JP2020116283A - X-ray diagnostic apparatus, control method for x-ray diagnostic apparatus, and image processing apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置、Ｘ線診断装置の制御方法、および画像処理装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to an X-ray diagnostic apparatus, a method for controlling the X-ray diagnostic apparatus, and an image processing apparatus.
Ｘ線診断装置のＸ線撮影条件は、被検体の体格、被検体の筋肉量、撮影部位、撮影目的などに応じて設定される。たとえば、胸部撮影で肋骨周辺の軟部組織を観察する場合は、硬いＸ線が好適とされており、Ｘ線撮影条件のうち、Ｘ線の線質を決定する管電圧は約１３０ｋＶ程度に設定される。一方、柔らかいＸ線が好適とされる腹部を観察するときは、管電圧は約７０ｋＶに設定される。また、被検体の体格が大きい場合や被検体が筋肉質である場合には、管電圧は高めに設定されることが好ましい。 The X-ray imaging conditions of the X-ray diagnostic apparatus are set according to the physique of the subject, the muscle mass of the subject, the site to be imaged, the purpose of imaging, and the like. For example, when observing the soft tissue around the ribs in a chest radiograph, hard X-rays are preferable, and the tube voltage that determines the quality of X-rays is set to about 130 kV in the X-ray radiographing conditions. It On the other hand, when observing the abdomen where soft X-rays are suitable, the tube voltage is set to about 70 kV. Further, when the body size of the subject is large or the subject is muscular, it is preferable to set the tube voltage to a high value.
被検体の体格、被検体の筋肉量、撮影部位、撮影目的などに応じてあらかじめ設定された線質のＸ線を用いてＸ線撮影することで、観察を意図した部位が好適な画質を有するＸ線画像を取得することができる。 X-ray imaging using X-rays of a quality set in advance according to the physique of the subject, the muscle mass of the subject, the site to be imaged, the purpose of imaging, etc. allows the region intended for observation to have suitable image quality. An X-ray image can be acquired.
ところが、Ｘ線画像を観察してはじめて、管電圧の設定時には意図していなかった部位に病変の疑いを発見することがある。この場合、この部位を詳細に観察するために、当該部位に適した管電圧によるＸ線撮影を再度行う必要が生じてしまう。 However, only when observing the X-ray image, a suspicion of a lesion may be found in a site that was not intended when the tube voltage was set. In this case, in order to observe this site in detail, it becomes necessary to perform X-ray imaging again with a tube voltage suitable for the site.
これは、集団検診における胸部レントゲン検査などで起こりうる。胸部レントゲン撮影は、肺結核や肺がんなど、肺野の検査が目的であるが、胸部レントゲン撮影で取得されたＸ線画像には、横隔膜や食道、心臓など、肺野以外の臓器も描出されている。しかし、Ｘ線画像がこれら臓器の観察に適した管電圧で撮影されているとは限らない。このため、仮にこれらの部位に異変があったとしても、Ｘ線画像では詳細な観察が難しく、診断が困難になってしまう場合がある。 This may occur, for example, in a chest X-ray examination in a mass examination. Chest X-ray imaging is for the purpose of examining lung fields such as pulmonary tuberculosis and lung cancer, but the X-ray images obtained by chest X-ray imaging also show organs other than lung fields such as the diaphragm, esophagus, and heart. .. However, the X-ray image is not always taken at a tube voltage suitable for observing these organs. Therefore, even if there is a change in these parts, detailed observation may be difficult with an X-ray image, and diagnosis may be difficult.
異なる管電圧で２回のＸ線撮影を行い１つのＸ線画像を得る方法として、デュアルエナジーサブトラクション撮影法が知られている。この撮影法は、第１の管電圧で１回目のＸ線撮影を行った後、第２の管電圧で２回目のＸ線撮影を行い、これら２種類のＸ線撮影画像データの差分を取ることによって、撮影画像の中から骨の部分を消去した画像を得る方法である。しかし、デュアルエナジーサブトラクション撮影は、１回目の撮影条件および撮影結果から２回目の撮影条件を演算で求める。このため、１回目の撮影と２回目の撮影の間に時間差が生じてしまい、被検体の動きによるＸ線画像ずれが起こり、２つのＸ線画像の位置合わせが難しいという問題がある。また、デュアルエナジーサブトラクション撮影の２回目の撮影では、管電圧および管電流の両方の条件を変える必要がある。このため、たとえ２回目の撮影条件を決める演算処理を高速で実行したとしても、Ｘ線管フィラメントの熱応答時間の制約から管電流条件の変更には一定の時間を要する。そのため、１回目の撮影と２回目の撮影の間を開けずに連続して撮影することは困難である。 A dual energy subtraction imaging method is known as a method for obtaining one X-ray image by performing X-ray imaging twice with different tube voltages. In this imaging method, first X-ray imaging is performed at a first tube voltage, then second X-ray imaging is performed at a second tube voltage, and the difference between these two types of X-ray imaging image data is obtained. This is a method of obtaining an image in which the bone portion is deleted from the captured image. However, in the dual energy subtraction photography, the second photography condition is calculated from the first photography condition and the photography result. Therefore, there is a problem that a time difference occurs between the first imaging and the second imaging, an X-ray image shift occurs due to the movement of the subject, and it is difficult to align the two X-ray images. In addition, in the second imaging of the dual energy subtraction imaging, it is necessary to change both conditions of the tube voltage and the tube current. Therefore, even if the calculation process for determining the imaging condition for the second time is executed at high speed, it takes a certain time to change the tube current condition due to the restriction of the thermal response time of the X-ray tube filament. Therefore, it is difficult to shoot continuously without opening between the first shooting and the second shooting.
本発明が解決しようとする課題は、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得することである。 The problem to be solved by the present invention is to easily acquire image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages by one X-ray imaging.
実施形態に係るＸ線診断装置は、Ｘ線高電圧発生器と、Ｘ線管と、Ｘ線画像センサと、ＡＥＣ検出器と、制御部と、分類保存部とを備える。Ｘ線高電圧発生器は、高電圧を発生する。Ｘ線管は、Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射する。Ｘ線画像センサは、被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線にもとづく画像データを出力する。ＡＥＣ検出器は、被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力する。制御部は、ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に出力電圧を第１の電圧から第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるようＸ線高電圧発生器を制御する。分類保存部は、制御部に制御されて、Ｘ線画像センサが出力する画像データを、出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる。 The X-ray diagnostic apparatus according to the embodiment includes an X-ray high voltage generator, an X-ray tube, an X-ray image sensor, an AEC detector, a control unit, and a classification storage unit. The X-ray high voltage generator generates a high voltage. The X-ray tube is applied with the output voltage of the X-ray high voltage generator and irradiates the subject with X-rays. The X-ray image sensor detects X-rays transmitted through the subject and outputs image data based on the detected X-rays. The AEC detector detects X-rays transmitted through the subject and outputs a signal according to the intensity of the detected X-rays. The control unit controls the X-ray high voltage generator to switch the output voltage from the first voltage to the second voltage different from the first voltage during X-ray imaging based on the history of the output signal of the AEC detector. Control. The classification storage unit is controlled by the control unit and classifies the image data output by the X-ray image sensor for each value of the output voltage and stores the classified image data in the storage unit.
以下、図面を参照しながら、Ｘ線診断装置、Ｘ線診断装置の制御方法、および画像処理装置の実施形態について詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of an X-ray diagnostic apparatus, a method for controlling the X-ray diagnostic apparatus, and an image processing apparatus will be described in detail with reference to the drawings.
図１は、一実施形態に係るＸ線診断装置１００の一構成例を示すブロック図である。
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an X-ray
（１．複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得（構成、動作の概略））
まず、１回のＸ線撮影における複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る構成および動作の概略を説明する。
(1. Acquisition of image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages (outline of configuration and operation))
First, the outline of the configuration and operation related to acquisition of image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages in one X-ray imaging will be described.
Ｘ線照射スイッチ１は、ユーザにより押下されるとＸ線照射信号を制御回路２に与えるスイッチである。
The X-ray irradiation switch 1 is a switch that gives an X-ray irradiation signal to the
制御回路２は、Ｘ線診断装置１００を統括制御する機能を実現する。また、制御回路２は、図示しない記憶回路に記憶されたプログラムを読み出して実行することにより、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得するための処理を実行するプロセッサである。制御回路２は、制御部の一例である。
The
Ｘ線高電圧発生器３は、制御回路２に制御されて高電圧を発生し、Ｘ線管４に印加する。Ｘ線高電圧発生器３は、変圧器方式のものを用いてもよいし、インバータ方式のものを用いてもよい。また、Ｘ線高電圧発生器３は、制御回路２に制御されて、出力電圧値を変更する。
The X-ray high voltage generator 3 is controlled by the
Ｘ線管４は、Ｘ線高電圧発生器３により電圧を印加されてＸ線を発生する。コリメータ５は、Ｘ線管４が発生したＸ線の照射野を調整する機構を有する。コリメータ５は、たとえば２対の可動羽根を有し、各対の可動羽根が開閉することでＸ線管４から照射されるＸ線の照射野を調整する。
The
自動露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）を行うための検出器（以下、ＡＥＣディテクタという）７は、被検体６を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力する。一方、Ｘ線画像センサ８は、被検体６を透過したＸ線を検出し、制御回路２に制御されて、検出したＸ線にもとづく画像データを出力する。
A detector (hereinafter, referred to as an AEC detector) 7 for performing automatic exposure control (AEC) detects an X-ray transmitted through the subject 6 and outputs a signal according to the intensity of the detected X-ray. To do. On the other hand, the
ＡＥＣディテクタ７は、たとえば図１に示すようにＸ線画像センサ８と被検体６の間に設けられる。この場合、ＡＥＣディテクタ７を薄型に形成すると、ＡＥＣディテクタ７によるＸ線の減衰をわずかなものとすることができ、被検体６を透過したＸ線のほとんどをＸ線画像センサ８に入射させることができる。
The
たとえば、ユーザによりＸ線照射スイッチ１が押されると、制御回路２は、Ｘ線高電圧発生器３に対して第１の管電圧を出力してＸ線管４に印加するよう指示する。Ｘ線管４は、Ｘ線高電圧発生器３から第１の管電圧を印加されてＸ線を発生する。Ｘ線管４の放射口から照射されたＸ線は、コリメータ５で所要の照射野に絞られ、被検体６を透過し、ＡＥＣディテクタ７に入射するとともに、ＡＥＣディテクタ７を透過してＸ線画像センサ８に入射する。
For example, when the user presses the X-ray irradiation switch 1, the
ＡＥＣディテクタ７の出力信号は、ＡＥＣディテクタアンプ９で増幅され、積分器９ａで積分されて制御回路２に与えられる。積分器９ａの構成については図４を用いて後述する。
The output signal of the
制御回路２は、ＡＥＣディテクタ７の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に第１の電圧から第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるようＸ線高電圧発生器３を制御する。図１には、制御回路２が、積分器９ａの出力を受け、あらかじめ設定された第１の閾値に達すると、第１の管電圧から第２の管電圧に切り替えるようＸ線を照射するようにＸ線高電圧発生器３に指示する場合の例を示した。この指示を受けると、Ｘ線高電圧発生器３は第２の管電圧をＸ線管４に印加する。
The
一方、分類保存部は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８が出力する画像データを、管電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる。図１には、分類保存部の一例としての画像信号切り替えスイッチ１０が、記憶部の一例としての画像メモリ装置１１に、Ｘ線画像センサ８が出力する画像データを管電圧の値ごとに分類して保存させる場合の例を示した。
On the other hand, the classification storage unit is controlled by the
画像信号切り替えスイッチ１０は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８と複数の画像メモリのそれぞれとを択一的に接続する。画像信号切り替えスイッチ１０は、切替手段の一例である。また、画像メモリ装置１１の画像メモリ１１１および１１２は、複数の記憶部の一例である。
The image
制御回路２は、出力電圧の切り替えと同期して画像信号切り替えスイッチ１０を制御する。
The
具体的には、まず、Ｘ線撮影開始時において、画像信号切り替えスイッチ１０は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８を画像メモリ装置１１の画像メモリ１１１に接続する。たとえば、積分器９ａの出力があらかじめ設定された第１の閾値に達すると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８に対して画像データを出力するように指示する。この結果、Ｘ線画像センサ８から出力された第１の管電圧に対応する画像データ（以下、第１画像データという）ＩＤ１は、画像信号切り替えスイッチ１０を介して画像メモリ１１１に格納される。
Specifically, first, at the start of X-ray imaging, the image
次に、第１画像データＩＤ１が画像メモリ１１１に格納されると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８と画像メモリ装置１１の画像メモリ１１２を接続するよう画像信号切り替えスイッチ１０を制御する。
Next, when the first image data ID1 is stored in the
続いて、第２の管電圧によるＸ線照射によって被検体６を透過したＸ線は、ＡＥＣディテクタ７で検出される。制御回路２は、積分器９ａの出力を受け、あらかじめ設定された第２の閾値に達すると、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させる。この結果、Ｘ線の照射は停止する。
Subsequently, the X-rays transmitted through the subject 6 by the X-ray irradiation with the second tube voltage are detected by the
Ｘ線照射が停止すると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８に対して画像データを出力するように指示する。Ｘ線画像センサ８から出力された第２の管電圧に対応するＸ線画像データ（以下、第２画像データという）ＩＤ２は、画像信号切り替えスイッチ１０を介して、第１画像データが保存された画像メモリ１１１とは異なる画像メモリ１１２に格納される。
When the X-ray irradiation is stopped, the
なお、一般に、同一の被検体に対し複数のＸ線撮影を行うことは、珍しくない。また、複数の被検体に対して連続してＸ線撮影を行うことも珍しくない。このように、Ｘ線画像センサ８から次々に画像データが出力される場合は、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２のデータを画像メモリ装置１１内の他の図示しない画像メモリに退避させて、あるいは、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２のデータを画像メモリ装置１１内のハードディスク装置１１９に移動して、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２を継続的に利用可能とするとよい。
In general, it is not uncommon to perform a plurality of X-ray images on the same subject. Further, it is not uncommon to continuously perform X-ray imaging on a plurality of subjects. As described above, when the image data is sequentially output from the
（２．合成画像の生成（構成、動作の概略））
次に、第１画像データＩＤ１および第２画像データＩＤ２にもとづく合成画像の生成に係る構成および動作の概略を説明する。
(2. Generation of composite image (outline of configuration and operation))
Next, an outline of a configuration and an operation related to generation of a composite image based on the first image data ID1 and the second image data ID2 will be described.
画像生成回路１２は、図示しない記憶回路に記憶されたプログラムを読み出して実行することにより、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成してＸ線画像モニタ１３に表示させるための処理を実行するプロセッサである。画像生成回路１２は、画像生成部の一例である。
The
図１に示す例では、画像生成回路１２は、画像メモリ１１１に格納された第１画像データＩＤ１（第１の管電圧に対応するＸ線画像データ）と、画像メモリ１１２に格納された第２画像データＩＤ２（第２の管電圧に対応するＸ線画像データ）とを合成してＸ線画像を生成し、Ｘ線画像モニタ１３に表示させる。
In the example shown in FIG. 1, the
Ｘ線画像モニタ１３は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、画像生成回路１２の制御に従って画像生成回路１２が生成した合成画像などの各種情報を表示する。
The X-ray image monitor 13 is configured by a general display output device such as a liquid crystal display or an OLED (Organic Light Emitting Diode) display, and various types of composite images generated by the
Ｘ線画像操作パッド１４は、たとえばダイヤル、スライダなどのユーザの操作量に応じた信号を出力する調整手段を有する。Ｘ線画像操作パッド１４は、ユーザによる合成度合い（重み）の設定指示を受け付けるための合成度合い受付部の一例である。なお、合成度合い受付部は、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるソフトキーであってもよい。
The X-ray
ユーザは、調整手段を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示される合成画像の拡大縮小、明るさの変更、コントラストの変更、画像の回転などとともに、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を変更することができる。たとえば、画像生成回路１２は、調整手段の操作量と、合成度合いと、をあらかじめ関連付けた関連付け情報を参照することにより、ユーザによる調整手段の操作量に応じて、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を変更する。調整手段の詳細については図５−７を用いて後述する。
By operating the adjusting means, the user enlarges/reduces the composite image displayed on the
このように、本実施形態に係る画像生成回路１２は、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２を合成するときのそれぞれのデータの割合（合成度合い、重み）を変更することができる。この合成度合いを変更することにより、合成処理により生成されるＸ線画像に対応するＸ線の線質（管電圧）を仮想的に変更することができる。
As described above, the
また、Ｘ線画像操作パッド１４は、画像メモリ装置１１にある、同一の被検体の複数の画像データ、あるいは、複数の被検体についてのＸ線画像データから、任意の画像データを選んでＸ線画像モニタ１３に表示させることができる。このとき、画像生成回路１２は、１回のＸ線撮影において取得された第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２をペアで呼び出すようにするとよい。
The X-ray
（３．複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得（動作の詳細））
次に、１回のＸ線撮影における複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る動作の詳細を説明する。
(3. Acquisition of image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages (details of operation))
Next, details of an operation relating to acquisition of image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages in one X-ray imaging will be described.
図２は、１回のＸ線撮影における２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る各構成の動作のタイミングの一例を示す説明図である。図２には、第１画像データＩＤ１の収集終了のタイミング（および第２の管電圧ｋＶ２への切り替えのタイミング）と第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを、第１画像データＩＤ１の転送時間が積分器９ａの出力値に与える影響を考慮して遅らせる場合の例を示した。
FIG. 2 is an explanatory diagram showing an example of the operation timing of each configuration related to acquisition of image data corresponding to each of two types of tube voltages in one X-ray imaging. FIG. 2 shows the timing of the end of the collection of the first image data ID1 (and the timing of switching to the second tube voltage kV2) and the start of the collection of the second image data ID2 as the transfer time of the first image data ID1. The example has been shown in which the delay is taken into consideration in consideration of the influence of the value on the output value of the
Ｘ線照射スイッチ１が押下されてＸ線照射信号（図２の２段目参照）が制御回路２に与えられると、第１の管電圧ｋＶ１（たとえば５０ｋＶ、７０ｋＶなど）でＸ線撮影が開始される（図２の１段目参照）。このとき、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の収集が開始される（図２の４段目参照）。また、ＡＥＣディテクタアンプ９の信号は、積分器９ａで積分される（図２の３段目参照）。
When the X-ray irradiation switch 1 is pressed and an X-ray irradiation signal (see the second stage in FIG. 2) is given to the
積分器９ａの出力は時間とともに上昇していく。積分器９ａの出力が第１の閾値ＴＨ１に達すると、制御回路２は、管電圧を第２の管電圧ｋＶ２（たとえば１２０ｋＶ、１３０ｋＶなど）に切り替えるとともに、Ｘ線画像センサ８から画像メモリ１１１に対して第１画像データＩＤ１を転送させる（図２の５段目参照）。ここで第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の収集は終了し、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の収集が開始される（図２の６段目参照）。
The output of the
管電圧の切り替えを経ても、積分器９ａの出力は上昇し続ける。積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達すると、制御回路２は、高電圧出力を停止させて管電圧をゼロまで低下させるようＸ線高電圧発生器３を制御するとともに、Ｘ線画像センサ８から画像メモリ１１２に対して第２画像データＩＤ２を転送させて、Ｘ線撮影は終了となる（図２の７段目参照）。
The output of the
なお、第１画像データＩＤ１の転送時間を考慮して第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合、制御回路２は、図２の３段目に示すように、第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせた時間に応じて、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングを積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点よりも遅らせるとよい。
When delaying the collection start timing of the second image data ID2 in consideration of the transfer time of the first image data ID1, the
また、制御回路２は、第１画像データＩＤ１の転送時間の影響を無視し、第１画像データＩＤ１の収集終了のタイミング（および第２の管電圧ｋＶ２への切り替えのタイミング）と第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングとを一致させてもよい。この場合は、制御回路２は、積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点でＸ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させて管電圧をゼロに低下させればよい。
Further, the
第１の閾値ＴＨ１は、第２の閾値ＴＨ２の１／２に設定することが好ましい。すなわち、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差とが、ほぼ１：１の関係となるように各閾値を設定することが好ましい。この場合、第１画像データＩＤ１に対応するＸ線の積算照射強度と第２画像データＩＤ２に対応するＸ線の積算照射強度とをほぼ同等にすることができ、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の信号強度をほぼ均一にすることができるためである。なお、Ｘ線量は、管電圧の２乗に比例する。このため、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差とがほぼ１：１のとき、第２の管電圧ｋＶ２によるＸ線照射期間の長さは、第１の管電圧ｋＶ１でのＸ線照射期間の長さに（ｋＶ１／ｋＶ２）の２乗を乗じた長さとなる。 The first threshold TH1 is preferably set to 1/2 of the second threshold TH2. That is, it is preferable to set each threshold value such that the first threshold value TH1 and the difference between the second threshold value TH2 and the first threshold value TH1 have a relationship of approximately 1:1. In this case, the integrated irradiation intensity of X-rays corresponding to the first image data ID1 and the integrated irradiation intensity of X-rays corresponding to the second image data ID2 can be made substantially equal to each other, corresponding to the first tube voltage kV1. This is because the signal intensities of the first image data ID1 and the second image data ID2 corresponding to the second tube voltage kV2 can be made substantially uniform. The X-ray dose is proportional to the square of the tube voltage. Therefore, when the first threshold TH1 and the difference between the second threshold TH2 and the first threshold TH1 are approximately 1:1, the length of the X-ray irradiation period by the second tube voltage kV2 is The length is obtained by multiplying the length of the X-ray irradiation period with the tube voltage kV1 of 1 by the square of (kV1/kV2).
なお、図２に示すように、第１画像データＩＤ１の転送時間を考慮して第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合は、制御回路２は、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の信号強度をほぼ均一にするように、第２画像データＩＤ２の収集開始から管電圧を低下させて撮影を終了するまでの期間（図２の６段目参照）の積分器９ａの出力の大きさが第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差に等しくなるように、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングを積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点よりも遅らせるとよい（図２の３段目参照）。また、第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合、制御回路２は、第１画像データＩＤ１の収集開始から第２画像データＩＤ２の収集開始までの期間、積分器９ａへの入力を止めてもよい。この場合は、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングは、積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点とすればよい。
As shown in FIG. 2, when the collection start timing of the second image data ID2 is delayed in consideration of the transfer time of the first image data ID1, the
また、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差と、の比率は１：１以外に設定してもよい。たとえば、診断目的に合わせて、低い管電圧に対応する画像を重視するときは第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／２よりも大きくし、高い管電圧に対応する画像を重視するときは、第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／２よりも小さく設定するとよい。 Further, the ratio of the first threshold value TH1 and the difference between the second threshold value TH2 and the first threshold value TH1 may be set to other than 1:1. For example, when the image corresponding to the low tube voltage is emphasized in accordance with the diagnostic purpose, the first threshold TH1 is set to be larger than 1/2 of the second threshold TH2, and the image corresponding to the high tube voltage is emphasized. In this case, the first threshold TH1 may be set to be smaller than 1/2 of the second threshold TH2.
上記説明では第１の管電圧ｋＶ１から、これよりも高い第２の管電圧ｋＶ２に管電圧を立ち上げる場合の例を示したが、第１の管電圧ｋＶ１のほうが第２の管電圧ｋＶ２よりも高くてもよい。この場合は、積分器９ａの出力が第１の閾値ＴＨ１に達したときに管電圧を立ち下げることになる。なお、一般には、管電圧を立ち上げるほうが、立ち下げるよりも、安定して容易かつ高速に実現可能である。Ｘ線高電圧発生器３の出力電圧である管電圧を低い電圧から高い電圧に立ち上げるためには、Ｘ線高電圧発生器３の高圧コンデンサを急速に充電させればよい。高圧コンデンサの急速充電は、たとえば高電圧発生回路に交流電力を供給するインバータを高周波にする、またはインバータのＯＮ時間を長くすることにより、容易に実現できる。すなわち、管電圧の立ち上げ速度は、Ｘ線高電圧発生器３で制御可能である。一方、管電圧の立ち下げ速度は、Ｘ線高電圧発生器３の高圧コンデンサを放電させる管電流の大きさに依存するためＸ線撮影条件に依存してしまうほか、高圧ケーブルの静電容量にも依存する。
In the above description, the example in which the tube voltage is raised from the first tube voltage kV1 to the second tube voltage kV2 higher than this is shown. However, the first tube voltage kV1 is higher than the second tube voltage kV2. May be higher. In this case, the tube voltage is lowered when the output of the
また、上記説明では第１の管電圧ｋＶ１と第２の管電圧ｋＶ２との２種の管電圧を用いる場合の例を示したが、管電圧は２種に限られず、３種以上の何種でもよい。 Further, in the above description, an example in which two tube voltages of the first tube voltage kV1 and the second tube voltage kV2 are used is shown, but the tube voltage is not limited to two, and three or more tube voltages may be used. But it is okay.
図３は、１回のＸ線撮影における３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る積分器９ａの出力と管電圧の切り替えタイミングの一例を示す説明図である。図３には、簡単のため、画像データの転送時間が積分器９ａの出力値に与える影響を無視し、前の画像データ収集終了のタイミング（および管電圧の切り替えのタイミング）と次の画像データの収集開始のタイミングとを一致させる場合の例を示した。
FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of the output of the
たとえば、３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを１回のＸ線撮影で取得する場合は、制御回路２は、積分器９ａの出力する積算値が第１の閾値ＴＨ１よりも大きく第２の閾値ＴＨ２よりも小さい第３の閾値ＴＨ３を超えると、第１の管電圧ｋＶ１および第２の管電圧ｋＶ２とは異なる第３の管電圧ｋＶ３（たとえば８０ｋＶ、９０ｋＶなど）に出力電圧を切り替えるようＸ線高電圧発生器３を制御すればよい。
For example, when the image data corresponding to each of the three types of tube voltages is acquired by one X-ray imaging, the
このとき、第１画像データＩＤ１、第２画像データＩＤ２、および第３の管電圧ｋＶ３に対応する画像データ（以下、第３画像データという）ＩＤ３の信号レベルがほぼ均一となるように、第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／３に設定し、第３の閾値ＴＨ３を第２の閾値ＴＨ２の２／３に設定することが好ましい。すなわち、第１の閾値ＴＨ１と、第３の閾値ＴＨ３と第１の閾値ＴＨ１との差と、第２の閾値ＴＨ２と第３の閾値ＴＨ３との差とが、ほぼ１：１：１の関係となるように各閾値を設定することが好ましい。 At this time, the first image data ID1, the second image data ID2, and the first image data ID3 corresponding to the third tube voltage kV3 (hereinafter, referred to as third image data) ID3 are set to have a substantially uniform signal level. It is preferable to set the threshold value TH1 of 1 to 1/3 of the second threshold value TH2 and the third threshold value TH3 to 2/3 of the second threshold value TH2. That is, the relationship between the first threshold TH1, the difference between the third threshold TH3 and the first threshold TH1, and the difference between the second threshold TH2 and the third threshold TH3 is approximately 1:1:1. It is preferable to set each threshold so that
図４は、積分器９ａの一構成例を示す説明図である。積分器９ａは、たとえばオペアンプを用いた積分器９ａ１と、オペアンプを用いた反転増幅器９ａ２とにより構成される。この場合、Ｘ線照射開始前において、オペアンプを用いた積分器９ａ１のコンデンサはスイッチで短絡され、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力はゼロに保たれる。Ｘ線照射が開始されるとスイッチが開き、ＡＥＣディテクタアンプ９からの信号は、オペアンプを用いた積分器９ａ１で積分される。ＡＥＣディテクタアンプ９からの信号はオペアンプの反転入力側に入る。このため、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力は、マイナス方向に上昇する。
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a configuration example of the
オペアンプを用いた反転増幅器９ａ２は、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力信号の極性をプラスに反転させて、積分器９ａの出力として制御回路２に与える。制御回路２は、このプラスに反転されたＡＥＣディテクタアンプ９の信号の積分値にもとづいて、管電圧の切り替えタイミングおよび画像データの分類タイミングを決定する。
The inverting amplifier 9a2 using an operational amplifier inverts the polarity of the output signal of the integrator 9a1 using an operational amplifier to a positive polarity and supplies it to the
Ｘ線診断装置１００の制御回路２は、ＡＥＣディテクタアンプ９の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に管電圧を切り替えることができるとともに、１回のＸ線撮影中に切り替えられる管電圧の値ごとに、画像データを分類して保存することができる。ＡＥＣディテクタアンプ９の出力信号の履歴を用いることで、各管電圧によるＸ線照射時間を適切に制御することができるため、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしの信号レベルを容易かつ正確に調整することができ、たとえば各画像データの信号レベルを容易にそろえることができる。また、制御回路２は、管電流の調整を行わずともよい。管電圧の切り替えは高速に実現することができるため、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしは、被検体６の体動などによる位置ずれによる影響をほとんど受けることがない。
The
（４．合成画像の生成（動作の詳細））
次に、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データにもとづく合成画像の生成に係る動作の詳細を説明する。
(4. Generation of composite image (details of operation))
Next, details of the operation relating to the generation of the composite image based on the image data corresponding to each of the plurality of types of tube voltages will be described.
図５は、Ｘ線画像モニタ１３とＸ線画像操作パッド１４の一構成例を示す説明図である。図５に示すように、Ｘ線画像操作パッド１４は、輝度調整ダイヤル１５、コントラスト調整ダイヤル１６、および線質（Ray Property）調整ダイヤル１７を有する。これらのダイヤル１５−１７は、調整手段の一例である。
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a configuration example of the X-ray image monitor 13 and the X-ray
ユーザは、輝度調整ダイヤル１５およびコントラスト調整ダイヤル１６を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像の輝度およびコントラストをそれぞれ調整することができる。また、ユーザは、線質調整ダイヤル１７を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像の合成処理における、第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を調整することができる。
The user can adjust the brightness and contrast of the X-ray image displayed on the X-ray image monitor 13 by operating the
図６（ａ）は、線質調整ダイヤル１７の操作量と２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図であり、（ｂ）はこの関連付情報の他の例を示す説明図である。
FIG. 6A is an explanatory diagram showing an example of the association information between the operation amount of the wire
画像生成回路１２は、図６（ａ）、（ｂ）に示すような関連付け情報にもとづいて、ユーザによる線質調整ダイヤル１７の操作量に応じて合成処理を行い、Ｘ線画像データを生成してＸ線画像モニタ１３に表示させる（図５参照）。
The
たとえば、ユーザが線質調整ダイヤル１７を左いっぱいに回すと、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像は、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１が１００％で、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２が０％になる。これとは逆に、ユーザが線質調整ダイヤル１７を右いっぱいに回すと、Ｘ線画像モニタ１３に表示される画像は、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２が１００％で、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１が０％になる。ユーザが線質調整ダイヤル１７を中間位置にすると、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２とのそれぞれを均等に合成したＸ線画像がＸ線画像モニタ１３に表示される。なお、図６（ａ）および図６（ｂ）に示すような、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の合成割合を決定するための関連付け情報は、図示しない記憶回路に記憶させておくとよい。
For example, when the user turns the radiation
図７は、線質調整ダイヤル１７の操作量と３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図である。
FIG. 7 is an explanatory diagram showing an example of the association information between the operation amount of the wire
上述の通り、１回のＸ線撮影で用いられる管電圧は２種に限られず、３種以上の何種でもよい。たとえば、１回のＸ線撮影で第１の管電圧ｋＶ１、第３の管電圧ｋＶ３、および第２の管電圧ｋＶ２を用い、これらのそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１、第３画像データＩＤ３、および第２画像データＩＤ２を取得する場合（図３参照）は、線質調整ダイヤル１７の操作量と３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報をあらかじめ図示しない記憶回路の記憶させておけばよい（図７参照）。
As described above, the tube voltage used in one X-ray photography is not limited to two types and may be any type of three or more types. For example, the first tube voltage kV1, the third tube voltage kV3, and the second tube voltage kV2 are used in one X-ray photography, and the first image data ID1 and the third image data ID3 corresponding to these are used. , And the second image data ID2 (see FIG. 3), association information between the operation amount of the radiation
また、ユーザの利用頻度が高いと予想される合成度合いの組み合わせにおける重みの合計値を他の組み合わせよりも高くしてもよい。図６（ｂ）および図７には、各画像データが等しい割合で合成される場合（線質調整ダイヤル１７が中間位置の場合）最も利用頻度が高いと予想し、この場合の重みの合計値を合成度合いの組み合わせ１００％を越えて最大と設定する場合の例を示した。
Further, the total value of the weights in the combination of the combination degree that is expected to be frequently used by the user may be set higher than the other combinations. In FIGS. 6B and 7, when the image data are combined at the same ratio (when the
図６（ａ）、図６（ｂ）、および図７には、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データのそれぞれの合成度合いを、線質調整用の調整手段の一例としての１つの線質調整ダイヤル１７で調整する場合の例を示したが、画像データのそれぞれの合成度合いは、異なる調整手段で独立に調整されてもよい。
6(a), 6(b), and 7, the degree of synthesis of image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages is shown as an example of adjusting means for adjusting the quality of rays. Although the example in which the line
図８（ａ）は線質調整用の調整手段の第１変形例を示す説明図であり、（ｂ）は第２変形例を示す説明図である。第１変形例は調整手段としてダイヤルを用いる場合の例であり、第２変形例は調整手段としてスライダを用いる場合の例である。 FIG. 8A is an explanatory diagram showing a first modified example of the adjusting means for adjusting the quality of the wire, and FIG. 8B is an explanatory diagram showing a second modified example. The first modification is an example in which a dial is used as the adjusting means, and the second modification is an example in which a slider is used as the adjusting means.
図８（ａ）および図８（ｂ）には、２種の管電圧のそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合いを独立に調整する場合の例を示した。この場合、第１変形例では、低エネルギー用線質調整ダイヤル１７１には第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の合成度合いが割り当てられ、高エネルギー用線質調整ダイヤル１７２には第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の合成度合いが割り当てられる。第２変形例では、低エネルギー用線質調整スライダ１７１に第１画像データＩＤ１の合成度合いが割り当てられ、高エネルギー用線質調整スライダ１７２に第２画像データＩＤ２の合成度合いが割り当てられる。線質調整用の調整手段の第１変形例および第２変形例によれば、ユーザは、第１画像データＩＤ１の合成度合いと第２画像データＩＤ２の合成度合いとを互いに独立に自由に設定することができる。
FIG. 8A and FIG. 8B show an example in which the respective synthesis degrees of the first image data ID1 and the second image data ID2 corresponding to the two types of tube voltages are independently adjusted. It was In this case, in the first modification, the low-energy beam
なお、調整手段としてダイヤルを用いる場合は、インクリメンタル型のロータリエンコーダを利用してもよいし、アブソリュート型のロータリエンコーダやポテンショメータを利用してもよい。 When a dial is used as the adjusting means, an incremental type rotary encoder may be used, or an absolute type rotary encoder or potentiometer may be used.
なお、輝度およびコントラストの調整は、合成処理の前に第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１にもとづくＸ線画像と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２にもとづくＸ線画像とのそれぞれに対して別々に行ってもよいし、合成処理の後に合成処理で生成されたＸ線画像に対して行ってもよい。 The brightness and contrast are adjusted based on the X-ray image based on the first image data ID1 corresponding to the first tube voltage kV1 and the second image data ID2 corresponding to the second tube voltage kV2 before the combining process. It may be performed separately for each X-ray image, or may be performed for the X-ray image generated by the combining process after the combining process.
Ｘ線診断装置１００の画像生成回路１２は、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを画像メモリ装置１１から取得し、これらの画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成してＸ線画像モニタ１３に表示させることができる。
The
このため、たとえば本実施形態に係るＸ線診断装置１００を用いて胸部レントゲン検査を行った場合、ユーザは、まず、線質調整ダイヤル１７を右いっぱいにまわして高い第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２にもとづくＸ線画像を表示させることで、当初意図していた肺野を観察することができる。
Therefore, for example, when performing a chest X-ray examination using the X-ray
また、当該Ｘ線画像において肺野以外の臓器に異常を認めた場合、ユーザは、Ｘ線撮影をやり直さずとも、線質調整ダイヤル１７を左に回していくだけで、当該臓器に適した線質のＸ線であたかも実際にＸ線撮影を行ったかのようなＸ線画像を観察することができる。したがって、Ｘ線診断装置１００によれば、Ｘ線撮影のやり直しの可能性を大幅に低減することができるとともに、骨組織から軟組織まで広いコントラストが得られ、診断価値の高いＸ線画像をユーザに提供することできる。このため、集団検診等の検査精度を上げ、初期病変の見落としを大幅に低減することができる。
When an abnormality is found in an organ other than the lung field in the X-ray image, the user simply turns the radiation
（５．合成画像の初期画像）
次に、合成画像の初期画像について説明する。上述のとおり、ユーザは、Ｘ線画像操作パッド１４を介して、画像生成回路１２が合成処理によって生成するＸ線画像の輝度、コントラスト、および合成度合いを調整することができる。しかし、このように調整可能な項目が多いと、かえってユーザが調整にとまどってしまう場合が考えられる。そこで、Ｘ線診断装置１００は、これらの調整値の推奨値を自動的に初期値として設定し、これらの初期値にもとづくＸ線画像を初期画像としてＸ線画像モニタ１３に表示させてもよい。
(5. Initial image of composite image)
Next, the initial image of the composite image will be described. As described above, the user can adjust the brightness, contrast, and degree of synthesis of the X-ray image generated by the
まず、輝度とコントラストの推奨値の設定方法については、ピクセルデータのヒストグラムを分析することで推奨値を自動的に決めるなど、従来各種の方法が知られており、これらのうち任意の方法を使用することが可能である。 First, regarding the method of setting the recommended values for brightness and contrast, various methods have been known in the past, such as automatically determining the recommended values by analyzing the histogram of pixel data.Use any of these methods. It is possible to
一方、合成度合いについては、通常の画像処理にはない概念であることと、病変の有無を判断する上で重要な意味を持つことから、推奨値の決定方法には工夫が必要となる。 On the other hand, the degree of synthesis is a concept that does not exist in normal image processing, and has an important meaning in determining the presence or absence of a lesion, so that a method of determining a recommended value requires some ingenuity.
合成度合いの推奨値の決定方法の１つは、新しい合成画像をＸ線画像モニタ１３に呼び出したときＸ線撮影の撮影部位および撮影目的の少なくとも一方にもとづいて合成度合いの初期値を推奨値として設定し、この初期値にもとづいて合成処理を行って合成画像の初期画像を表示する方法である。たとえば、上記の２種の管電圧を用いて胸部レントゲン撮影が行われた場合は、画像生成回路１２は、合成度合いの初期値は第１画像データＩＤ１が０％、第２画像データＩＤ２が１００％と設定するとよい。ユーザは、この初期画像を観察しながら、線質調整ダイヤル１７を操作することで、従来見落としていた病変を発見することが可能となる。
One of the methods for determining the recommended value of the degree of synthesis is to set the initial value of the degree of synthesis as the recommended value based on at least one of the imaged region of X-ray photography and the purpose of image pickup when a new synthesized image is called up on the
また、最近、Ｘ線診断装置にはアナトミカルプログラムを利用可能なものがある。アナトミカルプログラムには、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方の情報と、管電圧などの撮影条件とが含まれており、ユーザは撮影部位や撮影目的を選択するだけで、当該部位や目的に適した撮影条件を利用できる。Ｘ線診断装置１００は、このアナトミカルプログラムを利用可能であってもよい。この場合、画像生成回路１２は、選択されたアナトミカルプログラムに含まれる撮影部位および撮影目的の少なくとも一方の情報にもとづいて合成度合いの初期値を設定することができる。
Recently, some X-ray diagnostic apparatuses can use an anatomical program. The anatomical program includes information about at least one of the imaging site and the imaging purpose, and imaging conditions such as tube voltage, and the user only needs to select the imaging site or the imaging purpose and the Shooting conditions can be used. The X-ray
また、Ｘ線診断装置１００がアナトミカルプログラム方式の場合は、アナトミカルプログラムに含まれる撮影条件の管電圧を、Ｘ線撮影中に切り替えられる複数種の管電圧とするとともに、これらの管電圧の値を、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方に応じて設定しておくとよい。この場合、ユーザは撮影部位や撮影目的を選択するだけで、当該部位や目的に適した複数種の管電圧のそれぞれにもとづく画像データを分類して保存させることができるとともに、これらの画像データを合成処理して生成したＸ線画像を観察することができる。
When the X-ray
（５．病変を含む合成画像）
また、ユーザは、Ｘ線画像操作パッド１４を介して、合成度合いを調整することができるが、これは、１回のＸ線撮影を行うだけで、合成度合いを調整した多数の合成画像をユーザが観察可能であることを意味する。たとえ２種の管電圧しか用いなかったとしても、図７（ａ）および図７（ｂ）に示した変形例のように各画像データの合成度合いを独立に調整可能な場合、合成度合いが１０段階ずつだったとしても、１００通りの合成画像が生成可能となる。しかし、観察可能な合成画像の数が多くなると、ユーザが読影に要する時間が長くなってしまうことがある。
(5. Synthetic image including lesion)
Further, the user can adjust the degree of composition through the X-ray
そこで、画像生成回路１２は、合成度合いの組み合わせにより生成される多数のＸ線画像から、機械学習を用いて、病変を含むＸ線画像を自動的に抽出してユーザに提示してもよい。機械学習としては、ＣＮＮ（畳み込みニューラルネットワーク）や畳み込み深層信念ネットワーク（ＣＤＢＮ：Convolutional Deep Belief Network）などの、多層のニューラルネットワークを用いた深層学習を用いてもよい。
Therefore, the
以下の説明では、画像生成回路１２が深層学習を用いて病変を含むＸ線画像を自動的に抽出する場合の例を示す。
In the following description, an example in which the
図９は、画像生成回路１２の一構成例を示すブロック図である。深層学習を利用する場合、図９に示すように、画像生成回路１２のプロセッサは、取得機能１２１および病変画像出力機能１２２を実現する。これらの各機能は、それぞれプログラムの形態で記憶回路に記憶されている。
FIG. 9 is a block diagram showing a configuration example of the
取得機能１２１は、管電圧ごとに分類された画像データを取得する。
The
病変画像出力機能１２２は、管電圧ごとの画像データにもとづいて、画像データごとの合成度合いが互いに異なる複数のＸ線画像から病変を含むＸ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、管電圧ごとの画像データを入力することで、病変を含むＸ線画像を出力する。病変画像出力機能１２２は、処理部の一例である。
The lesion
以下の説明では、画像生成回路１２が第１の管電圧ｋＶ１および第２の管電圧ｋＶ２のそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１および第２画像データＩＤ２を用いる場合の例を示す。
In the following description, an example will be described in which the
図１０は、病変画像出力機能１２２の学習時におけるデータフローの一例を示す説明図である。
FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating an example of a data flow when learning the lesion
病変画像出力機能１２２は、トレーニングデータを多数入力されて深層学習を行うことにより、パラメータデータ２２を逐次的に更新する。
The lesion
トレーニングデータは、トレーニング入力データ群３１を構成する第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２の組み３１１、３１２、３１３、・・・、と、画像データの組みに対応する確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、により構成された教師データ群４１と、の組みからなる。確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、のそれぞれは、対応する画像データの組の合成度合いが互いに異なる複数のＸ線画像に対する読影により実際に病変を含むと確定診断されたＸ線画像を少なくとも含み、さらに当該病変を含むＸ線画像における病変の位置を示すアノテーションや、当該病変を含むＸ線画像における合成度合いの情報を含んでもよい。
The training data includes the
病変画像出力機能１２２は、トレーニングデータが与えられるごとに、第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２の組み３１１、３１２、３１３、・・・、をニューラルネットワーク２１で処理した結果が確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、に近づくようにパラメータデータ２２を更新していく、いわゆる学習を行う。一般に、パラメータデータ２２の変化割合が閾値以内に収束すると、学習は終了と判断される。以下、学習後のパラメータデータ２２を特に学習済みパラメータデータ２２ｔという。
The lesion
図１１は、病変画像出力機能１２２の運用時におけるデータフローの一例を示す説明図である。運用時には、病変画像出力機能１２２は、画像メモリ装置１１から読影対象となる被検体６を実際にＸ線撮影して得られた第１の管電圧ｋＶ１に対応する画像データ５１および第２の管電圧ｋＶ２に対応する画像データ５２を入力され、学習済みモデル２０を用いて病変を含む合成画像６１を出力する。そして、画像生成回路１２は、この病変を含む合成画像６１をＸ線画像モニタ１３に表示し、ユーザに提示する。図１１には、学習済みモデル２０がさらに、病変の位置を示すアノテーション６１ａと病変を含む合成画像６１における合成度合いの情報６２を出力する場合の例を示した。
FIG. 11 is an explanatory diagram showing an example of a data flow during operation of the lesion
なお、ニューラルネットワーク２１と学習済みパラメータデータ２２ｔは、学習済みモデル２０を構成する。ニューラルネットワーク２１は、プログラムの形態でＸ線診断装置１００の記憶回路に記憶される。学習済みパラメータデータ２２ｔは、Ｘ線診断装置１００の記憶回路に記憶されてもよいし、ネットワークを介してＸ線診断装置１００と接続された記憶媒体に記憶されてもよい。学習済みモデル２０（ニューラルネットワーク２１と学習済みパラメータデータ２２ｔ）がＸ線診断装置１００の記憶回路に記憶される場合、画像生成回路１２のプロセッサにより実現される、処理部の一例としての病変画像出力機能１２２は、Ｘ線診断装置１００の記憶回路から学習済みモデル２０を読み出して実行することで、第１の管電圧ｋＶ１に対応する画像データ５１および第２の管電圧ｋＶ２に対応する画像データ５２にもとづいて病変を含む合成画像６１を出力する。
The
なお、学習済みモデル２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路によって構築されてもよい。
The learned
画像生成回路１２が学習済みモデル２０を用いて病変を含むＸ線画像を自動的に抽出する場合、集団検診で得られる大量のＸ線画像であっても、自動的に病変を含む合成画像のサーベイを行って表示できる。このため、集団検診等の検査精度をさらに上げ、初期病変の見落としをさらに大幅に低減することができる。
When the
なお、画像生成回路１２、Ｘ線画像モニタ１３、およびＸ線画像操作パッド１４は、画像処理装置としてＸ線診断装置１００とは独立に設けられてもよい。この場合、画像処理装置は、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを、Ｘ線診断装置１００の画像メモリ装置１１から、あるいはネットワークを介して接続された画像サーバなどのネットワーク上の記憶回路から、取得すればよい。
The
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得することができる。 According to at least one embodiment described above, image data corresponding to each of a plurality of types of tube voltages can be easily acquired by one X-ray imaging.
なお、上記実施形態において、「プロセッサ」という文言は、たとえば、専用または汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、または、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（たとえば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、およびＦＰＧＡ）等の回路を意味するものとする。プロセッサは、記憶媒体に保存されたプログラムを読み出して実行することにより、各種機能を実現する。 In the above-described embodiment, the word “processor” means, for example, a dedicated or general-purpose CPU (Central Processing Unit), GPU (Graphics Processing Unit), or an application-specific integrated circuit (ASIC), A circuit such as a programmable logic device (for example, a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and an FPGA) is meant. The processor realizes various functions by reading and executing the program stored in the storage medium.
また、上記実施形態では処理回路の単一のプロセッサが各機能を実現する場合の例について示したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサが各機能を実現してもよい。また、プロセッサが複数設けられる場合、プログラムを記憶する記憶媒体は、プロセッサごとに個別に設けられてもよいし、１つの記憶媒体が全てのプロセッサの機能に対応するプログラムを一括して記憶してもよい。 Further, in the above embodiment, an example in which a single processor of the processing circuit realizes each function has been described, but a processing circuit is configured by combining a plurality of independent processors, and each processor realizes each function. Good. When a plurality of processors are provided, the storage medium for storing the program may be provided individually for each processor, or one storage medium collectively stores the programs corresponding to the functions of all the processors. Good.
なお、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples, and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the invention described in the claims and equivalents thereof as well as included in the scope and the gist of the invention.
２ 制御回路
３ Ｘ線高電圧発生器
４ Ｘ線管
６ 被検体
７ ＡＥＣディテクタ
８ Ｘ線画像センサ
９ａ 積分器
１０ 画像信号切り替えスイッチ
１１ 画像メモリ装置
１２ 画像生成回路
１３ Ｘ線画像モニタ
１４ Ｘ線画像操作パッド
１５ 輝度調整ダイヤル
１６ コントラスト調整ダイヤル
１７ 線質調整ダイヤル
２０ 学習済みモデル
１００ Ｘ線診断装置
１１１ 画像メモリ
１１２ 画像メモリ
１２１ 取得機能
１２２ 病変画像出力機能
2 control circuit 3 X-ray
Claims (14)
前記Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、
前記被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線にもとづく画像データを出力するＸ線画像センサと、
前記被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力するＡＥＣ検出器と、
前記ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に前記出力電圧を第１の電圧から前記第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御する制御部と、
前記制御部に制御されて、前記Ｘ線画像センサが出力する画像データを、前記出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる分類保存部と、
を備えたＸ線診断装置。 An X-ray high voltage generator for generating a high voltage,
An X-ray tube to which the output voltage of the X-ray high voltage generator is applied and which irradiates the subject with X-rays;
An X-ray image sensor for detecting X-rays transmitted through the subject and outputting image data based on the detected X-rays;
An AEC detector that detects X-rays transmitted through the subject and outputs a signal according to the intensity of the detected X-rays;
The X-ray high voltage generator is configured to switch the output voltage from the first voltage to a second voltage different from the first voltage during X-ray imaging based on the history of the output signal of the AEC detector. A control unit for controlling,
A classification storage unit that is controlled by the control unit to classify the image data output by the X-ray image sensor for each value of the output voltage and store the classified image data in a storage unit.
X-ray diagnostic apparatus equipped with.
Ｘ線撮影開始時には前記第１の電圧を出力し、前記ＡＥＣ検出器の出力信号のＸ線撮影開始からの積算値が第１の閾値を超えると前記第２の電圧に前記出力電圧を切り替え、前記積算値が前記第１の閾値よりも大きい第２の閾値を超えると高電圧出力を停止するよう、前記Ｘ線高電圧発生器を制御し、
前記第１の閾値と、前記第２の閾値と前記第１の閾値の差とは、ほぼ１：１の関係である、
請求項１記載のＸ線診断装置。 The control unit is
When the X-ray imaging is started, the first voltage is output, and when the integrated value of the output signal of the AEC detector from the start of the X-ray imaging exceeds a first threshold value, the output voltage is switched to the second voltage, Controlling the X-ray high voltage generator so as to stop the high voltage output when the integrated value exceeds a second threshold value that is larger than the first threshold value;
The first threshold value and the difference between the second threshold value and the first threshold value have a relationship of approximately 1:1.
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1.
前記積算値が前記第１の閾値よりも大きく前記第２の閾値よりも小さい第３の閾値を超えると、前記第１の電圧および前記第２の電圧とは異なる第３の電圧に前記出力電圧を切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御し、
前記第１の閾値と、前記第３の閾値と前記第１の閾値の差と、前記第２の閾値と前記第３の閾値の差とは、ほぼ１：１：１の関係である、
請求項２記載のＸ線診断装置。 The control unit further includes
When the integrated value exceeds a third threshold value that is larger than the first threshold value and smaller than the second threshold value, the output voltage becomes a third voltage different from the first voltage and the second voltage. Control the X-ray high voltage generator to switch
The first threshold value, the difference between the third threshold value and the first threshold value, and the difference between the second threshold value and the third threshold value have a relationship of approximately 1:1:1.
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 2.
前記分類保存部は、
前記Ｘ線画像センサと前記複数の記憶部のそれぞれとを択一的に接続する切替手段を含み、
前記制御部は、
前記出力電圧の切り替えと同期して前記切替手段を制御し、前記画像データを前記出力電圧の値ごとに異なる記憶部に保存させることにより、前記出力電圧の値ごとに前記画像データを分類する、
請求項１ないし３のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。 Further comprising a plurality of storage units,
The classification storage unit is
A switching unit that selectively connects the X-ray image sensor and each of the plurality of storage units;
The control unit is
By controlling the switching unit in synchronization with the switching of the output voltage and storing the image data in different storage units for each value of the output voltage, the image data is classified for each value of the output voltage.
The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3.
をさらに備えた請求項１ないし４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。 An image generation unit that generates an X-ray image and displays the X-ray image on the display unit by combining the image data corresponding to each of the output voltage values.
The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4, further comprising:
をさらに備え、
前記画像生成部は、
前記合成度合い受付部を介してユーザに指示された合成度合いにもとづいて前記合成処理を行う、
請求項５記載のＸ線診断装置。 A combination degree receiving unit for receiving a setting instruction from the user regarding the combination degree for each of the image data in the combination processing,
Further equipped with,
The image generation unit,
Performing the synthesizing process based on the synthesizing degree instructed by the user via the synthesizing degree receiving unit,
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 5.
ユーザの操作量に応じた信号を出力する調整手段を含み、
前記画像生成部は、
前記調整手段の操作量と、前記合成度合いと、をあらかじめ関連付けた関連付け情報にもとづいて、ユーザによる前記調整手段の操作量に応じて前記合成処理を行う、
請求項６記載のＸ線診断装置。 The synthesis degree receiving unit,
Including adjusting means for outputting a signal according to a user's operation amount,
The image generation unit,
Based on the association information in which the operation amount of the adjusting unit and the combination degree are associated in advance, the combining process is performed according to the operation amount of the adjusting unit by the user.
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 6.
前記調整手段を複数含み、
複数の前記調整手段のそれぞれの操作量は、前記画像データのそれぞれの前記合成度合いに独立に関連付けられる、
請求項７記載のＸ線診断装置。 The synthesis degree receiving unit,
Including a plurality of the adjusting means,
The operation amount of each of the plurality of adjustment units is independently associated with each of the synthesis degrees of the image data,
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 7.
Ｘ線撮影の撮影部位および撮影目的の少なくとも一方にもとづいて前記合成処理における前記画像データごとの前記合成度合いの初期値を設定し、前記合成度合いの初期値にもとづいて前記Ｘ線画像の初期画像を生成して前記表示部に表示させる、
請求項６ないし８のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。 The image generation unit,
An initial value of the synthesis degree is set for each of the image data in the synthesis processing based on at least one of a radiographed region of X-ray photography and an imaging purpose, and the initial image of the X-ray image is set based on the initial value of the synthesis degree. Is generated and displayed on the display unit,
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 6.
アナトミカルプログラムにもとづいてＸ線撮影中に前記出力電圧を切り替えてＸ線撮影が実行されると、前記アナトミカルプログラムに含まれる情報にもとづいて前記画像データごとの前記合成度合いの初期値を設定する、
請求項９記載のＸ線診断装置。 The image generation unit,
When the X-ray imaging is performed by switching the output voltage during X-ray imaging based on the anatomical program, the initial value of the synthesis degree for each image data is set based on the information included in the anatomical program.
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 9.
請求項１０記載のＸ線診断装置。 The anatomical program includes information associating at least one of the imaging region and the imaging purpose with the imaging condition, and the imaging condition is set according to at least one of the imaging region and the imaging purpose. The value of the output voltage that is switched during shooting is included.
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 10.
前記出力電圧の値ごとに分類された、前記Ｘ線画像センサの出力する前記画像データを取得する取得部と、
前記出力電圧の値ごとの前記画像データにもとづいて、前記画像データごとの前記合成度合いが互いに異なる複数の前記Ｘ線画像から病変を含む前記Ｘ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、前記出力電圧の値ごとの前記画像データを入力することで前記病変を含む前記Ｘ線画像を出力する処理部と、
を含み、前記処理部により出力された前記病変を含む前記Ｘ線画像を前記表示部に表示させる、
請求項６ないし１１のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。 The image generation unit,
An acquisition unit that acquires the image data output by the X-ray image sensor, which is classified for each value of the output voltage;
Based on the image data for each value of the output voltage, with respect to the learned model for extracting and outputting the X-ray image including a lesion from the plurality of X-ray images having different synthesis degrees for each of the image data And a processing unit that outputs the X-ray image including the lesion by inputting the image data for each value of the output voltage,
And displaying the X-ray image including the lesion output by the processing unit on the display unit,
The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 6 to 11.
前記被検体を透過したＸ線をＸ線画像センサが検出するステップと、
前記被検体を透過したＸ線をＡＥＣ検出器が検出するステップと、
前記ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴に応じて、Ｘ線撮影中に前記出力電圧を第１の電圧から前記第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御するステップと、
前記Ｘ線画像センサが出力する画像データを、前記出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存するステップと、
を備えたＸ線診断装置の制御方法。 Irradiating the subject with X-rays from the X-ray tube to which the output voltage of the X-ray high voltage generator is applied;
An X-ray image sensor detecting X-rays transmitted through the subject,
An AEC detector detecting X-rays transmitted through the subject,
The X-ray high voltage generator is configured to switch the output voltage from the first voltage to a second voltage different from the first voltage during X-ray imaging according to the history of the output signal of the AEC detector. Controlling steps,
A step of classifying image data output by the X-ray image sensor for each value of the output voltage, and storing the image data in a storage unit;
A method for controlling an X-ray diagnostic apparatus comprising:
前記合成処理における前記画像データごとの合成度合いについてのユーザからの設定指示を受け付けるための合成度合い受付部、と
を備え、
前記画像生成部は、
前記合成度合い受付部を介してユーザに指示された合成度合いにもとづいて前記合成処理を行うことにより、前記Ｘ線画像を生成して前記表示部に表示させる、
画像処理装置。 An X-ray high voltage generator for generating a high voltage, an X-ray tube for applying an output voltage of the X-ray high voltage generator to irradiate a subject with X-rays, and an X-ray transmitted through the subject. An X-ray image sensor for detecting X, an AEC detector for detecting X-rays transmitted through the subject, and a history of output signals of the AEC detector according to a history of output signals of the AEC detector. A control unit that controls the X-ray high-voltage generator so as to switch from a voltage to a second voltage different from the first voltage; and image data output by the X-ray image sensor under the control of the control unit. , A classification storage unit that classifies each output voltage value and stores it in a storage unit, and synthesizes the image data corresponding to each output voltage value generated by the X-ray diagnostic apparatus. As a result, an image generation unit that generates an X-ray image and displays it on the display unit,
A composition degree receiving unit for receiving a setting instruction from the user regarding the composition degree for each of the image data in the composition processing,
The image generation unit,
The X-ray image is generated and displayed on the display unit by performing the synthesizing process based on the synthesizing degree instructed by the user via the synthesizing degree receiving unit.
Image processing device.
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