JP2004105382A - X線ct装置及び線量検出方法並びにプログラム - Google Patents
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Abstract
【構成】被検体100を挟んで相対向するようにX線管40及びX線検出器90を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置の線量検出方法であって、予め基準となるファントム60をスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、被検体100をスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備える。
【選択図】 図1
Description
【発明の属する技術分野】
本発明はX線CT装置及び線量検出方法並びにプログラムに関し、更に詳しくは、被検体を挟んで相対向するようにX線管及びX線検出器を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置及び線量検出方法並びにプログラムに関する。
【0002】
【従来の技術】
X線CT装置では、IEC規格に従い、被検体のCT被曝線量値(CTDIw:Computed Tomography Dose Index)を表示することを推奨している。以下、ICE規格の概要を説明する。
【0003】
まず、X線撮影系(ガントリ)を基準ファントムの回りに1回転させた時の線量プロフィールD(z)を該ファントムに挿入した各所定位置(ファントム中央部c及び周辺部p)のイオンチェンバにより測定する。こうして得られた線量プロフィールD(z)は、1回転のスキャンによりイオンチェンバで検出されたファントム中心(z)軸に沿った線量を表し、X線によるスライス厚の所で高い線量を示す。こうして得られた線量プロフィールD(z)に基づき、規格化された単位長当たりのCT線量値(CTDI:Computed Tomography Dose Index)は(1)式で与えられる。
【0004】
【数1】
【0005】
ここで、T:スライス厚
D(z):線量プロフィール(dose profile)
次に、1スライス及び1mAs当たりの規格化された平均線量nCTDIwは、ファントムの中央部cと周辺部pの各CTDIw値を所定の割合で加算(加重平均)することにより(2)式で与えられる。
【0006】
【数2】
【0007】
ここで、C:X線放射線量(mAs)
CTDI100,c:ファントム中心部cの厚さ100mmに制限されたCT DI値
CTDI100,p:ファントム周辺部pの厚さ100mmに制限された4つ のCTDI値の平均値
そして、臨床(診断)で使用される1スライス当たりの平均線量CTDIwは、nCTDIwにmAsを掛けたものとして、(3)式で与えられる。
【0008】
【数3】
【0009】
ここで、C:X線放射線量(mAs)
更に、スライス数Nを考慮した場合の被曝線量DLP(Dose−Length Product)は(4)式で表される。
【0010】
【数4】
【0011】
ここで、i:各シリアルスキャンシーケンス
T:各スライス厚(cm)
N:スライス数
また、ヘリカルスキャンの場合の被曝線量DLPは(5)式で表される。
【0012】
【数5】
【0013】
ここで、T:公称スライス厚(cm)
A:管電流(mA)
t:トータルの曝射時間
このような規格の下で、従来は、予め身体用及び頭部用の各基準ファントム(CT dosimetry phantom)を使用して測定したCTDIw値に基づき、被検体のCT撮影による被曝線量を、その被検体サイズ(体型,体格等)によらず一律に表示していた。即ち、被検体の頭部を撮影した場合は、予め頭部用ファントムを使用して求められたnCTDIwを基に、被検体の被曝線量(CTDIw,DLP)を求めて表示し、また被検体の胴体部を撮影した場合は、予め胴体用ファントムを使用して求められたnCTDIwを基に、被検体の被曝線量(CTDIw,DLP)を求めて表示していた。
【0014】
しかし、上記従来方式によると、特にサイズが基準ファントムよりも小さいような幼児や子供等に対しては、被曝線量が実際よりも低く見積もられる傾向があり、非常に危険であった。
【0015】
この点、本件出願人は、予め被検体サイズを検出することにより、最適のX線照射条件(管電流)を決定するX線CT装置を既に提案している(例えば特許文献1,2)。
【0016】
【特許文献1】
特開2001−43993号公報(段落「0034」〜「0036」,図6)。
【0017】
【特許文献2】
特開2001−218761号公報(段落「0093」〜「0097」,図6,図7)。
【0018】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記何れの場合も、予め被検体サイズを検出するために、事前の透視撮影(スカウトスキャン)が必要であり、被検体に余分な被曝を与える不利益があった。
【0019】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、被検体の実際のCT撮影に忠実な被曝線量を提供できるX線CT装置及び線量検出方法並びにプログラムを提供することにある。
【0020】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図1の構成により解決される。即ち、本発明(1)のX線CT装置は、被検体100を挟んで相対向するようにX線管40及びX線検出器90を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置において、被検体100のCT断層像につき求めた画像雑音から対応する位置の線量を求める線量演算手段3と、前記求めた線量の情報を出力する出力手段4とを備えるものである。
【0021】
ところで、X線CT装置のように、被検体を透過するX線光子数をできるだけ少なくしたいような撮影系のCT断層像では、被検体を透過するX線光子(フォトン)数の時間的、空間的な揺らぎ(光子雑音)が画像雑音の主な要因となり、この場合に、CT値の信号成分が線量(光子数の平均値)に比例するとすると、CT値の雑音成分(標準偏差)は、ポアソン過程に従い、線量の平方根に比例することになる。
【0022】
本発明(1)では、線量演算手段3は、被検体100のCT断層像につき求めた画像雑音から対応する位置(部位)の線量を求めるため、実際に被検体100をCT撮影した際の各位置の線量、即ち、実際の被検体サイズや撮影状況が加味された各位置の被曝線量をより忠実に提供できる。従って、幼児等のサイズの小さい被検体に対して過被曝となってしまうような状況を有効に回避できる。また、従来の様に、単に1スライス当たりの平均線量CTDIwを一律に提供するのではなく、CT断層像を構成する各位置(組織)毎の被曝線量を提供できるため、臨床上からも、より多様で有用な被曝情報が得られる。
【0023】
また本発明(2)では、上記本発明(1)において、線量演算手段3は、CT断層像の画像雑音をCT値の標準偏差σ2で表し、所定の係数パラメータをkとするときに、対応する位置の線量CTDI2を、CTDI2=(σ2/k)2 の関係により求めるものである。
【0024】
本発明(2)によれば、予めX線CT装置に固有の係数パラメータkを求めておくことにより、被検体の各部位の被曝線量CTDI2を、各対応する部位のCT値の標準偏差σ2から容易に求められる。
【0025】
また本発明(3)では、上記本発明(1)において、線量演算手段3は、被検体100のCT断層像につき求めた画像のS/N値から対応する位置の線量を求めるものである。
【0026】
本発明(3)によれば、CT断層像における各部位の信号対雑音(S/N)比は、対応する部位の線量の平方根に比例することになるため、上記本発明(1)と同様に、実際に被検体100をCT撮影した際の各位置の線量をより忠実に提供できる。また逆に、CT断層像につき所要の画像のS/N値を得るための線量を有効に制限できる。
【0027】
また本発明(4)では、上記本発明(1)において、被検体のCT断層像を画面に表示する表示手段と、表示画面上でCT断層像の任意画像領域を指定させる指定手段とを備え、線量演算手段3は、前記指定された領域のCT断層像につき求めた画像雑音から該指定領域に対する線量を求める。従って、任意の組織(脳,脂肪,肝臓,肺等)に対する被曝線量を容易に検出できる。
【0028】
また本発明(5)では、上記本発明(1)において、被検体のCT断層像につき、別途に入力されたCT閾値の範囲に含まれる組織の部分を抽出する抽出手段と、前記抽出した組織のCT断層像を他の組織のCT断層像と区別できる態様で画面に表示する表示手段とを備え、線量演算手段3は、前記抽出された組織のCT断層像につき求めた画像雑音から該抽出組織に対する線量を求めるものである。
【0029】
本発明(5)によれば、技師はCT閾値の範囲を指定するだけで対応する組織(脳,眼球,骨,脂肪,肝臓,肺等)の複雑な部位を容易に抽出でき、その被曝線量を容易に検出できる。
【0030】
また本発明(6)では、上記本発明(1)において、線量演算手段3は、被検体のCT断層像につき各画素位置の対応に求めた画像雑音から各画素位置に対応する線量を求め、出力手段4は、前記求めた各線量値で構成される被曝線量画像を出力する。
【0031】
本発明(6)によれば、CT断層像の各画素位置の対応に求めた被曝線量が得られるため、被検体の被曝状況を精密(高分解能)に把握できる。
【0032】
また本発明(7)では、上記本発明(6)において、出力手段4は、線量値に応じて色分けした線量画像を出力する。従って、精密な被曝状況を容易に認識できる。
【0033】
また、本発明(8)では、上記本発明(1)において、線量演算手段3は、被検体のCT断層像の中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音から各対応する位置の線量を求め、これらの重み付け平均により1スライス分の平均線量値を求める。
【0034】
本発明(8)によれば、従来より一般に採用されているような、上記(2),(3)式による線量値CTDIwと同様の線量値を提供でき、従来システムとの診断の共通性も容易に確保できる。
【0035】
また本発明(9)では、上記本発明(8)において、線量演算手段3は、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで1撮影分の線量値を求める。
【0036】
本発明(9)によれば、従来と同様に、1撮影分の被曝線量値を容易に提供できる。また、この場合でも、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで、1撮影分の線量値をより精密に提供できる。
【0037】
また、本発明(10)では、上記本発明(2)において、基準となるファントム60のCT断層像につき求めた画像雑音をCT値の標準偏差σ1で表し、かつ前記ファントム中の対応位置で実測された線量をCTDI1とするときに、前記画像雑音σ1を前記線量CTDI1に変換するための係数パラメータkを、k=σ1/√CTDI1の関係により求める係数演算手段2を備えるものである。
【0038】
本発明(10)によれば、基準ファントム60のCT断層像につき求めた画像雑音(標準偏差)σ1と、基準ファントム60中で実測された線量との間を、予め装置に固有の係数パラメータkの形で関係付けておく構成により、その後は、被検体100のCT断層像に含まれる画像雑音から、実際のCT撮影に応じた被曝線量を容易に正確に求められる。また、本発明方法によりCT断層像から求められる被曝線量値も、基準ファントム60で測定された実測値に近いものとなる。
【0039】
また、本発明(11)では、上記本発明(10)において、基準となるファントム60は、均質な材料からなる円柱様体の中心軸及びその外周付近の各所定位置の前記中心軸と平行に複数の線量センサ62を備えるものである。従って、材料の均質な円柱様体からはCT断層像の画像雑音を精密に求められる。
【0040】
また、本発明(12)では、上記本発明(11)において、線量センサ62はペンシル型イオンチェンバよりなる。
【0041】
また、本発明(13)では、上記本発明(12)において、線量演算手段3は、前記ファントム60のCT断層像につきその中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音の加重平均をCT値の標準偏差σで表し、かつ前記ファントム中の各対応位置で実測され、前記と同じ方法で加重平均された1スライス分の平均線量をCTDIとするときに、前記画像雑音σを前記線量CTDIに変換するための係数パラメータkを、k=σ/√CTDIの関係により求める。
【0042】
本発明(13)によれば、基準ファントム60につき上記(2)式と同様の方法で加重平均された画像雑音σを、該(2)式と同じ方法で加重平均された平均線量値CTDIに簡単な係数パラメータkで関係つけることにより、従来より、一般に採用されていると同様の被曝線量値CTDIwを容易に求められる。
【0043】
また、本発明(14)の線量検出方法は、被検体100を挟んで相対向するようにX線管40及びX線検出器90を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置の線量検出方法であって、予め基準となるファントム60をスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、被検体100をスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備えるものである。
【0044】
また、本発明(15)では、上記本発明(14)において、基準となるファントム60のCT断層像につき求めた画像雑音をσ1、かつ該ファントムの対応位置で実測された線量値をCTDI1とするときに、係数パラメータkを、k=σ1/√CTDI1の関係により求めるステップと、被検体100のCT断層像につき求めた画像雑音をσ2とするときに、対応する位置の線量値CTDI2を、CTDI2=(σ2/k)2の関係により求めるステップとを備えるものである。
【0045】
また本発明(16)のプログラムは、コンピュータに請求項15に記載の線量検出方法を実行させるためのコンピュ−タ実行可能なプログラムである。このようなプログラムは、CD−ROM等の記録媒体に記録して、又は通信回線を介したオンライン通信により提供可能である。
【0046】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。
【0047】
図2は実施の形態によるX線CT装置の要部構成図で、該装置は、X線ファンビームXLFBにより被検体100のアキシャル/ヘリカルスキャン・読取等を行う走査ガントリ部30と、被検体100を載せて体軸CLbの方向に移動させる撮影テーブル20と、前記走査ガントリ部30及び撮影テーブル20の制御を行うと共に、X線撮影技師が各種の設定・操作を行う遠隔の操作コンソール部10とを備える。
【0048】
走査ガントリ部30において、40は回転陽極型のX線管、40AはX線管の管電圧kV、管電流mA等を制御するX線管制御部、50はX線のスライス厚を制限するコリメータ、50Aはコリメータ制御部、90はチャネルCH方向に並ぶ多数(n=1000程度)のX線検出素子が体軸CLb方向の例えば2列L1,L2に配列されているX線検出器(マルチディテクタ)、91はX線検出器90の検出信号に基づき被検体100の投影データg1(X,θ),g2(X,θ)を生成し、収集するデータ収集部(DAS)、35はこれらX線撮影系に係る各機器を体軸CLbの回りに回転自在に支持するガントリ、35Aはガントリ35の回転制御部である。
【0049】
操作コンソール部10において、11はX線CT装置の主制御・処理(スキャン制御、CT断層像の再構成、X線被曝量表示に関する各種処理)を行う中央処理装置、11aはそのCPU、11bはCPU11aが使用するRAM,ROM等からなる主メモリ(MM)、12はキーボードやマウス等を含む指令やデータの入力装置、13はスキャン計画情報、CT断層像、X線被曝量に関する各種情報を表示するための表示装置(CRT)、14はCPU11aと走査ガントリ部30及び撮影テーブル20等との間で各種制御信号CSやモニタ信号MSのやり取りを行う制御インタフェース、15はデータ収集部91からの投影データを一時的に蓄積するデータ収集バッファ、16はスキャン(投影)データやCT断層像のデータを最終的に蓄積・格納すると共に、X線CT装置の運用に必要な各種アプリケーションプログラムや各種演算/補正用のデータファイル等を格納している2次記憶装置(ハードディスク装置等)である。
【0050】
被検体CT撮影の基本的な動作を概説すると、X線管40からのX線ファンビームXLFBは被検体100を透過してX線検出器90の検出列L1,L2に一斉に入射する。データ収集部91はX線検出器90の各検出出力に対応する投影データg1(X,θ),g2(X,θ)を生成し、これらをデータ収集バッファ15に格納する。ここで、XはX線検出器90の検出チャネル1〜n、θは体軸CLbの周りのビュー角を表す。更に、ガントリ35が僅かに回転した各ビュー角θで上記同様の投影を行い、こうしてガントリ1回転分の投影データを収集・蓄積する。また同時に、アキシャル/ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル20を体軸CLb方向に間欠的/連続的に移動させ、こうして被検体100の所要撮影領域についての全投影データを収集・蓄積する。そして、CPU11aは、上記全スキャンの終了後、又はスキャン実行に追従(並行)して、得られた投影データに基づき被検体100のCT断層像を再構成し、これを表示装置13に表示する。そして、本実施の形態ではこのCT断層像のデータを利用して、被検体の被爆線量を求め、画面に表示可能である。以下、詳細に説明する。
【0051】
図5は実施の形態による装置パラメータ決定処理のフローチャート、図6,図7は該処理のイメージ図(1),(2)であり、予め基準ファントムを読み取った際のCT断層像に含まれる画像雑音から対応する被曝線量を求めるための装置固有のパラメータkを決定する処理を示している。
【0052】
図5において、ステップS11では寝台20の先端部にCT線量測定用の基準ァントムを装着する。その装着イメージを図6(A)に示す。また図7(A)にCT線量測定用ファントム(基準ファントム)の例を示す。図7(A)において、胴部用ファントム60bのボディー61は、均質なアクリル樹脂(PPMA:polymethylmethacrylate)の円柱様体からなっており、その直径φは、被検体の典型的な胴部サイズを代表するようなφ=32cm、及びその厚さは14cm以上となっている。更に、このファントム60bには、ボディー61のz軸(被検体体軸CLbに相当)と平行な中央部c及びその外周から各1cm内側の4箇所pに、夫々実行長が10cmのペンシル型イオンチェンバ(pencil ionisation chamber)62が挿入されている。一方、頭部用ファントム60hの直径φは、被検体の典型的な頭部サイズを代表するようなφ=16cmとなっている。その他の構成については上記ファントム60bと同様である。
【0053】
図5に戻り、ステップS12では技師が基準ファントム(例えば60b)に対するスキャンパラメータ(管電圧kV,管電流mA,X線曝射時間s等)を設定する。ステップS13では基準ファントム60bのスキャン(1スライス分)を行い、ステップS14ではその投影データを収集する。ステップS15では基準ファントム60bのCT断層像を再構成する。得られたCT断層像の各画素データは均質なアクリル樹脂のCT値からなり、(6)式で表される。
【0054】
【数6】
【0055】
ここで、μw:水の線減弱係数
μm:物質(この例ではアクリル樹脂)の線減弱係数
上記、均質なアクリル樹脂をスキャンしたので、得られたCT値も均一のはずである。しかし、実際にはファントム60bを透過するX線光子数の時間的、空間的な揺らぎ(光子雑音)により、再構成したCT値にも光子雑音に起因する揺らぎが生じ、これがCT断層像の画像雑音となって表れる。
【0056】
図6(B)に基準ファントム60bの画像雑音を含むCTイメージを示す。X線CT装置のように、被検体100を透過するX線光子数(被曝線量)をできるだけ少なくしたいような撮影系のCT断層像では、被検体を透過するX線光子(フォトン)数の時間的、空間的な揺らぎ(光子雑音)が画像雑音の主な要因となっており、この場合に、CT値の信号成分が線量(光子数の平均値)に比例するとすると、CT値の雑音成分(標準偏差)は、ポアソン過程に従い、線量の平方根に比例する。即ち、CT断層像の信号対雑音比(S/N)は、(7)式で表される。
【0057】
【数7】
【0058】
ここで、a:定数
Dose:線量
また、画像雑音Nと線量Doseとの間には(8)式の関係がある。
【0059】
【数8】
【0060】
ここで、k:定数
今、基準ファントム60bの各位置c,pにおける線量をDosec,Dosepで表し、各位置c,pにおける画像雑音Nを夫々CT値についての標準偏差σc,σpで評価したとすると、画像雑音σc,σpと線量Dosec,Dosepとの間には(9)式の関係がある。
【0061】
【数9】
【0062】
ここで、Q:装置構成によって決まる係数
K:再構成関数によって決まる係数
基準ファントム60b内の各位置c,pにおける線量CTDI100,c,CTDI100,pは各位置のイオンチェンバ62により測定可能であるから、図5のステップS16では各イオンチェンバ62の測定データを収集し、ステップS17では各位置c,pにおける線量値CTDI100,c,CTDI100,pを求める。
【0063】
図7(B)に線量プロフィールD(z)の例を示す。線量プロフィールD(z)は、1回転のスキャンによりイオンチェンバ62で検出されたz軸に沿った線量を表す。中央のスライス厚Tの所で高い線量を示すが、実際のX線ファンビームXLFBにはz軸方向に広がりがあるため、線量プロフィールD(z)にも図示の様な広がりがある。但し、実際上は、実効長100mmのペンシル型イオンチェンバ62を使用することで、有効長100mm分の測定を行っている。
【0064】
図5に戻り、一方、ステップS18ではCT断層像上の各位置c,pの近傍画素の各CT値からその標準偏差σc,σpを求める。図6(B)の挿入図(a)に標準偏差σを求める処理のイメージを示す。例えば注目画素P(x,y)を囲む5×5のブロック画素CTi(i=1〜25)につきCT値の標準偏差σ(x,y)を(10)式により求め、これを注目画素位置の標準偏差σpixelとする。
【0065】
【数10】
【0066】
必要なら、注目画素P(x,y)を1画素づつ移動させた各ブロック領域における各標準偏差σ(x,y)を求め、これらを各注目画素の標準偏差σpixelとする。
【0067】
好ましくは、このような処理を基準ファントム60bの各位置c.pの対応に行い、イオンチェンバ62の線量検出領域c,pにつきある程度の広がりがある場合には、夫々に求めた標準偏差σpixelの平均をとって各位置c,pの標準偏差σc,σpとする。そして、これらを(11)式により、各位置c,pの規格化された線量CTDIに対応付ける。
【0068】
【数11】
【0069】
従って、上記(11)式の関係より次の(12)式の関係が得られ、ステップS19では(12)式の関係に従い、装置固有の係数パラメータQ・K(本発明の係数パラメータkに相当)を求める。
【0070】
【数12】
【0071】
この(12)式を満足するような一例の各値(σ,CTDI)は、ファントム中心部cにおける画像雑音と線量の実測値を夫々σc,CTDI100,c 、ファントム周辺部pにおける4つの画像雑音と線量の実測値を夫々σp,CTDI100,pとするときに、上記(2)式と同様の方法で加重平均された画像雑音σと、該(2)式と同じ方法で加重平均された平均線量値nCTDIwとを(12)式の関係で関係付けるような、装置固有の係数パラメータk(=Q・K)として求められる。
【0072】
なお、線量CTDIwはX線の曝射エネルギーC(mAs)に比例するため、予めmAs等の撮影条件を変えて上記同様の測定を行い、いくつかの代表的な各mAs値に対応する複数の装置パラメータQ・Kを求め、これらをmAs値の対応に表にしておいても良いし、又は各mAs値に対応する複数の装置パラメータQ・Kの平均を求めて、装置の係数パラメータとしても良い。また、必要なら、再構成関数を変えた場合の各係数パラメータを個々に求め、これらを再構成関数の対応に表にしておいても良い。また、X線CT装置の出荷時には、予め基準ファントム60b(60hも同様)を使用して該装置の規格化された被曝線量CTDIwを求めておく。
【0073】
図3は実施の形態によるX線CT撮影処理のフローチャート、図4は該処理のイメージ図であり、上記求めた装置固有の係数パラメータk(=Q・K)を使用して、被検体100の実際のCT撮影状況に忠実な被曝線量を出力する場合を示している。
【0074】
ステップS31では、技師が、スキャン計画情報(スキャンパラメータ,CT断層像の再構成パラメータ等)を設定する。ステップS32では設定確認ボタン「CONFIRM」の入力を待ち、やがて、入力されると、ステップS33では上記設定されたスキャンパラメータに従って被検体100のスキャン・読取制御を行う。ステップS34では被検体100の投影データを収集・蓄積する。ステップS35では所要撮影領域についてのスキャン完了か否かを判別し、完了でない場合はステップS33に戻る。こうして、やがて、スキャン完了すると、ステップS36では再構成パラメータに従って被検体100のCT断層像を再構成する。ステップS37では被検体のCT断層像を表示装置13に表示する。図4(A)に頭部X線CT断層像の表示イメージを示す。
【0075】
ステップS38では表示CT断層上で技師が被爆線量を知りたい部位(領域)を指定する。この指定方法には幾つか考えられる。例えば1スライス分のCT断層像の全体を指定する。又は関心のある特定の臓器の部分のみを指定する。従って、特定の臓器,器官についての被曝線量を知ることが可能となる。
【0076】
ところで、一般に特定の臓器を構成するような組織のCT値は、その公称CT値を中心とするような所定の範囲内に収まるものと考えられる。例えば脂肪を抽出するためのCT閾値範囲は−150<CT数<−50とできる.そこで、予め、CT断層像から所望のCT閾値範囲内に含まれるような組織(眼球,骨、脂肪等)を抽出しておくことが可能である。こうすれば、ある組織(例えば眼球)についてのCT値の標準偏差σを求める場合に、予め不要な組織(骨等)のCT値を演算から除外しておくことが可能となるため、CT値に関する画像雑音の演算の信頼性が大幅に向上する。
【0077】
ステップS39では、上記(10)式に従い、注目画素位置近傍の各画素のCT値から注目画素位置についてのCT値の標準偏差σpixel)を求める。ステップS40では(13)式に従って標準偏差σpixelを対応する被曝線量値CTDIpixelに変換する。
【0078】
【数13】
【0079】
ステップS42では画素値を被曝線量値CTDIpixelとした被爆線量画像を作成する。そして、ステップS42では被爆線量画像を表示部13に表示する。図4(B)に頭部X線被曝線量画像の表示イメージを示す。このとき、好ましくは、元のCTイメージの輪郭線等を重ねて表示することで、臓器や組織に対する被曝線量の把握が容易となる。また、各線量値の大きさを色分けして表示すれば、被曝線量値の相違を認識し易い。また、上記(2),(3)式に従って、従来と同様に1スライス分の平均の被曝線量値を求めて、これを数値表示しても良い。更には、nスライス分の各平均線量値を加算することで、1撮影分の被曝線量を提供することも可能である。
【0080】
なお、上記実施の形態では、CT線量測定用の基準ファントムとしてボディー部の材料がアクリル樹脂のものを使用したが、これに限らない。ボディー部の材料は均質であれば良く、例えば水ファントム等を使用しても良い。
【0081】
また、上記実施の形態では、CT断層像の画像雑音をCT値についての標準偏差σで評価したがこれに限らない。CT断層像の画像雑音をCT値についての分散σ2で評価しても良い。
【0082】
また、上記各実施の形態では、走査ガントリ35上にX線管31及び円弧状のX線検出器33を搭載して被検体100の回りに回転させるような所謂第3世代のCTガントリへの適用例を示したが、これに限らない。本発明は、図示しないが、被検体100の回りに円形のX線検出器を固定すると共に、X線管31を搭載した走査ガントリ35を被検体体軸の周りに回転させて被検体100の断層撮影を行うような所謂第4世代のCTガントリにも適用可能であることは明らかである。
【0083】
また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が行えることは言うまでも無い。
【0084】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、被検体のサイズ等によらず、実際のCT撮影に即した被曝線量を提供できるため、X線CT診断の安全性改善に寄与するところが極めて大きい。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の原理を説明する図である。
【図2】実施の形態によるX線CT装置の要部構成図である。
【図3】実施の形態によるX線CT撮影処理のフローチャートである。
【図4】実施の形態によるX線CT撮影処理のイメージ図である。
【図5】実施の形態による装置パラメータ決定処理のフローチャートである。
【図6】実施の形態による装置パラメータ決定処理のイメージ図(1)である。
【図7】実施の形態による装置パラメータ決定処理のイメージ図(2)である。
【符号の説明】
10 操作コンソール部
20 撮影テーブル
30 走査ガントリ部
35 ガントリ
40 X線管
50 コリメータ
60 CT線量測定用ファントム
61 ボディー
62 ペンシル型イオンチェンバ
90 X線検出器
Claims (16)
- 被検体を挟んで相対向するようにX線管及びX線検出器を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置において、
被検体のCT断層像につき求めた画像雑音から対応する位置の線量を求める線量演算手段と、
前記求めた線量の情報を出力する出力手段とを備えることを特徴とするX線CT装置。 - 線量演算手段は、CT断層像の画像雑音をCT値の標準偏差σ2で表し、所定の係数パラメータをkとするときに、対応する位置の線量CTDI2を、
CTDI2=(σ2/k)2
の関係により求めることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 線量演算手段は、被検体のCT断層像につき求めた画像のS/N値から対応する位置の線量を求めることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
- 被検体のCT断層像を画面に表示する表示手段と、
表示画面上でCT断層像の任意画像領域を指定させる指定手段とを備え、
線量演算手段は、前記指定された領域のCT断層像につき求めた画像雑音から該指定領域に対する線量を求めることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 被検体のCT断層像につき、別途に入力されたCT閾値の範囲に含まれる組織の部分を抽出する抽出手段と、
前記抽出した組織のCT断層像を他の組織のCT断層像と区別できる態様で画面に表示する表示手段とを備え、
線量演算手段は、前記抽出された組織のCT断層像につき求めた画像雑音から該抽出組織に対する線量を求めることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 線量演算手段は、被検体のCT断層像につき各画素位置の対応に求めた画像雑音から各画素位置に対応する線量を求め、
出力手段は、前記求めた各線量値で構成される線量画像を出力することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。 - 出力手段は、線量値に応じて色分けした線量画像を出力することを特徴とする請求項6に記載のX線CT装置。
- 線量演算手段は、被検体のCT断層像の中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音から各対応する位置の線量を求め、これらの重み付け平均により1スライス分の平均線量値を求めることを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
- 線量演算手段は、スライス毎に求めた各平均線量値をスライス数分加算することで1撮影分の線量値を求めることを特徴とする請求項8に記載のX線CT装置。
- 基準となるファントムのCT断層像につき求めた画像雑音をCT値の標準偏差σ1で表し、かつ前記ファントム中の対応位置で実測された線量をCTDI1とするときに、前記画像雑音σ1を前記線量CTDI1に変換するための係数パラメータkを、
k=σ1/√CTDI1
の関係により求める係数演算手段を備えることを特徴とする請求項2に記載のX線CT装置。 - 基準となるファントムは、均質な材料からなる円柱様体の中心軸及びその外周付近の各所定位置の前記中心軸と平行に複数の線量センサを備えることを特徴とする請求項10に記載のX線CT装置。
- 線量センサはペンシル型イオンチェンバよりなることを特徴とする請求項11に記載のX線CT装置。
- 線量演算手段は、前記ファントムのCT断層像につきその中心部及び周辺部を含む複数の位置対応に求めた各画像雑音の加重平均をCT値の標準偏差σで表し、かつ前記ファントム中の各対応位置で実測され、前記と同じ方法で加重平均された1スライス分の平均線量をCTDIとするときに、前記画像雑音σを前記線量CTDIに変換するための係数パラメータkを
k=σ/√CTDI
の関係により求めることを特徴とする請求項12に記載のX線CT装置。 - 被検体を挟んで相対向するようにX線管及びX線検出器を備え、X線検出器の検出信号に基づき被検体のCT断層像を再構成するX線CT装置の線量検出方法であって、
予め基準となるファントムをスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音と、前記ファントム中で実測された線量値とに基づき、前記画像雑音を前記線量値に変換するための係数パラメータを求めるステップと、
被検体をスキャンしたCT断層像につき求めた画像雑音から前記係数パラメータを用いて対応する位置の線量を求めるステップとを備えることを特徴とする線量検出方法。 - 基準となるファントムのCT断層像につき求めた画像雑音をσ1、かつ該ファントムの対応位置で実測された線量値をCTDI1とするときに、係数パラメータkを、
k=σ1/√CTDI1
の関係により求めるステップと、
被検体のCT断層像につき求めた画像雑音をσ2とするときに、対応する位置の線量値CTDI2を、
CTDI2=(σ2/k)2
の関係により求めるステップとを備えることを特徴とする請求項14に記載の線量検出方法。 - コンピュータに請求項15に記載の線量検出方法を実行させるためのコンピュ−タ実行可能なプログラム。
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