JP2004148121A - 放射線撮影収集の最適パラメータを決定する方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 放射線撮影又はＸ線収集の最適なパラメータを決定する。
【解決手段】 可能な限り最大のコントラストを有するようにＸ線装置の設定をするために、試験画像から検査されている患者の体の平均の等価厚みの測定が行われる。準備として、試験画像は、画像の重要部にはどのような関心のあるグレイレベルも含まれないことが事前に知られているピクセルが除去される。画像のダイナミックレンジは、厚みの閾値及び等価平均厚みをダイナミックレンジの所定の割合として選択することにより、客観的に設定することができる。計算及び設定は進行中にリアルタイムで試験画像の収集後に行われるのが好ましい。
【選択図】 図１

Description

本発明及びその実施形態は、放射線撮影又はＸ線収集の最適なパラメータを決定する方法に関する。

Ｘ線装置は、通常は検査されている組織のような被検体の中に放射線が最適に透過して良好な画質をもたらすように、特に高電圧ｋＶｐ、スループット電流ｍＡの積分値、及び間に置かれたフィルタのフィルタ容量のような適切な照射パラメータの正確な推定を必要とする。これらのパラメータは、通常はイメージ形成されている領域の放射能の厚みに物理的に依存する。患者の体のような被検体は、装置の検出器の各ピクセルに対して、等価厚みとして表される厚みの分布を示す。体は更に、平均ＥＰＴ（等価患者厚み）として知られる平均厚みにより表すことができる。この分布は、関心のある組織の等価厚みの変動に対応する、ΔＥＰＴと呼ばれる患者のダイナミックレンジによってより効率的に表される。

装置においては、平均ＥＰＴだけが考慮されてきた。放射線医学の早期段階においては、平均の等価患者厚み又は平均ＥＰＴは、患者の体重から推測された。その後、平均厚みは、放射線医学装置の作動における任意の所定の条件のもとで患者の試験画像を取ることによって、及び、このように取られた試験画像における平均厚みを表すピクセルの特性を測定することによって、よりリアルに測定されるようになった。本発明を限定するものではないが、鮮明な画像を得るために、４又は５ｃｍから約４０ｃｍまでの平均厚みをこの方法で測定することができた。患者のダイナミックレンジΔＥＰＴは測定されなかった。これは、任意に設定されており、数ｃｍから約２０ｃｍの間の範囲にわたるものとすることができる。患者のダイナミックレンジは技師に任されており、示された画像のコントラストを該技師に最も適した方法で設定するように用いていた。従って、設定は客観的ではなく主観的であった。

患者の体の厚みについてのダイナミックレンジは、最も小さい等価厚みと最も大きい等価厚みとの間の患者の関心領域において観察される変数である。例えば、厚みについてのダイナミックレンジは、最小の厚み（約３ｃｍ）から始まり、最大の厚みにまで増加することができ、その大きさは、患者のイメージ形成されるべき組織によって大きかったり小さかったりする。例えば、有用なダイナミックレンジである５ｃｍの厚みが患者の腹部領域で生じ（放射能密度については組織間でほとんど区別がない）、患者の体の他の領域においては、例えば１４ｃｍに等しく、より大きなダイナミックレンジがある。測定のダイナミックレンジは、前者の場合は３から３＋５＝８ｃｍ、又は、後者の場合は３から３＋１４＝１７ｃｍにそれぞれ適応させなければならない。典型的に１４ｃｍの厚みに対応するダイナミックレンジのデフォルト値が選択され、この装置の設定が患者の腹部の領域を測定するように用いられる場合には、腹部のために有益な信号は、可能であるものの５／１４のダイナミックレンジによってしか示されないため、この場合、画像のコントラスト、検出感度、及び表示において、その多くが損失する。

従って、これらの方法の欠点は、示される画像のコントラストが、常に最適以下になることである。実際に、特に骨盤のＸ線画像の状況については、飽和領域、更に非解剖学的領域として知られる範囲を受け付けないようなどのような機構も実現されていない。このことは、平均等価患者厚み又は平均ＥＰＴについて誤った推定をもたらすものとなる。更に、飽和放射線を排除する装置がないことにより、ユーザは輪郭フィルタを用いざるを得なくなり、患者を厳密に精密な方法で位置付けなければならなくなる。これは、画像が肺の底部近くの血管造影を示さなければならないときに、特に容易ではない。

ダイナミックレンジは推定することができない。このことは、線量の管理を最適以下のものにし、欠陥のある品質がもたらされることになる。他の場合においては、ダイナミックレンジの誤った設定は、該画像の関心部分が飽和ゾーンにある場合のような或る画像において、飽和の収差をもたらすことになる。他の場合においては、不十分なコントラスト又は過度に暗い画像は、最適なコントラストレベルの３０％未満のコントラスト雑音比を生じさせることになる。

本発明及びその実施形態は、放射線収集の最適なパラメータを求める方法であり、
ａ．被検体の第１の試験画像を放射線撮影装置における既知の設定条件のもとで収集し、
ｂ．これらの既知の設定条件による第１の試験画像の試験から被検体の平均厚みを測定し、
ｃ．収集の最適なパラメータを前記平均厚みから求め、
ｄ．被検体の重要な部分を表さないピクセルが除去された第１の試験画像から平均厚みについての測定を行う、
ことを含む。

本発明及びその実施形態は、以下の説明及び添付の図からより明確に理解されるであろう。これらの図は単に図示の目的のために与えられるものであり、本発明の範囲を限定するものではない。

図１は概略図であり、特にその上方の図はＸ線装置のような放射線撮影装置の概略図である。この装置は、Ｘ線管Ｔのような放射線を供給する手段を備え、該Ｘ線管によりＸ線ＲＸが患者の体Ｃのような被検体に向かって送出される。体Ｃは三角形の外形を有するものとして示されている。この表示はかなり人為的であるが、これにより説明が簡単になる。勿論、患者の体はむしろ楕円形状を有し、試験される断面では矩形の形状さえも有するものである。Ｘ線管Ｔにより放射されるＸ線は、従来、銅片ＦＣｕ及びアルミニウム片ＦＡｌで形成されたフィルタによりフィルタリングされる。これらのフィルタは、Ｘ線のスペクトル密度が確実に比較的狭い通過帯域内に制限されるようにする。このフィルタのフィルタ容量は、必然的に装置の設定の役割を果たし、必要に応じて異なるフィルタを組み込むことが可能である。

患者支持プレート（図示せず）の下には、検出器Ｄの上に置かれた散乱除去グリッドＧＡがある。実際には、グリッドＧＡは一定の数の隔壁を備えて、該グリッドを横断する放射線がＸ線管Ｔから直接くるＸ線放射だけ（理論上は）であることを保証する。しかしながら、グリッドＧＡは吸収を行うことにより、その厚みが薄くなる。これにより、コンプトン散乱を捕捉する効率が低下し、除去されることが求められる散乱放射線が形成される。検出器Ｄは、更に、ピクセルＰに対応する画像信号を検出する素子のセットを含む。実際には、検出器Ｄは電子検出器である。以下の説明において、ピクセルは、該ピクセルの位置に配置された検出器素子により供給される信号によって識別されるべきである。しかしながら更に、フィルム上で収集される画像のデジタル化を思量することも可能である。

図１は、Ｘ方向及び厚み又は高さ方向における体Ｃを示す。しかしながら、検出器Ｄ並びに散乱除去グリッドＧＡは２次元素子である。検出器Ｄ並びにグリッドＧＡは撮影領域ＦＯＶを定める。この撮影領域ＦＯＶは、飽和ゾーンＺｓａｔ、並びに解剖学的領域Ｚａと非解剖学的領域Ｚｎａとに分離されることになる体Ｃに関する体領域の上に延びる。

この概略的な装置の下にある図１の第１のグラフは、横座標Ｘの関数として患者の体Ｃの厚みに対応する図を示す。厚みは、左側の飽和領域Ｚｓａｔと非解剖学的領域Ｚｎａとの間の境界でゼロから始まり、体Ｃの右側に位置する端部における最大厚みまで増加する。厚みのグラフは、ここでは真の厚みと等価厚みの両方をグラフ化している。単純な相似手法により、一方が他方から差し引かれることになる。

等価厚みは、基準により既知の性質のプラスチック材料の厚みにおける等価により与えられる人の組織の厚みである。

厚みのグラフの下に配置されたグラフは、この厚みについて、検出器Ｄにより受信される信号の図を示すものである。飽和領域Ｚｓａｔにおいては、組織がＸ線の経路間に置かれていないため、実質的に検出器は通常は飽和している。検出器は、放射線の透過力（すなわち、Ｘ線の硬さ）及びポーズの持続時間、又は単純に、ミリアンペアにこのポーズの秒を掛けることにより与えられる値に依存する、受信エネルギのレベルを測定する。受信信号は、Ｘ線が透過しなければならない体Ｃの厚みに対応するように減衰する。この減少は厚みに対して直線性を有するものとしてここでは人為的に示される。しかしながら、吸収は指数関数的であるため、これは理論上及び実際上正しくないが、この単純化された表現は、本発明のより良い説明を与えるものである。

既知の設定条件において、装置が体Ｃの最大厚みについて過度に悪いセットでない場合には、この最大厚みに関わる右側のピクセルにおいて受信されたエネルギの量はゼロにならない。或いは、基部からのクリッピングという現象があり、すべての測定が行われる試験画像の収集条件がわずかに変造される。通常は、体Ｃの右側の縁部を越えると、受信される信号は又、飽和信号に対応するものとなる。

Ｘ線フィルム上に表示される画像のデジタル化を含む検出器Ｄ又は他の同様のイメージングシステムは、表示のダイナミックレンジを有する。実際には、各ピクセル位置において、受信したエネルギは、計数位置の数が制限されたサンプリングカウンタにより測定される。非限定的な実施例においては、１４位置のカウンタは、これらのカウンタにより供給される信号が０と２¹⁴−１との間、すなわち、０と１６３８３（又は−１を看過する場合には１６３８４）との間だけであるように選択された。第１の単純な検出器のダイナミックレンジの設定値は、左側の飽和領域の境界における体の領域について、画像の空白部分に対応する最大グレイレベルの設定値、及び体Ｃの最大厚みについて、ブラックに対応するグレイレベル０にあるものとすることができる。これらの２つの値の間で、この場合は人為的に、信号が１６３４８から０まで体Ｃの一方の縁部から他方の縁部に通る際に、横座標Ｘの関数として直線状に展開することが示された。

上記は、装置の設定値の既知の条件における第１の試験画像の収集を説明するものである。例えば、この画像は、患者の骨盤の極めて概略的な図を表す図２に示されるものとすることができる。この画像において、脚Ｊｄ及びＪｇの右側及び左側、並びにこれらの脚の間に、飽和領域Ｚｓａｔがある。平均ＥＰＴ、すなわち患者の体Ｃの平均厚みは、該体Ｃを表す領域と飽和領域とを両方とも考慮して測定された。本発明の実施形態は、特に、飽和領域を排除するものであるが、これらの領域だけ又はこれらの領域を排他的に排除するものではない。

特に、ここでは点線により囲まれた関心領域ＺＩが患者の体の解剖学的部分に対応する場合には、この関心領域におけるコントラストを増大させることは価値があるものとなる。また、コントラストの問題は、腹部領域の解像が特に困難であり、ここでは実際に組織間の区別がほとんど無く、通常、コントラストがあまり良くないことに留意されたい。

非解剖学的領域として知られ、典型的には患者の体Ｃの縁部Ｂで表される領域においては、得ようとする画像情報はない。従って、真に有用な収集条件を表す平均厚みを計算するためには、飽和領域と非解剖学的領域の両方を排除することが望ましい。

図１は、厚みのグラフ、すなわち第２のグラフにおいて、厚みの閾値Ｓの概略図を示し、該閾値より下では、検査される体の領域は非解剖学的領域であると考えられる。以下に、閾値Ｓの求める方法を述べる。しかしながら、既知の閾値Ｓにより、調べられている試験画像の収集条件のもとで、どのグレイのレベルにこの厚みの閾値Ｓが対応するかを求めることが可能である。基準ＧＴＨはグレイレベルの閾値を示す。更に、受け取った線量に関する等価値を計算することも可能である。次に平均値、すなわち平均ＥＰＴを計算するために、ヒストグラムが画像のピクセルのグレイレベル値から作られる。実際に、体Ｃが極めて人為的に三角形の外形で与えられており、指数関数的な値は考慮されていないことから、グレイレベルがどうであれ（図１の下のグラフの右側部分を参照）、ヒストグラムは一定の数のピクセルの形態をとる。飽和領域において、ヒストグラムは、実施例においては１６３８４で概略的に示される、飽和レベルよりも高いグレイレベルの飽和信号を表示する極めて多数のピクセルを含む。図１は更に、厚みの閾値Ｓに対応するグレイレベルの上にハッチング領域を有する。

本発明の実施形態は、右側の候補ピクセルだけについて、すなわち図１の最上図で厚みの閾値の右側に位置するピクセル、及びヒストグラムの対応するグレイレベルの下に位置するピクセルについての平均厚み、すなわち平均ＥＰＴを計算することを含む。ヒストグラムの母集団はこのようにして低減され、次いで平均厚みの計算が可能になる。

実際には、グレイレベルは受信した線量を示す。公式Ｉ＝Ｉｏ・ｅｘｐ（−μｘ）によると、これらの線量は受信した放射線レベルが厚み（ｘ）の関数として指数関数的に変化することを示す。従って、平均厚みを計算するためには、グレイレベルの対数（又はヒストグラムが線量について既に行われている場合には、受信した線量の対数）を用いて、グレイレベルのヒストグラムを等価厚みＳのヒストグラムに変換することが望ましい。等価厚み及びこれらの発生数により、平均厚みが計算される。

このことは、厚みの閾値のグレイレベルと最大厚みのグレイレベルとの間の中間位置に対応して概略的に示される。このように（及びこの計算自体を更にどのように改善できるかが以下に述べられるように）、平均厚みは、はるかにより精密に計算される。この平均厚みが既知の方法で用いられて、Ｘ線撮影装置が設定される。Ｘ線撮影装置は、この平均厚みを経路ソフトウェアで用いるのに十分である。この種類の経路のソフトウェアは、特に、平均厚み、すなわち平均ＥＰＴ、ダイナミックレンジΔＥＰＴ、所望の数のビュー、及び検査時におけるＸ線管Ｔの温度の関数として装置の設定パラメータを求める手段を含む。経路の計算は、装置をユーザの要請に最も好適な方法で設定可能にして、Ｘ線管が試験の最後において劣化につながる温度値に達しないようにされる。経路のソフトウェア・プログラムは既知のものであり、また各々の装置に対して特有のものである。

本発明の実施形態において、更にダイナミックレンジが計算される。平均厚みの知見によってのみ決定された設定条件は、図１の曲線Ｃ１で示されるように、ゼロ厚みから最大厚みまでのグレイレベル減少の設定条件に対応すると仮定することができる。一方、本発明の実施形態において、更にダイナミックレンジが設定される。厚みは、平均厚み、すなわち平均ＥＰＴが、信号のグレイレベルにおいて、又は線量で作業が行われる場合には線量においてダイナミックレンジの所定の割合に対応するように設定される。このため最初に、これまでに説明されたように厚みの閾値Ｓを選択するのではなく、改善する目的で、最大解剖学的閾値として知られる閾値を関心のある最大解剖学的領域に対応して選択することになる。最大解剖学的閾値のグレイレベルは、厚みの閾値よりも低い。次に、装置が設定されて、検出器が、最大解剖学的領域の厚みに対応する厚みに関して、実施例において１６３８４のグレイレベルに対応する最大信号を供給するようになる。このようにして、検出シーケンスの第１設定点Ｍが決定される。更に、第２点Ｎは、平均ＥＰＴ値ＥＰＴｍｅａｎにおいて、検出器によるグレイレベルがダイナミックレンジの所定の割合に等しくなるようにされる。一実施例として、この割合は、ダイナミックレンジの１／２０である。実際には、ＥＰＴ平均についての対応は、この場合所定の割合が乗算されて表示される最大グレイレベルのものであり、すなわち実施例においては８００グレイレベルに設定される。

従って、ダイナミックレンジΔＥＰＴは、最大解剖学的厚みと平均厚みとの間の等価厚みの差に対応する範囲として定められるのが好ましい。平均厚みと閾値厚みとの間の差に対応するようにすることができる。

次に、以下の結果（図２）が得られる。関心領域ＺＩにおいて放射線的にほとんど区別のない組織が最適なコントラストにされて、その結果、技師により識別され用いられることができるようになる。

図３は、これらすべての動作を受け持つ図１のＸ線撮影装置の情報処理装置（図示せず）において実施される一連の動作を示す。図３は第１の動作１を示し、該動作の最後で、体Ｃの領域が非解剖学的領域であると考えられる閾値厚みＳを求める。段階１に次いで、更に以下で検討される段階２が続き、その間試験画像の収集条件について、閾値厚みＳに対応する線量が閾値厚みのグレイレベルと共に計算され、或いは好ましくは該線量は計算される閾値厚みのグレイレベルである。段階３において、画像が得られた後、図１に示されるヒストグラムと、実際のグレイレベルが閾値より上にあるピクセルが除去された減少ヒストグラムとが併せて作られる。

図４は、グレイレベル当たりのピクセル数において、これまでに見られたもののように単純化されたものではない実際のヒストグラムを示す。図４のヒストグラムは、レベルすなわち厚みの閾値Ｓのレベルが実際の関心領域をはるかに越えた位置に見出されることを示す。従って、図４は、雑音に対応する、厚みが閾値厚みＳと関心領域ＺＩに位置する組織の最小厚み１との間に位置する部分を示す。関係のあるピクセルは、各レベルごとに関係のあるピクセル数が小さく、ｙは実質的に一定であるため、雑音を表すと考えられる。

次に、閾値Ｓのレベルより高いレベルのピクセルの排除に操作を制限するのではなく、更に、平均厚みを求めるために用いられる集団から、厚みの閾値のグレイレベルより低いが、該閾値により近いピクセルが除去される。低く発生するレベルを排除することが求められるため、合計は、図４のハッチング部分に示される雑音を表すピクセルの発生の集積となる。

或る所定の数の合計発生数のグレイレベルを減算することにより、最大解剖学的厚みに対応する最小厚み１が求められる。この減算は、この閾値とこの最大解剖学的厚みとの間で測定されたヒストグラムから行われる。一実施例において、積分は１０２４に制限される。従って、１０２４のグレイレベルの発生は排除されることになる。しかしながら、例えば１０，０００のようなより大きな数を取ることが可能である。図４に示されるように、厚みの閾値Ｓにより表される境界の左側にある境界線についての探索は、上記で決定された。

図４は、雑音がほとんど問題とならない第１の組織Ｔ１と、雑音が非常に大きい点線で示される第２の組織Ｔ２との２つの種類の組織を示す。平均厚みＥＰＴｍｅａｎの値を確立するのに役立つピクセルの集団から一定数のグレイレベルの発生を除去するように決定することにより、特に、平均の厚み、従って有用な領域が、点線の曲線Ｔ２での場合におけるようにはるかにより高い値を有する（例えば、約２０ｃｍの範囲）場合には、雑音に対応するピクセルを排除するのが望ましい。

図１において、点Ｍは最大解剖学的な厚みの領域を考慮して設定されたものである。

図４における点線で示されるＴ２の場合において、このような決定は、点Ｍを更にＭ’まで右方向にシフトさせることになる。すなわち、検出器のダイナミックレンジの大部分が失われて小さな厚みを示すことなく、このダイナミックレンジをはるかに大きな厚みに割り当てるようになり、これは雑音しか表さないことから、更に関心のない領域として定められていたであろう。実際には、ほぼ線形の点Ｍの右側へのシフトは、Ｘ線管Ｔの陽極と陰極との間に供給されるキロボルトの高電圧の増加を伴うことになる。

最適な解剖学的厚みについてのこの任意的な探索の効率的な性能のために、段階３の後に段階４（図３）が示される。これは、減少ヒストグラムを修正する段階であり、最大解剖学的修正を考慮するものである。

必須ではないが望ましい段階４の後には段階５が続き、減少ヒストグラム又は好ましくは修正された減少ヒストグラムから平均厚みが決定される。以下に述べられるこの決定は、グレイレベルの場から厚みの場への変遷を含む。段階５の後には段階６が続き、ダイナミックレンジΔＥＰＴが計算される。ダイナミックレンジは同等であるか、又は上述のように平均厚みＥＰＴｍｅａｎ及び閾値厚みＳに対応し、又はより良いことには解剖学的に修正された厚みの閾値の最大値に対応する。段階６の後には既知の種類の段階７が続き、ここで装置が、このようにして求められたＥＰＴｍｅａｎの関数として設定され、このようにして計算されたΔＥＰＴの関数として設定される。

技師が、このように取得された最適な設定を利用することは望まず、飽和領域の除去を望む場合には、ヒストグラムからの飽和だけに対応するすべてのグレイレベルを排除することにより同じ動作が行われる。実際には、例えば、グレイレベルが実施例において１６３８４ピクセルである飽和に対応するピクセルのすべては、例えば、５つのグレイレベルのような一定の数のグレイレベルを備えているレベル帯域に含まれるすべてのものと併せて除去される。この帯域Ｂｓａｔは図１にも示される。このように、グレイレベルの範囲が０から１６３７９までであるピクセルだけが考慮されることになる。次に、同じ平均等価患者厚みＥＰＴｍｅａｎを保持する一方で、ＥＰＴｍｅａｎは正確な値であるため、点Ｍの代わりに点Ｍ’’を選択することにより、ダイナミックレンジΔＥＰＴが設定されように選択することができる。この場合において、平均厚みが適切に計算され続けられた場合には、ダイナミックレンジは最適なものではないことが図１を検討して簡単に観察される。しかしながら、縁部効果を生じることなく、或る場合においてはその存在が困難なものとなる場合がある画像境界を形成することなく、患者の縁部領域Ｂをイメージ形成することを可能にする。

これより下では組織の寄与が関心のないものとみなされる閾値厚みＳの決定においては、ＥＰＴｍｅａｎ及びΔＥＰＴが求められる第１の試験画像の収集時における装置の収集の幾何学的形状を考慮することが望ましい。このために、段階１は空域Ｅの値ＡｉｒＧａｐが計算される第１段階９を含む。空域Ｅは、患者の体Ｃの下方縁部と散乱除去グリッドＧＡとの間に位置する空間に対応する。この空間が大きいほど、画像の空間が大きくなり、わずかではあるが存在しているコンプトン散乱現象が伝搬される。空域Ｅは値ＡｉｒＧａｐにより以下の方程式Ｉにより計算される。

方程式Ｉにおいて、ＳＩＤはＸ線源、すなわちＸ線管Ｔから画像、すなわち検出器Ｄの平面までの距離をセンチメートルで表す。変数ＩｓｏＤｉｓｔａｎｃｅは、患者の体の下方縁部とＸ線源との間の距離を表す。一実施例にいおいて、既知の装置の収集の幾何学的形状に対応して、この変数ＩｓｏＤｉｓｔａｎｃｅは７０．５ｃｍの値を有する。実際には、これらの値は、装置の使用状態に対応する記録における表から得られなければ、用いられる装置上で測定することができる。この値はこの場においては既知であるため、２で除算した変数ＥＰＴｔｈｒｅｓｈｏｌｄは純粋に任意の値に対応し、典型的には３ｃｍに等しい。３ｃｍ以外の値を選択してもよい。この値は、体Ｃにおける検査の場所に依存するものとすることができる。この値ＥＰＴｔｈｒｅｔｈｏｌｄは、これより下では関心のある組織がないことを確認することができる等価厚みに相当する。空域Ｅの値を用いるこの手法は、長さにおける有意性とは関係なく、装置の設定におけるコンプトン散乱の悪影響を考慮するのに特に有益である。

段階１はコンプトン散乱を表す変数ＳｃａｔｔｅｒＣｏｍｐの値を計算する段階１０を含む。段階１０は以下の方程式ＩＩの計算を含む。

方程式ＩＩにおいて、ＳｕｒｆａｃｅＦｄｂｋは、撮影領域ＦＯＶの表面積をｃｍ²で表し、ｋＶｐ＿ａｃｔｕａｌは試験画像の収集時にＸ線管Ｔに電力供給された状態での高電圧を表す。他の変数は、上に見られるものである。ｓａからｓｌまでの係数は、回帰動作により得られる係数である。実際には、所定の装置において、多数回の測定が既知の放射能密度のファントム上で行われ、散乱変数コンプトンＳｃａｔｔｅｒＣｏｍｐが更に測定される。次に、回帰は、実施される実験のバッチ処理において１２の係数ｓａからｓｌまでの決定を最小にすることを含む。一実施例において、これらの係数は以下の表Ｉにおける所定の値を有する。

表Ｉは、グリッドＧＡが存在する（グリッドありの場合）か、又はない（グリッドなしの場合）かによって、係数ｓａからｓｌまでの値を表す２つの列を備える。表ＩＩに存在する値は一意的ではない。値は装置に依存する。これらは各装置について回帰により再計算することができる。

この段階においては、段階１の段階１１に対応する以下の方程式ＩＩＩ、
ＥＰＴｉｎｔｅｒ＝ＥＰＴｔｈｅｒｓｈｏｌｄ−ＳｃａｔｔｅｒＣｏｍｐ
によって、ここで計算される、重要であると判断される厚みとそうではない厚みとの間を分ける閾値として作用する等価厚みである中間変数ＥＰＴｉｎｔｅｒを計算することが可能である。この計算なしで、装置の幾何学的形状及びコンプトン散乱の結果を考慮しない純粋な任意の値ＥＰＴｉｎｔｅｒを求めることが可能である。しかしながら、正確さに劣る閾値厚みの決定が起こりやすく、従って正確さに劣るＥＰＴｍｅａｎの決定が起こりやすく、従って、装置の設定について、最適下限が起こりやすくなる。

段階２は、以下の方程式ＩＶの計算により実施される。

ここで、ΦはＴａｎｓｉｇ関数として知られる関数であり、以下の方程式Ｖにより与えられる。

方程式ＩＶにおいて、結果ＳＦＢｔｈｅｒｓｈｏｌｄは、非解剖学的領域の排除のために選択するように求められた閾値厚みＳの等価線量に対応する。更に、必要であれば、別の既知の種類のＳＦＢｔｈｒｅｓｈｏｌｄの変換を、線量の閾値からグレイレベルの閾値に通るように行うことができる。しかしながら、グレイレベルを通すことなく直接に線量を得ることが可能である。方程式ＩＶの項ｂはベクトルであり、項Ｗはマトリクスである。これらのベクトル及びマトリクスの寸法は、散乱除去グリッドが用いられる場合（グリッドありの場合）とそのようなグリッドが用いられない場合（グリッドなしの場合）とに関する以下の表ＩＩにより与えられる。表ＩＩに示される値は一意的ではない。値は装置に依存する。これらは、各装置について回帰により再計算することができる。

方程式ＩＶの項Ｉｎは以下の式ＩＩにより与えられる５次元のベクトルである。

式ＩＩにおいて、Ｐａｔｉｅｎｔ＿ｓｉｚｅ＿ｎｏｒｍａｌ＝０．６＊ＥＰＴｉｎｔｅｒである。更に、各「ｎｏｒｍａｌ」値は、以下の方程式ＶＩに対応する標準化された値であることが好ましく、ここでｋＶｐｎｏｒｍａｌは、

により与えられる。

方程式ＶＩにおいて、ｋＶｐｍｉｎ及びｋＶｐｍａｘは使用電圧の最小値と最大値であり、ｋＶｐ＿ａｃｔｕａｌは試験画像の条件のもとで装置の高電圧を表す。

式ＩＩにおいて、ｍＡｂｎｏｒｍａｌが式ＩＩＩにより与えられる。

式ＩＩＩにおいて、ＳＩＤは、Ｘ線源からの距離の値であり、ＳＩＤ＿ＥＰＴｎｎは１００ｃｍに等しく、ｍＲ＿ｍＡｓ＿ｃａｌ＝４．０８５８であり、ｍＲ＿ｍＡｓはｍＲ／ｍＡｓの較正値である。

この式ＩＩにおいて、Ｃｕ＿ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ＿ｎｏｔｍａｌ及びＡｌ＿ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ＿ｎｏｒｍａｌは、以下の方程式ＶＩＩにより与えられる。

フィルタＣｕ＿ｌｏ、Ｃｕ＿ｈｉ、Ａｌ＿ｌｏ、及びＡｌ＿ｈｉの値は、それぞれ、装置のフィルタ作用の最小及び最大の銅及びアルミニウムの厚みである。方程式ＩＶの適用は、従って段階２を実行すること、すなわち閾値Ｓに相当するグレイレベルを、装置のパラメータを設定することだけにより計算することが可能であることを示す。実際には、この計算は、画像が収集される前、及び段階３による処理の前、及びそれに続く値ＥＰＴｍｅａｎ及びΔＥＰＴの探索が編集されるように引き受けられる段階の前でさえも実行することができる。

更に、上述の教示を別の装置に転換することが望ましい。この転換は所定の装置について方程式ＩＩをモデル化することにより可能にされる。この種のモデル化は、ニューラルネットワークを用いて行うことができる。より理論的には、多数の実験を行う場合にこの種のモデル化をする。これらの実験において、入力パラメータＩｎが変更され、これに対応して受信された線量が測定される。次に、方程式ＩＩに従って、最小化を最も良く満たす項ｂ及びＷの成分を探索することにより、これらの線量と入力パラメータとの間の対応における計算のエラーが最小にされる。更に、方程式ＩＶのモデルも知られている。これを逆に用いることは本発明の実施形態の特有の特徴である。

Ｘ線収集の最適なパラメータが求められ、リアルタイムで装置の設定が行われる。予備的な段階として所定の装置について、表Ｉ及び表ＩＩの係数が収集されると、装置の設定についての最適な条件が、試験画像の収集の数ミリ秒後に実行される。

この方法の実施形態は、自動的な方法であることが好ましい。本発明の実施形態は、Ｘ線撮影装置の設定についての方法に関し、特に、この装置による収集を行うために、この装置のＸ線管、並びに、このＸ線管の電流に高い供給電圧を設定する方法に関する。本発明の実施形態は、放射された放射線の線量の制御を達成し、該装置により収集された画像のコントラストを高めて、検査されるべき組織が最大の明瞭度で示されるようにすることに関する。

本方法の実施形態は、各収集の前にリアルタイムで試験画像から実施することが意図される。本方法の実施形態及び第１の方法において、従来技術におけるように、装置の設定についての情報の１つである平均厚みが、既知の作動条件のもとで作動しているＸ線装置により収集された試験画像から測定される。しかしながら本発明の実施形態においては、この試験画像において、患者の重要な解剖学的部分を表さないピクセルは除去される。重要でない部分は、第１に、画像の飽和部分である。典型的には、飽和部分は、患者の体の縁部を越えて位置する画像部分に対応する。しかしながら、重要でない部分が、閾値より下にある患者の体の厚みに対応する場合がある。この求められるべき閾値は、これより下であれば解剖学的構造が関心がないものとして知られるものとなる。本方法の実施形態及び第２の方法において、この閾値が求められた後、等価厚みによって表されるこの閾値と患者の体の平均厚みＥＰＴｍｅａｎとの間の差がダイナミックレンジを定めるための因子として選択される。この作用は、選択されるべき表示のダイナミックレンジの客観的な測定を表す変数をもたらす。

本発明の実施形態において、閾値厚み自体は、一定の外乱現象を考慮して修正するか、又は修正されずにロバストネス（堅牢性）が増大するようにし、これにより平均等価厚み又はダイナミックレンジを求めることができる。

本発明の実施形態は、Ｘ線の装置についての設定を作ることに関し、特に、この装置のＸ線管の陽極と陰極との間に印加される高電圧についての設定に関し、この設定は、検査される患者の平均厚みの関数であり、２秒以内のリアルタイムで行われることが好ましい。

当業者は、保護される範囲から逸脱することなく、構造及び／又は段階及び／又は機能及び／又は方法及び／又は結果についての種々の修正を開示された実施形態及び均等物に対して行い又は提案することができる。

従来技術及び本発明のそれぞれにおける照射現象の概略的な複合図。 関心領域とほとんど関心のない領域との異なる領域が示される患者の体のような被検体の一部の概略図 放射線撮影装置を設定する方法の実施形態を実施する一連の段階。 取得される画像のピクセルのヒストグラム。

符号の説明

Ｔ Ｘ線管
ＲＸ Ｘ線
Ｃ 被検体
Ｄ 検出器
ＧＡ 散乱除去グリッド
ＦＯＶ 視野
Ｚｓａｔ 飽和領域
Ｚａ 解剖学的領域
Ｚｎａ 非解剖学的領域

Claims (14)

1. 放射線収集の最適なパラメータを求める方法であって、
   ａ．被検体の第１の試験画像を放射線撮影装置における既知の設定条件のもとで収集し、
   ｂ．これらの既知の設定条件による第１の試験画像の試験から前記被検体の平均厚みを測定し、
   ｃ．前記収集の最適なパラメータを前記平均厚みから求め、
   ｄ．前記被検体の重要な部分を表さないピクセルが除去された前記第１の試験画像から前記平均厚みについての測定を行う、
   ことを含む方法。
2. 前記放射線撮影装置が、前記最適なパラメータの関数として設定され、前記装置のＸ線管の陽極と陰極との間に印加される高電圧が、検査される前記被検体の平均厚みの関数として設定される請求項１に記載の方法。
3. ピクセルを除去するために、画像における１つの特性を前記被検体の関心のある境界厚みに対応する閾値（ＳＤ）を越えるものとされたピクセルが前記第１の試験画像から除去し、前記境界厚みより下では画像は関心ないものと仮定して、除去されたピクセルが存在しないものとなった減少ヒストグラムのピクセルから平均厚みを計算する請求項１又は２の１項に記載の方法。
4. 取られる前記平均厚みの値が、前記減少ヒストグラムのピクセル集団のピクセルに対応する等価厚みの平均である請求項３に記載の方法。
5. ａ．所定の数のピクセルを前記減少ヒストグラムのピクセル集団から減算し、
   ｂ．前記減算されるピクセルが、該ピクセルの等価厚みが閾値から最も低いものである、
   請求項４に記載の方法。
6. 前記装置の設定において、前記装置を設定するパラメータから逆解析により前記試験画像に対するピクセルの閾値を見出し、前記ピクセルの閾値が、例えば、これを超えれば組織領域が関心のない領域とみなされる厚みに対応するグレイレベルの閾値又は線量の閾値である請求項３から５の１項に記載の方法。
7. 前記逆解析の前に、前記厚みが、任意の厚みの関数として、前記画像の収集の幾何学的形状の関数として、及び以下の式
   

   

   及び
   

   

   によりもたらされるコンプトン散乱現象の関数として修正される請求項６に記載の方法。
8. 前記逆解析において、Ｉｎが前記装置の既知の設定条件を表し、値ｂｉｊ及びＷｉｊがそれぞれベクトル及びマトリクスを表すものである以下の式
   

   

   の結果が、値ｂｉｊ及びＷｉｊを、学習により、特に、閾値ＳＦＢｔｈｒｅｔｈｏｌｄの組についての、及び前記装置の設定の異なる条件の組についての式の計算におけるエラーを最小化することにより計算される請求項６から７の１項に記載の方法。
9. 前記装置についての設定を行うために、前記ダイナミックレンジの最大の所定の割合が等価厚みのスライスに対応し、前記被検体の平均厚みと前記閾値に対応する厚みとの間の部分が含まれるように、前記装置の検出器のダイナミックレンジが確保される請求項３から８の１項に記載の方法。
10. 前記装置についての設定を行うために、前記ダイナミックレンジの最大の所定の割合が等価厚みのスライスに対応し、前記被検体の平均厚みと、最も微細な厚みであるが飽和前の画像の中に見える前記被検体の厚みとの間の部分が含まれるように、前記装置の検出器の前記ダイナミックレンジが確保される請求項３から８の１項に記載の方法。
11. 前出の請求項のいずれか１項による方法を実行する手段を含む放射線撮影装置。
12. コンピュータ上で実行されたとき、請求項１から１０のいずれか１項における前記段階のすべてを行うコード手段を含むコンピュータプログラム。
13. コンピュータ上で実行されたとき、請求項１から１０のいずれか１項における前記段階のすべてを行うコードを保持するキャリア上のコンピュータプログラム。
14. コンピュータシステムと共に用いるための製造品であって、前記製造品はコンピュータ可読媒体を含み、該コンピュータ可読媒体が該媒体内に組み込まれたコンピュータ可読プログラムコード手段を有し、前記プログラムコード手段が請求項１から１０のいずれか１項による方法の前記段階を実行する製造品。

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