JP2009273672A - Ｘ線撮影装置及びｘ線画像システム - Google Patents

Abstract

【課題】視認性の高い立体視用の画像を提供する。
【解決手段】Ｘ線撮影装置は、被写体Ｗを挟んで対向する位置にあるＸ線源２ａ及びＸ線検出器３１ａ、Ｘ線源２ｂ及びＸ線検出器３１ｂの対を、Ｘ線源２ａ、２ｂからのＸ線の照射方向が各対１、２で異なるように複数対備え、前記Ｘ線源及びＸ線検出器の各対１、２において位相コントラスト撮影を行うとともに、この位相コントラスト撮影においては各対のＸ線源２ａ、２ｂからＸ線を同時に照射する。
【選択図】図３

Description

本発明は、Ｘ線撮影装置及びＸ線画像システムに関する。

Ｘ線画像は投影画像であるため、画像診断を行うとき、例えば胸部画像の画像診断の場合には、骨の投影画像によって隠れる部分を観察することができない。また、２次元の投影画像では病変の空間的位置関係を把握しづらい。
Ｘ線画像を読影するにあたっては、観察者の右目の視点から撮影したＸ線画像と、左目の視点から撮影したＸ線画像の２つの画像を用いて立体視することが、従来から一般的に行われている。立体視により、空間的な位置関係が把握しやすくなるとともに、左右のうち一方の視点による死角部分を他方の視点で補うことができる。

このような立体視用のＸ線画像を撮影する装置については、様々な方法のものが開示されている（例えば、特許文献１参照）。
特開２００５−１６８６０１号公報

従来は、図１０に示すように、Ｘ線検出器６を被写体Ｗである患者に密着させて撮影を行うため、立体視用のＸ線画像を得る際にはある一方向からＸ線照射して撮影を行った後、Ｘ線源５の位置を変更して異なる方向から２度目の撮影を行う必要があった。この場合、撮影するタイミングがずれるため、その間に被写体Ｗが動いたりすることがあるが、被写体Ｗが動くと視角の異なる２つのＸ線画像が十分に一致せず、立体視したときにも鮮明な画像を得ることが困難となる。

一方、Ｘ線撮影によって３次元画像を得る方法として、ＣＴ（Computed Tomography）があるが、ＣＴでは患者の周囲を複数回にわたって撮影するため、患者の被曝量が多くなってしまう。また、ＣＴによって得られる３次元画像は、複数回の撮影によって得られた２次元画像から演算により３次元画像を再構成したものであり、空間分解能の高い鮮明な画像を得るには限界がある。

本発明の課題は、視認性の高い立体視用のＸ線画像を提供することである。

本発明によれば、被写体を挟んで対向する位置にあるＸ線源及びＸ線検出器の対を、Ｘ線源からのＸ線の照射方向が各対で異なるように複数対備え、
前記Ｘ線源及びＸ線検出器の各対において位相コントラスト撮影を行うとともに、この位相コントラスト撮影においては各対のＸ線源からＸ線を同時に照射するＸ線撮影装置が提供される。
また、本発明によれば、
請求項１〜４の何れか一項に記載のＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線撮影装置のＸ線検出器により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、立体視用のＸ線画像を生成する生成手段と、
前記立体視用のＸ線画像を出力する出力手段と、
を備えるＸ線画像システム。
また、本発明によれば、
請求項３又は４に記載のＸ線撮影装置と、
前記Ｘ線撮影装置のＸ線検出器により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、Ｘ線エネルギー分布が異なる立体視用のＸ線画像を生成する生成手段と、
前記立体視用に生成したＸ線エネルギー分布が異なるＸ線画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う画像処理手段と、
前記エネルギーサブトラクション処理によって得られた立体視用のＸ線画像を出力する出力手段と、
を備えるＸ線画像システムが提供される。

本発明によれば、１度のＸ線照射で立体視用の複数のＸ線画像を得ることができ、モーションアーティファクトの発生を防止することができる。また、位相コントラスト撮影によるエッジ強調効果及び画像の拡大効果により、観察対象とする構造部分の辺縁が鮮明なＸ線画像を得ることができる。従って、モーションアーティファクトのない、鮮明で視認性の高いＸ線画像をＸ線画像を立体視のために提供することが可能となる。

〈第１実施形態〉
第１実施形態では、複数対のＸ線源及びＸ線検出器により同時に位相コントラスト撮影を行って、立体視用のＸ線画像を作成する例を説明する。

まず、構成を説明する。
図１に、第１実施形態におけるＸ線画像システム１の構成を示す。
図１に示すように、Ｘ線画像システム１は、Ｘ線撮影装置１０、画像処理装置２０、画像サーバ３０、フィルム出力装置４０、表示装置５０を備えて構成されている。各装置１０〜５０はネットワークＮを介して接続されている。ネットワークＮは、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）規格に準拠したＬＡＮ（Local Area Network）である。

Ｘ線画像システム１では、Ｘ線撮影装置１０において被写体にＸ線を照射することによりＸ線画像のデジタルデータを生成し、当該Ｘ線画像に対する各種画像処理を画像処理装置２０により施す。画像処理されたＸ線画像は画像サーバ３０に保存され、フィルム出力装置３０によってフィルム上に出力されたり、表示装置５０に表示出力されたりする。

以下、各構成装置について説明する。
図２は、Ｘ線撮影装置１０の側面図である。
図２に示すように、Ｘ線撮影装置１０はＸ線源２、Ｘ線検出器３１を内蔵する読取部３２、制御部３３、通信部３４等を備えて構成されている。Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源２から被写体Ｗに向けて照射したＸ線のエネルギーをＸ線検出器３１で検出し、そのＸ線エネルギーに応じたＸ線画像のデジタルデータを生成する。

Ｘ線源２は、Ｘ線管等を含んで構成され、制御部３３の撮影制御に従ってＸ線の照射を行う。Ｘ線管は陰極であるフィラメントを真空下で加熱することによって電子を発生させ、陽極との間に電場を形成する。そして、発生させた熱電子を加速して金属面に衝突させることによりＸ線を発生させる。このようなＸ線管は熱電子Ｘ線管或いはクーリッジ管と呼ばれる。現在は、発生させるＸ線量をさらに増すため、熱電子が衝突する金属面を回転させる回転陽極を用いるＸ線管が広く医療現場で使用されている。熱電子を衝突させる金属は、金、白金、銀、銅、タングステン、モリブデン、ロジウム等が挙げられる。

Ｘ線管の陽極に印加する電圧、すなわち管電圧は一般的に１ｋＶｐから５００ｋＶｐの範囲が用いられる。管電圧は、技師や医師により、被写体である患者の体格や撮影部位、Ｘ線検出器３１の特性等によって適切な値を選択すればよい。一般的には人体を被写体とする場合には２０ｋＶｐから１５０ｋＶｐが適切であり、手足の骨の場合は３０〜６０ｋＶｐ、胃腸等の内臓の場合は４０〜１００ｋＶｐ、肺の場合は６０〜１５０ｋＶｐである。

Ｘ線管の陽極はいわゆる固定陽極であっても回転陽極であってもよいが、好ましくは管電流を多く流すことができる回転陽極を用いる。また、特開平１１−１３５０４４号公報に記載のように、回転陽極のターゲット面に複数の傾斜を持たせて放射するＸ線の領域を変化させることが可能なＸ線管を用いることとしてもよい。乳房を撮影部位とする場合には特開２００１−９１４７９５号公報に記載の技術を適用することとしてもよい。

Ｘ線管の焦点サイズ（焦点寸法）は、Ｘ線管の焦点の形状が正方形である場合にはその一辺の長さを指す。また、焦点の形状が円である場合はその直径、長方形である場合にはその長辺の長さを指す。焦点サイズの測定方法としてはピンホールカメラによる方法やマイクロテストチャートを用いる方法等がＪＩＳＺ４７０４に記載されている。通常、焦点サイズはＸ線管のメーカの測定に基づく測定値が製品仕様として示されているが、この焦点サイズは名目上の焦点サイズである。つまり、メーカにより示される焦点サイズは＋５０％程度の許容幅を持っており、本実施形態に係る焦点サイズとは異なるものである。本実施形態では、ＪＩＳＺ４７０４に記載の方法で測定した実効の焦点サイズを採用する。

熱電子Ｘ線管を作動させるには、陽極に高圧を負荷する高電圧装置が必要となる。短時間に高電圧で高電流を流すために、コンデンサ式高電圧装置を使用することができる。また、整流器を通した単相電流、３相電流そしてインバータ式高周波電流を発生させる高電圧発生装置を使用することもできる。中でもインバータ式高電圧発生装置が好ましい。

Ｘ線源２は床固定のＸ線発生装置に内蔵されたものであってもよいし、可動式のＸ線発生装置に内蔵されたものであってもよい。また、Ｘ線源２とＸ線検出器３１とを同時に固定できるＣアーム型若しくはＵアーム型の構造としてもよい。

なお、放射光シンクロトロンＸ線管やカーボンナノチューブを用いたＸ線管等の、新しく開発されたＸ線技術を適用することとしてもよい。このようなＸ線管については「特集：Ｘ線源の新潮流とＸ線画像技術」（日本写真学会誌６５巻第７号、２００２）等にも記載されている。

Ｘ線検出器３１はＸ線エネルギーを検出する。Ｘ線検出器３１としては、Ｘ線エネルギーを吸収、蓄積可能な揮尽性蛍光体プレートやＦＰＤ（Flat Panel Detector）等を適用することができる。
読取部３２は、Ｘ線画像の読取処理を行う。読取処理はＸ線検出器３１により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、Ｘ線画像を生成する処理である。詳細はＸ線検出器３１の種類によって異なるので、以下Ｘ線検出器３１の種類とともに説明する。

揮尽性蛍光体プレートを適用する場合、読取部３２において当該揮尽性蛍光体プレートにレーザ光等の励起光が照射され、蛍光体プレートから出射される輝尽光が光電変換されてＸ線画像の画像信号（アナログ信号）が生成される。すなわち、読取部３２はＸ線画像を生成する生成手段に該当する。読取部３２により生成されたＸ線画像は制御部３３へと出力される。Ｘ線画像の画素サイズは信号を読み取る間隔（サンプリングピッチ）に対応する。

揮尽性蛍光体は特に限定されないが、ユーロピウム賦活のフルオロバリウムハライドを用いることができる。ハライドは塩素、臭素、ヨウ素そしてその混用である。他にもタリウム賦活ヨウ化セシウム、ユーロピウム賦活臭化セシウム、タリウム賦活臭化ルビジウムを用いることができる。揮尽発光を起こす光はレーザ光を用いることが好ましく、それぞれの揮尽性蛍光体の物理的性質からその波長を選択する。揮尽発光は光電子倍増管やＣＣＤ等で読み取られる。このとき、揮尽発光体を保持する基板を透明基板として、揮尽発光を両面から読み取ることが可能である。また、揮尽発光体が柱状結晶である場合は、透明基板側からレーザ光の照射を行い、柱状結晶側から揮尽発光を読み取ることができる。柱状結晶側からレーザ光を照射し、同じ面で揮尽発光を読み取ることもできる。また、レーザ光の照射は複数回照射して揮尽発光を複数回させることも可能である。複数枚、例えば４枚の揮尽性蛍光体プレートを用いて、より広い面積、すなわち半切サイズ又はそれ以上の面積を撮影することもできる。

なお、Ｘ線検出器３１として蛍光体プレートが筐体に収容されたカセッテが用いられた場合には、Ｘ線画像の生成手段としてカセッテ専用の読取装置を備え、当該読取装置を用いて画像信号の読取処理、デジタル化が行われることとなる。

一方、ＦＰＤは入射したＸ線エネルギーに応じて電気信号（画像信号）を生成する変換素子がマトリクス上に配設されたものであり、ＦＰＤ内で直接画像信号（アナログ）を生成する点で上記蛍光体プレートと異なる。ＦＰＤを適用した場合、ＦＰＤ内で生成された電気信号がサンプリングによりデジタル信号に変換され、制御部３３に出力される。

ＦＰＤとしては、照射されるＸ線のエネルギーを直接電荷に変換し、そのＸ線照射量に比例して発生する電荷量を画像信号とする直接型ＦＰＤと、照射されるＸ線のエネルギーを一旦可視光に変換し、その光を光半導体に照射することで光強度に比例する電気信号を得て画像信号とする間接型ＦＰＤの２種類が挙げられる。間接型ＦＰＤにおいては、光半導体を用いずにＣＣＤで発生した可視光を読み出す方式も含まれる。

直接型ＦＰＤに用いる、照射Ｘ線のエネルギーを電荷に変換する変換素子としてはａ−Ｓｅが一般的である。このａ−Ｓｅ板の上下に１０００Ｖ近い電圧をかけてＸ線照射により発生した電子と正孔を分離する。この電荷を一旦キャパシタで蓄え、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）で随時電荷を読み取る。ここで用いるａ−Ｓｅの代わりにヨウ化鉛、ヨウ化水銀、酸化鉛、臭化タリウムを使用することができる。この方式での画素はＴＦＴにより読み取る単位であって、５０〜３００μｍの画素サイズである。高電圧によるＴＦＴの破壊を防ぐため、ツェナーダイオードを用いることが好ましい。ＴＦＴはａ−Ｓｉを用いたＦＥＴ（Field Effect Transistor）が用いられるが、低温ポリシリコン、有機半導体等を使用するＴＦＴが好ましい。また、ＴＦＴの基板はガラスそして樹脂やそれらの複合材料を用いることができる。さらに、２枚又は４枚等のＦＰＤを用いて、より広い面積の撮影を可能としてもよい。

間接型ＦＰＤは照射Ｘ線エネルギーを光に変換するシンチレータ、シンチレータから発光する蛍光を電気エネルギーに変換する光半導体、そして光半導体から２次元平面状に画像信号を読み出すＴＦＴで構成される。シンチレータはＸ線照射により可視光を発光する蛍光体粒子が高分子膜中に分散されたものである。使用する蛍光体はタングステン酸カルシウムやガドリニウムオキシサルファイド等の希土類蛍光体そしてＣｓＩ等である。蛍光体は粒子として高分子媒体にしてもよく、平均粒径が３μｍ以下１μｍ以上の球状の蛍光体粒子を使用することが好ましい。ＣｓＩ等については蒸着技術等によって柱状結晶として使用することが好ましい。特に、希土類蛍光体についてはＸ線スクリーンに用いる蛍光体である特開平６−６７３６５に開示されているものを使用することとしてもよい。

また、光半導体はａ−Ｓｉを主たる組成とするもの、結晶性Ｓｉを主たる組成とするもの等を使用することができる。好ましくは、フラーレンやカーボンナノチューブ、ポリチエフェン等の導電性高分子の混合体を用いる。ここで、使用される光半導体はｎ−ｉ−ｐ型光半導体、ショットキイ型光半導体或いはＭＩＳ型半導体が挙げられる。
間接型ＦＰＤの画素サイズは光半導体の１辺の長さにより決定され、５０μｍ〜３００μｍ程度である。特に、乳房を撮影部位とする場合は１００μｍ以下が好ましく、５０μｍや２５μｍ、さらに１０μｍの画素が好ましい。
ＴＦＴはａ−Ｓｉを用いたＦＥＴが用いられるが、低温ポリシリコン、有機半導体等を使用するＴＦＴが好ましい。また、ＴＦＴの基板はガラスそして樹脂やそれらの複合材料を用いることができる。さらに、２枚又は４枚等のＦＰＤを用いて、より広い面積の撮影を可能としてもよい。

間接型ＦＰＤの他の技術として、シンチレータで発光する光を光ファイバー或いはレンズの集光によりＣＣＤの各画素に導き、ＣＣＤで光エネルギーを電気エネルギーに変換する技術を使用できる。シンチレータからの蛍光を集光するファイバー径或いはレンズの口径で画素サイズが決定される。この場合も画素サイズの好ましい範囲は上記と同様である。また、ＣＣＤのノイズの発生を低減せしめるために、空冷或いは水冷することは好ましい。

制御部３３はＸ線源２と接続されており、Ｘ線源２及び読取部３２の撮影動作の制御操作を行うための操作部や、画像信号をデジタルデータに変換する等の各種信号処理、データ処理を行う処理部等を備えている。

制御部３３では、操作部からの指示に従って、Ｘ線源２や読取部３２等による撮影動作を制御する。例えば、Ｘ線源２における管電圧、管電流、Ｘ線の照射タイミング等のＸ線の照射条件や、読取部３２における読み取りピッチ等の読取条件等が設定操作されている場合、当該条件に一致するようにＸ線源２、読取部３２、通信部３４の動作制御を行う。

通信部３４は、通信用のインターフェイスを備えて、ネットワークＮ上の他の外部装置と通信を行う。例えば、制御部３３の通信制御に従って画像処理装置２０にＸ線画像を送信する。

次に、Ｘ線撮影装置１０において立体視用のＸ線画像を撮影する方法について説明する。
本実施形態に係るＸ線撮影装置１０は、Ｘ線源２とＸ線検出器３１を複数対備えている。また、Ｘ線源２及びＸ線検出器３１の各対は、ステレオ撮影行うため、それぞれＸ線の照射方向が異なるように設置されている。
図３に、２対備えている場合の例を示す。Ｘ線源２ａとＸ線検出器３１ａの１対（この対を対１という）と、Ｘ線源２ｂとＸ線検出器３１ｂの１対（この対を対２という）を上から見た上面図である。

この２対の例では、対１におけるＸ線照射方向は、後に立体視用のＸ線画像を観察する観察者の左目の視点に対応させており、対２におけるＸ線照射方向は右目の視点に対応させている。Ｘ線源２ａ及びＸ線検出器３１ａ、Ｘ線源２ｂ及びＸ線検出器３１ｂの設置位置は、各対１、２で照射されるＸ線が被写体Ｗの観察目的とする構造部分Ｗａで交差し、この交差点ＷａとＸ線源２ａ、２ｂを頂点とする三角形がＸ線源２ａとＸ線源２ｂを結ぶ線を底辺とする２等辺三角形（或いは正三角形）となるように、設定されている。交差点Ｗａにおける輻輳角θは観察者の左右の視線の交角に合わせて設定すればよい。なお、ステレオ撮影のためのＸ線源２の設置位置等の設定方法はこれに限定されず、従来の方法を利用可能である。

図４は、３対備えている例を示す上面図である。この例では、図３に示した２対のＸ線源２ａ及びＸ線検出器３１ａ、Ｘ線源２ｂ及びＸ線検出器３１ｂに、さらにもう一対のＸ線源２ｃ及びＸ線検出器３１ｃ（この対を対３という）を加えている。

図４に示す３対の例では、Ｘ線源２ａ及びＸ線検出器３１ａの対１、Ｘ線源２ｂ及びＸ線検出器３１ｂの対２、Ｘ線源２ｃ及びＸ線検出器３１ａの対３の撮影で得られる３枚のＸ線画像により、立体視による観察を２方向から行うことが可能となる。すなわち、対１により得られたＸ線画像を左目用、対２により得られたＸ線画像を右目用として観察することもできれば、対２によるＸ線画像を左目用、対３によるＸ線画像を右目用として観察することもできる。
このように、Ｘ線源２及びＸ線検出器３１の対の数を増やせば観察する方向も増え、立体視の視野角を広げることができる。

Ｘ線撮影装置１０では、上述したような複数対のＸ線源２及びＸ線検出器３１によりステレオ撮影を行うだけでなく、各対で位相コントラスト撮影を行う。位相コントラスト撮影とは、Ｘ線源２と被写体Ｗ間の距離、被写体ＷとＸ線検出器３１間の距離、Ｘ線源２の焦点径や管電圧を所定の範囲とせしめることで、画像の拡大効果、被写体辺縁のエッジ強調効果を得ることができる撮影方法をいう。

位相コントラスト撮影を行うため、図３や図４に示すように、Ｘ線撮影装置１０では、Ｘ線源２と被写体Ｗとの間、被写体ＷとＸ線検出器３１との間に距離が設けられる。
被写体ＷとＸ線検出器３１間に距離を設けずに密着させて撮影した場合、被写体Ｗを透過したＸ線はすぐにＸ線検出器３１で検出されるので、得られるＸ線画像は被写体Ｗとほぼ同一のサイズ（以下、ライフサイズという）となる。一方、Ｘ線源２と被写体Ｗとの間、被写体ＷとＸ線検出器３１との間に距離を設けた場合、図５に示すようにＸ線源２からコーンビーム状に照射されたＸ線は被写体Ｗを透過した後、なおコーンビーム状にＸ線検出器３１に入射するため、得られるＸ線画像はライフサイズに比して拡大されたサイズとなる。

拡大画像のライフサイズに対する拡大率Ｍは、Ｘ線源２から被写体Ｗまでの距離をＲ１、被写体ＷからＸ線検出器３１までの距離をＲ２、Ｘ線源２からＸ線検出器３１までの距離をＲ３（Ｒ３＝Ｒ１＋Ｒ２）とすると、下記式（１）により表すことができる。
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１） 拡大率Ｍは、距離Ｒ１及びＲ２を増減することにより調整が可能である。
撮影室内等、距離Ｒ３の設定に制限がある場合には、距離Ｒ３は固定し、その固定した距離Ｒ３の中で距離Ｒ１、Ｒ２の比率を変えればよい。

位相コントラスト撮影では、画像のサイズが拡大されるだけではなく、エッジ強調効果をも得ることができる。図６に示すように、位相コントラスト撮影では被写体Ｗの辺縁を通過することにより屈折したＸ線が被写体Ｗを介さずに通過したＸ線と重なり合い、重なった部分のＸ線強度が強くなる現象が生じる。一方で、屈折したＸ線の分だけ、被写体Ｗの辺縁内側の部分においてＸ線強度が弱くなる現象が生じる。そのため、被写体Ｗの辺縁を境にしてＸ線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ強調効果ともいう）が働き、辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高いＸ線画像が得られることとなる。

位相コントラスト撮影を行うため、Ｘ線撮影装置１０ではＸ線源２の管電圧、焦点径、距離Ｒ１、Ｒ２又は拡大率等の撮影条件を調整する。例えば、Ｘ線源２の管電圧を１８〜１５０ｋＶｐ、焦点サイズを５０μｍ以上５００μｍ以下、距離Ｒ１を０．１ｍ以上２．５ｍ以下、拡大率Ｍを１．２〜２０倍と、調整することができる。被写体Ｗである患者の対角や撮影部位、Ｘ線検出器３１の特性等によって適切な値を選択すればよい。他にも位相コントラスト撮影時の撮影条件については、特開２００１−２３８８７１号公報、特開２００１−２９９７３３号公報、特開２００２−８５３８９号公報、特開２００２−１５９４８２号公報等に開示されている条件を用いることができる。

撮影は、各対のＸ線源２が同時にＸ線を照射することにより、同時に行う。同時とは、Ｘ線照射を開始する時間を全く同じとする場合だけでなく、略同時とする場合も含む。略同時の場合としては、Ｘ線照射する開始時間の差が３秒以下、好ましく１秒以下である。このような同時撮影は、制御部３３によって各対のＸ線源２のＸ線照射タイミングを調整することにより実現してもよいし、撮影者が各対のＸ線源２について同時にＸ線照射の指示操作を行うことにより実現してもよい。

同時撮影を行うのは各対のＸ線検出器３１によって得られるＸ線画像にモーションアーティファクト（被写体Ｗの動きによるぶれ等の画質劣化）が発生することを防止するためである。このように、同時にＸ線の照射が可能となるのは、位相コントラスト撮影法を採用したからである。すなわち、位相コントラスト撮影では被写体ＷとＸ線検出器３１間に距離を設けているため、異なるＸ線照射方向に合わせてそれぞれＸ線検出器３１を設置することができるからである。密着撮影では被写体ＷとＸ線検出器３１間に距離がないため、設置できるＸ線検出器３１は１台のみであり、Ｘ線の照射方向を変えて撮影する毎にＸ線検出器３１を交換するか、Ｘ線画像を一旦読み取る必要がある。その間、被写体Ｗに動きが生じるため、モーションアーティファクトが生じることとなる。

撮影後は、各対のＸ線検出器３１により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、読取部３２によりＸ線画像が生成され、制御部３３によって画像処理装置２０に転送される。

画像処理装置２０は、Ｘ線撮影装置１０により生成された撮影画像に対し、各種画像処理を施すものである。画像処理装置２０は、図７に示すように、制御部２１、操作部２２、表示部２３、通信部２４、記憶部２５、画像処理部２６等を備えたコンピュータであり、画像処理プログラムと制御部２１との協働により各種画像処理を実現するものである。

制御部２１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等からなり、記憶部２５に記憶された各種制御プログラムをＣＰＵにより読み出して
ＲＡＭに展開し、これらプログラムに従って各種演算や各部の集中制御を行う。

操作部２２は、マウスやキーボード等を備えてこれらの操作に応じた操作信号を生成し、制御部２１に出力する。
表示部２３は、ディスプレイを備えて制御部２１の制御に従って各種表示画面を表示する。

通信部２４は、ネットワークインターフェイスカード等の通信用インターフェイスを備え、ネットワークＮ上の外部装置と通信を行う。
記憶部２５は、制御部２１において実行される各種プログラムや画像処理部２６において実行される画像処理プログラム、その実行に必要なパラメータやデータ等を記憶している。

画像処理部２６は、画像処理プログラムに従って各種画像処理を実行する。
例えば、Ｘ線画像を出力するとき、Ｘ線画像の入力信号に対する出力信号が１：１となる関係が好ましい。よって、画像処理部２６ではＳ字状の変換曲線を用いてＸ線画像の濃度変換を行う。このとき、変換曲線を調整することにより、信号値が大きい領域や小さい領域では特に緩やかなコントラストとなるように濃度変換することも可能である。

また、位相コントラスト撮影によって得られたＸ線画像は、エッジ強調効果により被写体Ｗの辺縁部分が強調されている。よって、画像処理部２６によりアンシャープマスク処理を行い、さらに辺縁部分を強調することが好ましい。アンシャープマスク処理時、画像信号の信号値の変化が大きいものほど強調を強め、変化の少ないものほど強調を小さくすることで、画像ノイズを低減することができる。

また、画像処理部２６はＸ線画像の画像信号を空間周波数に分解し、特定の空間周波数を強調する周波数強調処理を施す。強調する周波数は撮影部位毎に決定すればよい。

また、ステレオメガネを用いる余色法等のような立体視を行う場合、左目用、右目用に生成された複数のＸ線画像を１枚の画像とする場合がある。この場合は、画像処理部２６において左目用、右目用のＸ線画像を用いて１枚の立体視用のＸ線画像を作成する。例えば、右目のレンズ部分が赤色、左目のレンズ部分が青色のステレオメガネを使用する場合、左目用のＸ線画像を赤色、右目用のＸ線画像を青色に色変換し、重ねて１枚の画像とする。

画像サーバ３０は、画像処理装置２０によって画像処理されたＸ線画像をデータベース化して保存する。保存したＸ線画像は、フィルム出力装置４０によるフィルム出力や、表示装置５０による表示出力に供される。

フィルム出力装置４０は、フィルム上にＸ線画像を出力する出力手段である。例えば、右目用、左目用の２枚のＸ線画像がある場合、医師はそれらＸ線画像が出力された２枚のフィルムをシャーカステン上に並べて、交差法や平行法による立体視を行うことができる。

表示装置５０は、ディスプレイ上にＸ線画像を表示出力する出力手段である。立体視用に生成されたＸ線画像については、立体視用の表示を行う。例えば、右目用、左目用の２枚のＸ線画像がある場合、これらを１画面上に並べて表示する。医師は表示されたＸ線画像により交差法等による立体視を行うことができる。

３対のＸ線源２及びＸ線検出器３１により３枚のＸ線画像が得られている場合、そのうちＸ線の照射方向が隣接する２枚を１組として１画面上に並べて表示する。例えば、対１と対２のＸ線画像を１画面上に並べて表示した後、表示を切り替えて対２と対３のＸ線画像を１画面上に並べて表示する。これにより、２方向からの立体視が可能となる。

なお、立体視用に複数のＸ線画像を並べて表示できるのであれば、複数の並列に設置されたディスプレイを備えて各ディスプレイに１枚づつＸ線画像を表示することとしてもよい。また、ステレオメガネを使用する立体視用に１枚の画像を作成した場合には、１枚のみの表示となる。他にも立体視の方法によって画像を連続的に切り替えて表示する必要がある場合等があるので、立体視の方法に応じた表示方法を選択すればよい。

以上のように、第１実施形態によれば、立体視用のＸ線画像を得るためのステレオ撮影を行うのに、複数対のＸ線源２とＸ線検出器３１を備える。また、Ｘ線源２及びＸ線検出器３１の各対により位相コントラスト撮影を行い、撮影時は複数対のＸ線源２から同時にＸ線を照射する。位相コントラスト撮影法を採用することにより、Ｘ線源２及びＸ線検出器３１を複数対備えることができ、異なる方向から同時にＸ線照射を行うステレオ撮影が可能となる。これにより１度のＸ線照射で立体視用の複数のＸ線画像を得ることができ、モーションアーティファクトの発生を防止することができる。また、エッジ強調効果及び画像の拡大効果により、観察対象とする構造部分の辺縁部が鮮明なＸ線画像を得ることができる。従って、モーションアーティファクトのない、鮮明で視認性の高いＸ線画像を提供することが可能となる。

また、Ｘ線源２及びＸ線検出器３１の対数を増やすことで、視野角を広げることができ、ＣＴほどＸ線被曝量を増加させることなく、簡便な方法で立体視が可能なＸ線画像を提供することができる。

立体視用に生成されたＸ線画像は、画像処理装置２０によって必要な画像処理を施した後、表示装置５０において立体視用の表示を行うので、医師は視認性の高いＸ線画像により立体視を行うことが可能となる。

〈第２実施形態〉
第２実施形態では、複数対のＸ線源及びＸ線検出器により同時にＸ線を照射して位相コントラスト撮影を行うのに加え、エネルギーサブトラクション用に複数対のうちの少なくとも１対を他の対とは異なるＸ線エネルギーとして、被写体Ｗの構造物毎に立体視用のＸ線画像を作成する例を説明する。

第２実施形態に係るＸ線画像システム及びＸ線撮影装置は、第１実施形態に係るＸ線画像システム１及びＸ線撮影装置１０と構成は同じであり、動作が異なるのみである。よって、同一の構成部分には同一の符号を付して図示及び説明を省略し、異なる動作部分のみについて説明する。

Ｘ線撮影装置１０は、第１実施形態と同様に、ステレオ撮影用に異なるＸ線照射方向となるように設置された複数対のＸ線源２及びＸ線検出器３１により、同時にＸ線を照射して位相コントラスト撮影を行うが、その複数対のうち少なくとも１対のＸ線源２及びＸ線検出器３１については使用するＸ線エネルギーを他の対と異なるものとする。

図４に示した３対のＸ線源２ａ〜２ｃ及びＸ線検出器３１ａ〜３１ｃの例を挙げて説明する。
図４に示す３対の例では、Ｘ線源２ａ及びＸ線検出器３１ａの対１、Ｘ線源２ｂ及びＸ線検出器３１ｂの対２のＸ線エネルギーと、Ｘ線源２ｃ及びＸ線検出器３１ｃの対３のＸ線エネルギーとに差を持たせる。このとき、位相コントラスト撮影の撮影条件の範囲内としなければならない。例えば、位相コントラスト撮影の管電圧の条件が１８〜１５０ｋＶｐであれば、その範囲内でＸ線源２ａ、２ｂの管電圧を６０ｋＶｐ等の低エネルギーとし、Ｘ線源２ｃの管電圧を１２０ｋＶｐ等の高エネルギーとする。

エネルギーサブトラクション用にＸ線エネルギーを調整して撮影を行う他は、第１実施形態と同様の撮影方法によりＸ線画像を得る。このとき、複数対のＸ線検出器３１によって複数のＸ線画像が得られるが、各Ｘ線画像はそのＸ線エネルギー分布に差があるものが混在することになる。

画像処理手段である画像処理装置２０では、画像処理部２６により立体視用のＸ線画像にエネルギーサブトラクション処理を施すことが可能である。エネルギーサブトラクション処理とは、同一被写体のＸ線画像であってＸ線エネルギーの分布が異なる複数のＸ線画像を用いて、内臓等の軟部や骨等、Ｘ線吸収係数の異なる構造物毎に画像化する手法である。

図８を参照して具体的な処理の内容を説明する。図８は、エネルギーサブトラクション処理を行う主な構成部分と、処理過程で生成される画像を示す図である。立体視用に生成されたＸ線画像は、Ｘ線エネルギーの高い方をＨ、低い方をＬで表す。
図８に示すように、減算部２６１において、高エネルギーのＸ線画像Ｈと低エネルギーのＸ線画像Ｌとを用いて、所定の重み付け係数により加重減算処理を行う。この加重減算処理によって得られるのは、骨部が消去された画像Ｂ０である。次に、平滑化フィルタ２６２によって、骨部が消去された画像Ｂ０に対し数画素のマスク範囲毎に平均値を出力する平滑化フィルタ処理を施し、平滑化された軟部画像Ｆｂ１を得る。

一方、加算平均部２６３では高エネルギーのＸ線画像Ｈと低エネルギーのＸ線画像Ｌとを加算してその平均値をとることにより、加算平均画像Ａを生成する。減算部２６４では、加算平均画像Ａから軟部画像Ｆｂ１を減算することにより、軟部が消去された骨部画像Ｓ１を得る。平滑化フィルタ２６５は、骨部画像Ｓ１に平滑化フィルタ処理を施し、平滑化された骨部画像Ｆｓ１を得る。減算部２６６では、加算平均画像Ａから平滑化された骨部画像Ｆｓ１を減算して骨部が消去された軟部画像（肺野が画像化されたもの）Ｂ１を得る。

平滑化フィルタ２６５では、エッジを劣化させることなく中高周波数成分をカットするようなエッジ保存平滑化フィルタを適用するとよい。また、ノイズ以外の信号成分までカットすると、軟部画像には骨部にあたる信号の一部が偽信号として重畳し、骨部画像には軟部にあたる信号の一部が偽信号として重畳してしまう。よって、求めた軟部画像Ｂ１を図８の点線で示すように軟部画像Ｂ０に置き換えて、マスクのサイズ等を変えながら、再度平滑化フィルタ２６２、２６５等によって、軟部画像Ｂ１と骨部画像Ｓ１とを交互に求める処理を数回繰り返し、十分ノイズを除去した後に、軟部画像と骨部画像を出力する構成としてもよい。

また、簡便な画像処理方法として、加算平均画像Ａの作成や、平滑化フィルタ２６２又は２６５によるフィルタ処理を省略することとしてもよい。さらに、一回（一周期）の演算で軟部画像Ｂ０と骨部画像Ｓ１を作成するのみとし、演算時間の短縮化を図ってもよい。

図９に、エネルギーサブトラクション処理に用いられるＸ線画像Ｈ、Ｌ、エネルギーサブトラクション処理によって得られる骨部画像Ｓ１、軟部画像Ｂ１の一例を示す。図９に示すように、骨部画像Ｓ１はエネルギーサブトラクション処理によって軟部の画像信号が減弱され、骨部が強調される結果、骨部のみ画像化されている。軟部画像はその逆であり、軟部の肺野のみ画像化されている。

上述した３対の例では、対１により得られた高エネルギーのＸ線画像Ｈと、対３によって得られた低エネルギーのＸ線画像Ｌとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行い、左目用の骨部画像、軟部画像をそれぞれ得る。同様に、右目用の骨部画像、軟部画像を得るため、対２によって得られた高エネルギーのＸ線画像Ｈと対３によって得られた低エネルギーのＸ線画像Ｌとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う。これにより、骨部、軟部の構造物毎に立体視用のＸ線画像を提供することができる。
なお、対１〜３のうち、どの対のＸ線エネルギーを高くし、低くするかの組合せは任意であり、本実施形態で挙げた組合せの例に限らない。

表示装置５０では、対１により得られたＸ線画像を左目用、対２によって得られたＸ線画像を右目用として、立体視用の表示を行う。また、エネルギーサブトラクション処理によって得られた左目用、右目用の骨部画像、軟部画像についても同様に立体視用の表示を行う。これにより、医師は元のＸ線画像だけでなく、骨部画像、軟部画像の立体視を行うことができる。

以上のように、第２実施形態によれば、ステレオ撮影用に異なるＸ線照射方向となるように設置された複数対のＸ線源２及びＸ線検出器３１により、同時にＸ線を照射して位相コントラスト撮影を行うとともに、その複数対のうち少なくとも１対のＸ線源２及びＸ線検出器３１については使用するＸ線エネルギーを他の対と異なるものとする。これにより、第１実施形態と同様に、モーションアーティファクトがなく、エッジ強調効果及び画像の拡大効果による鮮明で視認性の高いＸ線画像を提供することが可能となる。加えて、Ｘ線エネルギーの異なるＸ線画像を得ることができるので、エネルギーサブトラクション処理によってエネルギー吸収率の異なる構造物毎に立体視できるＸ線画像を提供することが可能となる。なお、同時には、第１実施形態と同様にＸ線の照射を全く同じ時間に開始する場合だけでなく、略同時の場合も含む。略同時とする場合、通常は高Ｘ線エネルギーでの撮影時間は短いので、低Ｘ線エネルギーでの撮影の方を早くＸ線照射を開始する方とすることが好ましい。

画像処理装置２０では、Ｘ線エネルギー分布が異なるＸ線画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、骨部や軟部等の構造物毎に画像化したＸ線画像を生成する。表示装置５０ではエネルギーサブトラクション処理によって得られたＸ線画像を用いて立体視用の表示を行うので、医師は視認性の高いＸ線画像により構造物毎の立体視を行うことが可能となる。

なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されない。
例えば、Ｘ線画像システムのシステム設計は適宜変更することとしてもよい。例えば、小さな医療機関であれば１台のコンピュータ端末で画像処理や画像表示を行うことが多いので、画像処理装置２０の画像処理機能や、表示装置５０の表示機能等を１台のコンピュータに組み込むこととしてもよい。

また、立体視用のＸ線画像は表示出力するだけでなく、フィルム出力装置４０によりフィルム出力することとしてもよい。この場合、複数枚ある立体視用のＸ線画像をそれぞれ１枚のフィルムに１画像づつ出力することとしてもよいし、１枚のフィルムに左目用のＸ線画像、右目用のＸ線画像を並べて出力することとしてもよい。

また、撮影や画像処理に係るプログラムのコンピュータ読み取り可能な媒体としては、ＲＯＭ、フラッシュメモリ等の不揮発性メモリ、ＣＤ-ＲＯＭ等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。
また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウエーブ(搬送波)も本発明に適用される。

本実施形態におけるＸ線画像システムの構成を示す図である。 図１のＸ線撮影装置の側面図である。 Ｘ線源及びＸ線検出器を２対備えた例を示す図である。 Ｘ線源及びＸ線検出器を３対備えた例を示す図である。 位相コントラスト撮影を説明する図である。 位相コントラスト撮影によるエッジ強調作用を説明する図である。 図１の画像処理装置の構成を示す図である。 エネルギーサブトラクション処理を行う主な構成部分と、処理過程で生成される画像を示す図である。 エネルギーサブトラクション処理に用いる画像、エネルギーサブトラクション処理によって生成される画像の一例を示す図である。 従来の立体視用のＸ線画像の撮影方法を説明する図である。

符号の説明

１ Ｘ線画像システム
１０ Ｘ線撮影装置
２、２ａ、２ｂ、２ｃ Ｘ線源
３１、３１ａ、３１ｂ、３１ｃ Ｘ線検出器
２０ 画像処理装置
２６ 画像処理部
３０ 画像サーバ
４０ フィルム出力装置
５０ 表示装置

Claims (6)

1. 被写体を挟んで対向する位置にあるＸ線源及びＸ線検出器の対を、Ｘ線源からのＸ線の照射方向が各対で異なるように複数対備え、
   前記Ｘ線源及びＸ線検出器の各対において位相コントラスト撮影を行うとともに、この位相コントラスト撮影においては各対のＸ線源からＸ線を同時に照射するＸ線撮影装置。
2. 前記Ｘ線源及びＸ線検出器を２対備え、
   前記２対のうち一方の対のＸ線の照射方向を観察者の左目の視点に対応させ、他方の対のＸ線の照射方向を観察者の右目の視点に対応させる請求項１に記載のＸ線撮影装置。
3. 前記複数対のＸ線源及びＸ線検出器のうち、少なくとも１対のＸ線源及びＸ線検出器のＸ線エネルギーを他の対と異なるものとする請求項１に記載のＸ線撮影装置。
4. 前記Ｘ線源及びＸ線検出器を３対備え、
   前記３対のうち２対はＸ線の照射方向をそれぞれ観察者の左右の視点に対応させ、残り１対のＸ線源のＸ線エネルギーを他の２対と異なるものとする請求項３に記載のＸ線撮影装置。
5. 請求項１〜４の何れか一項に記載のＸ線撮影装置と、
   前記Ｘ線撮影装置のＸ線検出器により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、立体視用のＸ線画像を生成する生成手段と、
   前記立体視用のＸ線画像を出力する出力手段と、
   を備えるＸ線画像システム。
6. 請求項３又は４に記載のＸ線撮影装置と、
   前記Ｘ線撮影装置のＸ線検出器により検出されたＸ線エネルギーに基づいて、Ｘ線エネルギー分布が異なる立体視用のＸ線画像を生成する生成手段と、
   前記立体視用に生成したＸ線エネルギー分布が異なるＸ線画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う画像処理手段と、
   前記エネルギーサブトラクション処理によって得られた立体視用のＸ線画像を出力する出力手段と、
   を備えるＸ線画像システム。

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