储器120保存与多个检测率分布有关的数据，且在每个检测率分布中mAs值与人体模型直径彼此不同。检测率分布代表检测率关于目标直径的函数。人体模型直径实质上相当于透射剂量。
存储数据文件产生器121产生包含有图象数据和DEI数据的存储数据文件，在获得形成该图象数据基础的投影数据时给出该DEI数据。一般，存储数据文件由一头部区域和一数据区域组成。图象数据写入该数据区域中。DEI数据与患者信息等一起写入该头部区域中。存储数据文件被保存在数据存储系统122的大容量存储介质上，如光盘等。打印数据产生器123根据图象数据和获得形成该图象数据基础的投影数据时给出的DEI数据，产生用于打印的帧数据。打印机，例如薄膜成像器124，根据该打印数据将图象和附带信息如DEI打印在薄膜上。
下面描述DEI。图2表示一圆柱形人体模型的纵剖图。该人体模型包括一吸收系数为μ2的基层2和埋入该基层2中且吸收系数为μl的多个圆柱形目标1-1，1-2，1-3和1-4。目标1-1的直径为例如15mm。目标1-2，1-3和1-4的直径分别为12mm，9mm和6mm。密度差为目标1相对基层2的吸收系数之差。密度差表现为目标1的CT值相对基层2的CT值之差(CT值差)。
在管电压和切片厚度恒定的情况下，改变管电流-时延乘积mAs，对该人体模型成像5次。使用如此获得的多个图象作为物体，允许多个估计器重复估计可在视觉上识别的目标1的极限直径。图3表示对于每个管电流-时延乘积(mAs)，目标直径与检测率(可视识别目标的次数相对所有估计器进行的尝试次数之比)之间的关系。注意该估计器最好为负责读出图象的人，或者安装有相应设备的医院中雇用的医生。
图4表示利用“CTDI”进行归一化得到的分布。图5表示利用CTDI归一化的分布的近似曲线(检测率分布)。该检测率分布消除了其对CTDI的依赖性。目标直径与检测率之间的归一化关系代表与该设备固有的空间分辨率有关的性能。
DEI被定义为以50％检测率(概率)所能识别的目标的直径。在图5的例子中，DEI为11mm。直径为11mm的目标有50％的概率可被探测到。
检测率p取决于目标直径D、CTDI、密度差ρ和透射剂量I。也就是说，如下所示用假设为检测率分布函数(近似曲线函数)的f表示检测率pP＝f(D，CTDI，ρ，I)...(1)通过用参考剂量CTDIref、参考密度差ρref和参考透射剂量Iref对目标直径D进行归一化，可以得出如下所示检测率p与归一化目标直径DN之间的简化关系P＝f(DN)...(2)DN＝D×(CTDI/CTDIref)1/2×(ρ/ρref)×f{(I/Iref)1/2) ...(3)因此，可以得到归一化目标直径DN与检测率p之间的关系。
通过使用上面的公式，低对比分辨率计算器118能设定CTDI、密度差ρ、透射剂量I、检测率p和目标直径D中任何给定的四个参数，从而计算剩下的第五个参数。例如，基于设定值的CTDI，可以计算出检测率p为50％的目标直径，即DEI。通常，给出密度差ρ和透射剂量I作为参考值。
在由专家系统117形成的图6所示扫描设计屏幕上，在“剂量信息(DOSE INFO.)表格窗口中，将如此计算出的DEI值及其误差范围显示为表达式“DEI〔D(mm)，50％下〕”并显示典型剂量信息“CTDI”、“DLP”、“mAs”。
在图6所示例子中，误差范围表示为±0.5mm。在相应于图5分布中每个检测率的多个目标直径的发散度的基础上确定该误差范围。相应于每个检测率的误差范围在检测性分布数据存储器120中被保存为与检测率分布相关。
在扫描设计屏幕的左上部区域，显示出与图7中所示DEI相应的人体模型的样品图象。预先将与多个DEI值相应的多个样品图象保存在检测性分布数据存储器120中。从检测性分布数据存储器120有选择地读出与计算出的DEI值相应的样品图象，输入设计支持系统117中。
在扫描设计屏幕的右上部区域中，显示出与CTDI设定值相应的检测率分布以及一条线(表示DEI的虚线)，如图8所示。
在该窗口中与DEI一起显示有“相应于操作员指定的所需检测率p的目标直径”；“相应于操作员指定的所需目标直径的检测率p”；以及“相应于操作员指定的所需CT值差的DEI”。
与DEI值一起，由低对比分辨率计算器118计算“与任意检测率p相应的目标直径”，“与任意目标直径相应的检测率p”，和“与任意CT值差相应的DEI”各项。
例如，如图9所示，与误差范围一起将“相应于操作员指定的所需检测率p的目标直径”显示成表达式“D(mm)，在XX％处”。可以作为数字输入，或者从该表达式左侧的下拉菜单上选择任意检测率p。图9的例子显示表现出80％检测率的目标直径为19.0mm，并且其误差范围为±3mm。图10表示显示在该扫描设计屏幕右上部区域中的检测率分布。在该曲线中，显示有表示DEI的线(虚线)以及用线(虚线)表示出所输入的80％检测率和相应的19mm目标直径。
此外，如图11所示，“与操作员指定的所需目标直径相应的检测率p”以及其误差范围，被显示成表达式“检测率(％)，在XXmm处”。可以作为数字输入或者从该表达式右侧的下拉菜单选择任意目标直径。图11的例子显示出直径为10mm的目标表现出18.5％的检测率(识别率)。图12表示在该扫描设计屏幕右上部区域中所显示的检测率分布。在该曲线中显示出表示10mm目标直径和相应18.5％检测率的线，以及表示DEI的线(虚线)和表示所输入的80％检测率及相应的11mm目标直径的线(虚线)。
此外，如图13所示，“与操作员指定的所需密度差相应的DEI(具有50％检测率的目标直径)”以及其误差范围，被显示成表达式“DEI在XX(ρ)处”。可以作为数字输入或者从该表达式左侧的下拉菜单选择任意密度差。图13的例子显示出密度差为0.7时DEI为19.0mm，且其误差范围为±2.5mm。图14表示在该扫描设计屏幕右上部区域中所显示的检测率分布。在该曲线中，显示出密度差为0.7时的检测率分布(密度差相当于参考密度差)以及其DEI。
而且，在操作员所设定的CTDI值基础上，通过敲击“CT值差计算”按钮，计算器118计算为实现该操作员设定的DEI值所需的CT值差(密度差)。如图17所示，专家系统117在该扫描设计屏幕上显示所计算的CT值差(密度差)。在所显示的CT值差(密度差)的基础上，负责成像的技术人员可以在一定程度上获悉计划注入该受检对象中的钡的量。
在传统扫描(步进扫描)过程中可以利用检测率分布进行剂量控制(曝光控制)，其中重复进行螺旋扫描或者单或多切片扫描，包含停止和移动顶板。该功能称为DEI恒量控制。可以通过敲击该扫描设计屏幕上的“DEI恒量控制”按钮而设定该DEI恒量控制功能。
例如，如图15所示，当敲击“CTDI更新”按钮时，响应该敲击，突现用于设定CTDI更新条件的子窗口。该子窗口中具有一目标直径输入框(a entry Box)，一CT值差输入框和一检测率输入框。操作员将各个所需数值输入这些框中。注意通过将“50％”输入该检测率输入框中，可以设定DEI值。图16中表示出用于确定CTDI更新条件的子窗口的一个例子。
由计算器118根据上面的公式计算满足这些输入条件的剂量“CTDI”，从而在所计算的CTDI基础上，设计支持系统117根据已有公式确定“mAs”。
如从上面公式可以看出，满足输入条件所需的CTDI值实际上随透射剂量与应用剂量之差，即X-射线的衰减剂量而变。通过控制与扫描期间或扫描之前所获得的实际透射剂量(投影数据)相应的mAs值，可以由曝光控制器119控制管电流，使其在扫描过程中大致满足该条件，以50％检测率可识别出的DEI的设定值，即目标直径的设定值，或者可以以所需检测率识别的目标直径的设定值。
在螺旋扫描中，施加X-射线的受检对象的位置连续改变。为了在该受检对象上多个位置处保持所输入的DEI值，低对比分辨率计算器120确定与多个位置中每一个相应的CTDI值，以基于所确定的CTDI值计算与多个位置中每一个相应的mAs值。曝光控制器119根据所计算出的与多个位置相应的mAs值控制高压发生器109，从而可以随着顶板的移动改变该X-射线管的管电流。
为了确定CTDI值，必须获得与多个位置中每一个相应的X-射线衰减剂量(或透射剂量)。可以由扫描图数据获得与多个位置中每一个相应的X-射线衰减剂量。可以从螺旋扫描过程中获得的投影数据得到与多个位置中每一个相应的X-射线衰减剂量。
图18表示在螺旋扫描中由DEI恒量控制功能控制的时间-方式变化。在该例中，表示出曝光控制用于将DEI值保持在大约15mm。通过DEI恒量控制，如图19所示，计算器118基于螺旋扫描中获得的前一圈投影数据(透射剂量)，确定保持该DEI为恒定值所需的mAs值，从而曝光控制器119根据所确定的mAs值，在当前扫描过程中调节管电流，在当前旋转过程中调节管电流。在这种情形中，例如，根据上述公式(1)计算同一视角处(X-射线管101的旋转角α)前一次旋转过程中获得的投影数据(透射剂量I)，和与DEI(＝15mm)相应的CTDI值，从而根据该CTDI值设置mAs的值。即，在相应于实际透射剂量测定时间延迟一圈时调节mAs值，从而可以保持DEI的设定值。
注意多通道型检测器103使用投影数据的典型数值作为透射剂量I，用作控制因子。投影数据的典型数值可以为，例如在位于沿通道方向中心处的通道处获得的投影数据，在沿通道方向所有通道处获得的投影数据的平均值，在位于沿通道方向中心处预定数量通道处获得的投影数据的平均值，或者为其他方法获得的数值，并且不限于根据此处的方法。
在CT测试中，预先获得称为扫描图的透射图象，以便确定扫描位置等。如图20所示，可以在由该扫描图在多个位置(Z-位置)处获得的透射剂量I的基础上，在每个成像位置(X-位置)处控制管电流。
而且，随着顶板的移动，通过交替重复传统的单片或多片扫描，本发明还可以应用于步进扫描，在该情形中，如图21所示，可以基于由预先获得的扫描图对于各个体轴位置(Z-位置)所获得的透射剂量I，在各个成像位置(Z-位置)处控制管电流。
如上所述，通过本实施例，通过得出独立于剂量、密度差和透射剂量的目标直径与检测率之间的关系，有可能提高设定扫描条件如剂量时参考低对比分辨率的优越性。
DEI，与CTDI，mAs等一起，在图象读出时提供了非常有用的指数。通过观察显示在显示器上的图象，或者将其打印在薄膜上而观看图象，可以读出图象。存储数据文件产生器121产生包含图象数据和DEI值数据的存储数据文件，且在获得提供该图象数据基础的投影数据时给出该DEI值数据。一般，存储数据文件包括头部区域和数据区域。图象数据写入该图象区域中。DEI数据与患者信息等一起写入该头部区域中。打印数据产生器123根据图象数据和DEI数据产生待打印的帧数据，且在获得提供该图象数据基础的投影数据时给出该DEI数据。图22中表示出由薄膜成像器124根据打印帧数据所打印的薄膜的一个例子。
本领域技术人员很容易想到其他优点和变型。从而，就其广义而言本发明不限于此处所示和所述的特定细节和示例。从而，在不偏离所附权利要求及其等价所限定的一般发明概念的精神或范围的条件下，可以进行多种变型。
权利要求
1.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入一预期的X-射线剂量；一计算器(118)，用于在该预期剂量的基础上计算剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该扫描设计屏幕上包含有所输入的预期剂量和所计算出的剂量效率指数；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
2.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与该剂量效率指数相应的样品图象。
3.根据权利要求2所述的X-射线CT设备，其特征在于该样品图象为人体模型图象。
4.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有一分布，该分布代表以目标直径为函数的检测率。
5.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意检测率相应的目标直径。
6.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意目标直径相应的检测率。
7.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意CT值差相应的剂量效率指数。
8.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；一计算器(118)，被成形为在所输入的剂量效率指数的基础上计算X-射线的剂量；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该扫描设计屏幕上包含有所输入的剂量效率指数以及所计算出的预期剂量；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
9.根据权利要求8所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与该剂量效率指数相应的样品图象。
10.根据权利要求9所述的X-射线CT设备，其特征在于该样品图象为人体模型图象。
11.根据权利要求8所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有一分布，该分布代表以目标直径为函数的检测率。
12.根据权利要求8所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意检测率相应的目标直径。
13.根据权利要求8所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意目标直径相应的检测率。
14.根据权利要求8所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有与任意CT值差相应的剂量效率指数。
15.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入任意检测率和以该检测率识别出的目标直径；一计算器(118)，被成形为在所输入的检测率和所输入的目标直径的基础上计算X-射线的剂量；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，且在该扫描设计屏幕上包含有所输入的检测率和所输入的目标直径以及所计算出的剂量；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
16.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入X-射线的剂量和任意剂量效率指数，该剂量效率指数代表以预定检测率识别出的目标的直径；一计算器(118)，被成形为计算相对该目标周围CT值的CT值差，从而通过所输入的X-射线剂量能获得所输入的剂量效率指数；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，在该扫描设计屏幕上包含有所输入的X-射线预期剂量和所输入的剂量效率指数，以及所计算出的CT值或者从中得出的数值；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
17.一种X-射线CT设备，基于通过用来自X-射线管的X-射线螺旋扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标直径，并且该目标相对周围CT值具有预定CT值差；一计算器(118)，被成形为计算相应于多个位置的X-射线剂量，从而在多个位置处可以保持所输入的剂量效率指数；以及一控制器(110)，被成形为根据在多个位置处计算出的X-射线剂量动态改变该X-射线管的管电流。
18.根据权利要求17所述的X-射线CT设备，其特征在于该计算器基于与多个位置相应的X-射线衰减剂量计算X-射线的剂量。
19.根据权利要求17所述的X-射线CT设备，其特征在于基于扫描图数据产生该X-射线衰减剂量。
20.根据权利要求17所述的X-射线CT设备，其特征在于基于通过螺旋扫描所获得的投影数据产生该X-射线衰减剂量。
21.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，其特征在于包括一计算器(118)，被成形为基于X-射线剂量计算剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；以及一存储数据文件产生器(121)，被成形为产生一存储数据文件，该存储数据文件中包含与所计算出的剂量效率指数有关的数据以及该图象数据。
22.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据，其特征在于包括一计算器(118)，被成形为基于X-射线剂量计算剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差；以及一打印数据产生器(123)，被成形为产生打印数据，该打印数据中包含与该计算出的剂量效率指数有关的数据以及该图象数据。
23.一种X-射线诊断设备，其特征在于包括一X-射线源(101)，被成形为发射X-射线；一X-射线检测器(103)，被成形为检测穿过受检对象的X-射线；一图象产生器(114)，被成形为基于该X-射线检测器的输出产生X-射线图象；以及一显示器(116)，被成形为在检查设计屏幕上显示一表示与X-射线源的参考剂量相应的低对比的指数，以选择该X-射线源的X-射线发射条件或者该图象产生器的图象产生条件。
24.根据权利要求23所述的X-射线诊断设备，其特征在于该指数涉及到使用该参考剂量进行多次成像时给出的统计信息。
25.根据权利要求23所述的X-射线诊断设备，其特征在于该指数是可由一检测率识别的目标尺寸，在该检测率下使用参考剂量或者该参考剂量中所需检测率能识别具有所需尺寸的目标。
26.根据权利要求23所述的X-射线诊断设备，其特征在于该指数为一曲线，该曲线代表相对该目标尺寸改变的检测率的改变。
27.根据权利要求23所述的X-射线诊断设备，其特征在于利用CT剂量指数(CTDI)归一化该指数。
28.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一计算器(118)，被成形为在其他三个参数的基础上计算X-射线剂量、检测率、以该检测率识别的目标直径和相对周围CT值该目标的CT值差四个参数中任意一个参数；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，在该屏幕上包含有该三个参数以及所计算出的该任意一个参数；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
29.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入该目标的相对周围CT值的CT值差；一计算器(118)，被成形为基于所输入的CT值差、任意或预定检测率以及以该检测率识别的目标直径，计算X-射线的剂量；一设计支持系统(117)，被成形为构建一扫描设计屏幕，在该扫描设计屏幕上包含有所输入的CT值差以及所计算出的剂量；以及一显示器(116)，被成形为显示该扫描设计屏幕。
30.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一输入装置(115)，被成形为输入一任意剂量效率指数，该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标直径；一计算器(118)，被成形为在相应于该受检对象体质的造影剂的预期浓度的基础上，计算与该受检对象上多个位置相应的X-射线剂量，从而可在多个位置处保持所输入的剂量效率指数；以及一控制器(110)，被成形为根据多个位置处所计算出的X-射线剂量，动态改变该X-射线管的管电流。
31.根据权利要求1所述的X-射线CT设备，其特征在于该扫描设计屏幕上包含有该剂量效率指数的误差范围。
32.一种X-射线CT设备，基于通过用X-射线扫描受检对象所获得的数据重建图象数据，其特征在于包括一计算器(118)，被成形为计算一与该图象数据有关的参数；以及一显示器(116)，被成形为显示所计算出的该参数的误差范围。
全文摘要
提供一种X－射线CT设备，基于通过用X－射线扫描受检对象所获得的投影数据重建图象数据。一计算器(118)被成形为基于由输入装置(115)所辐射的X－射线的预期剂量计算一剂量效率指数。该剂量效率指数表示以预定检测率识别的目标的直径，并且该目标相对周围CT值具有预定的CT值差。一设计支持系统(117)被成形为构建一扫描设计屏幕，在该扫描设计屏幕上包含有所输入的预期剂量以及所计算出的剂量效率指数。该扫描设计屏幕显示在显示器(116)上。
文档编号A61B6/03GK1468585SQ03130608
公开日2004年1月21日 申请日期2003年4月29日 优先权日2002年7月19日
发明者山崎正彦, 和, 奥村美和, 介, 塚越伸介 申请人:株式会社东芝