JP3802588B2 - Ｘ線量低減方法 - Google Patents

Description

【０００１】
【関連出願】
本出願は、１９９３年１１月１９日に出願の米国特許出願第１５５，０３７号（米国特許第５，３７９，３３３号）に関連する。
【０００２】
【産業上の利用分野】
本発明は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング装置に関し、更に詳しくは、画像のノイズアーチファクトを有意に増大することなく患者に加えられるＸ線量を低減することに関する。
【０００３】
【従来の技術】
コンピュータ断層撮影システムにおいては、Ｘ線源から投射されたファン状ビームは「イメージング平面」と称されるデカルト座標系のｘ−ｙ平面内に広がるようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者のようなイメージング対象物を透過し、放射線検出器のアレイ（配列体）に当たる。透過した放射線の強度は対象物によるＸ線ビームの減衰量に依存し、各検出器はビーム減衰量の測定値である別々の電気信号を発生する。すべての検出器からの減衰量測定値は別々に獲得されて、透過プロフィールを生じる。
【０００４】
従来のＣＴシステムのＸ線源および検出器アレイは、Ｘ線ビームが対象物を横切る角度が常に変化するようにイメージング面内において対象物の周りをガントリ上で回転する。所与の角度における検出器アレイからの１群のＸ線減衰量測定値は「ビュー（ｖｉｅｗ）」と称され、対象物の「スキャン（ｓｃａｎ）」はＸ線源および検出器の１回転以上の間の異なる角度方向で作成された１組のビューで構成される。２Ｄスキャンにおいては、データは対象物を通して得られる２次元スライスに対応する画像を構成するように処理される。２Ｄデータから画像を再構成する一般的な方法は、本技術分野においてフィルタ補正逆投影法と称されているものである。この方法では、スキャンからの減衰量測定値が「ＣＴナンバ」または「ハウンスフィールドユニット（Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ ｕｎｉｔｓ）」と呼ばれる整数に変換され、この整数は陰極線管ディスプレイ上の対応する画素の輝度を制御するために使用される。
【０００５】
量子化ノイズはＣＴ画像の診断品質を劣化させるが、このノイズは減衰量測定値を得るために使用されるＸ線量および患者の減衰特性に関連している。規定Ｘ線量が低く過ぎるか又はＸ線ビームが患者の人体組織構造によって著しく減衰したことにより検出器で測定したＸ線が低レベルに低下した場合には、ノイズによる画像アーチファクトが増大する。Ｘ線量はＸ線管に流れる電流（ｍＡ）により制御されるが、実際にはこの電流を全スキャンの間一定量のレベルに固定している。オペレータが高いＸ線量を指示した場合には、画像品質は全体にわたって良くなるが、患者の減衰量が低い場合には、スキャンの一部において過度のＸ線束を発生する。そして、患者は過度のＸ線量にさらされ、Ｘ線管は不必要に加熱される。一方、Ｘ線量が（規定スキャンの間のＸ線管の加熱を防止するために）少ない場合には、ビームを非常に減衰させた部分に向いた画像にノイズアーチファクトが現れる。例えば、患者の肩およびヒップを通るスライスに水平の縞が現れることがある。
【０００６】
上記の関連出願においては、最小のＸ線量および臨床的に問題のないノイズの増大で患者をスキャンするのに使用される変調プロフィールが計算される。患者の横断スライスは、放射線技術では、患者の長手方向に沿って変化する長軸および短軸を有する長円形として見られる。例えば、ヒップの場合、長軸は水平であって、垂直な短軸よりもかなり長いが、首の場合には、長軸は垂直であって、短軸よりも少し長いだけである。他の部分では、放射線プロフィールはほぼ円形である。ガントリの回転周波数の２倍の周波数のほぼ正弦波形状を有する汎用変調テンプレートは、スキャン前の「スカウト（ｓｃｏｕｔ）」スキャンの間に横断スライスを通る２つの直交するビューを獲得することにより，このような放射線プロフィールに自動的に適合するように調整できる。この情報は正弦波形テンプレートから変調プロフィールを形成するために使用される。
【０００７】
不都合なことに、Ｘ線管および発生器がスキャンの間にＸ線量をあるレベル以下に変調することは不可能である。大きな電流範囲にわたってＸ線管電流を循環させると、Ｘ線管フィラメントの熱的疲労を招き、また深い変調を達成するためにＸ線発生器における閉じた電流制御ループの応答時間を増大すると、閉じたＸ線管電圧制御ループの不安定性が増大する。更に、より高い変調レベルで実際に発生した変調波形の形状はＸ線管／発生器の組合せ間で不変のものではない。この結果、潜在的に可能なＸ線量の低減は、この実際的な限界以下にＸ線量を変調させる状況においては十分には実現されない。
【０００８】
【発明の概要】
本発明は、ガントリがスキャンの間に回転させられるときに、規定されたノイズレベルがすべての獲得された減衰量測定値において良好に維持されるようにＸ線量を変調するＣＴイメージングシステムに関する。更に詳しくは、ガントリの回転中における患者減衰量の変動を表す変調プロフィールをスキャンの間に使用して、ガントリ回転の関数としてＸ線管電流を変調し、患者の人体組織構造によって必要とされるＸ線量を動的に変調する。変調プロフィールがあるガントリ角度において予め定めた限界以下のＸ線量の変調を必要とするとき、変調プロフィールは他のガントリ角度におけるＸ線量の変調を増大するように変更される。この変更された変調プロフィールを使用して、一連のガントリ角度における最適な管電流を計算し、Ｘ線源の変調限界を越えた各計算された管電流はＸ線源が発生し得る最小レベルに制限される。
【０００９】
【発明の目的】
本発明の目的は、Ｘ線量を指示レベルまで低減するのに必要なだけＸ線源を変調できないとき、変調プロフィールをクリップすることにある。変調プロフィールに応答するＸ線管およびその電流供給源の能力は限りがある。例えば、５０％の変調は限界である。本発明の教示によれば、変調プロフィールに追従して、Ｘ線管電流指令を計算するが、電流指令は変調限界によって設定された最小レベルに制限される。
【００１０】
本発明の他の目的は、変調限界における変調プロフィールのクリップにより失われるＸ線量低減のいくらかを取り戻すことである。これを達成するため、変調プロフィールを変更して、変調プロフィールのクリップを必要としないガントリ角度においてＸ線量低減を増大する。
【００１１】
【好適実施例の説明】
最初に、図１および図２を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステム１０は、「第三世代」のＣＴスキャナを表すガントリ１２を有する。ガントリ１２はＸ線源１３を有し、このＸ線源はガントリの反対側の検出器アレイ１６に向けてＸ線ビーム１４を投射する。検出器アレイ１６は患者１５を通過した投射Ｘ線を同時に検知する多数の検出器素子１８で形成されている。各検出器素子１８は当たったＸ線ビームの強度、従って患者を通過したビームの減衰量を表す電気信号を出力する。Ｘ線投影データを獲得するためのスキャン動作の間、ガントリ１２およびガントリに取り付けられている構成部品は患者１５内に位置する回転中心１９を中心に回転する。アレイ１６の一端における基準検出器はスキャン動作の間減衰されていないビーム強度を測定し、供給されるＸ線量の変化量を検出する。この基準データは、共通の基準Ｘ線量に正規化されるために次に続くＸ線投影データの処理に使用される。
【００１２】
ガントリの回転およびＸ線源１３の動作は、ＣＴシステムの制御機構２０によって制御される。制御機構２０はＸ線源１３に電力およびタイミング信号を供給するＸ線制御器２２およびガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリモータ制御器２３を有する。制御機構２０内のデータ獲得システム（ＤＡＳ）２４は検出器素子１８からのアナログデータをサンプルし、該データを次の処理のためのディジタル信号に変換する。画像再構成装置２５はサンプルされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ２４から受け取り、高速画像再構成処理を実施する。再構成された画像はコンピュータシステム２６に入力として供給され、コンピュータシステム２６は画像を大容量記憶装置２９に格納する。
【００１３】
また、コンピュータ２６はキーボードを有するコンソール３０を介したオペレータからのコマンドおよびスキャンパラメータを受け取る。関連する陰極線管表示装置３２は、コンピュータ２６からの再構成画像および他のデータをオペレータが観察できるようにする。コンピュータ２６は、オペレータから供給されたコマンドおよびパラメータを使して、制御信号および情報をＤＡＳ２４、Ｘ線制御器２２およびガントリモータ制御器２３に供給する。更に、コンピュータ２６はテーブルモータ制御器３４を作動し、この制御器３４はガントリ１２内に患者１５を位置決めするようにモータ駆動テーブル３６を制御する。
【００１４】
特に、図２を参照すると、コンピュータ２６は内蔵プログラムに従って規定スキャンを実行するようにシステムの構成部に指令する。ｍＡ変調処理がオペレータにより選択されると、図４のフローチャートに例示されるプログラムがコンピュータ２６によって実行され、本発明の好適実施例が実施される。第１ステップは、処理ブロック１１０で示すように、スカウトデータを獲得することである。このスカウトデータは、規定スキャンでは各スライスからの２つの直交するビューから構成され、その一方は０゜のガントリ角度で獲得され、他方は９０゜の角度で獲得される。処理ブロック１１１で示す次のステップは、１９９３年１１月１９日出願の「多重スライスＣＴスキャンのダイナミックＸ線量制御」という発明の名称の米国特許出願第０８／１５５，０４５号に記載されているように、スカウトデータを使用して、各スライス毎の最大Ｘ線管電流（ｍＡ_maX ）を計算することである。これはスライスに対するＸ線量を低減することを可能とするものであり、規定画像ノイズを越えることなく、Ｘ線ビームの減衰量を低減するものである。この結果、スキャン動作におけるスライスの各々に対して１つずつ値（ｍＡ_maX ）が格納されて、これらの格納された値のアレイが得られる。
【００１５】
判定ブロック１１２に示すように、オペレータは次に自動変調をスキャン動作の間に行うものであるかどうかを示すように合図され、そうである場合には、処理ブロック１１３でフラグがセットされ、処理ブロック１１４で示すように変調指数（α）が各スライス毎に計算される。変調指数（α）はスカウトデータから計算され、これは再構成画像のノイズアーチファクトをあまり増大することなくＸ線管電流を変調できる程度を表す。上記の米国特許出願に記載されているように、減衰比が獲得したスカウトデータから計算され、この比は変調指数（α）の格納されたテーブルへのインデックスとして使用される。この減衰比対変調指数のテーブルが、画像に小さなノイズ増分（すなわち、５％）しか生じないように経験的に形成される。このテーブルは一回計算され、システムソフトウェアの一部として設けられる。
【００１６】
本発明の教示によれば、変調指数（α）は、システムの変調限界を越えるときに増大される。図３を参照すると、例えば、計算された減衰比が６０であるとすると、格納テーブルから０．６０の変調指数が読み取られ、実線１４０で示す変調プロフィールを作成する。しかしながら、Ｘ線量は破線１４２で示すある限界（好適実施例では、０．５）以下では変調できないので、断面線１４３で示すＸ線量の低減は実現しない。本発明によれば、この失われたＸ線量の低減はＸ線指数αを点線１４１で示すように０．８５に増大することにより相殺される。交差ハッチングを施した領域１４５によって示されるＸ線量の低減は領域１４３とほぼ同じであるので、前記変調指数が選択される。
【００１７】
変調指数（α）のこの変更を達成するために、格納テーブルが修正される。

患者のスキャンの間、減衰比は（エントリ相互間を線形補間した）このテーブルへのインデックスを決定し、変更された変調指数（α）を作成する。この変更された変調指数（α）は、以下に説明するようにクリップされた変調プロフィールを作成するために使用される。
【００１８】
自動モードが選択されない場合には、システムは判定ブロック１１２において分岐し、処理ブロック１１５においてスカウトデータを使用して、オペレータ用の画像を作成する。この画像によりオペレータは患者の人体組織構造についての指示されたスライスを見つけ出し、処理ブロック１１６で適当なＸ線管電流変調プロフィールを手動で選択することができる。好適実施例では、変調プロフィールは４０個の値として格納され、これらの値は、上記の計算した最大管電流（ｍＡ_maX ）を掛けたときにＸ線制御器２２に対する４０個の電流指令を発生し、これらの電流指令はガントリの相次ぐ９゜ずつの４０個の回転部分におけるＸ線管電流を決定する。
【００１９】
更に図２および図４を参照すると、選択された変調プロフィールに関係なく、コンピュータ２６は、ガントリモータ制御器２３に信号を供給することにより、処理ブロック１２０でスキャンを開始する。それから、コンピュータはループに入り、４０個のｍＡ指令が処理ブロック１２１で計算され、Ｘ線制御器２２にロードされる。自動モードが選択された場合、このステップでは、上記の計算された変調指数（α）および最大電流（ｍＡ_maX ）が次のように表される汎用正弦波形テンプレートに供給される：
ｍＡ＝ｍＡ_maX ［（１−α）＋α ｃｏｓ（２ｗｔ＋φ）］ （１）
ここで、
ｍＡ_maX ＝変調のない管電流、
α＝スカウトデータから計算された変調指数、
ｗｔ＝時間ｔにおけるガントリ角度（θ）、
φ＝スカウトデータから決定される正弦波形テンプレートの開始位相。
【００２０】
式（１）によって計算された４０個のｍＡ指令は、図３の曲線１４０で示すようにＸ線管電流にほぼ正弦波形の変動を生じる。しかしながら、Ｘ線管１３およびＸ線制御器２２に固有の制限のためにあるレベル以下にＸ線管電流を変調することは可能ではない。例えば、好適実施例では、ｍＡ_maX の５０％の変調が限界であり、変調波形はこのレベルでクリップされる。
【００２１】
本発明による変調波形のクリップは、上述した格納テーブルから読み取った変更された変調指数（α）を使用して式（１）により４０個のｍＡ指令を計算することにより達成される。それから、最小ｍＡ指令（ｍＡ_min ）は、周知の発生器変調限界（α_lim ）に基づく次の式により計算される。
ｍＡ_min＝ｍＡ_maX （１−α_lim ） （２）
計算されたｍＡ指令が、この最小ｍＡ指令と比較されて、ｍＡ_min 以下である場合には、最小電流指令ｍＡ_minと取り替えられる：
ｍＡ＝ｍＡ_min （３）
変調指数（α）で示される変調波形は、発生器の限界に達するまで、忠実に追従される。限界に達したとき、波形はｍＡ_min でクリップされる。
【００２２】
図４に示すように、処理ブロック１２２において、その結果の４０個のｍＡ値がＸ線制御器２２にダウンロードされ、タイミング信号が送出されてＸ線量の開始をガントリ方向およびテーブル位置と調整する。
各スライスが獲得されると、ガントリ１２はガントリモータ制御器２３により一定の角速度で回転する。ガントリが９゜ずつ回転し終る毎に、Ｘ線制御器２２にロードされた次のｍＡ電流指令が読み出されて、次の９゜の回転の間のＸ線管電流を制御するために使用される。この循環動作は、４０個のすべてのｍＡ電流指令が相次いで適用され、ガントリが３６０゜回転し終るまで継続する。
【００２３】
ｍＡ電流指令を計算して、これらをＸ線制御器２２にダウンロードする循環動作は、規定スライスの最後のスライスが獲得されるまで継続し、それが判定ブロック１２３で検出される。そこで処理ブロック１２４でガントリが停止され、オペレータはスキャンが終了したことを通知される。
獲得されたＸ線プロフィールデータは、スライス画像を再構成するように通常の方法で処理される。変化するＸ線ビーム強度でビューが獲得されたとしても、データは上述したように基準検出器信号で正規化されているので、ガントリが完全に回転する間に実効的に一定のＸ線ビーム強度で獲得されたＸ線プロフィールデータで画像の再構成が実施されるようになる。
【００２４】
本発明の精神から逸脱することなく、ここに記載した好適実施例に対して多くの変更を行うことができることは本技術に専門知識を有する者に明らかなことであろう。例えば、他の予め定められた変調プロフィールおよびサンプリング解像度を格納して、スキャン動作の間に使用するためにオペレータに提示するようにしてもよい。また、ガントリ周波数の２倍の周波数の正弦波形状が汎用テンプレートとして好ましいものであるが、他の形状も可能である。また、患者の投影データは螺旋状測定スキャンで獲得するかまたは既に獲得した隣接のスライスから獲得することができる。また、本発明は、患者のテーブルが静止している間に各スライスを獲得するＣＴシステム、またはテーブルがデータ獲得処理の間中連続して動く螺旋状スキャンにおいて各スライスを獲得するＣＴシステムに適用可能であることも明らかであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いることのできるＣＴイメージングシステムの絵画的な斜視図である。
【図２】ＣＴイメージングシステムの構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の好適実施例で使用される正弦波形変調プロフィールを示すグラフである。
【図４】本発明の好適実施例に従って図２のＣＴイメージングシステムによって実行されるプログラムのフローチャートである。
【符号の説明】
１２ ガントリ
１３ Ｘ線源
１４ Ｘ線ビーム
１６ 検出器アレイ
１８ 検出器素子
２０ 制御機構

Claims (6)

1. スライスからの減衰量データの獲得処理の間、Ｘ線ＣＴシステムによって患者に加えられるＸ線ビームのＸ線量を低減する方法であって、
   ａ） ２つのほぼ直交するガントリ角度におけるＸ線ビームの患者減衰量を示すスライスからの患者減衰量データを獲得し、ｂ） 患者に加えられるＸ線量の低減を示す前記獲得された患者投影データから得られる情報を使用して変調指数（α）を計算し、
   ｃ） 前記変調指数（α）を使用して、単一のスライスから減衰量データを獲得する間連続したガントリ角度で患者に加えられるＸ線量を示す１組の値を有する変調プロフィールを計算し、
   ｄ） 前記変調プロフィールの各値を最小Ｘ線量を示す値と比較し、前記変調プロフィール値が小さい場合、前記最小Ｘ線量を示す値で前記変調プロフィール値を置き換え、ガントリを回転し、前記変調プロフィールによって示されるように前記加えられたＸ線量を変調することによりスライス用の減衰量データを獲得するステップを有する前記方法。
2. 前記Ｘ線量はＸ線管に供給される電流を変化させることにより変調される請求項１記載の方法。
3. 前記変調プロファィルはガントリ角度の関数としてほぼ正弦波形状にＸ線量を可変する請求項１記載の方法。
4. 前記変調プロフィールの前記１組の値は、連続したガントリ角度でＸ線管に供給される電流を示し、前記最小Ｘ線量を示す値は、変調プロフィールによって示される電流値から逸脱することなく、Ｘ線管に供給される最小電流を示している請求項１記載の方法。
5. 前記ステップｂ）は、
   ｉ） 前記獲得された患者減衰量データから減衰比率を計算し、
   ｉｉ） 前記計算された減衰比率を使用して、値格納テーブルから前記変調指数（α）を選択することにより実施される請求項１記載の方法。
6. 前記テーブルに格納された変調指数の値は、減衰比率が大きくなるに従って大きくなる請求項５記載の方法。

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