JP4465915B2 - 放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 - Google Patents
放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4465915B2 JP4465915B2 JP2001132315A JP2001132315A JP4465915B2 JP 4465915 B2 JP4465915 B2 JP 4465915B2 JP 2001132315 A JP2001132315 A JP 2001132315A JP 2001132315 A JP2001132315 A JP 2001132315A JP 4465915 B2 JP4465915 B2 JP 4465915B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- radiation
- subject
- imaging
- radiographic
- 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
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims description 93
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 120
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 37
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 27
- 239000011295 pitch Substances 0.000 description 33
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 17
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 17
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 6
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 6
- GGCZERPQGJTIQP-UHFFFAOYSA-N sodium;9,10-dioxoanthracene-2-sulfonic acid Chemical compound [Na+].C1=CC=C2C(=O)C3=CC(S(=O)(=O)O)=CC=C3C(=O)C2=C1 GGCZERPQGJTIQP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 4
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 4
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 4
- 239000000463 material Substances 0.000 description 4
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 3
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 3
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 238000011946 reduction process Methods 0.000 description 3
- BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N Selenium Chemical compound [Se] BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 2
- 238000009548 contrast radiography Methods 0.000 description 2
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 2
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 2
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 2
- 229910052711 selenium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011669 selenium Substances 0.000 description 2
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000004332 silver Substances 0.000 description 2
- -1 silver halide Chemical class 0.000 description 2
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 2
- WUPHOULIZUERAE-UHFFFAOYSA-N 3-(oxolan-2-yl)propanoic acid Chemical compound OC(=O)CCC1CCCO1 WUPHOULIZUERAE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N Molybdenum Chemical compound [Mo] ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000002441 X-ray diffraction Methods 0.000 description 1
- 229910052980 cadmium sulfide Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 1
- 229910000464 lead oxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 229960003671 mercuric iodide Drugs 0.000 description 1
- YFDLHELOZYVNJE-UHFFFAOYSA-L mercury diiodide Chemical compound I[Hg]I YFDLHELOZYVNJE-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011733 molybdenum Substances 0.000 description 1
- 239000011368 organic material Substances 0.000 description 1
- YEXPOXQUZXUXJW-UHFFFAOYSA-N oxolead Chemical compound [Pb]=O YEXPOXQUZXUXJW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052703 rhodium Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010948 rhodium Substances 0.000 description 1
- MHOVAHRLVXNVSD-UHFFFAOYSA-N rhodium atom Chemical compound [Rh] MHOVAHRLVXNVSD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance 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
- Conversion Of X-Rays Into Visible Images (AREA)
- Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Input (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は医用画像を撮影する際に使用する放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
X線などを用いた放射線画像は、病気診断用などの医用画像として多く用いられている。この放射線画像を得るために、被検体を透過したX線を蛍光体層(蛍光スクリーン)に照射し、これにより可視光を生じさせてこの可視光を通常の写真と同様に銀塩を使用したフィルムに照射して現像した、所謂、放射線写真が従来から多く利用されている。
【0003】
しかし、近年、銀塩を塗布したフィルムを使用しないで、蛍光体層から直接画像を取り出す方法が工夫されるようになってきている。この方法としては、被検体を透過した放射線を蛍光体に吸収せしめ、しかる後、この蛍光体をたとえば光又は熱エネルギーで励起することによりこの蛍光体が上記吸収により蓄積している放射線エネルギーを蛍光として放射せしめ、この蛍光を光電変換して画像信号を得る方法がある。すなわち、この蛍光体を放射線画像変換プレートとして使用している。
【0004】
具体的には、たとえば米国特許3,859,527 号及び特開昭55−12144 号公報等に、輝尽性蛍光体を用い可視光線又は赤外線を輝尽励起光とした放射画像変換方法が示されている。この方法は、支持体上に輝尽性蛍光体層を形成した放射画像変換プレートを使用するもので、この放射線画像変換プレートの輝尽性蛍光体層に被検体を透過した放射線を当て、被検体各部の放射線透過度に対応する放射線エネルギーを蓄積させて潜像を形成し、しかる後、この輝尽性蛍光体層を輝尽励起光で走査することによって蓄積された放射線エネルギーを放射させてこれを光に変換し、この光信号を光電変換して放射線画像の撮影データを得るものである。
【0005】
このようにして得られた放射線画像の撮影データは、周波数処理や階調処理といった各種の画像処理を施されて放射線画像撮影データとして、銀塩フィルム,CRT等に出力されて可視化されたり、電子ファイリング装置にファイリングされる。
【0006】
また、以上のような放射線画像変換プレートの代わりに、照射された放射線の線量に応じた電気信号を直接出力する放射線画像ディテクタであるFPD(Flat Panel Detector)や蛍光体とレンズ(またはテーパー)とCCDを用いたものなどが用いられることもある。
【0007】
【発明が解決しようとする課題】
以上のような放射線画像撮影で得られた放射線画像撮影データに基づいて、レーザイメージャにおいて、銀塩感光材料などにレーザビームで画像が形成されてハードコピーとして出力される。
【0008】
通常の放射線画像撮影では、X線管から拡散する放射線が被写体を透過してディテクタに到達するため、被写体とディテクタの距離を離すと、被写体よりも放射線画像撮影データのほうが大きい状態の拡大撮影となる。
【0009】
これまでは、拡大された放射線画像をそのままの大きさで出力することが多かったが、被写体と等倍であるほうが診断しやすいなどの理由から、レーザイメージャなどの出力装置で被写体と同じ大きさの等倍で画像形成出力する必要もある。
【0010】
一方、いろいろなサンプリングピッチの入力装置と出力装置の組み合わせがあることから、放射線画像撮影装置の撮影時の画素サンプリングピッチは、必ずしもレーザイメージャなどの出力装置の画像形成時の画素サンプリングピッチの整数倍にはなっていない。
【0011】
したがって、レーザイメージャで被写体と等倍の画像形成出力を得ようとする場合に、単純補間ではない状態(整数倍以外の比率)で補間が行われる場合もあり、画像の劣化が生じやすい状態になっていた。
【0012】
本発明は以上の課題に鑑みてなされたものであって、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、単純補間ではない状態(整数倍以外の比率)で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能な放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置を実現することを目的とする。
【0013】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決する本発明は以下に示すものである。
【0029】
(1)請求項1記載の発明は、被写体を透過した放射線を放射線ディテクタにより受けて撮影データを放射線画像読み取り手段から出力し、画像処理手段で前記撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成し、位相コントラスト撮影を行う放射線画像撮影方法であって、放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチL、前記放射線画像読み取り手段の入力サンプリングピッチS、により、前記放射線画像読み取り手段で被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率β=S/L・C(ただし、Cは正の整数である定数)、を満たすように、放射線源の位置、前記被写体の位置、または前記放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整し、前記位相コントラスト撮影の際に被写体と等倍で画像形成出力するために、縮小率α(ただし、α<1であり、β=1/α)で縮小する画像処理を行うための制御を制御手段で行う、ことを特徴とする放射線画像撮影方法である。
【0030】
また、請求項2記載の発明は、放射線画像の位相コントラスト撮影を行う放射線画像撮影装置であって、被写体を透過した放射線を放射線ディテクタにより受けて撮影データを出力する放射線画像読み取り手段と、前記放射線画像読み取り手段で得られた撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成する画像処理手段と、放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチL、前記放射線画像読み取り手段の入力サンプリングピッチS、により、前記放射線画像読み取り手段で被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率β=S/L・C(ただし、Cは正の整数である定数)、を満たすように、放射線源の位置、被写体の位置、または放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整し、前記位相コントラスト撮影の際に被写体と等倍で画像形成出力するために、縮小率α(ただし、α<1であり、β=1/α)で縮小する画像処理を行うための制御を行う制御手段と、を有することを特徴とする放射線画像撮影装置である。
【0031】
これらの発明では、被写体を透過した放射線から得た撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成して画像形成出力する際に、放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチL、前記放射線画像読み取り手段の入力サンプリングピッチS、により、前記放射線画像読み取り手段で被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率βについて、β=1/α=S/L・C(ただし、Cは正の整数である定数)、を満たすように、放射線管の位置、被写体の位置、または放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整して被写体と等倍で画像形成出力するために、縮小率α(ただし、α<1であり、β=1/α)で縮小する画像処理を行うための制御を行う。
【0032】
この結果、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、単純補間ではない状態で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【0037】
【発明の実施の形態】
まず、本発明の実施の形態例について図を用いて詳細に説明する。
図1は本発明の第1の実施の形態例の放射線画像撮影装置200の構成を示すブロック図である。なお、放射線画像撮影装置200はネットワーク100に接続されている。
【0038】
また、図1において、300は放射線画像撮影装置200などからの放射線画像データを多数格納することが可能な画像サーバ、400は放射線画像撮影装置200や画像サーバ300からの放射線画像データをハードコピーとして画像形成出力するレーザイメージャである。
【0039】
この第1の実施の形態例では、照射された放射線の線量に応じた電気信号を直接出力する放射線画像ディテクタを撮像パネルとして使用する。
この図1において、コントローラ210では、制御プログラムに基づいて各部の動作を制御するための制御部211、放射線画像読取器240からの撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成する画像処理部212、放射線画像データや各種情報の表示を行う表示部213が、システムバスに接続されている。
【0040】
画像処理部212では、放射線画像読取器240から供給された撮影データDTの照射野認識処理、関心領域設定、正規化処理および階調処理、ならびにこれらの処理の良否判定処理、周波数強調処理、ダイナミックレンジ圧縮処理、縮小処理等を行うものである。
【0041】
図1に示すように、放射線画像撮影装置200において、放射線発生器230はコントローラ210によって制御されており、放射線発生器230内のX線管231から放射された放射線は、被検体5を通して放射線画像読取器240のX線管側に装着されている撮像パネル241に照射される。なお、この場合、X線管231から拡散照射されて被検体5を通過して撮像パネル241に到達するため、被写体とディテクタの距離を離すと、拡大撮影率βの拡大撮影が実行される。この拡大撮影率βは、放射線発生器230、被検体5、撮像パネル241のそれぞれの位置により決定される。
【0042】
また、図2は図1の放射線画像読取器で使用される撮像パネル241の構成を示す構成図である。
ここで、図2により放射線画像読取器240に設けられている撮像パネル241の構成を説明する。この撮像パネル241は所定の剛性を得られるだけの厚みを有する基板を有しており、この基板上には照射された放射線の線量に応じて電気信号を出力する検出素子2413-(1,1)〜2413-(m,n)がマトリクス状に2次元配置されている。また、走査線2411-1〜2411-mと信号線2412-1〜2412-nがたとえば直交するように配設される。
【0043】
撮像パネル241の走査線2411-1〜2411-mは、走査駆動部2414と接続されている。走査駆動部2414から走査線2411-1〜2411-mのうちの1つ走査線2411-p(pは1〜mのいずれかの値)に読出信号RSが供給されると、この走査線2411-pに接続された検出素子から照射された放射線の線量に応じた電気信号SV-1〜SV-nが出力されて、信号線2412-1〜2412-nを介して撮影データ生成回路2415に供給される。
【0044】
この検出素子2413は、照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力するものであればよい。たとえば放射線が照射されたときに電子−正孔対が生成されて抵抗値が変化する光導電層を用いて検出素子が形成されている場合、この光導電層で生成された放射線量に応じた量の電荷が電荷蓄積コンデンサに蓄えられて、この電荷蓄積コンデンサに蓄えられた電荷が電気信号として撮影データ生成回路2415に供給される。なお、光導電層としては暗抵抗値が高いものが望ましく、アモルファスセレン、酸化鉛、硫化カドミウム、ヨウ化第2水銀、または光導電性を示す有機材料(X線吸収コンパウンドが添加された光伝導性ポリマを含む)などが用いられ、特にアモルファスセレンが望ましい。
【0045】
また、検出素子2413が、たとえば放射線が照射されることにより蛍光を生ずるシンチレータ等を用いて形成されている場合、フォトダイオードでこのシンチレータで生じた蛍光強度に基づく電気信号を生成して撮影データ生成回路2415に供給するものとしてもよい。
【0046】
撮影データ生成回路2415では、後述する読取回路242からの出力制御信号SCに基づいて供給された電気信号SVを順次選択して、ディジタルの撮影データDTに変換する。この撮影データDTは読取回路242に供給される。
【0047】
読取回路242はコントローラ210と接続されており、コントローラ210から供給された制御信号CTDに基づいて走査制御信号RCや出力制御信号SCを生成する。この走査制御信号RCが走査駆動部2414に供給されて、走査制御信号RCに基づき走査線2411-1〜2411-mに対しての読出信号RSの供給が行われる。
【0048】
また、出力制御信号SCは撮影データ生成回路2415に供給される。この読取回路242からの走査制御信号RCや出力制御信号SCによって、たとえば撮像パネル41が上述のように(m×n)個の検出素子2413で構成されている場合には、検出素子2413-(1,1)〜2413-(m,n)からの電気信号SVに基づくデータをデータDP(1,1)〜DP(m,n)とすると、データDP(1,1)、DP(1,2)、……DP(1,n)、DP(2,1)、……、DP(m,n)の順として撮影データDTが生成されて、この撮影データDTが撮影データ生成回路2415から読取回路242に供給される。また、読取回路242では、この撮影データDTをコントローラ210に送出する処理も行う。
【0049】
放射線画像読取器240で得られた撮影データDTは、読取回路242を介してコントローラ210に供給される。なお、放射線画像読取器240で得られた画像データをコントローラ210に供給する際に対数変換処理を行った画像データを供給すれば、コントローラ210における放射線画像データの処理を簡単とすることができる。
【0050】
なお、制御部211の制御により、走査駆動回路2414と撮影データ生成回路2415が、複数の隣接する検出素子2413の検出結果を加算することで、放射線画像の読み取りにおける入力サンプリングピッチSについての変更が可能になる。
【0051】
また、図3のように輝尽性蛍光体プレート241Bを読み取りに用いる場合には、制御部211の指示により励起光のビーム径,走査密度,データの読み込み時間間隔を変えることで、読み取りにおける入力サンプリングピッチSを変更することが同様に可能になる。
【0052】
図3に輝尽性蛍光体プレートを用いた放射線画像読取器240の構成例の機械的部分を示す。まず、放射線画像読取器240について説明する。輝尽性蛍光体プレート241Bは左側壁に固定されており、繰り返し使用される。読取ユニット243は、ステッピングモータ等で構成された副走査モータ244Mによるボールネジ244Aの駆動により、ガイドシャフト244Bに沿って移動し、走査線(光ビーム)245を副走査方向にスキャンする。
【0053】
主走査方向のスキャンはポリゴン走査機構243Aにより行われる。ポリゴン走査機構243Aは、ポリゴンと該ポリゴンを回転させる機構を含む。副走査モータ244Mの動作は、副走査モータ制御機構244Cにより制御される。蛍光は集光器243Bにより集光され、フォトマル243Cにより電気信号に変換されるようになっている。
【0054】
LD1はレーザ光源,PD1はフォトセンサであり、原点位置検出センサを構成している。この原点位置検出センサは、読取ユニット243の副走査方向の原点位置を検出するものである。フォトセンサPD1の出力は、副走査モータ制御機構244Cに入力され、副走査モータ制御機構244Cは読取ユニット243の停止位置を制御する。
【0055】
なお、ここでは、読取ユニット243がボールネジ244Aの駆動によって移動するものを例示したが、輝尽性蛍光体プレート241Bが副走査方向に移動するものであってもよい。
図4は走査型レーザ露光装置で構成された画像出力装置としてのレーザイメージャ400の概略構成を模式的に示す斜視図である。なお、ここでは、レーザイメージャを画像出力装置の一例として用いるが、他の各種の出力装置を用いることが可能である。
【0056】
ここで、放射線画像データに応じて生成された発光駆動信号を受けたLD(レーザダイオード)が画素の信号値に応じて発光し、このLD410からのレーザビームがポリゴンミラー420で主走査方向に走査され、銀塩感光材料などの記録媒体430に露光される。なお、LD410とポリゴンミラー420の光学系、あるいは、記録媒体430のいずれかが移動することで副走査方向の走査がなされ、記録媒体430上に放射線画像データに応じた画像形成がなされる。
【0057】
すなわち、この走査型レーザ露光装置のレーザイメージャ400では、画像データによりレーザビーム強度を変調し、従来のハロゲン化銀写真感光材料や熱現象ハロゲン化銀写真感光材に露光したあと適切な現像処理を行うことによって放射線画像のハードコピーが得られるものである。
【0058】
なお、このレーザイメージャ400において、レーザビームの太さ、主走査や副走査の密度が可変に構成されていて、画像形成密度が可変であることが望ましい。または、画像形成密度の異なる複数のレーザイメージャ400が配置されていることも望ましい。すなわち、放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチLの調整が可能なことが望ましい。
【0059】
ここで、第1の実施の形態例の全体の動作説明を行う。
この実施の形態例では、X線管231から照射されて被写体5を透過した放射線を、撮像パネル241で受けて、照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する。そして、撮像パネル241からの電気信号を受けた読取回路242が撮影データを生成する。
【0060】
さらに、この読取回路242からの撮影データを受けた画像処理部212では、放射線画像読取器240から供給された撮影データについて、照射野認識処理、関心領域設定、正規化処理および階調処理、ならびにこれらの処理の良否判定処理、周波数強調処理、ダイナミックレンジ圧縮処理、縮小処理等を行って放射線画像データを生成する。
【0061】
この放射線画像データは、画像サーバ300に供給されて保管されるか、あるいは、レーザイメージャ400に供給されて画像形成されてハードコピーとして出力される。
【0062】
ここで、コントローラ210内の画像処理部212で放射線画像データを処理してイメージャ400で画像形成出力する際に、以下の(1-1)〜(1-3)のような制御を行うようにする。
【0063】
なお、ここでは、撮像パネル241における入力サンプリングピッチをS、イメージャ400の出力サンプリングピッチをL、放射線画像データの縮小率(ディテクタに入射した画像に対する出力画像の大きさの比率)をα(α<1)、正の整数である定数をC、とする。
【0064】
(1-1)入力サンプリングピッチSについての制御:
ここでは、S=(L・C)/α、を満たすように、入力サンプリングピッチSについて調整する制御を制御部211が行う。この場合、制御部211の制御により、走査駆動回路2414と撮影データ生成回路2415が、複数の隣接する検出素子2413の検出結果を加算することで、放射線画像の読み取りにおける入力サンプリングピッチSについての変更が可能になる。たとえば、図2において、1検出素子毎に撮影データを出力するのではなく、2×2の検出素子毎に撮影データを出力することで、入力サンプリングピッチSを2倍とすることができる。すなわち、n×nの検出素子毎に撮影データを出力すれば、入力サンプリングピッチSをn倍とすることができる。
【0065】
また、図3のように輝尽性蛍光体プレート241Bを読み取りに用いる場合には、制御部211の指示により励起光のビーム径や走査密度を変え、またデータの読み込み時間間隔を変えることで、読み取りにおける入力サンプリングピッチSを変更することが同様に可能になる。
【0066】
この結果、入力サンプリングピッチSは撮像パネル241の最小サンプリングピッチから外れることになる可能性も生じるが、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、正の整数Cで単純補間することになり、単純補間ではない状態で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【0067】
(1-2)縮小率αについての制御:
ここでは、α=(L・C)/S、を満たすように、縮小率α(α<1)について調整(αを決定)する制御を制御部211が行う。この場合、制御部211の制御により上記の式を満足するようにαを決定したうえで、αに基づいて画像処理部212での縮小処理を実行する。なお、定数Cを複数選択することが可能な場合は、可能な限り被写体に近い大きさで出力するという観点から、Cが大きな数値となるように選択することが望ましい。
【0068】
この結果、縮小率αが所定の値(たとえば、等倍で画像形成出力をするためのα)から外れる可能性が生じるが、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、正の整数Cで単純補間することになり、単純補間ではない状態で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【0069】
なお、制御部211が決定したαに基づいて画像処理部212での縮小処理を実行する以外に、イメージャ400側で同様なαに基づいた縮小処理を実行してもよい。
【0070】
(1-3)出力サンプリングピッチLについての制御:
ここでは、L=(α・S)/C、を満たすように、出力サンプリングピッチLについて調整する制御を制御部211が行う。この場合、制御部211からイメージャ400に出力サンプリングピッチLを変更するコマンドを与えるなどで、イメージャ400における出力サンプリングピッチLについての変更が可能になる。
【0071】
たとえば、図4のレーザイメージャ400において、レーザビームの太さ、主走査や副走査の密度が可変に構成されていて、画像形成密度が可変である場合には、コントローラ210内の制御部211からの出力サンプリングピッチL変更コマンドにより画像形成密度を変更するようにする。
【0072】
また、画像形成密度の異なる複数のレーザイメージャ400がネットワーク100に配置されているような場合には、上記の式により求められた出力サンプリングピッチLを有する適したイメージャをコントローラ210内の制御部211が選択したうえで、その選択したイメージャに放射線画像データを送信して画像形成を行わせるようにする。
【0073】
この結果、出力サンプリングピッチLがイメージャの最小サンプリングピッチより大きくなる可能性が生じるが、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、正の整数Cで単純補間することになり、単純補間ではない状態で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【0074】
(2-1)拡大撮影率βについての制御:
図5は本発明の第2の実施の形態例の放射線画像撮影装置200の構成を示すブロック図である。なお、図1に示した第1の実施の形態例の放射線画像撮影装置200と同一物には同一番号を付すことで、重複した説明を省略する。
【0075】
この図5の放射線画像撮影装置200では、拡大撮影率βについての調整が可能に構成されている。すなわち、図5に示すように、X線管231から拡散照射された放射線が被検体5を通過して撮像パネル241に到達するため、被写体とディテクタの距離を離すと、拡大撮影率βの拡大撮影が実行される。
【0076】
この拡大撮影率βは、X線管231照射位置〜被検体5中心の距離をa、被検体5中心〜撮像パネル241の距離をbとした場合、β=(a+b)/a、となるため、放射線発生器230、被検体5、撮像パネル241のそれぞれの位置により決定される。
【0077】
このため、この第2の実施の形態例の放射線画像撮影装置200では、放射線発生器230の位置を変更して上記距離aを変更するための移動機構233と、撮像パネル241の位置を変更して上記距離bを変更するための移動機構243とを備えている。そして、コントローラ210内の制御部211の制御により、移動機構233はX線管231の位置を移動させ、また、移動機構243は撮像パネル241の位置を移動させる。
【0078】
なお、ここでも、撮像パネル241における入力サンプリングピッチをS、イメージャ400の出力サンプリングピッチをL、放射線画像データの縮小率をα(α<1)、正の整数である定数をC、被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率β、とする。
【0079】
この場合、β=1/α=S/(L・C)、を満たすように、放射線管の位置、被写体の位置、または放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整して被写体と等倍で画像形成出力するための制御を制御部211が行う。
【0080】
そして、βの逆数のαで画像処理部212で縮小を行ったのちに、イメージャ400で画像形成出力することで等倍のハードコピーが得られる。たとえば、β=2であれば、αを0.5とすることで、等倍のハードコピーが得られる。
【0081】
この場合、制御部211は以下の▲1▼あるいは▲2▼または▲3▼のいずれかの制御を実行する。
▲1▼被検体5の立ち位置を変更することなく、移動機構233によりX線管231の位置、あるいは、移動機構243により撮像パネル241の位置の、いずれか一方もしくは両方を移動させる。このため、制御部211は、移動機構233もしくは移動機構243に移動のためのコマンド(移動オン/オフ、移動方向、移動量)を与える。
▲2▼X線管231と撮像パネル241の位置を変更することなく、被検体5の位置を移動させる。このため、制御部211は図示しない立ち位置表示部などからのレーザビームを用いて、被検体5の立ち位置を床に表示する。
▲3▼上記▲1▼と上記▲2▼とをあわせて、X線管231、撮像パネル241、被検体5の全ての位置を変更して、最適な拡大撮影率βを得るように細かく制御する。
【0082】
この結果、拡大撮影率βが希望の値から外れる可能性が生じるが、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、正の整数Cで単純補間することになり、単純補間ではない状態で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【0083】
(3)位相コントラスト撮影:
以上説明したそれぞれの式に合致させる制御によれば、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、正の整数Cで単純補間することになって画像の劣化を防止できるため、位相コントラスト撮影による位相コントラスト放射線画像の鮮鋭なハードコピーを出力するのに適している。
【0084】
すなわち、この実施の形態例で適用する放射線画像読み取り手段から出力される撮影データとは、ディジタルデータである位相コントラスト放射線画像データである。このディジタルデータは、前記のように直接ディジタルデータとして得られた撮像データでもよいし、アナログ画像データとして得たものをディジタル化して得られたものであってもよい。
【0085】
〈位相コントラスト放射線画像の原理説明〉
この位相コントラスト放射線画像は、特開2001−91479号公報の装置、特開2001−92055号公報記載の装置、特願2000−44381号記載の装置、特願2000−53562号記載の装置等で撮影して得られた画像であり、特開2001−91479号公報の方法、特開2001−92055号公報記載の方法、特願2000−44381号記載の方法等の撮影方法により得られた画像である。
【0086】
(3-1)特開2001−91479号公報に記載の装置は、焦点サイズ(Dμm)が30μm以上であるX線管と、被写***置を固定する固定手段と、被写体を透過したX線画像を検出するX線検出器とを有し、固定手段は、X線管から固定手段により固定された被写体までの距離R1(m)を R1≧(D−7)/200(m)の式の範囲に、且つ固定手段により固定された被写体からX線検出器までの距離R2が0.15m以上に設定可能に構成されているX線画像撮影装置である。
【0087】
また、特開2001−91479号公報に記載の方法は、X線管から照射され、被写体を透過したX線画像をX線検出器で検出し、半影によって低下する鮮鋭性を、屈折コントラスト強調による画像エッジ強調によって高めるX線画像撮影方法であり、 また、焦点サイズ(Dμm)が30μm以上であるX線管を用いるX線画像撮影法であって、 前記X線管から被写体までの距離R1(m)を R1≧(D−7)/200(m)の式の範囲とし、且つ前記被写体からX線検出器までの距離R2を0.15m以上として撮影するX線画像撮影方法である。
【0088】
(3-2)前記特開2001−91479号公報に記載の装置及び方法については、前記距離R1が10>R1≧(D−7)/200(m)であること、さらに0.7≦R1≦5(m)であること、前記X線管の焦点サイズが30μm以上1000μm以下であること、さらに前記X線管の焦点サイズが50μm以上500μm以下であること、被写体に照射されるX線の輝線スペクトルのエネルギーが10keV以上60keV以下であること、前記X線管の陽極がモリブデンもしくはロジウムを有すること、前記X線検出器の画素サイズが1μm以上200μm以下であること、などがさらに好ましい態様である。
【0089】
(3-3)特願2000−44381号記載の装置は、発散するX線を照射するX線管と、X線管に対して被写体を固定するための被写体保持具と、被写体を透過したX線画像を検出するX線画像検出器とを有し、X線画像の半影によるボケ幅をB(μm)、X線回折コントラストによるエッジ強調幅をE(μm)とするとき、X線管より照射されるX線を被写体に透過させてX線拡大撮影を行う際、9E≧Bとなるように被写体保持具及びX線画像検出器を設置可能としたX線画像撮影装置である。
【0090】
また、特願2000−44381号に記載の方法は、発散するX線を放射するX線管を用い、このX線管から放射するX線を被写体に透過させてX線拡大撮影を行い、このX線拡大撮影で得られるX線画像の半影によるボケ幅をB(μm)、X線屈折コントラストによるエッジ強調幅をE(μm)とすると、9E≧BであるようにしたX線画像撮影方法である。
【0091】
前記特願2000−44381号に記載の装置及び方法については、X線管と被写体との距離R1を0.5m以上離すこと、被写体とX線画像検出器との距離R2を1m以上離すこと、さらに前記R1+R2が5m以下であること、前記X線拡大撮影が1.0〜10倍であること、前記X線管の焦点サイズが10μm以上1000μm以下であること、さらに前記X線管の焦点サイズが30μm以上300μm以下であること、被写体に照射されるX線の設定管電圧が50〜150kVpであること、前記X線管がタングステン回転陽極X線管であること、前記X線検出器の画素サイズが1μm以上200μm以下であること、などがさらに好ましい態様である。
【0092】
また、前記エッジ強調幅Eは、たとえば以下の3つの式で表すことができる。ここで、R1:X線源−被写体距離(m)、R2:被写体−X線画像検出器(m)、λ:X線量の最大値の波長(10-10m)、A:被写体を円柱としたときの断面の円の直径(mm)、δ:物体と空気の屈折率差、である。
【0093】
E=39×R2(1+0.045/R1)×λ2×√A、
E=27×(1+R2/R1)1/3×(λ2×R2×√A)2/3、
E=2.3×(1+R2/R1)1/3×(R2×δ×√A)2/3、
となる。
【0094】
(3-4)特願平11−266605号に記載の装置は、支持部材上に移動可能で且つ一時的に固定することのできる被写体支え器具及びフィルムカセッテ保持具を備え、クーリッジX線管とフィルムカセッテ保持具のスクリーン・フィルムシステムとの距離を70cm以上離すことが可能であり、且つ被写体支え器具の被写体とフィルムカセッテ保持具のスクリーン・フィルムシステムまでの距離を20cm以上離すことが可能であり、X線屈折コントラスト画像を撮影するX線画像撮影装置である。
【0095】
また、特願平11−266605号に記載の方法は、支持部材上に移動可能で且つ一時的に固定することのできる被写体支え器具及びフィルムカセッテ保持具を備え、クーリッジX線管とフィルムカセッテ保持具のスクリーン・フィルムシステムとの距離を70cm以上離し、且つ被写体支え器具の被写体とフィルムカセッテ保持具のスクリーン・フィルムシステムまでの距離を20cm以上離し、X線屈折コントラスト画像を撮影するX線画像撮影方法である。
【0096】
(3-5)特願2000−53562号記載の装置は、被写体に放射線を照射する小焦点放射線源と、被写体を保持する保持部材と、被写体を透過した放射線に基づく放射線画像情報を読み取る読み取り手段と、小焦点放射線源と保持部材との間の第1の距離または保持部材と読み取り手段との間の第2の距離を変更する距離変更手段と、小焦点放射線源の放射条件を制御する制御手段とを有し、制御手段は少なくとも第1の距離または第2の距離に関する距離情報に応じて小焦点放射線源の放射条件を制御する放射線画像撮影装置であり、 また被写体に放射線を照射する小焦点放射線源と、被写体を保持する保持部材と、被写体を透過した放射線に基づく放射線画像情報を読み取る読み取り手段と、放射線画像情報を表示する画像表示手段または放射線画像情報を出力する画像出力手段とを有し、放射線画像撮影時の画像拡大率から変更して放射線画像情報を画像表示手段により表示または画像出力手段により出力を行う制御手段を有する放射線画像撮影装置である。
【0097】
吸収コントラスト放射線撮影とは、被写体をディテクタに密着して、場合によりグリッドを介して撮影することであり、吸収コントラスト放射線画像とは、吸収コントラスト放射線撮影により得られた画像のことである。
【0098】
また、位相コントラスト放射線画像を得ることができる位相コントラスト放射線画像撮影装置は、吸収コントラスト放射線撮影(通常行われている一般の撮影)とともに、位相コントラスト放射線画像の撮影も可能な装置である。
【0099】
(3-6)また、位相コントラスト撮影した画像についても、他と同様の画像処理を施すようにする。位相コントラスト撮影した画像は、一般のグリッドを使用した撮影方法で得られた画像に比べて(等倍に縮小出力した場合であるが)粒状性がよいため、階調処理はより階調を立てる(コントラストをつける)処理を行うことが好ましい。また、周波数処理やダイナミックレンジ圧縮処理も処理を強めに掛けることが好ましい。
【0100】
(3-7)なお、本出願および特開2001−91479号、特願2000−44381号などの出願に記載されている位相コントラスト撮影方法は、X線源に高い空間的コヒーレンスを必要としない。空間的コヒーレンスの度合いは、degree of coherence |μ| により表すことができる。|μ|は0から1までの値を取り、0のときが完全なインコヒーレント、1のときが完全なコヒーレントである。東海大学出版会「光学の原理III」P766の(28)式より、
|μ|=2J1(v)/v、となる。
【0101】
ここで、J1は第1種第1次Bessel関数、パラメータvは、X線源の中心波長をλ、焦点径をρ、X線源と物体の距離をR、対象とする物体の大きさをdとして、v=2πρd/(λR)、である。
【0102】
本撮影方法の代表的な条件として、λ=0.7×10-10m、ρ=100μm、R=1m、d=100μm を用いると、v≒900となる。J1(v)はv=3.83で最初のゼロ点をとる関数なので、v=900のとき|μ|≒0である。degree of coherenceの議論が意味があるのは、最初のゼロ点までのv<3.83までであるので、多少条件が変わっても、|μ|≒0であることに変わりはない。よって本撮影方法は、インコヒーレントな系でなされるものであり、X線の干渉や回折を利用した、高い空間的コヒーレンスを必要とする方法とは異なるものである。
【0103】
(4)その他の実施の形態例:
なお、以上の実施の形態例の説明において、撮像パネル241の入力サンプリングピッチSが大きいとき、あるいは、縮小率αを乗じたS・αが大きいときは、ハードコピーとなった状態で目視で画素が目立たなくなるように、画像処理部212でスムージング処理を施した後にイメージャ400からハードコピーを出力することが望ましい。
【0104】
上記(1-2)でαの調整を行った場合には、イメージャ400からのハードコピーが等倍でなくなるため、元の被検体5の正確な大きさがわからなくなる可能性がある。そこで、被検体5の周囲の部分にスケール、あるいは、拡大撮影率β、縮小率αを入れた状態でハードコピーを出力することが望ましい。
【0105】
X線管231の焦点径は、高出力を得るためには30μm 以上に大きくすることが望ましい。
また、焦点ボケをなくすためには1200μm 以下、好ましくは600μm 以下に小さくすることが望ましい。なお、拡大撮影の場合には、焦点ボケをなくすために300μm 以下に小さくすることが望ましい。さらに、位相コントラスト撮影による位相コントラスト放射線画像を得るためには、好ましくは200μm 以下、さらに好ましくは100μm 以下に小さくすることが望ましい
【0106】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように本発明の放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置によれば、レーザイメージャで画像形成出力を得る場合に、単純補間ではない状態(整数倍以外の比率)で補間が行われることによる画像の劣化を防止することが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の第1の実施の形態例の放射線画像撮影装置のシステム構成を示す構成図である。
【図2】本発明の第1の実施の形態例の放射線画像読取器の構成を示す構成図である。
【図3】本発明の第1の実施の形態例の放射線画像読取器の他の構成を示す構成図である。
【図4】本発明の第1の実施の形態例で使用されるイメージャの概略構成を示す斜視図である。
【図5】本発明の第2の実施の形態例の放射線画像撮影装置のシステム構成を示す構成図である。
【符号の説明】
100 ネットワーク
210 コントローラ
211 制御部
212 画像処理部
213 表示部
230 放射線発生器
231 X線管
240 放射線画像読取器
241 撮像パネル
242 読取回路
300 画像サーバ
400 イメージャ
500 画像出力装置
Claims (2)
- 被写体を透過した放射線を放射線ディテクタにより受けて撮影データを放射線画像読み取り手段から出力し、画像処理手段で前記撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成し、位相コントラスト撮影を行う放射線画像撮影方法であって、
放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチL、前記放射線画像読み取り手段の入力サンプリングピッチS、により、前記放射線画像読み取り手段で被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率β=S/L・C(ただし、Cは正の整数である定数)、を満たすように、放射線源の位置、前記被写体の位置、または前記放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整し、前記位相コントラスト撮影の際に被写体と等倍で画像形成出力するために、縮小率α(ただし、α<1であり、β=1/α)で縮小する画像処理を行うための制御を制御手段で行う、
ことを特徴とする放射線画像撮影方法。 - 放射線画像の位相コントラスト撮影を行う放射線画像撮影装置であって、
被写体を透過した放射線を放射線ディテクタにより受けて撮影データを出力する放射線画像読み取り手段と、
前記放射線画像読み取り手段で得られた撮影データに画像処理を施して放射線画像データを生成する画像処理手段と、
放射線画像データに基づいて画像形成出力する画像出力手段の出力サンプリングピッチL、前記放射線画像読み取り手段の入力サンプリングピッチS、により、前記放射線画像読み取り手段で被写体より大きい状態の拡大撮影の際の拡大撮影率β=S/L・C(ただし、Cは正の整数である定数)、を満たすように、放射線源の位置、被写体の位置、または放射線ディテクタの位置の少なくとも一つを調整し、前記位相コントラスト撮影の際に被写体と等倍で画像形成出力するために、縮小率α(ただし、α<1であり、β=1/α)で縮小する画像処理を行うための制御を行う制御手段と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2001132315A JP4465915B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2001132315A JP4465915B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002328440A JP2002328440A (ja) | 2002-11-15 |
JP2002328440A5 JP2002328440A5 (ja) | 2006-06-15 |
JP4465915B2 true JP4465915B2 (ja) | 2010-05-26 |
Family
ID=18980347
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2001132315A Expired - Fee Related JP4465915B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4465915B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005168638A (ja) * | 2003-12-09 | 2005-06-30 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 画像記録装置 |
JP2005303471A (ja) * | 2004-04-07 | 2005-10-27 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 画像処理装置 |
US10363003B2 (en) | 2015-11-02 | 2019-07-30 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray computed tomography imaging apparatus and display apparatus |
-
2001
- 2001-04-27 JP JP2001132315A patent/JP4465915B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2002328440A (ja) | 2002-11-15 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3843830B2 (ja) | デジタル位相コントラストx線画像撮影システム | |
JP3832173B2 (ja) | 医用画像読取装置 | |
JP4352644B2 (ja) | X線画像撮像システム | |
US6404848B1 (en) | X-ray image radiographing method and X-ray image radiographing apparatus | |
JP4465915B2 (ja) | 放射線画像撮影方法および放射線画像撮影装置 | |
KR101110735B1 (ko) | 엑스선 검출장치 및 이를 포함하는 엑스선 촬영장치 | |
JP2006026425A (ja) | デジタル位相コントラストx線画像撮影システム | |
JP2000030046A (ja) | 放射線画像検出処理装置 | |
JP4080135B2 (ja) | 画像情報記録読取装置 | |
JP2000245721A (ja) | 放射線画像撮像装置 | |
US20040213380A1 (en) | Method and apparatus for slot scanning digital radiography | |
JP2001311701A (ja) | X線画像撮影方法及びその撮影装置 | |
JP2004248945A (ja) | 画像処理装置、画像処理方法、プログラム及び記憶媒体 | |
JP2004202119A (ja) | ***画像撮影装置 | |
JP2001149359A (ja) | 撮像装置、画像処理装置、画像処理システム、画像処理方法、及び記憶媒体 | |
JP2001245140A (ja) | 画像処理方法および画像処理装置 | |
WO2013042514A1 (ja) | 放射線動画像撮影装置、放射線動画像撮影装置用関心領域設定方法、放射線画像撮影システム、放射線動画像撮影制御プログラム | |
JP4258092B2 (ja) | 画像処理装置および画像処理方法 | |
JPH08248542A (ja) | 放射線画像読取装置 | |
JP3775577B2 (ja) | 放射線画像撮影方法および装置 | |
JP2670605B2 (ja) | 放射線画像撮影読取装置 | |
JP2596887B2 (ja) | 放射線画像読取方法及び装置 | |
JPH0616389B2 (ja) | 電子顕微鏡の非点収差補正方法 | |
JP2008271019A (ja) | 放射線画像読取装置および放射線画像読取方法 | |
JP2002159482A (ja) | 位相コントラスト放射線画像撮影方法および位相コントラスト放射線画像撮影装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060406 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060406 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090401 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090728 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090925 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20091020 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20091221 |
|
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: 20100202 |
|
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: 20100215 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130305 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140305 Year of fee payment: 4 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |