(57)【要約】      （修正有）【課題】Ｘ線管の管電流の変調の制御を検査対象物の単一トポグラムだけに基づいて達成する。【解決手段】検査台上の検査対象物の単一トポグラムが取得され、トポグラムが評価され、それに基づき、引き続いて取得される検査対象物のＣＴ像の投影方向の最大減衰量が検査台の位置の関数として決定され、最大減衰量がデータベクトルとして記憶され、閾値を用いてトポグラムから検査対象物の直交範囲が決定され、検査対象物の直交減衰量が、直交範囲と記憶された器官特有の線形減衰係数との積として決定され、引き続いて、管電流を供給されるＸ線管のＸ線により検査対象物を照射することによってトポグラムが取得され、検査対象物の直交減衰量に依存して管電流が変調される。 【選択図】図１
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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像を作成するためのＸ線管の管電流の制御方法において、
検査台上の検査対象物の単一トポグラムを取得し、
トポグラムを評価し、それに基づき、引き続いて取得される検査対象物のＣＴ像の投影方向の最大減衰量を検査台位置の関数として決定し、最大減衰量をデータベクトルとして記憶し、
閾値を用いてトポグラムから検査対象物の直交範囲を決定し、
検査対象物の直交減衰量を、直交範囲と記憶された器官特有の線形減衰係数との積として決定し、
引き続いて、管電流を供給されるＸ線管のＸ線を検査対象物に照射することによってトポグラムを取得し、検査対象物の直交減衰量に依存して管電流を変調する
ことを特徴とするＸ線管の管電流の制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、コンピュータ断層撮影システムにおけるＸ線管の管電流（ｍＡ変調）を変調するための制御パラメータを規定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影による検査対象物の像の作成において、患者減衰量への管電流の自動整合によって、Ｘ線線量を同時に最適化しながら、良好な像質が保証され得ることが知られている。Ｘ線管の正しい管電流を計算するためには、患者減衰量がわかっていなければならない。
【０００３】
従来、電流整合は、ＣＴオペレータの専門知識に基づくか又は２つの直交概観撮影（トポグラム）の評価によるかによって行なわれてきた。そのような従来の制御手順の実例が特許文献１、特許文献２および特許文献３に記載されている。２つのトポグラムを作成する必要性は付加的な放射線量に対する患者の被爆をもたらす。従って、単一トポグラムだけを用いた管電流の十分な正確な変調を達成できることが望ましい。
【０００４】
【特許文献１】米国特許第５４００３７８号明細書
【特許文献２】米国特許第５３７９３３３号明細書
【特許文献３】米国特許第５６９６５０７号明細書
【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、コンピュータ断層撮影システムにおけるＸ線管の管電流の変調の制御方法において、Ｘ線管の管電流の変調の制御を検査対象物の単一トポグラムだけに基づいて達成することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
この課題は、患者の幾何学的範囲を付加的に決定することによって、検査対象物のＣＴ像が取得される時に管電流の変調を制御するために検査対象物の単一トポグラムだけが使用される本発明の原理に従って達成される。この幾何学的情報から、患者の減衰量は器官特有の線形減衰係数を用いて良好な近似で決定され得る。この情報は、ガントリの回転中および患者検査台の前進中における電流の変調を制御するために管電流を自動的に調整するために使用される。オンラインの自動管電流システムが利用可能であれば、この方法は、Ｘ線管負荷コンピュータのパラメータ化のための予備情報を取得するために使用され得る。
【０００７】
本発明によれば、トポグラムは、測定直後にＣＴシステムのホストコンピュータにおいて評価される。投影方向での最大減衰量は、検査台位置の関数として決定され、データベクトルとして記憶される。患者の直交範囲は閾値を用いてトポグラムから計算される。患者の直交減衰量は、直交範囲と作表された器官特有の線形減衰係数との積として計算される。
【０００８】
このようにして、各検査台位置について、減衰量はＬａｔ（ｌａｔｅｒａｌ；側面）方向およびＡＰ（ａｎｔｅｒｉｏｒ−ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ；前後）方向で取得される。従って、スキャンの開始前に、本発明の方法により、ある特定の像質のための最適な管電流と、各検査台位置に関する投影変調振幅とを計算することが可能である。これにより制御された自動線量手順を可能にし、オンラインの自動線量手順の場合、この計算はＸ線管負荷コンピュータを初期化し、変調ソフトウェアをプリセットするために使用される。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
本発明の方法の基本的ステップが図１に概略的に例示されている。図１の右側には、もっぱら患者の検査に関連するステップが示されており、図ｌの左側には、単一トポグラムの評価に関連するステップが示されている。患者の検査は単一トポグラムの作成に始まり、単一トポグラムはその後、生データとして読取られ評価される。最大減衰量はトポグラム生データから決定され、投影方向に直交する患者範囲は閾値の評価によって決定される。１回転当たりの管電流（ｍＡ）および変調は、最大減衰量および患者範囲に加え、必要に応じて、患者の検査に関連する付加的な情報から決定される。その後、スキャンパラメータが、少なくともトポグラム評価の結果としてだけでなく、恐らく他のスキャンパラメータを手作業で入力することによっても、決定される。その後、スキャンが実行される。
【００１０】
次の量は、単一トポグラムから直接決定され得る。
（１）ＡＰトポグラムについて、ＡＰ方向での最大減衰量（ＳAP）およびＬａｔ方向での幾何学的範囲（ｄLat）
（２）Ｌａｔトポグラムについて、Ｌａｔ方向での最大減衰量（ＳLat）およびＡＰ方向での幾何学的範囲（ｄAP）
【００１１】
最大減衰量は、投影の減衰量の絶対最大値から既に決定されていた。手順は、強く減衰させる細部（金属）を備える被験者の場合、使用不能な結果を生じる。
【００１２】
例えば金属植込み片、釘、ねじおよびクリップによるそのような強い局所的減衰を抹消することができるようにするために、複数のチャネルについての移動平均化が各投影における最大減衰量の決定の前に実行される。６４チャネル（＝２6）の使用が適切である。これは回転中心での約４２ｍｍの幾何学的範囲に対応する。
【００１３】
トランス照射（transirradiation）方向に垂直な患者の範囲は、対応する減衰プロファイルから推定される。外部輪郭の単純な決定が、例えば大腿部領域におけるＡＰトポグラムを部分的に誤解させる結果につながる。それゆえ、その減衰値が規定の閾値より上にある全てのチャネルが決定される。空気および寝台領域も、極めて少ない減衰を有する領域と同様に、この閾値によって抹消される。
【００１４】
欠けている第２の減衰値ＳAP（ＡＰトポグラムの場合）またはＳLat（Ｌａｔトポグラムの場合）は、それぞれ、このようして識別された被験者範囲および、仮定の平均減衰係数バーμによって以下の方程式により計算される。なお、バーμは数１においてはμの上にバー“−”を付された形で表わされている。
【００１５】
【数１】
2005087734.tif 000003
【００１６】
制御された管電流の最小値（単位％）は次の「根方程式」により計算される。
【００１７】
【数２】
2005087734.tif 000004
【００１８】
ＡＰ方向における最大減衰量がＬａｔ方向における最大減衰量よりも大きい場合、Ｉmin＞１００％が適用される。これは、スキャンが９０°および２７０°での最大管電流により実行されることを意味する。
【００１９】
２つの検査台位置間のブーストにおける明白な不連続点は、３つまたは５つの値についての加重平均化によって適切に低減または排除される。
【００２０】
図２に示された流れ図は、ＡＰトポグラムからのデータによる制御曲線の計算の概要を提示している。
【００２１】
図２に示された方法により、患者の１０個のトポグラム（頭、肩、肺、腹部、骨盤）が評価された。可能な限り、評価の結果は、対応する検査台位置のスパイラルスキャンまたはシーケンススキャンからの実際の減衰値と比較された。
【００２２】
幾何学的範囲から減衰量Ｓを計算するための平均減衰係数バーμは、検査した器官に大きく依存する。それは、肺の約０．１５ｃｍ-1と、相対的に高割合の骨を備えるスライス（肩、頭）の０．２３ｃｍ-1との間で変動している。
【００２３】
器官特有の適応平均減衰係数にもかかわらず、トポグラムから計算された最小管電流は、スパイラルデータおよびシーケンスデータから決定された最適パラメータから平均的に±１０〜３０％逸脱している（図３参照）。
【００２４】
管電流の最大値が９０°ずらされ、それが像質の劣化につながった（図３参照）であろうことがある程度認められた。
【００２５】
図３は、第一にＡＰトポグラムから計算された制御曲線を、第二にスパイラルデータから取得された制御曲線を示している。２つの曲線を比較すると、個々の身体部分間の切換え（肺→腹部）は、患者のほぼ一定の幅の場合に、認識されないことが明らかである。その結果、±２０％のブーストの偏差ならびに最大管電流の正しくない位置が生じた。
【００２６】
ＡＰトポグラムおよびＬａｔトポグラムが制御曲線を計算するために使用可能であった。制御曲線の決定において、２つのトポグラムは、ポイント２に記載されたアルゴリズムにより個別に解析された。両トポグラムから決定された最大減衰量により計算された制御曲線は、比較曲線または基準曲線として使用される。
【００２７】
図４において個々の曲線の傾向を見た時、ＡＰトポグラムから計算された曲線は、基準曲線と類似の推移を有するが、約１０〜１５％の平均偏差を伴う。対照的に、Ｌａｔトポグラムから計算された制御曲線はまったく異なる推移を呈する。部分的に、この曲線に関する線量最大値も９０°ずらされている（管電流＞１００％）。
【００２８】
トポグラムから取得された情報は、Ｘ線管負荷コンピュータ、シーケンスにおける最初のスキャンまたはスパイラルにおける最初の回転に対するデフォールトとして使用されるにすぎない。以降の全てのスキャンまたは回転については、最新の１８０°または３６０°回転からのＡＰ減衰値およびＬａｔ減衰値が次の回転の最小管電流を計算するために使用され、従って正弦波状制御曲線が新しくパラメータ化される。
【００２９】
以下の利益が得られる。
【００３０】
最初のスキャンだけの最小管電流を（例えばモード検査台におけるパラメータＴＦ０として）規定することによって、他の全ての検査台位置についての値の伝達も省略され得る。従って、各検査台位置の減衰条件に関する以後の検査台の追加は、ホストソフトウェアまたはファームウェアにおいて省略され得る。
【００３１】
減衰係数はもはや以後の決定に必要とされない。
【００３２】
トポグラムによってカバーされた領域外にある「付加的スキャン」のためのスキャンもまた、線量調整によりここで行われ得る。
【００３３】
ガントリの傾きおよび造影剤の管理が認識される。しかし、患者の異常な幾何学形状だけでなく患者の位置決めは、真の調整によって補償され得るだけである。
【００３４】
図５は、本発明の方法に従って得られる制御曲線の実例を示している。図３，４に図示された制御曲線との比較でわかるように、制御の精度が著しく改善されている。
【００３５】
当業者によって種々の変形および変更が提案され得るが、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に合理的かつ適正に収まる全ての変更および変形を具体化することである。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明の方法のステップを説明するための流れ図
【図２】本発明の方法に従ってトポグラムを解析するための数学的アルゴリズムを示す詳細流れ図
【図３】本発明の方法の付加的なステップを伴わずに単一トポグラムを評価することによって得られた管電流を制御するための制御曲線を示す図
【図４】本発明の方法の付加的なステップを伴わずに単一トポグラムを評価することによって得られた管電流を制御するための制御曲線を示す図
【図５】本発明の方法に従って得られた制御曲線の例を示す図
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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