專利名稱：醫(yī)用圖像顯示裝置和醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及執(zhí)行在X射線計算機斷層攝影之前利用的噪音加法運算模擬的醫(yī)用圖像顯示裝置和醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
眾所周知，X射線計算機斷層攝影裝置通過基于在被檢查體內(nèi)接受的X射線的吸收量，計算(重構(gòu))臟器等的組織的X射線吸收率，作為以水的X射線吸收率為基準(zhǔn)的稱作CT值的指標(biāo)，來獲得圖像(斷層像)。
在重構(gòu)了的圖像中圖像噪聲是不可避免的。圖像噪聲，典型地，是把均質(zhì)幻象(phantom，又稱仿真)圖像的CT值的波動作為標(biāo)準(zhǔn)偏差來定義，通常稱為圖像SD。在觀察重構(gòu)了的圖像進(jìn)行診斷時，為了區(qū)別例如圖像上的陰影是噪聲還是腫瘤，必須考慮該圖像固有的圖像SD。
于是，有時，在進(jìn)行該X射線計算機斷層攝影時，制作通過例如在過去拍攝的圖像上附加噪聲得到的模擬圖像，基于此進(jìn)行用來確定射線量更少的掃描條件的支持。實現(xiàn)這樣的支持的裝置稱為掃描方案模擬器，通過在CT掃描之前輸入掃描的部位、體厚、掃描條件來在CT圖像基礎(chǔ)上附加噪聲，可以制作模擬圖像。
另外，掃描條件指“掃描模式”、“照射減少ON/OFF”、“攝影體層厚度”、“圖像體層厚度”、“FOV”、“螺旋間距”、“重構(gòu)函數(shù)”、“管電壓”、“管電流”、“掃描速度”中的至少一種。
但是，現(xiàn)有的掃描方案模擬器存在下述的問題。
即，在CT圖像基礎(chǔ)上制作模擬圖像時，不能附加圖像重構(gòu)導(dǎo)致的噪聲。而且，在CT圖像基礎(chǔ)上制作模擬圖像時，理論上不能精密地再現(xiàn)從骨骼引起的假象(artifact)等。因此，與得到的模擬圖像相比，實際的拍攝圖像的圖像SD好于需要(即，成為需要以上的X射線強度)，相反就存在不能得到期待的圖像SD而必須再次掃描等的施加過分的照射的可能性。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明正是鑒于上述情形而完成的，其目的在于提供能生成與現(xiàn)有相比更接近現(xiàn)實的拍攝圖像的模擬圖像的醫(yī)用圖像顯示裝置和醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)。
根據(jù)本發(fā)明的一個方面，提供一種醫(yī)用圖像顯示裝置，通過模擬以模擬的方式生成通過X射線計算機斷層攝影獲得的計算機斷層圖像，包括存儲基于對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)的存儲單元；用來輸入關(guān)于X射線量的信息的輸入單元；基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算單元；基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用上述關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的投影數(shù)據(jù)生成單元；以及用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的圖像生成單元。
根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供一種醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，能夠在計算機系統(tǒng)上顯示診斷圖像，包括配置成輸入關(guān)于X射線量的信息的計算機碼器件；配置成基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算機碼器件；配置成基于根據(jù)對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件；以及配置成用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的計算機碼器件。
根據(jù)本發(fā)明的又一個方面，提供一種X射線計算機斷層攝影裝置，包括存儲基于對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)的存儲單元；用來輸入關(guān)于上述模擬中使用的X射線量的信息的輸入單元；基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算單元；基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了上述的關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的投影數(shù)據(jù)生成單元；以及用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的圖像生成單元。


圖1是展示根據(jù)本實施方式的包含噪聲加法運算模擬器1的網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的一例的圖。
圖2是展示根據(jù)本實施方式的噪聲加法運算模擬器1的框圖結(jié)構(gòu)圖。
圖3是展示利用噪聲加法運算模擬功能執(zhí)行的模擬的流程的圖。
圖4是用來說明中間數(shù)據(jù)的生成處理的示意圖，是展示某檢測元件中的光子數(shù)(或與其對應(yīng)的物理量)的圖。
圖5是示意地展示在圖4所示的中間數(shù)據(jù)上加上噪聲而得到的模擬純原始數(shù)據(jù)的圖。
圖6是用來說明最初原始數(shù)據(jù)、最初純原始數(shù)據(jù)、模擬原始數(shù)據(jù)、模擬純原始數(shù)據(jù)之間的關(guān)系的圖。
圖7是展示圖像SD確認(rèn)畫面的一例的圖。
圖8是展示利用噪聲加法運算模擬器1進(jìn)行的模擬處理和利用X射線CT裝置進(jìn)行掃描之前的處理的流程的流程圖。
圖9是用來說明噪聲加法運算模擬器1的動作的流程圖。
具體實施例方式
下面，結(jié)合

本發(fā)明的實施方式，在以下的說明中，對于具有大致相同的功能和結(jié)構(gòu)的構(gòu)成要素賦予相同的符號，只在必要的場合才進(jìn)行重復(fù)說明。另外，在以下的實施方式中，以例如作為經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)與醫(yī)用圖像裝置連接的單體的噪聲加法運算模擬器為例進(jìn)行說明。但是，不拘泥于此，本發(fā)明也可以通過在內(nèi)置有該噪聲加法運算模擬器的X射線計算機斷層攝影裝置、觀察儀、個人計算機和醫(yī)用工作站中執(zhí)行噪聲加法運算模擬的程序等來實現(xiàn)。具體地，在用程序?qū)崿F(xiàn)時，也可以在磁盤(軟(floppy，注冊商標(biāo))盤、硬盤等)、光盤(CD-ROM、DVD等)、半導(dǎo)體存儲器等的記錄媒體中存儲該程序并頒布。
圖1是展示根據(jù)本實施方式的包含噪聲加法運算模擬器1的網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的一例的圖，如該圖所示，該噪聲加法運算模擬器1為，X射線CT裝置A～Z、噪聲加法運算模擬器1、RIS(放射線信息系統(tǒng))服務(wù)器30經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)N連接，可以自由地發(fā)送和接收患者信息、圖像數(shù)據(jù)等。
該噪聲加法運算模擬器1具備原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31。在此，該原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31為在例如Windows(注冊商標(biāo))等的操作系統(tǒng)上構(gòu)建的原始數(shù)據(jù)專用的數(shù)據(jù)庫。該原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31為經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)N與X射線CT裝置A～Z中的至少一個發(fā)送和接收數(shù)據(jù)并能儲存的結(jié)構(gòu)。這樣，通過使原始數(shù)據(jù)噪聲加法運算模擬器可以與原始數(shù)據(jù)服務(wù)器一起進(jìn)行動作，可以從大量的原始數(shù)據(jù)中選擇最合適的原始數(shù)據(jù)。
圖2展示了根據(jù)本實施方式的噪聲加法運算模擬器1的框圖結(jié)構(gòu)圖。如該圖所示，該噪聲加法運算模擬器1包括存儲部10、C/R數(shù)據(jù)(校準(zhǔn)數(shù)據(jù)/基準(zhǔn)數(shù)據(jù))管理部11、純原始數(shù)據(jù)生成部12、噪聲計算部13、CT圖像生成部14、控制部15、發(fā)送接收部16、顯示部17、操作部18。
存儲部10具有圖像存儲部10a、程序存儲部10b。圖像存儲部10與管理信息(包含患者信息(包含身高、體重等的體格信息)、校準(zhǔn)數(shù)據(jù)、基準(zhǔn)數(shù)據(jù)、拍攝該圖像等時使用的攝影條件等)對應(yīng)地存儲由X射線計算機斷層攝影裝置取得的原始數(shù)據(jù)、重構(gòu)后的CT圖像等。在此，校準(zhǔn)數(shù)據(jù)是向空氣幻象(或水幻象)照射X射線取得的空氣校準(zhǔn)數(shù)據(jù)(或水校準(zhǔn)數(shù)據(jù))，在把光子的計測(count)數(shù)變換成預(yù)定的信號值時使用。而且，基準(zhǔn)數(shù)據(jù)是指在照射X射線時，與在X射線管球附近設(shè)置的專用檢測器檢測出的X射線(即不透過被檢查體的照射X射線)的強度有關(guān)的數(shù)據(jù)，是在進(jìn)行從純原始數(shù)據(jù)(由X射線CT裝置的攝影用檢測器所具有的各檢測元件檢測出的光子的計測數(shù)構(gòu)成的、X射線CT攝影中最初期的數(shù)據(jù))向原始數(shù)據(jù)的變換時，為了使該純原始數(shù)據(jù)歸一化而使用的數(shù)據(jù)。
另外，程序存儲部10b存儲用來實現(xiàn)原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31的專用程序以及實現(xiàn)后述的噪聲加法運算模擬的程序(噪聲加法運算模擬程序)。
通過把該程序存儲部10b內(nèi)的專用程序在控制部15內(nèi)的未圖示的存儲器上展開，由此控制圖像存儲裝置10a、發(fā)送接收部16等來實現(xiàn)原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31。
C/R數(shù)據(jù)管理部11存儲管理與從X射線計算機斷層攝影裝置的攝影中取得的純原始數(shù)據(jù)生成原始數(shù)據(jù)時執(zhí)行的修正處理有關(guān)的信息。更具體地，C/R數(shù)據(jù)管理部11存儲分別對X射線計算機斷層攝影裝置和攝影條件定義為了從原始數(shù)據(jù)生成純原始數(shù)據(jù)而使用的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)和基準(zhǔn)數(shù)據(jù)的C/R數(shù)據(jù)表。
而且，在純原始數(shù)據(jù)生成部12從原始數(shù)據(jù)生成純原始數(shù)據(jù)時，C/R數(shù)據(jù)管理部11向純原始數(shù)據(jù)生成部12送出純原始數(shù)據(jù)生成中使用的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)和基準(zhǔn)數(shù)據(jù)。
純原始數(shù)據(jù)生成部12，通過進(jìn)行使用了從C/R數(shù)據(jù)管理部11收到的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)和基準(zhǔn)數(shù)據(jù)的逆修正等，從原始數(shù)據(jù)生成純原始數(shù)據(jù)。
噪聲計算部13基于由純原始數(shù)據(jù)生成部12生成的純原始數(shù)據(jù)的每個檢測元件的光子入射數(shù)，計算噪聲值。
CT圖像生成部14使用由噪聲計算部13計算出的每個象素的噪聲值，通過圖像重構(gòu)等生成CT圖像。
控制部15讀出在程序存儲部10b中存儲的程序并在存儲器上展開，由此對各單元或系統(tǒng)整體進(jìn)行靜態(tài)或動態(tài)的控制。
發(fā)送接收部16與X射線計算機斷層攝影裝置等的其它機器之間經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)發(fā)送和接收原始數(shù)據(jù)、CT圖像數(shù)據(jù)等的各種數(shù)據(jù)。
顯示部17基于從CT圖像生成部14收到的圖像數(shù)據(jù)顯示CT圖像(模擬圖像)。另外，顯示部17以預(yù)定的形態(tài)顯示后述的噪聲加法運算模擬用的I/F(參照圖9)。
操作部18具有鍵盤、跟蹤球、鼠標(biāo)、用來執(zhí)行后述的噪聲加法運算模擬的專用的接口等的輸入器件。
(噪聲加法運算模擬功能)下面說明該噪聲加法運算模擬器1具有的噪聲加法運算模擬功能。該功能用從原始數(shù)據(jù)服務(wù)器31取得的原始數(shù)據(jù)生成純原始數(shù)據(jù)，基于生成的該純原始數(shù)據(jù)執(zhí)行噪聲加法運算模擬。
圖3是展示利用噪聲加法運算模擬功能執(zhí)行的模擬的流程的圖。該模擬可大致分類成模擬純原始數(shù)據(jù)生成過程A和使用了該模擬用純原始數(shù)據(jù)的模擬圖像生成過程B。在以下的說明中，把圖像存儲部10a中存儲的過去攝影的原始數(shù)據(jù)稱作“最初原始數(shù)據(jù)”，把以該最初原始數(shù)據(jù)作為基礎(chǔ)生成的模擬用的純原始數(shù)據(jù)稱作“模擬純原始數(shù)據(jù)”。另外，最初原始數(shù)據(jù)是以200mAs的X射線量收集的，基于此生成與50mAs的X射線量有關(guān)的模擬圖像。
首先，在模擬用純原始數(shù)據(jù)生成過程A中，通過附加針對最初原始數(shù)據(jù)的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)和基準(zhǔn)數(shù)據(jù)，對其進(jìn)行逆對數(shù)變換生成最初純原始數(shù)據(jù)(步驟A1)。生成的最初純原始數(shù)據(jù)由對作為基礎(chǔ)的原始數(shù)據(jù)進(jìn)行攝影的X射線CT裝置中的檢測器的各檢測元件的光子計測數(shù)構(gòu)成，還包含在該攝影中產(chǎn)生的噪聲分量。
另外，雖然考慮到校準(zhǔn)數(shù)據(jù)一般使用X射線CT裝置A～X射線CT裝置Z中共用的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)，但在對各裝置不同時，使用對該原始數(shù)據(jù)進(jìn)行攝影的X射線CT裝置所具有的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)?；鶞?zhǔn)數(shù)據(jù)，基于該模擬之前輸入的患者信息選擇合適的基準(zhǔn)數(shù)據(jù)。
然后，基于最初純原始數(shù)據(jù)生成中間數(shù)據(jù)(步驟A2)。該中間數(shù)據(jù)，如圖4所示，通過從最初純原始數(shù)據(jù)中無噪聲的定量值計算相當(dāng)于50mAs的X射線量的光子數(shù)L，在其上相加與200mAs的X射線量相當(dāng)?shù)脑肼晛砩伞?br> 然后，如圖5所示，從例如高斯噪聲計算因射線量200mAs和射線量50mAs的不同導(dǎo)致的噪聲，通過加到上述L上，生成模擬純原始數(shù)據(jù)(步驟A3)。另外，高斯噪聲指用高斯分布產(chǎn)生的噪聲，但在該模擬中使用的噪聲并不拘泥于高斯噪聲。另外，通過在噪聲加法運算中按下“中止”按鈕，可以在任意的定時(timing)中止噪聲加法運算。而且，從數(shù)據(jù)管理上的觀點看，優(yōu)選的是，能夠在生成的模擬純原始數(shù)據(jù)上附加例如任意的注釋(comment)等，使得與最初原始數(shù)據(jù)相區(qū)別。
接著，說明模擬圖像生成過程B。首先，如圖3所示，通過對得到的模擬用純原始數(shù)據(jù)進(jìn)行使用了對數(shù)變換、基準(zhǔn)數(shù)據(jù)和校準(zhǔn)數(shù)據(jù)的修正，生成“模擬原始數(shù)據(jù)”(步驟B1)。圖6中展示了最初原始數(shù)據(jù)、最初純原始數(shù)據(jù)、模擬原始數(shù)據(jù)、模擬純原始數(shù)據(jù)之間的關(guān)系。
然后，通過使用生成的模擬原始數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重構(gòu)，生成并顯示模擬圖像(步驟B2、步驟B3)。
另外，基于事先使用圖像SD確認(rèn)畫面輸入的信息，進(jìn)行在步驟B2中進(jìn)行的圖像重構(gòu)。
圖7是展示了圖像SD確認(rèn)畫面的一例的圖。如該圖所示，在圖像SD確認(rèn)畫面上，包含左上的掃描圖(scanogram)顯示區(qū)，右上的模擬圖像顯示區(qū)，攝影部位顯示欄，體厚顯示欄，水等價厚度顯示欄，攝影范圍顯示欄，攝影時間顯示欄，掃描模式顯示欄，照射減少顯示欄，攝影體層(slice)厚度顯示欄，圖像體層厚度顯示欄，F(xiàn)OV顯示欄，光束間距顯示欄，臺床速度顯示欄，重構(gòu)函數(shù)(函數(shù))顯示欄，管電壓(kV)顯示欄，管電流(mA)顯示欄，掃描速度顯示欄，圖像SD顯示欄，射線量(CTDI、DLP)顯示欄，窗水平/窗寬度顯示欄。這些顯示欄中，在除體厚顯示欄、水等價厚度顯示欄、圖像SD顯示欄以外的顯示欄中，在初期插入掃描方案數(shù)據(jù)中包含的對應(yīng)項目的部位名或數(shù)值。
體厚，在圖像SD確認(rèn)畫面上經(jīng)由操作部18輸入數(shù)值，或者從掃描圖數(shù)據(jù)計算出來。水等價厚度，從輸入的或計算出的體厚按預(yù)定的計算式計算，或直接從掃描圖數(shù)據(jù)計算。作為從體厚計算水等價厚度的方法，有各種各樣的方法，可以采用任意的方法。作為其例子，有基于與該被檢查體有關(guān)的掃描圖內(nèi)的象素值對與已知直徑的圓柱形水幻象有關(guān)的事先收集的掃描圖的象素值的比率，從水幻象的直徑推定該被檢查體的水等價厚度的方法。為了減少誤差，在實際中，通過在水幻象的直徑上，乘以與該被檢查體有關(guān)的掃描圖內(nèi)的相同尺寸的局部區(qū)域的象素值的累計(integral)對與已知直徑的圓柱形水幻象有關(guān)的掃描圖內(nèi)的局部區(qū)域的象素值累計的比率的平方根，推定該被檢查體的水等價厚度。
通過以上所述的一連串處理得到的模擬圖像，是對最原始的純原始數(shù)據(jù)加上預(yù)測的噪聲，用它生成的。因此，也成為反映了校準(zhǔn)等的修正中的噪聲的影響的模擬結(jié)果。另外，由于基于例如圖7所示的利用畫面輸入的條件進(jìn)行圖像重構(gòu)，可以獲得也包含了圖像重構(gòu)處理的影響的模擬圖像。其結(jié)果，可以實現(xiàn)也包含了圖像重構(gòu)中產(chǎn)生的噪聲的精度高的模擬。
(動作)下面，說明該噪聲加法運算模擬器1的動作。
圖8是展示利用噪聲加法運算模擬器1進(jìn)行的模擬處理和利用X射線CT裝置進(jìn)行掃描之前的處理的流程的流程圖。首先，利用例如圖7所示的畫面等輸入包含患者的體格信息(身高、體重、體厚等)的患者信息(步驟S1)。該輸入可以從操作部18直接進(jìn)行，也可以利用經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)N的與RIS服務(wù)器的發(fā)送接收來進(jìn)行。
接著，控制部15基于輸入的患者信息，從圖像存儲部10a中存儲的原始數(shù)據(jù)中檢索具有與該患者最近似的體格的患者的原始數(shù)據(jù)(步驟S2)。在該步驟中，為了能檢索更合適的原始數(shù)據(jù)，優(yōu)選地，在步驟S1中輸入作為體格信息的身高、體重、體厚的全部。但是，在得不到全部信息時，只要輸入其中至少一個，就能進(jìn)行該步驟S2中的檢索。
然后，輸入模擬中使用的X射線量(mAs)(步驟S3)。另外，輸入的并不拘泥于X射線量(mAs)，也可以輸入圖像SD。而且，還可以輸入與最初原始數(shù)據(jù)收集中的X射線量(mAs)的相對值(％)。
然后，CT圖像生成部14從輸入的X射線量和通過檢索得到的原始數(shù)據(jù)生成模擬用純原始數(shù)據(jù)，顯示部17用它在例如圖7所示的畫面的D位置上顯示模擬圖像(步驟S4，步驟S5)。這些步驟中的處理的內(nèi)容與上述的一樣。在顯示模擬圖像時，例如如圖7所示，也可以同時顯示信息I，該信息I表示用模擬得到了該圖像。另外，希望在X射線CT裝置上顯示模擬圖像時，從該噪聲加法運算模擬器1經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)N向X射線CT裝置自動發(fā)送模擬圖像。
然后，判斷是否用不同的X射線量進(jìn)行模擬，在要進(jìn)行時，反復(fù)進(jìn)行步驟S3～S5的處理。而無須用不同的X射線量進(jìn)行模擬時，基于模擬結(jié)果確定最合適的掃描條件(步驟S7)，根據(jù)確定的掃描條件進(jìn)行X射線CT掃描(步驟S8)。
根據(jù)以上所述的結(jié)構(gòu)，可以得到以下的效果。
根據(jù)該噪聲加法運算模擬器，進(jìn)行使用了模擬純原始數(shù)據(jù)的噪聲加法運算模擬。因此，可以實現(xiàn)還考慮了從純原始數(shù)據(jù)生成原始數(shù)據(jù)時的修正處理、圖像重構(gòu)等中產(chǎn)生的噪聲的模擬。另外，由于純原始數(shù)據(jù)是對數(shù)變換前的數(shù)據(jù)，通常與原始數(shù)據(jù)相比信息量多。其結(jié)果，與現(xiàn)有相比可以生成更接近現(xiàn)實的攝影圖像的模擬圖像，由此，即使是經(jīng)驗少的醫(yī)師和技師也能夠進(jìn)行基于可靠的根據(jù)的對X射線量的指定，且可以防止對被檢查體的無用的照射。
而且，根據(jù)該噪聲加法運算模擬器，通過對最初原始數(shù)據(jù)實施預(yù)定的處理，生成模擬純原始數(shù)據(jù)。通常，純原始數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)大小比原始數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)大小更大，因此如果管理純原始數(shù)據(jù)自身則必需有大容量的存儲器資源。因此，如果是根據(jù)原則上地管理原始數(shù)據(jù)并由此生成純原始數(shù)據(jù)的本裝置，則與存儲純原始數(shù)據(jù)自身并用它制作模擬圖像的場合相比，可以有效地使用存儲器資源，可以提高實用性。
本發(fā)明并不僅限于上述實施方式，在實施階段可以在不脫離其思想的范圍內(nèi)使構(gòu)成要素變形并具體化。作為具體的變形例，例如有以下的情形(1)在上述實施方式中，是作為模擬中使用的X射線量(mAs)輸入一個值，生成與它對應(yīng)的一個模擬圖像的構(gòu)成。與此不同，也可以是能輸入多個X射線量(mAs)，并行生成與各值對應(yīng)的模擬圖像的構(gòu)成。作為其輸入方法，可以采用隨機輸入任意的值，或設(shè)定X射線量(mAs)的上限、下限和周期，在由該上限和下限決定的范圍中，根據(jù)周期自動地輸入X射線量(mAs)的構(gòu)成等。圖9展示了利用后者的輸入接口的一例。根據(jù)這樣的構(gòu)成，可以使多個X射線量(mAs)的輸入簡化，且同時可以觀察比較不同的X射線量(mAs)的模擬圖像。
(2)在上述實施方式中，展示了保存校準(zhǔn)、對數(shù)變換前的原始數(shù)據(jù)，基于它進(jìn)行模擬的例子。但是，并不拘泥于此，例如，也可以保存校準(zhǔn)、對數(shù)變換后的原始數(shù)據(jù)，在其上附加利用預(yù)定的方法計算出的噪聲進(jìn)行模擬。
另外，通過上述實施方式中公開的多個構(gòu)成要素的適當(dāng)組合，可以形成各種發(fā)明。例如，也可以從實施方式中展示的全部構(gòu)成要素刪除幾個構(gòu)成要素。而且也可以把不同實施方式中的構(gòu)成要素適當(dāng)組合。
權(quán)利要求
1.一種醫(yī)用圖像顯示裝置，通過模擬以模擬的方式生成通過X射線計算機斷層攝影獲得的計算機斷層圖像，包括存儲基于對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)的存儲單元；用來輸入關(guān)于X射線量的信息的輸入單元；基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算單元；基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用上述關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的投影數(shù)據(jù)生成單元；以及用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的圖像生成單元。
2.如權(quán)利要求1所述的醫(yī)用圖形顯示裝置，其中關(guān)于X射線量的上述信息是用于上述模擬的X射線量。
3.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中上述噪聲信息是與由為了取得上述第一投影數(shù)據(jù)而使用的X射線量和用于上述模擬的X射線量的差值所引起的噪聲相關(guān)的信息。
4.如權(quán)利要求1所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中上述投影數(shù)據(jù)生成單元，基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成與被預(yù)測為在使用了上述用于模擬的X射線量的X射線計算機斷層攝影中由多個X射線檢測元件檢測出來的光子數(shù)和噪聲相關(guān)的信息，基于與上述光子數(shù)和噪聲相關(guān)的信息，生成上述第二投影數(shù)據(jù)。
5.如權(quán)利要求1所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中上述第一投影數(shù)據(jù)是在X射線計算機斷層攝影中取得的原始數(shù)據(jù)；上述第二投影數(shù)據(jù)是通過對上述原始數(shù)據(jù)實施至少包含對數(shù)變換的預(yù)定的處理得到的純原始數(shù)據(jù)。
6.如權(quán)利要求5所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中上述預(yù)定的處理還包含對上述原始數(shù)據(jù)附加校準(zhǔn)處理的第一附加處理、和對上述原始數(shù)據(jù)附加基準(zhǔn)信息的第二附加處理。
7.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中在通過上述輸入單元輸入用于上述模擬的多個X射線量時，上述計算單元計算與用于上述模擬的各X射線量對應(yīng)的多個噪聲信息，上述投影數(shù)據(jù)生成單元，基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述各噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了上述被輸入的各X射線量的X射線計算機斷層攝影得到的多個第二投影數(shù)據(jù)，用上述多個第二投影數(shù)據(jù)生成與用于上述模擬的上述多個X射線量中的每一個對應(yīng)的多個模擬圖像。
8.如權(quán)利要求7所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中上述輸入單元具有通過設(shè)定上限值、下限值、周期來輸入用于上述模擬的多個X射線量用的接口。
9.如權(quán)利要求1所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中還具有同時顯示上述模擬圖像與表示通過模擬得到了圖像的信息的顯示單元。
10.如權(quán)利要求1所述的醫(yī)用圖像顯示裝置，其中還具有在上述存儲單元存儲與多個被檢查體相關(guān)的上述第一投影數(shù)據(jù)時，基于被輸入的該被檢查體的體格信息，選擇該模擬中使用的上述第一投影數(shù)據(jù)的選擇單元，上述投影數(shù)據(jù)生成單元，用上述被選擇出的第一投影數(shù)據(jù)生成上述第二投影數(shù)據(jù)。
11.一種醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，能夠在計算機系統(tǒng)上顯示診斷圖像，包括配置成輸入關(guān)于X射線量的信息的計算機碼器件；配置成基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算機碼器件；配置成基于根據(jù)對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件；以及配置成用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的計算機碼器件。
12.如權(quán)利要求11所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中用于模擬的上述X射線量是用于上述模擬的X射線量。
13.如權(quán)利要求12所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中上述噪聲信息是與由為了取得上述第一投影數(shù)據(jù)而使用的X射線量和用于上述模擬的X射線量的差值所引起的噪聲相關(guān)的信息。
14.如權(quán)利要求12所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中上述配置成生成投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件，基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為在使用了用于上述模擬的X射線量的X射線計算機斷層攝影中由多個X射線檢測元件檢測出來的光子數(shù)和噪聲相關(guān)的信息，基于上述與光子數(shù)和噪聲相關(guān)的信息，生成上述第二投影數(shù)據(jù)。
15.如權(quán)利要求11所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中上述第一投影數(shù)據(jù)是在X射線計算機斷層攝影中取得的原始數(shù)據(jù)；上述第二投影數(shù)據(jù)是對上述原始數(shù)據(jù)實施至少包含對數(shù)變換的預(yù)定的處理得到的純原始數(shù)據(jù)。
16.如權(quán)利要求11所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中上述預(yù)定的處理還包含對上述原始數(shù)據(jù)附加校準(zhǔn)處理的第一附加處理、和對上述原始數(shù)據(jù)附加基準(zhǔn)信息的第二附加處理。
17.如權(quán)利要求12所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中在通過上述輸入單元輸入了用于上述模擬的多個X射線量時，上述配置成計算噪聲信息的計算機碼器件，在上述計算中，計算與用于模擬的上述各X射線量對應(yīng)的多個噪聲信息，上述配置成生成上述投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件，基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述各噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了用于上述模擬的上述各X射線量的X射線計算機斷層攝影得到的多個第二投影數(shù)據(jù)，上述計算機碼器件配置成，用上述多個第二投影數(shù)據(jù)生成與上述多個被輸入的X射線量對應(yīng)的多個模擬圖像。
18.如權(quán)利要求17所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中上述配置成輸入的計算機碼器件具有通過設(shè)定上限值、下限值、周期來輸入用于上述模擬中的多個X射線量用的接口。
19.如權(quán)利要求11所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中還具有配置為同時顯示上述模擬圖像與表示通過模擬得到了圖像的信息的計算機碼器件。
20.如權(quán)利要求11所述的醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)，其中還具有配置為在上述存儲單元存儲與多個被檢查體相關(guān)的上述第一投影數(shù)據(jù)時，基于被輸入的該被檢查體的體格信息，選擇該模擬中使用的上述第一投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件，上述配置成生成投影數(shù)據(jù)的計算機碼器件，用上述被選擇出的第一投影數(shù)據(jù)生成上述第二投影數(shù)據(jù)。
21.一種X射線計算機斷層攝影裝置，包括存儲基于對被檢查體的X射線照射得到的第一投影數(shù)據(jù)的存儲單元；用來輸入關(guān)于上述模擬中使用的X射線量的信息的輸入單元；基于關(guān)于X射線量的信息計算噪聲信息的計算單元；基于上述第一投影數(shù)據(jù)和上述噪聲信息，生成被預(yù)測為通過使用了上述的關(guān)于X射線量的信息的X射線計算機斷層攝影得到的第二投影數(shù)據(jù)的投影數(shù)據(jù)生成單元；以及用上述第二投影數(shù)據(jù)生成模擬圖像的圖像生成單元。
全文摘要
提供一種醫(yī)用圖像顯示裝置和醫(yī)用圖像顯示系統(tǒng)。其中，計算模擬中使用的X射線量即第二射線量和與過去攝影的原始數(shù)據(jù)有關(guān)的X射線量即第一射線量的差值所引起的噪聲，基于計算出的噪聲和過去攝影的原始數(shù)據(jù)，用具有第二射線量的X射線進(jìn)行攝影時，生成與被預(yù)測為由上述多個X射線檢測元件檢測出來的光子數(shù)和噪聲相關(guān)的信息，即模擬純原始數(shù)據(jù)。用該模擬純原始數(shù)據(jù)，生成并顯示被預(yù)測為用具有第二射線量的X射線時攝影的模擬圖像。
文檔編號G06T7/00GK1875886SQ20061009357
公開日2006年12月13日 申請日期2006年6月6日 優(yōu)先權(quán)日2005年6月6日
發(fā)明者熨斗康弘, 中西知 申請人:株式會社東芝, 東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社