JPH10309271A - Ｘ線ｃｔシステムでｘ線線量を適合的に低減する方法 - Google Patents
Ｘ線ｃｔシステムでｘ線線量を適合的に低減する方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 線量を変えることによって、最終的に形成さ
れる画像内の雑音をあまり増大しないで、検査の際に患
者に加えられる全線量を低減すること、所定の解剖領域
内で雑音によって生じるラインを低減するようにして、
画質の知覚される部分を改善すること。 【解決手段】 本発明は、Ｘ線ＣＴシステムの線量を適
合的に低減する方法に関しており、その際、線量は、そ
れぞれの投影用の線量が、算出された減弱値から予測さ
れた減弱値に基づいて調整されるように変えられる。
れる画像内の雑音をあまり増大しないで、検査の際に患
者に加えられる全線量を低減すること、所定の解剖領域
内で雑音によって生じるラインを低減するようにして、
画質の知覚される部分を改善すること。 【解決手段】 本発明は、Ｘ線ＣＴシステムの線量を適
合的に低減する方法に関しており、その際、線量は、そ
れぞれの投影用の線量が、算出された減弱値から予測さ
れた減弱値に基づいて調整されるように変えられる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、所定回転速度で回
転可能な架台に取り付けられたＸ線源と、該Ｘ線源のＸ
線出力を変調する手段と、前記Ｘ線源から送出されるＸ
線の検出器システムを有しているＸ線ＣＴシステムから
患者に放射されるＸ線線量を適合的に低減する方法に関
する。
転可能な架台に取り付けられたＸ線源と、該Ｘ線源のＸ
線出力を変調する手段と、前記Ｘ線源から送出されるＸ
線の検出器システムを有しているＸ線ＣＴシステムから
患者に放射されるＸ線線量を適合的に低減する方法に関
する。
【０００２】
【従来の技術】その種のＸ線ＣＴシステムは、米国特許
公開第５３７９３３３号公報に記載されている。
公開第５３７９３３３号公報に記載されている。
【０００３】一般的には、Ｘ線コンピュータトモグラフ
（ＣＴ）システムは、Ｘ線源を有しており、このＸ線源
は、患者を貫通する、コリメートされた、扇型Ｘ線を、
Ｘ線用の検出器の列状の配列の方向に配向する。Ｘ線源
及びＣＴシステムの構造形式に応じて検出器も、患者を
中心にして回転する架台に取り付けられている。患者寝
台は、架台の内部に摺動乃至移動することができる。Ｘ
線が人体を貫通する角度及び位置は、架台の回転の結
果、常時変えられる。各検出器は、Ｘ線源から検出器へ
の経路上の人体の全透過の程度を示す信号を発生する。
Ｘ線源の所定位置に対して得られる検出器の各出力信号
のセットは、投影と呼ばれる。そのようにして得られた
スキャンは、種々の架台又はテーブル位置で得られた１
セットの投影を有している。ＣＴシステムは、架台が患
者の周囲を３６０°に亘って回転する中、多数の投影を
撮像して、人体の２次元断面像（スライスとも呼ばれ
る）を形成することができる。比較的新しいＣＴシステ
ムのうちのいくつかは、多数のスライスを同時に形成
し、その際、複数列の検出器が使用される。各投影の場
合に、モニタ又は基準検出器が、Ｘ線の非減弱強度を測
定する。
（ＣＴ）システムは、Ｘ線源を有しており、このＸ線源
は、患者を貫通する、コリメートされた、扇型Ｘ線を、
Ｘ線用の検出器の列状の配列の方向に配向する。Ｘ線源
及びＣＴシステムの構造形式に応じて検出器も、患者を
中心にして回転する架台に取り付けられている。患者寝
台は、架台の内部に摺動乃至移動することができる。Ｘ
線が人体を貫通する角度及び位置は、架台の回転の結
果、常時変えられる。各検出器は、Ｘ線源から検出器へ
の経路上の人体の全透過の程度を示す信号を発生する。
Ｘ線源の所定位置に対して得られる検出器の各出力信号
のセットは、投影と呼ばれる。そのようにして得られた
スキャンは、種々の架台又はテーブル位置で得られた１
セットの投影を有している。ＣＴシステムは、架台が患
者の周囲を３６０°に亘って回転する中、多数の投影を
撮像して、人体の２次元断面像（スライスとも呼ばれ
る）を形成することができる。比較的新しいＣＴシステ
ムのうちのいくつかは、多数のスライスを同時に形成
し、その際、複数列の検出器が使用される。各投影の場
合に、モニタ又は基準検出器が、Ｘ線の非減弱強度を測
定する。
【０００４】ＣＴ画像を形成するのに必要な患者のデー
タを撮像するために、システマチックな種々異なる２つ
の方式がある。
タを撮像するために、システマチックな種々異なる２つ
の方式がある。
【０００５】従来の「スライス毎」（”Ｓｈｉｃｈｔ
ｆｕｅｒ Ｓｃｈｉｃｈｔ”）スキャンの場合、データ
は、架台が完全に一回転して、それによって、１スライ
スが撮像されるが、患者は、固定位置のままである。順
次連続してスライスを撮像する間、患者は、その都度、
新たな位置に移動され、そこで、直ぐ次のスライスがス
キャンされる。この過程は、検査前に決められたスライ
スが全てスキャンされる迄続けられる。
ｆｕｅｒ Ｓｃｈｉｃｈｔ”）スキャンの場合、データ
は、架台が完全に一回転して、それによって、１スライ
スが撮像されるが、患者は、固定位置のままである。順
次連続してスライスを撮像する間、患者は、その都度、
新たな位置に移動され、そこで、直ぐ次のスライスがス
キャンされる。この過程は、検査前に決められたスライ
スが全てスキャンされる迄続けられる。
【０００６】スパイラルスキャンでは、Ｘ線源を備えた
架台は、患者の周囲を回転し、患者の寝台は、連続的に
架台を通って搬送される。Ｘ線管は、検査前に決められ
た容積体をスキャンし終わる迄、スパイラル路を描いて
回転する。
架台は、患者の周囲を回転し、患者の寝台は、連続的に
架台を通って搬送される。Ｘ線管は、検査前に決められ
た容積体をスキャンし終わる迄、スパイラル路を描いて
回転する。
【０００７】両スキャン形式のそれぞれの場合に、画質
は、量子化雑音によって損なわれる。この雑音を所定レ
ベル以下に保持するために、各投影でのＸ線の瞬時レベ
ルを十分に高くして、それにより、人体を貫通してき
て、検出器に入射するビームの最小強度が、雑音レベル
よりも高いようにする必要がある。Ｘ線出力プロフィル
を考慮してＸ線出力を変える（即ち、架台の角度位置の
関数としてＸ線出力の経過特性を変える）ための、従来
使われている方法の多くは、ＣＴスキャンの間、２つの
直交トポグラム（Ｔｏｐｏｇｒａｍｍｅ（米国特許公開
第４１７４４８１号公報）又は、”Ｓｃｏｕｔ Ｖｉｅ
ｗｓ”（米国特許公開第５３７９３３３号公報）、患者
の減弱プロフィルに関する所定の情報、即ち、架台の角
度位置の関数としての最大減弱値の経過特性の情報を得
る必要がある。トポグラムの各ラインの減弱情報から、
各スライス毎に、正弦波状のＸ線出力プロフィルが決め
られる。しかし、この方法は、以下のように、多くの欠
点を有している： −Ｘ線出力プロフィルを実際の減弱プロフィルに不十分
にしか適合しないことによって、付加的な画像雑音が発
生する。両直交トポグラムに基づいて、それぞれのスラ
イスの最大及び最小減弱値を必ずしも見つけられるとは
限らない。
は、量子化雑音によって損なわれる。この雑音を所定レ
ベル以下に保持するために、各投影でのＸ線の瞬時レベ
ルを十分に高くして、それにより、人体を貫通してき
て、検出器に入射するビームの最小強度が、雑音レベル
よりも高いようにする必要がある。Ｘ線出力プロフィル
を考慮してＸ線出力を変える（即ち、架台の角度位置の
関数としてＸ線出力の経過特性を変える）ための、従来
使われている方法の多くは、ＣＴスキャンの間、２つの
直交トポグラム（Ｔｏｐｏｇｒａｍｍｅ（米国特許公開
第４１７４４８１号公報）又は、”Ｓｃｏｕｔ Ｖｉｅ
ｗｓ”（米国特許公開第５３７９３３３号公報）、患者
の減弱プロフィルに関する所定の情報、即ち、架台の角
度位置の関数としての最大減弱値の経過特性の情報を得
る必要がある。トポグラムの各ラインの減弱情報から、
各スライス毎に、正弦波状のＸ線出力プロフィルが決め
られる。しかし、この方法は、以下のように、多くの欠
点を有している： −Ｘ線出力プロフィルを実際の減弱プロフィルに不十分
にしか適合しないことによって、付加的な画像雑音が発
生する。両直交トポグラムに基づいて、それぞれのスラ
イスの最大及び最小減弱値を必ずしも見つけられるとは
限らない。
【０００８】−Ｘ線出力プロフィルが実際の減弱プロフ
ィルに相応しないという状況に起因して不均一な画像雑
音が発生する。
ィルに相応しないという状況に起因して不均一な画像雑
音が発生する。
【０００９】−トポグラムの撮像と実際のＣＴスキャン
の撮像との間に生じる、患者の運動又は呼吸により生じ
た運動によって、減弱プロフィルが変わり、付加的な誤
差を生じる。
の撮像との間に生じる、患者の運動又は呼吸により生じ
た運動によって、減弱プロフィルが変わり、付加的な誤
差を生じる。
【００１０】−トポグラムを得るために、付加的なＸ線
線量を加える必要がある。
線量を加える必要がある。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、線量
を変えること、即ち、Ｘ線出力を変えることによって、
最終的に形成される画像内の雑音をあまり増大しない
で、検査の際に患者に加えられる全線量を低減するこ
と、所定の解剖領域（例えば、肩及び骨盤）内で雑音に
よって生じるラインを低減するようにして、画質の知覚
される部分を改善することにある。
を変えること、即ち、Ｘ線出力を変えることによって、
最終的に形成される画像内の雑音をあまり増大しない
で、検査の際に患者に加えられる全線量を低減するこ
と、所定の解剖領域（例えば、肩及び骨盤）内で雑音に
よって生じるラインを低減するようにして、画質の知覚
される部分を改善することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】この課題は、本発明によ
ると、以下の方法ステップ、即ち； −各投影又はｎ番目毎の投影時の最大減弱値を算出し
て、架台の最後の１／２回転の間の相応の角度減弱プロ
フィールを記憶するステップ； −前記架台の直ぐ次の１／２回転の間、前記架台の最後
の１／２回転時に測定された角度減弱プロフィールに基
づいて角度減弱プロフィールを予測するステップ； −直ぐ次の投影のＸ線出力を、予測された角度減弱プロ
フィールの所属の減弱値に基づいて調整するように、前
記Ｘ線出力を変調するステップを有するようにすること
によって解決される。
ると、以下の方法ステップ、即ち； −各投影又はｎ番目毎の投影時の最大減弱値を算出し
て、架台の最後の１／２回転の間の相応の角度減弱プロ
フィールを記憶するステップ； −前記架台の直ぐ次の１／２回転の間、前記架台の最後
の１／２回転時に測定された角度減弱プロフィールに基
づいて角度減弱プロフィールを予測するステップ； −直ぐ次の投影のＸ線出力を、予測された角度減弱プロ
フィールの所属の減弱値に基づいて調整するように、前
記Ｘ線出力を変調するステップを有するようにすること
によって解決される。
【００１３】
【発明の実施の形態】本発明のＣＴ画像形成技術では、
Ｘ線出力は、適合化処理に基づいて連続的に変調され
る。この変調方式の結果、画像の形成中、患者に加えら
れる線量を低減して、画質を改善することが、瞬時のＸ
線出力、従って、瞬時に加えられる線量を連続して瞬時
の既存の減弱値に適合させることによってできる。各投
影の最大減弱値が算出されて記憶される。架台の角度位
置の関数としての各投影毎の最大減弱値は、角度減弱プ
ロフィルと呼ばれる。架台の直ぐ次の１／２回転のため
に必要なＸ線出力は、予測された角度減弱プロフィルを
利用して算出される。相応の予測方法は、架台の先行す
る１／２回転の減弱値を使用し、場合によっては既存
の、Ｘ線管の動的な出力に関する情報を使用して、架台
の角度位置の関数としてのＸ線出力の経過特性を患者の
角度減弱プロフィルに適合させるようにする。
Ｘ線出力は、適合化処理に基づいて連続的に変調され
る。この変調方式の結果、画像の形成中、患者に加えら
れる線量を低減して、画質を改善することが、瞬時のＸ
線出力、従って、瞬時に加えられる線量を連続して瞬時
の既存の減弱値に適合させることによってできる。各投
影の最大減弱値が算出されて記憶される。架台の角度位
置の関数としての各投影毎の最大減弱値は、角度減弱プ
ロフィルと呼ばれる。架台の直ぐ次の１／２回転のため
に必要なＸ線出力は、予測された角度減弱プロフィルを
利用して算出される。相応の予測方法は、架台の先行す
る１／２回転の減弱値を使用し、場合によっては既存
の、Ｘ線管の動的な出力に関する情報を使用して、架台
の角度位置の関数としてのＸ線出力の経過特性を患者の
角度減弱プロフィルに適合させるようにする。
【００１４】その際、予想方法は、単に、以下の仮定に
基づいており、即ち、架台の直ぐ次の１／２の回転の場
合の角度減弱プロフィルは、少なくとも近似的に、架台
の最後の１／２回転の間の角度減弱プロフィルに相応す
るという仮定に基づいている。つまり、変調過程は、ス
キャンの１／２回転後初めて開始し、その際、スキャン
は、スパイラルスキャン又はスライス毎のスキャンにす
ることができる。
基づいており、即ち、架台の直ぐ次の１／２の回転の場
合の角度減弱プロフィルは、少なくとも近似的に、架台
の最後の１／２回転の間の角度減弱プロフィルに相応す
るという仮定に基づいている。つまり、変調過程は、ス
キャンの１／２回転後初めて開始し、その際、スキャン
は、スパイラルスキャン又はスライス毎のスキャンにす
ることができる。
【００１５】以下説明する、本発明の実施例は、スキャ
ン中、線量の変調が行われる際に、減弱値を算出する形
式に関するものである。
ン中、線量の変調が行われる際に、減弱値を算出する形
式に関するものである。
【００１６】画像再構成の際に、患者、即ち、被検体の
減弱値Ａｏｂｊが使用され、これは、以下の式から導出
される：
減弱値Ａｏｂｊが使用され、これは、以下の式から導出
される：
【００１７】
【数１】
【００１８】その際、Ｕｄｅｔｅｃｔｏｒは、それぞれ
の検出器から供給された出力信号を示し、Ｕ
ｍｏｎｉｔｏｒは、モニタ検出器の出力信号を示す。付
加的な指標ａｉｒは、Ｘ線管と検出器との間に減弱対象
がなくて、単に、空気がある場合の測定の測定の出力信
号を示す。指標ｏｂｊは、患者が、検査のために、Ｘ線
管と検出器との間にいる場合の連続的な測定を示す。
の検出器から供給された出力信号を示し、Ｕ
ｍｏｎｉｔｏｒは、モニタ検出器の出力信号を示す。付
加的な指標ａｉｒは、Ｘ線管と検出器との間に減弱対象
がなくて、単に、空気がある場合の測定の測定の出力信
号を示す。指標ｏｂｊは、患者が、検査のために、Ｘ線
管と検出器との間にいる場合の連続的な測定を示す。
【００１９】画像再構成とは反対に、線量を変えるため
に、包括的な減弱値Ａｇが定義される：
に、包括的な減弱値Ａｇが定義される：
【００２０】
【数２】
【００２１】この定義によって、スキャン過程中、減弱
値を高速算出することができるようになる。更に、不均
一な雑音と、量子化雑音ではない雑音（小さな減弱値の
スライスをスキャンするために、小さなＸ線出力で作動
される場合に、シャープなフィルタを用いた作用として
発生することがある）が発生するのが回避される。
値を高速算出することができるようになる。更に、不均
一な雑音と、量子化雑音ではない雑音（小さな減弱値の
スライスをスキャンするために、小さなＸ線出力で作動
される場合に、シャープなフィルタを用いた作用として
発生することがある）が発生するのが回避される。
【００２２】本発明の、その他の特別な実施例は、線量
変調の際に使用される方式に関するものである。変調の
深さを示す変調指標は制限されており、架台の回転速度
に依存する。角度減弱プロフィルは、Ｘ線出力の許容さ
れた変調領域に適合するように延長乃至圧縮される。線
量変調の際、陽極電流、従って、Ｘ線出力を制御するた
めに、Ｘ線管のフィラメント温度の制御が用いられる。
本発明の技術思想は、変調指標をフィラメントの冷却時
間によって限定するということである。この冷却特性に
よって、管電流が指数関数状に低下し、従って、放射線
量が指数関数状に低下する。基準となる時定数は、線量
（スキャン中の最大可能な管電流）の定格値に依存しな
い。線量の降下側縁が指数関数状に低下することによっ
て、比較的高い回転速度での変調指数が制限される。
変調の際に使用される方式に関するものである。変調の
深さを示す変調指標は制限されており、架台の回転速度
に依存する。角度減弱プロフィルは、Ｘ線出力の許容さ
れた変調領域に適合するように延長乃至圧縮される。線
量変調の際、陽極電流、従って、Ｘ線出力を制御するた
めに、Ｘ線管のフィラメント温度の制御が用いられる。
本発明の技術思想は、変調指標をフィラメントの冷却時
間によって限定するということである。この冷却特性に
よって、管電流が指数関数状に低下し、従って、放射線
量が指数関数状に低下する。基準となる時定数は、線量
（スキャン中の最大可能な管電流）の定格値に依存しな
い。線量の降下側縁が指数関数状に低下することによっ
て、比較的高い回転速度での変調指数が制限される。
【００２３】
【実施例】以下、図示の実施例を用いて、本発明につい
て説明する。
て説明する。
【００２４】図１に示した第３世代のＣＴシステムは、
コリメートされた、扇型Ｘ線ビーム１４を検出器配列１
２の方向に放射する。Ｘ線源１１及び検出器配列１２
は、患者１０を中心にして連続的に回転する回転可能な
架台１３上に設けられている。
コリメートされた、扇型Ｘ線ビーム１４を検出器配列１
２の方向に放射する。Ｘ線源１１及び検出器配列１２
は、患者１０を中心にして連続的に回転する回転可能な
架台１３上に設けられている。
【００２５】Ｘ線ビーム１４は、患者１０をスライス状
に透過し、その結果得られた、検出器配列１２のｍ個以
下のそれぞれの検出器１の各出力信号は、図１に示され
ていないデータ検出及び測定システムのチャンネルによ
って、投影を形成するために検出される。
に透過し、その結果得られた、検出器配列１２のｍ個以
下のそれぞれの検出器１の各出力信号は、図１に示され
ていないデータ検出及び測定システムのチャンネルによ
って、投影を形成するために検出される。
【００２６】図２には、投影用の典型的な信号プロフィ
ルが示されており、その際、図２は、ｍ個以下のそれぞ
れの検出器１の出力信号の振幅
ルが示されており、その際、図２は、ｍ個以下のそれぞ
れの検出器１の出力信号の振幅
【００２７】
【数３】
【００２８】を示し、図３は、ｍ個以下の検出器１に依
存する所属の減弱値Ａｇを示す。
存する所属の減弱値Ａｇを示す。
【００２９】各投影のために、検出器配列２２の、最も
低いビームレベルを受信するような検出器によって、最
小振幅
低いビームレベルを受信するような検出器によって、最
小振幅
【００３０】
【数４】
【００３１】の出力信号が供給され、従って、この投影
のために、最大減弱値Ａｇが供給される。この検出器の
出力信号は、量子化雑音に対しても電子雑音に対しても
極めて感度の高い信号である。雑音を所定レベル以下に
保持するために、各投影用のＸ線出力を、１つの検出器
が達成する最も低いビームレベルが、所定のように設定
されたレベルよりも大きいように選定する必要がある。
このＸ線出力は、所要Ｘ線出力と呼ばれる。
のために、最大減弱値Ａｇが供給される。この検出器の
出力信号は、量子化雑音に対しても電子雑音に対しても
極めて感度の高い信号である。雑音を所定レベル以下に
保持するために、各投影用のＸ線出力を、１つの検出器
が達成する最も低いビームレベルが、所定のように設定
されたレベルよりも大きいように選定する必要がある。
このＸ線出力は、所要Ｘ線出力と呼ばれる。
【００３２】各投影のために、図には示されていない、
付加的なモニタ検出器によって、公知の形式で、患者１
０を貫通しなかったＸ線ビーム１４の領域内の非減弱Ｘ
線強度が測定される。モニタ検出器の出力信号の振幅
付加的なモニタ検出器によって、公知の形式で、患者１
０を貫通しなかったＸ線ビーム１４の領域内の非減弱Ｘ
線強度が測定される。モニタ検出器の出力信号の振幅
【００３３】
【数５】
【００３４】は、本発明の場合には、検出器配列１２の
各他の検出器に対して、既述のように、包括的な減弱値
Ａｇを算出するのに使用される。架台１３の角度位置φ
の関数としてのそれぞれの投影の最大減弱値によって、
いわゆる角度減弱プロフィルが形成される。図４には、
患者の肩領域用の典型的な角度減弱プロフィルが示され
ている。
各他の検出器に対して、既述のように、包括的な減弱値
Ａｇを算出するのに使用される。架台１３の角度位置φ
の関数としてのそれぞれの投影の最大減弱値によって、
いわゆる角度減弱プロフィルが形成される。図４には、
患者の肩領域用の典型的な角度減弱プロフィルが示され
ている。
【００３５】図４には、Ｘ線源１１用の本発明による適
合化出力制御でのフィードバックシステムが示されてお
り、これは、例えば、ハードウェアで実施された最小値
検出器３１、調量変調器２７、調量調整器２６を有して
いる。フィードバックループは、高電圧発生器３２を有
するＸ線源２５、患者２０、検出器配列２２、データ検
出及び測定システム２８及び高速度データ接続部３０を
介して閉じられている。
合化出力制御でのフィードバックシステムが示されてお
り、これは、例えば、ハードウェアで実施された最小値
検出器３１、調量変調器２７、調量調整器２６を有して
いる。フィードバックループは、高電圧発生器３２を有
するＸ線源２５、患者２０、検出器配列２２、データ検
出及び測定システム２８及び高速度データ接続部３０を
介して閉じられている。
【００３６】撮像された各投影に対して、最小値検出器
３１は、検出器配列２２の各検出器の出力信号を分析し
て、各投影の最小出力信号を以下のようにして送出す
る：先ず、プリプロセッサモジュールは、モニタ検出器
の出力信号に対しても検出器配列２２の、それ以外の検
出器の出力信号に対しても、オフセット補正を行う。そ
れから、デジタルローパスフィルタは、それぞれの投影
の際の各検出器の各出力信号に亘って平滑化された（ｇ
ｌｅｉｔｅｎｄ）平均値を求める。平滑化された平均値
の周期は、検出器配列２２の各検出器の数に依存する。
３１は、検出器配列２２の各検出器の出力信号を分析し
て、各投影の最小出力信号を以下のようにして送出す
る：先ず、プリプロセッサモジュールは、モニタ検出器
の出力信号に対しても検出器配列２２の、それ以外の検
出器の出力信号に対しても、オフセット補正を行う。そ
れから、デジタルローパスフィルタは、それぞれの投影
の際の各検出器の各出力信号に亘って平滑化された（ｇ
ｌｅｉｔｅｎｄ）平均値を求める。平滑化された平均値
の周期は、検出器配列２２の各検出器の数に依存する。
【００３７】複数列の検出器からなる検出器配列を有す
るＣＴシステムの場合、この過程は、２次元で行われ
る。
るＣＴシステムの場合、この過程は、２次元で行われ
る。
【００３８】続いて、線量変調器２７は、モニタ検出器
の出力信号と平均値形成後の出力信号
の出力信号と平均値形成後の出力信号
【００３９】
【数６】
【００４０】を用いて、瞬時の投影に対して、最大減弱
値Ａｐｒｏｊ ｍａｘを算出する：
値Ａｐｒｏｊ ｍａｘを算出する：
【００４１】
【数７】
【００４２】架台２３の１／２回転の場合の最大減弱値
Ａｐｒｏｊ ｍａｘ、即ち、架台２３の１／２回転の間
に撮像された投影の最大減弱値Ａｐｒｏｊ ｍａｘは、
予測過程の際に記憶される。
Ａｐｒｏｊ ｍａｘ、即ち、架台２３の１／２回転の間
に撮像された投影の最大減弱値Ａｐｒｏｊ ｍａｘは、
予測過程の際に記憶される。
【００４３】図４と共に図６に示されているように、こ
の予測方法は、架台２３の完全な回転内での角度減弱プ
ロフィルの周期性を利用して、架台の直ぐ次の１／２回
転の場合の減弱値を、過去の１／２回転の場合に測定に
よって決められた角度減衰プロフィルに基づいて予測に
よって求め、その際、何れにせよ被検体の最初の１／２
回転の間は予測の基礎データが欠けている。この理由
で、Ｘ線源が、図６から分かるように、Ｘ線出力の定格
値、即ち、定格線量で作動される。最初の１／２回転に
続いて、線量変調は、予測された各角度減弱プロフィル
に基づいて作動される。
の予測方法は、架台２３の完全な回転内での角度減弱プ
ロフィルの周期性を利用して、架台の直ぐ次の１／２回
転の場合の減弱値を、過去の１／２回転の場合に測定に
よって決められた角度減衰プロフィルに基づいて予測に
よって求め、その際、何れにせよ被検体の最初の１／２
回転の間は予測の基礎データが欠けている。この理由
で、Ｘ線源が、図６から分かるように、Ｘ線出力の定格
値、即ち、定格線量で作動される。最初の１／２回転に
続いて、線量変調は、予測された各角度減弱プロフィル
に基づいて作動される。
【００４４】予測誤差を避けるために、線量変調器２７
は、１／２回転の終わりでその都度、測定された角度減
弱プロフィールに亘って平滑化された平均値を形成す
る。平滑化された平均値の周期は、それぞれのＣＴシス
テムのタイプ（時間トリガ又は投影角度トリガ）及び回
転時間に依存する。
は、１／２回転の終わりでその都度、測定された角度減
弱プロフィールに亘って平滑化された平均値を形成す
る。平滑化された平均値の周期は、それぞれのＣＴシス
テムのタイプ（時間トリガ又は投影角度トリガ）及び回
転時間に依存する。
【００４５】変調指標、即ち、変調深さμは、架台２３
の直ぐ次の１／２回転の場合に、 μ＝１−（Ａｍｉｎ／Ａｍａｘ）ｑ によって求められ、その際、 −Ａｍａｘ＝φの場合のｍａｘ｛Ａ（φ）｝∈架台２３
の先行の１／２回転 −Ａｍｉｎ＝φの場合のｍｉｎ｛Ａ（φ）｝∈架台２３
の先行の１／２回転 −φ＝架台２３の角度位置 −ｑ＝ユーザによって調整可能な最適パラメータ である。
の直ぐ次の１／２回転の場合に、 μ＝１−（Ａｍｉｎ／Ａｍａｘ）ｑ によって求められ、その際、 −Ａｍａｘ＝φの場合のｍａｘ｛Ａ（φ）｝∈架台２３
の先行の１／２回転 −Ａｍｉｎ＝φの場合のｍｉｎ｛Ａ（φ）｝∈架台２３
の先行の１／２回転 −φ＝架台２３の角度位置 −ｑ＝ユーザによって調整可能な最適パラメータ である。
【００４６】しかし、変調深さμは、架台２３の回転速
度乃至回転時間の関数として制限されている： ｉｆ （μ＞μｍａｘ） ｔｈｅｎ μ＝μｍａｘ 本発明の特別な実施例では、変調深さの最大値μｍａｘ
は、以下のテーブルに応じて、架台２３の回転速度乃至
回転時間に依存して選択される：回転時間［ｓ］ μｍａｘ ２．０ ０．９ １．５ ０．８ １．０ ０．７ ０．７５ ０．６ 予測された角度減弱値を用いて、調量変調器２７は、直
ぐ次の１／２回転の際の所要Ｘ線出力を求め、その際、
調量変調器２７は、許容変調深さの角度減弱プロフィル
を以下のようにして適合させる：
度乃至回転時間の関数として制限されている： ｉｆ （μ＞μｍａｘ） ｔｈｅｎ μ＝μｍａｘ 本発明の特別な実施例では、変調深さの最大値μｍａｘ
は、以下のテーブルに応じて、架台２３の回転速度乃至
回転時間に依存して選択される：回転時間［ｓ］ μｍａｘ ２．０ ０．９ １．５ ０．８ １．０ ０．７ ０．７５ ０．６ 予測された角度減弱値を用いて、調量変調器２７は、直
ぐ次の１／２回転の際の所要Ｘ線出力を求め、その際、
調量変調器２７は、許容変調深さの角度減弱プロフィル
を以下のようにして適合させる：
【００４７】
【数８】
【００４８】その際、 −Ｄｎｏｍｉｎａｌ＝Ｘ線出力の定格値（線量変調な
し） −Ａ（φ）＝架台２３の先行の１／２回転で求められた
値 最適化パラメータｑの場合、ｑ＝［０．５〜１］であ
る。この最適化パラメータを介して、調量変調器の作用
は以下のように調整される： ｑ＝１ 最小Ｘ線出力、即ち、最大線量節約 ｑ＝０．５ 所定のＸ線出力の場合の最小雑音 スキャン開始時又は必要時には常に、画像計算器２９
は、調量変調器２７を開始する同期信号を送出して、予
測過程を新たに開始する。調量変調の直ぐ次の開始周期
は、１／２回転続く。この開始周期の間、調量調整器２
６は、定格調量を利用する。
し） −Ａ（φ）＝架台２３の先行の１／２回転で求められた
値 最適化パラメータｑの場合、ｑ＝［０．５〜１］であ
る。この最適化パラメータを介して、調量変調器の作用
は以下のように調整される： ｑ＝１ 最小Ｘ線出力、即ち、最大線量節約 ｑ＝０．５ 所定のＸ線出力の場合の最小雑音 スキャン開始時又は必要時には常に、画像計算器２９
は、調量変調器２７を開始する同期信号を送出して、予
測過程を新たに開始する。調量変調の直ぐ次の開始周期
は、１／２回転続く。この開始周期の間、調量調整器２
６は、定格調量を利用する。
【００４９】既述の場合とは異なり、最大減弱値は、各
投影時でなくて、特にｎ番目毎の投影時のみ、例えば、
３番目の投影毎に求めて、最後の１／２回転時に、相応
の角度減弱プロフィルを記憶することもできる。そのよ
うな方法は、特に、求めるべき投影毎の領域に対して、
僅かしか減弱されていない最大減弱値が予期される場合
に適している。
投影時でなくて、特にｎ番目毎の投影時のみ、例えば、
３番目の投影毎に求めて、最後の１／２回転時に、相応
の角度減弱プロフィルを記憶することもできる。そのよ
うな方法は、特に、求めるべき投影毎の領域に対して、
僅かしか減弱されていない最大減弱値が予期される場合
に適している。
【００５０】本発明の範囲内で、既述の予測方法とは異
なる方法を用いてもよい。例えば、その都度、直ぐ次の
回転時の完全な回転の角度減弱プロフィルを予測しても
よい。
なる方法を用いてもよい。例えば、その都度、直ぐ次の
回転時の完全な回転の角度減弱プロフィルを予測しても
よい。
【００５１】本発明は、第３世代のＣＴシステムの実例
を用いて既述したが、第４世代のＣＴシステムに使用し
てもよい。
を用いて既述したが、第４世代のＣＴシステムに使用し
てもよい。
【００５２】本発明は、医療用途の実例で説明したが、
医療用途でない領域でも使用することができる。
医療用途でない領域でも使用することができる。
【００５３】
【発明の効果】本発明によると、線量を変えること、即
ち、Ｘ線出力を変えることによって、最終的に形成され
る画像内の雑音をあまり増大しないで、検査の際に患者
に加えられる全線量を低減すること、所定の解剖領域
（例えば、肩及び骨盤）内で雑音によって生じるライン
を低減するようにして、画質の知覚される部分を改善す
ることができる。
ち、Ｘ線出力を変えることによって、最終的に形成され
る画像内の雑音をあまり増大しないで、検査の際に患者
に加えられる全線量を低減すること、所定の解剖領域
（例えば、肩及び骨盤）内で雑音によって生じるライン
を低減するようにして、画質の知覚される部分を改善す
ることができる。
【図１】患者の横断面図を形成するために使われるよう
なＣＴシステムを示す図
なＣＴシステムを示す図
【図２】投影用のＣＴシステムの検出器配列で測定され
た典型的な信号を示す図
た典型的な信号を示す図
【図３】図２の投影に属している減弱値を示す図
【図４】患者の肩領域を中心にして完全に回転した場合
の典型的な角度減弱プロフィルを示す図
の典型的な角度減弱プロフィルを示す図
【図５】図１のコンピュータトモグラフを部分的にブロ
ック回路図の形式で示した図
ック回路図の形式で示した図
【図６】予測方法をグラフで概説した図
１０，２０ 患者 １２ 検出器配列 １４ Ｘ線 ２２ 検出器配列 １３，２３，５３ 架台 １１，２５ Ｘ線源 ２６ 調量調整器 ２７ 調量変調器 ２８ データ検出及び測定システム ２９ 画像計算機 ３０ 高速度データ線路 ３１ 最小値検出器 ３２ 高電圧発生器
フロントページの続き (72)発明者 ハイコ ヴォルフ ドイツ連邦共和国 テンネンブロン アー ホルンヴェーク ３ (72)発明者 ディートマー ヘンチェル ドイツ連邦共和国 ヘアツォーゲナウラッ ハ シュテーガーシュトラーセ ６ (72)発明者 カール−エルンスト シュトラウス ドイツ連邦共和国 シュパルドルフ ズデ ーテンシュトラーセ ２アー
Claims (8)
- 【請求項１】 所定回転速度で回転可能な架台（２３）
に取り付けられたＸ線源（２５）と、該Ｘ線源（２５）
のＸ線出力を変調する手段（２６，２７）と、前記Ｘ線
源（２５）から送出されるＸ線の検出器システム（２
２）を有しているＸ線ＣＴシステムから患者に放射され
るＸ線線量を適合的に低減する方法において、以下の方
法ステップ、即ち； −各投影又はｎ番目毎の投影時の最大減弱値を算出し
て、架台（２３）の最後の１／２回転の間の相応の角度
減弱プロフィールを記憶するステップ； −前記架台（２３）の直ぐ次の１／２回転の間、前記架
台（２３）の最後の１／２回転時に測定された角度減弱
プロフィールに基づいて角度減弱プロフィールを予測す
るステップ； −直ぐ次の投影のＸ線出力を、予測された角度減弱プロ
フィールの所属の減弱値に基づいて調整するように、前
記Ｘ線出力を変調するステップを有することを特徴とす
るＸ線ＣＴシステムでＸ線線量を適合的に低減する方
法。 - 【請求項２】 Ｘ線出力を、各投影時に、所望の所定信
号／雑音比の保持に必要なＸ線出力が調整されるように
調整する請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 モニタ検出器を備えたＣＴシステム用の
方法であって、該ＣＴ装置に、Ｘ線源（２５）から放射
されたＸ線が減弱されずに入射し、その際、減弱値は、
検出器システム（２２）とモニタ検出器の出力信号を用
いて求められる請求項１又は２記載の方法。 - 【請求項４】 測定された角度減弱プロフィルが記憶さ
れ、各１／２回転後、実施される請求項１〜３までのい
ずれか１記載の方法。 - 【請求項５】 測定された角度減弱プロフィルのローパ
スフィルタリングによって予測誤差を回避する請求項１
〜４までのいずれか１記載の方法。 - 【請求項６】 Ｘ線出力の変調を、最小Ｘ線出力と最小
ノイズとの間で最適化を行う最適化パラメータによって
制御する請求項１〜５までのいずれか１記載の方法。 - 【請求項７】 Ｘ線出力の変調を、架台（２３）の回転
速度に依存して制限する変調指数を用いて実施する制御
する請求項１〜６までのいずれか１記載の方法。 - 【請求項８】 角度減弱プロフィルを、減弱値の振幅に
関して、それぞれの変調指数に適合するために、圧縮又
は伸張する請求項７記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/811338 | 1997-03-04 | ||
| US08/811,338 US5867555A (en) | 1997-03-04 | 1997-03-04 | Adaptive dose modulation during CT scanning |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10309271A true JPH10309271A (ja) | 1998-11-24 |
| JPH10309271A5 JPH10309271A5 (ja) | 2005-07-28 |
| JP3964974B2 JP3964974B2 (ja) | 2007-08-22 |
Family
ID=25206280
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05061398A Expired - Lifetime JP3964974B2 (ja) | 1997-03-04 | 1998-03-03 | Ｘ線ｃｔシステムでｘ線線量を適合的に低減する方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5867555A (ja) |
| JP (1) | JP3964974B2 (ja) |
| CN (1) | CN1236727C (ja) |
| DE (1) | DE19806063C2 (ja) |
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| JP2005058774A (ja) * | 2003-08-18 | 2005-03-10 | Siemens Ag | 対象物の構造データの取得装置 |
| JP2007532221A (ja) * | 2004-04-13 | 2007-11-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | コンピュータ断層撮影のための動的線量制御 |
| EP2047799A2 (en) | 2001-03-09 | 2009-04-15 | Hitachi Medical Corporation | X-ray CT device and its image display method |
| CN111528891A (zh) * | 2020-05-11 | 2020-08-14 | 东软医疗系统股份有限公司 | 剂量调制方法、装置、ct设备及ct系统 |
| WO2022139560A1 (ko) * | 2020-12-24 | 2022-06-30 | 주식회사 디알텍 | 방사선 촬영 장치 및 이를 이용하는 방사선 촬영 방법 |
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| US6173039B1 (en) | 1998-08-25 | 2001-01-09 | General Electric Company | Variable aperture z-axis tracking collimator for computed tomograph system |
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