本発明は放射線源と、FPDとを備えた放射線撮影装置に関し、特に、放射線源とFPDとが互いに反対方向に同期移動しながら一連の透視画像を撮影し、これを重ね合わせて被検体の断層画像を取得することができる断層画像撮影モード、単発の放射線を照射することで単一の透視画像を撮影するスポット撮影モードのいずれかを選択することができる放射線撮影装置に関する。
医療機関には、被検体Mの断層画像を取得する放射線撮影装置51が配備されている。この様な放射線撮影装置51には、放射線を照射する放射線源53と、放射線を検出するFPD54とが同期的に移動しながら一連の透視画像を連写し、一連の透視画像を重ね合わせることで断層画像を取得する構成となっているものがある(図13参照)。この様な放射線撮影装置51においては、一連の透視画像の撮影中、放射線源53とFPD54とが被検体Mの体軸方向Aに沿って互いに近づくように移動し、放射線源53とFPD54との体軸方向Aにおける位置が一致した状態となったあと、放射線源53とFPD54とが体軸方向Aに沿って互いに遠ざかるように移動する。この様な放射線撮影装置は、例えば特許文献1に記載されている。
放射線撮影装置51が上述のような断層画像を撮影する際の動作について説明する。まず、放射線源53は、移動しながら間歇的に放射線を照射する。つまり一度の照射が終了する毎に放射線源53は被検体Mの体軸方向に沿って移動し、再び放射線の照射を行う。こうして74枚の透視画像が取得され、これらが重ね合わせられる。完成した画像は、被検体をある裁断面で裁断したときの断層像が写りこんだ断層画像となっている。
放射線撮影装置51は、設定の変更により被検体Mを単に透視する放射線透視画像を撮影することもできる。この様な放射線透視画像の取得においては、放射線源53とFPD4を所定位置に移動させ、この間に被検体Mが載置された状態で透視画像を1回だけ撮影する。このような撮影を断層撮影と区別してスポット撮影と呼ぶ。
放射線源53から照射された放射線がどのようにFPD4に検出されるのかを説明する。FPD4に入射した放射線はいったん電気信号に変えられ、所定の倍率で増幅された後、デジタル信号に変換される。この増幅率がアナログゲインである。診断に好適は放射線透視画像を取得するには、ある程度の線量の放射線を被検体に照射する必要がある。もし仮に、被検体の放射線被曝を抑制する目的で放射線の線量を極端に少なくしたとする。その際、線量が少なくなった分だけアナログゲインを上げると電気信号に含まれるノイズ成分も増幅されるので、得られる放射線透視画像には粒状の偽像が発生してしまう。かといってアナログゲインを上げないと、電気信号は十分に増幅されないので、放射線透視画像のコントラストは悪化する。この様に、従来構成は、放射線透視画像の視認性の悪化を防ぐ目的で、アナログゲインをある値以上とせず、放射線の線量をある値以下としないように設定されている。
特開2006−271513号公報
しかしながら、従来構成によれば、次の様な問題点がある。
従来構成によれば断層画像撮影モードにおいて被検体の被曝量が大きいという問題点がある。スポット撮影においては、放射線の照射は一度だけである。しかし、断層撮影においては複数の透視画像を撮影するので被検体の被曝量は高いものとなってしまう。断層撮影に74枚の透視画像を取得するとすれば、断層撮影における放射線の被曝量は、スポット撮影の時の74倍となってしまう。
本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、断層画像撮影モードにおいて被検体の被曝量が抑制された放射線透視撮影装置を提供することにある。
本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る放射線撮影装置は、放射線を照射する放射線源と、放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、放射線を検出する放射線検出手段と、放射線源と放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、放射線源と放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、放射線検出手段は、(A)放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、(B)電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、(C)アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するA/D変換手段とを備え、放射線源が放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、断層画像撮影モードにおける増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっており、断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力は、スポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さくなっていることを特徴とするものである。
[作用・効果]本発明の放射線撮影装置は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、本発明の放射線撮影装置に備えられた放射線検出手段は、放射線を電気信号に変換した後、これを増幅して画像生成手段に出力するようになっている。従来の構成では、電気信号は撮影モードによらず所定の増幅率で増幅される。本発明によれば、断層画像撮影モードの増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっている。これにより、断層画像撮影モードの放射線強度を抑制したとしても、断層画像撮影モードで取得される透視画像のコントラストは高いものとなる。
一般に、増幅率を高めると、電気信号に重畳するノイズ成分も増幅されてしまう。本発明の放射線撮影装置で透視画像を取得すると、確かにノイズ成分に起因する偽像が現れ易くなる。しかし、断層画像は、一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせることで取得される。透視画像同士を比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像には偽像が表れないのである。透視画像同士で偽像の表れ方が異なるのは、電気信号に重畳するノイズ成分は経時的に揺らいでおり、複数の透視画像はそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるからである。
しかも、スポット撮影は、従来通りの低い増幅率で行われるので、スポット撮影における透視画像には偽像が表れずに鮮明である。
また、本発明に係る放射線撮影装置は、放射線を照射する放射線源と、放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、放射線を検出する放射線検出手段と、放射線源と放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、放射線源と放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、放射線検出手段は、(A)放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、(B)電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、(C)アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するA/D変換手段と、(D)放射線源が放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、撮影時に選択された撮影モードに応じて増幅手段の増幅率を設定する増幅率設定手段とを備え、増幅率設定手段は、断層画像撮影モードにおける増幅率をスポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなるように設定し、放射線源制御手段は、断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力をスポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さく、かつ増幅手段の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定することを特徴とするものである。
[作用・効果]本発明の放射線撮影装置は、放射線変換手段および増幅手段を備えた上述の放射線撮影装置を更に詳細に説明したものである。すなわち、上述の2つの構成要素に加えて撮影モードに応じて増幅手段の増幅率を設定する増幅率設定手段を備えている。そして、放射線源制御手段は、放射線源の出力を設定する構成となっている。これにより、増幅手段と放射線源は、術者が設定した撮影モードに応じて確実に変更されることができる。また、放射線源制御手段により断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力は増幅手段の増幅が飽和しない程度の強さに設定される。この構成は、断層画像撮影モードにおける放射線出力の下限を明確にしたものとなっている。放射線源の放射線出力が低いと、それだけ増幅手段の増幅率を増加させることになる。このとき放射線出力があまりに低すぎると、増幅手段の増幅が飽和してしまい、画像の明暗が判然としなくなる。上述の構成によれば、このような飽和現象が生じることがないよう十分な強さの放射線で断層画像撮影が行われるので、診断に好適な断層画像を取得することができる。
また、上述の構成は、本発明の放射線撮影装置をより具体的なものとした構成を示している。断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力が、スポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さくなっていれば、断層画像撮影モードにおける被検体の放射線被曝を最小限に抑制することができる。断層画像は、複数の透視画像を重ね合わせて生成されるので、透視画像の各々に多少の偽像が写りこんでいたとしても問題はない。
また、上述の移動手段は、放射線源と放射線検出手段と互いに反対方向に同期的に移動させ、重ね合わせ手段は、一連の透視画像を重ね合わせて断層画像を生成すればより望ましい。
[作用・効果]上述の構成は、放射線源と放射線検出手段と互いに反対方向に同期的に移動することで断層画像を生成する構成に本発明を適応したものである。断層画像を生成する際に透視画像が重ね合わせられるので、透視画像に表れた偽像は相殺されて除去されることになる。
また、上述の移動手段は、放射線源と放射線検出手段と同一方向に同期的に移動させ、一連の透視画像を短冊状に分割して、短冊状画像を生成し、放射線検出手段に照射された放射線の角度が互いに同一となっている短冊状画像を選択しながらそれらをつなぎ合わせて同角度画像を複数枚生成する同角度画像生成手段を更に備え、重ね合わせ手段は、一連の同角度画像を重ね合わせて断層画像を生成すればより望ましい。
[作用・効果]上述の構成は、放射線源と放射線検出手段とが同一方向に同期的に移動することで断層画像を生成する構成に本発明を適応したものである。この様な構成においても、断層画像を生成する際に透視画像が重ね合わせられるので、透視画像に表れた偽像は相殺されて除去されることになる。
また、上述の増幅手段は、アナログ式の増幅器で構成され、アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するA/D変換手段を備えている。
[作用・効果]上述の構成によれば、デジタル変換される前に電気信号の増幅が行われる。増幅前の電気信号は、アナログデータであるので、データがアナログの形式のまま増幅を行うようにすれば、電気信号の増幅をより忠実に行うことができる。
また、術者の指示を入力させる入力手段を更に備え、術者の指示により撮影の様式が変更可能となっていればより望ましい。
[作用・効果]上述の構成によれば、術者の指示により断層画像撮影モード、スポット撮影モードを選択できるようになっている。術者がいずれかのモードを選択すれば、それに合わせて増幅率の変更が行われるのである。術者は、増幅率を気にすることなく撮影を行うことができる。
本発明の放射線撮影装置は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、本発明の放射線撮影装置に備えられた放射線検出手段は、放射線を電気信号に変換した後、これを増幅して画像生成手段に出力するようになっている。本発明によれば、断層画像撮影モードの増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっている。断層画像は、複数の透視画像を重ね合わせることで取得される。透視画像同士を比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像には偽像が表れないのである。しかも、スポット撮影は、従来通りの低い増幅率で行われるので、スポット撮影における透視画像には偽像が表れずに鮮明である。
実施例1に係るX線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。
実施例1に係るFPDの構成を説明する断面図である。
実施例1に係るFPDの構成を説明する模式図である。
実施例1に係るテーブルを説明する模式図である。
実施例1に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例1に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例1に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例2に係るX線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。
実施例2に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例2に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例2に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
実施例2に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。
従来構成の放射線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。
3 X線管(放射線源)
4 FPD(放射線検出手段)
6 X線管制御部(放射線源制御手段)
7 同期移動機構(移動手段)
11 画像生成部(画像生成手段)
12 重ね合わせ部(重ね合わせ手段)
21 操作卓(入力手段)
40 変換層(放射線変換手段)
44 アンプアレイ(増幅手段)
45 アンプアレイ制御部(増幅率設定手段)
以下、複数の実施例における発明を実施するための最良の形態について、説明する。
次に、実施例1に係る放射線撮影装置の各実施例を図面を参照しながら説明する。なお、各実施例におけるX線は、実施例1の構成の放射線に相当する。
<X線撮影装置の構成>
図1は、実施例1に係る放射線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。図1に示すように、実施例1に係るX線撮影装置1は、X線断層撮影の対象である被検体Mを載置する天板2と、天板2の上部に設けられた被検体Mに対してコーン状のX線ビームを照射するX線管3と、天板2の下部に設けられ、被検体Mの透過X線像を検出するシート状のフラットパネル型X線検出器(以下、FPDと略記)4と、コーン状のX線ビームの中心軸とFPD4の中心点とが常に一致する状態でX線管3とFPD4との各々を被検体Mの関心部位を挟んで互いに反対方向に同期移動させる同期移動機構7と、これを制御する同期移動制御部8と、FPD4のX線を検出するX線検出面を覆うように設けられた散乱X線を吸収するX線グリッド5とを備えている。この様に、X線管3と天板2とFPD4とは、この順に鉛直方向に配列されている。X線撮影装置1は、本発明の放射線撮影装置に相当し、X線管3は、本発明の放射線源に相当する。また、FPD4は、本発明の放射線検出手段に相当する。また、同期移動機構7は、本発明の移動手段に相当する。
X線管3は、X線管制御部6の制御にしたがってコーン状でパルス状のX線ビームを被検体Mに対して繰り返し照射する構成となっている。このX線管3には、X線ビームを角錐となっているコーン状にコリメートするコリメータが付属している。そして、このX線管3と、FPD4はX線透視画像を撮像する撮像系3,4を生成している。X線管制御部6は、本発明の放射線源制御手段に相当する。
そして、さらに実施例1に係るX線撮影装置1は、各制御部6,8を統括的に制御する主制御部25と、X線断層画像を表示する表示部22とを備えている。この主制御部25は、CPUによって構成され、各種のプログラムを実行することにより各制御部6,8,および後述の画像生成部11,重ね合わせ部12を実現している。重ね合わせ部12は、本発明の重ね合わせ手段に相当し、画像生成部11は、本発明の画像生成手段に相当する。
操作卓21は、術者の指示を入力させるものである。これにより、術者は、スポット撮影を行うか、断層撮影を行うかを選択することができるとともに、撮影開始の指示を行うことができる。操作卓21は、本発明の入力手段に相当する。
同期移動機構7は、X線管3とFPD4とを同期させて移動させる構成となっている。この同期移動機構7は、同期移動制御部8の制御にしたがって被検体Mの体軸方向Aに平行な直線軌道に沿ってX線管3を直進移動させる。しかも、検査中、X線管3の照射するコーン状のX線ビームは、常に被検体Mの関心部位に向かって照射されるようになっており、このX線照射角度は、X線管3の角度を変更することによって、たとえば初期角度−20°から最終角度20°まで変更される。この様なX線照射角度の変更は、X線管傾斜機構9が行う。同期移動制御部8は、同期移動機構7とX線管傾斜機構9とを同期的に制御する。体軸方向Aは、本発明の移動方向に相当する。
また、同期移動機構7は、上述のX線管3の直進移動に同期して、天板2の下部に設けられたFPD4を被検体Mの体軸方向Aに沿って直進移動させる。そして、その移動方向は、X線管3の移動方向と反対方向となっている。つまり、X線管3が移動することによって照射源位置と照射方向が変化するコーン状のX線ビームは、常にFPD4のX線検出面の全面で受光される構成となっている。このように、一度の検査において、FPD4は、X線管3と互いに反対方向に同期して移動しながら、たとえば74枚の透視画像Pを取得するようになっている。具体的には、撮像系3,4は、実線の位置を初期位置として、破線で示した位置を介して、図1に示した一点鎖線で示す位置まで対向移動する。すなわち、X線管3とFPD4の位置を変化させながら複数のX線透視画像が撮影されることになる。ところで、コーン状のX線ビームは常にFPD4のX線検出面の全面で受光されるので、撮影中コーン状のX線ビームの中心軸は、常にFPD4の中心点を通過する。また、撮影中、FPD4の中心は、直進移動するが、この移動はX線管3の移動の反対方向となっている。つまり、体軸方向Aに沿って、X線管3とFPD4とを同期的、かつ互いに反対方向に移動させる構成となっている。
FPD4の構成について説明する。FPD4は、図2に示すように、アモルファスセレンで構成される変換層40と、この変換層40に積層されたアクティブマトリックス基板41と、変換層40を所定の電場に置くための平面電極42とを備えている。アクティブマトリックス基板41には、キャリア収集用の収集電極41aが変換層40に接するように設けられている。この収集電極41aは、アクティブマトリックス基板41の広がる平面に沿ってマトリックス状に配列されている。収集電極41aの各々には、電荷を蓄積するコンデンサ41cが設けられている。コンデンサ41cの各々には電荷の取り出しを制御するトランジスタ41tが設けられている。したがって、コンデンサ41c,トランジスタ41tは、図3に示すように2次元的に配列されていることになる。なお、平面電極42は、絶縁層39に被覆されている。変換層40は、本発明の放射線変換手段に相当する。1つのコンデンサ41cとそれに接続された1つのトランジスタ41tとは、単一のX線検出素子を構成している。
2次元的に配列されたトランジスタ41tは、縦横に格子状に伸びる配線に接続されている。すなわち、図3における縦方向に配列したトランジスタ41tの読み出し電極αは、全て共通のアンプ電極Q1〜Q4のいずれかに接続されており、図2における横方向に配列したトランジスタ41tのゲートGは、全て共通のゲート制御電極H1〜H4のいずれかに接続されている。ゲート制御電極H1〜H4は、ゲートドライブ43に接続され、アンプ電極Q1〜Q4は、アンプアレイ44に接続される。アンプアレイ44は、アナログ式の増幅器がアレイ状に配列されて構成されるものであり、本発明の増幅手段に相当する。
各コンデンサ41cに電荷を読み出す構成について説明する。図3におけるコンデンサ41cの各々に電荷が蓄積されているものとする。ゲートドライブ43は、ゲート制御電極H1を通じてトランジスタ41tを一斉にオンする。オンされた横に並んだ4つのトランジスタ41tは、アンプ電極Q1〜Q4を通じて、電荷(原信号)をアンプアレイ44に伝達する。原信号はアナログデータであり、本発明の電気信号に相当する。
次に、ゲートドライブ43は、ゲート制御電極H2を通じてトランジスタ41tを一斉にオンする。この様に、ゲートドライブ43は、ゲート制御電極H1〜H4を順番にオンしていく。その度ごとに行の異なるトランジスタ41tがオンされる。こうして、FPD4は、コンデンサ41cの各々に蓄積された電荷を1行毎に読み出す構成となっている。
アンプアレイ44には、アンプ電極Q1〜Q4の各々に、信号を増幅するアンプが設けられている。アンプ電極Q1〜Q4からアンプアレイ44に入力された原信号は、ここで所定の増幅率で増幅される。アンプアレイ44から出力されたアナログデータとなっている増幅信号はA/D変換器46によりデジタル変換がなされた後、画像生成部11に出力される。各増幅信号が画素値に変換され、これが2次元的に配列されることで画像が生成される。A/D変換器46は、本発明のA/D変換手段に相当する。A/D変換器46は、アンプ毎に設けられている。
アンプアレイ44は、アンプアレイ制御部45より出力されるアナログゲイン(増幅率)を基に原信号を増幅する。アンプアレイ制御部45がアナログゲインとして3の値を出力すると、アンプアレイ44は、トランジスタ41tから出力される原信号を3倍して増幅信号を出力する。アンプアレイ制御部45は、本発明の増幅率設定手段に相当する。
記憶部23には、アナログゲインとX線管3の制御に関するパラメータとが関連付けられたテーブルTが記憶されている(図4参照)。スポット撮影用のX線管3の制御に関する各パラメータは、スポット撮影用のアナログゲインと関連付けられている。断層撮影用のX線管3の制御に関する各パラメータは、断層撮影用のアナログゲインと関連付けられている。断層撮影用のアナログゲインの値は、スポット撮影用のそれよりも高い値となっている。また、断層撮影はスポット撮影よりも低出力のX線が出力されるようにX線管3の制御に関する各パラメータが規定されている。パラメータは、具体的にX線管3の管電流、管電圧、パルス幅(X線ビームの1パルスあたりの照射時間)である。パラメータを上述の構成とすることで、断層撮影における単発のX線パルスが被検体に当たったときの被曝量は、スポット撮影におけるそれよりも低く抑えられている。なお、断層撮影においては、X線パルスが被検体に74回照射されることになる。
断層撮影時における放射線ビームの単発あたりの放射線強度は、スポット撮影時におけるそれよりも小さくなっている。この様な放射線ビームの出力の調整は、放射線ビームのパルス幅を調節することで実現してもよいし、放射線ビームの管電流、管電圧を調節することで実現してもよい。また、パルス幅、管電流、管電圧を共に調節してもよい。
続いて、実施例1に係るX線撮影装置1の断層画像の取得原理について説明する。図5は、実施例1に係るX線撮影装置の断層画像の取得方法を説明する図である。例えば、天板2に平行な(鉛直方向に対して水平な)基準裁断面MAについて説明すると、図5に示すように、基準裁断面MAに位置する点P,Qが、常にFPD4のX線検出面の不動点p,qのそれぞれに投影されるように、X線管3によるコーン状のX線ビーム19の照射方向に合わせてFPD4をX線管3の反対方向に同期移動させながら一連の被検体画像が画像生成部11にて生成される。一連の被検体画像Pmには、被検体の投影像が位置を変えながら写り込んでいる。そして、この一連の被検体画像Pmを重ね合わせ部12にて重ね合わせれば、基準裁断面MAに位置する像(たとえば、不動点p,q)が集積され、X線断層画像としてイメージングされることになる。一方、基準裁断面MAに位置しない点Iは、FPD4における投影位置を変化させながら一連の被検体画像に点iとして写り込んでいる。この様な点iは、不動点p,qとは異なり、重ね合わせ部12でX線透視画像を重ね合わせる段階で像を結ばずにボケる。このように、一連の被検体画像Pmの重ね合わせを行うことにより、被検体Mの基準裁断面MAに位置する像のみが写り込んだX線断層画像が得られる。このように、X線透視画像を単純に重ね合わせると、基準裁断面MAにおけるX線断層画像が得られる。基準裁断面MAの鉛直方向の位置が本発明の基準裁断位置である。
さらに、重ね合わせ部12の設定を変更することにより、基準裁断面MAに水平な任意の裁断位置においても、同様な断層画像を得ることができる。撮影中、FPD4において上記点iの投影位置は移動するが、投影前の点Iと基準裁断面MAとの離間距離が大きくなるにしたがって、この移動速度は増加する。これを利用して、取得された一連の被検体画像を所定のピッチで体軸方向Aにずらしながら、重ね合わせれば、基準裁断面MAに平行な裁断位置におけるX線断層画像が得られる。このような一連の被検体画像の重ね合わせは、重ね合わせ部12が行う。この様にして断層画像を取得する方法をフィルターバックプロジェクションと呼ぶ。
<X線撮影装置の動作>
次に、実施例1に係るX線撮影装置の動作について説明する。実施例1の構成の特徴を効果的に示す目的で、まず被検体のスポット撮影を行った後、断層撮影を行うものとする。まず、天板2に被検体が載置される。術者が操作卓21を通じてX線管3,FPD4の移動を指示すると、X線管3,FPD4は被検体Mの体軸方向の同一位置に移動する。X線管3,FPD4に挟まれる被検体Mの部分がスポット撮影で透視される被検体Mの関心部位である。
術者が操作卓21を通じてスポット撮影の開始の指示を与えると、X線撮影装置1は、スポット撮影モードとなる。そして、X線管制御部6は、記憶部23からスポット撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部45は記憶部23からスポット撮影用のアナログゲインを取得する。すると、比較的強い放射線を用いたコントラストの高い透視画像Pが画像生成部11にて生成され、これが表示部22により表示される。このようにX線管制御部6は、撮影時に選択された選択モードに応じてX線管3の出力を設定し、X線管3を制御する。また、アンプアレイ制御部45は、撮影時に選択された撮影モードに応じてアンプアレイ44の増幅率を設定する。つまり、X線撮影装置1は、撮影モードが変更されると、X線管3の出力とアンプアレイ44の増幅率とが選択された撮影モードに適したものに変更される。
次に、術者が操作卓21を通じて被検体の断層撮影の開始の指示を与えると、X線撮影装置1は断層画像撮影モードに切り替わる。そして、X線管制御部6は、記憶部23から断層撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部45は記憶部23から断層撮影用のアナログゲインを取得する。本来は、比較的弱い放射線を用いるので、コントラストの低い透視画像が取得されるはずである。しかし、アンプアレイ制御部45が取得したアナログゲインはスポット撮影時と比べて高いものとなっているので、トランジスタ41tから出力される原信号は高い増幅率で増幅され、コントラストの高い透視画像が画像生成部11にて生成される。断層画像撮影モードのアナログゲインは、図4のテーブルTで示すように10倍となっている。X線管3,およびFPD4は、被検体の体軸方向Aに沿って反対方向に移動しながら、74枚の透視画像P1〜P74が取得される。
高増幅率で増幅された透視画像Pには、原信号に重畳していたノイズ成分(偽像)が写りこんでいる。具体的には、図6に示すように、粒状の偽像が透視画像Pの各々に写りこんでいるのである。もし仮に、これがスポット撮影であれば、この粒状の偽像は除去されない。しかし、断層撮影においては、透視画像Pを重ね合わせる過程で偽像が除去される。原信号に重畳する偽像は経時的に揺らいでいるので、粒状の偽像のパターンは取得された透視画像Pの間で全て異なっている。この様な粒状の偽像は、重ね合わせ部12が透視画像Pを重ね合わせる際に相殺され、図7に示すようにノイズの影響が断層画像Cに表れることがない。この様に視認性が優れた断層画像Cが表示部22に表示される。なお、図6における網掛けで現した領域は、透視画像Pに写りこんだ被検体の透視像である。
また、X線管制御部6は、断層撮影モードにおけるX線管3の単発のX線出力をアンプアレイ44の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定する。X線出力が弱いと、それだけX線検出素子から出力される原信号は、小さなものとなる。この微弱な原信号を断層画像の生成に用いるには、原信号をより高い増幅率で増幅する必要がある。しかし、アンプアレイ44の増幅率には限界がある。すなわち、アンプアレイ44を高増幅率で増幅させようとすると、アンプアレイ44の増幅が飽和してしまう。すると、アンプアレイ44は、検出素子から出力される原信号の強弱に関わらず同じ出力データをA/D変換器46に出力するようになる。つまり、X線検出素子が出力した原信号の強弱で表されている被検体Mの透視像は、アンプアレイ44によって消去されてしまう。このようなアンプアレイ44の飽和現象が生じてしまうと、断層画像Cを生成することができない。
この様な事情があるので、実施例1の構成によれば、断層画像撮影モードにおいて、十分に強いX線出力で撮影を行うようになっている。これにより、アンプアレイ44の飽和現象が生じることがない。したがって、検出素子が出力した原信号の強弱で表されている被検体Mの透視像は、アンプアレイ44によって消去されずに画像生成部11に確実に送出されることができる。
次に、実施例2に係るX線撮影装置30について説明する。図8は、実施例2に係るX線断層撮影装置の機能ブロック図である。図8に示すように、実施例2に係るX線撮影装置は、実施例1で説明した構成と類似している。したがって、構成が同一となっている各部についての説明は適宜省略するものとする。なお、実施例2の構成は、X線管3とFPD4の移動の様式と、X線透視画像の画像処理の様式が異なる。FPD4の構成については、実施例1と同様であるので説明を省略する。
同期移動機構7は、上述のX線管3の直進移動に同期して、天板2の下部に設けられたFPD4を被検体Mの体軸方向Aに沿って直進移動させる。そして、その移動方向は、X線管3の移動方向と同一方向となっている。つまり、X線管3が移動することによって照射源位置と照射方向が変化するコーン状のX線ビームは、常にFPD4のX線検出面の全面で受光される構成となっている。このように、一度の検査において、FPD4は、X線管3と同一の方向に同期して移動しながら、たとえば74枚のX線透視画像を取得するようになっている。具体的には、X線管3とFPD4とは、破線で示した位置を介して、一点鎖線で示す位置まで同方向移動する。
検査中、X線管3の照射するコーン状のX線ビームは、常に被検体Mの関心部位に向かって照射されるようになっており、このX線照射角度は、一連のX線透視画像の撮影中、常に一定の0°となっている。
X線撮影装置30には、画像生成部11と、重ね合わせ部12との介在する位置に後述の同角度画像を生成する同角度画像生成部19が更に備えられている。
次に、実施例2に係るX線撮影装置30の断層画像の取得原理について説明する。一連の撮影で取得された74枚のX線透視画像は、画像生成部11で形成された後、同角度画像生成部19に送出され、そこで、たとえば、50枚の同角度画像が形成される。この50枚の同角度画像を重ね合わせ部12で重ね合わせれば、所望のX線断層画像を取得できる。
同角度画像生成部19における動作を説明する。同角度画像生成部19では、まず、得られたX線透視画像をX線管3,およびFPD4の同期移動方向と直交する方向に沿って分割して、例えば50個の短冊状画像を取得する。そして、一連のX線透視画像から得られた(74×50=3,700)個の短冊状画像のうち、曝射されたX線の角度が互いに同一となっている短冊状画像を選択しながらそれらをつなぎ合わせ、同角度画像を取得する。X線透視画像の各々が50分割されていることからすると、50枚の同角度画像が取得されることになる。本発明に係るX線ビームはコーン状となっているが、このような過程を経ることで、周知の長尺X線ビームを使用したX線断層撮影装置における再構成法が適応できる。
同角度画像生成部19が行う画像処理について更に詳細に説明する。図9,図10,および図11は、実施例2に係るX線断層画像の同角度画像形成部の画像処理を説明する模式図である。説明に先立って、FPD4の検出面に撮影されたX線透視画像の各々を、図9(a)〜図9(d)に示すように、X線管3がピッチd毎に移動する度に、図9(e)〜図9(h)に示すように、O1,O2,…、OI,…、OMとする(1≦I≦M)。X線管3がピッチd毎に移動する度にX線管3はX線を間欠的に照射する。すなわち、ピッチd毎に移動する度にX線をパルス照射する。そして、このX線管3に追従して、FPD4も同期的に移動する。
具体的には、最初にX線管3が、図9(a)に示す位置でX線を照射した場合には、次に、ピッチdを移動させた図9(b)に示す位置でX線を照射する。図9(a)でX線をFPD4が検出することでX線透視画像O1(図9(e)を参照)が得られ、図9(b)でX線をFPD4が検出することでX線透視画像O2(図9(f)を参照)が得られる。以下、同様にX線管3がピッチd毎に移動すると、(I−1)番目には、図9(c)に示す位置でX線を照射し、図9(c)でX線をFPD4が検出することでX線透視画像OI(図9(g)を参照)が得られる。最終的には、(M−1)番目には、図9(d)に示す位置でX線を照射し、図9(d)でX線をFPD4が検出することでX線透視画像OM(図9(h)を参照)が得られる。実施例2では図9(a)の撮像開始位置を被検体Mの足側とし、図9(d)の撮像終了位置を被検体Mの頭側とし、図9(a)〜図9(d)とX線管3とFPD4とが移動するのに伴って被検体Mの体軸方向Aに沿って順に移動する。
X線管3がピッチd毎に移動することで、各X線透視画像O1,O2,…、OI,…、OMをピッチd毎に分解することができる。具体的には、図9(i)の拡大図に示すように、X線管3からFPD4を結ぶ照射軸と被検体Mの体軸とのなす角度である投影角度をピッチd毎に、θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θNとする(1≦J≦N)。すると、ピッチd毎に分解された画像は、同一の投影角度θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θNとに分けられた短冊状画像にそれぞれ一致する。
図9(e)に示すようにX線透視画像O1は、ピッチd毎にO11,O12,…、O1J,…、O1(N−1),O1Nと分解され、分解された短冊状画像O11は投影角度θ1で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像O12は投影角度θ2で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像O1Jは投影角度θJで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像O1Nは投影角度θNで照射されて得られた画像となる。
同様に、図9(f)に示すようにX線透視画像O2は、ピッチd毎にO21,O22,…、O2J,…、O2(N−1),O2Nと分解され、分解された短冊状画像O21は投影角度θ1で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像O22は投影角度θ2で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像O2Jは投影角度θJで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像O2Nは投影角度θNで照射されて得られた画像となる。
(I−1)番目には、図9(g)に示すようにX線透視画像OIは、ピッチd毎にOI1,OI2,…、OIJ,…、OI(N−1),OINと分解され、分解された短冊状画像OI1は投影角度θ1で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像OI2は投影角度θ2で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像OIJは投影角度θJで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像OINは投影角度θNで照射されて得られた画像となる。
最終的には、(M−1)番目には、図9(h)に示すようにX線透視画像OMは、ピッチd毎にOM1,OM2,…、OMJ,…、OM(N−1),OMNと分解され、分解された短冊状画像OM1は投影角度θ1で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像OM2は投影角度θ2で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像OMJは投影角度θJで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像OMNは投影角度θNで照射されて得られた画像となる。
このように分解された各画像を、図10,図11に示すように同一の投影角度θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θN毎にそれぞれ合成する。上述したように各X線透視画像O1,O2,…、OI,…、OMは、各ピッチdごとに分解された(すなわち各投影角度θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θNごとに分けられた)画像を、図10(a)〜図10(d),図10(f)〜図10(i),図11(a)〜図11(d),図11(f)〜図11(i)に示すように有している。
例えば、投影角度θ1の場合には、図10(a)に示すX線透視画像O1中の短冊状画像O11と、図10(b)に示すX線透視画像O2中の短冊状画像O21と、…、図10(c)に示すX線透視画像OI中の短冊状画像OI1と、…、図10(d)に示すX線透視画像OM中の短冊状画像OM1とを合成することで、図10(e)に示すように投影角度θ1での同角度画像R1を得る。
同様に、投影角度θ2の場合には、図10(f)に示すX線透視画像O1中の短冊状画像O12と、図10(g)に示すX線透視画像O2中の短冊状画像O22と、…、図10(h)に示すX線透視画像OI中の短冊状画像OI2と、…、図10(i)に示すX線透視画像OM中の短冊状画像OM2とを合成することで、図10(j)に示すように投影角度θ2での同角度画像R2を得る。
(J−1)番目には、投影角度θJの場合には、図11(a)に示すX線透視画像O1中の短冊状画像O1Jと、図11(b)に示すX線透視画像O2中の短冊状画像O2Jと、…、図11(c)に示すX線透視画像OI中の短冊状画像OIJと、…、図11(d)に示すX線透視画像OM中の短冊状画像OMJとを合成することで、図11(e)に示すように投影角度θJでの同角度画像RJを得る。
最終的には、(N−1)番目には、投影角度θNの場合には、図11(f)に示すX線透視画像O1中の短冊状画像O1Nと、図11(g)に示すX線透視画像O2中の短冊状画像O2Nと、…、図11(h)に示すX線透視画像OI中の短冊状画像OINと、…、図11(i)に示すX線透視画像OM中の短冊状画像OMNとを合成することで、図11(j)に示すように投影角度θNでの同角度画像RNを得る。
以上をまとめると、同角度画像生成部19は、分解された各画像を同一の投影角度θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θN毎に合成して、図10(e),図10(j),図11(e),図11(j)に示すように投影角度θ1,θ2,…、θJ,…、θN−1,θN毎の同角度画像R1,R2,…、RJ,…、RNを得る。
重ね合わせ部12は、その合成された同角度画像R1,R2,…、RJ,…、RNに基づいて再構成処理を行って断層画像を得る。再構成処理については、周知のフィルタード・バックプロジェクション(FBP: Filtered Back Projection)(「フィルタ補正逆投影法」とも呼ばれる)を用いて行えばよい。
<X線撮影装置の動作>
次に、実施例2に係るX線撮影装置の動作について説明する。実施例1の構成の特徴を効果的に示す目的で、まず被検体のスポット撮影を行った後、断層撮影を行うものとする。まず、天板2に被検体が載置される。術者が操作卓21を通じてX線管3,FPD4の移動を指示すると、X線管3,FPD4は被検体Mの体軸方向の同一位置に移動する。X線管3,FPD4に挟まれる被検体Mの部分がスポット撮影で透視される被検体Mの関心部位である。
術者が操作卓21を通じてスポット撮影の開始の指示を与えると、X線撮影装置1は、スポット撮影モードとなる。そして、X線管制御部6は、記憶部23からスポット撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部45は記憶部23からスポット撮影用のアナログゲインを取得する。すると、比較的強い放射線を用いたコントラストの高い透視画像Pが画像生成部11にて生成され、これが表示部22により表示される。
次に、術者が操作卓21を通じて被検体の断層撮影の開始の指示を与えると、X線撮影装置1は断層画像撮影モードに切り替わる。そして、X線管制御部6は、記憶部23から断層撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部45は記憶部23から断層撮影用のアナログゲインを取得する。本来は、比較的弱い放射線を用いるので、コントラストの低い透視画像が取得されるはずである。しかし、アンプアレイ制御部45が取得したアナログゲインはスポット撮影時と比べて高いものとなっているので、トランジスタ41tから出力される原信号は高い増幅率で増幅され、コントラストの高い透視画像が画像生成部11にて生成される。断層画像撮影モードのアナログゲインは、図4のテーブルTで示すように10倍となっている。X線管3,およびFPD4は、被検体の体軸方向Aに沿って同一方向に同一速度で移動しながら、複数枚の同角度画像が取得される。
高増幅率で増幅された同角度画像Rには、原信号に重畳していたノイズ成分(偽像)が写りこんでいる。具体的には、図12に示すように、粒状の偽像が同角度画像Rの各々に写りこんでいるのである。もし仮に、これがスポット撮影であれば、この粒状の偽像は除去されない。しかし、断層撮影においては、透視画像Pを重ね合わせる過程で偽像が除去される。原信号に重畳する偽像は経時的に揺らいでいるので、粒状の偽像のパターンは取得された同角度画像Rの間で全て異なっている。この様な粒状の偽像は、重ね合わせ部12が同角度画像Rを重ね合わせる際に相殺され、ノイズの影響が断層画像Cに表れることがない。この様に視認性が優れた断層画像Cが表示部22に表示される。なお、図12における網掛けで現した領域は、同角度画像Rに写りこんだ被検体の透視像である。
実施例2の断層撮影モードにおけるX線管3の単発のX線出力は、実施例1の構成と同様にアンプアレイ44の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定される。
以上のように、実施例1のX線撮影装置1は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、実施例1のX線撮影装置1に備えられたFPD4は、X線を原信号に変換した後、これを増幅して画像生成部11に出力するようになっている。従来の構成では、原信号は撮影モードによらず所定のアナログゲインで増幅される。一方、実施例1によれば、断層画像撮影モードのアナログゲインは、スポット撮影モードにおけるアナログゲインよりも大きくなっている。これにより、断層画像撮影モードの放射線の線量を抑制したとしても、断層画像撮影モードで取得される透視画像Pのコントラストは高いものとなる。
一般に、アナログゲインを高めると、原信号に重畳するノイズ成分も増幅されてしまう。実施例1のX線撮影装置1で透視画像Pを取得すると、図6で説明したようにノイズ成分に起因する偽像が現れ易くなる。しかし、断層画像Cは、複数の透視画像P,同角度画像Rを重ね合わせることで取得されるのである。透視画像P,同角度画像Rを比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像Cには偽像が表れないのである。透視画像同士で偽像の表れ方が異なるのは、原信号に重畳するノイズ成分は経時的に揺らいでおり、複数の透視画像Pはそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるからである。同角度画像Rを構成する短冊状画像もそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるから、短冊状画像に表れた偽像もそういされることになる。
しかも、スポット撮影は、従来通りの低いアナログゲインで行われ、放射線の強度も十分に強いので、スポット撮影における透視画像Pには偽像が表れずに鮮明である。
また、断層画像撮影モードにおけるX線管3の単発の放射線出力が、スポット撮影モードにおけるX線管3の単発の放射線出力よりも小さくなっている。これにより断層画像撮影モードにおける被検体Mの放射線被曝を最小限に抑制することができる。断層画像Cは、複数の透視画像Pを重ね合わせて生成されるので、透視画像Pの各々に多少の偽像が写りこんでいたとしても問題はない。
また、上述の構成によれば、デジタル変換される前に電気信号の増幅が行われる。増幅前の電気信号は、アナログデータであるので、データがアナログの形式のまま増幅を行うようにすれば、原信号の増幅をより忠実に行うことができる。しかも、いったんデジタル処理を行ってしまえば、画像生成部11以降のデータ処理が簡単となるとともに、データの転送に伴う劣化を極力防ぐことができる。
また、上述の構成によれば、術者の指示により断層画像撮影モード、スポット撮影モードを選択できるようになっている。術者がいずれかのモードを選択すれば、それに合わせてアナログゲインの変更が行われるのである。術者は、アナログゲインを気にすることなく撮影を行うことができる。
また、X線管制御部6により断層画像撮影モードにおけるX線管3の単発のX線出力はアンプアレイ44の増幅が飽和しない程度の強さに設定される。この構成は、断層画像撮影モードにおけるX線出力の下限を明確にしたものとなっている。X線管3のX線出力が低いと、それだけアンプアレイ44の増幅率を増加させることになる。このときX線出力があまりに低すぎると、アンプアレイ44の増幅が飽和してしまい、画像の明暗が判然としなくなる。上述の構成によれば、このような飽和現象が生じることがないよう十分な強さのX線で断層画像撮影が行われるので、診断に好適な断層画像Cを取得することができる。
本発明は、上述の各実施例の構成に限られず、次の様な変形実施が可能である。
(1)上述した各実施例は、医用の装置であったが、本発明は、工業用や、原子力用の装置に適用することもできる。
(2)上述した各実施例のいうX線は、本発明における放射線の一例である。したがって、本発明は、X線以外の放射線にも適応できる。
以上のように、本発明は、医用の放射線撮影装置に適している。