JP4579559B2

JP4579559B2 - Ｘ線撮影装置

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Publication number: JP4579559B2
Application number: JP2004058556A
Authority: JP
Inventors: 広則植木; 裕鱒沢
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-03-03
Filing date: 2004-03-03
Publication date: 2010-11-10
Anticipated expiration: 2024-03-03
Also published as: JP2005245657A

Description

本発明は、Ｘ線撮影技術に係り、特にデュアルエネルギー法に基づいて取得した被写体の情報を表示するためのＸ線撮影装置に関するものである。

デュアルエネルギー法は、異なる２つのエネルギースペクトルを有するＸ線によって取得された被写体のＸ線透過像に基づいて、被写体中における光電効果によるＸ線減衰量およびコンプトン効果によるＸ線減衰量を計算する方法である。Ｘ線診断装置の分野においては、デュアルエネルギー法により人体の骨部等を強調した画像（光電効果像）と軟部組織等を強調した画像（コンプトン効果像）の両方が取得できるため、従来の一回の撮影に比べて多くの被写体情報を検者に提供し、検者の診断能を向上できる利点がある。

デュアルエネルギー法を用いたＸ線診断装置の従来例として、例えば、J. M. Sabol等の“The development and Characterization of a Dual-Energy Subtraction Imaging System for Chest Radiography Based on CsI:TI Amorphous Silicon Flat-Panel Technology”, Proc. SPIE, Vol. 4320, pp399-408, 2001等がある。

米国特許第４,０２９,９６３号によれば、デュアルエネルギー撮影において得られた撮影画像の信号強度は、（数１）および（数２）で示される。

ただし、k_p、 k_cは比例定数、εはＸ線のエネルギー、S₁(ε)、S₂(ε)は被写体に入射するＸ線のエネルギースペクトルである。また、L_pおよびL_cはそれぞれ光電効果によるＸ線減衰量、コンプトン効果によるＸ線減衰量であり、それぞれ（数３）、（数４）で示される。

ただし、sをＸ線ビームライン上の位置とし、ρ(s)、w(s)、およびZ(s)をそれぞれ位置sにおける被写体の密度、原子量、および原子番号とする。更に、（数１）および（数２）において、f_KN(ε)は単一電子に対するコンプトン散乱確率あり、（数５）に示すKlein-Nishinaの式で与えられる。

ただし、α＝ε/mc²（mは電子の静止質量、cは光速）とする。デュアルエネルギー法は異なるエネルギースペクトルS₁(ε)、S₂(ε)を有するＸ線に対して得られた２つの検出信号I₁、I₂に基づいて、L_p、L_cを計算する方法である。なお以下では、全ての画素においてL_p、L_cを計算して得た画像をそれぞれ光電効果像、コンプトン効果像と呼ぶ。

上記計算方法の従来例として、例えば、米国特許第４,０２９,９６３号やH. Neale等の“An accurate method for direct dual-energy calibration and decomposition”, Med. Phys. 17 (3), pp 327-341、 1990等がある。原子量wは原子番号Ｚにほぼ比例することを考慮すると、（数３）よりL_pはρZ³にほぼ比例する。従って、光電効果像中では人体内部の骨やカテーテル等、原子番号の比較的大きな対象物が強調される。一方、（数４）よりL_cはρに比例するため、コンプトン効果像中では人体内部の軟部組織の密度変化等が強調される。

J. M. Sabol, et al: "The development and Characterization of a Dual-Energy Subtraction Imaging System for Chest Radiography Based on CsI:TI Amorphous Silicon Flat-Panel Technology", Proc. SPIE, Vol. 4320, pp 399-408, 2001

米国特許第４,０２９,９６３号 H. Neale, et al.："An accurate method for direct dual-energy calibration and decomposition", Med. Phys. 17 (3), pp 327-341, 1990

デュアルエネルギー法を用いたＸ線診断装置では、従来光電効果像およびコンプトン効果像が個別に表示されている。このため、検者は２枚の画像を見比べる必要があり、診断に時間がかかるという課題があった。またそれぞれの画像中に含まれる注目部位に対して、両者の位置関係の把握が困難であるという課題があった。更に、検者は２枚の画像の中間的な画像を任意に選択できないという課題があった。

本発明の目的は、デュアルエネルギー撮影機能を有するＸ線撮影装置において、光電効果像およびコンプトン効果像を効果的に表示し得るＸ線撮影装置を提供する。

本発明の目的および新規な特徴の詳細は、以下の記述および添付図面によって明らかになるであろう。

上記目的を達成するために、本発明では、光電効果像およびコンプトン効果像を合成して１枚の画像を作成するために、仮想Ｘ線源を仮定して（数６）で合成画像を作成することを基本構成とする。

ただし、S(ε)は仮想Ｘ線源より発生するＸ線のエネルギースペクトルとする。

一例として、仮想Ｘ線源として単色Ｘ線を想定すると、S(ε)＝εとなる。このときεをパラメータとして、光電効果像とコンプトン効果像を種々の割合で合成できる。εが小さい場合、（数６）においてL_p/ε³の項が大きくなり、合成画像は光電効果像に近づく。一方εが大きい場合、（数６）においてL_p/ε³の項が小さくなり、合成画像はコンプトン効果像に近づく。従って、検者がεの値を自由に変えることにより、合成画像における光電効果像とコンプトン効果像の割合を任意に選択できる。

仮想Ｘ線源の他の例としてＸ線管を想定すると、エネルギースペクトルは管電圧Ｖに依存して変化するためS(ε)＝S_V(ε)と表現できる。このときS_V(ε)は、公知の方法（例えば、R.Birch等の“Computation of Bremsstrahlung X-ray Spectra and Comparison with Spectra Measured with a Ge(Li) Detector”, Phys. Med. Biol., Vol. 24、 No. 3, pp 505-517, 1979（以下、参照文献１））等により計算できる。

Ｖが小さい場合、Ｘ線のエネルギーが小さくなるため、合成画像は光電効果像に近づく。一方、Ｖが大きい場合、Ｘ線のエネルギーが大きくなるため、合成画像はコンプトン効果像に近づく。従って、検者がＶの値を自由に変えることにより、合成画像における光電効果像とコンプトン効果像の割合を任意に選択できる。しかも、中間のＶ（５０ｋＶ〜１２０ｋＶ程度）においては、合成画像は該当する管電圧にて撮影した通常のＸ線像と同等の画像となるため、検者は光電効果像〜通常撮影像〜コンプトン効果像の間で合成画像を任意に変化できる。

なお、Ｘ線管のエネルギースペクトルS_V(ε)の値は、実測データや参照文献１に記載の方法で計算した結果を予めメモリに記録しておいてもよいし、画像合成の際に計算してもよい。

また、（数６）で計算される合成画像は、フォトンカウンタ型のＸ線検出器による検出画像を想定しているが、一般的な電荷蓄積型のＸ線検出器を模擬する場合は（数６）の代わりに（数７）を用いてもよい。

（数７）では、Ｘ線のエネルギーεに比例した強度の信号が検出される。

以上の方法を用いれば、例えば画像診断において、検者は注目部位の位置情報を損なうことなく、合成画像を同一画面上で種々変化させながら診断できる。その結果、従来のように複数の画像を見比べる必要がなくなるため、診断を効率化できる。

以下、本発明の代表的な構成例について述べる。

（１）本発明のＸ線撮影装置は、異なる２種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体透過後の前記２種類のＸ線を検出するＸ線検出手段とを有し、前記Ｘ線検出手段で検出された２種類の検出信号に基づいて前記被写体のデュアルエネルギー像を生成するＸ線撮影装置において、仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルの情報を格納するスペクトル格納手段と、前記スペクトル格納手段に格納されたエネルギースペクトルと前記デュアルエネルギー像に基づいて前記仮想Ｘ線源に対する前記被写体のＸ線透過像を計算するＸ線透過像計算手段を有することを特徴とする。

（２）前記（１）のＸ線撮影装置において、前記仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルを計算するスペクトル計算手段を有し、前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルの情報を前記スペクトル格納手段に格納することを特徴とする。

（３）前記（１）又は（２）のＸ線撮影装置において、前記仮想Ｘ線源としてＸ線管を想定して前記Ｘ線管の管電圧を設定する管電圧設定手段と、前記管電圧設定手段にて設定された管電圧に対応するエネルギースペクトルを前記スペクトル情報格納手段より選択して読み出すスペクトル選択手段とを有し、前記選択されたエネルギースペクトルと前記デュアルエネルギー像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする。

（４）本発明のＸ線撮影装置は、異なる２種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体透過後の前記２種類のＸ線を検出するＸ線検出手段とを有し、前記Ｘ線検出手段で検出された２種類の検出信号に基づいて前記被写体のデュアルエネルギー像を生成するＸ線撮影装置において、仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルを計算するスペクトル計算手段と、前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルと前記デュアルエネルギー像に基づいて前記仮想Ｘ線源に対する前記被写体のＸ線透過像を計算するＸ線透過像計算手段とを有することを特徴とする。

（５）前記（４）のＸ線撮影装置において、前記仮想Ｘ線源としてＸ線管を想定して前記Ｘ線管の管電圧を設定する管電圧設定手段を有し、前記管電圧設定手段にて設定された管電圧に対応して前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルと前記デュアルエネルギー像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする。

（６）前記（４）のＸ線撮影装置において、前記仮想Ｘ線源として単色Ｘ線源を想定して前記単色Ｘ線源より発生する単色Ｘ線のエネルギーを設定する単色エネルギー設定手段を有し、前記単色エネルギー設定手段にて設定されたエネルギーと前記デュアルエネルギー像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする。

本発明によれば、デュアルエネルギー撮影機能を有するＸ線撮影装置にて取得された光電効果像およびコンプトン効果像に基づいて、これらの合成画像を同一画面上で種々変化させながら表示できる。その結果、従来のように複数の画像を見比べる必要がなくなり、診断を効率化できる。

以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳細に説明する。

図１は、本発明の一実施例に係るＸ線撮影装置の構成を説明するための図である。本実施例に係るＸ線撮影装置は、Ｘ線管１、コリメータ２、Ｘ線グリッド３、Ｘ線検出器４、支柱５、寝台天板７、寝台８、モニタ９、コンソール１０、画像メモリ１００、信号処理手段１０１、エネルギースペクトル記録メモリ１０２、画像記録手段１０５等から構成される。またコンソール１０にはＸ線撮影を指示するための公知の指示機構、および撮影条件を設定するための公知の設定機構の他に、仮想Ｘ線源選択手段１０３および仮想Ｘ線条件設定手段１０４が設けられている。

以下では、Ｘ線管１、コリメータ２、Ｘ線グリッド３、およびＸ線検出器４からなる構成を撮影系と呼ぶ。撮影系の各構成要素には公知のデバイスが使用される。コリメータ２はＸ線管１の前面に固定されており、被検体６に対するＸ線の照射範囲を制限する機能を有する。またＸ線グリッド３はＸ線検出器４の前面に固定されており、被検体６中で発生した散乱Ｘ線を低減する機能を有する。撮影系全体は支柱５により支持されている。

Ｘ線管１のＸ線発生点とＸ線検出器４の入力面との距離の代表例は１１０［ｃｍ］である。Ｘ線検出器４には公知のＦＰＤ（Flat Panel Detector）等が使用される。Ｘ線検出器４の仕様の代表例は入力面サイズ３０７.２［ｍｍ］×３０７.２［ｍｍ］、画素数２０４８［ピクセル］×２０４８［ピクセル］である。またＸ線検出器４は撮影モードと透視モードを有しており、透視モードにおけるフレームレートの代表例は３０［フレーム／秒］である。Ｘ線グリッド３の仕様の代表例は、グリッド比（格子比）１２：１、グリッド密度７０［本／ｃｍ］である。なお、上記各仕様はこれらの値に限定されるものではなく、Ｘ線撮影装置の構成に応じて種々変更可能である。

次に、本実施例に係るＸ線撮影装置の動作手順を説明する。なお本Ｘ線撮影装置は、一般的なＸ線透視・撮影機能の他に、デュアルエネルギーＸ線透視・撮影機能を有している。以下では、本発明が活用される対象となるデュアルエネルギーＸ線透視・撮影時における動作手順を説明する。なお、上記一般的なＸ線透視・撮影時における動作手順は、公知のＸ線透視・撮影装置における動作手順と同一のものが使用できる。

デュアルエネルギーＸ線透視・撮影は、透視モード、撮影モード、および再生モードから成り、以下各モードにおける動作手順を説明する。

透視モードでは、まず検者はコンソール１０を介してＸ線透視の開始を指示し、Ｘ線管１よりＸ線が放射される。なおＸ線透視中はパルス状のＸ線が時系列に放射される。上記パルスはＸ線検出器４のフレームレートと同期しており、個々のパルスに対するＸ線透過像がＸ線検出器４によって検出される。Ｘ線管１の管電圧は、パルス毎に高電圧（V_H）と低電圧（V_L）が交互に繰り返される。上記V_HとV_Lの値は、透視に先立って検者が予め設定する。V_H、V_Lの設定値の代表例はそれぞれ１２０［ｋＶ］、７０［ｋＶ］である。なおV_HおよびV_Lの値は、公知のＸ線条件制御機構によって自動的に設定してもよい。Ｘ線検出器４でパルス毎に検出された被写体６のＸ線透過像のデータは、画像メモリ１００に記録される。画像メモリ１００中にはV_H時のＸ線透過像（以下、V_H透過像とする）のデータを記録する領域１００Ｈと、V_L時のＸ線透過像（以下、V_L透過像とする）のデータを記録する領域１００Ｌが個別に設けられており、各パルスで新たに取得されたデータは、対応する記憶領域に上書きされる。なお、検者が指定すれば、時系列に取得される上記V_H透過像およびV_L透過像の動画データを、画像記録手段１０５に記録しておくことも可能である。画像記録手段１０５には、例えばハードディスク等の公知の記録デバイスが使用できる。信号処理手段１０１は、画像メモリ１００に新しいデータが記録される度に画像メモリ１００よりV_H透過像およびV_L透過像のデータを読み出して、後述する方法で被検体６のデュアルエネルギー画像（光電効果像およびコンプトン効果像）を作成する。また、信号処理手段１０１は、後述する方法で上記デュアルエネルギー画像の合成画像を作成し、モニタ９に表示する。Ｘ線透過像の取得から合成画像のモニタ９への表示までの一連の動作はＸ線透過像が取得される度に繰り返され、検者は合成画像の動画をモニタ９上で観察できる。また、上記一連の動作は検者がコンソール１０を通してＸ線透視の終了を指示するまで繰り返される。

撮影モードでは、まず検者はコンソール１０を用いてＸ線撮影の開始を指示し、Ｘ線管１よりＸ線が放射される。このときパルス状のＸ線が短い時間間隔で２回繰り返し放射される。なお上記パルス間隔の代表例は２００［ｍｓ］である。各パルスにおいて、Ｘ線管１の管電圧は高電圧（V_H）と低電圧（V_L）に設定される。上記V_HとV_Lの値は、撮影に先立って検者が予め設定する。V_H、V_Lの設定値の代表例はそれぞれ１４０［ｋＶ］、８０［ｋＶ］である。なおV_HおよびV_Lの値は、公知のＸ線条件制御機構によって自動的に設定してもよい。上記２回のパルスにおいて、Ｘ線検出器４で取得されたV_H透過像およびV_L透過像は、それぞれ画像メモリ１００中の領域１００Ｈおよび領域１００Ｌに記録される。なお検者が得に指示しなければ、上記V_H透過像およびV_L透過像のデータは、画像記録手段１０５にも記録される。信号処理手段１０１はV_H透過像およびV_L透過像が画像メモリ１００に記録されると同時にこれらを読み出して、後述する方法で被検体６のデュアルエネルギー画像を作成する。また信号処理手段１０１は、後述する方法で上記デュアルエネルギー画像の合成画像を作成し、モニタ９に表示する。

再生モードでは、画像記録手段１０５に記録されている透視データおよび撮影データに基づいて合成画像を作成する。検者はコンソール１０を用いて画像記録手段１０５に記録されているデータの中から再生したいデータを選択する。選択された再生データは読み出されて、画像メモリ１００に記録される。信号処理手段１０１は上記再生データが画像メモリ１００に記録されると同時にこれらを読み出して、後述する方法で被検体６のデュアルエネルギー画像を作成する。また信号処理手段１０１は、後述する方法で上記デュアルエネルギー画像の合成画像を作成し、モニタ９に表示する。なお選択された再生データが透視データの場合、再生データの読み出しから合成画像のモニタ９への表示までの一連の動作は１フレーム毎繰り返し行われ、検者は合成画像の動画をモニタ９上で観察できる。

合成画像作成時において、検者は合成画像の作成条件を仮想Ｘ線源選択手段１０３および仮想Ｘ線条件設定手段１０４を介して設定できる。仮想Ｘ線源選択手段１０３および仮想Ｘ線条件設定手段１０４は、選択ボタンやつまみ等の公知の設定器具か、モニタ９上に表示された設定バー等によって実現できる。検者は仮想Ｘ線源選択手段１０３を介して、仮想Ｘ線源を単色Ｘ線源とするかＸ線管とするか選択する。また、検者は仮想Ｘ線条件設定手段１０４を介して、仮想Ｘ線源として単色Ｘ線源が選択された場合の単色Ｘ線のエネルギー、およびＸ線管が選択された場合の管電圧を設定できる。上記単色Ｘ線エネルギーの設定範囲の代表例は３０［ｋｅＶ］〜１２０［ｋｅＶ］である。また上記管電圧の設定範囲の代表例は３０［ｋＶ］〜１６０［ｋＶ］である。なお上記合成画像作成条件は、透視画像のような動画の表示中や、撮影画像のような静止画の表示中において種々変更可能である。またＸ線透視中に合成画像作成条件を変更することもできる。後述する方法を用いれば、合成画像作成条件の変化に合わせて合成画像を動的に変えながら表示できる。

仮想Ｘ線源選択手段１０３によりＸ線管が選択された場合、信号処理手段１０１は仮想Ｘ線条件設定手段１０４を通して設定された管電圧に対応するエネルギースペクトルのデータをエネルギースペクトル記録メモリ１０２から読み出して、後述する方法を用いて合成画像を作成する。エネルギースペクトル記録メモリ１０２に記録されるエネルギースペクトルのデータは、Ｘ線管１に対して予め種々の管電圧で実測したデータを使用してもよいし、公知の文献（例えば、Birch等の“Catalogue of Spectral Data for Diagnostic X-rays”, Hospital Physicists' Association, 1979（以下、参照文献２））に記載された値を使用してもよい。

また、先述した参照文献１に記載の方法等を用いれば、任意の管電圧に対してエネルギースペクトルのデータを計算できる。従って、種々の管電圧に対する計算値を予めエネルギースペクトル記録メモリ１０２に記録しておいてもよいし、エネルギースペクトル記録メモリ１０２を設けずに、仮想Ｘ線条件設定手段１０４で設定された管電圧に応じてその都度エネルギースペクトルを計算してもよい。

図２は、信号処理手段１０１おける合成画像作成手順を説明するためのブロック図である。以下、本ブロック図に基づいて信号処理手段１０１の処理手順を説明する。なお、信号処理手段１０１による以下の処理は、専用演算器や公知の汎用演算器に対するプログラム制御で実現できる。

ステップ２００において、検者がコンソール１０を介して透視モードにおけるＸ線透視、または撮影モードにおけるＸ線撮影、あるいは再生モードにおける画像再生を指定すると同時に、信号処理手段１０１による以下の処理が開始される。ステップ２０１において、画像メモリ１００を参照して、記録されている画像を読み出す。ステップ２０２において、画像メモリ１００に記録されている画像が新規の画像かそうでないかを判断する。新規画像の場合はステップ２０４に進み、そうでない場合はステップ２０３に進む。ステップ２０３において、仮想Ｘ線源選択手段１０３または仮想Ｘ線条件設定手段１０４を介して合成画像作成条件に変更が加えられていないかどうかを判断する。変更有りの場合はステップ２０５に進み、変更無しの場合はステップ２１０に進む。ステップ２０４において、画像メモリ１００に記録されていた新規画像に対してデュアルエネルギー変換演算を行い、デュアルエネルギー画像を作成する。なお、デュアルエネルギー画像の作成には、先述した特許文献１や非特許文献２に記載の方法が使用できる。ステップ２０５において、仮想Ｘ線源選択手段１０３によって選択されているＸ線源の種類を判断する。単色Ｘ線源が選択されている場合はステップ２０６に進み、Ｘ線管が選択されている場合はステップ２０７に進む。ステップ２０６において、仮想Ｘ線条件設定手段１０４を介して指定された単色Ｘ線のエネルギー値を参照する。ステップ２０７において、仮想Ｘ線条件設定手段１０４を介して指定されたＸ線管の管電圧を参照する。ステップ２０８において、指定されたＸ線管の管電圧に対して該当するエネルギースペクトルを、エネルギースペクトル記録メモリ１０２から読み出す。ステップ２０９において、デュアルエネルギー画像および指定された合成画像作成条件に基づき、（数７）を用いて合成画像を作成する。なお、検者による指定があった場合は（数６）を用いて合成画像を作成してもよい。ステップ２１０において、作成した合成画像をモニタ９に表示する。ステップ２１１において、検者がコンソール１０を介してＸ線透視、またはＸ線撮影、あるいは画像再生の終了を指定したかどうかを判断する。終了が指定されている場合はステップ２１２へ進み、指定されていない場合はステップ２０１へ戻る。ステップ２１２において、信号処理手段１０１による上記一連の処理を終了する。

なお透視画像のような動画を表示する際には、ステップ２０１からステップ２１０に至るまでの一連の処理は、上記動画のフレームレートに同期して繰り返し行われる。これにより、上記動画中の個々のフレームの画像に対して合成画像を作成できるため、合成画像を動画表示できる。また動画表示中に合成画像作成条件が変化した場合も、上記条件変化に動的に対応しながら合成画像を作成および表示できる。一方撮影画像のような静止画を表示する際にも、ステップ２０１からステップ２１０に至るまでの一連の処理を繰り返すことにより、合成画像作成条件の変化に動的に対応しながら合成画像を作成および表示できる。

ステップ２０９において、（数６）または（数７）を用いて合成画像を作成する際には、光電効果によるＸ線吸収係数定数項k_pと、コンプトン効果によるＸ線吸収係数定数項k_cの値が用いられる。k_p、k_cは理想的には被写体の組成やＸ線のエネルギーに依存しない定数項であるが、実際にはある程度の依存性を持つ。従って精度良く合成画像を作成するためには、k_p、k_cとして予め適当な値を設定しておく必要がある。被検体６として、例えば人体を想定すると、その組成を水等で近似できる。

図３および図４は、水のk_p、k_cとエネルギーの関係を示したものである。図３および図４に示されるように、k_p、k_cはエネルギー依存性を持つので、これらをk_p(ε)、k_c(ε)と表して数６および数７を計算すれば、比較的精度良く合成画像を計算できる。また計算を簡単にするには、k_p、k_cを定数で近似してもよい。例えば、仮想Ｘ線源で使用されるＸ線エネルギーの範囲を３０［ｋｅＶ］〜１６０［ｋｅＶ］とすると、k_p＝１３、k_c＝０.１１程度に設定すれば、近似精度を大きく損なうことなく合成画像を計算できる。

以上、本実施例に示したＸ線撮影装置を用いれば、デュアルエネルギー法を用いて取得された２枚の画像（光電効果像およびコンプトン効果像）に基づいて、仮想Ｘ線源に対するＸ線透過像としての合成画像を作成できる。また仮想Ｘ線源のエネルギーや管電圧を変化させることで、上記合成像の合成比率を種々変更可能である。特に仮想Ｘ線源としてＸ線管を使用した場合、光電効果像〜通常撮影像〜コンプトン効果像の間で合成画像を任意に変化できるため、検者は注目部位の位置情報を損なうことなく、同一画面上で合成画像を種々変化させながら診断できる。その結果、従来のように複数の画像を見比べる必要がなくなるため、診断を効率化できる。

以上、本発明の実施例を示したが、本発明は本実施例のみに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能である。例えば、透視機能を持たないＸ線撮影装置や、画像再生・加工機能のみを有する画像処理装置、工業用のＸ線撮影装置等にも本発明を適用できることはいうまでもない。

本発明によれば、デュアルエネルギー撮影機能を有するＸ線撮影装置にて取得された光電効果像およびコンプトン効果像に基づいて、注目部位の位置情報を損なうことなく、これらの合成画像を同一画面上で種々変化させながら表示できる。その結果、従来のように複数の画像を見比べる必要がなくなり、診断を効率化できる。

本発明の一実施例に係るＸ線撮影装置の構成を説明するための図である。図１に示す信号処理手段おける合成画像作成手順を説明するためのブロック図である。水の光電効果によるＸ線吸収係数定数項k_pとエネルギーの関係を示す図である。水のコンプトン効果によるＸ線吸収係数定数項k_cとエネルギーの関係を示す図である。

符号の説明

１…Ｘ線管、２…コリメータ、３…Ｘ線グリッド、４…Ｘ線検出器、６…被検体、９…モニタ、１０…コンソール、１００…画像メモリ、１０１…信号処理手段、１０２…エネルギースペクトル記録メモリ、１０３…仮想Ｘ線源選択手段、１０４…仮想Ｘ線条件設定手段、１０５…画像記録手段。

Claims

異なる２種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体透過後の前記２種類のＸ線を検出するＸ線検出手段とを有し、前記Ｘ線検出手段で検出された２種類の検出信号に基づいて前記被写体の光電効果像およびコンプトン効果像を生成するＸ線撮影装置において、
仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルの情報を格納するスペクトル格納手段と、前記スペクトル格納手段に格納されたエネルギースペクトルと前記光電効果像および前記コンプトン効果像に基づいて、以下の数６または数７の式により、前記仮想Ｘ線源に対する前記被写体のＸ線透過像を計算するＸ線透過像計算手段を有することを特徴とするＸ線撮影装置。

ここで、ＩはＸ線透過像の信号、Ｓ（ε）は仮想Ｘ線源より発生するＸ線のエネルギースペクトル、Ｌｐは光電効果像の信号、Ｌｃはコンプトン効果像の信号、ｋｐ，ｋｃは比例定数、εはＸ線のエネルギー、ｆ _ＫＮ（ε）は単一原子に対するコンプトン散乱確率である。
前記仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルを計算するスペクトル計算手段を有し、前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルの情報を前記スペクトル格納手段に格納することを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影装置。
前記仮想Ｘ線源としてＸ線管を想定して前記Ｘ線管の管電圧を設定する管電圧設定手段と、前記管電圧設定手段にて設定された管電圧に対応するエネルギースペクトルを前記スペクトル情報格納手段より選択して読み出すスペクトル選択手段とを有し、前記選択されたエネルギースペクトルと前記光電効果像および前記コンプトン効果像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線撮影装置。
異なる２種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を発生するＸ線発生手段と、被写体透過後の前記２種類のＸ線を検出するＸ線検出手段とを有し、前記Ｘ線検出手段で検出された２種類の検出信号に基づいて前記被写体の光電効果像およびコンプトン効果像を生成するＸ線撮影装置において、
仮想Ｘ線源より発生されるＸ線のエネルギースペクトルを計算するスペクトル計算手段と、前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルと前記光電効果像および前記コンプトン効果像に基づいて、以下の数６または数７の式により、前記仮想Ｘ線源に対する前記被写体のＸ線透過像を計算するＸ線透過像計算手段とを有することを特徴とするＸ線撮影装置。

ここで、ＩはＸ線透過像の信号、Ｓ（ε）は仮想Ｘ線源より発生するＸ線のエネルギースペクトル、Ｌｐは光電効果像の信号、Ｌｃはコンプトン効果像の信号、ｋｐ，ｋｃは比例定数、εはＸ線のエネルギー、ｆ _ＫＮ（ε）は単一原子に対するコンプトン散乱確率である。
前記仮想Ｘ線源としてＸ線管を想定して前記Ｘ線管の管電圧を設定する管電圧設定手段を有し、前記管電圧設定手段にて設定された管電圧に対応して前記スペクトル計算手段にて計算されたエネルギースペクトルと前記光電効果像および前記コンプトン効果像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影装置。
前記仮想Ｘ線源として単色Ｘ線源を想定して前記単色Ｘ線源より発生する単色Ｘ線のエネルギーを設定する単色エネルギー設定手段を有し、前記単色エネルギー設定手段にて設定されたエネルギーと前記光電効果像および前記コンプトン効果像に基づいて前記被写体のＸ線透過像を計算することを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影装置。