JP2015093001A - Medical x-ray measuring apparatus and detection value row processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は医療用X線測定装置に関し、特に、検出値列に対する画素列の設定に関する。 The present invention relates to a medical X-ray measurement apparatus, and more particularly to setting of a pixel row for a detection value row.
医療用X線測定装置として、X線組織診断装置、X線撮影装置、X線CT装置等が知られている。以下においては、X線組織診断装置の一種である骨密度測定装置をとりあげ、それについて説明する。 As medical X-ray measurement apparatuses, an X-ray tissue diagnosis apparatus, an X-ray imaging apparatus, an X-ray CT apparatus, and the like are known. In the following, a bone density measuring apparatus, which is a kind of X-ray tissue diagnostic apparatus, will be described and described.
骨密度測定装置は、一般に、二重エネルギーX線吸収法(DEXA法)に基づいて被検体内の骨について骨密度を測定及び演算する装置である(特許文献1及び特許文献2を参照)。骨密度測定装置においては、例えば、ペンシルビーム状のX線が機械的に2次元走査され、それと並行して被検者を透過したX線が検出される。より詳しくは、ビーム走査を行いながら、低エネルギーX線及び高エネルギーX線が交互に照射され、これにより、機械走査方向に交互に並んだ低エネルギーX線検出値(以下「L検出値」という。)及び高エネルギーX線検出値(以下「H検出値」という。)が取得される。
A bone density measuring device is generally a device that measures and calculates bone density of bone in a subject based on a dual energy X-ray absorption method (DEXA method) (see
従来の骨密度測定装置においては、複数のL検出値及び複数のH検出値からなる2次元検出値アレイに対して、2次元画素アレイが固定的に設定されている。つまり、照射シーケンスは対象骨の位置や形状にかかわらず一定である。画素アレイを構成する各画素は、先に取得されたL検出値及び後に取得されたH検出値からなり、あるいは、先に取得されたH検出値及び後に取得されたL検出値からなる。画素単位で、それを構成するL検出値及びH検出値に基づいて、骨密度(単位面積当たりの骨塩量)が演算される。従来、骨密度測定装置の中には、2次元の広がりを有するファンビームや3次元の広がりを有するコーンビームを照射する装置がある。 In the conventional bone density measuring apparatus, a two-dimensional pixel array is fixedly set with respect to a two-dimensional detection value array composed of a plurality of L detection values and a plurality of H detection values. That is, the irradiation sequence is constant regardless of the position and shape of the target bone. Each pixel constituting the pixel array includes an L detection value acquired first and an H detection value acquired later, or an H detection value acquired first and an L detection value acquired later. The bone density (the amount of bone mineral per unit area) is calculated for each pixel based on the L detection value and the H detection value constituting the pixel. Conventionally, some bone density measuring apparatuses irradiate a fan beam having a two-dimensional extent or a cone beam having a three-dimensional extent.
従来の骨密度測定装置においては、上記のように、各画素は、先に取得されたL検出値(又はH検出値)及び後に取得されたH検出値(又はL検出値)により構成される。個々の画素内において、2つの検出値の取得座標は、厳密には、互いに一致していない。機械走査速度やエネルギー切替周期にも依るが、それらの座標間に例えば1cmの差がある。それ故、画素内部に骨と軟組織との間の境界が含まれる場合、当該画素について演算される骨密度あるいは骨密度に基づいて判定される組織種別が正確な値ではなくなってしまうおそれがある。その問題を回避するために、骨領域内における境界(輪郭)付近の画素を演算対象から一律に除外すると、骨密度演算範囲が小さくなってしまう。つまり、計測に利用できる有効画素数が少なくなってしまう。マウスやラット等の小動物の骨は非常に小さいので、それに対して演算範囲を設定する場合、その演算範囲をできるだけ大きくしたいとの要請があるが、上記の一律除外はそのような要請に反する結果を招くものである。 In the conventional bone density measuring apparatus, as described above, each pixel is configured by the L detection value (or H detection value) acquired earlier and the H detection value (or L detection value) acquired later. . Strictly speaking, the acquired coordinates of the two detection values do not coincide with each other in each pixel. Although depending on the mechanical scanning speed and the energy switching period, there is a difference of, for example, 1 cm between these coordinates. Therefore, when the boundary between the bone and the soft tissue is included in the pixel, there is a possibility that the bone density calculated for the pixel or the tissue type determined based on the bone density is not an accurate value. In order to avoid the problem, if pixels near the boundary (contour) in the bone region are uniformly excluded from the calculation target, the bone density calculation range becomes small. That is, the number of effective pixels that can be used for measurement is reduced. Since bones of small animals such as mice and rats are very small, when setting the calculation range for it, there is a request to make the calculation range as large as possible, but the above-mentioned uniform exclusion results in contrary to such a request. It invites.
従来の骨密度測定装置は、一般に、骨密度画像あるいは骨密度分布に基づいて骨領域の輪郭つまり骨と軟組織の境界を自動的に判定する機能を備えている。しかし、その判定は画素を最少単位とするものである。よって、境界判定の分解能を高めることが求められている。骨密度測定装置以外の医療用X線測定装置においても境界判定の分解能を高めることが求められている。 Conventional bone density measuring devices generally have a function of automatically determining the outline of a bone region, that is, the boundary between bone and soft tissue based on a bone density image or a bone density distribution. However, the determination is based on the minimum unit of pixels. Therefore, it is required to increase the resolution of boundary determination. In medical X-ray measurement apparatuses other than bone density measurement apparatuses, it is required to increase the resolution of boundary determination.
なお、特許文献2には、画素単位で求められるL検出値及びH検出値に相当する情報を表示することが可能な骨密度測定装置が開示されている(同文献の図2及び図3参照)。しかしながら、同文献には、検出値単位あるいは半画素単位での境界判定については開示されていない。また、境界に応じて画素列又は画素アレイを事後的に適応的に設定することについても記載されていない。
Note that
本発明の目的は、医療用X線測定装置において、検出値列に対して画素列(複数の演算用検出値ペア)を適応的に設定できるようにすることにある。あるいは、注目組織に属する有効画素数を増大できるようにすることにある。 An object of the present invention is to make it possible to adaptively set a pixel column (a plurality of calculation detection value pairs) for a detection value column in a medical X-ray measurement apparatus. Alternatively, the number of effective pixels belonging to the target tissue can be increased.
本発明に係る医療用X線測定装置は、X線エネルギーを切り換えながら被検体を透過するX線ビームを走査することにより、ビーム走査方向に交互に配列された複数の低エネルギーX線検出値及び複数の高エネルギーX線検出値からなる検出値列を取得する取得手段と、前記検出値列に対して、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む画素列パターン群の中から選択された画素列パターンを設定する設定手段と、前記特定の画素列パターンが適用された画素列における画素ごとに当該画素を構成する検出値ペアに基づいて演算値を演算する演算手段と、を含み、前記第1画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する低エネルギー検出値とその直後に存在する高エネルギー検出値とからなり、前記第2画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する高エネルギー検出値とその直後に存在する低エネルギー検出値とからなる、ことを特徴とするものである。望ましくは、前記第1画素列パターンと前記第2画素列パターンは前記ビーム走査方向に半画素分シフトした関係にある。 The medical X-ray measurement apparatus according to the present invention scans an X-ray beam that passes through a subject while switching X-ray energy, thereby detecting a plurality of low-energy X-ray detection values arranged alternately in the beam scanning direction, and An acquisition means for acquiring a detection value sequence comprising a plurality of high-energy X-ray detection values; and for the detection value sequence, selected from a pixel column pattern group including a first pixel column pattern and a second pixel column pattern Setting means for setting the pixel column pattern, and calculation means for calculating a calculation value based on a detection value pair constituting the pixel for each pixel in the pixel column to which the specific pixel column pattern is applied, The detection value pair constituting each pixel in the first pixel column pattern is a low energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a high energy detection that exists immediately after that. The detection value pair that constitutes each pixel in the second pixel column pattern is composed of a high energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a low energy detection value that exists immediately thereafter. It is a feature. Preferably, the first pixel column pattern and the second pixel column pattern are shifted by half a pixel in the beam scanning direction.
上記構成によれば、被検体に対するX線ビームの走査により検出値列が取得される。Xビームは、望ましくは、ファンビームである。ペンシルビームやコーンビームが走査されてもよい。検出値列は、ビーム走査方向に交互に並んだ複数の低エネルギーX線検出値及び複数の高エネルギーX線検出値により構成される。従来においては、検出値列に対して、骨密度等を演算する検出値ペア(画素)が固定的に設定されていたが、上記構成によれば、検出値ペア(画素)を適応的に設定することが可能である。すなわち、状況に応じて、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む複数の画素列パターンの中からいずれかの画素列パターンを選択することができる。例えば、注目組織内に属する有効画素がより多くなるように画素列パターンを選択するのが望ましい。いずれにしても、事後的な画素列パターンの設定によれば、画一的な画素列パターンの設定で生じる問題を解消又は軽減することが可能である。画素列パターン群が第1画素列パターンと第2画素列パターンの2つにより構成されてもよいが、更に第3画素列パターン等を含んで構成されてもよい。第3画素列パターンは例えば第1画素列パターンと第2画素列パターンを合体した2倍の解像度を有するパターンであってもよい。 According to the above configuration, the detection value sequence is acquired by scanning the subject with the X-ray beam. The X beam is preferably a fan beam. A pencil beam or cone beam may be scanned. The detection value row is composed of a plurality of low energy X-ray detection values and a plurality of high energy X-ray detection values that are alternately arranged in the beam scanning direction. Conventionally, detection value pairs (pixels) for calculating bone density and the like are fixedly set for the detection value sequence. However, according to the above configuration, detection value pairs (pixels) are adaptively set. Is possible. That is, according to the situation, any pixel column pattern can be selected from a plurality of pixel column patterns including the first pixel column pattern and the second pixel column pattern. For example, it is desirable to select a pixel column pattern so that more effective pixels belong to the target tissue. In any case, according to the subsequent pixel column pattern setting, problems caused by the uniform pixel column pattern setting can be solved or reduced. The pixel column pattern group may be configured by two of the first pixel column pattern and the second pixel column pattern, but may further be configured to include a third pixel column pattern and the like. For example, the third pixel column pattern may be a pattern having a double resolution obtained by combining the first pixel column pattern and the second pixel column pattern.
上記の各検出値は、検出強度を示す値、減衰量を示す値、その他であってもよい。演算値は、骨密度であるのが望ましいが、脂肪量を示す値、その他であってもよい。なお、検出値列に対して第1画素パターンを適用することにより、1次元画像を構成し、同時に、同じ検出値列に対して第2画素パターンを適用することにより、別の1次元画像を構成し、両者を比較、評価してもよい。 Each detection value may be a value indicating detection intensity, a value indicating attenuation, or the like. The calculated value is preferably a bone density, but may be a value indicating fat mass or the like. Note that a one-dimensional image is formed by applying the first pixel pattern to the detection value sequence, and another one-dimensional image is formed simultaneously by applying the second pixel pattern to the same detection value sequence. You may comprise and compare and evaluate both.
望ましくは、前記設定手段は、注目組織の輪郭に基づいて、前記検出値列に適用する画素列パターンを選択する。注目組織の輪郭(境界)は、例えば、検出値列を解析することにより特定される。他の画像に基づいて注目組織の輪郭が特定されてもよい。また、その輪郭をマニュアル指定することも可能である。注目組織の輪郭が特定されれば、それを基準として、注目組織内により多くの画素を設定することが可能となる。検出値列に基づいて境界を判定する場合、画素単位ではなく検出値単位で組織種別を判定し、組織種別の切り替わりが特定された場合に、それをもって境界であると判定してもよい。この方法によれば、画素単位で境界判定を行う場合よりも判定分解能を二倍に高められる。 Preferably, the setting unit selects a pixel column pattern to be applied to the detection value column based on the contour of the target tissue. The outline (boundary) of the tissue of interest is specified by analyzing the detection value sequence, for example. The outline of the tissue of interest may be specified based on another image. It is also possible to manually specify the contour. If the contour of the target tissue is specified, more pixels can be set in the target tissue based on the contour. When the boundary is determined based on the detection value sequence, the tissue type may be determined not in units of pixels but in units of detection values, and when the change of the tissue type is specified, it may be determined that the boundary is the boundary. According to this method, the determination resolution can be doubled as compared with the case where the boundary determination is performed in units of pixels.
望ましくは、前記検出値列に対して複数の隣接検出値ペアを設定し、隣接検出値ペアごとに前記注目組織の輪郭の有無を判定する判定手段を含み、前記判定手段は、前記隣接検出値ペアにおける低エネルギーX線検出値に基づいて組織種別を判定する第1判定手段と、前記隣接検出値ペアにおける高エネルギーX線検出値に基づいて組織種別を判定する第2判定手段と、前記隣接検出値ペアについての前記第1判定手段の判定結果及び前記第2判定手段の判定結果に基づいて、前記注目組織の輪郭の有無を判定する総合判定手段と、を含む。望ましくは、第1判定手段の判定結果と第2判定手段の判定結果とが突き合わせられ、両者の不一致をもって境界の存在が特定される。 Preferably, a plurality of adjacent detection value pairs are set for the detection value sequence, and a determination unit that determines the presence or absence of the contour of the tissue of interest for each adjacent detection value pair, the determination unit includes the adjacent detection value First determination means for determining a tissue type based on a low energy X-ray detection value in a pair, second determination means for determining a tissue type based on a high energy X-ray detection value in the adjacent detection value pair, and the adjacent Comprehensive determination means for determining the presence or absence of the contour of the tissue of interest based on the determination result of the first determination means and the determination result of the second determination means for the detected value pair. Desirably, the determination result of the first determination means and the determination result of the second determination means are matched, and the presence of the boundary is specified by the mismatch between the two.
望ましくは、前記取得手段は、前記被検体の一方側に配置され、X方向に走査されかつY方向に広がるX線ファンビームを発生するX線発生ユニットと、前記被検体の他方側に配置され、前記被検体を透過したX線ファンビームを検出するX線検出ユニットと、を含み、前記X線ファンビームの走査により前記Y方向に並ぶ複数の検出値列からなる2次元検出値アレイが構成され、前記設定手段は、前記検出値列ごとにそれに適用する画素列パターンを個別的に選択する。この構成によれば、検出列単位で画素パターンを選択できるから、注目画素に属する有効画素の個数を増大できる。 Preferably, the acquisition unit is disposed on one side of the subject, and is disposed on the other side of the subject, and an X-ray generation unit that generates an X-ray fan beam that is scanned in the X direction and spreads in the Y direction. And an X-ray detection unit that detects an X-ray fan beam that has passed through the subject, and forms a two-dimensional detection value array comprising a plurality of detection value sequences arranged in the Y direction by scanning the X-ray fan beam. The setting means individually selects a pixel column pattern to be applied to each detection value column. According to this configuration, since the pixel pattern can be selected in units of detection columns, the number of effective pixels belonging to the target pixel can be increased.
望ましくは、前記演算手段は、前記2次元検出値アレイに対応する2次元演算値アレイを生成する演算部と、前記2次元演算値アレイを補間処理することにより、表示画像を構成する画素アレイを生成する補間処理部と、を含む。望ましくは、前記注目組織は骨であり、前記演算値は骨密度である。 Preferably, the calculation means includes a calculation unit that generates a two-dimensional calculation value array corresponding to the two-dimensional detection value array, and a pixel array that constitutes a display image by performing interpolation processing on the two-dimensional calculation value array. An interpolation processing unit to be generated. Preferably, the target tissue is a bone, and the calculated value is a bone density.
本発明に係る画素列処理方法は、X線エネルギーを切り換えながら被検体を透過するX線ビームを走査することにより取得された検出値列を処理する方法であって、前記検出値列は、ビーム走査方向に交互に配列された複数の低エネルギーX線検出値及び複数の高エネルギーX線検出値からなり、当該方法は、前記検出値列に対して、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む画素列パターン群の中から選択された画素列パターンを設定する設定工程と、前記特定の画素列パターンが適用された画素列における画素ごとに当該画素を構成する検出値ペアに基づいて演算値を演算する演算工程と、を含み、前記第1画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する低エネルギー検出値とその直後に存在する高エネルギー検出値とからなり、前記第2画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する高エネルギー検出値とその直後に存在する低エネルギー検出値とからなる、ことを特徴とするものである。この方法はプログラムの機能として実現でき、その場合、プログラムは記憶媒体又はネットワークを介して情報処理装置にインストールされる。 A pixel column processing method according to the present invention is a method of processing a detection value sequence acquired by scanning an X-ray beam that passes through a subject while switching X-ray energy, and the detection value sequence includes a beam A plurality of low energy X-ray detection values and a plurality of high energy X-ray detection values arranged alternately in the scanning direction. The method includes a first pixel column pattern and a second pixel column with respect to the detection value column. A setting step of setting a pixel column pattern selected from a pixel column pattern group including a pattern, and a detection value pair that configures the pixel for each pixel in the pixel column to which the specific pixel column pattern is applied A detection value pair that constitutes each pixel in the first pixel column pattern is a low energy detection value that exists first in the beam scanning direction. The detection value pair that comprises each of the pixels in the second pixel column pattern is a high energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a low energy that exists immediately thereafter. It consists of an energy detection value. This method can be realized as a function of a program. In this case, the program is installed in the information processing apparatus via a storage medium or a network.
本発明によれば、医療用X線測定装置において、状況に応じて柔軟に画素列(演算用の検出値ペア)を設定できる。あるいは、注目組織に属する画素数を増大できる。 According to the present invention, in a medical X-ray measurement apparatus, it is possible to flexibly set a pixel row (a detection value pair for calculation) according to a situation. Alternatively, the number of pixels belonging to the target tissue can be increased.
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings.
(1)骨密度測定装置の第1例(装置構成、境界判定及び画素アレイの事後設定についての説明)
図1には、骨密度測定装置の第1例が概念図として示されている。骨密度測定装置は医療用X線測定装置であり、被検体に対してX線を照射することにより骨密度画像を形成する装置である。骨密度は一般に単位面積当たりの骨塩量である。本実施形態においては、DEXA法に基づいて骨密度が測定及び演算されている。
(1) First example of bone density measuring device (device configuration, boundary determination, and post-setting of pixel array)
FIG. 1 shows a conceptual diagram of a first example of a bone density measuring apparatus. The bone density measuring device is a medical X-ray measuring device that forms a bone density image by irradiating a subject with X-rays. Bone density is generally the amount of bone mineral per unit area. In this embodiment, the bone density is measured and calculated based on the DEXA method.
図1において、骨密度測定装置は、大別して、測定ユニット10及び演算制御ユニット12からなる。測定ユニット10は、例えば、X線管理区域内に設置される。演算制御ユニット12は、例えば、情報処理装置により構成される。
In FIG. 1, the bone density measuring device is roughly composed of a measuring
最初に、測定ユニット10について説明する。図1に示すように、撮影台14の天板14A上に被検体16が載せられている。被検体16は、測定対象となる骨16Aを有している。その骨16Aは、例えば、腰椎、大腿骨等である。測定ユニット10は、下部18と上部20とを有している。下部18について説明すると、天板14Aの下方には発生器24が水平運動可能に設けられている。発生器24はX線を発生するX線発生管26を有している。発生器24の上側には、図1に示す例において、フィルタユニット28が設けられている。フィルタユニット28と共にシャッタユニットが設けられてもよい。X線発生管26に対しては高電圧源30から電圧が供給されている。具体的には、X線発生管26に対して、制御信号31に従ったタイミングで、低電圧及び高電圧が交互に印加されている。これによって、X線発生管26において、低エネルギーX線及び高エネルギーX線が交互に生じる。図示されていないコリメータ及びフィルタユニット28の作用により、図1に示す構成例において、2次元ビームとしてのファンビーム32が形成されている。ファンビーム32は、下方から上方へ広がるビームであり、すなわち面状のビームである。フィルタユニット28は、回転駆動されるフィルタ板を備え、そのフィルタ板は低エネルギーX線用フィルタ部材及び高エネルギーX線用フィルタ部材を備えている。X線の種類に応じて、それに対応する適切なフィルタがX線通過経路上に挿入される。フィルタユニット28は後述する制御部44によって制御されている。
First, the
下部18は走査機構22を有している。その動作は制御部44によって制御されている。本実施形態においては、発生器24を含む下部可動体と、後述する検出器34を含む上部可動体とがともにX方向すなわち図1において紙面垂直方向に機械的に走査されている。そのような機械的走査は走査機構22によって行われている。ファンビーム32をX方向に走査することにより、角錐状の照射領域が形成される。ちなみに、Y方向はファンビームの広がり方向であり、Z方向はX線の照射方向、より詳しくはファンビーム中心線が向く方向である。X線発生を上部で行い、X線検出を下部で行うようにしてもよい。
The
上部20について説明すると、上部20は検出器34を有している。検出器34は、ファンビーム32の広がり方向つまりY方向に沿って設けられた複数の検出セル(センサ)を有する。各検出セルは個別的にX線の検出を行うものである。例えば約500個の検出セルが1次元配列されている。よって、それらによってY方向すなわちファンビームの広がり方向に並んだ複数の検出値からなる検出値列が取得される。X方向の各位置においてX線の照射を順次行うことにより、X方向の各位置において検出値列が取得される。ただし、上述したように低エネルギーX線及び高エネルギーX線が交互に照射されるため、低エネルギーX線検出値列(L検出値列)及び高エネルギーX線検出値列(H検出値列)が交互に取得されることになる。
The
ファンビーム32のX方向の機械走査に伴い、検出器34がX方向に機械走査される。ファンビームに代えてペンシルビームを利用することも可能である。この場合においてはペンシルビームが2次元的にジグザグスキャンされる。また、幅の狭いファンビームを2次元的にジグザグスキャンさせるようにしてもよい。更に、コーンビームを利用することも可能である。
As the
なお、図1に示す構成例においては、撮影台14と下部18は互いに別体に構成されている。ただし、それらを一体化するようにしてもよい。
In the configuration example shown in FIG. 1, the imaging table 14 and the
次に、容器の演算制御ユニット12について説明する。演算制御ユニット12は上述したように情報処理装置、例えばパーソナルコンピュータにより構成される。演算制御ユニット12は、測定ユニット10の制御を行うと共に、測定ユニット10によって取得されたデータを処理するものである。演算制御ユニット12が実行する各処理は図1に示す構成例においてソフトウェアの機能として実現されている。図1においては、各処理がブロックとして示されている。
Next, the container
データメモリ36には、複数の検出値列が格納される。それらによって2次元検出値アレイが構成される。2次元検出値アレイは、X方向に沿って交互に配置された複数のL検出値列と複数のH検出値列とからなる。90度見方を変えると、2次元検出値アレイにおいて、Y方向に沿って並んだ複数の検出値列を観念し得る。その場合における個々の検出値列は、X方向に並んだ複数の検出値からなり、具体的には、X方向に交互に配置された複数のL検出値及び複数のH検出値からなるものである。そのような検出値列に対して複数の画素が定義される。検出値列及び画素列については後に詳述する。
The
境界判定部38は、2次元検出値アレイに基づいて境界を判定するモジュールである。画素アレイ設定部42は、境界判定部38の判定結果に基づいて、つまり判定された境界に基づいて、2次元検出値アレイに対して2次元画素アレイを定義又は設定するモジュールである。境界判定部38及び画素アレイ設定部42の作用については後に詳述する。
The
骨密度演算部40は、画素アレイ設定部42によって設定された2次元画素アレイを構成する各画素毎に、具体的には骨領域内に属する各有効画素毎に、骨密度を演算するモジュールである。その場合においては、各画素を構成する一対の検出値(L検出値及びH検出値)が参照される。本実施形態においては、上述したようにDEXA法に従って骨密度が演算されている。当該方式を実現するために、骨密度演算に際しては、X線ビーム経路上に被検体を挿入しない状態において別途測定された測定結果が利用される。すなわち、被検体に対する測定に先立って、被検体による減弱を受けていない状態でのX線強度が計測される。これは被検体を挿入した状態における入射X線強度とみなせるものである。
The bone
図1に示す構成例においては、境界判定が上述したように2次元検出値アレイに基づいて実行されている。この場合において、各検出値は各検出セルの出力値である。ただし、境界判定が減衰量(減衰値)に基づいて実行されてもよく、またそれらに相当する他のデータに基づいて実行されてもよい。 In the configuration example shown in FIG. 1, the boundary determination is executed based on the two-dimensional detection value array as described above. In this case, each detection value is an output value of each detection cell. However, the boundary determination may be executed based on the attenuation amount (attenuation value), or may be executed based on other data corresponding to them.
骨密度は、RL− α・RHに比例する値として計算される。ここで、RL=ln(IOL/IL) , RH=ln(IOH/IH) , α= RL / RHである。但し、各値は以下のとおりである。αは軟組織領域(骨領域以外)で計測される係数である。
IOL:低エネルギーX線の入射強度
IOH:高エネルギーX線の入射強度
IL:低エネルギーX線の出射強度(骨と軟部組織が存在する領域での検出値)
IH:高エネルギーX線の出射強度(骨と軟部組織が存在する領域での検出値)
The bone density is calculated as a value proportional to R L −α · R H. Here, R L = ln (I OL / I L ), R H = ln (I OH / I H ), and α = RL / RH . However, each value is as follows. α is a coefficient measured in the soft tissue region (other than the bone region).
I OL : Incident intensity of low energy X-ray
I OH : Incident intensity of high energy X-ray
I L : Intensity of low energy X-rays (detected value in the area where bone and soft tissue exist)
I H : Intensity of high energy X-rays (detected value in the area where bone and soft tissue exist)
上述したL検出値及びH検出値は例えばIL及びIHである。但し、それらに相当する値、例えば、RL及びRHを用いることも可能である。 L detected values and H detected values described above are, for example, I L and I H. However, values corresponding to them, for example, R L and R H can also be used.
図1において、制御部44は骨密度測定の制御を実行するモジュールである。また、制御部44は、演算範囲(関心領域)内で平均骨密度の演算を行う機能、等を有している。ちなみに、演算範囲は骨密度演算部40又は制御部44により設定される。入力部46は検査者において操作されるものである。表示部48は骨密度画像等が表示されるディスプレイである。
In FIG. 1, a
図2には、2次元検出値アレイ50に対して設定される2次元画素アレイ62が示されている。まず2次元検出値アレイ50について説明する。2次元検出値アレイ50は、X方向に並んだ複数の検出値列52,54により構成される。個々の検出値列52は、Y方向に並んだ複数のL検出値56により構成される。個々の検出値列54は、Y方向に並んだ複数のH検出値58により構成される。すなわち、低エネルギーX線の照射と高エネルギーX線の照射とを繰り返し行いながら、ファンビームをX方向に走査することにより、L検出値列52とH検出値列54とが交互に取得され、その結果として、2次元検出値アレイ50が構成される。
FIG. 2 shows a two-
別の見方をすると、2次元検出値アレイはY方向に並んだ複数の検出値列60によって構成されるものである。その場合、個々の検出値列60は、X方向に交互に並んだ複数のL検出値及び複数のH検出値からなる。このような2次元検出値アレイ50に対して、図1に示した骨密度測定装置によれば、検出値列60毎に、そこに含まれる境界の位置に応じて、画素列64を適応的に設定することが可能である。すなわち、後に説明するように個々の検出列60毎に、第1画素列パターン及び第2画素列パターンの中から、境界の位置に適合する画素列パターンを選択することが可能である。
From another viewpoint, the two-dimensional detection value array is constituted by a plurality of detection value strings 60 arranged in the Y direction. In that case, each
各画素列64は、X方向に並ぶ複数の画素63により構成される。各画素63は、L検出値及びH検出値により構成される。すなわち、検出値ペアにより構成される。ただし、ペア種類として2つがある。すなわち、X方向の正の向きにおいて先に存在するL検出値とその直後に存在するH検出値とからなるLHペアと、同じくX方向の正の向きにおいて先に存在するH検出値とその直後に存在するL検出値とからなるHLペアと、がある。第1の画素列パターンは密に連結した複数のLHペアによって構成される。第2の画素列パターンは密に連結したHLペアによって構成される。図1に示した構成例によれば、個々の画素列60毎に、境界の位置に応じて、第1の画素列パターン又は第2の画素列パターンを選択することが可能である。その具体的な内容については後に詳述するが、画素列60毎に画素列パターンを適応的に選択すれば、対象骨の形態に応じて最適な2次元検出値アレイ50を構成することが可能である。
Each
ちなみに、境界判定にあたって、本実施形態においては検出セルの出力値が利用されているが、上述したように減衰量等に基づいて境界の判定が行われてもよい。図2に示した例においては、単一の画素列60毎に画素列パターンが選択されていたが、複数の画素列を単位として画素列パターンが選択されてもよい。いずれにしても、画素列パターンの選択という手法を適用することにより、従来よりも骨密度演算の対象となる有効画素数を増大でき、あるいは、測定の精度や再現性を従来よりも向上することが可能である。
Incidentally, in the present embodiment, the output value of the detection cell is used in the boundary determination. However, as described above, the boundary determination may be performed based on the attenuation amount or the like. In the example illustrated in FIG. 2, the pixel column pattern is selected for each
図3には、ファンビームの機械走査が概念的に示されている。符号34は検出器を示しており、それはY方向に並んだ複数の検出セル34aにより構成される。そのような検出器34が対象骨66を横切るようにX方向に機械的に走査されると、矩形のスキャンエリア65が構成される。
FIG. 3 conceptually shows the mechanical scanning of the fan beam.
図4にはペンシルビームの機械走査が示されている。符号68がペンシルビームを模式的に表している。そのようなペンシルビーム68が対象骨70に対して2次元的にスキャンされる。符号72はその場合におけるジグザグスキャン経路を表している。ジグザグスキャン経路72は、X方向正向きのスキャンに相当する経路部分72−1と、Y方向正向きのスキャンに相当する経路部分72−2と、X方向負向きのスキャンに相当する経路部分72−3と、Y方向正向きのスキャンに相当する経路部分72−4と、を有する。もっとも、図4の構成において、例えば、X方向が主走査方向に対応し、Y方向が副走査方向に対応する。もっとも、ジグザグスキャン経路72を90度回転させるようにしてもよい。
FIG. 4 shows a mechanical scan of the pencil beam.
次に、図5乃至図8を用いて、境界判定方法について説明する。 Next, the boundary determination method will be described with reference to FIGS.
図5には、境界判定の第1例が示されている。図5において、左から右への方向がX方向の正の向きに対応している。(A)には1つの選択候補としての第1画素列パターンが示されており、(B)はもう1つの選択候補としての第2画素列パターンを示している。(C)はX方向に沿って並んだ複数の検出値からなる検出値列を示しており、それは具体的には交互に並んだ複数のL検出値56と複数のH検出値58とからなる。(D)は隣接検出値ペアを単位とした境界の判定を表している。(D)に示されるように、検出値列に対しては、互いに半分ずつ重複した関係をもって複数の検出値ペアが多重的に設定されている。境界判定条件については後に図6を用いて説明する。 FIG. 5 shows a first example of boundary determination. In FIG. 5, the direction from left to right corresponds to the positive direction of the X direction. (A) shows a first pixel column pattern as one selection candidate, and (B) shows a second pixel column pattern as another selection candidate. (C) shows a detection value sequence composed of a plurality of detection values arranged along the X direction. Specifically, it includes a plurality of L detection values 56 and a plurality of H detection values 58 arranged alternately. . (D) represents the determination of the boundary in units of adjacent detection value pairs. As shown in (D), a plurality of detection value pairs are set in a multiplexed manner in the detection value sequence with a half-overlapping relationship with each other. The boundary determination condition will be described later with reference to FIG.
図5に示す例においては、L検出値56に基づく組織種別の判定結果と、H検出値58に基づく組織種別の判定結果とが互いに突き合わされ、それらが一致した場合に「境界無し」が判定されており、それらが不一致である場合に「境界有り」が判定されている。
In the example illustrated in FIG. 5, the determination result of the tissue type based on the
具体的には、符号74で示した判定ブロックにおいて、境界無しが判定されており、符号76で示した判定ブロックにおいて、境界有り78が判定されている。従来においては画素単位で境界が判定されていたが、図5に示す手法では、結果として検出値単位で境界を判定することが可能である。つまり、従来よりも二倍の分解能で境界の有無を判定することが可能である。境界有りが判定された場合(符号78)、それ以後の判定プロセスを省略するようにしてもよい。もちろん、それ以後の判定プロセスを実行して、次の境界を判定するようにしてもよい。
Specifically, in the determination block indicated by
境界有りが判定された場合(符号78)、それに基づいて各種の処理を実現することが可能である。例えば、判定された境界に基づいて骨領域を認定した上で(符号80)、認定された骨領域に対して画像処理や計測を実行するようにしてもよい(符号82)。あるいは、判定された境界に基づいて、骨密度演算のための画素列の設定を行うようにしてもよい(符号84)。そのような画素列に従って画素毎に骨密度が演算され、それらに基づき、骨密度画像が構成されてもよい(符号86)。上記のように、図5に示した構成例によれば、判定された境界の位置に基づいて、2つの画素列パターンの内で最適な画素列パターンを選択し得る。2つの画素列パターンは半画素分だけ互いにX方向にシフトした関係にある。画素列パターンの選択により、骨領域に属する有効画素数の増大を図れる。 When it is determined that there is a boundary (reference numeral 78), various processes can be realized based on the determination. For example, after identifying a bone region based on the determined boundary (reference numeral 80), image processing and measurement may be performed on the recognized bone area (reference numeral 82). Alternatively, a pixel row for bone density calculation may be set based on the determined boundary (reference numeral 84). A bone density may be calculated for each pixel in accordance with such a pixel row, and a bone density image may be constructed based on the calculated bone density (reference numeral 86). As described above, according to the configuration example illustrated in FIG. 5, an optimal pixel column pattern can be selected from the two pixel column patterns based on the determined boundary position. The two pixel column patterns have a relationship shifted by half a pixel in the X direction. By selecting the pixel column pattern, the number of effective pixels belonging to the bone region can be increased.
図6には、図5に示した境界判定方法における判定条件が例示されている。符号88は、L検出値に基づく判定結果を示しており、符号90はH検出値に基づく判定結果を示している。符号92は総合的な判定結果を示している。符号94及び96で示すように、2つの個別判定結果が互いに一致する場合、総合的判定においては2つの個別判定結果がそのまま採用される。一方、2つの個別判定結果が不一致となる場合、符号98で示すように、境界が判定される。すなわち境界有りが判定される。
FIG. 6 illustrates determination conditions in the boundary determination method illustrated in FIG.
図7及び図8を用いて境界判定の第2例について説明する。図7において、(A)には1つの選択候補としての第1画素列パターンが示されており、(B)にはもう1つの選択候補としての第2画素列パターンが示されている。(C)には検出値列が示されている。(D)には境界判定方法が模式的に示されている。 A second example of boundary determination will be described with reference to FIGS. In FIG. 7, (A) shows a first pixel column pattern as one selection candidate, and (B) shows a second pixel column pattern as another selection candidate. (C) shows a detection value string. (D) schematically shows a boundary determination method.
境界判定に先立って、隣接検出値ペア56,58に基づいて骨密度が演算される(符号88)。この場合、軟組織については骨密度に相当する値が演算される。符号90で示すブロックにおいては、隣接検出値ペアを構成する個々の検出値56,58に基づいて組織種別が判定される。また、骨密度に基づいて組織種別が判定される。そして、3つの個別的な判定結果を相互に突き合わせることにより、最終的に組織種別が判定される。判定条件については後に図8を用いて説明する。図7に示す例では、3つの個別判定結果に基づいて、軟組織、骨及び境界の中のいずれかの種別が判定されている。境界が判定された場合、その境界が判定された位置に基づいて、骨領域が認定され(符号98)、骨領域に対して画像処理等が実行される(符号100)。
Prior to the boundary determination, the bone density is calculated based on the adjacent detection value pairs 56 and 58 (reference numeral 88). In this case, a value corresponding to bone density is calculated for soft tissue. In the block denoted by
図8には、図7に示した境界判定方法における判定条件が示されている。符号102はL検出値に基づく判定結果を示しており、符号104はH検出値に基づく判定結果を示しており、符号106は骨密度に基づく判定結果を示している。更に、符号108は総合的な判定結果を示している。符号110で示すように、3つの個別的な判定結果102,104,106がいずれも骨である場合、符号108で示す総合的判定において、骨が判定される。一方、それ以外の場合においては、骨以外であることすなわち軟組織が判定される(符号112参照)。もっとも、3つの個別判定結果がいずれも軟組織を示す場合に軟組織を総合的に判定し、それ以外においては真偽不明を判定する等の各種のバリエーションが考えられる。骨密度演算の目的や要求する精度等に応じて判定条件を定めるのが望ましい。
FIG. 8 shows determination conditions in the boundary determination method shown in FIG.
以上のように、多重的に設定される複数の検出値ペアに基づいて境界を判定することにより、非重複関係をもって設定される複数の画素に基づく境界の判定に比べて、二倍の分解能を実現することが可能である。 As described above, by determining the boundary based on a plurality of detection value pairs set in a multiplexed manner, the resolution is doubled compared to the determination of the boundary based on a plurality of pixels set with a non-overlapping relationship. It is possible to realize.
(2)画素アレイの設定例の説明
次に、図9乃至図17を用いて2次元画素アレイの設定方法について説明する。図9乃至図12には境界の位置に応じた画素列の設定例が示されている。まず図9を用いて第1例について説明する。
(2) Description of Pixel Array Setting Example Next, a two-dimensional pixel array setting method will be described with reference to FIGS. 9 to 17. FIG. 9 to FIG. 12 show setting examples of pixel columns according to the boundary positions. First, the first example will be described with reference to FIG.
図9において、(A)は区間信号を示している。図9において横方向がX方向に対応している。区間信号において、シンボル“L”は低エネルギーX線照射期間を表しており、シンボル“H”は高エネルギーX線照射期間を表している。(B)は組織種別を表しており、すなわちX方向に存在する組織の内容を示している。ここにおいて、軟組織と骨との間に実境界110が存在している。その実境界110はH区間からL区間へ切り替わる地点(立ち下がり点)に一致している。
In FIG. 9, (A) shows the section signal. In FIG. 9, the horizontal direction corresponds to the X direction. In the section signal, the symbol “L” represents a low energy X-ray irradiation period, and the symbol “H” represents a high energy X-ray irradiation period. (B) represents the organization type, that is, the contents of the organization existing in the X direction. Here, a
(C)にはL検出値の並びが示されている。それらは軟組織と骨とを弁別するための閾値112と比較される。閾値112よりもL検出値が大きければ軟組織と判定され、小さければ骨と判定される。(D)はH検出値の並びを示している。それらは閾値114と比較される。閾値114よりも大きなH検出値については軟組織が判定され、それよりも小さなH検出値については骨が判定される。
(C) shows an array of L detection values. They are compared to a
X方向に沿って評価対象として複数の検出値ペアが定義される。その中で検出値ペア116に着目すると、X方向正向きで先に(上流側に)存在するH検出値118については軟組織が判定されており、一方、その直後に(下流側に)存在するL検出値120については骨が判定されている。この結果、2つの個別判定結果が不一致となり、2つの検出値間における境界の存在が判定される。それを表したものが(E)である。すなわち、そこには、個々の判定結果が示されており、最初において軟組織122が判定された上で、そこから骨124へ切り替わる地点として、境界(区間間境界)126が判定されている。そして、(F)で示すように境界126の位置に応じて、いずれかの画素列パターンが選択され、それが設定される。
A plurality of detected value pairs are defined as evaluation objects along the X direction. Focusing on the detection value pair 116 among them, soft tissue is determined for the H detection value 118 that exists first (upstream) in the positive direction in the X direction, while it exists immediately after (on the downstream side). Bone is determined for the L detection value 120. As a result, the two individual determination results are inconsistent, and the presence of a boundary between the two detection values is determined. This is shown in (E). That is, there are shown individual determination results, and a boundary (intersection boundary) 126 is determined as a point where the
具体的には、第1画素列パターン及び第2画素列パターンの中から、骨領域内に属する有効画素ができるだけ多くなるように、特定の画素列パターンが選択される。図9に示す例では、(F)に示すように、複数のLHペアからなる第1画素列パターンが選択されている。図9に示す例において、仮に、複数のHLペアからなる第2画素列パターンを選択してしまうと、特定画素の丁度真ん中の位置に実境界110を存在させてしまうことになる。これに対して、図9に示した例では、実境界110の位置を基準として第1画素列パターンが設定されているので、有効画素数を増大できる。
Specifically, a specific pixel column pattern is selected from the first pixel column pattern and the second pixel column pattern so that the effective pixels belonging to the bone region are as many as possible. In the example shown in FIG. 9, as shown in (F), the first pixel column pattern composed of a plurality of LH pairs is selected. In the example shown in FIG. 9, if the second pixel column pattern composed of a plurality of HL pairs is selected, the
第1画素列パターンが設定されると、(G)に示すように、その画素列を構成する各画素ごとに骨密度が演算される。軟組織においては骨密度値に相当する演算値が求められるが、それは平均骨密度の演算等において無視される。なお、符号128は組織種別を判別する閾値を示しており、それを上回った値についてだけ骨が判定される。もっとも、図9に示す例では、個々の検出値を基礎として総合的判定を行えるので、骨密度に基づく組織種別の判定は必ずしも行う必要はない。ちなみに、図9等において示すL検出値の並び及びH検出値の並びは説明用の例示である。
When the first pixel column pattern is set, as shown in (G), the bone density is calculated for each pixel constituting the pixel column. In soft tissue, a calculated value corresponding to the bone density value is obtained, but it is ignored in calculating the average bone density.
図10には、第2例が示されている。なお、図9に示した構成と同様の構成には同一符号を付し、その説明を省略する。図10に示す例では、(B)で表すように、軟組織と骨との間の実境界130が上記立ち下がり点よりも若干L期間内に入り込んでいる。このような場合において、(C)及び(D)で示す検出値列に着目すると、特に、検出値ペア132に着目すると、H検出値134については軟組織が判定されており、L検出値136については骨が判定されている。その結果、(E)で示すように立ち下がり点に相当する位置に境界(区間間境界)142が判定されている。つまり、それよりも上流側において軟組織138が判定されており、それよりも下流側において骨140が判定されている。この結果、(F)で示すように、図9に示した第1例と同様、第1画素列パターンが選択され、それが設定されている。もっとも、(G)に示されている骨密度列において、画素nに着目すると、その骨密度は、図9に示した画素nについての骨密度よりも若干下がっている。その下降の大きさに応じて、例外的処理を適用するようにしてもよい。
FIG. 10 shows a second example. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure similar to the structure shown in FIG. 9, and the description is abbreviate | omitted. In the example shown in FIG. 10, as represented by (B), the
図11には、第3例が示されている。図11において、図9に示した構成と同様の構成には同一符号を付し、その説明を省略する。この第3例においては、(B)で示すように、実境界132が、L区間の後半(立ち下がり点から離れた地点であり、次の立ち上がり点に近い地点)に存在している。(C)及び(D)で示される検出値列において、特に検出値ペア134に着目すると、符号136で示すL検出値については、軟組織が判定されており、符号138で示すH検出値については、骨が判定されている。すなわち、2つの個別判定結果が互いに不一致となり、それにより総合判定の結果として境界が判定される。この場合、(E)に示すように、区間信号((A)参照)における立ち上がり点に一致する地点で、境界144が判定される。それ以前において軟組織140が判定され、それ以降において骨142が判定される。図9及び図10に示した第1例及び第2例との対比において、実境界132の位置がX方向正の向きへよりシフトした結果、最終的に判定された境界144の位置が検出値1個分すなわち半画素分だけシフトしている。
FIG. 11 shows a third example. In FIG. 11, the same components as those shown in FIG. 9 are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. In this third example, as shown in (B), the
図12には第4例が示されている。図12においても、図9等に示した構成と同様の構成には同一符号を付し、その説明を省略する。この第4例においては、(B)に示すように立ち上がり点の位置に境界146が存在している。(C)及び(D)に示す検出値列において、特に検出値ペア148に着目すると、L検出値150については軟組織が判定されており、H検出値152については骨が判定されている。すなわち、そこにおいて2つの個別判定結果に不一致が生じ、その結果として、境界160が判定されている。判定された境界160は、(A)における立ち上がり点に一致している。
FIG. 12 shows a fourth example. Also in FIG. 12, the same components as those shown in FIG. 9 and the like are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. In the fourth example, a
以上のように、上記手法によれば、半画素を単位として境界を検出することができ、それに基づいて画素パターンを適切に設定することが可能である。例えば、注目組織である特定骨内に、より多くの計測用画素(有効画素)を設定することが可能である。特に計測対象が小さいような場合に、計測精度を向上することが可能である。 As described above, according to the above method, a boundary can be detected in units of half pixels, and a pixel pattern can be appropriately set based on the boundary. For example, it is possible to set more measurement pixels (effective pixels) in a specific bone that is a tissue of interest. In particular, when the measurement target is small, the measurement accuracy can be improved.
図13には、比較例としての2次元画素アレイ164が示されている。この2次元画素アレイ164は、2次元検出値アレイ50に対して設定されたものである。2次元検出値アレイ50は、上述したように、X方向に並ぶ複数の検出値列により構成される。それらは、複数のL検出値列52と複数のH検出値列54とからなる。2次元検出値アレイ50に対して別の見方をすると、2次元検出値アレイ50は、Y方向に並ぶ複数の検出値列の60の集合体であり、その場合における個々の検出値列60はX方向に交互に並ぶ複数のL検出値及び複数のH検出値からなる。ちなみに、符号34は検出器を表している。
FIG. 13 shows a two-
以上のような2次元検出値アレイ50に対して従来においては画一的に2次元画素アレイ164が設定されている。境界162の位置及び形状にかかわらず、一律に個々の画素を設定すると、有効画素168の個数を増大することができない。ちなみに、符号166は無効画像すなわち骨領域内の画素とは認識されない画素を示している。
Conventionally, the two-
以上のような状況において、上述した画素パターンの適応的選択法を適用することにより、図14に示すような2次元画素アレイ166を設定することが可能である。なお、図14において、図13に示した構成と同一の構成には同一符号を付してある。2次元画素アレイ166は、Y方向に並ぶ複数の検出値列170,172により構成されている。そこにおいて、画素列170は、第1画素列パターンを有する画素列であり、画素列172は、第2画素パターンを有する画素列である。第1画素パターンは、複数のLHペアの集合体であり、第2画素パターンは、複数のHLペアの集合体である。Y方向における各位置の画素列ごとに、X方向における境界162の位置に応じて、2つの画素列パターンの中から適切な画素列パターンが選択される。これにより、骨領域内における有効画素168の個数を増大することが可能である。これにより計測の精度を高められる。
In the above situation, it is possible to set a two-
図15には、補間処理及びリサンプリング処理が示されている。(A)はパターン設定後の2次元画素アレイ166が示されている。それに基づく直接的な計測あるいは直接的な画像処理が困難である場合、2次元画素アレイ166に対して符号174で示すような補間処理及びリサンプリング処理を適用するのが望ましい。このような処理結果が(B)に示す2次元画素アレイ176である。それは両方向に規則性をもったアレイである。
FIG. 15 shows interpolation processing and resampling processing. (A) shows the two-
図16には、後側の境界178に基づく2次元画素アレイ180の設定が示されている。符号182で示すハッチが付された各ブロックは骨領域に属する有効画素を示している。Y方向の各位置において、X方向における、後側の境界178の位置に応じて、適切な画素列パターンが選択される。すなわち、骨領域内に属する有効画素数がより多くなるように、画素パターンが選択される。なお、図17に示されるように、前後2つの境界182,184内において有効画素がより多くなるように2次元画素アレイ186を定めるようにしてもよい。
FIG. 16 shows the setting of the two-
(3)骨密度測定装置の第2例(プレスキャン、境界判定、照射シーケンスの適応的設定及び画素アレイの事前設定についての説明)
図18には、骨密度測定装置の第2例が示されている。なお、図1に示した第1例で説明した構成と同様の構成には同一符号を付し、その説明を省略する。
(3) Second example of bone density measuring apparatus (explanation regarding pre-scan, boundary determination, adaptive setting of irradiation sequence, and pre-setting of pixel array)
FIG. 18 shows a second example of the bone density measuring device. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure similar to the structure demonstrated in the 1st example shown in FIG. 1, and the description is abbreviate | omitted.
図18に示す第2例において、骨密度測定装置は大別して計測ユニット188と演算制御ユニット190とにより構成されている。測定ユニット188は、下部192と上部194とを有する。下部192は発生器196を有している。発生器196はX線発生管198を有する。また、発生器196の上側にはフィルタユニット200が設けられている。フィルタユニット200と共にシャッタユニットを設けるのが望ましい。この第2例においてはペンシルビーム203が生成されている。ペンシルビーム203はX方向及びY方向に機械的に走査される。そのための機構が走査機構22である。
In the second example shown in FIG. 18, the bone density measuring device is roughly composed of a measuring
上部194は2次元的に走査される検出器202を有している。それはペンシルビーム203を受けるものである。走査機構22は、下部可動体と共に、検出器202を備える上部可動体を機械的に走査する。
The
2次元データメモリ36内には、後に説明する本スキャンの実行により取得された2次元検出値アレイが格納される。この第2例においては、本スキャンに先立ってプリスキャンが実行されている。そのスキャン結果であるプリスキャンデータが境界判定部204に送られている。このプリスキャンデータも2次元検出値アレイを構成する。境界判定部204は、プリスキャンデータに基づいて軟組織と骨との間の境界を判定する。その判定結果が制御部206に出力されている。
In the two-
制御部206は、プリスキャンを制御する機能及び本スキャンを制御する機能を有しており、それらの機能が図18において、プリスキャン制御部208及び本スキャン制御部210として示されている。
The
図18に示された構成例において、プリスキャン実行時においては、低エネルギーX線が用いられ、対象物全体がペンシルビームによって2次元的に走査される。これにより、2次元検出値アレイがプリスキャンデータとして取得される。そのプリスキャンデータを解析することにより、骨の輪郭すなわち境界が事前に判定され、その判定された位置に基づいて本スキャンの実行条件が定められる。すなわち、骨領域内に有効画素ができるだけ多く属するように、本スキャン条件が定められる。これについては後に詳述する。 In the configuration example shown in FIG. 18, when pre-scanning is performed, low-energy X-rays are used, and the entire object is scanned two-dimensionally with a pencil beam. Thereby, a two-dimensional detection value array is acquired as pre-scan data. By analyzing the pre-scan data, the contour or boundary of the bone is determined in advance, and the execution condition for the main scan is determined based on the determined position. That is, the main scanning condition is determined so that as many effective pixels as possible belong to the bone region. This will be described in detail later.
以上のように定められた本スキャン条件にしたがって、本スキャンが実行されると、2次元データメモリ36内に複数のL検出値及び複数のH検出値からなる2次元検出値アレイが格納されることになる。そこで、骨密度演算部40は、既に設定されている2次元画素アレイを構成する各画素ごとに、具体的には骨領域内の画素ごとに、当該画素を構成する検出値ペアに基づいて骨密度を演算する。
When the main scan is executed according to the main scan conditions determined as described above, a two-dimensional detection value array including a plurality of L detection values and a plurality of H detection values is stored in the two-
図18に示した第2例においては、第1例とは異なり、プリスキャンによって境界を判定し、それに基づいて本スキャン条件つまり照射シーケンスあるいは2次元画素アレイを適応的に設定している。これについて以下に具体的に説明する。 In the second example shown in FIG. 18, unlike the first example, the boundary is determined by pre-scanning, and based on this, the main scanning condition, that is, the irradiation sequence or the two-dimensional pixel array is adaptively set. This will be specifically described below.
図19には、プリスキャンの一例が示されている。符号212は、スキャンエリアを示しており、そのエリアはペンシルビームを走査可能な最大の領域である。プリスキャンに当たっては、対象骨214が有する輪郭214Aの形状に応じて、スキャン経路216が適応的に定められる。具体的に説明すると、最初に、符号216−1で示されるように、ペンシルビームがX方向正側へスキャンされ、そのスキャン過程において、エッジ検出手法を利用して境界(輪郭)214Aの位置が特定される。境界214Aが検出された場合、符号216−2で示すように、ペンシルビームがX方向負側へ動かされる。その場合において、予め定められた距離だけ移動が行われる。その後、符号216−3で示すように、Y方向正側へ所定距離だけペンシルビームが動かされる。その地点から符号216−4で示すように、X方向正側へ再びペンシルビームが動かされる。そのスキャン過程において、エッジ検出が並行して実行され、対象骨214の境界214Aの位置が特定される。以上のような、一連の部分的走査を繰り返すと、結果として、図19に示すようなスキャン経路216が構成されることになる。
FIG. 19 shows an example of prescan.
図4に示したように、スキャンエリアの全体にわたって一律にジグザグスキャン経路を設定すると、境界214Aの特定にあたって長時間を要することになるが、図19に示す手法によれば、境界214Aの位置に応じてスキャン範囲を絞り込むことが可能であるので、プリスキャン時間を短縮化できるという利点を得られる。もっとも、対象骨214における両側の輪郭を特定する場合や、複雑な形状をもった骨の輪郭を特定する場合には、図4に示したようなジグザグスキャンによって対象骨全体の境界を特定するようにしてもよい。
As shown in FIG. 4, when the zigzag scan path is uniformly set over the entire scan area, it takes a long time to specify the
以上のように境界が特定されると、Y方向における各位置において、X方向における境界の位置に応じて画素列が定められる。その場合、骨領域内で画素列が最適化されるように画素列全体が調整される。画素列の設定方法について以下に具体例を用いて説明する。 When the boundary is specified as described above, a pixel column is determined at each position in the Y direction according to the position of the boundary in the X direction. In that case, the entire pixel column is adjusted so that the pixel column is optimized within the bone region. A pixel column setting method will be described below using a specific example.
図20には、第1設定例が示されている。符号218は軟組織を示しており、符号220は骨を示している。それらの間に境界222が存在している。符号228は上述した2次元検出値アレイを示しており、符号230は2次元画素アレイを示している。
FIG. 20 shows a first setting example.
図20に示されるように、Y方向の各位置において、X方向に沿った画素列を定義するにあたり、境界222の内側につまり骨領域内にできる限り多くの有効画素が設定されるように、画素列が設定される。符号224は本スキャンにおけるX方向正側へのスキャンを示しており、符号226は本スキャンにおけるX方向負側へのスキャンを示している。いずれの場合においても、境界222を基準として画素列が定義されている。図20において、紙面上側の4つの画素列はいずれも第1画素列パターンによって構成されており、紙面下側の3つの画素列はいずれも第2画素列パターンによって構成されている。図20に示した第1例においては、Y方向に並ぶ複数の画素列間において、L区間及びH区間の並びが一致している。この第1設定例によれば、本スキャンにおいて、Y方向の各位置における照射シーケンスをかなり簡素化できるという利点を得られる。
As shown in FIG. 20, in defining the pixel column along the X direction at each position in the Y direction, as many effective pixels as possible are set inside the
図21には、第2設定例が示されている。なお、図20に示した構成と同様の構成には同一符号を付し、その説明を省略する。このことは後に説明する図22及び図23においても同様である。 FIG. 21 shows a second setting example. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure similar to the structure shown in FIG. 20, and the description is abbreviate | omitted. This also applies to FIGS. 22 and 23 described later.
図21において、2次元検出値アレイ232に対して2次元画素アレイ234が設定されている。2次元画素アレイ234は、Y方向に並んだ複数の画素列からなる。この第2設定例においては、上側の4つの画素列がいずれも第1画素列パターンによって構成されており、下側の3つの画素列も第1画素列パターンによって構成されている。すなわち、Y方向の各位置において、境界222に基づいて、骨領域内にL区間及びH区間の並びを設定する場合に、境界222の右側(X方向正側)に最初にL区間が設定されるように照射シーケンスが定められている。但し、Y方向の各位置において、少なくとも骨領域内では、区間ピッチが揃っている。このような第2設定例を採用する場合、画素列パターンの選択手法は必ずしも不要となる。その点において照射制御を簡素化できる。
In FIG. 21, a two-
図22には第3設定例が示されている。2次元検出値アレイ236に対して、2次元画素アレイ238が設定されている。この第3設定例においては、Y方向の各位置において、境界222の位置に応じて照射シーケンスがきめ細かく調整されており、すなわちY方向に沿って見た場合に複数の画素列がX方向において不揃いとなっている。逆に言えば、Y方向の各位置において境界222に有効画素列の先頭画素が近接するように各照射シーケンスつまり各画素列が事前に設定されている。プリスキャンの実行結果に基づき境界222を事前に検出することにより、このようなきめ細やかな制御を実現できる。
FIG. 22 shows a third setting example. A two-
図23には、第4設定例が示されている。2次元検出値アレイ242に対して、2次元画素例244が設定されている。この第4設定例においては、2つの境界222,240に基づいて2次元画素アレイ244が設定されている。具体的には、224で示すX方向正側のスキャンに関しては、境界222を基準として画素列が設定されており、それとは反対側のX方向負側へのスキャン226に関しては、境界240を基準として画素列が設定されている。
FIG. 23 shows a fourth setting example. A two-dimensional pixel example 244 is set for the two-dimensional
以上の設定例、特に図22及び図23に示した設定例では、X方向におけるスキャンに際して、境界の位置に応じて、照射シーケンスが動的に可変設定される。特に、必要に応じて、走査速度及び照射期間(区間長)が可変設定される。これについては後に図26に基づいて説明する。 In the above setting examples, particularly the setting examples shown in FIGS. 22 and 23, the irradiation sequence is dynamically variably set in accordance with the position of the boundary when scanning in the X direction. In particular, the scanning speed and the irradiation period (section length) are variably set as necessary. This will be described later with reference to FIG.
図24には、フィルタユニットに設けられるフィルタ板246が示されている。境界に基づく照射シーケンスの調整のためには、低速でフィルタ板を回転させるのが望ましい。図24に示す例では、フィルタ板246が9個の低エネルギーX線用フィルタ部材248と9個の高エネルギーX線用フィルタ部材250とにより構成されている。それらの2種類のフィルタ部材248,250は円周方向に沿って交互に配列されている。このように多数のフィルタ板を設ければフィルタ板の回転速度を引き下げることが可能であり、回転速度の調整がし易くなる。図24においては、円形のフィルタ板が示されていたが、ドラム状のフィルタ板を設けるようにしてもよい。
FIG. 24 shows a
図25には、本スキャンにおけるスキャン経路の一例が示されている。スキャンエリア254内には対象骨255が存在している。対象骨255の両側の輪郭がプリスキャンにより特定された場合、それに基づいて本スキャンの経路を設定するようにしてもよい。その一例が符号258で示されている。符号256はペンシルビームを表している。
FIG. 25 shows an example of a scan path in the main scan. A
スキャン経路258は、X方向正側へのスキャンに相当する経路部分258−1を有する。その経路部分258−1は、X方向負側の境界から所定距離にX方向負側へ下がった位置を始点とし、X方向正側の境界からX方向正側に所定距離を隔たった位置を終点とするものである。経路部分258−1の終点からY方向正側へ所定距離にわたってペンシルビームがスキャンされる。それが経路部分258−2で表されている。その後、X方向負側へペンシルビームが動かされる。その場合においても対象骨255におけるX方向の両側の境界に基づき、スキャンの始点と終点が定められる。符号258−4は、経路部分258−3に続く、Y方向正側へのスキャンにおける経路部分を表している。以上のような一連のプロセスが対象骨255の全体をカバーするように繰り返し実行される。このような本スキャン経路の設定によれば、本スキャン時間を短くすることが可能である。もっとも、対象骨内において適正に画素列を設定するために、対象骨の手前側に一定の助走期間が必要な場合、そのような助走期間のために対象骨の両側にマージンを設定すればよい。
The
図26には、本スキャンにおける照射シーケンスが示されている。これは、Y方向の特定の位置において実行されるX方向スキャンを規定するものである。符号260は対象骨の断面を表している。その幅がW1で表されている。W2がX方向における本スキャン範囲を示している。その範囲W2はY方向の各位置において異なり得る。ちなみにW3はスキャンエリアの最大幅を表している。
FIG. 26 shows an irradiation sequence in the main scan. This defines an X-direction scan that is performed at a specific position in the Y direction.
(A)は、シャッタユニットの動作を表している。シャッタユニットは必要に応じて設けられるものである。シャッタが閉状態にある場合、X線が被検体の手前側で遮蔽され、被検体の被曝が低減される。シャッタが開状態にある場合、X線が被検体を透過する。(B)は、正方向正側へのスキャン262を表している。その場合における照射シーケンスが符号264で表されている。(C)にはX方向負側へのスキャン272を表している。その場合における照射シーケンスが符号274で表されている。
(A) represents the operation of the shutter unit. The shutter unit is provided as necessary. When the shutter is in the closed state, X-rays are shielded on the near side of the subject, and the exposure of the subject is reduced. When the shutter is in the open state, X-rays pass through the subject. (B) represents a
(B)に示すように、この例においては、対象骨260における一方側(図において左側)の境界282が基準となっており、それに対して有効画素列における先頭区間すなわち基準区間R1が適正に設定されるように、すなわち骨領域内であって境界262に近い位置に基準区間R1が設定されるように、照射シーケンス264が定められている。照射シーケンスは、具体的には、助走部分266、実効部分268及びオーバーラン部分270とからなる。助走部分は手前側の助走区間に相当し、実効部分268が測定区間に相当し、オーバーラン部分270が奥側のオーバーラン区間に相当している。助走部分266において、走査機構やフィルタユニット等を制御することにより、具体的には、駆動源をなすステッピングモータのパルス数の制御等を行うことにより、骨領域内において、安定かつ適正な照射シーケンスを実現できる。
As shown in (B), in this example, the
(C)に示す逆方向へのスキャン272においても、実効部分278において安定した照射シーケンスが形成されるように、助走部分276において、走査速度やフィルタ回転速度、等が調整される。この例でも、実効部分278の後にオーバーラン部分280が設けられている。スキャン272においては、境界282を基準として、それに最も近い基準区間(最終区間)R2が適正に定められるように、実効部分278における照射シーケンスが定められている。ちなみに、図26に示した例では、往路スキャン262及び復路272の間で、時間軸上、L区間とH区間とが一致している。これは図20に示した設定例に対応するものである。もちろん、図26に示した状況下で、図21乃至図23に示した設定例に対応する照射シーケンスが適用されてもよい。
Also in the
以上のように、図18乃至図26に示した第2構成例によれば、プリスキャンによって対象骨の境界を特定した上で、それに基づいて本スキャン条件(つまり骨密度演算用画素列)を事前に定めることができるという利点が得られる。プリスキャン分だけ被検体に対する被曝が増大してしまうものの、本スキャンエリアを削減できれば、本スキャンでの被曝量の低減を行うことが可能である。また、予め境界を特定した上で、本スキャン条件をきめ細かく設定できるという利点が得られる。 As described above, according to the second configuration example shown in FIGS. 18 to 26, the boundary of the target bone is specified by pre-scanning, and the main scanning condition (that is, the bone density calculation pixel string) is set based on the boundary. The advantage is that it can be predetermined. Although the exposure to the subject increases by the amount corresponding to the pre-scan, if the main scan area can be reduced, the exposure amount in the main scan can be reduced. Further, there is an advantage that the main scan condition can be set finely after the boundary is specified in advance.
(4)骨密度測定装置の第3例(境界判定及び検出値置換についての説明)
次に、骨密度測定装置の第3例について図27乃至図34を用いて説明する。なお、図27に示した構成において、図1に示した構成と同様の構成には同一の符号を付し、その説明を省略する。
(4) Third example of bone density measuring device (explanation about boundary determination and detection value replacement)
Next, a third example of the bone density measuring apparatus will be described with reference to FIGS. In the configuration shown in FIG. 27, the same reference numerals are given to the same configurations as those shown in FIG. 1, and the description thereof is omitted.
図27において、データメモリ36には2次元検出値アレイが格納される。境界判定部286は、2次元検出値アレイに基づいて対称骨についての境界を判定するモジュールである。その判定手法は、基本的に、図5乃至図12等において説明した手法であるが、この境界判定部286は、特に検出値ごとに境界含有の有無を判定している。例えば、図6に示した判定条件において、符号98で示したような場合(つまり2つの個別判定値が不一致となるような場合)に、境界含有が判定される。また、図8に示す判定条件において、複数の個別判定結果が分かれるような場合に、境界含有を判定するようにしてもよい。
In FIG. 27, the
骨密度演算部288は、2次元検出値アレイに対して、画一的に2次元画素アレイを設定した上で、画素毎に骨密度を演算するモジュールである。もっとも、骨密度の演算に先立って前処理が適用されており、その機能が図27において前処理部290として示されている。この前処理は、後に説明するように、境界を含有するとみなされた検出値を他の検出値に置き換えるものである。これにより、見かけ上、骨領域内における有効画素数の増大を図れる。例えば、実験用小動物の大腿骨についての平均骨密度測定にあたっては、大腿骨それ自体が小さく、それに対して有効な画素数を十分に確保できない場合が多い。そのような場合には、骨領域内に完全に属する画素の他、不完全に属している画素をも演算対象とすれば、平均骨密度の精度又は信頼性を高められる。そこで、そのような不完全画素に対して一定の修正あるいは補正を適用して、それを準完全画素にするために、後述する置換処理が実行されている。
The bone
以下に、前処理部について詳述する。 Hereinafter, the preprocessing unit will be described in detail.
図28には、前処理部290の具体的な構成例が示されている。対象特定部296は、2次元検出値アレイ298に基づき、判定条件300に従って、置換対象とすべき検出値を特定するものである。演算部302は、置換対象と一定の関係を有する1又は複数の検出値に基づいて、置換対象に代入する置換値を演算するものである。ただし、置換値の演算を行うことなく、検出値を単にコピーするようにしてもよい。置換実行部304は、置換対象に対して、それについて用意された検出値を代入する処理を実行する。
FIG. 28 shows a specific configuration example of the
図29には判定条件が具体的に例示されている。置換対象は、符号316及び318で示される2条件が満たされる場合に特定される。具体的には、符号316で示されている条件は現在注目している「検出値ペアの内で一方の検出値が骨領域内に属している」という条件である。符号318で示されている条件は現在注目している「検出値ペアの内で他方の検出値が境界を含有している」という条件である。これらの2つの条件が満たされる場合、符号320で示されるように、境界を含有する他方の検出値が置換対象であるとして判定され、その他方の検出値が補正される。すなわち、それに対して置換処理が施される。更に置換処理を実行するか否かの判断に際しては他方の検出値の大きさを考慮してもよい。置換処理の具体的例については幾つかの手法が考えられ、それらについては後に図32乃至図34を用いて説明する。
FIG. 29 specifically illustrates determination conditions. The replacement target is specified when two conditions indicated by
図30には比較例が示されている。符号322は骨領域を示しており、符号324は2次元検出値アレイを示している。それに対しては従来同様に2次元画素アレイ326が設定されている。この場合において、破線で示す検出値ペアが有効画素である。符号328,330で示される検出値ペアや符号332,334で示す検出値ペアについては有効画素とはみなされていない。それらは一方の検出値が境界322を含有しているためである。
FIG. 30 shows a comparative example.
図31には、図27に示した骨密度測定装置において実行される置換処理の代表例が示されている。図30に示した状況を前提として、図31で示すように、検出値328,332が置換対象であると判定され、それらに対しては、同種であって最近傍の有効検出値が338がコピーされている(符号340,342参照)。すなわち、それらに対して置換処理が施されている。これにより、図31に示すように、2つの有効画素を増やすことが可能となる。この例では、3つのL13が生じている。このような処理を必要な置換対象に対して適用することにより前処理後の2次元画素アレイ336が構成される。置換した検出値は、骨領域内に属し、かつ、最近傍の値であるから、それを置換対象の値とみなしても、それほど誤差は生じないと考えられる。置換対象とペアを組む検出値は有効検出値であり、置換処理はそのような有効検出値を活かす手法とも言える。このような置換処理によれば、有効画素数が増大するので、その意味において計測の信頼性を高められる。
FIG. 31 shows a representative example of the replacement process executed in the bone density measuring device shown in FIG. Assuming the situation shown in FIG. 30, the detection values 328 and 332 are determined to be replacement targets as shown in FIG. 31, and for these, the nearest
ちなみに、図31に示した例において、検出値L11を置換対象とし、それに対して上記置換処理を適用してもよい。また、検出値L15を置換対象とし、それに対して上記置換処理を適用してもよい。もっとも、境界含有が判定された検出値のすべてを置換対象とするのではなく、検出値が所定条件を満たす場合にだけ、置換処理を施すようにしてもよい。 Incidentally, in the example shown in FIG. 31, the detection value L 11 may be a replacement target, and the above replacement process may be applied to the detection value L 11 . Further, the detection value L 15 and replaced, may be applied to the replacement process to it. However, not all of the detected values determined to contain the boundary may be replaced, but the replacement process may be performed only when the detected values satisfy a predetermined condition.
次に、置換処理の具体例を図32乃至図34を用いて説明する。 Next, a specific example of the replacement process will be described with reference to FIGS.
図32には第1例が示されている。(A)には2次元検出値アレイ344が示されている。符号350は境界を表している。(B)には置換対象の特定条件及び置換処理内容が示されている。この例では、図29に示した置換条件を前提として、符号400で示すように、境界を含有している検出値が所定値以下である場合、すなわち骨領域内である可能性が高いとみなせる場合において、当該検出値が置換対象であると判断されている。そして、符号402で示されるように、その置換対象に対して、骨領域内であって同種かつ最近傍の検出値がコピーされている(符号354参照)。具体的には、検出値ペア346,348が1つの画素を構成している場合において、検出値346が置換対象であると特定された場合、それに対して最も近いかつ同種の有効画素値354が参照され、それが置換対象にコピーされている。
FIG. 32 shows a first example. (A) shows a two-dimensional
図33には第2例が示されている。(A)には2次元検出値アレイ344が示され、そこにおいては境界350が存在している。(B)には置換対象の特定条件及び置換処理内容が示されている。符号404で示されているように、図29に示した条件を前提として、境界を含有し、かつ所定値以下の検出値346が置換対象として特定される。そして、符号406で示されるように、骨領域内において、置換対象を基準として近傍検出値群が特定され、それに基づいて補間値(外挿値)を演算することにより、その補間値が置換対象346に代入される。そのような処理が符号358で示されている。
FIG. 33 shows a second example. (A) shows a two-dimensional
図34には第3例が示されている。(A)において、符号344は2次元検出値アレイを示しており、符号350は境界を示している。符号346は置換対象として特定された検出値である。すなわち、(B)における符号408で示すように、図29で示した条件を前提として、境界を含有し、かつ所定値以下の検出値として、置換対象が特定される。その上で、符号410で示されるように、骨領域内において置換対象の近傍検出値群が特定され、それらに基づく重み付け加算処理により置換値が演算される。そして、その置換値が置換対象に代入される。それが符号362で示されている。
FIG. 34 shows a third example. In (A), the code |
以上のように、特定の検出値に対して置換処理を施すことにより、つまり前処理を適用することにより、骨領域内に存在する有効画素数を見かけ上増大することができ、その結果、例えば平均骨密度を演算する場合において、その演算精度を高められるという利点が得られる。 As described above, the number of effective pixels existing in the bone region can be apparently increased by performing a replacement process on a specific detection value, that is, by applying a pre-process. As a result, for example, In calculating the average bone density, there is an advantage that the calculation accuracy can be improved.
(5)2倍の解像度を有する骨密度画像
図35には、2倍の解像度を有する骨密度画像の生成方法が示されている。2次元検出値アレイ366に対して2次元画素値アレイ364が設定されている。2次元画素値アレイ364は、X方向において半画素分単位で設定された複数の画素からなるものである。例えば、n番目の画素368とn+1番目の画素370とに着目した場合、それらの間では半画素分が重複しており、その結果として、画素密度がX方向に倍増されている。
(5) Bone Density Image with Double Resolution FIG. 35 shows a method for generating a bone density image with double resolution. A two-dimensional
上記の各構成例においては骨密度測定装置が示されていたが、以上説明した原理を脂肪計測等に適用することも可能である。被検体としては、人体及び人体以外の動物が考えられる。特に、小動物の測定にあたっては有効画素数を増大できない場合が多いため、上記手法を適用するのが望ましい。 In each of the above configuration examples, the bone density measuring device is shown, but the principle described above can also be applied to fat measurement and the like. As the subject, human bodies and animals other than human bodies can be considered. In particular, when measuring small animals, the number of effective pixels cannot be increased in many cases, so it is desirable to apply the above method.
10 測定ユニット、12 演算制御ユニット、14 撮影台、16 被検体、18 下部、20 上部、22 走査機構、24 発生器、34 検出器、36 データメモリ、38 境界判定部、40 骨密度演算部、42 画素アレイ設定部、44 制御部。
DESCRIPTION OF
従来の骨密度測定装置においては、上記のように、各画素は、先に取得されたL検出値(又はH検出値)及び後に取得されたH検出値(又はL検出値)により構成される。個々の画素内において、2つの検出値の取得座標は、厳密には、互いに一致していない。機械走査速度やエネルギー切替周期にも依るが、それらの座標間に一定の差がある。それ故、画素内部に骨と軟組織との間の境界が含まれる場合、当該画素について演算される骨密度あるいは骨密度に基づいて判定される組織種別が正確な値ではなくなってしまうおそれがある。その問題を回避するために、骨領域内における境界(輪郭)付近の画素を演算対象から一律に除外すると、骨密度演算範囲が小さくなってしまう。つまり、計測に利用できる有効画素数が少なくなってしまう。マウスやラット等の小動物の骨は非常に小さいので、それに対して演算範囲を設定する場合、その演算範囲をできるだけ大きくしたいとの要請があるが、上記の一律除外はそのような要請に反する結果を招くものである。
In the conventional bone density measuring apparatus, as described above, each pixel is configured by the L detection value (or H detection value) acquired earlier and the H detection value (or L detection value) acquired later. . Strictly speaking, the acquired coordinates of the two detection values do not coincide with each other in each pixel. Depending on the machine scanning speed and energy switching period, there is a certain difference between these coordinates. Therefore, when the boundary between the bone and the soft tissue is included in the pixel, there is a possibility that the bone density calculated for the pixel or the tissue type determined based on the bone density is not an accurate value. In order to avoid the problem, if pixels near the boundary (contour) in the bone region are uniformly excluded from the calculation target, the bone density calculation range becomes small. That is, the number of effective pixels that can be used for measurement is reduced. Since bones of small animals such as mice and rats are very small, when setting the calculation range for it, there is a request to make the calculation range as large as possible, but the above-mentioned uniform exclusion results in contrary to such a request. It invites.
Claims (8)
前記検出値列に対して、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む画素列パターン群の中から選択された画素列パターンを設定する設定手段と、
前記特定の画素列パターンが適用された画素列における画素ごとに当該画素を構成する検出値ペアに基づいて演算値を演算する演算手段と、
を含み、
前記第1画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する低エネルギー検出値とその直後に存在する高エネルギー検出値とからなり、
前記第2画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する高エネルギー検出値とその直後に存在する低エネルギー検出値とからなる、
ことを特徴とする医療用X線測定装置。 By scanning the X-ray beam that passes through the subject while switching the X-ray energy, the detection value is composed of a plurality of low-energy X-ray detection values and a plurality of high-energy X-ray detection values that are alternately arranged in the beam scanning direction. An acquisition means for acquiring a column;
Setting means for setting a pixel column pattern selected from a pixel column pattern group including a first pixel column pattern and a second pixel column pattern for the detection value column;
A calculation means for calculating a calculation value based on a detection value pair constituting the pixel for each pixel in the pixel column to which the specific pixel column pattern is applied;
Including
The detection value pair constituting each pixel in the first pixel column pattern is composed of a low energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a high energy detection value that exists immediately thereafter.
A detection value pair constituting each pixel in the second pixel column pattern is composed of a high energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a low energy detection value that exists immediately thereafter.
A medical X-ray measuring apparatus characterized by that.
前記第1画素列パターンと前記第2画素列パターンは前記ビーム走査方向に半画素分シフトした関係にある、
ことを特徴とする医療用X線測定装置。 The apparatus of claim 1.
The first pixel column pattern and the second pixel column pattern are in a relationship shifted by half a pixel in the beam scanning direction.
A medical X-ray measuring apparatus characterized by that.
前記設定手段は、注目組織の輪郭に基づいて、前記検出値列に適用する画素列パターンを選択する、
ことを特徴とする医療用X線測定装置。 The apparatus of claim 2.
The setting unit selects a pixel column pattern to be applied to the detection value column based on a contour of a target tissue;
A medical X-ray measuring apparatus characterized by that.
前記検出値列に対して複数の隣接検出値ペアを設定し、隣接検出値ペアごとに前記注目組織の輪郭の有無を判定する判定手段を含み、
前記判定手段は、
前記隣接検出値ペアにおける低エネルギーX線検出値に基づいて組織種別を判定する第1判定手段と、
前記隣接検出値ペアにおける高エネルギーX線検出値に基づいて組織種別を判定する第2判定手段と、
前記隣接検出値ペアについての前記第1判定手段の判定結果及び前記第2判定手段の判定結果に基づいて、前記注目組織の輪郭の有無を判定する総合判定手段と、
を含むことを特徴とする医療用X線測定装置。 The apparatus of claim 3.
A plurality of adjacent detection value pairs are set for the detection value sequence, and includes a determination unit that determines the presence or absence of the contour of the target tissue for each adjacent detection value pair,
The determination means includes
First determination means for determining a tissue type based on a low energy X-ray detection value in the adjacent detection value pair;
Second determination means for determining a tissue type based on a high-energy X-ray detection value in the adjacent detection value pair;
Based on the determination result of the first determination unit and the determination result of the second determination unit for the adjacent detection value pair, a comprehensive determination unit that determines the presence or absence of the contour of the tissue of interest;
A medical X-ray measuring apparatus comprising:
前記取得手段は、
前記被検体の一方側に配置され、X方向に走査されかつY方向に広がるX線ファンビームを発生するX線発生ユニットと、
前記被検体の他方側に配置され、前記被検体を透過したX線ファンビームを検出するX線検出ユニットと、
を含み、
前記X線ファンビームの走査により前記Y方向に並ぶ複数の検出値列からなる2次元検出値アレイが構成され、
前記設定手段は、前記検出値列ごとにそれに適用する画素列パターンを個別的に選択する、
ことを特徴とする医療用X線測定装置。 The apparatus of claim 1.
The acquisition means includes
An X-ray generation unit that is disposed on one side of the subject and that generates an X-ray fan beam that is scanned in the X direction and spreads in the Y direction;
An X-ray detection unit disposed on the other side of the subject and detecting an X-ray fan beam transmitted through the subject;
Including
A two-dimensional detection value array comprising a plurality of detection value rows arranged in the Y direction by scanning with the X-ray fan beam is configured,
The setting unit individually selects a pixel column pattern to be applied to each detection value column;
A medical X-ray measuring apparatus characterized by that.
前記注目組織は骨であり、前記演算値は骨密度である、
ことを特徴とする医療用X線測定装置。 The apparatus of claim 3.
The tissue of interest is bone, and the calculated value is bone density.
A medical X-ray measuring apparatus characterized by that.
前記検出値列は、ビーム走査方向に交互に配列された複数の低エネルギーX線検出値及び複数の高エネルギーX線検出値からなり、
当該方法は、
前記検出値列に対して、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む画素列パターン群の中から選択された画素列パターンを設定する設定工程と、
前記特定の画素列パターンが適用された画素列における画素ごとに当該画素を構成する検出値ペアに基づいて演算値を演算する演算工程と、
を含み、
前記第1画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する低エネルギー検出値とその直後に存在する高エネルギー検出値とからなり、
前記第2画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する高エネルギー検出値とその直後に存在する低エネルギー検出値とからなる、
ことを特徴とする検出値列処理方法。 In a method of processing a detection value sequence acquired by scanning an X-ray beam that passes through a subject while switching X-ray energy,
The detection value sequence includes a plurality of low energy X-ray detection values and a plurality of high energy X-ray detection values arranged alternately in the beam scanning direction,
The method is
A setting step of setting a pixel column pattern selected from a pixel column pattern group including a first pixel column pattern and a second pixel column pattern for the detection value column;
A calculation step of calculating a calculation value based on a detection value pair constituting the pixel for each pixel in the pixel column to which the specific pixel column pattern is applied;
Including
The detection value pair constituting each pixel in the first pixel column pattern is composed of a low energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a high energy detection value that exists immediately thereafter.
A detection value pair constituting each pixel in the second pixel column pattern is composed of a high energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a low energy detection value that exists immediately thereafter.
And a detected value sequence processing method.
前記検出値列は、ビーム走査方向に交互に配列された複数の低エネルギーX線検出値及び複数の高エネルギーX線検出値からなり、
当該プログラムは、
前記検出値列に対して、第1画素列パターン及び第2画素列パターンを含む画素列パターン群の中から選択された画素列パターンを設定する機能と、
前記特定の画素列パターンが適用された画素列における画素ごとに当該画素を構成する検出値ペアに基づいて演算値を演算する機能と、
を含み、
前記第1画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する低エネルギー検出値とその直後に存在する高エネルギー検出値とからなり、
前記第2画素列パターンにおける各画素を構成する検出値ペアは、前記ビーム走査方向において先に存在する高エネルギー検出値とその直後に存在する低エネルギー検出値とからなる、
ことを特徴とするプログラム。 A program that is executed in an information processing apparatus and processes a detection value sequence acquired by scanning an X-ray beam that passes through a subject while switching X-ray energy,
The detection value sequence includes a plurality of low energy X-ray detection values and a plurality of high energy X-ray detection values arranged alternately in the beam scanning direction,
The program is
A function of setting a pixel column pattern selected from a pixel column pattern group including a first pixel column pattern and a second pixel column pattern for the detection value column;
A function of calculating a calculation value based on a detection value pair constituting the pixel for each pixel in the pixel column to which the specific pixel column pattern is applied;
Including
The detection value pair constituting each pixel in the first pixel column pattern is composed of a low energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a high energy detection value that exists immediately thereafter.
A detection value pair constituting each pixel in the second pixel column pattern is composed of a high energy detection value that exists first in the beam scanning direction and a low energy detection value that exists immediately thereafter.
A program characterized by that.
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Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH06261894A (en) * | 1993-01-18 | 1994-09-20 | Hitachi Ltd | Bone salt quantitative determination method |
JP2003244542A (en) * | 2002-01-28 | 2003-08-29 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Motion artefact reduction algorithm for double-exposed double-energy x-ray radiography |
US20090147910A1 (en) * | 2007-12-07 | 2009-06-11 | General Electric Company | System and method for energy sensitive computed tomography |
JP2012192118A (en) * | 2011-03-18 | 2012-10-11 | Hitachi Aloka Medical Ltd | Bone density measuring apparatus |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5040199A (en) * | 1986-07-14 | 1991-08-13 | Hologic, Inc. | Apparatus and method for analysis using x-rays |
US6160866A (en) * | 1991-02-13 | 2000-12-12 | Lunar Corporation | Apparatus for bilateral femur measurement |
JP2000139891A (en) * | 1998-11-17 | 2000-05-23 | Toshiba Corp | Radiographic diagnostic device |
US7168854B2 (en) * | 2003-04-10 | 2007-01-30 | General Electric Company | Examination table providing x-ray imaging |
US7724875B2 (en) * | 2007-10-19 | 2010-05-25 | General Electric Company | Image guided acquisition of quantitative dual energy data |
-
2013
- 2013-11-11 JP JP2013233240A patent/JP6204155B2/en active Active
-
2014
- 2014-11-11 CN CN201410645564.0A patent/CN104622488B/en active Active
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH06261894A (en) * | 1993-01-18 | 1994-09-20 | Hitachi Ltd | Bone salt quantitative determination method |
JP2003244542A (en) * | 2002-01-28 | 2003-08-29 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Motion artefact reduction algorithm for double-exposed double-energy x-ray radiography |
US20090147910A1 (en) * | 2007-12-07 | 2009-06-11 | General Electric Company | System and method for energy sensitive computed tomography |
JP2012192118A (en) * | 2011-03-18 | 2012-10-11 | Hitachi Aloka Medical Ltd | Bone density measuring apparatus |
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