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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Röntgenstrahlcomputertomografiegerät.
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Ein
Röntgenstrahlcomputertomografiegerät soll Profilinformation
vom Inneren eines Subjekts basierend auf einer Intensität eines
Röntgenstrahls
liefern, der durch das Subjekt verlaufen ist, und spielt bei einer
Anzahl an medizinischen Methoden, einschließlich Krankheitsdiagnose, Behandlung,
Operationsplanung, etc. eine wichtige Rolle. In der Phase der Scan-Planung
wird ein "Tube Current-Time
Lapse Product (mAs)" bestimmt.
Eine Anzahl von herkömmlichen
Röntgenstrahlcomputertomografiegeräten zeigt
auf einem Abtastplanungsschirm den CT Dosis Index (CTDI) an, der
eine Strahlungsdosis angibt, die durch das US Food and Drug Administration (USFDA)
definiert ist. Ein Benutzer des Röntgenstrahlcomputertomografiegeräts bestimmt
einen "mAs" Wert bezüglich des "CTDI". Ein spezifisches Röntgenstrahlcomputertomografiegerät zeigt
auf seinem Abtastplanungsschirm einen "CTDI" Wert
sowie einen Bildqualitätsevaluierungsindex,
der als Bildstandardabweichung (Bild SD) bezeichnet wird. Der Benutzer
bestimmt einen "mAs" Wert bezüglich des "CTDI" und "Bild SD". Die
US 6 404 844 und die japanische Veröffentlichung
mit der Nummer 9-245990 beschreiben Beispiele eines Röntgenstrahlcomputertomografiegeräts gemäß dem Stand
der Technik.
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Der
Benutzer kann jedoch keine sogenannte kontrastarme Auflösung kennen,
die eine Beziehung zwischen einer bestimmten Dichte eines Objekts
und seiner minimalen Größe, die
identifiziert werden kann, bestimmt. Der Benutzer benötigt folglich
Fachkenntnisse, um den "mAs" Wert korrekt zu
bestimmen.
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Es
ist eine Aufgabe der Erfindung ein Röntgenstrahlcomputertomografiegerät zu schaffen, das
ein einfaches Einstellen von geeigneten Scanbedingungen erlaubt.
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Ein
Röntgenstrahlcomputertomografiegerät gemäß der Erfindung,
das Bilddaten basierend auf Projektionsdaten rekonstruiert, die
durch Abtasten eines Subjekts mit einem Röntgenstrahl erfasst worden
sind, ist dadurch gekennzeichnet, dass es enthält: eine Eingabevorrichtung,
die konfiguriert ist, um eine erwartete Dosis des Röntgenstrahls
einzugeben; ein Berechner, der konfiguriert ist, um einen Dosis-Effizienzindex
basierend auf der erwarteten Dosis zu berechnen, wobei der Dosis-Effizienzindex
einen Durchmesser eines Ziels angibt, der bei einer vorbestimmten
Detektierbarkeitsrate identifiziert wird, und das Ziel eine vorbestimmte
CT-Wertdifferenz bezüglich
eines umliegenden CT-Werts aufweist; ein Planungsunterstützungssystem,
das konfiguriert ist, um ein Abtastplanungsbild aufzubauen, auf
welchem die eingegebene erwartete Dosis zu sammen mit dem berechneten
Dosis-Effizienzindex enthalten ist; und eine Anzeige, die konfiguriert
ist, um das Abtastplanungsbild anzuzeigen.
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Die
Erfindung kann vollständiger
durch die folgende detaillierte Beschreibung unter Bezugnahme auf
die beigefügten
Zeichnungen verstanden werden. Es zeigen:
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1 ein
Blockdiagramm zum Zeigen eines Aufbaus eines Ausführungsbeispiels
eines Röntgenstrahlcomputertomografiegeräts gemäß der Erfindung;
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2 eine
vertikale Querschnittsansicht zum Zeigen eines Phantoms gemäß dem Ausführungsbeispiel;
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3 einen
Graphen zum Zeigen einer Verteilung einer Detektierbarkeitsrate
bezüglich
eines Zieldurchmessers gemäß dem Ausführungsbeispiel;
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4 einen
Graphen zum Zeigen einer Verteilung gemäß 3, die mit "CTDI" normalisiert ist gemäß dem Ausführungsbeispiel;
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5 einen
Graphen zum Zeigen einer genäherten
Kurve der Verteilung gemäß 4 gemäß dem Ausführungsbeispiel;
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6 eine
Darstellung zum Zeigen eines Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch ein Planungsunterstützungssystem
gemäß 1 aufgebaut
wird;
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7 eine
Darstellung zum Zeigen eines Abtastbilds, das einem DEI entspricht,
und das auf dem Bild gemäß 6 angezeigt
wird;
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8 einen
Graphen zum Zeigen einer Detektierbarkeitsrate, die auf dem Bild
gemäß 6 angezeigt
wird;
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9 eine
Darstellung zum Zeigen eines anderen Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds, das
durch das Planungsunterstützungssystem
gemäß 1 aufgebaut
wird;
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10 einen
Graphen zum Zeigen eines Detektierbarkeitsratenprofils, das auf
dem Bild gemäß 9 synthesiert
wird;
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11 eine
Darstellung zum Zeigen eines Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch das Planungsunterstützungssystem
gemäß 1 aufgebaut
wird;
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12 einen
Graphen zum Zeigen eines Detektierbarkeitsratenprofils, das auf
dem Bild gemäß 11 angezeigt
wird;
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13 eine
Darstellung zum Zeigen eines anderen Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch das Planungsunterstützungssystem gemäß 1 aufgebaut
wird;
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14 einen
Graphen zum Zeigen eines Detektierbarkeitsratenprofils, das auf
dem Bild gemäß 13 angezeigt
wird;
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15 eine
Darstellung zum Zeigen eines anderen Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch das Planungsunterstützungssystem gemäß 1 aufgebaut
wird, speziell zum Zeigen eines Aktualisierungs-Bedingungen-Einstellungsfensters,
das erscheint, wenn eine "CTDI"-Schaltfläche angeklickt
wird;
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16 eine
Darstellung zum Zeigen eines anderen Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch das Planungsunterstützungssystem gemäß 1 aufgebaut
wird, speziell zum Zeigen eines Aktualisierungs-Bedingungen-Einstellungsfensters,
das erscheint, wenn eine „CTDI"-Schaltfläche angeklickt
wird;
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17 eine
Darstellung zum Zeigen eines Röntgenstrahlbedingungen-Einstellungsbilds,
das durch das Planungsunterstützungssystem
gemäß 1 aufgebaut
wird, speziell zum Zeigen eines CT-Wertdifferenz-Fensters, das erscheint,
wenn eine "CT-Wertdifferenz"-Schaltfläche angeklickt
wird;
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18 eine
Darstellung zum Zeigen einer Abweichung in der Z-Position von mAs
auf Grund einer DEI-Konstantensteuerung eines Belichtungssteuerungsgeräts gemäß 1;
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19 einen
Graphen zum Erklären
eines mAs Bestimmungsverfahrens gemäß dem Ausführungsbeispiel;
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20 eine
Darstellung zum Zeigen einer Abweichung von mAs bezüglich der
Z-Position auf Grund
der DEI-Konstantensteuerung des Belichtungssteuerungsgeräts gemäß 1;
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21 eine
Darstellung zum Zeigen einer Abweichung von mAs bezüglich der
Z-Position auf Grund
der DEI-Konstantensteuerung des Belichtungssteuerungsgeräts gemäß 1;
und
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22 eine
Darstellung zum Zeigen eines Films, der durch einen Filmbildgeber
gemäß 1 gedruckt
wird.
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Das
Röntgenstrahlcomputertomografiegerät kann in
einer Vielzahl von Typen vorkommen, beispielsweise als Rotations/Rotations-Typ,
bei dem eine Röntgenstrahlröhre und
ein Strahlungsdetektor integriert um ein Subjekt drehen, als ein
stationärer/rotierender
Typ, bei dem nur eine Röntgenstrahlröhre um ein
Subjekt dreht, etc., wobei irgendeine von diesen für die Erfindung
verwendet werden kann. Im Folgenden wird der Rotations/Rotations-Typ
beschrieben, der in letzter Zeit überwiegend verwendet wird.
Darüber
hinaus, um einen Schnitt von Tomogrammdaten zu rekonstruieren, ist
es notwendig Projektionsdaten einer Umrundung eines Objekts zu erfassen,
also Projektionsdaten von ungefähr
360° oder
von 180° plus
einem Betrachtungswinkel, selbst durch ein Halb-Scan System. Für jeden
Fall des Systems ist die Erfindung anwendbar. Das Folgende beschreibt
die Erfindung bezüglich
Half-Scan Systems. Darüber
hinaus werden als ein Mechanismus, der einen einfallenden Röntgenstrahl
in elektrische Ladung umwandelt, hauptsächlich ein indirektes Umwandlungssystem,
das einen Röntgenstrahl
in Licht durch ein Phosphor, beispielsweise Scintillator, und dann
in elektrische Ladung durch ein photoelektrisches Transferelement,
beispielsweise eine Photodiode umwandelt, und ein direktes Umwandlungssystem verwendet,
das eine ein Photo-Leitungsphänomen verwendet,
also die Erzeugung eines Elektronen-und-Loch Paars in einem Halbleiter
durch einen Röntgenstrahl
und eine Bewegung von diesem zu einer Elektrode. Obwohl der Röntgenstrahldetektor von
irgendeinem System sein kann, beschreibt das Folgende diesen als
von dem zuerst genannten indirekten Typ von System. Darüber hinaus
ist in letzter Zeit ein Röntgenstrahlcomputertomografiegerät vom sogenannten
Multi-Tube-Bulb-Typ erhältlich,
in dem ein Schleifring mit einer Mehrzahl von Paaren einer Röntgenstrahlröhre und
eines Röntgenstrahldetektors
montiert ist, einhergehend mit Entwicklungen peripherärer Technologien.
Die Erfindung kann für
beide, das Röntgenstrahlcomputertomografiegerät vom herkömmlichen
Single-Tube-Bulb-Typ und Multi-Tube-Bulb-Typ verwendet werden. Das
Folgende beschreibt die Form Single-Tube-Bulb-Typ. Darüber hinaus
ist ein Detektor in mehreren Reihen montiert; tatsächlich sind
kürzlich
40 Reihen (40 Segmente) oder mehr Detektoren in der Praxis in einem
Gerät montiert
worden. Die Erfindung kann natürlich
verwendet werden für
ein Röntgenstrahlcomputertomografiegerät, das mit
einem herkömmlichen
Detektor vom Single-Slice-Typ ausgestattet ist, und auch mit einem,
das mit einem Detektor vom Multi-Slice-Typ ausgestattet ist. Das
Folgende beschreibt die Erfindung bezüglich eines Röntgenstrahlcomputertomografiegeräts, das
mit einem Detektor vom Multi-Slice-Typ ausgestattet ist.
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1 zeigt
einen Aufbau eines Röntgenstrahlcomputertomografiegeräts bezüglich des
Ausführungsbeispiels.
Ein Gantry 100 hat eine Röntgenstrahlröhre 101 und
einen Multi-Slice-Röntgenstrahldetektor 103.
Die Röntgenstrahlröhre 101 und
der Multi-Slice-Röntgendetektor 103 sind
auf einem ringförmigen
Drehrahmen 102 montiert, der drehbar abgestützt ist.
Der Multi-Slice-Röntgendetektor 103 ist gegenüber der
Röntgenstrahlröhre 101 angeordnet. Wenn
der Drehrahmen 102 angetrieben durch einen Gantry Antrieb 107 gedreht
wird, wird eine Röhrenspannung
kontinuierlich oder periodisch an die Röntgenröhre 101 von einem
Hochspannungsgenerator 109 über einen Schleifring 108 angelegt.
Dies veranlasst die Röntgenröhre 101 einen
Röntgenstrahl
kontinuierlich oder periodisch auszustrahlen. Der Multi-Slice Röntgendetektor 103 hat
eine Mehrzahl von Modulen, wobei in jedem Detektionselemente, die
einen Röntgenstrahl,
der durch ein Subjekt verläuft,
detektieren können,
in einer (m × n)
Matrix angeordnet sind. Die Mehrzahl der Module sind bezüglich einer Kanalrichtung
angeordnet. Es ist folglich möglich eine
Large-Scale Konfiguration zu bilden, die Detektoren aufweist, beispielsweise
40 Reihen mal 916 Kanäle.
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Eine
Datenerfassungsschaltung 104, die allgemein bezeichnet
wird als Datenerfassungssystem (DAS), wandelt eine Signalausgabe
für jeden
Kanal von dem Detektor 103 in ein Spannungssignal, verstärkt es und
wandelt es in ein digitales Signal. Diese Daten (Rohdaten) werden über eine
kontaktlose Datensendeeinheit 105 an einen Vorprozessor 106 außerhalb
des Gantrys gesendet, wo sie einer Korrekturverarbeitung unterworfen
werden, beispielsweise einer Empfindlichkeitskorrektur, und in einem
Speicher 112 als so genannte Projektionsdaten gespeichert
werden, die unmittelbar der Rekonstruktionsverarbeitung unterworfen
werden.
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Der
Speicher 112 ist mit einer Rekonstruktionseinheit 114,
einer Anzeige 116, einer Eingabevorrichtung 115,
einem Planungsunterstützungssystem 117,
einem Kontrastarm-Auflösung-Berechner 118, einer
Belichtungssteuerung 119, einem Detektierbarkeitsprofildatenspeicher 120,
einem Dateigenerator 121 für gespeicherte Daten, einem
Datenspeichersystem 122, einem Druckdatengenerator 123 und
einem Filmbild 124 verbunden, und auch über einen Daten/Steuer-Bus mit einer Systemsteuerung 110.
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Technisches
Wissen ist erforderlich, um Abtastbedingungen, beispielsweise eine
Röhrenspannung,
einen Röhrenstrom,
eine Röntgenstrahl-Time-lapse,
etc., sowie Rekonstruktionsbedingungen, beispielsweise eine Schnittdicke,
die Anzahl an Schnitten, eine Matrixgröße, etc. zu optimieren. Das Planungsunterstützungssystem 117 ist
entwickelt worden, um dieses technische Wissen als eine Basis zu
verwenden, um selbst einer nicht erfahrenen Person mit wenig technischem
Wissen zu erlauben fast die gleichen oben genannten Bedingungen
einzustellen. Das Planungsunterstützungssystem 117 hat
diese Bedingungsoptimierungsfunktion sowie eine Funktion zum Aufbauen
eines Abtastplanungsbilds, das eine graphische Benutzerschnittstelle
(GUI) aufweist.
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Der
Kontrastarm-Auflösung-Berechner 118 ist
bereitgestellt, um eine Vielzahl von Indizes bezüglich eines DEI als kontrastarme
Auflösung
zu berechnen. Der DEI wird ausgedrückt als ein Durchmesser eines
Ziels, der eine Detektierbarkeitsrate (Identifikationsrate) von
50% in einem Bild angibt, das aus Projektionsdaten rekonstruiert
wurde, die durch Abtasten erfasst worden sind, mit einem Röntgenstrahl,
der eine bestimmte Dosis hatte, wobei die Ziele eine bestimmte Dichtedifferenz
(CT-Wertdifferenz) bezüglich der
Umgebung aufweisen. Der DEI ist also ein Index, der angibt, wie
kleine Ziele in einem Bild mit einer Wahrscheinlichkeit von 50%
identifiziert werden können.
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Die
Dosis in diesem Fall ist durch einen CTDI (CT Dosis Index) gegeben,
der ein typischer Index ist. Der CTDI wird erfasst als ein Wert
eines Quotienten einer Division einer Integration eines Strahlungsprofils
entlang einer vertikalen Zeile auf einer Schnittebene durch ein
Produkt aus einer Schnittdicke und der Anzahl an Schnitten. Wie
allgemein bekannt, kann aus einem CTDI-Wert ein Röhrenstrom-Zeitintervall
Produkt hergeleitet werden. Der Kontrastarm-Auflösung-Berechner
berechnet eine erwartete Dosis eines Röntgenstrahls, die erforderlich
ist, um einen spezifischen DEI-Wert zu erreichen, also "mAs" in diesem Fall.
Die Belichtungssteuerung 119 steuert einen Röhrenstrom
der Röntgenröhre 101 gemäß dem berechneten
mAs Wert. Die Belichtungssteuerung 119 ändert dynamisch einen Röhrenstrom der
Röntgenröhre gemäß der Bewegung
einer oberen Platte basierend auf mAs Werten, die an einer Mehrzahl
von Positionen im Falle von beispielsweise einem helischen Abtasten,
berechnet werden.
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Der
Detektierbarkeitsprofildatenspeicher 120 speichert Daten,
die eine Mehrzahl von Detektierbarkeitsratenprofilen betreffen in
denen jeweils ein mAs Wert und ein Phantomdurchmesser voneinander
verschieden sind. Ein Detektierbarkeitsratenprofil repräsentiert
eine Funktion einer Detektierbarkeitsrate bezüglich eines Zieldurchmessers.
Ein Phantomdurchmesser entspricht im Wesentlichen einer Transmissionsdosis.
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Der
Speicherdatendatei-Generator 121 erzeugt eine Speicherdatendatei,
die Bilddaten und DEI-Daten
enthält,
die gegeben werden, wenn Projektionsdaten, die eine Basis dieser
Bilddaten liefern, erfasst werden. Typischerweise enthält eine
Speicherdatendatei eine Datenkopfregion und eine Datenregion. Bilddaten
werden in die Datenregion geschrieben. Die DEI-Daten werden in die
Kopfdatenregion zusammen mit Patienteninformation, etc. geschrieben.
Eine Speicherdatendatei wird auf einem Massenspeichermedium, beispielsweise
einer optischen Platte, etc. des Datenspeichersystems 122 gespeichert.
Der Druckdatengenerator 123 erzeugt Rahmendaten zum Drucken
von Bilddaten und DEI Daten, die gegeben werden, wenn die Projektionsdaten,
die basierend auf diesen Bilddaten geliefert werden, erfasst werden.
Ein Drucker, beispielsweise der Filmbildgeber 124 druckt
ein Bild und hängt
Information, beispielsweise einen DEI an einen Film gemäß den Druckdaten.
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Als
Nächstes
wird im Folgenden ein DEI beschrieben. 2 zeigt
eine vertikale Querschnittsansicht eines spaltenförmigen Phantoms.
Das Phantom enthält
eine Basis 2, die einen Absorptionskoeffizienten von μ2 hat, und
eine Mehrzahl von spaltenförmigen
Zielen 1-1, 1-2, 1-3 und 1-4,
die in der Basis 2 vergraben sind, und einen Absorptionskoeffizienten von μl haben.
Das Ziel 1-1 hat einen Durchmesser von beispielsweise 15
mm. Die Ziele 1-2, 1-3 und 1-4 haben
Durchmesser von jeweils 12 mm, 9 mm und 6 mm. Eine Dichtedifferenz
ist gegeben als eine Differenz des Absorptionskoeffizienten des
Ziels 1 bezüglich
der Basis 2. Die Dichtedifferenz erscheint als Differenz
in dem CT-Wert (CT-Wertdifferenz) des Ziels 1 bezüglich eines
CT-Werts der Basis 2.
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In
einem Zustand, bei dem die Röhrenspannung
und die Schichtdicke konstant sind, wird dieses Phantom fünf mal abgebildet,
während
ein Röhrenstrom-Zeitintervall
Produkt mAs geändert
wird. Eine Mehrzahl von Bildern, die folglich erfasst werden, werden
als ein Objekt verwendet, um einer Mehrzahl von Bewertern ein wiederholtes
Bewerten eines Grenzdurchmessers des Ziels 1, der visuell
identifiziert werden kann, zu ermöglichen. 3 zeigt
die Beziehung zwischen einem Zieldurchmesser und einer Detektierbarkeitsrate
(Rate der Anzahl an Zeitpunkten einer visuellen Identifizierung
des Ziels bezüglich
der Anzahl an Durchläufen,
die durch alle Bewerter gemacht wurden) für jedes Röhrenstrom-Zeitintervall Produkt
(mAs). Es ist zu erwähnen,
dass der Bewerter eine beauftragte Person ist, zum Auslesen der
Bilder, oder ein Arzt, der in einem Krankenhaus angestellt ist,
in welchem die relevante Vorrichtung installiert ist.
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4 zeigt
eine Verteilung normalisiert mit "CTDI". 5 zeigt
eine Näherungskurve
(Detektierbarkeitsratenprofil) der Verteilung, normalisiert mit CTDI.
Dieses Detektierbarkeitsratenprofil hat ihre CTDI-Abhängigkeit
eliminiert. Eine normalisierte Beziehung zwischen einem Zieldurchmesser
und einer Detektierbarkeitsrate repräsentiert die Leistungsfähigkeit
bezüglich
einer Raumauflösung,
die der Vorrichtung zu eigen ist.
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Ein
DEI ist definiert als ein Durchmesser eines Ziels, das mit einer
Detektierbarkeitsrate (Wahrscheinlichkeit) von 50% erkannt werden
kann. In einem Beispiel gemäß 5 ist
der DEI gleich 11 mm. Ziele mit einem Durchmesser von 11 mm können mit einer
Wahrscheinlichkeit von 50% detektiert werden.
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Eine
Detektierbarkeitsrate p hängt
von einem Zieldurchmesser D, einem CTDI, einer Dichtedifferenz ρ und einer
Transmissions-Dosis I ab. Sie wird also wie folgt ausgedrückt, mit
f als Detektierbarkeitsratenprofilfunktion (Näherungskurvenfunktion): P = f(D, CTDI, ρ, I) (1)
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Durch
Normalisieren eines Zieldurchmessers D mit einer Referenzdosis CTDIref, einer Referenzdichtedifferenz ρref und
einer Referenztransmissionsdosis Iref, kann
eine vereinfachte Beziehung zwischen einer Detektierbarkeitsrate ρ und einem
normalisierten Zieldurchmesser DN hergeleitet
werden: P = f(DN) (2) DN =
D X(CTDI/DTDIref)1/2
X(ρ/ρref) × f{(I/Iref)1/2} (3)
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Folglich
kann eine Beziehung zwischen dem normalisierten Zieldurchmesser
DN und der Detektierbarkeitsrate ρ erfasst
werden.
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Der
Niederkontrast-Auflösung-Berechner 118 kann
irgendeinen gegebenen von vier Parametern von CTDI, Dichtedifferenz ρ, Transmissionsdosis I,
Detektierbarkeitsrate p, und Zieldurchmesser D unter Verwendung
der obigen Gleichungen einstellen, um dadurch den verbleibenden
fünften
Parameter zu berechnen. Basierend auf einem eingestellten Wert von
CTDI kann beispielsweise ein Zieldurchmesser mit einer Detektierbarkeitsrate
p von 50%, also DEI berechnet werden. Normalerweise sind die Dichtedifferenz ρ und die
Transmissionsdosis I als ein Referenzwert gegeben.
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Ein
DEI-Wert, der folglich berechnet worden ist, sowie sein Fehlerbereich
werden in einer Darstellung "DEL" (D(mm) bei 50% sein)
zusammen mit typischer Dosisinformation "CTDI", "DLP", "mAs" in einem Tab-Fenster "Dosisinformation
(Dosisinfo.)" auf einem
Abtastplanungsbild, wie in 6 gezeigt,
angezeigt, das durch das Expertensystem 117 gebildet wird.
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Der
Fehlerbereich ist angegeben mit ± 0,5 mm in dem in 6 gezeigten
Beispiel. Dieser Fehlerbereich wird bestimmt basierend auf einer
Divergenz einer Mehrzahl von Zieldurchmessern, die jeder Detektierbarkeitsrate
in einer Verteilung gemäß 5 entsprechen.
Ein Fehlerbereich, der jeder Detektierbarkeitsrate entspricht, wird
als zu einem Detektierbarkeitsratenprofil korrelierend in dem Detektierbarkeitsprofildatenspeicher 120 gespeichert.
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In
dem linken oberen Feld in dem Abtastplanungsbild ist ein Abtastbild
des Phantoms entsprechend dem DEI, wie in 7 gezeigt,
angezeigt. Eine Mehrzahl von Abtastbildern, die einer Mehrzahl von
DEI-Werten entsprechen, werden in dem Detektierbarkeitsprofildatenspeicher 120 vorher
gespeichert. Ein Abtastbild, das einem berechneten DEI-Wert entspricht,
wird selektiv aus dem Detektierbarkeitsprofildatenspeicher 120 in
das Planungsunterstützungssystem 117 ausgelesen.
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In
dem rechten oberen Feld in dem Abtastplanungsbild ist ein Detektionsratenprofil
angezeigt, das einem eingestellten Wert von CTDI entspricht, zusammen
mit einer Zeile (gestrichelte Linie, die den DEI angibt), wie in 8 gezeigt.
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In
dem Fenster werden zusammen mit dem DEI Folgendes angezeigt:
"Zieldurchmesser,
der der gewünschten
Detektierbarkeitsrate p, die durch den Benutzer spezifiziert wird,
entspricht";
"Detektierbarkeitsrate
p, die dem gewünschten
Zieldurchmesser, der durch den Benutzer spezifiziert wird, entspricht"; und
"DEI, der der gewünschten
CT-Wertdifferenz, die durch den Benutzer spezifiziert wird, entspricht".
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Diese
Datenstücke "Zieldurchmesser,
der einer willkürlichen
Detektierbarkeitsrate p entspricht", "Detektierbarkeitsrate
p, die dem willkürlichen
Zieldurchmesser entspricht",
und "DEI, der einer
willkürlichen
CT-Wertdifferenz entspricht" werden
zusammen mit dem DEI-Wert durch den Kontrastarm-Auflösung-Berechner 118 berechnet.
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Beispielsweise,
wie in 9 gezeigt, wird ein "Zieldurchmesser, der der gewünschten
Detektierbarkeitsrate p entspricht, die durch den Benutzer spezifiziert
worden ist" zusammen
mit einem Fehlerbereich in einer Darstellung von "D(mm) bei XX%" angezeigt. Eine
willkürliche
Detektierbarkeitsrate p kann als eine Zahl eingegeben werden, oder
aus einem Pull-down Menu auf der linken Seite in dieser Darstellung
ausgewählt
werden. Ein Beispiel gemäß 9 zeigt
einen Zieldurchmesser mit einer Detektierbarkeitsrate von 80% mit
19,0 mm, und sein Fehlerbereich beträgt ± 3 mm.
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10 zeigt
ein Detektierbarkeitsratenprofil, das in dem rechten oberen Feld
dieses Abtastplanungsbilds angezeigt ist. In dem Graphen werden
zusammen mit einer Linie (gestrichelte Linie), die einen DEI angibt,
diese eingegebene Detektierbarkeitsrate von 80% und der entsprechende
Zieldurchmesser von 1 mm, wie durch eine Linie (gestrichelte Linie) angegeben,
angezeigt.
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Wie
in 11 gezeigt, wird darüber hinaus eine "Detektierbarkeitsrate
p, die einem gewünschten
Zieldurchmesser entspricht, der durch einen Benutzer spezifiziert
worden ist" zusammen
angezeigt mit seinem Fehlerbereich in einer Darstellung von "Detektierbarkeitsrate
(%) bei XX mm".
Ein willkürlicher
Zieldurchmesser kann als Zahl eingegeben oder ausgewählt werden
aus einem Pull-down Menu auf der rechten Seite dieser Darstellung.
Ein Beispiel gemäß 11 zeigt,
dass ein Ziel mit einem Durchmesser von 10 mm eine Detektierbarkeitsrate
(Erkennungsrate) von 18,5% hat. 12 zeigt
ein Detektierbarkeitsratenprofil, das in dem rechten oberen Feld
des Abtastplanungsbilds angezeigt ist. In dem Graphen werden eine
Linie angezeigt, die einen 10 mm Zieldurchmesser angibt, und eine
entsprechende Detektierbarkeitsrate von 18,5% zusammen mit einer
Linie (gestrichelter Linie), die einen DEI angibt und eine Linie
(gestrichelte Linie), die diese eingegeben Detektierbarkeitsrate
von 80% und den entsprechenden Zieldurchmesser von 11 mm angibt.
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Darüber hinaus,
wie in 13 gezeigt, wird "DEI (Zieldurchmesser
mit einer Detektierbarkeitsrate von 50%), der einer gewünschten
Dichtedifferenz entspricht, die durch den Benutzer spezifiziert
wird" zusammen mit
ihrem Fehlerbereich in einer Darstellung von "DEI bei XX (ρ)" angezeigt. Eine willkürliche Dichtedifferenz
kann als Zahl eingegeben oder ausgewählt werden aus dem Pull-down
Menu auf der linken Seite dieser Darstellung. Ein Beispiel gemäß 13 zeigt,
dass ein DEI in einem Fall, bei dem die Dichtedifferenz 0,7 ist,
gleich 19,0 mm ist, und der Fehlerbereich bei ± 2,5 mm liegt. 14 zeigt
ein Detektierbarkeitsratenprofil, das in dem rechten oberen Feld
des Abtastplanungsschirms angezeigt wird. In diesem Graphen werden
zusammen mit (Dichtedifferenz ist äquivalent zu einer Referenzdichtendifferenz)
ein Detektierbarkeitsratenprofil in dem Fall angezeigt, wo die Dichtedifferenz
0,7 ist, und ihr DEI.
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Darüber hinaus,
durch Anklicken der CT-Wertdifferenzberechnungs-Schaltfläche, berechnet
der Berechner 118 eine CT-Wertdifferenz (Dichtedifferenz),
die erforderlich ist, um einen durch Benutzer gesetzten DEI-Wert
zu realisieren, basierend auf einem CTDI-Wert, der durch den Benutzer
eingestellt worden ist. Wie in 17 gezeigt,
zeigt das Expertensystem 117 eine berechnete CT-Wertdifferenz (Dichtedifferenz)
auf dem Abtastplanungsschirm. Basierend auf der angezeigten CT-Wertdifferenz
(Dichtedifferenz), kann ein zum Abbilden angestellter Techniker
bis zu einem gewissen Grad eine Menge eines Bariummittels, das in
das Subjekt zu injizieren ist, kennen.
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Ein
Detektierbarkeitsratenprofil kann in einer Dosissteuerung (Belichtungssteuerung)
während
einer herkömmlichen
Abtastung (schrittweisen Abtastung) verwendet werden, bei der ein
helisches Abtasten oder Single- oder Multi-Slice Abtasten wiederholt wird,
was ein Stoppen und Bewegen der oberen Platte mit sich bringt. Diese
Funktion wird als DEI-Konstantensteuerung bezeichnet. Die DEI-Konstantensteuerungsfunktion
kann eingestellt werden, indem die "DEI Konstantensteuerung"-Schaltfläche auf
dem Abtastplanungsbild angeklickt wird.
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Wie
beispielsweise in 15 gezeigt, wenn die "CTDI Aktualisierung"-Schaltfläche angeklickt wird,
wird in Antwort darauf ein Unterfenster geöffnet zum Einstellen der CTDI-Aktualisierungsbedingungen.
Dieses Unterfenster hat darin eine Zieldurchmessereingabebox, eine
CT-Wertdifferenzeingabebox, und eine Detektierbarkeitsrateneingabebox.
Der Benutzer gibt jeweils gewünschte
Werte in diese Boxen ein. Es sei erwähnt, dass durch die Eingabe
von "50%" in die Detektierbarkeitsrateneingabebox,
ein DEI-Wert gesetzt werden kann. Ein Beispiel eines Unterfensters
zum Bestimmen der CTDI-Aktualisierungsbedingungen ist in 16 gezeigt.
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Eine
Dosis "CTDI", die erforderlich
ist, um diese Eingabebedingungen zu erfüllen, wird durch den Berechner 118 gemäß der obigen
Gleichung berechnet, so dass basierend auf dem berechneten CTDI,
das Planungsunterstützungssystem 117 einen "mAs" gemäß einer
existierenden Gleichung spezifiziert.
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Wie
man aus der obigen Gleichung sieht, variiert ein CTDI-Wert, der
erforderlich ist, um eingegebene Bedingungen zu erfüllen, tatsächlich mit
einer Differenz zwischen einer Transmissionsdosis und einer Anwendungsdosis,
also eine Dämpfungsdosis des
Röntgenstrahls.
Durch Steuerung eines mAs-Werts, der einer tatsächlichen Transmissionsdosis
(Projektionsdaten) entspricht, die während oder vor dem Abtasten
erfasst worden ist, kann ein Röhrenstrom
durch die Belichtungssteuerung 110 gesteuert werden, um
ungefähr
derartige Bedingungen während
des Abtastens zu erfüllen,
dass ein eingestellter Wert von DEI, also ein gesetzter Wert des Zieldurchmessers
mit einer Detektierbarkeitsrate von 50% erkannt werden kann, oder
der eingestellte Wert des Zieldurchmessers mit einer gewünschten
Detektierbarkeitsrate erkannt werden kann.
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Bei
einem helischen Abtasten ändert
sich eine Position eines Subjekt, an das ein Röntgenstrahl angewendet wird,
kontinuierlich. Um einen eingegebenen DEI-Wert aufrecht zu erhalten
bei einer Mehrzahl von Positionen an dem Subjekt, spezifiziert ein Kontrastarm-Auflösung-Berechner 120 einen
CTDI-Wert, der jeder der Mehrzahl von Positionen entspricht, um
einen mAs Wert zu berechnen, der jeder der Mehrzahl von Positionen
entspricht, basierend auf diesem spezifizierten CTDI Wert. Die Belichtungssteuerung 119 steuert
den Hochspannungsgenerator 109 gemäß den berechneten mAs Werten, die
der Mehrzahl von Positionen entsprechen, so dass ein Röhrenstrom
der Röntgenröhre sich ändern kann,
wenn sich die obere Platte bewegt.
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Um
einen CTDI Wert zu spezifizieren, ist es erforderlich eine Röntgendämpfungsdosis
(oder Transmissionsdosis) zu erfassen, die jeder Mehrzahl der Positionen
entspricht. Eine Röntgendämpfungsdosis,
die jeder der Mehrzahl von Positionen entspricht, kann von Scanogrammdaten
erfasst werden. Die Röntgendämpfungsdosis,
die jeder der Mehrzahl von Positionen entspricht, kann Projektionsdaten
erfasst werden, die während
einer spiralförmigen
Abtastung erfasst werden.
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18 zeigt
eine zeitweise Änderung,
die gesteuert wird durch die DEI-Konstantensteuerfunktion in einem
helischen Abtasten. In diesem Beispiel ist die Belichtungssteuerung
gezeigt, um einen DEI-Wert ungefähr
bei 15 mm zu erhalten. Durch die DEI-Konstantensteuerung, wie in 19 gezeigt,
bestimmt der Berechner 118 einen mAs Wert, der erforderlich
ist, um den DEI auf einem konstanten Wert zu halten, basierend auf
einer unmittelbar vorangegangenen Rotation von Projektionsdaten
(Transmissionsdosis), die in einem helischen Abtasten erfasst werden,
so dass die Belichtungssteuerung 119 einen Röhrenstrom
während
der präsentierten
Abtastung auf einen Röhrenstrom
reguliert während
der augenblicklichen Rotation in Übereinstimmung mit diesem entschiedenen
mAs-Wert. In diesem Fall werden beispielsweise die Projektionsdaten
(Transmissionsdosis I), die während
der unmittelbar vorangegangenen Rotation und dem gleichen Betrachtungswinkel
(Rotationswinkel α der
Röntgenröhre 101)
erfasst worden sind, und ein CTDI Wert, der DEI (= 15 mm) entspricht,
in Übereinstimmung
mit der oben ge nannten Gleichung (1) berechnet, so dass der Wert
von mAs eingestellt wird entsprechend diesem CTDI-Wert. Der mAs
Wert wird folglich auf eine Drehung eingestellt, die zeitlich verzögert ist
entsprechend einer tatsächlichen
Transmissionsdosis, so dass ein eingestellter Wert von DEI aufrechterhalten
werden kann.
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Es
sei erwähnt,
dass der Detektor 103 vom Multi-Kanal-Typ einen repräsentativen
Wert von Projektionsdaten als Transmissionsdosis I verwendet, die
als Steuergröße dient.
Der repräsentative
Wert der Projektionsdaten kann beispielsweise Projektionsdaten entsprechen,
die an einem Kanal erfasst werden, der am Zentrum in einer Kanalrichtung
lokalisiert ist, ein Durchschnittswert von Projektionsdaten, die
an allen Kanälen
in der Kanalrichtung erfasst worden sind, ein Durchschnittswert
der Projektionsdaten, die an einer vorbestimmten Anzahl von Kanälen erfasst
worden sind, die am Zentrum in Kanalrichtung lokalisiert sind oder
selbst ein Wert, der anderweitig erfasst worden ist, und ist nicht
auf die hier verwendeten Begriffe eingeschränkt.
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Bei
einem CT-Testen wird ein Transmissionsbild, das als Scanogramm bezeichnet
wird, vorher erfasst, um eine Abtastposition, etc. zu bestimmen.
Wie in 20 gezeigt, kann der Röhrenstrom an
jeder Bildgebungsposition (X-Position) gesteuert werden, basierend
auf einer Transmissionsdosis I, die an einer Mehrzahl von Positionen
(Z-Positionen) von diesem Scanogramm erfasst worden sind.
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Darüber hinaus
kann die Erfindung auch auf ein schrittweises Abtasten angewendet
werden, durch welches ein übliches
Single-Slice oder Multi-Slice Abtasten wiederholt wird, alternativ
zu einer Bewegung der oberen Platte, in welchem Fall, wie in 21 gezeigt,
der Röhrenstrom
an jeder der Bildgebungspositionen (Z-Positionen) gesteuert werden kann,
basierend auf einer Transmissionsdosis I, die für jede Körper-Axialposition (Z-Position)
von einem Scanogramm, das vorher erfasst worden ist, erfasst wird.
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Wie
oben beschrieben, durch die vorliegende Ausführungsform, durch Herleiten
einer Beziehung zwischen einem Zieldurchmesser und einer Detektierbarkeitsrate,
die unabhängig
von einer Dosis, einer Dichtedifferenz und einer Transmissionsdosis ist,
ist es möglich
die Superiorität
der Referenzierung einer kontrastarmen Auflösung zu verbessern, wenn die
Abtastbedingungen, beispielsweise eine Dosis, eingestellt werden.
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Der
DEI, zusammen mit CTDI, mAs, etc., liefert einen sehr nützlichen
Index beim Bild lesen. Ein Bild wird ausgelesen entweder durch Betrachten
des Bildes, wie es auf einer Anzeige angezeigt wird, oder durch
Betrachten wie es auf einen Film gedruckt ist. Der Speicherdatendateigenerator 121 erzeugt
eine Speicherdatendatei, die Bilddaten und Daten eines DEI-Werts
enthält,
der gegeben wird, wenn Projektionsdaten, die eine Basis der Bilddaten
liefern, erfasst werden. Typischerweise enthält eine Speicherdatendatei
eine Kopfdatenregion und eine Datenregion. Bilddaten werden in die
Bildregion geschrieben. Die DEI-Daten werden in die Kopfdatenregion
zusammen mit Patienteninformation, etc. geschrieben. Der Druckdatengenerator 123 erzeugt
Rahmendaten, die zu drucken sind, aus den Bilddaten und den DEI-Daten,
die gegeben werden, wenn Projektionsdaten, die eine Basis der Bilddaten
liefern, erfasst werden. Ein Beispiel eines Films, der durch den
Filmabbilder 124 gedruckt wird gemäß den Druckrahmendaten, ist
in 22 gezeigt.