JP2009219705A - Radiation imaging unit and method of setting up imaging conditions - Google Patents
Radiation imaging unit and method of setting up imaging conditions Download PDFInfo
- Publication number
- JP2009219705A JP2009219705A JP2008068211A JP2008068211A JP2009219705A JP 2009219705 A JP2009219705 A JP 2009219705A JP 2008068211 A JP2008068211 A JP 2008068211A JP 2008068211 A JP2008068211 A JP 2008068211A JP 2009219705 A JP2009219705 A JP 2009219705A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- tube voltage
- radiation
- imaging
- capturing
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims abstract description 86
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 62
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 31
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 9
- 230000007423 decrease Effects 0.000 claims description 19
- 238000009826 distribution Methods 0.000 claims description 10
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims 1
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 6
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical compound [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010949 copper Substances 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 238000002083 X-ray spectrum Methods 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 238000004020 luminiscence type Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明は、放射線画像撮影装置及び撮影条件設定方法に係り、特に、エネルギーサブトラクション用の放射線画像を撮影する装置とエネルギーサブトラクション用の２種類の画像の撮影条件を設定する方法に関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus and a capturing condition setting method, and more particularly to an apparatus for capturing a radiation image for energy subtraction and a method for setting capturing conditions for two types of images for energy subtraction.
従来より、放射線画像のデジタルサブトラクションが知られている。この放射線画像のデジタルサブトラクションとは、異なった条件で撮影した２つの放射線画像を光電的に読み出してデジタル画像信号を得た後、これらのデジタル画像信号を両画像の各画素を対応させ重み付けして減算（サブトラクション）処理し、放射線画像中の特定の構造物の画像を形成するための差信号を得る方法であり、このようにして得た差信号を用いて特定構造物のみが抽出された放射線画像を再生することができる。 Conventionally, digital subtraction of radiation images is known. This digital subtraction of radiographic images is obtained by photoelectrically reading out two radiographic images taken under different conditions to obtain digital image signals, and then weighting these digital image signals in correspondence with the pixels of both images. This is a method of obtaining a difference signal for forming an image of a specific structure in a radiographic image by performing subtraction (subtraction) processing. Radiation in which only a specific structure is extracted using the difference signal thus obtained Images can be played back.
例えば図５に示すように、被検者の胸部を強度の異なるＸ線を用いて撮影して得られた低エネルギー画像Ｅ１及び高エネルギー画像Ｅ２に対して、その一方に重みαを乗じて、重み付き減算（Ｅ１−Ｅ２×α）をすることにより、軟部成分を消去した骨部画像及び骨成分を消去した軟部画像を得ることができる。 For example, as shown in FIG. 5, the low energy image E1 and the high energy image E2 obtained by imaging the chest of the subject using X-rays having different intensities are multiplied by a weight α on one of them, By performing weighted subtraction (E1-E2 × α), it is possible to obtain a bone part image from which the soft part component has been deleted and a soft part image from which the bone component has been deleted.
このように、エネルギーサブトラクション技術は、スペクトル分布が異なる放射線で撮影された複数の画像（Ｅ１、Ｅ２）を重み付き減算（Ｅ１−Ｅ２×α）することにより、特定の放射線吸収特性を持った物質を表す画像を得る技術である。 As described above, the energy subtraction technique is a substance having specific radiation absorption characteristics by performing weighted subtraction (E1-E2 × α) on a plurality of images (E1, E2) taken with radiation having different spectral distributions. Is a technique for obtaining an image representing
また一方、従来より、放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等）の照射によりこの放射線エネルギーの一部を蓄積し、後に可視光等の励起光の照射によって、蓄積されたエネルギーに応じて輝尽発光を示す蓄積性蛍光体をシート状に構成した蓄積性蛍光体シートが知られている。 On the other hand, conventionally, a part of this radiation energy is accumulated by irradiation with radiation (X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.), and later by irradiation with excitation light such as visible light, 2. Description of the Related Art A stimulable phosphor sheet is known in which a stimulable phosphor that exhibits stimulated luminescence according to accumulated energy is formed into a sheet shape.
この蓄積性蛍光体シートを用いてエネルギーサブトラクション処理を行う場合、サブトラクションに供する２つの画像を得る方法として、以下のような２つの方法が考えられる。その一つは、２枚の蓄積性蛍光体シートを撮影毎に交換し、それぞれをエネルギー分布の異なる２種類の放射線（例えば、高エネルギー、低エネルギーの放射線）を用いて撮影（結局２回撮影することとなる）を行う２ショット法であり、他の一つは、２枚の蓄積性蛍光体シートをその間に銅板等の放射線分離フィルタを介して積層させて、あるいは互いに放射線吸収特性の異なる蓄積性蛍光体シートを２枚積層させて、２枚を同時に曝射することによって、両シートがそれぞれエネルギー分布の異なる放射線が照射されたように１回のみ撮影する１ショット法である。 When energy subtraction processing is performed using this stimulable phosphor sheet, the following two methods are conceivable as methods for obtaining two images used for subtraction. One of them is to exchange two stimulable phosphor sheets every time they are photographed, and photograph them using two types of radiation with different energy distributions (for example, high-energy and low-energy radiation). The other is a two-shot method in which two storage phosphor sheets are laminated between each other via a radiation separation filter such as a copper plate, or have different radiation absorption characteristics. This is a one-shot method in which two sheets of stimulable phosphor sheets are laminated and two sheets are exposed at the same time so that both sheets are irradiated once with radiation having different energy distributions.
放射線の種類（線質）を変える方法としては、例えば、Ｘ線管の管電圧を切り替える方法がある。例えば図６に異なる管電圧（８０ｋＶと１００ｋＶ）の入射Ｘ線のスペクトル分布を示したように、管電圧を変えた場合にも得られる信号値が変わる。他にアルミ、銅板などのフィルタを線源に付加し、線質を切り替える方法がある。 As a method of changing the type (radiation quality) of radiation, for example, there is a method of switching the tube voltage of the X-ray tube. For example, as shown in FIG. 6 showing the spectral distribution of incident X-rays with different tube voltages (80 kV and 100 kV), the signal value obtained also changes when the tube voltage is changed. Another method is to add a filter such as aluminum or copper plate to the radiation source and switch the radiation quality.
また、Ｘ線画像を形成するには、例えば図７に示すように、Ｘ線源８０からＸ線８２が照射され、被写体８４を透過して減衰したＸ線が検出器８６で検出される。この被写体を透過する際のＸ線の減衰量は被写体の組織によって異なる。例えば図８に骨部と軟部における減衰の割合を示す減弱係数を示すように、軟部よりも骨部の方が減弱係数が大きい（すなわち減衰量が大きい）。
In order to form an X-ray image, for example, as shown in FIG. 7,
また、検出器８６で検出されるＸ線量Ｉは、入射Ｘ線スペクトルＡ（Ｅ）、被写体のＸ線減弱係数μ（Ｅ）、被写体（組織）の厚さｔ、検出器の吸収係数Ｂ（Ｅ）とするとき、次式（１）で表される。
The X-ray dose I detected by the
Ｉ＝∫Ａ（Ｅ）×ｅｘｐ（−μ（Ｅ）×ｔ）×Ｂ（Ｅ）ｄＥ ・・・（１）
なお、Ｘ線減弱係数μ（Ｅ）は、入射Ｘ線のスペクトル分布と被写体を構成する組織（を構成する原子の原子番号）に依存する。一般的に減弱係数μ（Ｅ）は、管電圧が高いほど小さく、原子番号が大きいほど大きくなる。
I = ∫A (E) × exp (−μ (E) × t) × B (E) dE (1)
The X-ray attenuation coefficient μ (E) depends on the spectrum distribution of incident X-rays and the structure (atomic number of atoms constituting the subject) constituting the subject. In general, the attenuation coefficient μ (E) decreases as the tube voltage increases, and increases as the atomic number increases.
スペクトル分布に従って減弱係数を積分したものが、実効的な（平均の）減弱係数となる。その対数値Ｅは、簡単に次の式（２）で表されるような関係を持っている（なお、この式（２）は上記式（１）と等価ではない。）。 An effective (average) attenuation coefficient is obtained by integrating the attenuation coefficient according to the spectral distribution. The logarithmic value E has a relationship represented simply by the following equation (2) (note that this equation (2) is not equivalent to the above equation (1)).
Ｅ＝−μ×ｔ ＋ Const ・・・（２）
Constは、照射したＸ線の総量で、Const−Ｅを改めてＥ’とおけば、簡単に、Ｅ’＝μ×ｔと表すことができる。
E = −μ × t + Const (2)
Const is the total amount of irradiated X-rays. If Const-E is anew E ′, it can be expressed simply as E ′ = μ × t.
また、被写体がＸ線減弱係数μ１とμ２を持つ２つの組織ｔ１、ｔ２で構成されていれば、次の式（３）、（４）で表される関係となり、スペクトル分布が異なる放射線であれば減弱係数μが変化する。 Further, if the subject is composed of two tissues t 1 and t 2 having X-ray attenuation coefficients μ 1 and μ 2 , the relationship is expressed by the following equations (3) and (4), and the spectrum distribution is If the radiation is different, the attenuation coefficient μ changes.
Ｅ１＝μ１×ｔ１ ＋ μ２×ｔ２ ・・・（３）
Ｅ２＝μ１’×ｔ１ ＋ μ２’×ｔ２ ・・・（４）
また、放射線撮像装置の代表的な装置のひとつである医用Ｘ線診断装置において、最近、Ｘ線管によるＸ線照射に伴って生じる被検体のＸ線透過像を検出するＸ線検出器として、半導体等を利用した極めて多数個のＸ線検出素子をＸ線検出面に縦横に配列したフラットパネル 型Ｘ線検出器（ＦＰＤ、フラットパネルディテクタ）が用いられている。
E 1 = μ 1 × t 1 + μ 2 × t 2 (3)
E 2 = μ 1 ′ × t 1 + μ 2 ′ × t 2 (4)
In addition, in a medical X-ray diagnostic apparatus that is one of the representative apparatuses of radiation imaging apparatuses, as an X-ray detector that detects an X-ray transmission image of a subject that has recently occurred due to X-ray irradiation by an X-ray tube, A flat panel X-ray detector (FPD, flat panel detector) in which an extremely large number of X-ray detection elements using a semiconductor or the like are arranged vertically and horizontally on an X-ray detection surface is used.
ＦＰＤを用いたフラットパネルディテクタ−システムにおいてエネルギーサブトラクション処理を行う場合には、例えば管電圧が異なる２種類のＸ線を短い間隔（例えば、０．２〜０．５ｓｅｃ間隔）で連続的に照射して２回撮影を行い、２種類の異なるエネルギー画像を取得している。 When energy subtraction processing is performed in a flat panel detector system using FPD, for example, two types of X-rays having different tube voltages are continuously irradiated at short intervals (for example, intervals of 0.2 to 0.5 sec). Twice, and two different energy images are acquired.
ＦＰＤを用いたシステムでエネルギーサブトラクションを行うものとして、例えば２種類の画像を撮影するために、予め用意しておいた範囲内でユーザが２種類の撮影条件を、例えば低圧は６０〜８０ｋＶｐ、高圧は１１０〜１５０ｋＶｐのように指定するものが知られている（例えば、特許文献１等参照）。 In order to perform energy subtraction in a system using FPD, for example, in order to capture two types of images, the user sets two types of imaging conditions within a range prepared in advance, for example, low pressure is 60 to 80 kVp, high pressure Is specified as 110 to 150 kVp (see, for example, Patent Document 1).
また、フラットパネル型Ｘ線検出器を備えたＸ線診断装置において、エネルギーサブトラクション処理を行うために、第１の管電圧と、それよりも低い第２の管電圧を印加して２つの画像を得るとき、異なる管電圧で得られるＸ線画像の解像度の差を抑制し、好適にサブトラクションを行い良好な画像データを得ようとしたものが知られている（例えば、特許文献２等参照）。
しかしながら、上記従来技術のように、ＦＰＤを用いてエネルギーサブトラクション処理を行う場合には、撮影が２回行われ、被検者には放射線が２度照射されることとなるので、２回の撮影のうち１回は通常の診断画像の撮影と同じ条件で撮影を行うようにし、撮影全体で被検者の被曝量がなるべく増加しないようにすることが望ましい。 However, when the energy subtraction process is performed using the FPD as in the above-described prior art, the imaging is performed twice, and the subject is irradiated with the radiation twice, so that the imaging is performed twice. Of these, it is desirable to perform imaging once under the same conditions as normal diagnostic image imaging so that the exposure dose of the subject does not increase as much as possible throughout the imaging.
また、部位ごとの通常診断の撮影条件は、図９に示すようになる。また、一般的なタングステンＸ線源の出力管電圧は４０〜１４０ｋＶｐの範囲であり、診断画像が比較的低圧で撮影される部位は、第２の画像は高圧で撮影される。逆に、診断画像が比較的高圧の場合は、第２の画像は低圧で撮影される。 The imaging conditions for normal diagnosis for each part are as shown in FIG. Moreover, the output tube voltage of a general tungsten X-ray source is in the range of 40 to 140 kVp, and the second image is taken at a high voltage at a site where the diagnostic image is taken at a relatively low voltage. Conversely, if the diagnostic image is relatively high pressure, the second image is taken at low pressure.
図９に示したように、診断画像の撮影条件は部位によって、さらに施設によっても異なる。また、これ以外にも撮影部位は多数あるため、撮影条件の組み合わせは無数にあり、全ての部位毎に撮影条件を用意することは煩雑であり、特に前記特許文献１に記載されたもののように予め用意された範囲内でユーザが２種類の撮影条件を指定するような方法では、常に最適な撮影条件を提供できるとは限らないという問題がある。
As shown in FIG. 9, the imaging conditions for the diagnostic image vary depending on the region and also on the facility. In addition, since there are many imaging parts other than this, there are innumerable combinations of imaging conditions, and it is complicated to prepare imaging conditions for every part, particularly as described in
本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、エネルギーサブトラクションの撮影における煩雑な条件設定の手間を省くとともに被検者の被曝量の増大を抑制した簡易に撮影条件を設定することのできる放射線画像撮影装置及び撮影条件設定方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such circumstances, and it is possible to easily set imaging conditions while saving the troublesome setting of energy subtraction imaging and suppressing an increase in the exposure dose of the subject. An object of the present invention is to provide a radiation image capturing apparatus and a capturing condition setting method.
前記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、被検体に対して放射線を照射する放射線源と、前記放射線の線質を切り替える放射線切替手段と、前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出器と、通常診断画像としての第１の画像の撮影条件を入力する第１画像撮影条件入力手段と、前記第１の画像との間でエネルギーサブトラクションを行う第２の画像の撮影条件を、前記第１の画像を撮影する際の管電圧と前記第２の画像を撮影する際の管電圧の差が所定値以上となるように、前記入力された第１の画像の撮影条件に基づいて自動的に設定する第２画像撮影条件設定手段と、前記放射線切替手段を制御すると共に、前記放射線検出器から受け取った検出信号に基づいてエネルギーサブトラクションを実行して所定の放射線画像を生成する制御部と、を備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置を提供する。
In order to achieve the object, the invention according to
これにより、第１の画像を通常診断画像として撮影したことにより、被検者の被曝量の増大を抑制するとともに、第２の画像の撮影条件を自動的に設定するようにしたため、エネルギーサブトラクションの撮影における煩雑な条件設定の手間を省き、簡単に撮影条件を設定することが可能となる。 As a result, since the first image was captured as a normal diagnostic image, the increase in the exposure dose of the subject was suppressed, and the imaging conditions for the second image were automatically set. It is possible to easily set the shooting conditions without the trouble of setting complicated conditions in shooting.
また、請求項２に示すように、前記所定値は、４０ｋＶｐであることを特徴とする。 According to a second aspect of the present invention, the predetermined value is 40 kVp.
これにより、エネルギーサブトラクションにおける２種類の画像間に充分な間電圧差を確保することができる。 Thereby, a sufficient voltage difference can be ensured between the two types of images in the energy subtraction.
また、請求項３に示すように、前記第２画像撮影条件設定手段は、前記第２の画像を撮影する際の管電圧を前記放射線源の最高管電圧に近い値に設定することを特徴とする。 According to a third aspect of the present invention, the second image photographing condition setting means sets the tube voltage when photographing the second image to a value close to the maximum tube voltage of the radiation source. To do.
普通、管電圧差は大きい程良いので、放射線源側の制約を考えなくてよい場合には、このように第２の画像を撮影する管電圧を、診断画像である第１の画像を撮影する際の管電圧に関わらず放射線源の最高出力値に近い値に設定することが望ましい。 Normally, the larger the tube voltage difference is, the better. Therefore, when it is not necessary to consider the restrictions on the radiation source side, the tube voltage for photographing the second image is taken as the first image as the diagnostic image. It is desirable to set the value close to the maximum output value of the radiation source regardless of the tube voltage.
また、請求項４に示すように、前記制御部に、前記第１の画像の撮影条件の初期値、あるいは前記第１の画像及び前記第２の画像両方の撮影条件の初期値がそれぞれ予め設定されており、前記第１画像撮影条件入力手段から前記第１の画像を撮影する管電圧の初期値に対し調整のための増減が加えられたとき、前記第２画像撮影条件設定手段は、前記第２の画像が前記第１の画像に比べて低い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも大きな値で補正すると共に、前記第２の画像が前記第１の画像に比べて高い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも小さい値で補正するようにしたことを特徴とする。 According to a fourth aspect of the present invention, the initial value of the shooting condition of the first image or the initial value of the shooting condition of both the first image and the second image is preset in the control unit. When the increase / decrease for adjustment is added to the initial value of the tube voltage for photographing the first image from the first image photographing condition input means, the second image photographing condition setting means When the second image is captured with a tube voltage lower than that of the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value larger than the increase / decrease amount, and the second image is corrected. When the above image is captured at a higher tube voltage than the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value smaller than the increase / decrease amount. To do.
これにより、予め設定された初期値に対して調整が加えられた後でも減弱係数の差を充分にとることが可能となる。 As a result, even after adjustment is made to the preset initial value, a sufficient difference in attenuation coefficient can be obtained.
また、同様に前記目的を達成するために、請求項５に記載の発明は、エネルギーサブトラクション用の２種類の画像をスペクトル分布が異なる放射線で撮影する際の撮影条件設定方法であって、通常診断画像としての第１の画像の撮影条件を入力する工程と、前記第１の画像との間でエネルギーサブトラクションを行う第２の画像の撮影条件を、前記第１の画像を撮影する際の管電圧と前記第２の画像を撮影する際の管電圧の差が所定値以上となるように、前記入力された第１の画像の撮影条件に基づいて自動的に設定する工程と、前記第１の画像の撮影条件により前記第１の画像を撮影する工程、および前記第２の画像の撮影条件により前記第２の画像を撮影する工程と、を含むことを特徴とする撮影条件設定方法を提供する。 Similarly, in order to achieve the object, the invention according to claim 5 is an imaging condition setting method for imaging two types of images for energy subtraction with radiation having different spectral distributions, and is usually diagnosed. The step of inputting the imaging condition of the first image as an image and the imaging condition of the second image for performing energy subtraction between the first image and the tube voltage at the time of imaging the first image And a step of automatically setting the difference between the tube voltages at the time of photographing the second image based on the inputted photographing condition of the first image so that the difference between the tube voltages becomes a predetermined value or more. There is provided a photographing condition setting method comprising: a step of photographing the first image according to a photographing condition of an image; and a step of photographing the second image according to a photographing condition of the second image. .
これにより、第１の画像を通常診断画像として撮影したことにより、被検者の被曝量の増大を抑制するとともに、第２の画像の撮影条件を自動的に設定するようにしたため、エネルギーサブトラクションの撮影における煩雑な条件設定の手間を省き、簡単に撮影条件を設定することが可能となる。 As a result, since the first image was captured as a normal diagnostic image, the increase in the exposure dose of the subject was suppressed, and the imaging conditions for the second image were automatically set. It is possible to easily set the shooting conditions without the trouble of setting complicated conditions in shooting.
また、請求項６に示すように、前記所定値は、４０ｋＶｐであることを特徴とする。 According to a sixth aspect of the present invention, the predetermined value is 40 kVp.
これにより、エネルギーサブトラクションにおける２種類の画像間に充分な間電圧差を確保することができる。 Thereby, a sufficient voltage difference can be ensured between the two types of images in the energy subtraction.
また、請求項７に示すように、前記第２の画像を撮影する際の管電圧を前記放射線源の最高管電圧に近い値に設定することを特徴とする。 According to a seventh aspect of the present invention, the tube voltage when taking the second image is set to a value close to the highest tube voltage of the radiation source.
これにより、さらに大きな管電圧差を得ることができる。 Thereby, a still larger tube voltage difference can be obtained.
また、請求項８に示すように、前記第１の画像の撮影条件の初期値、あるいは前記第１の画像及び前記第２の画像両方の撮影条件の初期値がそれぞれ予め設定されており、前記第１画像撮影条件入力手段から前記第１の画像を撮影する管電圧の初期値に対し調整のための増減が加えられたとき、前記第２の画像が前記第１の画像に比べて低い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも大きな値で補正すると共に、前記第２の画像が前記第１の画像に比べて高い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも小さい値で補正するようにしたことを特徴とする。 Further, as shown in claim 8, the initial value of the shooting condition of the first image or the initial value of the shooting condition of both the first image and the second image is set in advance, When an adjustment increase / decrease is added to the initial value of the tube voltage for photographing the first image from the first image photographing condition input means, the second image is lower than the first image. In the case of shooting with a voltage, the tube voltage for shooting the second image is corrected with a value larger than the increase / decrease amount, and the second image has a higher tube voltage than the first image. In the case of shooting, the tube voltage for shooting the second image is corrected with a value smaller than the increase / decrease amount.
これにより、予め設定された初期値に対して調整が加えられた後でも減弱係数の差を充分にとることが可能となる。 As a result, even after adjustment is made to the preset initial value, a sufficient difference in attenuation coefficient can be obtained.
以上説明したように、本発明によれば、第１の画像を通常診断画像として撮影したことにより、被検者の被曝量の増大を抑制するとともに、第２の画像の撮影条件を自動的に設定するようにしたため、エネルギーサブトラクションの撮影における煩雑な条件設定の手間を省き、簡単に撮影条件を設定することが可能となる。 As described above, according to the present invention, since the first image is captured as the normal diagnostic image, the increase in the exposure dose of the subject is suppressed, and the imaging condition of the second image is automatically set. Since the setting is made, it is possible to easily set the shooting conditions without the trouble of setting complicated conditions in the shooting of the energy subtraction.
以下、添付図面を参照して、本発明に係る放射線画像撮影装置及び撮影条件設定方法について詳細に説明する。 Hereinafter, a radiographic image capturing apparatus and an imaging condition setting method according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
図１は、本発明に係る放射線画像撮影装置の一実施形態を示す概略構成図である。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing an embodiment of a radiographic imaging apparatus according to the present invention.
本実施形態の放射線画像撮影装置は、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ、フラットパネルディテクタ）を用いたＸ線撮像システムを構成する。 The radiographic imaging device of this embodiment constitutes an X-ray imaging system using a flat panel X-ray detector (FPD, flat panel detector).
図１に示すように、本実施形態の放射線画像撮影装置１０は主に、被検体ＭにＸ線を照射するＸ線源１２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出して検出信号を出力するフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）１４と、Ｘ線コントローラ１６及びコンソール１８とからなる制御部２０とを含んで構成される。また、コンソール１８にはディスプレイ２２が接続され、Ｘ線コントローラ１６には曝射スイッチ２４が接続されている。
As shown in FIG. 1, the
Ｘ線源１２は、細かい構成についての説明は省略するが被検体ＭにＸ線を照射するＸ線管を有し、所定の管電圧及び管電流によって出射されるＸ線のエネルギーが制御される。
The
ＦＰＤ１４は、その表面の受光面が平板状に形成され、受光面が水平または垂直となるように傾きが変更可能となっており、被検体Ｍを透過してきたＸ線を光電的に検出してアナログ電気信号を出力するものである。
The
ＦＰＤ１４の出力信号（検出信号）は、Ｘ線コントローラ１６を介してコンソール１８に入力されるようになっている。
An output signal (detection signal) of the
Ｘ線コントローラ１６は、Ｘ線源１２及びＦＰＤ１４を制御してＸ線画像撮影を行うものである。すなわち、詳しくは後述するが、入力された撮影条件あるいは設定された撮影条件に基づいてＸ線源１２の管電圧を所定の値に制御して、低圧でのＸ線撮影あるいは高圧でのＸ線撮影を行うように制御するものである。
The
コンソール１８は、Ｘ線コントローラ１６を介してＦＰＤ１４の検出信号を受け取り、撮影対象の透視像を再構成して、エネルギーサブトラクション処理を行い、所定の画像を生成してディスプレイ２２に表示するものである。
The console 18 receives the detection signal of the
ディスプレイ２２は、タッチパネル操作により撮影メニュー、撮影部位等のオーダーを入力したり、通常診断画像としての第１の画像の撮影条件を入力したり、予め撮影条件が初期値で設定されている場合にその調整値を入力したりするのにも用いられる。
The
曝射スイッチ２４は、操作者（オペレータ）が、被検体Ｍに体勢（ポジション）の指示を出して、そのスイッチを押すとＸ線源１２からＸ線が被検体Ｍに照射されるようになっている。
The
以下、本実施形態の作用について説明する。 Hereinafter, the operation of the present embodiment will be described.
本実施形態は、エネルギーサブトラクション撮影の簡易な撮影条件設定方法を提供するものであり、操作者が、通常診断の撮影条件（第１の画像の撮影条件）を指定すると、第２の画像の撮影条件は以下のように自動的に設定されるようになっている。 The present embodiment provides a simple imaging condition setting method for energy subtraction imaging. When an operator designates imaging conditions for normal diagnosis (imaging conditions for the first image), the imaging of the second image is performed. The conditions are automatically set as follows.
まず、操作者は、通常の診断画像としての第１の画像の撮影条件をコンソール１８に付属したディスプレイ２２をタッチして入力する。このとき入力方法はこれに限定されるものではなく、キーボード等の他の入力手段から入力するようにしてもよいのはもちろんである。
First, the operator touches the
このとき、例えば第１の画像の撮影条件として管電圧が５０ｋＶｐと指定された場合には、コンソール１８は、第１の画像に対する５０ｋＶｐという値よりも５０ｋＶｐだけ大きい値として１００ｋＶｐを第２の画像の撮影条件として設定し、第２の画像の撮影時には、Ｘ線コントローラ１６を介してＸ線源１２に対してこの高い管電圧を付与するようにする。
At this time, for example, when the tube voltage is specified as 50 kVp as the imaging condition of the first image, the console 18 sets 100 kVp to a value larger than the value of 50 kVp for the first image by 50 kVp. It is set as an imaging condition, and this high tube voltage is applied to the
また、逆に、第１の画像の撮影条件として最初に指定された管電圧がもともと高い値であった場合には、コンソール１８は、第２の画像の撮影条件としてそれよりも５０ｋＶｐだけ小さい値を設定するようにする。 Conversely, when the tube voltage initially specified as the first image capturing condition is originally a high value, the console 18 sets the second image capturing condition to a value smaller by 50 kVp. To set.
このように、操作者によって最初に設定された第１の画像の撮影条件、及びこれに基づいて自動的に設定された第２の画像の撮影条件に従って、Ｘ線コントローラ１６によりＸ線源１２の撮影条件（管電圧）が制御され、第１の画像及び第２の画像の撮影が行われ、ＦＰＤ１４によって検出された検出信号がＸ線コントローラ１６を介してコンソール１８に入力される。
As described above, the
コンソール１８では、これら第１の画像及び第２の画像に対してエネルギーサブトラクション処理が行われる。エネルギーサブトラクション処理には、２種類の画像間に充分な管電圧差が必要である。しかし、管電圧を急激に昇圧させることは難しいため、管電圧差が大きすぎると、２回の撮影の間隔が長くなってしまう。そして、撮影間隔が長いと、モーションアーチファクトが生じて画質が低下するという問題がある。 In the console 18, energy subtraction processing is performed on the first image and the second image. The energy subtraction process requires a sufficient tube voltage difference between the two types of images. However, since it is difficult to increase the tube voltage rapidly, if the tube voltage difference is too large, the interval between the two imaging operations becomes longer. If the photographing interval is long, there is a problem that motion artifacts occur and the image quality deteriorates.
そこで、管電圧差は、実用上好ましい値に設定することが望ましい。実験的に、第２の画像を撮影するための管電圧差は最低でも４０ｋＶｐ以上とる必要があり、４０ｋＶｐから６０ｋＶｐの範囲に設定しておくことが望ましい。上に述べた例では、これらのことを考慮してこの管電圧差を５０ｋＶｐに設定している。 Therefore, it is desirable to set the tube voltage difference to a practically preferable value. Experimentally, the tube voltage difference for taking the second image needs to be at least 40 kVp, and is preferably set in the range of 40 kVp to 60 kVp. In the example described above, the tube voltage difference is set to 50 kVp in consideration of these points.
また、第２の画像の撮影条件の設定方法の他の例として、Ｘ線源側の制約を考えなくてよい場合には、普通は、管電圧差は大きい程よいので、通常診断画像としての第１の画像を撮影する際の管電圧に関わらず、第２の画像の撮影条件としての管電圧は、Ｘ線源１２の最高出力値に近い値に設定してもよい。この最高出力値としては、例えば１４０ｋＶｐ、あるいは１３０ｋＶｐなどが例示される。
Further, as another example of the method for setting the imaging condition of the second image, when there is no need to consider the restrictions on the X-ray source side, the larger the tube voltage difference is usually better, the first diagnostic image as the normal diagnostic image. Regardless of the tube voltage when the first image is captured, the tube voltage as the imaging condition for the second image may be set to a value close to the maximum output value of the
また、第２の画像の撮影条件の設定方法のさらに他の例として、予め撮影条件の初期値が設定されている場合の設定方法を説明する。 Further, as still another example of the method for setting the shooting condition of the second image, a setting method when the initial value of the shooting condition is set in advance will be described.
このとき、始めに撮影条件の初期値を設定する場合に、第１の画像の撮影条件の初期値のみを設定する場合と、第１の画像及び第２の画像の両方の撮影条件の初期値を設定する場合とが考えられる。第１の画像及び第２の画像の両方の撮影条件の初期値を設定する場合には、例えば、第１の画像を撮影する際の管電圧を６０ｋＶｐ、第２の画像を撮影する際の管電圧を１２０ｋＶｐのようにある程度の管電圧差を持って設定するようにする。この初期値は、胸部、腹部などの撮影部位に応じて決められたものでもよい。診断画像としての第１の画像の撮影条件として設定されている管電圧の初期値としては、（第２の画像に対して）高圧側の場合と低圧側の場合とが有り得る。 At this time, when the initial value of the shooting condition is initially set, only the initial value of the shooting condition of the first image is set, and the initial value of the shooting conditions of both the first image and the second image. It is conceivable that this is set. When setting the initial values of the shooting conditions for both the first image and the second image, for example, the tube voltage for shooting the first image is 60 kVp, and the tube for shooting the second image is used. The voltage is set with a certain tube voltage difference such as 120 kVp. This initial value may be determined according to the imaging region such as the chest and abdomen. The initial value of the tube voltage set as the imaging condition for the first image as the diagnostic image can be either the high voltage side (relative to the second image) or the low voltage side.
次に、操作者によって、この初期値として予め設定された診断画像としての第１の画像の撮影条件の管電圧を増減する調整が加えられた場合、コンソール１８はそれに対応して、自動的に非診断画像である第２の画像の撮影条件の管電圧に対して以下のように補正を加える。 Next, when the operator makes an adjustment to increase or decrease the tube voltage of the imaging condition of the first image as the diagnostic image preset as the initial value, the console 18 automatically responds accordingly. Correction is made as follows to the tube voltage of the imaging condition of the second image which is a non-diagnostic image.
被写体が厚いほどその被写体を透過する際に放射線はより大きく減衰する。一方、放射線は管電圧が高いほど物体の透過力が高くなる。そこで被写体の体厚が厚い場合、放射線撮影を行う放射線技師は標準的な線質よりも透過力の高い放射線にて撮影を行うように調整することがある。 The thicker the subject, the more the radiation is attenuated when passing through the subject. On the other hand, the higher the tube voltage, the higher the transmission power of the object. Therefore, when the body thickness of the subject is thick, a radiographer who performs radiography sometimes adjusts so that radiography is performed with radiation having a higher transmission power than standard radiation quality.
まず、診断画像である第１の画像が低圧側（管電圧が低い場合）のときは、非診断画像である第２の画像の撮影条件の管電圧にも、第１の画像の撮影管電圧に対する増減量より大きな値で補正を加える。 First, when the first image that is a diagnostic image is on the low voltage side (when the tube voltage is low), the tube voltage of the first image is also used as the tube voltage of the second image that is a non-diagnostic image. Add a correction with a value larger than the amount of increase or decrease.
次に、診断画像である第１の画像が高圧側（管電圧が高い場合）のときは、非診断画像である第２の画像の撮影条件の管電圧にも、第１の画像の撮影管電圧に対する増減量より小さな値で補正を加える。 Next, when the first image that is a diagnostic image is on the high voltage side (when the tube voltage is high), the tube for the first image is also used for the tube voltage of the second image that is a non-diagnostic image. Add a correction with a value smaller than the amount of increase or decrease with respect to the voltage.
なお、第１の画像に対する撮影管電圧の初期値のみが設定されている場合に、これに対して増減する調整が行われた場合には、もともとの第１の画像に対する管電圧の初期値に対して自動的に設定される第２の画像に対する撮影管電圧の値に対して上記のような補正が行われる。 If only the initial value of the tube voltage for the first image is set, and if an adjustment to increase or decrease is made with respect to this, the initial value of the tube voltage for the original first image is set. On the other hand, the above correction is performed on the value of the tube voltage for the second image that is automatically set.
また、第１の画像及び第２の画像の両方に対して撮影管電圧の初期値が設定されている場合に、第１の画像に対する撮影管電圧の初期値に対して増減する調整が行われた場合は、第２の画像に対する撮影管電圧の初期値に対して上記補正が行われる。 In addition, when the initial value of the tube voltage is set for both the first image and the second image, an adjustment to increase or decrease the initial value of the tube voltage for the first image is performed. In such a case, the above correction is performed on the initial value of the tube voltage for the second image.
上記のように補正をする理由は、物質の減弱特性は、図２に示すように、低ｋＶｐ（例えば６０ｋＶｐ付近）ではエネルギーの増加に伴って減弱係数は急激に小さくなるが、高ｋＶｐ（例えば１２０ｋＶｐ付近）ではエネルギーの増加に対する減弱係数の変化が小さくなっていることから、上記のような補正を加えることで、調整が加えられた後でも減弱係数の差を充分にとることができるからである。 The reason for the correction as described above is that, as shown in FIG. 2, the attenuation characteristic of the substance decreases rapidly with increasing energy at low kVp (for example, around 60 kVp), but high kVp (for example, Since the change of the attenuation coefficient with respect to the increase in energy is small in the vicinity of 120 kVp), by adding the above correction, the difference in attenuation coefficient can be sufficiently obtained even after adjustment is made. is there.
また、図３に示すように、診断画像である第１の画像の管電圧と、非診断画像である第２の画像の管電圧の関係を適当なテーブル（グラフ）で表し、そのテーブルを参照して第１の画像に対する第２の画像の管電圧を設定するようにしてもよい。 Also, as shown in FIG. 3, the relationship between the tube voltage of the first image, which is a diagnostic image, and the tube voltage of the second image, which is a non-diagnostic image, is represented by an appropriate table (graph). Then, the tube voltage of the second image with respect to the first image may be set.
図３に示すテーブル（グラフ）においては、診断画像（第１の画像）の管電圧が低い場合（６０ｋＶｐ付近）と高い場合（１２０ｋＶｐ付近）とで、診断画像（第１の画像）と非診断画像（第２の画像）の管電圧の対応を、すぐ上で述べた補正の例と同様に切り換えるようにしている。 In the table (graph) shown in FIG. 3, the diagnostic image (first image) is not diagnosed when the tube voltage of the diagnostic image (first image) is low (near 60 kVp) or high (near 120 kVp). The correspondence of the tube voltage of the image (second image) is switched in the same manner as the correction example described immediately above.
また、Ｘ線画像の撮影においては、被検体の被曝量を考慮すると、上述した管電圧のみでなく電流量と曝射時間の積であるｍＡｓ値の設定が重要である。 In taking an X-ray image, considering the exposure dose of the subject, it is important to set not only the tube voltage but also the mAs value which is the product of the current amount and the exposure time.
ここで、被曝量は、管電圧（ｋＶｐ）の二乗とｍＡｓ値との積に比例する。 Here, the exposure dose is proportional to the product of the square of the tube voltage (kVp) and the mAs value.
診断画像（第１の画像）について設定された管電圧とｍＡｓ値、及び非診断画像（第２の画像）を撮影するための管電圧が決まっているとき、診断画像と等しい被曝量で第２の（非診断）画像を撮影するとき、この第２の画像のｍＡｓ値は次の式（５）によって求められる。 When the tube voltage and mAs value set for the diagnostic image (first image) and the tube voltage for capturing the non-diagnostic image (second image) are determined, the second dose is equal to the diagnostic image. When the (non-diagnostic) image is taken, the mAs value of the second image is obtained by the following equation (5).
｛診断画像の管電圧（ｋＶｐ）｝２ × ｍＡｓ値
＝ ｛非診断画像の管電圧（ｋＶｐ）｝２ × ｍＡｓ値 ・・・（５）
第２の画像は非診断画像であり、診断に用いられるものではない。そこで、被曝量が増加しすぎることを防ぐために、図４に示すように、この第２の画像を撮影するときのｍＡｓ値に所定の閾値を設けても良い。
{Tube voltage of diagnostic image (kVp)} 2 × mAs value
= {Tube voltage of non-diagnostic image (kVp)} 2 × mAs value (5)
The second image is a non-diagnostic image and is not used for diagnosis. Therefore, in order to prevent the exposure dose from increasing excessively, as shown in FIG. 4, a predetermined threshold may be provided for the mAs value when the second image is taken.
この閾値としては、例えば胸部撮影において次の値とすることができる。胸部の標準的な撮影条件は１２０ｋＶｐ、２ｍＡｓ程度であり、これと同程度の被曝量で非診断画像を撮影するならば６０ｋＶｐ、８ｍＡｓとなる。被写体の体厚が厚い場合は診断画像が相対的に大きなｍＡｓ値、例えば３ｍＡｓで撮影する。このとき非診断画像は１２ｍＡｓとはせず、１０ｍＡｓを閾値としてこれを超えないようにする。 As the threshold value, for example, the following value can be used in chest radiography. The standard imaging condition of the chest is about 120 kVp and 2 mAs, and if a non-diagnostic image is captured with an exposure dose comparable to this, the imaging condition is 60 kVp and 8 mAs. When the body thickness of the subject is thick, the diagnostic image is taken with a relatively large mAs value, for example, 3 mAs. At this time, the non-diagnostic image is not set to 12 mAs, and 10 mAs is set as a threshold so as not to exceed the threshold value.
また、この閾値は非診断画像の被曝量のみを制限するのではなく、診断画像と非診断画像の被曝量の総和が一定の閾値を超えないようにしても良い。 Further, this threshold value does not limit only the exposure dose of the non-diagnostic image, but the total sum of the exposure dose of the diagnostic image and the non-diagnostic image may not exceed a certain threshold value.
このように、本実施形態においては、被検体の撮影部位毎の通常診断画像を基準として、エネルギーサブトラクションに用いる非診断画像である第２の画像の撮影条件を自動的に設定するようにしたため、多様な撮影部位、あるいは多様な施設に対応して、従来煩雑であった第２の画像の撮影条件を設定する手間を省き、簡単に第２の画像の撮影条件を設定することが可能となった。 As described above, in the present embodiment, the imaging condition of the second image, which is a non-diagnostic image used for energy subtraction, is automatically set on the basis of the normal diagnostic image for each imaging region of the subject. It is possible to easily set the imaging conditions for the second image without the trouble of setting the imaging conditions for the second image, which has been complicated in the past, corresponding to various imaging sites or various facilities. It was.
以上、本発明の放射線画像撮影装置及び撮影条件設定方法について詳細に説明したが、本発明は、以上の例には限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変形を行ってもよいのはもちろんである。 The radiographic imaging apparatus and imaging condition setting method of the present invention have been described in detail above, but the present invention is not limited to the above examples, and various improvements and modifications can be made without departing from the gist of the present invention. Of course you can go.
１０…放射線画像撮影装置、１２…Ｘ線源、１４…フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）、１６…Ｘ線コントローラ、１８…コンソール、２０…制御部、２２…ディスプレイ、２４…曝射スイッチ
DESCRIPTION OF
Claims (8)
前記放射線の線質を切り替える放射線切替手段と、
前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出器と、
通常診断画像としての第１の画像の撮影条件を入力する第１画像撮影条件入力手段と、
前記第１の画像との間でエネルギーサブトラクションを行う第２の画像の撮影条件を、前記第１の画像を撮影する際の管電圧と前記第２の画像を撮影する際の管電圧の差が所定値以上となるように、前記入力された第１の画像の撮影条件に基づいて自動的に設定する第２画像撮影条件設定手段と、
前記放射線切替手段を制御すると共に、前記放射線検出器から受け取った検出信号に基づいてエネルギーサブトラクションを実行して所定の放射線画像を生成する制御部と、
を備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。 A radiation source for irradiating the subject with radiation;
Radiation switching means for switching the radiation quality;
A radiation detector for detecting radiation transmitted through the subject;
First image photographing condition input means for inputting photographing conditions of a first image as a normal diagnostic image;
The imaging condition of the second image that performs energy subtraction with the first image is the difference between the tube voltage when capturing the first image and the tube voltage when capturing the second image. Second image shooting condition setting means for automatically setting based on the input shooting condition of the first image so as to be equal to or greater than a predetermined value;
A controller that controls the radiation switching unit and generates a predetermined radiation image by executing energy subtraction based on a detection signal received from the radiation detector;
A radiographic imaging apparatus comprising:
前記第２画像撮影条件設定手段は、
前記第２の画像が前記第１の画像に比べて低い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも大きな値で補正すると共に、
前記第２の画像が前記第１の画像に比べて高い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも小さい値で補正するようにしたことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。 An initial value of the shooting condition of the first image or an initial value of shooting conditions of both the first image and the second image is preset in the control unit, and the first image shooting condition is set. When an increase or decrease for adjustment is added to the initial value of the tube voltage for taking the first image from the input means,
The second image shooting condition setting means includes:
When the second image is captured with a tube voltage lower than that of the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value larger than the increase / decrease amount, and
When the second image is captured at a higher tube voltage than the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value smaller than the increase / decrease amount. The radiographic imaging apparatus according to claim 1.
通常診断画像としての第１の画像の撮影条件を入力する工程と、
前記第１の画像との間でエネルギーサブトラクションを行う第２の画像の撮影条件を、前記第１の画像を撮影する際の管電圧と前記第２の画像を撮影する際の管電圧の差が所定値以上となるように、前記入力された第１の画像の撮影条件に基づいて自動的に設定する工程と、
前記第１の画像の撮影条件により前記第１の画像を撮影する工程、および前記第２の画像の撮影条件により前記第２の画像を撮影する工程と、
を含むことを特徴とする撮影条件設定方法。 An imaging condition setting method when imaging two types of images for energy subtraction with radiation having different spectral distributions,
Inputting a photographing condition of the first image as a normal diagnostic image;
The imaging condition of the second image that performs energy subtraction with the first image is the difference between the tube voltage when capturing the first image and the tube voltage when capturing the second image. Automatically setting the input first image based on the photographing condition so as to be equal to or greater than a predetermined value;
Photographing the first image according to the photographing condition of the first image, photographing the second image according to the photographing condition of the second image, and
A shooting condition setting method comprising:
前記第２の画像が前記第１の画像に比べて低い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも大きな値で補正すると共に、
前記第２の画像が前記第１の画像に比べて高い管電圧で撮影される場合には、前記第２の画像を撮影する管電圧を前記増減量よりも小さい値で補正するようにしたことを特徴とする請求項５に記載の撮影条件設定方法。 The initial value of the shooting condition of the first image or the initial value of the shooting condition of both the first image and the second image is preset, and the first value of the first image shooting condition is input from the first image shooting condition input unit. When an increase or decrease for adjustment is added to the initial value of the tube voltage for taking an image of 1,
When the second image is captured with a tube voltage lower than that of the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value larger than the increase / decrease amount, and
When the second image is captured at a higher tube voltage than the first image, the tube voltage for capturing the second image is corrected with a value smaller than the increase / decrease amount. The imaging condition setting method according to claim 5.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008068211A JP5044457B2 (en) | 2008-03-17 | 2008-03-17 | Radiation imaging apparatus and imaging condition setting method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008068211A JP5044457B2 (en) | 2008-03-17 | 2008-03-17 | Radiation imaging apparatus and imaging condition setting method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2009219705A true JP2009219705A (en) | 2009-10-01 |
| JP5044457B2 JP5044457B2 (en) | 2012-10-10 |
Family
ID=41237152
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2008068211A Active JP5044457B2 (en) | 2008-03-17 | 2008-03-17 | Radiation imaging apparatus and imaging condition setting method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5044457B2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112585068A (en) * | 2018-08-26 | 2021-03-30 | 阿亚拉皮恩比斯有限公司 | Modular water purification system |
| JP2021129914A (en) * | 2020-02-21 | 2021-09-09 | コニカミノルタ株式会社 | Exposure result aggregation device and radiographic system |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003037778A (en) * | 2001-05-08 | 2003-02-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method and apparatus for automatic determination of tissue cancellation parameter in x-ray dual energy imaging |
| JP2003093377A (en) * | 2001-09-26 | 2003-04-02 | Konica Corp | Method for photographing x-ray image and system for photographing x-ray image |
| JP2005287773A (en) * | 2004-03-31 | 2005-10-20 | Canon Inc | Image photography apparatus and image photography system |
-
2008
- 2008-03-17 JP JP2008068211A patent/JP5044457B2/en active Active
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003037778A (en) * | 2001-05-08 | 2003-02-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Method and apparatus for automatic determination of tissue cancellation parameter in x-ray dual energy imaging |
| JP2003093377A (en) * | 2001-09-26 | 2003-04-02 | Konica Corp | Method for photographing x-ray image and system for photographing x-ray image |
| JP2005287773A (en) * | 2004-03-31 | 2005-10-20 | Canon Inc | Image photography apparatus and image photography system |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112585068A (en) * | 2018-08-26 | 2021-03-30 | 阿亚拉皮恩比斯有限公司 | Modular water purification system |
| JP2021129914A (en) * | 2020-02-21 | 2021-09-09 | コニカミノルタ株式会社 | Exposure result aggregation device and radiographic system |
| JP7480520B2 (en) | 2020-02-21 | 2024-05-10 | コニカミノルタ株式会社 | Exposure record totalizing device and radiography system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP5044457B2 (en) | 2012-10-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6042855B2 (en) | Radiation image capturing apparatus, radiation image capturing method, and radiation image capturing program | |
| JP5683116B2 (en) | Radiation imaging apparatus, control method thereof, and program | |
| WO2014092099A1 (en) | Image processing device, radiation image image-pickup system, image processing program, and image processing method | |
| JP2024045424A (en) | Method and system for determining virtual outputs for multi-energy x-ray imaging apparatus | |
| JP2009207812A (en) | Radiation image capturing apparatus | |
| JP2019030386A (en) | Radiography apparatus and radiography system | |
| JP3402776B2 (en) | X-ray diagnostic equipment | |
| JP6125257B2 (en) | Medical diagnostic apparatus and image processing apparatus | |
| US20100246921A1 (en) | Radiographic image correction method and radiographic imaging apparatus | |
| JP2008073342A (en) | Radiographic image capturing system and radiographic image capturing method | |
| JP2010273834A (en) | X-ray image diagnostic apparatus | |
| JP6083990B2 (en) | Radiation imaging apparatus, control method thereof, and program | |
| JP2008167948A (en) | Radiographic image processing method and apparatus, and program | |
| US8121372B2 (en) | Method for reducing image noise in the context of capturing an image using two different radiation spectra | |
| JP5044457B2 (en) | Radiation imaging apparatus and imaging condition setting method | |
| JP5190942B2 (en) | Energy subtraction processing apparatus and method, and program | |
| JP2008206560A (en) | Bone salt quantity measuring apparatus | |
| JP2008125691A (en) | Radiation image operation method and apparatus and program | |
| JP2008073208A (en) | Image processing device and image processing method | |
| JP2005296277A (en) | X-ray diagnostic apparatus and diagnostic method using the same | |
| JP2010075555A (en) | X-ray diagnostic imaging apparatus | |
| KR20160036903A (en) | X-ray apparatus and control method for the same | |
| JP4754812B2 (en) | X-ray equipment | |
| JP4509709B2 (en) | Radiation imaging apparatus and radiation scanning apparatus therefor | |
| JP2009240420A (en) | Radiographic image processing apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20100616 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20120208 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20120416 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20120615 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20120702 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20120713 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5044457 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20150720 Year of fee payment: 3 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |