专利名称：X射线ct装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及X射线CT装置，特别是涉及对X射线CT装置的改进， 该X射线CT装置在诊断被测体的某一内脏器官的病变部位，例如诊断 癌的存在时，具有在摄像前的摄像计划阶段支援大量所需设定参数的设定 的功能。
背景技术：
由于被显示在X射线CT装置的显示装置上作为摄影对象组织的病变 部位相对于背景组织的对比度、干扰量和分辨率是与被设定的摄像条件 (管电压、管电流、旋转速度、螺距、切片厚度等)、再构成条件(再构 成滤波器等)、以及对象组织的尺寸等复杂地相互关联并生成变化的，所 以在摄像前的摄像计划阶段，要推测所生成的对象组织的图像的画面质 量，并对应设定的参数做出最佳的决定是困难的。因此，能否取得高分辨 率的图像，大部分是要依赖于作为该X射线CT装置的使用者的医生或检 査人员的熟练程度。
在日本特开2004-97778号公报中，公开了一种X射线计算机断层摄 像装置，其备有一种计划辅助系统，该系统具有用于解决上述难点的条件 最优化功能，并且还具备拥有图像用户界面(GUI)的扫描计划画面的构 筑功能。在此，该装置构成为如果在拥有GUI的扫描计划画面上输入 CTDI (CT Dose Index)所表示的射线量，就会在扫描计划画面上与此相 对应地显示出表示目标直径的指标DEI (Dose Efficiency Index)以及其模 型实例图像，其中目标直径在再构成图像上示为50%的检测率(分辨率)。 还有，如果输入由所希望的检测率、目标直径或目标直径所规定的对象组 织与其背景组织的密度差，就会在扫描计划画面上显示出与此相对应的目 标直径、检测率和DEI，从而辅助摄像计划。
但是，如果改变了照射X射线的能量(管电压)，就会引起摄像对
象组织的CT值及其周围背景组织的CT值的改变，也就是改变了其CT 值的差、即对比度。由于DEI是表示对应对比度变化的特性的量，故再 像这样考虑对比度的影响的情况下，就需要准备具备每一个对比度的多个 DEI特性的数据库。该具备DEI特性的数据库必须按照每个装置利用模 型一个一个地建立，因此就需要大量的人力和时间，并且在数据库中的
DEI特性中强烈地反映出评价目标直径的人员特性，所以此装置是否好用 将由于此后装置的使用者的经验而产生差异。
发明内容
本发明的目的是提供一种在摄像前的摄像计划阶段仅需设定有限数 量的简单的设定参数就可以支援其他设定参数的设定、有着通用的某种功 能的X射线CT装置。
更具体地说，本发明提供一种X射线CT装置，其特征在于，备有
X射线生成单元；与所述X射线生成单元对置配置的X射线检测器；旋
转单元，其使所述X射线生成单元与所述X射线检测器在同一旋转中心 的圆形轨道面上进行旋转移动；控制单元，其进行控制，以便通过所述旋 转单元进行旋转移动的同时，由所述X射线生成单元向设置在所述旋转 中心上的被测体照射X射线，并通过所述X射线检出器检测所述被测体 上的透过X射线量；和再构成运算单元，其利用在所述控制单元的控制 下得到的所述透过X射线量的数据进行再构成运算，取得断层图像，其
特征在于，
该X射线CT装置还具备
输入单元，其输入与在所述断层图像上应该进行识别的所述被测体的
对象组织有关的信息及与所述识别的准确性有关的指标；和
摄像条件决定单元，其决定通过由所述输入单元输入的指标来识别所
述对象组织用的摄像条件。
并且，提供一种X射线CT装置中的摄像条件决定方法，其特征在于，
包括
(1 )输入与在由X射线CT装置得到的断层图像中应该识别的对象 组织相关的信息以及与所述识别的准确性相关的指标的工序；和(2)根据与所述对象组织相关的信息、所述指标以及所述X射线 CT装置的装置特性，决定通过所述指标来识别所述对象组织用的摄像条 件的工序。
按照本发明，可以提供一种在摄像前的摄像计划阶段仅需设定有限的 简单的设定参数就可以支援其他设定参数的设定并且有着广泛应用功能
的X射线CT装置。
按照本发明，即使是经验浅的X射线CT装置的使用者，也可以在摄 像前的摄像计划阶段，通过其输入装置仅输入简单的输入项目，就可以容 易地得到具有该使用者所希望的视认性(分辨率)的画面质量的图像。
图1是采用本发明的X射线CT装置的外观图。
图2是图1所示的X射线CT装置的整体结构图。
图3 (a) 、 3 (b)是本发明的应用原理的说明图。
图4 (a) 、 4 (b) 、 4 (c)也是本发明的应用原理的说明图。
图5是根据本发明，在被测体检查部位的实际摄像之前的摄像计划阶 段，利用在图2中的存储装置中所存储的数据，在运算装置中顺序地被执 行的摄像条件其他的运算步骤的流程图。
图6是根据本发明，同样在被测体检查部位的实际摄像之前的摄像计 划阶段，通过图2中的输入装置所输入的涉及检查部位的对象组织相关的 输入内容、以及按照该输入内容向包括有通过运算装置被执行的运算结果 的检查部位的推定再构成图像的显示装置上进行显示的例子。
图7是根据本发明的标准时间浓度曲线的例子，其表现出图2的存储 装置中所存储的以在造影检査时从注入造影剂开始的经过时间作为参数 的标准人体的各个检查部位的每一个对象组织的造影浓度。
图8是说明从由图2中的X射线CT装置产生生成到被对面的检测器 检测出为止的X射线的衰减的图。
图9是说明在图5的流程中，X射线CT装置的每一个管电压的照射 X射线有效光谱所对应的有效能量、其对应的被造影处理的对象组织以及
背景组织各自的X射线衰减系数、每个管电压所对应的X射线衰减系数 组所对应的对象组织与背景组织之间的对比度以及基于各自的对比度的 管电压的设定的图。
图10是说明在实际摄像之前的摄像计划阶段最初确定被测体的断层 图像的摄像位置，以及为了求出近似所确定的摄像位置上的被测体的断层 尺寸的椭圆体的被测体扫描图像摄像，以及此后规定根据所求出的近似椭
圆体及通过图5的步骤S6所求出的干扰量而运算出的X射线CT装置的 射线量的管电流时间乘积mAs的图。
图11是说明根据本发明，根据存储在存储装置中的数据库的每一个 检查部位的标准投影数据生成标准图像，对象组织模拟投影数据向标准投 影数据进行的重叠，向已重叠有对象组织模拟投影数据的标准投影数据进 行的通过图5的步骤S6所求出的干扰量的附加，基于被附加了干扰并重 叠有对象组织模拟投影数据的标准投影数据的再构成来生成推测再构成 图像的图。
具体实施例方式
以下，利用附图对本发明的X射线CT装置所期望的实施方式进行详 细说明。
图1是采用本发明的X射线CT装置外观的示意图，此装置由用于摄 像的扫描仪10;以及乘载被测体40 (参照图2)并进行移动的诊疗床20; 以及操作单元30，其包括由鼠标和键盘等构成并用于进行诊疗床移动 速度信息和再构成位置等的计测、输入再构成参数的输入装置311，处理 (包括再构成)从检测器12 (参照图2)所取得的数据的运算装置32、 以及显示再构成图像的显示装置312。
图2是图1中表示的X射线CT装置1的整体结构图。扫描方式是旋 转-旋转(rotate-rotate)方式(第三代)，大致上如前所说明的，是由扫 描仪IO、诊疗床20、操作单元30所构成。
扫描仪10是由X射线生成装置、高压转换单元18a、高电压生成装 置18b、 X射线控制装置18c、 X射线检测器12、前置放大器17、准直仪 13、准直仪控制装置13a、旋转驱动X射线生成装置11以及X射线检测
装置12的驱动装置14、控制驱动装置14以及准直仪控制装置13a的扫 描仪控制装置15、对诊疗床20的升降以及朝着身体轴方向的移动进行控 制的诊疗床控制装置21、计测诊疗床20的移动量的诊疗床移动计测装置 22、控制扫描仪以及操作单元30的中央控制装置16等所构成。
操作单元30备有输入输出装置31及运算装置32。输入输出装置31 备有由鼠标和键盘构成的输入装置311、由显示再构成图像等的监视器 构成的显示装置312、由用于存储显示在显示装置312上的再构成图像等 的显示数据或存储再构成软件程序的显示存储器、主存储器、硬盘构成的 存储装置313。运算装置32备有根据从扫描仪10传送过来的投影数据 进行前处理、滤波处理、后处理等图像处理的图像处理单元321、和再构 成上述投影数据的再构成运算装置322。
从操作单元30的输入装置311输入装置条件(X射线管的目标角 度、目标材质、目标密度、X射线管的固有X射线滤波铝当量、闪烁器 材质、闪烁器密度、闪烁器厚度、蝴蝶结滤波器(bow tie filter)的形状、 材质、铜滤波器的形状等)、摄像对象检查部位信息(检查部位的对象组 织、其尺寸、其分辨率)、摄像条件(管电流、管电压、轨道速度、螺距 等)、再构成条件(图像FOV、再构成滤波器、图像切片厚度、再构成 切片位置等)、参照信息(标准摄像条件下的每一个检查部位的对象组织 和背景组织的CT值、或其CT值的差、或对象组织与背景组织的密度(浓 度)以及各对象组织与背景组织的X射线衰减特性等)，根据其指示，从 中央控制装置16向X射线控制装置18c、诊疗床移动装置21、扫描仪控 制装置15传送摄像所需的控制信号，接收到摄像开始信号后开始摄像。 并且，装置条件、参数信息等经由输入装置311而事前被输入且被存储在 存储装置313中。 一旦摄像开始，就通过X射线控制装置18c将控制信 号传送到高电压生成装置18b，通过高压转换单元18a将高电压施加在X 射线生成装置U上，X射线就从X射线生成装置11照射向被测体40。 同时，从扫描仪控制装置15向驱动装置14传送控制信号，X射线生成装 置ll、 X射线检测器12、前置放大器17绕被测体40旋转。
另一方面，利用诊疗床控制装置21，使乘载了被测体40的诊疗床20 静止(圆形扫描时)或沿X射线生成装置11等的轨道轴方向平行移动(螺
旋扫描时)。被照射的X射线由准直仪13来限制照射区域，由被测体40
内的各组织吸收(衰减、减弱)，通过被测体40而被X射线检测器12 检测出来。被X射线检测器12检测出的X射线被变换成电流，通过前置 放大器17放大，作为投影数据信号被输入到运算装置32。被输入到运算 装置32的投影数据信号在运算装置32内的再构成运算装置322中进行图 像再构成处理。再构成图像被保存于输入输出装置31内的存储装置313 中，作为CT图像被显示在显示装置312上。或者，在图像处理单元321 中进行加工后，作为CT图像被显示在显示装置312上。
如果将显示在X射线CT装置的显示装置上的检査部位的对象组织， 例如造影处理的肝癌、及其周围的背景组织的像素值(CT值)的分布绘 成曲线，就会表示成如图3 (a)、图3 (b)所示的正态分布。在此，对 象组织A的正态分布曲线FA及背景组织B的正态分布曲线Fb各自的峰 值PVa和PVb分别相当于对象组织A及背景组织B的平均CT值。由此， PVa和PVb的差、即CT值的差，相当于对象组织A与背景组织B的对 比度。再有，对象组织A的正态分布曲线FA及背景组织B的正态分布曲 线FB各自的标准偏差oA和(jb分别相当于对象组织A及背景组织B的干 扰量。还有，换算为由分别进行积分而得到的像素数的面积SA、 SB，分 别相当于对象组织A与背景组织B的尺寸。再有，在对象组织A的正态 分布曲线FA上除去与背景组织B的正态分布曲线FB相重叠部分后的部分 (也就是，在对象组织A的正态分布上与背景组织B的正态分布不相重 叠部分)相对于对象组织A整体的正态分布的比率(面积比)相当于分 辨率D。并且，虽然图3 (a)表示了对象组织A与背景组织B的尺寸大 约相等的情况而图3 (b)表示了对象组织A的尺寸比背景组织B小的情 况，但是本发明都选择为背景组织B的尺寸约等于对象组织A的尺寸。
由图3 (a) 、 3 (b)可知，对象组织A的分辨率D是随着对象组织 A及背景组织B的尺寸Sa、 Sb、对象组织A与背景组织B之间的对比度 C、以及相当于对象组织A及背景组织B的干扰量的标准偏差的cja和cjb 的变更而变化的，即定义上表示为以下的函数。
<formula>complex formula see original document page 11</formula>若示意性地进行图示，就成为图4 (a) 、 4 (b) 、 4 (c)。 图4 (a)表示了对比度所对应的分辨率特性。在对比度低的地方受 干扰的影响分辨率就低，可是一旦对比度高到了一定程度，分辨率就急剧 地提高，如果进一步提高对比度，分辨率就会变得恒定(100%)。
图4 (b)表示了干扰所对应的分辨率特性。对于对比度而言干扰明 显低的情况下，即使增加一些干扰分辨率也高，可是一旦干扰多到了一定 程度，分辨率将急剧地降低，如果进一步增加干扰，分辨率就会变得恒定 (0%)。
图4 (c)表示了尺寸所对应的识别能特性。尺寸小的情况下，受干 扰的影响分辨率低，可是一旦尺寸大到了一定程度，分辨率就将急剧地提 高，如果进一步加大尺寸，分辨率就会变得恒定(100%)。如果加大对 比度，即使尺寸小分辨率也将变高;；如果加大干扰而尺寸小则分辨率将 变低。
本发明是在X射线CT装置中构筑了一种功能，该功能是利用这种对 象组织A的分辨率D、与对象组织A及背景组织B的尺寸SA、 SB、对象 组织A与背景组织B之间的对比度C以及对象组织A与背景组织B的干 扰量cja和cjb的关系，在摄像前的摄像计划阶段支援使用者所需设定的参 数的设定。
以下，在本实施例中，是将摄像之前的摄像计划的过程作为例子，按 照图5并参考图3-4、图6-11来进行说明的。该摄像是用于进行以被测体 40的肝脏作为摄像对象检查部位，其对象组织在此可能有2cm以上的癌 并使用了造影剂的存在诊断。
在步骤S1中，使用者首先从输入装置311输入在作为对象检查部位 的对象A的肝脏中可能长有的2cm以上的癌，接着输入表示所希望画面 质量的指标值的分辨率、例如80%。 一旦这些被输入，所对应的背景组 织B以及与所输入的对象组织A的尺寸相对应的背景对象B的尺寸将由 存储装置313的数据库被读出。
图6是此时显示在显示装置312的画面上的显示例子，其显示出在右 侧的分辨率区域121和摄像对象组织名称及尺寸的区域122中被输入的各 种信息，左侧的剖面图像123是根据这些输入在执行了以下所说明的运算
后被显示的检查部位的推定再构成图像的显示例子，该检查部位包括有为
了使用者的评价而被输入的具有80。/。分辨率的对象组织A及背景组织B。
在存储装置313的数据库中，存储有每一个检查部位的对象组织尺寸 所对应的背景组织的尺寸、两组织的X射线衰减特性及密度、在标准摄 像条件下每一个检査部位的对象组织及背景组织的CT值。
在存储装置313的数据库中，进一步如图7所示，存储有表示己在使 用了造影剂(碘)的对象组织的造影检查时、由向被测体注入造影剂开始 的经过时间作为参数的标准人体的各个检查部位的每一个对象组织的造 影剂浓度的标准时间浓度曲线以及各种浓度的X射线衰减特性。各个标 准时间浓度曲线按照使用者的需要在对象组织的造影检查时被显示于显 示装置312上，并被利用在使用者按照造影条件(注入速度、注入量等) 以及被测体的体型等来决定造影摄像的时间、即造影早期、峰值和造影 后期等造影时间相位的时候。
在步骤S2中，计算从X射线生成装置11向步骤S1中被设定的对象 组织A及背景组织B所照射的、由检测器12检测出的每一个管电压的照 射X射线有效光谱及X射线有效能量。
并且，每一个管电压的照射X射线有效光谱以及各个X射线有效能 量的计算是在事前进行的，也可以提前将此结果作为数据库而存储在存储 装置313中。
图8是说明由X射线生成装置11生成并被对面的检测器12检测出 的X射线有效光谱、有效能量及其衰减的图。在步骤S2中，根据前面所 述的装置条件和摄像条件，由式1推测制动X射线的光谱、由式2推测 特性X射线的光谱，并将它们相互组合来推测照射X射线的光谱。
i -N p /A J +T7(m c:!)Q(d丁/dl〉-'卿(-/i (E)! cot a)d了…(1) 1 cc(T/T )163 …(2)
ch 0 K丄
式中，Ie是持有光子能量E (-1w)的制动放射X射线的能量强度， Ihc是特性X射线的能量强度，N是阿伏伽德罗数(Avogadro数)，p、 A 分别是目标的密度及原子量，m。是电子的质量，c是光速，T。是入射电子 的能量，Q是从一个电子中放射出的X射线能量强度、即通过光子能量E与电子能量T的比值E/T来近似地决定的值，d丁/d是与基于Bethe等的 阻止能相关的理论式，It是电子的入射距离，Tk.l是在从K、 L电子轨道 除去电子时所需的能量。并且，在X射线光谱的计算中也可以使用已知 的其他方法。
如图8所示，从负极(灯丝)lla对着具有目标角度a的正极(目标) llb照射热电子，在目标llb上生成的光子是以相对于热电子的入射角度 几乎垂直的角度生成的。光子透过X射线管的固有滤波铝当量llc、补偿 滤波器(蝴蝶结滤波器)lld、铜滤波器lle，并考虑到这种X射线照射 路径而计算出照射在包含有被测体的对象组织及背景组织的检査部位上 的X射线有效光谱，且透过从摄像计划阶段的一幵始被拍摄了的扫描图 像上作为模拟被测体而被生成的概略换算的椭圆体41等的X射线吸收体 并入射到闪烁器12a而被变换成光。此光是通过光电二极管而被检测出 的。
根据被计算出的照射X射线有效光谱，将每一个能量相对于整个光 谱的比率作为影响程度而进行计算，并根据所算出的影响程度计算出有效 能量。
图9是说明步骤S3中的管电压设定的图，在此，首先根据由步骤S2 所求出的各管电压下的有效能量、和被存储于存储装置313中的数据库里 的在该检查部位的某一造影浓度下的造影摄像时的对象组织的X射线衰 减特性与其背景组织的X射线衰减特性，求出各自的X射线衰减系数， 比较它们并选定对象组织的X射线衰减系数与背景组织的X射线衰减系 数的差值为最大的管电压。
图9中的曲线150是对在管电压100kv、 120kv、 140kv时所得到的照 射X射线有效光谱的分布分别通过虚线、实线和点划线进行表示的曲线。 通过利用各管电压的照射X射线有效光谱的分布进行步骤S2的处理，从 而计算出每一个管电压的有效能量151、 152、 153 (分别相对于100kv、 120kv、 140kv)。
图9中的曲线155和156分别表示各个纵轴被定义为分别以某一浓度 的造影剂(碘)进行造影后的对象组织的X射线衰减系数(pA)和作为 背景组织的肝脏的X射线衰减系数(pA)、横轴被定义为光子能量的X射线衰减特性的曲线。求出曲线155的X射线衰减特性与各有效能量151、 152、 153的交点、以及曲线156的X射线衰减特性与各有效能量151、 152、 153的交点，并选定各有效能量的曲线155及156的差、也就是选 定X射线衰减系数的差为最大的有效能量所对应的管电压。在图9中， 120kv相当于X射线衰减系数的差为最大的管电压。
并且，也可以构成为通过使曲线155的X射线衰减特性pA与有效 能量151、 152、 153以及曲线156的X射线衰减特性与有效能量151、 152、 153显示在显示装置312上，使用者利用鼠标点击所希望的有效能 量来选定其对应的管电压。由此，使用者在确定了 X射线衰减系数差的 基础上，就可以在使分辨率更低的照射取得优先等使用者所希望的条件下 选择有效能量。
步骤S4是在检查部位的对象组织A及背景组织B的密度Da、 Db没 有被存储在存储装置313中的数据库里的情况下，例如在本例中使用造影 剂对对象组织进行造影而进行摄像的情况下执行的步骤。在检査部位的对 象组织A及背景组织B的密度DA、 db被存储在存储装置313中的数据库 里的情况下，就可以省略此步骤S4。
在步骤S4中，使用被存储于存储装置313中的数据库里的标准摄影 条件(例如管电压120kv)下的、造影对象组织A和与其对应的背景组织 B的CT惶PVa、 PVb 、其衰减系数^、化以及同一条件下的水的衰减 系数pw，按照以下的式3-l、 3-2计算造影对象组织A及与其对应的背景 组织B的密度DA、 DB。
<formula>complex formula see original document page 15</formula>(3—1)
<formula>complex formula see original document page 15</formula>(3—2)
在步骤S5中，使用在步骤S4中计算出的造影对象组织A与背景组 织B的密度Da、 Db和在歩驟S3中选定的管电压所对应的衰减系数^、 化以及在同一条件下水的衰减系数^w，按照以下的式4计算检査部位的 造影对象组织A与其背景组织B之间的对比度C (CT的差值)。
<formula>complex formula see original document page 15</formula> 4)
在步骤S6中，使用在步骤Sl中设定的对象组织A的尺寸、其分辨 率、根据对象组织A的尺寸从存储装置313中的数据库读出的背景组织B 的尺寸、使用在步骤S3中被选定了的管电压所对应的在步骤S5中计算 出的对象组织A与其背景组织B之间的对比度C，并依据存储于存储装 置313中的数据库内、且将对象组织A的分辨率D和被换算为对象组织 A以及与背景组织B的像素数的尺寸sa、 SB、对象组织A与其背景组织 B之间的对比度C以及对象组织A与其背景组织B的干扰量cja、 (jB建立 相关联的关系式，或根据在图4 (a) 、 4 (b) 、 4 (c)中例示的规定它 们之间关系的近似曲线，计算对象组织A与其背景组织B各自的干扰量 oA、 aBo
在步骤S7中，根据在步骤S6中计算出的干扰量，计算规定由X射 线生成装置11所照射的X射线的照射射线量的管电流时间乘积mAs。有 关此mAs的计算顺序参照以下图IO加以说明。
通过扫描图像摄像100而得到扫描定位图像(scanogmm) 101。按照 与此扫描定位图像101的身体轴垂直相交的线101a及102b的每一条线， 求出投影值102的最大值b及投影值的积分值RS，并推测以长轴为A、 短轴为B的人体近似椭圆模型103(接近人体的衰减系数的均质物质的椭 圆体)。人体近似椭圆模型的衰减系数^是考虑到所选定的管电压所对 应的有效光谱而被决定的。照射射线量mAs (管电流X圆周速度)是根 据人体近似椭圆模型103的长轴与短轴的长度(A、 B)、螺距、再构成 图像加权、再构成滤波器以及步骤S7中计算出的干扰量来决定的。说明
具体如下首先，根据式5计算出从圆周相位e照射并通过人体近似椭圆
模型103的中心的X射线束的透过距离lp (e)。
<formula>complex formula see original document page 16</formula>
然后，根据计算出的透过距离ip (e)，以使由式6所规定并在步骤 S6中计算出的干扰量所对应的干扰(分散值ty2)恒定的方式，对图10
中的等式进行变形而生成在圆周方向上调制mAs (e)的函数(104)。 105是扫描定位图像上的从线101a向101b的方向进行螺旋扫描时的管电 流的电平变化的模式图。<formula>complex formula see original document page 17</formula>…(6)
式中，CST、 CmAs、 CL、 CRW、 Crf是用于考虚切片厚度、照射射线 量(管电流x圆周速度)、透过距离、再构成图像加权、再构成滤波器的 不同所造成的影响的项，通过式7求出。
<formula>complex formula see original document page 17</formula>…(7〉
式中，lbase、 mASbase、 ST^e是作为按照每一个管电压预先测出的基
准的人体近似圆模型的直径、照射射线量(管电流x圆周速度)、切片厚
度，W (e)是再构成图像加权，0是图像相位(圆周相位)，dba^是根 据对在Uase、 mAsbase、 STb^的条件下所拍摄到的投影数据不进行图像加 权而进行360度再构成所得到的图像而得到的干扰(分散值)，CJR/、dRFbase 2分别是再构成滤波器的尺寸、以及基准的再构成滤波器的干扰。还有， C，在不进行再构成图像加权的情况下为1，通过迸行再构成图像加权而 变大。还有，在此虽然不进行具体的说明，但是再构成图像加权是与螺距 相关联的，在螺距大的情况下，由于再构成中能使用的数据量减少，故c !w将变大。还有，crf以一般采用的腹部用的再构成滤波器作为基准，在 相同滤波器的情况下为1，而在高频率被强调了的滤波器的情况下将变为 大于1。
针对在螺旋扫描中一次拍摄多个部位的情况，在根据部位而需要改变 干扰时，设定多根(按照每个部位)规定干扰的线(对象组织所存在的位 置)，在设定后的线上通过让CJbase 2、 U^进行变化而能够在维持目标的
分辨率的同时、达到所规定的照射射线量(管电流x圆周速度)。
并且，就以干扰量为基础的照射X射线量的控制而言，并未被限定 于上述方法，也可以使用现有技术等任何方法。
在步骤S8中，从存储于存储装置313数据库里的标准摄像条件下被
拍摄的人体的每个检査部位的多个标准投影数据中选择体型与先前针对 被测体而拍摄到的扫描定位图像的投影值相近的标准投影数据，根据扫描 定位图像投影值的积分值进行所选择的标准投影数据的尺寸修正，在进行 郭尺寸修正的标准投影数据中重叠具有在步骤1中输入的尺寸的对象组 织的模拟投影数据，在被重叠了模拟投影数据的标准投影数据中附加上已 被变换成投影数据的先前在步骤6中计算出的各个干扰量，由于附加了已 被变换成投影数据并重叠有模拟投影数据的标准投影数据用于使用者的
评价，故在显示装置312上被显示为对象组织的分辨率80%的推定再构 成图像(在此，在将步骤6中计算出的干扰量变换成投影数据中的量的时 候，将事前拍摄各种尺寸的水幻影(phantom)等而得到的投影数据的值 与此时图像尺寸的值的关系做成函数，根据此函数只要决定在投影数据中 附加怎样程度的干扰为好就可以了)。
参照图11对以上说明的观点进行具体的说明。111表示尺寸修正后 的标准投影数据。UO是对该尺寸修正后的标准投影数据进行再构成时的 标准图像。112是使用者通过鼠标等输入装置在被强调了轮廓的110的再
构成标准图像的检査部位的任意位置上附加的对象组织，此对象组织的尺 寸是与在步骤S1中输入的尺寸相对应的。U3是根据所附加的对象组织 112而生成的对象组织的模拟投影数据。114是在尺寸修正后的标准投影 数据111上重叠对象组织的模拟投影数据，并被附加了已被变换成投影数 据的在步骤6中计算出的各个干扰量的投影数据。115是根据先前被设定 了的再构成条件而对投影数据114进行了再构成并包含有分辨率80%的 对象组织及背景组织的检查部位的推测再构成图像，此推测再构成图像是 与图6的推测再构成图像123相对应的。
使用者评价显示在画面120上的推测再构成图像123，如果满意，就
按下执行键并转移到依据设定条件的实际摄像。如果不满意，就变更先前 输入并设定过的分辨率、对象组织尺寸、再构成条件、造影条件等，重复 步骤S1-S8。
这样，由于操作者在摄像前可以根据由设定摄像条件推测出的推测图 像来确认对象组织的可视性，由此使减少摄像条件设定的错误成为可能， 并可避免由于重新进行摄像而被曝光，而且能够提高诊断精度。 还有，与单纯在再构成图像中附加干扰的方法不同，由于附加与投影 数据的数据值相对应的干扰，所以能够得到更接近实际的画面质量(干扰、
膺象(artifact))。
并且，在此作为标准数据虽然使用了实际拍摄了人体的数据，但如果 使用在计算机仿真中生成的假想人体模型、或画面质量、空间分辨率评价 用的幻影数据也没有关系。
作为本发明另外的用途，还可以用于通过推测画像或分辨率来评价形 状、材质不同的补偿滤波器、铜滤波器的效果，决定最佳的扫描仪的构成。 对于此情况，在扫描仪中准备有多个补偿滤波器、铜滤波器、铅滤波器， 可以根据设定进行切换来实现。再进一步也可以用于通过设定参数让再构 成滤波器的形状进行改变，从而决定通过推测画像或分辨率来评价再构成 滤波器的效果等最佳的再构成条件。这样，本发明也可以作为用于最优化 摄像条件、装置条件、造影条件、再构成条件的模拟装置来使用。
而且，本发明不是仅限于上述实施例的发明，在不脱离本发明宗旨的 范围内可以实施各种变形。例如，在上述实施例中，作为以何种程度正确 地识别对象组织的指标而定义了分辨率，该分辨率是指在对象组织的正态 分布上不与背景区域的正态分布相重叠部分所占的比率，但是本发明不限 于此。例如，在图4中所示的直方图上表示对象组织与背景组织的像素分 布的正态分布相互之间存在某种的关系时，将ROC分析中TPF (True Positive Fraction)为0.8等作为数据预先求出并进行存储，以该数据为基 础，可以求出使TRF成为0.8的干扰量(标准偏差值)的事实也就不言 而喻了。而且，作为表示像素分布的函数也可以不是正态分布，可以为泊 松分布(Poisson distribution)的事实也就不言而喻了。
权利要求
1.一种X射线CT装置，其备有X射线生成单元；与所述X射线生成单元对置配置的X射线检测器；旋转单元，其使所述X射线生成单元与所述X射线检测器在同一旋转中心的圆形轨道面上进行旋转移动；控制单元，其进行控制，以便通过所述旋转单元进行旋转移动的同时，由所述X射线生成单元向设置在所述旋转中心上的被测体照射X射线，并通过所述X射线检测器检测所述被测体中的透过X射线量；和再构成运算单元，其利用在所述控制单元的控制下得到的所述透过X射线量的数据进行再构成运算，取得断层图像，该X射线CT装置还具备输入单元，其输入与在所述断层图像上应该进行识别的所述被测体的对象组织相关的信息及与所述识别的准确性相关的指标；和摄像条件决定单元，其决定利用由所述输入单元输入的指标来识别所述对象组织用的摄像条件。
2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 还备有存储所述X射线CT装置的装置特性的装置信息存储单元， 所述摄像条件决定单元利用所述指标、与所述对象组织相关的信息、所述装置特性来决定所述摄像条件。
3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 在通过所述输入单元输入的与所述对象组织相关的信息中包含有所述对象组织的尺寸和种类，该X射线CT装置还备有X射线衰减系数存储单元，其存储配置于所 述对象组织及其周围的背景组织的X射线衰减系数。
4. 根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于， 在所述装置信息存储单元中，按照各管电压设定值存储与通过所述X射线生成单元照射的X射线的能谱相关的信息，所述摄像条件决定单元备有管电压决定单元，其利用所述各X射线的能谱、所述对象组织与背景组织的x射线衰减系数来决定最佳的管电压。
5. 根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述管电压的决定是以所述对象区域与所述背景区域的X射线衰减系数的差变大的方式来决定的。
6. 根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于， 该X射线CT装置还备有存储所述对象组织与背景组织的密度信息的密度信息存储单元；和 对比度决定单元，其以所述密度信息与所述X射线衰减系数为基础，决定利用所述管电压决定单元所决定的管电压而拍摄了所述断层图像时的所述对象组织及背景组织的对比度。
7. 根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于，该X射线CT装置还备有指标关联变量函数组存储单元，其存储表示 所述指标、所述对比度、所述断层图像上的所述对象组织或背景组织的干 扰量、所述对象区域在所述断层图像上的尺寸的关系的指标关联变量函数 组，所述摄像条件决定单元备有干扰量计算单元，其根据所述指标关联变 量函数组，计算干扰量，其中该干扰量用于通过所述指标从所述背景区域 中识别具有所述对比度和所述尺寸的对象区域。
8. 根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，该X射线CT装置备有干扰照射射线量函数存储单元，其存储表示所 述干扰量与摄像中X射线的照射射线量的关系的干扰照射射线量函数，所述摄像条件决定单元备有照射射线量计算单元，其根据所述干扰照 射射线量函数，计算在所述断层图像上能得到通过所述干扰量计算单元计 算出的干扰量的X射线的照射射线量。
9. 根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述照射射线量计算单元在所述照射射线量的计算中考虑所述X射线透过被测体的透过距离、再构成图像加权、再构成滤波器的不同。
10. 根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，该X射线CT装置还备有以所述照射射线量计算单元计算出的照射射 线量为基础来决定管电流的管电流决定单元。
11. 根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于， 该X射线CT装置备有标准人体投影数据存储单元，其存储在标准摄像条件下取得的标准人 体投影数据；推测图像生成单元，其利用所述标准人体投影数据来推测在根据由所 述摄像条件决定单元决定的摄像条件进行摄像后的情况下可得到怎样的 图像；禾口显示单元，其显示由所述推测图像生成单元推测出的图像。
12. 根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述推测图像生成单元备有重叠单元，其在所述标准人体投影数据上重叠表示对象组织的模拟投 影数据；干扰附加单元，其将所述干扰量计算单元计算出的干扰量换算为投影 数据中的干扰量后进行附加；和对由所述干扰附加单元得到的数据进行再构成运算，以生成推测图像 的单元。
13. 根据权利要求12所述的X射线CT装置，其特征在于，该X射线CT装置备有对来自所述被测体侧面的投影像进行摄影的扫 描定位图像摄像单元，所述推测图像生成单元备有以由扫描定位图像摄像单元得到的扫描 定位图像为基础来计算实际拍摄的被测体的尺寸的被测体尺寸计算单元，所述推测图像生成单元考虑该尺寸来生成推测图像。
14. 根据权利要求13所述的X射线CT装置，其特征在于，所述推测图像生成单元以所述尺寸为基础进行所述标准人体投影数 据的尺寸的修正，并利用修正后的数据来生成推测图像。
15. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，在用直方图来表示所述对象组织及背景组织的像素分布的情况下，将 所述指标表示为分辨率，即所述对象组织的像素分布中相互的像素分布未 重叠的部分所占的比率。
16. 根据权利要求15所述的X射线CT装置，其特征在于，所述像素分布是通过正态分布或泊松分布进行近似的。
17. 根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，该X射线CT装置备有造影剂注入时X射线衰减系数存储单元，其存储向所述被测体注入了造影剂的情况下的各时间相位中的所述对象组织及背景区域的X射线衰减系数，在所述管电压的决定过程中，利用所述各时间相位中的所述对象组织及背景区域的X射线衰减系数，来决定向所述被测体注入了造影剂的情况下的各时间相位中的最佳值。
18. 根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于， 如果变更所述摄像条件决定单元所决定的设定参数的至少一个以上，则与此相应地更新由所述推测图像生成单元推测出的图像，并将更新后的 图像显示在所述显示单元上。
19. 根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于， 所述指标是在ROC分析中己决定的真阳性率，所述干扰量计算单元中备有真阳性率干扰量函数存储单元，其预先存储真阳性率干扰量函数，其中该真阳性率干扰量函数表示为了在所决定的对比度中取得规定的真阳性率而需要有何种程度的干扰量为宜，所述干扰量计算单元利用所述真阳性率干扰量函数来计算干扰量。
20. —种X射线CT装置中的摄像条件决定方法，包括(1) 输入与在由X射线CT装置得到的断层图像中应该识别的对象组织相关的信息以及与所述识别的准确性相关的指标的工序；和(2) 根据与所述对象组织相关的信息、所述指标以及所述X射线CT 装置的装置特性，决定通过所述指标来识别所述对象组织用的摄像条件的工序。
全文摘要
提供一种X射线CT装置，备有X射线生成单元；与X射线生成单元对置配置的X射线检测器；旋转单元，使X射线生成单元与X射线检测器在同一旋转中心的圆形轨道面上进行旋转移动；控制单元，进行控制，以便通过旋转单元进行旋转移动的同时，由X射线生成单元向设在旋转中心上的被测体照射X射线，并通过X射线检出器检测被测体上的透过X射线量；和再构成运算单元，利用在控制单元的控制下得到的透过X射线量的数据进行再构成运算，取得断层图像，该装置还具备输入单元，输入与在断层图像上应进行识别的被测体的对象组织相关的信息及与识别的准确性相关的指标；和摄像条件决定单元，决定通过由输入单元输入的指标来识别对象组织用的摄像条件。
文档编号A61B6/03GK101346102SQ20068004942
公开日2009年1月14日 申请日期2006年12月25日 优先权日2005年12月28日
发明者后藤大雅, 宫崎靖, 广川浩一 申请人:株式会社日立医药