(57)【要約】      （修正有）【課題】被検者がＸ線を過剰被爆することなく、一定の像質を有する全像を生成する。【解決手段】管電流で作動可能なＸ線管を使用し、異なる放射線減衰量を有する複数の異なるファントムのコンピュータ断層撮影像を作成するために、各ファントムにＸ線管のＸ線を照射することにより複数の基準測定値を取得し、各ファントムの像に対して、許容可能な像質を表すファントム像に予め定められたレベルの雑音をもたらすようにＸ線管の管電流を設定し、その後、被検者にＸ線管のＸ線を照射し、複数のファントムの内の少なくとも１つのファントムの減衰量に類似した減衰量を呈する被検者のそれぞれの領域に対して、Ｘ線管の管電流を、複数のファントムの内の少なくとも１つのファントムに対する基準測定値に応じて自動的に制限し、被検者の少なくとも１つの領域の像に、ファントム像における雑音レベルおよび像質と類似した雑音レベルおよび像質を得て、被検者のコンピュータ断層撮影像を作成する。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンピュータ断層撮影装置において管電流で作動可能なＸ線管を使用し、それぞれ異なる放射線減衰量を有する複数の異なるファントムのコンピュータ断層撮影像を作成するために、各ファントムにＸ線管のＸ線を照射することにより複数の基準測定値を取得し、
各ファントムの像に対して、許容可能な像質を表すファントム像に予め定められたレベルの雑音をもたらすようにＸ線管の管電流を設定し、
その後、被検者にＸ線管のＸ線を照射し、複数のファントムのうちの少なくとも１つのファントムの減衰量に類似した減衰量を呈する被検者のそれぞれの領域に対して、Ｘ線管の管電流を、複数のファントムのうちの少なくとも１つのファントムに対する基準測定値に応じて自動的に制限することによって、被検者の少なくとも１つの領域の像に、ファントム像における雑音レベルおよび像質と類似した雑音レベルおよび像質を得て、コンピュータ断層撮影装置を用いて被検者のコンピュータ断層撮影像を作成する
ことを特徴とするコンピュータ断層撮影像を作成するためのＸ線量の自動制御方法。
【請求項２】
ファントムとして水ファントムを使用することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
各ファントムに対する各基準測定での値を、複数の異なる負荷電流に対して表の形態で保存し、被検者を照射しながら、Ｘ線管に接続され表へアクセスするＸ線管負荷コンピュータを用いて管電流を自動的に調節することを特徴とする請求項２記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置を用いて断層撮影像を作成するためのＸ線量の自動設定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影システムにおける被検者の像の作成においては、その像に、あるレベルの雑音が存在することは避けられない。一般的に、その雑音レベルは、管電流を増大させることによってＸ線量を高めることにより低減することができるが、Ｘ線に対する被検者の過剰被爆を避けなければならないため、この方法をむやみに講じることができないことは明らかである。
【０００３】
さらに、人間である被検者の異なる部分は、組成および物理的寸法が個々に異なっているため、異なる減衰量を呈する。特に、寸法的に異なる複数の身体領域が包含され得る身体の比較的長い部分がスキャンされるコンピュータ断層撮影検査においては、像質の観点から、スキャン全体で唯一の管電流、従ってＸ線量を選定することは、その線量が被検者の１つの部分をスキャンするのには適しているが別の部分をスキャンするのには適していないかもしれないため、望ましくない。スキャン全体で単一の線量を使用する場合、その線量は妥協的な値に選定せざるを得ない。
【０００４】
ＣＴ像における雑音のレベルと、そのＣＴ像の生成に関わる種々のパラメータの個々の値との関係を解析すべく様々な研究が行われている。その研究の一例は非特許文献１に掲載されている。
【非特許文献１】Ｃｈｅｓｌｅｒらによる論文「コンピュータＸ線断層撮影法における光子計数統計学による雑音（Ｎｏｉｓｅ  Ｄｕｅ  Ｔｏ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｃｏｕｎｔｉｎｇ  Ｓｔａｔｉｓｔｉｃｓ  Ｉｎ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｘ−Ｒａｙ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」（Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ａｓｓｉｓｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、Ｖｏｌｕｍｅ  １、Ｎｏ．１（１９７７年）、頁６４−７４）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、被検者がＸ線を過剰被爆することなく、一定の像質を有する全像が生成される、コンピュータ断層撮影像を作成するためのＸ線量の調節方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
この課題は、尚も適切な像質を保証しながら、管電流が被検者の比較的高レベルの減衰量に自動的に制限される本発明の原理により達成される。好適にはＣＴ装置のガントリに取付けられたＸ線管負荷コンピュータは種々の異なる減衰値に対する基準測定で得られた値を使用し、そして測定された減衰量ならびに検査される特定の器官または身体領域に応じて、管電流が適切に制限される。上述の基準測定値は水ファントムを用いて得ることができる。異なる減衰量を有する水ファントムに基づいて、望ましい像雑音、管電流、被検者の最大減衰量、および検出器電圧の相互関係が決定される。これらの値は特定のＸ線管電圧およびスライス厚みに対して表の形で保存される。その表がＸ線管負荷コンピュータによって調べられ、その表から、検査下の器官または領域の減衰量と最も緊密に近似している減衰量を有する水ファントムに対するパラメータを選択することにより、特定の器官または身体領域の検査に対する作動パラメータが設定される。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
初めに、測定システム、吸収および雑音の間の理論的な相互関係がまとめられ、その相互関係がマルチスライスＸ線ＣＴの測定に適用される。その後、自動的線量決定のための手順が検討される。
【０００８】
１つの投影の測定中ならびにスライス厚みｈの測定中にＸ線管により発せられる量子数Ｎ0は、Ｘ線管の高電圧ｋＶ、管電流ＩRohre、プレフィルタリングＶ、およびウェッジフィルタＷに依存する。
Ｎ0＝Ｎ0（ｋＶ、ＩRohre、ｈ、Ｖ、Ｗ）                        （１）
【０００９】
図１に示されているシステムの場合、プレフィルタリングは一定とみなすことができる。ウェッジフィルタは量子数Ｎ0の検出器チャネル依存性変動をもたらす。上述の高電圧は、プレフィルタリングおよびウェッジフィルタと同様に、そのＸ線スペクトルのスペクトルエネルギー分布を決定する。
【００１０】
Ｎと高電圧Ｕ、管電圧Ｉ、およびスライス厚みｈとの関数的な相互関係に対しては、次の式が成り立つ。
【数１】
2005087733.tif 000003
Ｎ〜Ｉ、Ｎ〜ｈ、Ｎ〜Ｕ2.26であることがわかる。Ｕ＝一定、ｈ＝一定の場合、その量子数は線形に管電流Ｉに依存する。
【００１１】
厚みｄおよび吸収度μを有する均質な媒体を通過した後、量子数Ｎに対して次の式が成り立つ。
Ｎ＝Ｎ0×ｅ-μd                                                （３）
被検者の減衰量Ａは次の式で与えられる。
Ａ＝Ｎ0／Ｎ                                                    （４）
Ｎは、検出器に入射しその検出器の１つのチャネルに次の信号ＵDet
ＵDet＝ｃ×Ｎ                                                （５）
をもたらす量子数である。
【００１２】
定数ｃは、量子の吸収度並びに量子の電気信号への変換率（信号／量子）を表す検出器属性である。ｃは、Ｘ線スペクトルのスペクトルエネルギー分布、並びにその検出器のスペクトル感度に依存する。吸収体が存在しない場合、式（５）のＮの代わりにＮ0が使用される。
【００１３】
式（５）の検出器信号ＵDetは量子雑音ＵQuantenにより変動する。更に、電子雑音ＵEも考慮に入れなければならない。従って、検出器信号に対しては次の式が成り立つ。
ＵDet＝ＵQuanten＋ＵE                                      （６）
【００１４】
量子雑音ＵQuantenはポアソン統計に基づいており、従って次の式が成り立つ。
【数２】
2005087733.tif 000004
式（４）と結び付けることにより、減衰量Ａを有する被検者を通過した後の量子雑音ＵQに対しては次の式が成り立つ。
【数３】
2005087733.tif 000005
式（５）により、Ｕ0は吸収体が存在しない場合の検出器信号である。式（８）から、量子雑音が電子雑音と等しくなる減衰量Ａ0が存在するのが分かる。
Ａ0＝（Ｕ0／ＵE）2／Ｎ0＝（ｃ／ＵE）2×Ｎ0                  （９）
従って、式（６）を
【数４】
2005087733.tif 000006
に変換することができる。
【００１５】
従って、検出器信号は、スキャナの全ての作動モードで等しい量となるシステム固有の量（プレフィルタリング、ウェッジフィルタ、検出器定数ｃ）、並びに、ユーザにより選択される量（ｋＶ、ＩRohre、ｈ）に依存し、また当然のことながら測定対象被検者の減衰量Ａにも依存する。線積分を介して再構成に入ってくる測定信号の雑音に加え、図２に示されているように、再構成自体に由来する雑音も考慮に入れなければならない。
【００１６】
直線補間の場合、測定の中央における均質な水円板の像雑音σは次のように算出される。
【数５】
2005087733.tif 000007
上述の相対的雑音因子ｑrは再構成アルゴリズムの雑音を考慮する。定義により、直線補間を用いるシェップ−ローガン（Ｓｈｅｐｐ−Ｌｏｇａｎ）コア核に対してはｑr＝１である。ａDは、検出器により決定されるスキャンラスターであり、回転中心に関連付けられている。雑音等価量子ＮＥＱに対しては次の式が成り立つ。
【数６】
2005087733.tif 000008
ＮRは、スキャン１回当たりの読取り数（投影数×読取り回数、例えば、１．５秒：１０５６投影×２）である。式（１１），（１２）から、量子数（線量）、被検者の減衰量、および像雑音の間には、次の関係があることが分かる。
【数７】
2005087733.tif 000009
【００１７】
表１は、マルチスライスＸ線ＣＴ（ＵＦＣ検出器）モード（質／雑音）における２０ｃｍの水ファントムの測定結果を示している。なお、ＵＦＣ検出器は新素材セラミック素子からなるＸ線検出器（シーメンス社製品）であり、ＵＦＣ（＝Ultra Faust Ceramic）は登録商標である。
【表１】
2005087733.tif 000010
従って、式（１３）を用い、Ｎ0を算出することができる（ａD＝０．３４ｍｍ）：Ｎ0＝１．６８×１０6。
【００１８】
電子雑音の決定
【表２】
2005087733.tif 000011
【００１９】
上述の値から、ＵE＝３２．９３μＶ。
【００２０】
検出器信号強度の決定
【表３】
2005087733.tif 000012
【００２１】
これらの値から、Ｕ0＝４４６０７３６μＶ。
【００２２】
従って、それらの測定値を用いて、式（８）から、各減衰量に対して量子雑音、更には検出器定数ｃも決定することができ、減衰量を１２０００倍と仮定したときには、ＵQ＝４１μＶという結果が得られる。
【００２３】
上述の測定で得られたＵ0（セクション４．３）とセクション４．１で決定された値Ｎ0を用いて、式（５）から、定数ｃをｃ＝２．６５μＶ／量子と決定することができる。
【００２４】
式（１０）により、雑音部分を伴わない検出器信号に対してはＵDet＝ｃ×（Ｎ／Ａ）が成り立つ。Ｎは式（２）により算出することができる。その式に、回転時間ＴＩを問題なく加えることができる。４．５において、マルチスライスＸ線ＣＴのＵＦＣ検出器に対して定数ｃが決定されている。様々な被検者の減衰量（水ファントム）並びに測定プロトコルに対する検出器信号の強度が図３に示されている。１ｍｍのスライスの場合、被検者の減衰量４０００（直径４０ｃｍの水ファントムに相当）から始まって、電子雑音は検出器信号よりも大きくなっている。肩の減衰量は１０，０００までの値に達し得る。図３は様々なモードに対する検出器電圧を示している。
【００２５】
上述した図２から分かるように、雑音は２つの部分、すなわち測定システムに由来する雑音（量子雑音および電子雑音）と像の再構成に由来する雑音とから構成されている。後者の雑音は、被検者の属性（Ａ、μW）、システムパラメータ（ａD）、記録パラメータ（ＮR、Ｎ0）、および像の再構成パラメータ（補間、核［ｑr］）に依存する。被検者の属性とシステムパラメータは制御することができず、像の再構成パラメータは、通常、使用される器官モードによって固定され、従って測定中にオンラインで最適化されねばならない可変量としてＮ0すなわち管電流が残る。回転中に、管電流を被検者の最大減衰量に整合させることが必要である。
【００２６】
被検者の減衰量の決定はこの線量変調方式の一部であり、それを引き継ぐことができる。単行（または列）検出器の場合、これは次の事項を含む。
１．生データのオフセット補正
２．投影のスムージング（例えば移動平均化、可変平均化またはフレキシブル平均化）
３．データの規格化（ＵMonitor／Ｕk）（Ｕk＝ｋ番目の検出器チャネルの信号）
４．全ての検出器チャネルの最大値の算出
【００２７】
最適な線量は基準測定の平均値により決定される。式（１１）は丸形で均質な水ファントムに対して算出されたものであるため、最初はそのようなファントムを考慮するだけでよい。種々の異なる減衰量を有する水ファントムに基づいて、望ましい像雑音σ、管電流ＩRef、被検者の最大減衰量Ａ、および検出器電圧ＵDetの相互関係が決定される。これらの値ＵDet（Ａ、σ、Ｉ）が、特定のＸ線管電圧ＵkVおよびスライス厚みｈに対して表の形で保存される。
【００２８】
σが固定的に予め定められている場合、即ち核が変更されない場合、充分に検出器信号ＵDetを考慮することができる。式（６），（７）から次の式が結果としてもたらされる。
ＵDet＝ｃ×（Ｎ0／Ａ）＋ＵE                                  （１４）
許容可能な像質では電子雑音ＵEは無視できなければならない。減衰量Ａに応じてｃ×（Ｎ0／Ａ）＞ＵEが成り立つように最小管電流Ｉが予め定められることとなる。従って、ＵDetは次のように簡単化される。
ＵDet＝ｃ×（Ｎ0／Ａ）                                      （１５）
ＵDetRef、σ、Ｎ0Ref、ＡRefは減衰量Ａを有するファントムの基準測定に対するパラメータであり、従って所与の線量Ｎ0に対しては像雑音σおよび検出器信号ＵDetがもたらされる。ここで、異なる減衰量Ａact、即ち異なる直径を有する被検者を測定する場合、Ｎ0actは次の式が成り立つように変更すべきである。
【数８】
2005087733.tif 000013
式（２）および（１６）を適用することにより、次の式が結果としてもたらされる。
【数９】
2005087733.tif 000014
更に、式（１７）は、Ｘ線管電圧とスライス厚みを考慮する。もしこれらが変更されない場合、新たな管電流Ｉactは次のように算出することができる。
【数１０】
2005087733.tif 000015
【００２９】
図４は式（１８）によって算出され、２０ｃｍの直径（Ａ＝４６．５）を有する丸形の水ファントムが基準として使用され、Ｉref＝１４６ｍＡへの規格化が行われた（セクション４参照）。減衰量１２２に相当する２５ｃｍより大きな直径を有するファントムに対してはもはや必要な管電流を設定できないことは明らかである！肩部の場合、減衰量は１００００よりも大きい！従って、減衰量が大きくなるに連れ、もっと高レベルの雑音を許容することが必要である。図５には、管電流を一定に保った場合と、管電流が図４に従って増大した場合との雑音が減衰量との関係においてプロットされている。
【００３０】
最大管電流Ｉmaxはシステムによって予め定められているため、Ｉact＜Ｉmaxの関係を維持し続けることが必要である。しかし、臨床的な適用において、その見通しは図４，５から想定されるほど否定的なものではない。腹部の測定における低レベルの雑音状態で肩の検査を行うことは期待されないであろう。
【００３１】
管電流は、減衰量の増加と共に瞬時管電流の変化の勾配を低減することにより制限することができる。図６では、これが、減衰量領域を、減少する勾配を有する３つのセグメントに分割することによって達成されている。図４との比較は、管電流の増加が１２０倍から５倍へ低減していることを示している。この減衰量の分割は個々に異なる勾配を有する更なる領域において続けることができ、従ってその場合には式（１８）から次の式がもたらされる。
【数１１】
2005087733.tif 000016
ｇ（器官、Ａorgan）は、その器官モードならびに最大減衰量（これが例えばトポグラム測定から分かっている場合）に応じて予め決定されている。
【００３２】
ｆuserは、より低レベルの雑音もしくはより高レベルの線量抑制を達成するため、ユーザが基準電流ＩRefをユーザの好みに合わせて調整することを許容するファクタである。このファクタは一旦調節した後変えずにそのまま留めおくべきである。
【００３３】
線量変調方式の場合と同様、自動線量決定方式においても、測定中に管電流がオンラインで変更される。現在の方式では管電流を低減するだけの変調方式とは対照的に、自動線量決定方式では電流を増大させることが必要である。
【００３４】
図７に一つの手法が示されており、本発明による自動的な制御が記号「オート」で表されている。また、上述したケースと同様、Ｘ線管負荷コンピュータは、選定された器官プログラムに対してユーザにより要求された公称電流を考慮し、冷却休止を回避すべく、最適化プロセスを対話式に実行する。指定されたスキャンプロトコルを用いてＸ線管の熱的な最大負荷が達成されない場合、Ｘ線管負荷コンピュータが可能な最大限界をシミュレーションする。このようにして、全てのスキャンの公称電流を比例的に増加させることができ、もしくは、それらの電流の増加の大きさが器官特有に起こる。制御目的としてこれらの限界がダウンロードされ、管電流に対する最大変動範囲が予め決定される。
【００３５】
表４は、図７に示されているスキャンを説明するものである。
【表４】
2005087733.tif 000017
Ｉautoi（回転）＜＝ＩTLC maxi  ｉ＝スキャン番号          （２０）
【００３６】
測定中にＸ線管負荷を監視して瞬時管電流を制限し、従って全ての計画されたスキャンを「合理的な」管電流で測定することができるオンライン管負荷コンピュータをガントリに配置することができる。例えば３つのスパイラルの２つが最適な管電流で測定されることは回避されるべきであり、一方その電流は３つ目で非常に強烈に低減されねばならない。
【００３７】
造影剤を用いる検査において、スキャン領域は２回測定される。制御装置は、最大減衰量と変調関数を読取り、それらを２回目のスキャンで適用する。必要な場合、ｚ方向における補間を行うことができる。
【００３８】
最大減衰量は、２つの直交方向のトポグラムから時間的に先立って決定される。制御装置において減衰量と管電流との相互関係のためにも使用されるアルゴリズムを用いることにより、必要な管電流の良好な見積もりを時間的に先立って行なうことができる。
【００３９】
当業者により種々の変形および変更態様が提案され得るが、本発明は、特許の範囲内で、当分野に対するそれらの寄与の範囲内に合理的且つ適切に収まる全ての変更および変形態様を具体化することである。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】本発明による方法の説明において使用するためのＣＴ装置の概略図
【図２】ＣＴ像における雑音源を例示するフローチャート
【図３】ＣＴ装置の様々な作動モードに対する検出器電圧を示す図
【図４】減衰量の関数として実際の管電流と基準管電流との比を示す図
【図５】被検者の減衰量の関数として雑音を示す図
【図６】本発明の方法において使用するための減衰量−管電流を示す図
【図７】異なる身体領域をスキャンする本発明による管電流の調節を示す概略図
【図１】
2005087733.tif 000018
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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