JP2869975B2 - 放射線像受像装置 - Google Patents
放射線像受像装置Info
- Publication number
- JP2869975B2 JP2869975B2 JP63140742A JP14074288A JP2869975B2 JP 2869975 B2 JP2869975 B2 JP 2869975B2 JP 63140742 A JP63140742 A JP 63140742A JP 14074288 A JP14074288 A JP 14074288A JP 2869975 B2 JP2869975 B2 JP 2869975B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- pulse
- circuit
- circuits
- ray
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims description 29
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 24
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 4
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 12
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 11
- 238000000034 method Methods 0.000 description 11
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 6
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 238000002083 X-ray spectrum Methods 0.000 description 3
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 3
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- 238000000411 transmission spectrum Methods 0.000 description 3
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 2
- 229910004613 CdTe Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 1
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000002708 enhancing effect Effects 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000010399 physical interaction Effects 0.000 description 1
- 210000000689 upper leg Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ＜産業上の利用分野＞ 本発明は、例えば医療分野において人体組織等の観察
等に用いられる、Ｘ線等の放射線を利用して対象物の像
を得るための装置に関する。
等に用いられる、Ｘ線等の放射線を利用して対象物の像
を得るための装置に関する。
＜従来の技術＞ 放射線を利用して対象物の像を得る技術で、最も広く
利用されているものは医療用のＸ線写真である。その概
略の原理は、Ｘ線管焦点から放射され直進するＸ線が、
被検体の目的部分を透過する過程において、透過部分の
密度，元素組成，厚さの違い等によってその一部が光電
効果やコンプトン効果等の物理的相互作用による吸収，
散乱という減弱作用を受け、その結果、透過後のＸ線の
分布に強度差が生じ、これを写真濃度の濃淡分布として
フィルム上に再現するものである。
利用されているものは医療用のＸ線写真である。その概
略の原理は、Ｘ線管焦点から放射され直進するＸ線が、
被検体の目的部分を透過する過程において、透過部分の
密度，元素組成，厚さの違い等によってその一部が光電
効果やコンプトン効果等の物理的相互作用による吸収，
散乱という減弱作用を受け、その結果、透過後のＸ線の
分布に強度差が生じ、これを写真濃度の濃淡分布として
フィルム上に再現するものである。
また、このような濃淡分布をフィルム上に表現する以
外に、イメージインテンシファイア、イメージングプレ
ート、半導体撮像素子等を用いて、CRT上に表現する技
術もある。
外に、イメージインテンシファイア、イメージングプレ
ート、半導体撮像素子等を用いて、CRT上に表現する技
術もある。
＜発明が解決しようとする課題＞ 上述した各技術を用いて、診断の目的に沿ったＸ線像
を得るためには、その対象あるいは部位に応じてＸ線の
撮影条件を定めなければならない。ところが、Ｘ線管か
ら発生するＸ線が単色でなく連続分布を持っていること
や、対象物組成が極めて複雑であること等から、管電
圧，管電流，撮影時間，撮影距離，散乱線グリッドの使
用可否等，諸因子を最適な条件に組み合わせることは実
際には非常に困難であって、経験と、複数回の撮影が必
要不可欠であった。
を得るためには、その対象あるいは部位に応じてＸ線の
撮影条件を定めなければならない。ところが、Ｘ線管か
ら発生するＸ線が単色でなく連続分布を持っていること
や、対象物組成が極めて複雑であること等から、管電
圧，管電流，撮影時間，撮影距離，散乱線グリッドの使
用可否等，諸因子を最適な条件に組み合わせることは実
際には非常に困難であって、経験と、複数回の撮影が必
要不可欠であった。
なお、特開昭60−80746号によって提案されている放
射線受像方法は、Ｘ線の濃度分布情報だけでなく、エネ
ルギ情報をも有効に利用しようという観点から、被検体
透過Ｘ線の各パルス波高ごとの濃度分布を得ることを特
徴とするものであるが、各波高ごとの特徴をそれぞれ合
わせ持ったような、より診断の目的に適った画像を得よ
うとする配慮はない。また、この方法によれば、注目す
るパルス波高以外のパルスに関する情報は実質的に除外
してしまうことになり、弁別される波高グループの数が
増すに従って、その各々の情報量は減少し、画質は低下
する。従って、この方法を用いて各波高ごとに良質な画
像を得るためには、結局、撮影時間の増倍が必要とな
り、それに伴う被曝量の増加が問題となる。
射線受像方法は、Ｘ線の濃度分布情報だけでなく、エネ
ルギ情報をも有効に利用しようという観点から、被検体
透過Ｘ線の各パルス波高ごとの濃度分布を得ることを特
徴とするものであるが、各波高ごとの特徴をそれぞれ合
わせ持ったような、より診断の目的に適った画像を得よ
うとする配慮はない。また、この方法によれば、注目す
るパルス波高以外のパルスに関する情報は実質的に除外
してしまうことになり、弁別される波高グループの数が
増すに従って、その各々の情報量は減少し、画質は低下
する。従って、この方法を用いて各波高ごとに良質な画
像を得るためには、結局、撮影時間の増倍が必要とな
り、それに伴う被曝量の増加が問題となる。
本発明の目的は、粗い撮影条件下、つまり最適とはい
えない撮影条件下においても、あるいは撮影時間を長く
することなく、可及的に測定目的に沿った放射線像を、
撮影後に自由に修正しつつ得ることのできる放射線受像
装置を提供することにある。
えない撮影条件下においても、あるいは撮影時間を長く
することなく、可及的に測定目的に沿った放射線像を、
撮影後に自由に修正しつつ得ることのできる放射線受像
装置を提供することにある。
＜課題を解決するための手段＞ 上記の目的を達成するための構成を、実施例に対応す
る第１図、第２図を参照しつつ説明すると、本発明は、
１次元もしくは２次元の放射線検出素子アレイＡを形成
する各放射線検出素子Ｓに対し、１個のパルス増幅器１
と、そのパルス増幅器１の出力パルスをそれぞれ入力し
てそのパルス波高値が任意に設定し得る複数の波高範囲
のいずれにあるかを弁別するための複数の波高弁別回路
2a,2b‥‥，その各波高弁別回路2a,2b‥‥の出力をそれ
ぞれ計数する複数の計数回路3a,3b‥‥と、その各計数
回路3a,3b‥‥の出力にそれぞれ任意に設定し得る重み
を付ける複数の重み付け回路4a,4b‥‥と、その各重み
付け回路4a,4b‥‥の出力を足し合わせる加算回路５を
設け、各放射線検出素子Ｓ‥‥Ｓに対応する各加算回路
5,5‥‥の出力をそれぞれ画素濃淡信号として用いるよ
う構成したことによって特徴づけられる。
る第１図、第２図を参照しつつ説明すると、本発明は、
１次元もしくは２次元の放射線検出素子アレイＡを形成
する各放射線検出素子Ｓに対し、１個のパルス増幅器１
と、そのパルス増幅器１の出力パルスをそれぞれ入力し
てそのパルス波高値が任意に設定し得る複数の波高範囲
のいずれにあるかを弁別するための複数の波高弁別回路
2a,2b‥‥，その各波高弁別回路2a,2b‥‥の出力をそれ
ぞれ計数する複数の計数回路3a,3b‥‥と、その各計数
回路3a,3b‥‥の出力にそれぞれ任意に設定し得る重み
を付ける複数の重み付け回路4a,4b‥‥と、その各重み
付け回路4a,4b‥‥の出力を足し合わせる加算回路５を
設け、各放射線検出素子Ｓ‥‥Ｓに対応する各加算回路
5,5‥‥の出力をそれぞれ画素濃淡信号として用いるよ
う構成したことによって特徴づけられる。
＜作用＞ 放射線検出素子Ｓに入射した放射線は、波高弁別回路
2a,2b‥‥によって、そのエネルギの大きさに応じて複
数のグループに弁別される。各計数回路3a,3b‥‥の出
力は、従って、その素子Ｓに入射した放射線のエネルギ
グループ別の線量を表わすことになる。この計数回路3
a,3b‥‥の出力に所定の重み付けをしたうえでこれらを
加算すると、その加算結果は、上記の重み付けに基づい
て特定のエネルギグループの線量が強調され、あるいは
除去された大きさを持った値をとる。
2a,2b‥‥によって、そのエネルギの大きさに応じて複
数のグループに弁別される。各計数回路3a,3b‥‥の出
力は、従って、その素子Ｓに入射した放射線のエネルギ
グループ別の線量を表わすことになる。この計数回路3
a,3b‥‥の出力に所定の重み付けをしたうえでこれらを
加算すると、その加算結果は、上記の重み付けに基づい
て特定のエネルギグループの線量が強調され、あるいは
除去された大きさを持った値をとる。
以上のような演算を全ての放射線検出素子Ｓ‥‥Ｓに
ついて行い、これを各素子Ｓ‥‥Ｓに対応する画素の濃
度信号として画像を形成すれば、透過放射線の空間分布
に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させた画像
が得られる。
ついて行い、これを各素子Ｓ‥‥Ｓに対応する画素の濃
度信号として画像を形成すれば、透過放射線の空間分布
に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させた画像
が得られる。
＜実施例＞ 本発明の実施例を、以下図面に基づいて説明する。
第１図は本発明実施例の信号処理回路の構成を１個の
放射線検出素子Ｓについて示すブロック図で、第２図は
本発明実施例の全体構成を示す概念図である。
放射線検出素子Ｓについて示すブロック図で、第２図は
本発明実施例の全体構成を示す概念図である。
この例では、放射線源としてＸ線管10を用い、放射線
検出素子ＳとしてCdTe,HgI2等の高原子番号の化合物半
導体を用いた場合を示している。
検出素子ＳとしてCdTe,HgI2等の高原子番号の化合物半
導体を用いた場合を示している。
第２図に示すように、Ｘ線管10には、コントローラ11
により、設定値どうりの電圧，電流が設定時間だけ高圧
電源12から供給され、設定条件どうりのＸ線が被写体13
に向けて照射される。被写体13の後方には、Ｘ線検出素
子Ｓ‥‥Ｓが２次元平面上に並べられたＸ線検出素子ア
レイＡと、その各素子Ｓ‥‥Ｓにそれぞれ対応する信号
処理回路群を備えた回路部14が配置されている。この回
路部14は、後述するように被写体13の透過情報を含んだ
Ｘ線分布を電気パルスの濃度分布に変換し、表示部15に
おいて各検出素子Ｓ‥‥Ｓをそれぞれ画素とする画像と
して表現する構成となっている。
により、設定値どうりの電圧，電流が設定時間だけ高圧
電源12から供給され、設定条件どうりのＸ線が被写体13
に向けて照射される。被写体13の後方には、Ｘ線検出素
子Ｓ‥‥Ｓが２次元平面上に並べられたＸ線検出素子ア
レイＡと、その各素子Ｓ‥‥Ｓにそれぞれ対応する信号
処理回路群を備えた回路部14が配置されている。この回
路部14は、後述するように被写体13の透過情報を含んだ
Ｘ線分布を電気パルスの濃度分布に変換し、表示部15に
おいて各検出素子Ｓ‥‥Ｓをそれぞれ画素とする画像と
して表現する構成となっている。
さて、第１図に示すように各検出素子Ｓ‥‥Ｓにはそ
れぞれ１個のパルス増幅回路１と、複数の波高弁別回路
2a,2b‥‥と、それと同数のパルス計数回路3a,3b‥‥お
よび重み付け回路4a,4b‥‥と、更に１個の加算回路５
が接続されている。
れぞれ１個のパルス増幅回路１と、複数の波高弁別回路
2a,2b‥‥と、それと同数のパルス計数回路3a,3b‥‥お
よび重み付け回路4a,4b‥‥と、更に１個の加算回路５
が接続されている。
各波高弁別回路2a,2b‥‥の波高弁別レベルは、各検
出素子Ｓ‥‥Ｓの信号処理回路に共通の弁別レベル設定
器６によって、それぞれ任意に設定し得るよう構成され
ている。
出素子Ｓ‥‥Ｓの信号処理回路に共通の弁別レベル設定
器６によって、それぞれ任意に設定し得るよう構成され
ている。
また、各重み付け回路4a,4b‥‥の重み係数は、同じ
く各検出素子Ｓ‥‥Ｓの信号処理回路に共通の重み係数
設定回路７によって、それぞれ任意に設定し得るよう構
成されている 各半導体放射線検出素子Ｓ‥‥Ｓには、それぞれ、バ
イアス用電源16により逆バイアスが印加され、これによ
って半導体中に生じる空乏層に入射したＸ線は、種々の
物理的過程を通してそのエネルギに応じた波高の電気パ
ルスを発生する。
く各検出素子Ｓ‥‥Ｓの信号処理回路に共通の重み係数
設定回路７によって、それぞれ任意に設定し得るよう構
成されている 各半導体放射線検出素子Ｓ‥‥Ｓには、それぞれ、バ
イアス用電源16により逆バイアスが印加され、これによ
って半導体中に生じる空乏層に入射したＸ線は、種々の
物理的過程を通してそのエネルギに応じた波高の電気パ
ルスを発生する。
検出素子Ｓからの電気パルスは、パルス増幅回路１に
て増幅・整形され、その波高値が次段の波高弁別回路群
2a,2b‥‥においてあらかじめ設定された弁別レベルと
比較され、パルス計数回路群3a,3bのうち、波高値に見
合ったいずれかに入力し、その計数値を１つ増加させ
る。すなわち、被写体13を透過して検出素子Ｓに入射し
たＸ線の個数は、そのエネルギにより複数のグループに
分けられてグループ別に計数される。
て増幅・整形され、その波高値が次段の波高弁別回路群
2a,2b‥‥においてあらかじめ設定された弁別レベルと
比較され、パルス計数回路群3a,3bのうち、波高値に見
合ったいずれかに入力し、その計数値を１つ増加させ
る。すなわち、被写体13を透過して検出素子Ｓに入射し
たＸ線の個数は、そのエネルギにより複数のグループに
分けられてグループ別に計数される。
そして、各グループ別の計数値は、次段の重み付け回
路群4a,4b‥‥によって、それぞの設定通りの重みが付
けられた後、加算回路５によって合計される。
路群4a,4b‥‥によって、それぞの設定通りの重みが付
けられた後、加算回路５によって合計される。
以上の回路が各検出素子Ｓ‥‥Ｓごとに設けられてお
り、各加算回路５の出力が表示部15での画素濃度値とし
て出力されるよう構成されている。
り、各加算回路５の出力が表示部15での画素濃度値とし
て出力されるよう構成されている。
次に、本発明実施例を用いて人体を被写体とした場合
を例にとって、作用および使用法について説明する。
を例にとって、作用および使用法について説明する。
一般に、***等の軟弱組織では、筋肉，骨等に比べて
Ｘ線の減弱係数が小さいため、比較的低い管電圧（60KV
以下）にて撮影が行なわれる。この場合、Ｘ線減弱の殆
んどが光電効果に起因するものであり、散乱の影響は無
視できると考えて差し支えない。しかし、例えば第３図
に管電圧90KVのときの放射Ｘ線スペクトルの例を示すよ
うに、Ｘ線管10から発生するＸ線のエネルギ分布は単色
ではなく、管電圧に伴って変化する、比較的広い広がり
を持っている。このことが、前記したように診断の目的
に沿った最適な管電圧を設定するのが困難となる所以で
ある。
Ｘ線の減弱係数が小さいため、比較的低い管電圧（60KV
以下）にて撮影が行なわれる。この場合、Ｘ線減弱の殆
んどが光電効果に起因するものであり、散乱の影響は無
視できると考えて差し支えない。しかし、例えば第３図
に管電圧90KVのときの放射Ｘ線スペクトルの例を示すよ
うに、Ｘ線管10から発生するＸ線のエネルギ分布は単色
ではなく、管電圧に伴って変化する、比較的広い広がり
を持っている。このことが、前記したように診断の目的
に沿った最適な管電圧を設定するのが困難となる所以で
ある。
さて、第４図（ａ）および（ｂ）は、それぞれ同じＸ
線を軟部組織に照射したときの、低密度部分および高密
度部分における透過スペクトルを示すグラフである。こ
の第４図（ａ）と（ｂ）を比較すると明らかなように、
低エネルギのＸ線ほど物質による減弱の度合いが大きい
ために、低密度部分と高密度部分との透過Ｘ線の計数差
は、低エネルギ側でより大きくなる。
線を軟部組織に照射したときの、低密度部分および高密
度部分における透過スペクトルを示すグラフである。こ
の第４図（ａ）と（ｂ）を比較すると明らかなように、
低エネルギのＸ線ほど物質による減弱の度合いが大きい
ために、低密度部分と高密度部分との透過Ｘ線の計数差
は、低エネルギ側でより大きくなる。
そこで、このような軟部組織を観察する場合には、弁
別レベル設定器６により、全ての検出素子Ｓ‥‥Ｓの処
理回路において１つの波高弁別回路2aの弁別レベルを第
４図に示すＡからＢに、もう１つの波高弁別回路2bの弁
別レベルをＢ以上に設定して撮影する。ここで、Ａはノ
イズレベルよりやや大きい値、Ｂは照射するＸ線のスペ
クトルのピーク値近傍である。これにより、パルス計数
回路3aは低密度部分でnaL,高密度部分でnaHを、また、
パルス計数回路3bは低密度部分でnbL,高密度部分でnbH
をカウントすることになる。このとき、通常、Ｘ線スペ
クトルの形がほぼ左右対称に近いから、前述した原理に
より、 （naL−naH）＞（nbL−nbH）…… （１） となる。
別レベル設定器６により、全ての検出素子Ｓ‥‥Ｓの処
理回路において１つの波高弁別回路2aの弁別レベルを第
４図に示すＡからＢに、もう１つの波高弁別回路2bの弁
別レベルをＢ以上に設定して撮影する。ここで、Ａはノ
イズレベルよりやや大きい値、Ｂは照射するＸ線のスペ
クトルのピーク値近傍である。これにより、パルス計数
回路3aは低密度部分でnaL,高密度部分でnaHを、また、
パルス計数回路3bは低密度部分でnbL,高密度部分でnbH
をカウントすることになる。このとき、通常、Ｘ線スペ
クトルの形がほぼ左右対称に近いから、前述した原理に
より、 （naL−naH）＞（nbL−nbH）…… （１） となる。
次いで、重み係数設定器７により、重み付け回路4aの
重み係数を に、重み付け回路4bの重み係数を にそれぞれ設定して画像表示する。ただし、ａおよびｂ
は０以上２以下の数値である。
重み係数を に、重み付け回路4bの重み係数を にそれぞれ設定して画像表示する。ただし、ａおよびｂ
は０以上２以下の数値である。
これにより、加算回路５の出力は、対応する検出素子
Ｓに低密度部分を透過したＸ線が入射していれば、 となり、高密度部分を透過したＸ線が入射していれば、 となる。つまり、この検出素子Ｓについての画素濃度信
号は低密度部分ならｎ′L,高密度部分ならｎ′Ｈとなる
わけであるが、その濃度差ｎ′L-Hは、 となる。
Ｓに低密度部分を透過したＸ線が入射していれば、 となり、高密度部分を透過したＸ線が入射していれば、 となる。つまり、この検出素子Ｓについての画素濃度信
号は低密度部分ならｎ′L,高密度部分ならｎ′Ｈとなる
わけであるが、その濃度差ｎ′L-Hは、 となる。
ちなみに、重みを付けない場合（ａ＝ｂ），換言すれ
ばパルス計数回路3aと3bの出力を直接加算回路５に入力
した場合の濃度差nL-Hは、 nL-H＝（naL−naH）＋（nbL−nbH） ……（５） となるが、このnL-Hに比較してｎ′L-Hは、次の（６）
式で示されるΔｎだけ増加する。
ばパルス計数回路3aと3bの出力を直接加算回路５に入力
した場合の濃度差nL-Hは、 nL-H＝（naL−naH）＋（nbL−nbH） ……（５） となるが、このnL-Hに比較してｎ′L-Hは、次の（６）
式で示されるΔｎだけ増加する。
このことは、軟部組織の場合には（１）式が成立するた
め、ａ＞ｂとすることで、最大（ａ＝2,b＝０のと
き）、 （naL−naH）−（nbL−nbH） のコントラストの増大が望めることを証明している。
め、ａ＞ｂとすることで、最大（ａ＝2,b＝０のと
き）、 （naL−naH）−（nbL−nbH） のコントラストの増大が望めることを証明している。
次に、これとは反対に、胸部、腹部、大腿部等のよう
に厚い部分や、骨、臓器等の高密度な部分が含まれてい
る場合には、通常、比較的高い管電圧（60KV以上）にて
撮影を行う必要がある。このような場合、比較的高いエ
ネルギのＸ線が発生し、コンプトン効果の影響を無視で
きなくなってくる。散乱を受けたＸ線はそのエネルギの
一部を物質中の電子に渡すため、最初に持っていたエネ
ルギよりも低いエネルギを持って検出素子Ｓ‥‥Ｓに入
射する。しかし、あまりエネルギが低くなりすぎたもの
は、物質内部で吸収されて検出素子Ｓ‥‥Ｓには到達し
ないため、そのスペクトルは見かけ上第５図に示すよう
になる。
に厚い部分や、骨、臓器等の高密度な部分が含まれてい
る場合には、通常、比較的高い管電圧（60KV以上）にて
撮影を行う必要がある。このような場合、比較的高いエ
ネルギのＸ線が発生し、コンプトン効果の影響を無視で
きなくなってくる。散乱を受けたＸ線はそのエネルギの
一部を物質中の電子に渡すため、最初に持っていたエネ
ルギよりも低いエネルギを持って検出素子Ｓ‥‥Ｓに入
射する。しかし、あまりエネルギが低くなりすぎたもの
は、物質内部で吸収されて検出素子Ｓ‥‥Ｓには到達し
ないため、そのスペクトルは見かけ上第５図に示すよう
になる。
このような部分を観察する場合には、波高弁別回路2a
の弁別レベルを第５図に示すＡからＢ、波高弁別回路2b
の弁別レベルを同じくＢからＣ、更に波高弁別回路2cの
弁別レベルをＣ以上に設定に設定して撮影する。ここ
で、Ａはノイズレベルよりもやや大きい値、Ｂはコンプ
トン散乱の影響が現われてくるエネルギ付近、Ｃは照射
するＸ線のスペクトルのピーク値近傍の値である。
の弁別レベルを第５図に示すＡからＢ、波高弁別回路2b
の弁別レベルを同じくＢからＣ、更に波高弁別回路2cの
弁別レベルをＣ以上に設定に設定して撮影する。ここ
で、Ａはノイズレベルよりもやや大きい値、Ｂはコンプ
トン散乱の影響が現われてくるエネルギ付近、Ｃは照射
するＸ線のスペクトルのピーク値近傍の値である。
これにより、パルス計数回路3a,3bおよび3cはそれぞ
れ第５図に示すようにNa,NbおよびNcをカウントするこ
とになる。
れ第５図に示すようにNa,NbおよびNcをカウントするこ
とになる。
そして画像表示に当っては、減弱の差の大きいＡから
Ｂの領域の計数値Naに、軟部組織の場合と同様、最も大
きい重みを付け、また、散乱の影響が最も大きいＢから
Ｃの領域の計数値Nbには最も小さな重みを付ける。これ
により加算回路５からは、散乱の影響が低減され、か
つ、組織の密度差に基づく吸収の違いが強調された下記
の（７）式に示す重み付き画素濃度Ｎ′が出力される。
Ｂの領域の計数値Naに、軟部組織の場合と同様、最も大
きい重みを付け、また、散乱の影響が最も大きいＢから
Ｃの領域の計数値Nbには最も小さな重みを付ける。これ
により加算回路５からは、散乱の影響が低減され、か
つ、組織の密度差に基づく吸収の違いが強調された下記
の（７）式に示す重み付き画素濃度Ｎ′が出力される。
このように、高い管電圧の場合でも、散乱線の影響が
少なく、コントラストの良い画像が得られる。
少なく、コントラストの良い画像が得られる。
以上の本発明実施例において、重み係数は、各波高弁
別レベルを設定した状態での単純撮影後、得られた画像
を見ながら設定することが可能であり、容易に診断目的
に合致した画像を得ることができる。
別レベルを設定した状態での単純撮影後、得られた画像
を見ながら設定することが可能であり、容易に診断目的
に合致した画像を得ることができる。
なお、本発明は、検出素子の種類や配置方法に関して
は種々の変形が可能である。
は種々の変形が可能である。
すなわち、検出素子としては、エネルギの計測が可能
なものであればよく、例えばシンチレータ,MWPC等に置
換することができる。
なものであればよく、例えばシンチレータ,MWPC等に置
換することができる。
また、配置方法としては、第２図に示したような面状
の配置以外の２次元配置として、例えば第６図に示すよ
うに、素子Ｓと回路部61を基板62上に実装したもの相互
にずらせて集合させ、全体として素子Ｓ‥‥Ｓを段階状
に配置する方法を採用することができる。あるいは、第
７図に示すように、素子Ｓ‥‥Ｓを直線または弧状に配
置していわゆる１次元アレイ71を形成し、この１次元ア
レイ71を、Ｘ線管72と被写体73の間に介在させたスリッ
ト74と連動させて、素子Ｓ‥‥Ｓの配列方向と直向する
方向に一定間隔ずつ動かし、その都度一定時間づつ測定
・データ伝送を繰り返すことにより、２次元画像を得る
方法をも採用することができる。
の配置以外の２次元配置として、例えば第６図に示すよ
うに、素子Ｓと回路部61を基板62上に実装したもの相互
にずらせて集合させ、全体として素子Ｓ‥‥Ｓを段階状
に配置する方法を採用することができる。あるいは、第
７図に示すように、素子Ｓ‥‥Ｓを直線または弧状に配
置していわゆる１次元アレイ71を形成し、この１次元ア
レイ71を、Ｘ線管72と被写体73の間に介在させたスリッ
ト74と連動させて、素子Ｓ‥‥Ｓの配列方向と直向する
方向に一定間隔ずつ動かし、その都度一定時間づつ測定
・データ伝送を繰り返すことにより、２次元画像を得る
方法をも採用することができる。
更に、本発明の受像装置の思想は、Ｘ線CT等にも応用
し得ることは勿論であるし、あるいはＸ線以外のγ線等
に対しても有効であることは言うまでもない。
し得ることは勿論であるし、あるいはＸ線以外のγ線等
に対しても有効であることは言うまでもない。
＜発明の効果＞ 以上説明したように、本発明によれば、透過放射線の
空間分布に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳さ
せた画像を得ることができ、最適な撮影条件でない条件
下で単純撮影した後に、注目組織部分のコントラスト強
調や散乱線の除去等、必要に応じて任意に修正すること
ができ、放射線画像による診断の飛躍的な向上をはかる
ことができる。また、このことは同時に、被検体の被曝
線量の低減にもつながり、この点の効果も大きい。
空間分布に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳さ
せた画像を得ることができ、最適な撮影条件でない条件
下で単純撮影した後に、注目組織部分のコントラスト強
調や散乱線の除去等、必要に応じて任意に修正すること
ができ、放射線画像による診断の飛躍的な向上をはかる
ことができる。また、このことは同時に、被検体の被曝
線量の低減にもつながり、この点の効果も大きい。
第１図は本発明実施例の信号処理回路の構成を１個の放
射線検出素子Ｓについて示すブロック図、 第２図はその全体構成を示す概念図である。 第３図は放射Ｘ線スペクトルの例を示すグラフ、 第４図は軟部組織における密度の相違による透過スペク
トルの差を示すグラフ、 第５図はコンプトン効果の影響がある場合の透過スペク
トルを示すグラフである。 第６図および第７図はそれぞれ本発明の他の実施例の説
明図である。 １……パルス増幅回路 2a,2b……波高弁別回路 3a,3b……パルス計数回路 4a,4b……重み付け回路 ５……加算回路 ６……弁別レベル設定器 ７……重み係数設定器 10……Ｘ線管 13……被写体 14……回路部 15……表示部 Ａ……Ｘ線検出素子アレイ Ｓ……Ｘ線検出素子
射線検出素子Ｓについて示すブロック図、 第２図はその全体構成を示す概念図である。 第３図は放射Ｘ線スペクトルの例を示すグラフ、 第４図は軟部組織における密度の相違による透過スペク
トルの差を示すグラフ、 第５図はコンプトン効果の影響がある場合の透過スペク
トルを示すグラフである。 第６図および第７図はそれぞれ本発明の他の実施例の説
明図である。 １……パルス増幅回路 2a,2b……波高弁別回路 3a,3b……パルス計数回路 4a,4b……重み付け回路 ５……加算回路 ６……弁別レベル設定器 ７……重み係数設定器 10……Ｘ線管 13……被写体 14……回路部 15……表示部 Ａ……Ｘ線検出素子アレイ Ｓ……Ｘ線検出素子
Claims (1)
- 【請求項１】入射放射線のエネルギ計測が可能な放射線
検出素子を複数個１次元もしくは２次元状に配列してな
る検出素子アレイに、線源からの被写体の透過情報を含
んだ放射線束を入射させて、被写体の放射線像を得る装
置において、上記放射線検出素子のそれぞれに対し、１
個のパルス増幅器と、そのパルス増幅器の出力パルスを
それぞれ入力して、そのパルス波高値が任意に設定し得
る複数の波高範囲のいずれにあるかを弁別するための複
数の波高弁別回路と、その各波高弁別回路の出力をそれ
ぞれ計数する複数の計数回路と、その各計数回路の出力
にそれぞれ任意に設定し得る重みを付ける複数の重み付
け回路と、その各重み付け回路の出力を足し合わせる加
算回路を設け、上記各放射線検出素子に対応する各加算
回路の出力をそれぞれ画素濃淡信号として、用いるよう
構成されていることを特徴とする、放射線像受像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63140742A JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63140742A JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01309578A JPH01309578A (ja) | 1989-12-13 |
| JP2869975B2 true JP2869975B2 (ja) | 1999-03-10 |
Family
ID=15275662
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63140742A Expired - Fee Related JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2869975B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020183954A (ja) * | 2019-05-03 | 2020-11-12 | ヴィポテック ゲーエムベーハー | 製品を、特に食料品をｘ線検査する方法および装置 |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4137373C1 (ja) * | 1991-11-13 | 1993-06-17 | Siemens Ag, 8000 Muenchen, De | |
| JP7001327B2 (ja) * | 2019-11-27 | 2022-01-19 | アンリツ株式会社 | 異物検出装置および異物検出方法 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5994046A (ja) * | 1982-11-19 | 1984-05-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線受像装置 |
| JPH0640077B2 (ja) * | 1983-10-12 | 1994-05-25 | 松下電器産業株式会社 | 放射線受像方法 |
-
1988
- 1988-06-08 JP JP63140742A patent/JP2869975B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020183954A (ja) * | 2019-05-03 | 2020-11-12 | ヴィポテック ゲーエムベーハー | 製品を、特に食料品をｘ線検査する方法および装置 |
| JP7101719B2 (ja) | 2019-05-03 | 2022-07-15 | ヴィポテック ゲーエムベーハー | 製品を、特に食料品をｘ線検査する方法および装置 |
| US11493457B2 (en) | 2019-05-03 | 2022-11-08 | Wipotec Gmbh | Method and device for the X-ray inspection of products, in particular foodstuffs |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01309578A (ja) | 1989-12-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7298882B2 (en) | Generalized measure of image quality in medical X-ray imaging | |
| JP2606828B2 (ja) | Ｘ線像を較正する装置 | |
| JP6567094B2 (ja) | 放射線映像の処理方法及び放射線撮影システム | |
| JP2006101926A (ja) | 放射線検出装置、放射線画像診断装置、及び放射線画像の生成方法 | |
| JP6279320B2 (ja) | 放射線撮像デバイスおよび放射線撮像デバイス用の検出器 | |
| Tesic et al. | Full field digital mammography scanner | |
| JP2022084954A (ja) | 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム | |
| JP2019030386A (ja) | 放射線撮像装置および放射線撮像システム | |
| JP4114717B2 (ja) | Ｃｔ装置 | |
| JPH0678216A (ja) | 放射線画像撮影装置および方法 | |
| JP2869975B2 (ja) | 放射線像受像装置 | |
| KR20160056194A (ko) | 다층 구조 평판형 x선 검출기 및 이를 이용한 다중에너지 x선 영상구현방법 | |
| EP1687616B1 (en) | Examination method and apparatus | |
| Bernhardt et al. | Spatial frequency-dependent signal-to-noise ratio as a generalized measure of image quality | |
| Holdsworth et al. | Slot-beam digital mammography using a time-delay integration (TDI) CCD | |
| WO2020012766A1 (ja) | 画像処理装置およびその制御方法 | |
| Ertan et al. | Use of effective detective quantum efficiency to optimise radiographic exposures for chest imaging with computed radiography | |
| Munro et al. | A Digital Fluoroscopic Imaging System for Radiotherapy Localization | |
| Aslamova et al. | The possibilities of the contrast improvement in fluorography image with digital processing | |
| Hilt et al. | New quantum detection system for very low dose X-ray radiology | |
| WO2022185693A1 (ja) | 画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラム | |
| JP7431602B2 (ja) | 画像処理装置及び画像処理方法 | |
| EP4252658A1 (en) | Radiographic image processing method, machine-learning method, trained model, machine-learning preprocessing method, radiographic image processing module, radiographic image processing program, and radiographic image processing system | |
| Plenkovich et al. | Electronic scanning‐slit fluorography: Design and performance of a prototype unit | |
| WO2021044754A1 (ja) | 画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラム |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |