JP4545404B2 - イメージング・システムの可変ｘ線強度変調方式を具現化する方法及びシステム - Google Patents

Description

本開示は一般的には、可変変調方式に関し、さらに具体的には、可変Ｘ線電力変調方式及び可変Ｘ線電力変調方式を具現化する方法に関する。

少なくとも一つの公知の計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム構成では、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、ビームは「撮像平面」と一般に呼ばれるデカルト座標系のＸＹ平面内に位置するようにコリメートされる。このファン形状のビームを受光するように、ＣＴシステム内には各々検出器素子を含んでいる放射線検出器のアレイが設けられている。患者等の対象がＸ線ビームで照射されるように撮像平面内に配置されて、Ｘ線ビームは対象を透過する。Ｘ線ビームが撮像対象を透過するのに伴って、Ｘ線ビームは放射線検出器のアレイに入射する前に減弱する。検出器アレイで受光される減弱後のビーム放射線の強度は、対象によるＸ線ビームの減弱量に応じたものとなっており、各々の検出器素子が検出器素子位置におけるビーム減弱量に応じた別個の電気信号を発生する。これらの電気信号をＸ線減弱測定値と呼ぶ。

加えて、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交差する角度が定常的に変化するように、撮像平面内でガントリと共に撮像対象の周りを回転することができる。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器アレイが一回転する間に様々なガントリ角度で形成される一組のビューで構成される。アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、対象を通る二次元スライスに対応する画像を構築するように投影データを処理する。

一組の投影データから画像を再構成する一つの方法に「フィルタ補正逆投影法」と呼ばれるものがある。この方法は、走査から得られた減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド単位」（ＨＵ）と呼ばれる−１０２４〜＋３０７１にわたる離散的な整数へ変換する。これらのＨＵを用いて、減弱測定値に応じた態様で陰極線管又はコンピュータ画面表示上の対応するピクセルの輝度を制御する。例えば、空気の減弱測定値を整数値−１０００ＨＵ（暗いピクセルに対応する）へ変換し、極く稠密な骨物質の減弱測定値を整数値＋２０００以上（明るいピクセルに対応する）へ変換する一方で、水の減弱測定値を整数値０ＨＵ（中間輝度のピクセルに対応する）へ変換することができる。この整数変換すなわち「スコア判定」は、医師又は技師がコンピュータ表示の輝度に基づいて物質の近似的な密度を判定することを可能にしている。
特開２００１−０４３９９３

幾つかの走査パラメータ、例えば、Ｘ線管すなわち照射器の電流（「ｍＡ」）、Ｘ線管供給電圧（「ｋＶ」）、スライス厚、走査時間及び螺旋ピッチ（ヘリカル・スキャンの場合）等は、Ｘ線電力に影響を与え、従って画質に影響を与えるものとして知られている。加えて、Ｘ線管電流は典型的には、患者に対するＸ線量に直接関係する。例えば、Ｘ線管電流が大きいと、画質は向上するが患者が受ける線量は増大し得る。しかしながら、Ｘ線管電流レベルが低いと、画像に強い縞アーティファクトが生ずることは公知である。この現象は典型的には、患者を透過するフォトンの数が不十分であることに起因しており、Ｘ線フォトン不足として公知である。

Ｘ線管電流レベルが高いと雑音像は少なくなるが、高いＸ線管電流レベルによって患者は大量のＸ線エネルギを受ける。従来のＣＴ走査実行時には、固定式ｍＡプロトコルを用いて、様々な体格及び様々な減弱特性を有する患者群を走査している。結果として、小柄な患者の走査は、大柄な患者の画像よりも雑音が少ない。しかしながら、固定式ｍＡプロトコルを用いる場合には、大柄な患者に一定水準の診断画質が必要とされるので、小柄な患者は、許容可能な診断結果に必要とされるよりも大きい線量を受ける可能性がある。

Ｘ線管電圧については、現状で利用されている殆どのＣＴスキャナは、技師及び／又は医師がＸ線管電圧を調節できるように幾種類の管電圧基準値（例えば８０ｋＶ対１４０ｋＶ）を提供している。しかしながら、電圧選択は殆どの場合に医師の選定に応じたものとなり、従って、典型的には科学的手引きを欠いている。殆どの人体走査及び頭部走査で１２０ｋＶの管電圧を利用する傾向にある医師もいれば、対象が比較的小さい頭部走査及び小児科走査で１４０ｋＶを利用する医師もいる。管電圧が高いと大柄の患者について幾何学的な線量効率が良好となる一方で、管電圧が低いと、対象が比較的小柄である場合には様々な病変種別毎のコントラストが良好となり、従って、コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）が良好となる場合があることが判明している。残念ながら、これらのトレードオフは医療現場では十分に確立しておらず、このため、照射器管電圧の選択は、患者の体格の大きさを問わず何らかの走査形式に固定されているのが一般的である。従って、許容可能な程度に小さい雑音レベル及び良好なＣＮＲを保持しつつ、個々の患者が受ける線量を減少させると共に線量効率を高めることができると望ましい。

以上に述べた短所及び欠陥並びに他の短所及び欠陥は、イメージング・システムにおいて所望の画像雑音を保持するようにイメージング・システムのＸ線電力を変調する方法によって克服され或いは軽減される。この方法は、投影データを取得する工程と、補正後の投影データを生成するようにビーム・ハードニング誤差に応じて投影データを補正する工程とを含んでいる。加えて、補正後の投影データは、撮像方法に応じて複数の照射器電流値を生成するように処理されて、これらの照射器電流値が、撮像対象に応じてイメージング・システムに適用される。

他の観点では、イメージング・システムの最適照射器管電圧を決定する方法が、相対雑音増大に応じてシステム水等価経路長を決定するようにイメージング・システムの特徴を記述する工程を含んでいる。次いで、対象水等価経路長が決定され、比較結果を生成するようにシステム水等価経路長と比較されて、比較結果に応じて最適照射器管電圧の推奨を可能にする。

さらに他の観点では、イメージング・システムにおいて所望の画像雑音を保持するようにイメージング・システムの照射器電流を変調するシステムが、Ｘ線源及び放射線検出器アレイを有するガントリを含んでいる。ガントリは患者載置空間を画定しており、Ｘ線源及び放射線検出器アレイは、患者載置空間を挟んで離隔されるようにガントリに回転式で付設されている。患者支持構造が、患者載置空間との連絡を可能にするようにガントリに移動式で付設されている。処理装置が、投影データを取得して、補正後の投影データを生成するようにビーム・ハードニング誤差に応じて投影データを補正する。処理装置は、撮像方法に応じて複数の照射器電流値を生成するように補正後の投影データを処理して、撮像対象に応じてこれらの照射器電流値をイメージング・システムに適用する。

さらに他の観点では、イメージング・システムの最適照射器管電圧を決定するシステムが、Ｘ線源及び放射線検出器アレイを有するガントリを含んでいる。ガントリは患者載置空間を画定しており、Ｘ線源及び放射線検出器アレイは、患者載置空間を挟んで離隔されるようにガントリに回転式で付設されている。患者支持構造が、患者載置空間との連絡を可能にするようにガントリに移動式で付設されている。処理装置が、相対雑音増大に応じてシステム水等価経路長を決定するようにイメージング・システムの特徴を記述する。処理装置はさらに、対象水等価経路長を決定し、比較結果を生成するように対象水等価経路長をシステム水等価経路長と比較して、比較結果に応じて最適照射器管電圧を推奨する。

本発明の以上に述べた特徴及び利点並びにその他の特徴及び利点は、当業者であれば以下の詳細な説明及び図面から認識され理解されよう。

尚、例示図面では、各図面で類似の要素には類似の参照番号を付している。

本書に開示するのは、所望の画像雑音を保持するようにＸ線管電流（ｍＡ）を決定すると共に、線量効率を高めるためにＸ線管電圧（ｋＶｐ）を決定する方法及びシステムである。簡単に述べると、両方のパラメータ（管電流及び管電圧）について、投影データ（すなわちスカウト・データ）を用いて、患者の体格の大きさ及び減弱特性を決定する。管電流の場合には、スカウト・データに基づいて、所望の画像雑音特性を用いて適当なｍＡを決定する。管電圧の場合には、スカウト・データを所望の雑音及びコントラスト特性と併用して適当なｋＶｐを決定する。結果として、小柄な患者は、画質を犠牲にすることなく相対的に低い線量を受けるだけで済む。

先ず図１及び図２について述べると、同図には本発明の実施形態を実施するのに適した代表的なＣＴイメージング・システム１が示されている。システム１は、Ｘ線源４と、放射線検出器アレイ６と、患者支持構造８と、患者載置空間１０とを有するガントリ２を含んでおり、Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６は、患者載置空間１０を挟んで離隔されるように対向して配設されている。患者１２が患者支持構造８に載置されているものとして図示されており、次いで患者支持構造８が患者載置空間１０の内部に配置される。Ｘ線源４はＸ線ビーム１４を患者１２を透過するように放射線検出器アレイ６に向かって投射する。Ｘ線ビーム１４は好ましくは、「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸＹ平面内に位置するようにコリメータ（図示されていない）によってコリメートされる。患者１２を透過して患者１２によって減弱した後に、減弱後のＸ線ビーム１６が放射線検出器アレイ６によって受光される。放射線検出器アレイ６は複数の検出器素子１８を含んでおり、検出器素子１８の各々が減弱後のＸ線ビーム１６を受光して、減弱後のＸ線ビーム１６の強度に応じた電気信号を発生する。

加えて、Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６は、患者支持構造８が患者載置空間１０内に配置されたときにＸ線源４及び放射線検出器アレイ６が患者支持構造８の周囲を回転することを可能にするように、ガントリ２及び患者支持構造８に対して回転式で配設されている。そして、走査時にＸ線源４及び放射線検出器アレイ６を患者１２の周囲で回転させることによりＸ線投影データが取得される。Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６の回転及び動作は、ＣＴイメージング・システム１に付設されている制御機構２０によって制御される。

さらに明確に述べると、制御機構２０は、Ｘ線源４と連絡しているＸ線制御器２２と、ガントリ・モータ制御器２４と、放射線検出器アレイ６と連絡しているデータ取得システム（ＤＡＳ）２６とを含んでいる。Ｘ線制御器２２はＸ線源４へ電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器２４はＸ線源４の回転速度及び角度位置を制御し、放射線検出器アレイ６及びＤＡＳ２６は検出器素子１８によって発生された電気信号データを受信してこのデータをディジタル信号へ変換し、引き続き処理を行なう。このために、ＣＴイメージング・システム１はまた、画像再構成装置２８と、データ記憶装置３０と、処理装置３２とを含んでおり、処理装置３２はさらに、画像再構成装置２８、ガントリ・モータ制御器２４、Ｘ線制御器２２及びデータ記憶装置３０、並びに入力装置３４及び出力装置３６と連絡している。最後に、ＣＴイメージング・システム１はまた、患者支持構造８の患者載置空間１０に対する相対的な位置を制御するように処理装置３２及び患者支持構造８と連絡しているテーブル制御器３８を搭載している。

ＣＴイメージング・システム１の動作時に、患者１２は患者支持構造８に載置されて、次いで患者支持構造８は、患者載置空間１０内で操作者によって（処理装置３２を介して）配置される。次いで、処理装置３２を介してガントリ・モータ制御器２４を動作させ、これにより、Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６を患者１２に対して相対的に回転させる。Ｘ線源４がコリメート後のＸ線ビーム１４を放射線検出器アレイ６に向かって、従って患者１２に向かって放出及び投射するように、処理装置３２を介してＸ線制御器２２を動作させる。Ｘ線ビーム１４は減弱後のＸ線ビーム１６を形成するように患者１２を透過して、減弱後のＸ線ビーム１６は放射線検出器アレイ６によって受光される。

検出器素子１８は、減弱後のＸ線ビーム１６を受光すると、減弱後のＸ線ビーム１６の強度に応じた電気信号データを発生した後に、この電気信号データをＤＡＳ２６へ連絡する。次いで、ＤＡＳ２６が電気信号データをディジタル信号へ変換して、ディジタル信号及び電気信号データの両方を画像再構成装置２８へ送信すると、画像再構成装置２８は高速画像再構成を実行する。次いで、この画像再構成情報を処理装置３２へ連絡すると、処理装置３２は画像をデータ記憶装置３０に記憶させると共に、ディジタル信号を画像として出力装置３６を介して表示する。

図３には、イメージング・システム１の照射器電流を変調する方法２００を記述する流れ図が示されており、以下この流れ図について説明する。実施形態の一例では、ブロック２０２に示すように、スカウト画像データが生成される。スカウト画像データは好ましくはＣＴイメージング・システム１を用いて取得されるが、所望の最終目的に適した任意のイメージング・システム、例えば超音波、ポジトロン・エミッション断層写真法（ＰＥＴ）、Ｘ線及びＭＲＩ等のイメージング・システムを用いてスカウト画像データを取得してもよい。さらに、スカウト画像データは好ましくは１２０ｋＶ及び／又は４０ｍＡを用いて取得されるが、所望の最終目的に適した任意の照射器電圧（ｋＶ）及び／又は照射器電流（ｍＡ）を用いてスカウト画像データを取得してよい。次いで、ブロック２０４に示すように、スカウト画像データに応じた態様で投影データが生成される。スカウト画像データから投影データを生成するためには、スカウト画像データ処理工程を逆転すると共に、スカウト画像データが０．０１の閾値減弱値を下回る場合にはスカウト画像データを切り取るか或いはゼロにしなければならない。次いで、スカウト画像データを通る各々のアキシャル断面毎の推定投影プロファイルは、次のような適当な式を用いてスカウト画像データ処理工程を逆転させることにより生成することができる。

ｐｒｏｊ_i＝（scout_image_row−scout_shift_factor）／
（scout_scale_factor＊normalization_factor）
ここで、scout_image_rowはスカウト画像データの一つの行であり、scout_shift_factor、scout_scale_factor及びnormalization_factorは、スカウト再構成アルゴリズムによって決定されている定数である。

同様に、推定投影プロファイルｐｒｏｊ_iも、次の式の例によって示すように経験的に決定された値を適用することにより推定することができる。

ｐｒｏｊ_i＝（ｉｍａｇｅ_i−５７３）／５７８．３３＊４．７２
ここで、各々のアキシャル断面毎の推定投影プロファイルは、ｎ個のプロファイル要素を含んでおり（ｎは例えば値８８８を有し得る）、ｉはプロファイル要素番号である。尚、投影データに分解されるスカウト画像データを先ず生成せずに投影データを直接生成するような態様でイメージング・システムを動作させ得ることは当業者には明らかであろう。加えて、本書では各々のアキシャル断面毎の推定投影プロファイルが８８８のプロファイル要素を有するものとして説明するが、各々のアキシャル断面毎の推定投影プロファイルは所望の最終目的に適した任意の数の要素で構成されていてよい。

一旦、投影データが決定されたら、次いで、ブロック２０６に示すように、補正後の投影データｐｒｏｊ_bh,iを生成するようにビーム・ハードニング誤差に応じた態様で投影データを補正する。この工程は好ましくは、下記の式を適用して行なわれる。

ｐｒｏｊ_bh,i＝ａ_0i＋ａ_1i＊ｐｒｏｊ_i＋ａ_2i＊ｐｒｏｊ_i ²
＋ａ_3i＊ｐｒｏｊ_i ³＋...＋ａ_ki＊ｐｒｏｊ_i ^k （ｉ＝０，ｎ）
ここで、ａ_0i，ａ_1i，ａ_2i，ａ_3i，...，ａ_kiは、所与のｋＶ及び撮像フィルタに応じた係数であり、ｐｒｏｊ_iは、前述したような所与のプロファイル要素についての推定投影プロファイルである。

次いで、projection_measure及びprojection_areaの各ファクタを決定し、これらのファクタを用いて、所与の走査における雑音を投影データを用いて推定する。projection_area（ＰＡ）は単純に、上で決定された推定投影プロファイル（ｐｒｏｊ_i）の下方の面積であり、次の式によって与えられる。

ここで、ｉはプロファイル要素である。projection_measureは、次の式によって与えられるようなｋ個の最大のプロファイル要素の部分集合を加算することにより決定される。

ここで、ｓｏｒｔとは、降順で配列を生成するものと想定されており、ｊは典型的な値として１００を有していてよい。また、円形ファントムの場合にはprojection_measureは配向を問わず同一であるが、楕円形ファントムの場合にはprojection_measureはビューに応じた態様で変化して、所定のスカウト画像平面での偏心性の尺度を与えるものであることを特記しておく。加えて、projection_area対直行する二つの平面でのprojection_measureの積のプロットは、次の式によって与えられることを特記しておく。

ＰＡ_i＝ＰＭ_0,i＊ＰＭ_90,i＊Ｓ＋Ｉ
ここで、Ｉはoval_offsetであり、Ｓはoval_Coefficientである。ここから分かるように、この式からは直線が得られ、従って、一つのスカウト画像平面からのprojection_measure、projection_area及び線の方程式が分かれば、他の平面でのprojection_measureも予測することができる。

以上の各ファクタを用いて、偏心度すなわち楕円度を次のようにして決定することができる。０°projection_measureが
oval_ratio＝ＰＭ_90,i／ＰＭ_0,i＝（ＰＡ_i−Ｉ）／（Ｓ＊ＰＭ_0,i ²）
として既知であると仮定する。

楕円度Oval_ratioが１未満である場合には、上記の比が常に１よりも大きくなるようにOval_ratioを逆数にする。すると、画像標準偏差予測値（ＳＤ_pred）、すなわち走査及び再構成パラメータの基準集合を用いて走査されて画像として再構成される対象についての画像雑音の推定値を次の二次方程式を用いて算出することができる。

ＳＤ_pred＝ａ₀＋ａ₁Ｘ₁＋ａ₂Ｘ₂＋ａ₃Ｘ₁Ｘ₂＋ａ₄Ｘ₁ ²＋ａ₅Ｘ₂ ²
ここで、Ｘ₁＝（ＰＡ＊０．００１）であり、Ｘ₂＝oval_ratio（oval_ratio＜１である場合にはＸ₂＝１／oval_ratio）であり、ａ₀〜ａ₅は所与のｋＶ及び／又はフィルタに応じて予め決定されている係数である。これらの係数は、イメージング・システムの雑音性能の特徴を楕円比（oval ratio）及び投影測定値（projection measure）の関数として記述するために、周知の最小自乗統計法を用いて経験的に予め決定されている。尚、データ（雑音性能）を対数のような数学的演算によって変換すれば、標準的な統計法によってさらに良好な係数フィットが達成される場合があることを特記しておく。例えば、係数が雑音データのｌｏｇ１０について決定される場合には、予測される標準偏差は、

によって決定される。

一旦、基準条件について画像標準偏差予測値が決定されたら、ブロック２０８に示すように、スキャナ操作者が望む画像雑音（ＳＤ_desired）を生成するような照射器電流を算出することができる。この工程は好ましくは、各々の撮像方法の形式例えばアキシャル、ヘリカル及び／又はシネ等の形式毎に照射器電流値すなわちｍＡを最適化するのに用いることのできる複数の低照射器電流値係数すなわちａｕｔｏｍＡを生成するように、撮像方法に応じた態様で行なうことができ、下記の式によって与えられる。

アキシャル・スキャン及びシネ・スキャン形式の場合には、
ｍＡ_pred＝ｍＡ_ref＊（ＳＤ_pred／ＳＤ_desired）²
＊（scantime_ref／scantime_actual）
＊（slicethickness_ref／slicethickness_actual）
ヘリカル・スキャン形式の場合には、
ｍＡ_pred＝ｍＡ_ref＊（ＳＤ_pred／ＳＤ_desired）²
＊（scantime_ref／scantime_actual）
＊helical_correction_factor²
ここで、ｍＡ_refは基準雑音予測値については２００ｍＡに等しく、ＳＤＰ_desiredは利用者が要求する標準偏差（画像雑音）に等しく、Scantime_refは基準雑音予測については１秒に等しく、Slicethickness_refは基準雑音予測については２．５ｍｍに等しく、Slicethickness_actualは利用者が要求するスライス厚に等しく、Scantime_actualは利用者が要求する走査時間であり、helical_correction_factorは、全ヘリカル手法の特定のヘリカル・スキャン形式に対する雑音比を求めることにより経験的に決定されている。helical_correction_factorは、ヘリカル・スキャン・パラメータが画像雑音に対して及ぼす影響を補償する。ＣＴ画像雑音は、患者の非対称性に影響を受け、また照射器電流は狭い象限については画像雑音に重大な影響を及ぼすことなく低減され得ることは十分に理解されている。従って、次の式を用いて投影データから狭い象限についての照射器電流（ｍＡ_L）を決定することが可能である。

ｍＡ_L＝ｍＡ_pred＊（１／ＳＤＲ）²
ここで、ＳＤＲは、ＳＤＲ_predを、分母計算としてＸ２項（oval_ratio）を一単位に等しくおいた場合のＳＤＰ_predで除算して算出することにより決定することのできる標準偏差比である。

次いで、ブロック２１０に示すように、広い区画についての複数の予測照射器電流値（ｍＡ_pred）、及び低照射器電流値（ｍＡ_L）をイメージング・システム１に適用することができる。ガントリ２の各回の回転時に適用される照射器電流値は、検出器アレイ６の動作長を含む回転区間と患者支持構造８の回転当たりの移動量とにわたっての最大値であり、従って、操作者によって選択される走査パラメータに依存し得る。このようにして、照射器電流ｍＡを、画像雑音に重大な影響を及ぼさずに、ガントリ２の角度及び対象１２の非対称性の関数としてイメージング・システム１に適用することができる。従って、図４を参照して述べると、照射器電流が狭い象限（セクタ１及びセクタ３）において減少してよい量は、特定のｚ位置についてのoval_ratioに応じたものとなり、シミュレーションによって、狭い象限（セクタ１及びセクタ３）において標準偏差（画像雑音）がどのように増大するかの関数として照射器電流を減少させ得ることが過去に決定されている。このように、この関係はoval_ratioに応じたものとなる。単一のスカウト投影集合の取得に基づいてＸ線照射量を減少させることに関する追加情報は、ジーイー横河メディカルシステム株式会社の特許出願、特開２００１−０４３９９３号に記載されている。

しかしながら、楕円比に対する画像雑音の応答性を考慮することにより線量をさらに低減させることが可能である。所与のｋＶｐ及びＸ線フィルタ条件で一群の楕円比について百分率（％）線量減少率に応じた％画像雑音増大率を記述する画像雑音データをフィッティングすることにより求めることのできる一組の曲線が存在する。画像雑音を例えば５％まで増大させることが望ましい場合（すなわち雑音増大率１．０５）には、５％縦座標での上述の一群の曲線のフィッティングによって、線量減少量をoval_ratioの関数として記述する係数ｃを求めることができる。

Ｒｄ＝（oval_ratio−１）／ｃ
従って、上述したような狭い象限での照射器電流（ｍＡ_L）の式に上式を代入すると、５％以下だけ所望の画像雑音を増大させる狭い象限について達成可能な最小照射器電流（ｍＡ_L）値が次の式によって与えられる。

ｍＡ_L＝ｍＡ_pred［１−（oval_ratio−１）／（ｃ／２）］
この式は、さらに積極的な線量減少（すなわち従来技術よりも小さいｍＡ_Lの値）を表わしており、その理由は、線量減少率が雑音増大の平方根の逆数を上回っており、従って、同じ画像雑音について相対的に小さい線量が得られるからである。利用者によってはこの僅かな画像雑音の増大が望ましくないと見做される場合には、５％未満の値を用いることができ、すなわち（１−雑音増大ファクタ）の逆自乗だけｍＡ_pred及びｍＡ_Lの値の両方を増大させることができる。

次に、図５を参照すると、イメージング・システムの最適照射器管電圧を決定する方法３００を示す流れ図が示されており、以下この流れ図について説明する。実施形態の一例では、ブロック３０２に示すように、複数の照射器管電圧に応じた画像データを取得するように様々な照射器管電圧（ｋＶ）でイメージング・システム１を動作させる。次いで、各々の照射器管電圧について等しい相対加重付きＣＴ線量指標（ＣＴＤＩｗ）の線量を与えるように、様々な照射器管電圧についてＣＴＤＩｗに基づいて照射器管電流（ｍＡ）を調節する。一旦、この工程が完了したら、異なる水等価経路長（ＷＥＰＬ）について異なる撮像方法についての画像雑音データを取得し、次いで、この画像雑音データを、イメージング・システムの高照射器管電圧、本例では１４０ｋＶについて得られる画像雑音データに正規化する。次いで、図６に示すように、異なるＷＥＰＬについての画像雑音データを異なる照射器管電圧について相対雑音増大（ＲＮＩ）（最高照射器管電圧に対する）の関数としてプロットする。例えば、この工程は次の式によって表わすことができる。

ＷＥＰＬ（８０ｋＶ）
＝−１４８．２１＋２４７．５５＊ＲＮＩ−８２．３５＊ＲＮＩ²
ここで、ＲＮＩは８０ｋＶの１４０ｋＶに対する許容可能な相対雑音増大である。同じＣＴＤＩｗ線量について８０ｋＶの１４０ｋＶに対する許容可能な相対雑音増大が１０％以下である場合（ＲＮＩ＝１．１）には、対応するＷＥＰＬは２４．５ｃｍ以下である必要がある。

一旦、この工程が完了したら、対象ＷＥＰＬと取得された画像データとの間の関係を確立する必要がある。このことを行なうために、ブロック３０４に示すように、異なるＷＥＰＬに応じた処理済の画像データを生成するように、取得された画像データを処理する。次いで、対数処理直前の投影の最小値の自然対数に応じた対象ＷＥＰＬを確定する。このことは、１２０ｋＶの場合のプロット例を示す図７で分かる。この工程は、最小対数処理直前投影の自然対数（ＮｌｏｇＰ）の関数としてＷＥＰＬの曲線をプロットすることにより行なうことができる。例えば、１２０ｋＶ走査法についてのかかるフィットの一つを次の式によって表わすことができる。

ＷＥＰＬ＝−１．８６−５．５６＊ＮｌｏｇＰ
この式に基づいて、対数処理直前の投影の最小値の測定自然対数が−４．０である場合には、走査されている対象のＷＥＰＬは約２０ｃｍとなる。さらに、値（−ＮｌｏｇＰ）は、前述のＰＭ_iと密接に関係している。対象の真のＷＥＰＬの決定に対する微小金属の影響を減少させるために、Ｎ（例えば１００）個の最大のＰＭ_iの値の平均を（ＮｌｏｇＰ）の代わりにここで用いて、走査されている対象のＷＥＰＬを算出してもよい。

一旦、この工程が完了したら、ブロック３０６に示すように、照射器管電圧（１４０ｋＶ対８０ｋＶ）に応じた許容可能なＲＮＩ値が決定される。この工程は、イメージング・システム１が既定の撮像方法から代替的な撮像方法を推奨することを可能にすることにより、コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）を最適化する。一旦、許容可能なＲＮＩ値が決定されたら、次いで、ブロック３０８に示すように、一組の最大水等価経路長（ＭＷＥＰＬ）が決定され、これらのＭＷＥＰＬよりも小さい値での照射器管電圧を用いてＣＮＲを増大させることができる。次いで、各回の走査毎に、ブロック３１０に示すように、イメージング・システム１はスカウト画像データを用いて患者１２の対象ＷＥＰＬを決定する。次いで、スカウト画像データから得られる対数処理直前の投影又はＮ（例えば１００）個の最大のＰＭ_iの値の平均を用いて、対象ＷＥＰＬを算出することができる。対象ＷＥＰＬが最小照射器管電圧に対応するＭＷＥＰＬよりも小さい場合には、より低い照射器管電圧を推奨することができる。一方、ＷＥＰＬが既定の照射器管電圧に対応するＭＷＥＰＬよりも大きい場合には、より高い照射器管電圧を推奨して、幾何学的な線量効率を高めることができる。

この最適照射器管電圧を決定する方法３００は、相対的に低い照射器管電圧に対応するＭＷＥＰＬよりも小さいＷＥＰＬを有する患者１２に対する照射器管電圧を低下させることにより利用することができる。この場合には、照射器管電圧は、相対的に低い照射器管電圧と既定の照射器管電圧との間でＣＴＤＩｗに基づいて調節することができる。これにより、既定の走査手法と同じ撮像線量を保持しつつさらに良好なＣＮＲを得ることができ、有利である。さらに、最適照射器管電圧を決定する方法３００は、患者に対する撮像線量を減少させつつ既定の照射器管電圧のＣＮＲに等しいＣＮＲを保持することにより利用することもできる。このことは、ＣＴＤＩｗで決定された照射器管電流よりも小さい値まで照射器管電流を調節することにより達成することができ、有利である。さらに、最適照射器管電圧を決定する方法３００は、既定の照射器管電圧に対応するＭＷＥＰＬよりも大きいＷＥＰＬを有する患者１２に対して照射器管電圧を増大させることにより利用することもできる。この場合には、照射器管電流は、相対的に高い照射器管電圧と既定の照射器管電圧との間でＣＴＤＩｗに基づいて相対的に低く調節することができる。これにより、既定の走査手法と同じ撮像線量を保持しつつ雑音の減少した画像を得ることができ、有利である。最適照射器管電圧を決定する方法３００を用いると、小児科又は小柄な患者の撮像についてはＣＮＲが良好になり、また大柄な成人の患者の撮像については雑音が少なくなり、有利である。さらに、最適照射器管電圧を決定する方法３００を用いると、一定のＣＮＲを保持しながら１５％〜５０％の撮像線量の節減が可能になり、有利である。

ここに開示した各実施形態は、相対的に少ない線量の走査を用いて患者１２のような対象を走査することを可能にし、これにより、高放射線線量を発生するのに必要とされるエネルギを減少させて、有利である。加えて、患者に対するＸ線放射線の照射をより許容可能な水準に抑えることにより、潜在的な健康問題を回避することができ、有利である。

加えて、図３及び／又は図５の処理は、コンピュータ・プログラムに応じて動作する処理装置３２によって具現化可能である。所定の機能及び所望の処理を実行すると共にこれらの機能及び処理のための計算を実行する（例えばフーリエ解析アルゴリズム及び本書に指定した制御法等の実行）ために、制御器は、限定しないがプロセッサ、コンピュータ、メモリ、記憶装置、レジスタ、タイミング制御、割り込み、通信インタフェイス、及び入力／出力信号インタフェイス、並びにこれらの１以上を含む組み合わせを含んでいてよい。例えば、制御器は、通信インタフェイスからの上述のような信号の正確なサンプリング及び変換又は取得を可能にする入力信号フィルタ処理を含んでいてよい。また、図３及び／又は図５の処理が処理装置３２に対して遠隔配置されている制御器によって具現化され得ることも本発明の範囲内で想到される。

前述したように、本発明は、コンピュータで具現化される方法及びこれらの方法を実施する装置の形態で具現化することができる。本発明はまた、フレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ハード・ドライブ又は他の任意のコンピュータ読み取り可能な記憶媒体のような有形の媒体において具現化される命令を含むコンピュータ・プログラム・コードの形態で具現化することもできる。このとき、コンピュータ・プログラム・コードがコンピュータにロードされてコンピュータによって実行される場合には、コンピュータが本発明を実施する装置となる。本発明を具現化するために、再プログラミングが可能な記憶装置（例えばフラッシュ・メモリ）を有する既存のシステムを更新することができる。本発明はまた、例えば、記憶媒体に記憶されているか、コンピュータにロードされ且つ／若しくはコンピュータによって実行されるか、又は電気結線やケーブル配線、光ファイバ若しくは電磁放射線のような何らかの伝送媒体を介して伝送されるかを問わず、コンピュータ・プログラム・コードの形態で具現化されていてもよい。このとき、コンピュータ・プログラム・コードがコンピュータにロードされてコンピュータによって実行される場合には、コンピュータが本発明を実施する装置となる。汎用マイクロプロセッサ上で具現化される場合には、コンピュータ・プログラム・コードのセグメントが、特定の論理回路を形成するようにマイクロプロセッサを構成する。

実施形態例を参照して本発明を記載したが、当業者であれば本発明の範囲から逸脱することなく様々な変形を施しまた本発明の諸要素に代えて均等構成を置換し得ることが理解されよう。加えて、本発明の範囲から逸脱せずに具体的な状況又は材料を本発明の教示に合わせる多くの改変を施してもよい。従って、本発明は、本発明を実施するのに想到される最良の態様として開示された特定の実施形態に限定される訳ではなく、特許請求の範囲内に属するすべての実施形態を包含しているものとする。さらに、第一、第二等の用語の使用は如何なる順序又は重要性をも表わすものではなく、一方の要素を他方の要素と区別するために用いられている。

撮像のために配置されているＣＴイメージング・システム及び患者の見取り図である。 ＣＴイメージング・システムのブロック模式図である。 イメージング・システムの照射器電流を変調する方法を記述するブロック図である。 対象の狭いセクタ（セクタ１及びセクタ３）並びに対象の広いセクタ（セクタ２及びセクタ４）を示すセクタの線図である。 イメージング・システムの最適照射器管電圧を決定する方法を記述するブロック図である。 様々な水等価経路長についての画像雑音データを、様々な照射器管電圧についての相対雑音増大（最大のシステム照射器管電圧に対する）の関数として示すグラフの図である。 水等価経路長を、最小対数処理直前投影の自然対数及び１２０ｋＶの照射器管電圧の関数として示すグラフの図である。

符号の説明

１ ＣＴイメージング・システム
２ ガントリ
４ Ｘ線源
６ 放射線検出器アレイ
８ 患者支持構造
１０ 患者載置空間
１２ 患者
１４ Ｘ線ビーム
１６ 減弱後のＸ線ビーム
１８ 検出器素子
２０ 制御機構
３６ 出力装置
２００ 照射器電流を変調させる方法
３００ 最適照射器管電圧を決定する方法

Claims (5)

1. イメージング・システム（１）において所望のＳ／Ｎ比を保持するように当該イメージング・システム（１）のＸ線電力を変調する方法（２００）であって、
   被検体のスカウト画像データを生成するように前記イメージング・システム（１）を動作させる工程（２０２）と、
   前記スカウト画像データに応じて、投影ビュー毎の推定投影データとして、複数のアキシャル断面の投影プロファイルを生成する工程と、
   補正後の投影プロファイルを生成するようにビーム・ハードニング誤差に応じて前記投影プロファイルを補正する工程（２０６）と、
   前記補正後の投影プロファイルに基づいて、投影ビュー毎に、複数の照射器電流値を生成する工程（２０８）と、
   前記イメージング・システム（１）に前記複数の照射器電流値を適用する工程（２１０）とを備えた方法（２００）。
2. 下記の式
   ｐｒｏｊ_i＝（scout#image#row−scout#shift#factor）／
   （scout#scale#factor＊normalization#factor）
   に従って前記スカウト画像データに応じて複数のアキシャル断面の投影プロファイルを生成し、ここで、前記ｐｒｏｊ_iは投影プロファイルであり、前記ｉは前記複数のアキシャル断面の各々に対応するプロファイル要素番号であり、前記scout#image#rowは前記スカウト画像データの一つの行であり、前記scout#scale#factor、前記scout#shift#factor及び前記normalization#factorは、スカウト再構成アルゴリズムに応じて予め決定されている定数であり、
   前記補正後の投影プロファイルｐｒｏｊ_bh,iは下記の式に従って生成され、
   ｐｒｏｊ_bh,i＝ａ_0i＋ａ_1i＊ｐｒｏｊ_i＋ａ_2i＊ｐｒｏｊ_i ²
   ＋ａ_3i＊ｐｒｏｊ_i ³＋...＋ａ_ki＊ｐｒｏｊ_i ^k （ｉ＝０，ｎ）
   ここで、ａ_0i，ａ_1i，ａ_2i，ａ_3i，...，ａ_kiは、所与のｋＶ及び撮像フィルタに応じた係数である、請求項１に記載の方法（２００）。
3. 下記の式
   に従って、projection#area（ＰＡ）を生成する工程と、
   下記の式
   に従って、projection#measure（ＰＭ）を生成する工程と、
   前記ＰＡ及び前記ＰＭに基づいて前記被検体の楕円度を計算する工程と、
   前記楕円度に基づいて前記複数の照射器電流値を計算する工程と、
   を備え、
   ここで、ｎは前記プロファイル要素ｉの個数であり、ｊは前記プロファイル要素ｉのサブセットの個数であり、ｓｏｒｔは、降順で配列を生成する演算である、
   請求項２に記載の方法（２００）。
4. 前記複数の照射器電流値がアキシャル・スキャン又はシネ・スキャンに適用される場合は、
   前記複数の照射器電流値がslicethicknessactualに基づいて計算され、
   前記複数の照射器電流値がヘリカル・スキャンに適用される場合は、
   前記複数の照射器電流値がhelical#correction#factorに基づいて計算され、
   ここで、前記slicethicknessactualは前記アキシャル・スキャン又は前記シネ・スキャンのスライス厚であり、前記helical#correction#factorは、ヘリカル・スキャン・パラメータが画像雑音に対して及ぼす影響を補償する係数である、
   請求項１乃至３のいずれかに記載の方法（２００）。
5. 所望のＳ／Ｎ比を保持するようにＸ線電力を変調するイメージング・システム（１）であって、
   Ｘ線源（４）と放射線検出器アレイ（６）とを備え、患者載置空間（１０）を規定し、前記Ｘ線源（４）と前記放射線検出器アレイ（６）とを回転させるガントリ（２）と、
   前記被検体を載置し、前記被検体を前記患者載置空間（１０）に移動させる支持構造（８）と、
   請求項１乃至４のいずれかに記載の方法に従って、
   Ｘ線電力を変調する前記複数の照射器電流値を生成する処理装置（３２）と、
   ０）とを備えたイメージング・システム（１）。