JP2010158392A - 放射線発生装置および放射線画像撮影装置 - Google Patents
放射線発生装置および放射線画像撮影装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2010158392A JP2010158392A JP2009002611A JP2009002611A JP2010158392A JP 2010158392 A JP2010158392 A JP 2010158392A JP 2009002611 A JP2009002611 A JP 2009002611A JP 2009002611 A JP2009002611 A JP 2009002611A JP 2010158392 A JP2010158392 A JP 2010158392A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- electron
- target
- electron beam
- emitted
- 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.)
- Withdrawn
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 215
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims description 18
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 claims abstract description 73
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims abstract description 32
- 238000000605 extraction Methods 0.000 claims description 29
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 abstract description 9
- 239000011669 selenium Substances 0.000 description 14
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 10
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 7
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 7
- 239000000463 material Substances 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 7
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 6
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N Carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N Selenium Chemical compound [Se] BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 230000037182 bone density Effects 0.000 description 3
- 239000002041 carbon nanotube Substances 0.000 description 3
- 229910021393 carbon nanotube Inorganic materials 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 229910052500 inorganic mineral Inorganic materials 0.000 description 3
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 3
- 239000011707 mineral Substances 0.000 description 3
- 229910052711 selenium Inorganic materials 0.000 description 3
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 2
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- XQPRBTXUXXVTKB-UHFFFAOYSA-M caesium iodide Chemical compound [I-].[Cs+] XQPRBTXUXXVTKB-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 2
- QLAFITOLRQQGTE-UHFFFAOYSA-H gadolinium(3+);trisulfate Chemical compound [Gd+3].[Gd+3].[O-]S([O-])(=O)=O.[O-]S([O-])(=O)=O.[O-]S([O-])(=O)=O QLAFITOLRQQGTE-UHFFFAOYSA-H 0.000 description 2
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 208000001132 Osteoporosis Diseases 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- 239000007772 electrode material Substances 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 239000010408 film Substances 0.000 description 1
- 229910001385 heavy metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000010030 laminating Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000000059 patterning Methods 0.000 description 1
- 238000000206 photolithography Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 1
- 229910052703 rhodium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
【課題】2ショットエネサブにおける体動アーチファクトを低減させる。
【解決手段】互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲット16,17が配置されたターゲット部材15bに対し、複数の電子源15aから電子線を射出し、各電子源15aから射出された電子線を偏向部15eによって偏向して選択的に複数種類のターゲット16,17に衝突させて各ターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出させることによって、互いに異なるスペクトルを有する放射線の照射の切替時間を短縮させる。
【選択図】図3
【解決手段】互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲット16,17が配置されたターゲット部材15bに対し、複数の電子源15aから電子線を射出し、各電子源15aから射出された電子線を偏向部15eによって偏向して選択的に複数種類のターゲット16,17に衝突させて各ターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出させることによって、互いに異なるスペクトルを有する放射線の照射の切替時間を短縮させる。
【選択図】図3
Description
本発明は、放射線発生装置およびその放射線発生装置を用いた放射線画像撮影装置に関するものである。
従来、X線の吸収特性は人体組織およびその正常によって異なり、さらに照射するX線のエネルギーによってもこの吸収特性が異なることを利用して、特定の組織をX線画像から削除あるいは強調して画像診断に利用する技術が広く知られている。
その中でも、2つの異なるエネルギースペクトルを有するX線を被写体に順次照射して2つの放射線画像を取得し、各放射線画像に重み付けをして差分する2ショットエネルギーサブトラクション(以下、「2ショットエネサブ」という)は、近年普及してきたフラットパネルディテクタを用いた放射線画像撮影装置の一機能として提案されている(たとえば、特許文献1から特許文献3参照)。
しかしながら、2ショットエネサブは時間的に異なる瞬間のX線画像を取得せざるを得ないため、心臓のように静止が不可能な部位や呼吸停止が困難な被験者、特に幼児などでは、被写体の動きによるアーチファクト(体動アーチファクト)が起こり、これにより診断画質が著しく低下するといった問題がある。
この問題に対し、2ショット間の間隔を短くするための工夫、たとえば、X線エネルギーを高速に切り替える方法や放射線画像検出器の読出し時間を短縮する方法が提案されている。さらに2ショット間の体動によってずれたX線画像を変形と位置合わせによって合わせる画像処理による工夫や、心拍に同期して撮影することで体動の影響を抑制するといった撮影方法により工夫が研究されているがまだ十分ではない。
本発明は、上記の事情に鑑み、上記のような2ショットエネサブにおける体動アーチファクトを低減することができる放射線発生装置および放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。
本発明の第1の放射線発生装置は、電子線を射出する複数の電子源と、互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットが配置され、電子源から射出された電子線が衝突することにより複数種類のターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出するターゲット部材と、各電子源から射出された電子線を偏向させて複数種類のターゲットにそれぞれ選択的に照射する偏向部とを備えたことを特徴とする。
本発明の第2の放射線発生装置は、電子線を射出する複数の電子源と、互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットがそれぞれ各電子源に対応して配置され、各電子源から射出された電子線が各電子源に対応するターゲットに衝突することにより各ターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出するターゲット部材と、各電子源から射出された電子線の各電子源に対応するターゲットへの照射を選択的に制御することによって各ターゲットから異なるスペクトルの放射線が異なるタイミングで射出されるように制御する電子線照射制御部とを備えたことを特徴とする。
また、上記本発明の第2の放射線発生装置においては、電子線照射制御部を、各電子源と各電子源に対応する各ターゲットとの間に設けられ、電子線の通過を制限するゲート電極への印加電圧を切り替えることによって電子線のターゲットへの照射を制御するものとすることができる。
また、電子線照射制御部を、各電子源と各電子源に対応するターゲットとの間に設けられた引出電極と各電子源と間の電位差を切り替えることによって電子線のターゲットへの照射を制御するものとすることができる。
本発明の放射線画像撮影装置は、上記本発明の第1または第2の放射線発生装置と、放射線発生装置から射出された放射線の照射を受けて放射線画像を検出する放射線画像検出器とを備えたことを特徴とする。
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器を、放射線発生装置から射出された異なるスペクトルの放射線の照射を受けて、各スペクトルの放射線に対応する放射線画像をそれぞれ検出するものとし、その各スペクトルの放射線に対応する放射線画像に基づいてエネルギーサブトラクション画像を取得するエネルギーサブトラクション画像取得部を設けることができる。
また、放射線画像検出器を、異なるスペクトルの放射線が照射されることにより電荷を発生するセンサ部と、異なるスペクトルの放射線の照射によってセンサ部においてそれぞれ発生した電荷を各スペクトルの放射線の照射毎に蓄積する複数の電荷蓄積部と、センサ部に対して複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第1の切替部と、各電荷蓄積部に蓄積された電荷が読み出される信号配線に対して複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第2の切替部とを備えたものとすることができる。
本発明の第1の放射線発生装置によれば、互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットが配置されたターゲット部材に対し、複数の電子源から電子線を射出し、各電子源から射出された電子線を偏向部によって偏向して選択的に複数種類のターゲットに衝突させて各ターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出させるようにしたので、互いに異なるスペクトルを有する放射線の照射の切替時間を短縮することができ、2ショットエネサブにおける体動アーチファクトを低減することができる。
本発明の第2の放射線発生装置によれば、複数の電子源を設け、互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットがそれぞれ各電子源に対応して配置されたターゲット部材に対し、各電子源から射出された電子線を選択的に各ターゲットに照射し、各ターゲットから異なるスペクトルの放射線が異なるタイミングで射出されるようにしたので、上記第1の放射線発生装置と同様に、互いに異なるスペクトルの放射線の照射の切替時間を短縮することができ、2ショットエネサブにおける体動アーチファクトを低減することができる。
また、上記本発明の第2の放射線発生装置において、各電子源と各電子源に対応する各ターゲットとの間に設けられ、電子線の通過を制限するゲート電極への印加電圧を切り替えることによって電子線のターゲットへの照射を制御するようにしたり、また、各電子源と各電子源に対応するターゲットとの間に設けられた引出電極と各電子源と間の電位差を切り替えることによって電子線のターゲットへの照射を制御したりした場合には、より簡易な構成と制御で放射線の切替えを行うことができる。
また、上記本発明の第1または第2の放射線発生装置を備えた放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器として、異なるスペクトルの放射線が照射されることにより電荷を発生するセンサ部と、異なるスペクトルの放射線の照射によってセンサ部においてそれぞれ発生した電荷を各スペクトルの放射線の照射毎に蓄積する複数の電荷蓄積部と、センサ部に対して複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第1の切替部と、各電荷蓄積部に蓄積された電荷が読み出される信号配線に対して複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第2の切替部とを備えたものを用いるようにした場合には、後述するように、たとえば、2回目の放射線の照射の間に、その前に検出された1回目の放射線の照射に基づく放射線画像の読出しを行うことができるので、1回目の放射線に基づく放射線画像の読出しの時間を確保する必要がなく、1回目の放射線の照射と2回目の放射線の照射とを間隔をおくことなく連続して行うことができ、2ショットエネサブにおける体動アーチファクトをより低減することができる。
以下、図面を参照して本発明の放射線発生装置の第1の実施形態を用いた放射線画像撮影装置について説明する。図1に本放射線画像線撮影装置の概略構成を示す。図2に図1に示す放射線画像撮影装置の上面図(X−R断面図)を示す。図2の紙面厚さ方向が図1のY方向である。
放射線画像撮影装置は、図1に示すように、放射線を被写体10に向かって照射する放射線照射部1と、被写体10を透過した放射線が照射され、被写体10の放射線画像を検出する放射線画像検出器2と、放射線画像検出器2により検出された放射線画像に基づいてエネルギーサブトラクション画像を取得するエネルギーサブトラクション画像取得部3とを備えている。
放射線照射部1は、図1に示すように、放射線を射出する多数の放射線発生装置1aが2次元状に平面に沿って配列されたものである。そして、各放射線発生装置1aから射出された放射線は、被写体を透過した後、放射線画像検出器2により検出されるが、各放射線発生装置1aは、各放射線発生装置1aから射出されて被写体を透過した放射線が、被写体の投影像の一部分を形成するように分散配置されている。つまり、各放射線発生装置1aから射出された放射線により形成される被写体の部分的な投影像の結合により被写体の全体の投影像が形成される。
図3に、各放射線発生装置1aの概略構成を示す。放射線発生装置1aは、図3に示すように、電子線を射出する多数の電子源15aと、その各電子源15aから射出された電子線の衝突により放射線を射出するターゲット部材15bと、各電子源15aとターゲット部材15bとの間に設けられ、各電子源15aから電子線を射出させるとともにターゲット部材15bに向かって電子を加速させる引出電極15cと、各電子源15aから射出された電子線を集束させる電子レンズ15dと、各電子源15aから射出された電子線をX方向について2方向に選択的に偏向する偏向器15eとを備えている。
電子源15aは、たとえば、カーボンナノチューブなどにより形成され、陰極として構成されている。電子源15aは、1つの放射線発生装置1a内にX方向について1次元状に配列してもよいし、X−Y方向について2次元状に配列してもよい。
ターゲット部材15bは陽極として構成され、図3に示すように、第1のターゲット16と第2のターゲット17とがX方向について交互に配置されている。第1のターゲット16と第2のターゲット17とは、電子線の衝突によってそれぞれ互いに異なるスペクトルを有する放射線を射出するものである。第1のターゲット16および第2のターゲット17の材料としては、たとえば、W、Cu、Mo、Rhなど医療用X線管のターゲットとして用いられるあらゆる元素を利用することができる。
そして、ターゲット部材15bにおける第1のターゲット16と第2のターゲット17とはこれらの1組が1つの電子源15aに対応するように配置され、図3に示すように、各電子源15aから射出され、偏向器15eによって一方の方向に偏向された電子線が第1のターゲット16に照射され、他方の方向に偏向された電子線が第2のターゲット17に照射されるように配置されている。
図4(A)にターゲット部材15bの一部のX−Y平面図を示す。図4(A)における斜線無し部分が第1のターゲット16を表し、斜線部分が第2のターゲット17を表している。本実施形態のターゲット部材15bは、上述したように第1のターゲット16と第2のターゲット17とがX方向について交互に配置されているとともに、Y方向についても交互に配置されている。そして、図4(A)に示すように、第1のターゲット16と第2のターゲット17とが千鳥格子状に配置されている。
また、本実施形態においては、図4(A)に示すように、第1のターゲット16と第2のターゲット17とを千鳥格子状に配置してターゲット部材15bを構成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図4(B)に示すように、第1のターゲット16をX方向に並べた行と第2のターゲット17とX方向に並べた行とをY方向に交互に配列するようにしてもよい。なお、ターゲット部材15bを図4(B)に示すように構成する場合には、放射線発生装置1aにおける偏向器15eは、電子源15aから射出された電子線をY方向について2方向に選択的に偏向するものとなる。
なお、図4(A)および図4(B)における1つの格子は、125μm〜250μm四方程度の大きさである。
そして、引出電極15cとターゲット部材15bとの間には、高電圧を印加する高電圧源(図示省略)が設けられており、この高電圧源によって引出電極15cからターゲット部材15bに向かって電子が加速させるように電位差を形成するための電圧が印加される。
そして、電子源15aと引出電極15cとの間には、電子源15aから引出電極15cに向かって電子を引き出すための電位差を与えるための電圧源(図示省略)が設けられており、この電圧源によって電子源15aと引出電極15cとの間に電位差を形成するための電圧が印加される。
そして、電子源15aと引出電極15cとの間に電圧が印加されるとともに、引出電極15cとターゲット部材15bとの間に高電圧が印加されることによって、電子源15aからターゲット部材15bに向かって電子線が射出される。
電子レンズ15dは、所定の電圧が印加されることよって電界を形成するものであり、この電界によって電子源15aから出力された電子線を集束するものである。
そして、放射線発生装置1aは、複数の電子源15aと、ターゲット部材15bと、各電子源15aに対応して設けられた引出電極15c、電子レンズ15dおよび偏向器15eとを、重金属などから形成される真空の筐体内に配置したものである。
そして、放射線照射部1の多数の放射線発生装置1aは、互いに隣接する放射線発生装置1aから射出された放射線の被写体10の位置における照射範囲が隙間なく重なるように放射線を射出するものである。
放射線画像検出器2は、放射線発生装置1aの第1のターゲット16および第2のターゲット17からそれぞれ射出された異なるスペクトルの放射線の照射を受けて、各スペクトルの放射線に対応する放射線画像をそれぞれ検出するものである。放射線画像検出器2としては、直接変換型および間接変換型のフラットパネル検出器,イメージングプレート,増感スクリーンとフィルムの組合せ,など従来の放射線画像撮影装置に使われているものを利用することができる。具体的な構成については、従来のものと同様なので詳細な説明は省略する。
エネルギーサブトラクション画像取得部3は、放射線発生装置1aの第1のターゲット16から射出された放射線に対応する第1の放射線画像と、第2のターゲット17から射出された放射線に対応する第2の放射線画像とに基づいてエネルギーサブトラクション画像を取得するものである。
次に、本実施形態の放射線画像撮影装置の作用について説明する。
まず、図1に示すように、放射線照射部1と放射線画像検出器2との間に、被写体10が配置される。次に、放射線照射部1の各放射線発生装置1aにおいて、電子源15aとターゲット部材15bとの間に高電圧が印加されるとともに、電子源15aと引出電極15cとの間に高電圧が印加され、これにより各電子源15aから電子線が射出される。そして、各電子源15aから射出された電子線は電子レンズ15dにより集束され、偏向器15eにより偏向されてターゲット部材15bに衝突する。
ここで、このとき各偏向器15eは、各電子源15aから射出された電子線がターゲット部材15bの第1のターゲット16に照射されるように偏向する。その結果、まず、ターゲット部材15bの第1のターゲット16から第1の放射線が射出される。そして、その第1の放射線は被写体10を透過した後、放射線画像検出器2に照射される。
そして、放射線画像検出器2は第1の放射線に基づく第1の放射線画像を検出し、その第1の放射線画像がエネルギーサブトラクション画像取得部3に入力される。
そして、次に、各放射線発生装置1aの各偏向器15eの偏向の方向が切り替えられ、各偏向器15eは、各電子源15aから射出された電子線がターゲット部材15bの第2のターゲット17に照射されるように偏向する。その結果、ターゲット部材15bの第1のターゲット17から第2の放射線が射出される。そして、その第2の放射線は被写体10を透過した後、放射線画像検出器2に照射される。
そして、放射線画像検出器2は第2の放射線に基づく第2の放射線画像を検出し、その第2の放射線画像がエネルギーサブトラクション画像取得部3に入力される。
そして、エネルギーサブトラクション画像取得部3は、入力された第1の放射線画像と第2の放射線画像とに基づいてエネルギーサブトラクション画像を生成して取得する。なお、エネルギーサブトラクション画像の生成方法については従来と同様であるので説明を省略する。
また、上記第1の実施形態の放射線発生装置1aにおいて、電子線15aから射出された電子線が第1のターゲット16に照射される際の電子源15aおよび引出電極15cの電位と、電子線15aから射出された電子線が第2のターゲット17に照射される際の電子源15aおよび引出電極15cの電位とが異なる電位となるように制御するようにしてもよい。
ここで、エネルギーサブトラクション撮影では、2つの放射線のスペクトルのギャップが大きい方がよい。具体的には、各ターゲットに対して、K吸収端よりも高いエネルギーの電子線を入射することが有効である。したがって、たとえば、第1のターゲット16としてWを用い、第2のターゲット17の材料としてRhを用いた場合には、第1のターゲット16と引出電極15cとの電位差を約70keV、第2のターゲット17と引出電極15cとの電位差を約23keVとすることが望ましい。なお、電子源15aと引出電極15cとの間の電位差は維持したままであることが望ましい。上記のように電子源15aおよび引出電極15cの電位を変化させることにより電子の加速度を変化させることができ、これにより放射線のスペクトルを変化させることができるので、よりコントラストが強調された放射線画像を取得することができる。
次に、本発明の放射線発生装置の第2の実施形態を用いた放射線画像撮影装置について説明する。
本発明の第2の実施形態を用いた放射線画像撮影装置は、本発明の第1の実施形態を用いた放射線画像撮影装置とは放射線発生装置の構成が異なる。その他の構成については同様であるので、以下、放射線発生装置の構成のみについて説明する。
本発明の第2の実施形態の放射線発生装置5は、図5に示すように、上述した第1のターゲット16と第2のターゲット17がそれぞれ各電子源15aに対応して1対1で配置し、各電子源15aから射出された電子線が各電子源15aに対応する第1のターゲット16または第2のターゲット17に衝突するように構成されたものである。
そして、各電子源15aから射出された電子線の第1のターゲット16への照射と第2のターゲット17への照射とを選択的に制御することによって第1のターゲット16から第1の放射線を、第2のターゲット17から第2の放射線をそれぞれ異なるタイミングで射出させるようにしたものである。
具体的には、図5に示すように、各電子源15aと各第1のターゲット16との間、および各電子源15aと各第2のターゲット17との間にそれぞれゲート電極15fを設け、このゲート電極15fに負電圧を印加し、その負電圧の強度を制御することによって各電子源15aから射出された電子線の各第1のターゲット16および各第2のターゲット17への照射を制御する。より具体的には、電子線照射制御部18が、引出電極15cおよびターゲット部材15bに対する相対的な電位差を制御して各電子源15aから射出された電子線の透過・遮蔽を制御することによって、第1のターゲット16への電子線の照射と第2のターゲット17への電子線の照射を選択的に切り替え、第1のターゲット16から第1の放射線を、第2のターゲット17から第2の放射線をそれぞれ異なるタイミングで射出させる。
また、放射線発生装置5におけるターゲット部材15bの構成としては、たとえば、第1の実施形態と同様に、たとえば、図4(A)に示すような構成のものを利用することができる。また、X方向に並んだ電子源15aの行毎に、電子線の透過・遮蔽を制御するようにした場合には、図4(B)に示すような構成のターゲット部材15bを用いることができる。
また、図4(B)に示すように、第1のターゲット16の行と第2のターゲット17の行とを1行ずつY方向に交互に配列してもよいし、図4(C)に示すように複数行(たとえば、2行)ずつY方向に交互に配列するようにしてもよい。
ただし、図4(C)のようにターゲット部材15bを構成した場合、図4(A)および図4(B)のようにターゲット部材15bを構成した場合と比較すると実効焦点サイズが半分となり、第1のターゲット16から放射線を射出させた場合の焦点位置と第2のターゲット17から放射線を射出させた場合の焦点位置とが大きくずれることになる。エネルギーサブトラクション撮影の場合、実効的な焦点サイズの大きさよりも、焦点位置がずれて像面の位置がずれることの方が好ましくないので、ターゲット部材15bは、図4(A)や図4(B)の構成を採用した方がより好ましい。
その他の構成および作用については、上記第1の実施形態を用いた放射線画像撮影装置と同様である。
また、上記第2の実施形態の放射線発生装置5においては、電子線のターゲット部材15bへの照射を制御するためにゲート電極15fを設けるようにしたが、図6に示す放射線発生装置6のように、ゲート電極15fを設けることなく、電子線照射制御部19によって各電子源15aと各電子源15aに設けられた引出電極15cとの間に印加される電圧を選択的に切り替えることによって電子源15aから射出される電子線を制御するようにしてもよい。具体的には、電子線照射制御部19は、各電子源15aと各電子源15aに設けられた引出電極15cとの間に印加される電圧を制御して各電子源15aからの電子線の射出を制御することによって、第1のターゲット16への電子線の照射と第2のターゲット17への電子線の照射を選択的に切り替え、第1のターゲット16から第1の放射線を、第2のターゲット17から第2の放射線をそれぞれ異なるタイミングで射出させる。
また、上記第2の実施形態の放射線発生装置5および放射線発生装置6において、第1のターゲット16に対応する電子源15aおよび引出電極15cの電子線射出の際の電位と、第2のターゲット17に対応する電子源15aおよび引出電極15cの電子線射出の際の電位とが異なる電位となるように制御するようにしてもよい。具体的には、たとえば、第1のターゲット16としてWを用い、第2のターゲット17の材料としてRhを用いた場合には、第1のターゲット16と引出電極15cとの電位差を約70keV、第2のターゲット17と引出電極15cとの電位差を約23keVとすることが望ましい。なお、電子源15aと引出電極15cとの間の電位差は維持したままであることが望ましい。上記のように電子源15aおよび引出電極15cの電位を変化させることにより電子の加速度を変化させることができ、これにより放射線のスペクトルを変化させることができるので、よりコントラストが強調された放射線画像を取得することができる。
また、上記第1および第2の実施形態の放射線発生装置における電子源15aとしては、たとえば、フォトリソグラフィなどのデバイスプロセスによって基板にカーボンナノチューブなどの電極材料をパターニングすることによって形成するようにしてもよい。そして、スピント型、カーボンナノチューブ型、表面伝導型の電子源を用いることができる。
また、上述したようなエネルギーサブトラクション画像を取得する放射線画像撮影装置に対して、より適した放射線画像検出器20の構成について以下に説明する。
放射線画像検出器20は、図7に示すように、複数の走査配線26がY方向に並列に設けられ、その走査配線26に交差して複数の信号配線28がX方向に並列に設けられており、走査配線26と信号配線28の交差部に対応して画素30が2次元状に複数設けられている。
図8には、放射線画像検出器20に設けられた1つの画素の詳細な構成の一例が示されている。
画素80は、図8に示すように、放射線発生装置から射出される放射線に対して感度を有し、照射された放射線の線量に応じた電荷を発生するセンサ部Seと、センサ部Seで発生した電荷を蓄積するための第1の電荷蓄積部Cs1および第2の電荷蓄積部Cs2と、センサ部Seと第1および第2の電荷蓄積部Cs1,Cs2とに接続され、センサ部Seと第1の電荷蓄積部Cs1または第2の電荷蓄積部Cs2とを選択的に切り替えて接続し、通電状態又は非通電状態に切り替えるためのスイッチSW1と、第1および第2の電荷蓄積部Cs1,Cs2に蓄積された電荷を読み出すためのTFT(Thin film transistor)型のスイッチRSWと、スイッチRSWと第1の電荷蓄積部Cs1または第2の電荷蓄積部Cs2とを選択的に切り替えて接続するSW2とを備えている。
センサ部Seは、放射線を吸収し、電荷に変換する光電変換層が積層されて構成され
ている。この光電変換層は例えばセレンを主成分(例えば含有率50%以上)とする非晶
質のa−Se(アモルファスセレン)から成り、放射線が照射されると、照射された放射線の線量に応じた電荷量の電荷(電子−正孔の対)を内部で発生することで、照射された放射線を電荷へ変換する。なお、センサ部Seは、アモルファスセレンのような放射線を直接的に電荷に変換する放射線-電荷変換材料の代わりに、蛍光体材料と光電変換素子(フォトダイオード)を用いて間接的に電荷に変換しても良い。蛍光体材料としては、ガドリニウム硫酸化物(GOS)やヨウ化セシウム(CsI)が良く知られている。この場合、蛍光材料によって放射線−光変換を行い、光電変換素子のフォトダイオードによって光−電荷変換を行なう。
ている。この光電変換層は例えばセレンを主成分(例えば含有率50%以上)とする非晶
質のa−Se(アモルファスセレン)から成り、放射線が照射されると、照射された放射線の線量に応じた電荷量の電荷(電子−正孔の対)を内部で発生することで、照射された放射線を電荷へ変換する。なお、センサ部Seは、アモルファスセレンのような放射線を直接的に電荷に変換する放射線-電荷変換材料の代わりに、蛍光体材料と光電変換素子(フォトダイオード)を用いて間接的に電荷に変換しても良い。蛍光体材料としては、ガドリニウム硫酸化物(GOS)やヨウ化セシウム(CsI)が良く知られている。この場合、蛍光材料によって放射線−光変換を行い、光電変換素子のフォトダイオードによって光−電荷変換を行なう。
第1の電荷蓄積部Cs1には、上述した第1の放射線の照射によってセンサ部Seにおいて発生した電荷が蓄積される。また、第2の電荷蓄積部Cs2には、上述した第2の放射線の照射によってセンサ部Seにおいて発生した電荷が蓄積される。
スイッチRSWのソースは、信号配線28に接続されており、スイッチRSWのドレイ
ンはスイッチSW2に接続され、スイッチRSWのゲートは走査配線26に接続されている。
ンはスイッチSW2に接続され、スイッチRSWのゲートは走査配線26に接続されている。
信号配線28には、その信号配線28に接続されたスイッチRSWがONされることに
より第1の電荷蓄積部Cs1または第2の電荷蓄積部Cs2に蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。
より第1の電荷蓄積部Cs1または第2の電荷蓄積部Cs2に蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。
また、図7に示すように、各信号配線28には、各信号配線28に流れ出した電気信号を検出する信号検出回路40が接続されており、各走査配線26には、各走査配線26にスイッチRSWをON/OFFするための制御信号を出力するスキャン信号制御回路42が接続されている。また、図示省略したが、スイッチSW1をON/OFFさせるための切替指示信号が出力される複数のSW1用の切替指示配線と、スイッチSW2をON/OFFさせるための切替指示信号が出力される複数のSW2用の切替指示配線とが各走査配線26と並列に設けられており、スキャン信号制御回路42がその制切替指示配線にスイッチSW1またはスイッチSW2をON/OFFさせるための切替指示信号を出力する。
信号検出回路40は、各信号配線28毎に設けられた、入力される電気信号を増幅する増幅回路を内蔵している。信号検出回路40では、各信号配線28より入力される電気信号を増幅回路により増幅して検出することにより、各センサ部Seに蓄積された電荷量が
画像を構成する画素信号として検出される。
画像を構成する画素信号として検出される。
次に、放射線画像検出器20の動作について説明する。
まず、上述した放射線発生装置から第1の放射線が照射されている間には、センサ部Seと第1の電荷蓄積部Cs1とがスイッチSW1により接続され、第1の放射線の照射によってセンサ部Seにおいて発生した電荷は第1の電荷蓄積部Cs1に蓄積される。なお、このときスイッチSW2は第2の電荷蓄積部Cs2とスイッチRSWとを接続している。
そして、次に、放射線発生装置から射出される放射線が第1の放射線から第2の放射線に切り替えられると、センサ部Seと第2の電荷蓄積部Cs2とがスイッチSW1により接続され、第2の放射線の照射によってセンサ部Seにおいて発生した電荷は第2の電荷蓄積部Cs2に蓄積される。そして、この第2の放射線が照射されている間、スイッチSW2が第1の電荷蓄積部Cs1とスイッチRSWとを接続するよう切り替えられるとともに、各走査配線26にスイッチRSWをONするための制御信号が順次出力され、その制御信号に応じてスイッチRSWがONされることによって第1の電荷蓄積部Cs1に蓄積された電荷に応じた電気信号が信号配線28に流れ出し、信号検出回路40によって画素信号として検出される。すなわち、第2の放射線が照射されている間に、第1の放射線に基づく第1の放射線画像が検出される。
そして、次に、第2の放射線の照射が終了すると、スイッチSW2が第2の電荷蓄積部Cs2とスイッチRSWとを接続するよう切り替えられるとともに、各走査配線26にスイッチRSWをONするための制御信号が順次出力され、その制御信号に応じてスイッチRSWがONされることによって第2の電荷蓄積部Cs2に蓄積された電荷に応じた電気信号が信号配線28に流れ出し、信号検出回路40によって画素信号として検出される。すなわち、第2の放射線に基づく第2の放射線画像が検出される。
そして、上記のようにして信号検出回路40によって検出された第1の放射線画像と第2の放射線画像とがエネルギーサブトラクション画像取得部3に出力される。
上記のような放射線画像検出器20を用いることにより第2の放射線の照射の間に、その前に検出された第1の放射線画像の読出しを行うことができるので、第1の放射線画像の読出しの時間を確保する必要がなく、第1の放射線の照射と第2の放射線の照射とを間隔をおくことなく連続して行うことができる。
ここで、上記実施形態の説明において取得される2つの放射線画像を用いて骨塩定量を測定する場合について説明する。
骨粗鬆症等の骨系疾患において、骨密度の診断に用いられる代表的な骨塩定量方法の一つにDXA法(Dual X-ray Absorptiometry)がある。このDXA法は、人体に入射し透過する放射線線が、人体を構成する物質(たとえば骨)に依存する質量減弱係数μ(cm2/g)とその密度ρ(g/cm3)および厚さt(cm)によって特徴づけされる減弱を受けることを利用し、2種類のエネルギーの放射線で撮影して得られた放射線画像のピクセル値から、骨密度(g/cm2)を算出するものである。以下に算出方法を説明する。
入射放射線をIout、透過放射線をIinとするとIinは(1)式のように表される。
Iout=Iin×exp(−μ×ρ×t)・・・(1)
(1)式は、μ、ρ、tを人体を構成する個々の物質に分離して拡張することが可能である。簡単のため、骨と軟部組織の2種類に分離すると、(1)式は(2)式のようになる。
(1)式は、μ、ρ、tを人体を構成する個々の物質に分離して拡張することが可能である。簡単のため、骨と軟部組織の2種類に分離すると、(1)式は(2)式のようになる。
Iout=Iin×exp(−μb×ρb×tb)×exp(−μs×ρs×ts)・・・(2)
ただし、下付文字「b」が付されたμb、ρb、tbは骨部に対応し、下付文字「s」が
付されたμs、ρs、tsは軟部に対応する。
ただし、下付文字「b」が付されたμb、ρb、tbは骨部に対応し、下付文字「s」が
付されたμs、ρs、tsは軟部に対応する。
ここで、2種類のエネルギーの放射線線(高エネルギー・低エネルギー)に対して(2)
式を表現しなおすと、質量減弱係数μがエネルギーに依存する定数であることを考慮し
て、それぞれ(3)式、(4)式のようになる。
式を表現しなおすと、質量減弱係数μがエネルギーに依存する定数であることを考慮し
て、それぞれ(3)式、(4)式のようになる。
Iout(H)=Iin(H)×exp(−μb(H)×ρb×tb)
×exp(−μs(H)×ρs×ts)・・・(3)
Iout(L)=Iin(L)×exp(−μb(L)×ρb×tb)
×exp(−μs(L)×ρs×ts) ・・・(4)
ただし、添え字「(H)」は高エネルギーに対応させた定数であることを示し、
「(L)」は低エネルギーに対応させた定数であることを示す。
×exp(−μs(H)×ρs×ts)・・・(3)
Iout(L)=Iin(L)×exp(−μb(L)×ρb×tb)
×exp(−μs(L)×ρs×ts) ・・・(4)
ただし、添え字「(H)」は高エネルギーに対応させた定数であることを示し、
「(L)」は低エネルギーに対応させた定数であることを示す。
なお、上記実施形態の放射線発生装置においては、ターゲットとして2種類のものを利用するようにしたが、2種類に限らず3種類以上のターゲットからターゲット部材15bを構成するようにし、電子線を切り替えて各ターゲットにそれぞれ照射し、3種類以上の放射線画像を取得するようにしてもよい。
1 放射線照射部
1a 放射線発生装置
2 放射線画像検出器
3 エネルギーサブトラクション画像取得部
5 放射線発生装置
6 放射線発生装置
10 被写体
15a 電子源
15b ターゲット部材
15c 引出電極
15d 電子レンズ
15e 偏向器
15f ゲート電極
16 第1のターゲット
17 第2のターゲット
18 電子線照射制御部
20 放射線画像検出器
1a 放射線発生装置
2 放射線画像検出器
3 エネルギーサブトラクション画像取得部
5 放射線発生装置
6 放射線発生装置
10 被写体
15a 電子源
15b ターゲット部材
15c 引出電極
15d 電子レンズ
15e 偏向器
15f ゲート電極
16 第1のターゲット
17 第2のターゲット
18 電子線照射制御部
20 放射線画像検出器
Claims (7)
- 電子線を射出する複数の電子源と、
互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットが配置され、前記電子源から射出された電子線が衝突することにより前記複数種類のターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出するターゲット部材と、
前記各電子源から射出された電子線を偏向させて前記複数種類のターゲットにそれぞれ選択的に照射する偏向部とを備えたことを特徴とする放射線発生装置。 - 電子線を射出する複数の電子源と、
互いに異なる原子番号を有する複数種類のターゲットがそれぞれ前記各電子源に対応して配置され、前記各電子源から射出された電子線が該各電子源に対応するターゲットに衝突することにより前記各ターゲットからそれぞれ異なるスペクトルの放射線を射出するターゲット部材と、
前記各電子源から射出された電子線の該各電子源に対応するターゲットへの照射を選択的に制御することによって前記各ターゲットから前記異なるスペクトルの放射線が異なるタイミングで射出されるように制御する電子線照射制御部とを備えたことを特徴とする放射線発生装置。 - 前記電子線照射制御部が、前記各電子源と該各電子源に対応する各ターゲットとの間に設けられ、前記電子線の通過を制限するゲート電極への印加電圧を切り替えることによって前記電子線のターゲットへの照射を制御するものであることを特徴とする請求項2記載の放射線発生装置。
- 前記電子線照射制御部が、前記各電子源と該各電子源に対応するターゲットとの間に設けられた引出電極と前記各電子源と間の電位差を切り替えることによって前記電子線のターゲットへの照射を制御するものであることを特徴とする請求項2記載の放射線発生装置。
- 請求項1から4いずれか1項記載の放射線発生装置と、該放射線発生装置から射出された放射線の照射を受けて放射線画像を検出する放射線画像検出器とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
- 前記放射線画像検出器が、前記放射線発生装置から射出された前記異なるスペクトルの放射線の照射を受けて、該各スペクトルの放射線に対応する放射線画像をそれぞれ検出するものであり、
前記各スペクトルの放射線に対応する放射線画像に基づいてエネルギーサブトラクション画像を取得するエネルギーサブトラクション画像取得部を備えたことを特徴とする請求項5記載の放射線画像撮影装置。 - 前記放射線画像検出器が、前記異なるスペクトルの放射線が照射されることにより電荷を発生するセンサ部と、前記異なるスペクトルの放射線の照射によって前記センサ部においてそれぞれ発生した電荷を各スペクトルの放射線の照射毎に蓄積する複数の電荷蓄積部と、前記センサ部に対して前記複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第1の切替部と、前記各電荷蓄積部に蓄積された電荷が読み出される信号配線に対して前記複数の電荷蓄積部を切り替えて接続する第2の切替部とを備えたことを特徴とする請求項5または6記載の放射線画像撮影装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009002611A JP2010158392A (ja) | 2009-01-08 | 2009-01-08 | 放射線発生装置および放射線画像撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009002611A JP2010158392A (ja) | 2009-01-08 | 2009-01-08 | 放射線発生装置および放射線画像撮影装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2010158392A true JP2010158392A (ja) | 2010-07-22 |
Family
ID=42576015
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2009002611A Withdrawn JP2010158392A (ja) | 2009-01-08 | 2009-01-08 | 放射線発生装置および放射線画像撮影装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2010158392A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2016140762A (ja) * | 2015-02-04 | 2016-08-08 | デンタル・イメージング・テクノロジーズ・コーポレーション | マルチスペクトルx線源を用いたパノラマ撮像 |
CN110430817A (zh) * | 2017-02-01 | 2019-11-08 | 埃斯彭有限公司 | 计算机断层摄影设备 |
-
2009
- 2009-01-08 JP JP2009002611A patent/JP2010158392A/ja not_active Withdrawn
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2016140762A (ja) * | 2015-02-04 | 2016-08-08 | デンタル・イメージング・テクノロジーズ・コーポレーション | マルチスペクトルx線源を用いたパノラマ撮像 |
US10405813B2 (en) | 2015-02-04 | 2019-09-10 | Dental Imaging Technologies Corporation | Panoramic imaging using multi-spectral X-ray source |
CN110430817A (zh) * | 2017-02-01 | 2019-11-08 | 埃斯彭有限公司 | 计算机断层摄影设备 |
JP2020507380A (ja) * | 2017-02-01 | 2020-03-12 | エスペン ゲー・エム・ベー・ハーESSPEN GmbH | コンピュータ断層撮影装置 |
JP7136788B2 (ja) | 2017-02-01 | 2022-09-13 | エスペン ゲー・エム・ベー・ハー | コンピュータ断層撮影装置 |
CN110430817B (zh) * | 2017-02-01 | 2023-04-25 | 埃斯彭有限公司 | 计算机断层摄影设备 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CN101296658B (zh) | 使用时间数字信号处理的x射线成像 | |
US7792241B2 (en) | System and method of fast KVP switching for dual energy CT | |
US8189893B2 (en) | Methods, systems, and computer program products for binary multiplexing x-ray radiography | |
JP5150713B2 (ja) | 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム | |
WO2011013328A1 (ja) | 放射線撮影装置 | |
US8155262B2 (en) | Methods, systems, and computer program products for multiplexing computed tomography | |
CN102170828B (zh) | 射线照相成像系统 | |
CN111435120B (zh) | X射线成像系统的使用和校准 | |
CN101313214B (zh) | 用于复用计算机层析成像的方法和系统 | |
KR20160096024A (ko) | 다중-스펙트럼 x-선 공급원을 사용하는 파노라마 촬상 | |
JP2015100711A (ja) | X線検出器、x線映像装置及び制御方法 | |
JP5416426B2 (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
JP2009207812A (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
EP2309928B1 (en) | Voltage modulated x-ray tube | |
JP2012120653A (ja) | 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム | |
US10034652B2 (en) | Detector assembly, computed tomography apparatus having the same and control method for the same | |
JP2010051689A (ja) | 放射線画像検出器、及び放射線画像撮影装置 | |
US8295434B2 (en) | X-ray imaging method and x-ray imaging system | |
JP7427664B2 (ja) | パルスx線撮像 | |
JPH06237927A (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
JP2010158392A (ja) | 放射線発生装置および放射線画像撮影装置 | |
JP2012075798A (ja) | 放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラム | |
KR20150059450A (ko) | 엑스선 영상 촬영 장치 및 방법 | |
JP2009240420A (ja) | 放射線画像処理装置 | |
JP7487367B2 (ja) | X線ct装置、検出器補正方法および医用情報システム |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20120403 |