JP4937927B2 - X線ct装置とx線ct装置における撮像条件決定方法 - Google Patents
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Description
X線発生手段と、前記X線発生手段に対向して配置されるX線検出器と、前記X線発生手段と前記X線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記X線発生手段によりX線を照射して前記被検体における透過X線量を前記X線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過X線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたX線CT装置において、
前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する入力手段と、前記入力手段により入力された指標で前記対象組織を識別するための撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備えたことを特徴とするX線CT装置が提供される。
(1)X線CT装置において得られる断層像において識別すべき対象組織に関する情報及び前記識別の正確性に関する指標を入力する工程と、
(2)前記対象組織に関する情報、前記指標及び前記X線CT装置の装置特性を基に、前記指標により前記対象組織を識別するための撮影条件を決定する工程
を備えたことを特徴とするX線CT装置における撮像条件決定方法が提供される。
これを模式的に図示すると、図4(a)、4(b)、4(c)のようになる。
ICh∝(T0/TK,L)1.63 ・・・(2)
ただし、IEはフォトンエネルギーE(=hν)を持つ制動放射X線のエネルギー強度、IChは特性X線のエネルギー強度、Nはアボガドロ数、ρ、Aはそれぞれターゲットの密度および原子量、m0は電子の質量、Cは光速、T0は入射電子のエネルギー、Qは1つの電子から放射されるX線のエネルギー強度で、フォトンエネルギーEと電子エネルギーTの比E/Tで近似的に決まる値、DT/DlはBethe等による阻止能に関する理論式、ltは電子の入射距離、TK,LはK、L電子軌道から電子を除去するのに必要なエネルギーである。なお、X線スペクトルの算出には、既知である他の方法を使用しても構わない。
PVB=(DBμB-μw)・1000/μw ・・・(3-2)
ステップS5では、ステップS4で算出された造影対象組織Aと背景組織Bの密度DA、DB、とステップS3で選定した管電圧に対応する減弱係数μA、μBおよび同一条件下における水の減弱係数μWを使って、以下の式4に従って検査部位の造影対象組織Aおよびその背景組織B間のコントラストC(CT値差)を算出する。
ステップS6では、ステップS1で設定された対象組織Aのサイズ、その認識率、対象組織Aのサイズに基づいて記憶装置313中のデータベースから読み出された背景組織Bのサイズ、ステップS3で選定された管電圧に対応してステップS5で算出された対象組織Aとその背景組織B間のコントラストCを使って記憶装置313中のデータベースに格納されている、対象組織Aの認識率Dと対象組織Aおよびと背景組織Bの画素数に換算されたサイズSA、SB、対象組織Aとその背景組織B間のコントラストCおよび対象組織Aとその背景組織Bのノイズ量σA、σBを関連付ける関係式あるいは図4(a)、4(b)、4(c)に例示したこれらの関係を規定する近似曲線に従って、対象組織Aおよびその背景組織Bのそれぞれのノイズ量σA、σBが算出される。
次に算出された透過距離lP(θ)を基に式6によって規定されステップS6で算出したノイズ量に対応するノイズ(分散値σ2)が一定になるように周回方向にmAs(θ)を変調する関数を図10中の等式を変形して生成する(104)。105はスキヤノグラム上のライン101Aから101Bの方向に向かってらせんスキャンが行なわれた時の管電流のレベル変化を模式的に示したものである。
ここで、CST、CmAs、CL、CRW、CRFはスライス厚、照射線量(管電流×周回速度)、透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いによる影響を考慮するための項であり、式7により求められる。
CmAs=Σ{mAsBASe/mAs(θ)} ・・・(7)
CL=ΣexP(μP(lP(θ)-lBASe))
CRW=Σ{W(θ)2}/{ΣW(θ)}2
CRF=σRF 2/σRF BASe 2
なお、lBASe、mAsBASe、STBASeは管電圧毎に予め測定しておいた基準となる人体近似円モデルの直径、照射線量(管電流×周回速度)、スライス厚であり、W(θ)は再構成ビュー重み、θはビュー位相(周回位相)、σBASe 2は、lBASe、mAsBASe、STBASeの条件で撮影した投影データにビュー重み付けを行わず360度再構成して得られた画像から得られるノイズ(分散値)、σRF 2、σRF BASe 2はそれぞれ再構成フィルタのノイズ、および基準の再構成フィルタのノイズである。また、CRWは再構成ビュー重み付けを行わない場合には1であり、再構成ビュー重みを付けることで大きくなる。また、ここでは具体的な説明はしないが、再構成ビュー重みはらせんピッチにも関連し、らせんピッチが大きい場合には再構成で使用可能なデータ量が減少するためCRWが大きくなる。また、CRFは一般的に使用されている腹部用の再構成フィルタを基準とし、同フィルタの場合には1、高周波が強調されたフィルタの場合に1より大きくなる。
できる。
Claims (19)
- X線発生手段と、前記X線発生手段に対向して配置されるX線検出器と、前記X線発生手段と前記X線検出器とを同一回転中心の円軌道面上で回転移動させる回転手段と、前記回転手段により回転移動させながら、前記回転中心上に配置された被検体へ前記X線発生手段によりX線を照射して前記被検体における透過X線量を前記X線検出器により検出するよう制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に得られた前記透過X線量のデータを用いて再構成演算をして断層像を得る再構成演算手段を備えたX線CT装置において、
前記断層像において識別すべき前記被検体の対象組織を背景組織から識別可能な程度を表す認識率と、前記認識率にかかわる前記対象組織のサイズと種類を含む情報を入力する入力手段と、
前記対象組織と前記背景組織のX線減弱係数を記憶するX線減弱係数記憶手段と、
前記入力手段により入力された前記認識率を達成するように撮像条件を決定する撮像条件決定手段を備え、
前記撮像条件決定手段は、
前記X線発生手段により照射されるX線のエネルギースペクトルと、前記対象組織と前記背景組織のX線減弱係数を用いて最適な管電圧を決定する管電圧決定手段と、
前記管電圧で断層像を撮影した場合の前記対象組織及び背景組織のコントラストを決定するコントラスト決定手段と、
前記コントラストと前記サイズを持つ対象組織を前記認識率で前記背景組織から識別するためのノイズ量を算出するノイズ量算出手段と、
前記ノイズ量が断層上で得られるX線の照射線量を算出する照射線量算出手段とを有することを特徴とするX線CT装置。 - 前記X線CT装置の装置特性を記憶する装置情報記憶手段を備え、前記撮影条件決定手段は、前記認識率、前記対象組織に関する情報、前記装置特性を用い、前記撮影条件を決定することを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 前記装置情報記憶手段には、前記X線発生手段により照射されるX線のエネルギースペクトルに関する情報が各管電圧設定値毎に記憶されていることを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。
- 前記管電圧の決定は、前記対象領域と前記背景領域のX線減弱係数の差が大きくなるように決定されることを特徴とする請求項3記載のX線CT装置。
- 前記対象組織と背景組織の密度情報を記憶する密度情報記憶手段を備えたことを特徴とする請求項3記載のX線CT装置。
- 前記認識率と、前記コントラストと、前記断層像上での前記対象組織あるいは背景組織のノイズ量と、前記対象領域の前記断層像上でのサイズとの関係を表す指標関連変数関数群を記憶する指標関連変数関数群記憶手段を備え、
前記ノイズ量算出手段は、前記指標関連変数関数群に基づいて、前記コントラストと前記サイズを持つ対象組織を前記認識率で前記背景組織から識別するためのノイズ量を算出することを特徴とする請求項5記載のX線CT装置。 - 前記断層像上での前記対象組織あるいは背景組織のノイズ量と撮影におけるX線の照射線量との関係を表すノイズ照射線量関数を記憶するノイズ照射線量関数記憶手段を備え、
前記照射線量算出手段は、前記ノイズ照射線量関数に基づいて、前記照射線量を算出することを特徴とする請求項6記載のX線CT装置。 - 前記照射線量算出手段は、前記照射線量の算出において、前記X線が被検体を透過する透過距離、再構成ビュー重み、再構成フィルタの違いを考慮することを特徴とする請求項7記載のX線CT装置。
- 前記照射線量算出手段により算出された照射線量を基に管電流を決定する管電流決定手段を備えたことを特徴とする請求項7記載のX線CT装置。
- 標準撮影条件下で取得された標準人体投影データを記憶する標準人体投影データ記憶手段と、前記撮影条件決定手段により決定された撮影条件によって撮影した場合にどのような画像が得られるかを、前記標準人体投影データを用い推定する推定画像作成手段と、前記推定画像作成手段により推定された画像を表示する表示手段を備えたことを特徴とする請求項6記載のX線CT装置。
- 前記推定画像作成手段は、前記標準人体投影データに対象組織を表す擬似投影データを重畳する重畳手段と、前記ノイズ量算出手段により算出されたノイズ量を投影データにおける場合に換算して付加するノイズ付加手段と、前記ノイズ付加手段により得られたデータを再構成演算をして推定画像を作成する手段を備えたことを特徴とする請求項10記載のX線CT装置。
- 前記被検体の側面からの投影像を撮影するスキャノグラム撮影手段を備え、前記推定画像作成手段は、スキャノグラム撮影手段により得られたスキャノグラム像を基に、実際に撮影する被検体の大きさを算出する被検体サイズ算出手段を備え、該大きさを考慮に入れて推定画像を作成することを特徴とする請求項11記載のX線CT装置。
- 前記推定画像作成手段は、前記大きさを基に、前記標準人体投影データの大きさの補正を行い、補正後のデータを用いて推定画像を作成することを特徴とする請求項12記載のX線CT装置。
- 前記認識率は、前記対象組織及び背景組織の画素分布をヒストグラムで表示した場合に、前記対象組織の画素分布における、互いの画素分布が重なり合っていない部分の割合である識別能として表されることを特徴とする請求項1記載のX線CT装置。
- 前記画素分布は、正規分布あるいはポワソン分布によって近似されることを特徴とする請求項14記載のX線CT装置。
- 前記被検体へ造影剤を注入した各時相における前記対象組織及び背景領域のX線減弱係数を記憶する造影剤注入時X線減弱係数記憶手段を備え、
前記管電圧の決定では、前記被検体へ造影剤を注入した場合の各時相における最適な値が、前記各時相における前記対象組織及び背景領域のX線減弱係数を用いて決定されることを特徴とする請求項3記載のX線CT装置。 - 前記撮影条件決定手段により決定された設定パラメータのいずれか少なくとも一つ以上を変更すると、それに応じて前記推定画像作成手段により推定される画像が更新され、前記表示手段には更新された画像が表示されることを特徴とする請求項10記載のX線CT装置。
- 前記認識率は、ROC解析において定められる真陽性率であり、前記ノイズ量算出手段には、定められたコントラストにおいて所定の真陽性率を得るためにどの程度のノイズ量であれば良いかを表す真陽性率ノイズ量関数を予め記憶する真陽性率ノイズ量関数記憶手段を備え、前記ノイズ量算出手段は、前記真陽性率ノイズ量関数を用いてノイズ量を算出することを特徴とする請求項6記載のX線CT装置。
- X線CT装置における撮像条件決定方法において、
(1)X線CT装置において得られる断層像において識別すべき対象組織を背景組織から識別する程度を表す認識率と、前記認識率のサイズと種類を含む前記対象組織に関する情報を入力する工程と、
(2)前記入力する工程により入力された前記認識率を達成するように撮影条件を決定する工程を備え、
前記撮影条件を決定する工程は、
X線発生手段により照射されるX線のエネルギースペクトルと、前記対象組織と前記背景組織のX線減弱係数を用いて最適な管電圧を決定する工程と、
前記管電圧で断層像を撮影した場合の前記対象組織及び背景組織のコントラストを決定する工程と、
前記コントラストと前記サイズを持つ対象組織を前記認識率で前記背景組織から識別するためのノイズ量を算出する工程と、
前記ノイズ量が断層上で得られるX線の照射線量を算出する工程とを有することを特徴とするX線CT装置における撮像条件決定方法。
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