JPH0382000A - Ｘ線検査装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は周期的に動く対象の時系列Ｘ線画像を作るＸ線
照射周期方法に係る。該対象はＸ線源により出射された
Ｘ線ビームにより照射される。記録装置は対象の動作周
期を測定する。記録パルスはＸ線源を活性化及び非活性
化する同期装置に印加される。

本発明は又Ｘ線照射同期法を実行するに適したＸ線源と
、記録装置と、同期装置とからなる装置に係る。Ｘ線照
射同期方法及びこの種の装置は、リーフレット「フィリ
ップス・メディカル・システム」４５２２９８４０９２
４１　／７４４　、ＤＶＩＶ　１１９８５年１月から公
知である。

例えば人体、心臓又は血管の如き対象のＸ線画像の形成
中、Ｘ線ビームは対象及びその環境で減衰される。人体
では、画像されるべき対象及びその環境は主に水からな
り、これによりＸ線ビームは対象及びその環境により実
質的に同じ程度まで減衰される。これは対象の画像を低
コントラストにする。画像さるべき対象がヨー化物のよ
うな比較的高いＸ線吸収を有するコントラストエージェ
ントで満たし、コントラストエージェントなしで記録さ
れた対象の像即ちいわゆるマスク像からコントラストエ
ージェントで満たされた対象の像を減算することにより
、コントラスト強調が達成される。コントラストエージ
ェントで満たされた対象の画像が対象の動きによりマス
ク画像に関してシフトされた場合、人工物がコントラス
ト強調画像中に発生する。テレビジョンモニターでの表
示する以前に雑音積分用に合計され、又は画像さるべき
対象を通るコントラストエージェントの流れに従う一連
の連続的Ｘ線画像の形成中明らかにマスク画像からの減
算によるコントラスト強調は対象の動きにより強く低下
される。心臓の近傍にある血管の画像に対し、心臓の動
きにより該問題が生じる。記録装置、例えば心電図の形
成に対し、記録装置により対象の動作リズムを測定する
ことにより照射は動きのリズムと同期されつる。これは
例えばフィリップスＤＶＩ−Ｖシステムで起こる。照射
が記録装置により供給された記録パルスに関して所定の
遅延の後に実行されるので、Ｘ線画像は相が合っており
マスク画像と整合する。これは例えばコントラストエー
ジェントにより起こされた画像されるべき対象の動きの
リズムの変動の結果、Ｘ線画像が異なる位置に対象を示
すという欠点を有し、これにより人工物は、このＸ線照
射同期方法が用いられた時更に発生する。

本発明は、なかんずくその対象に対し、動作人工物の発
生が減少するＸ線照射同期方法を提供する。

これを達成する為、本発明によるＸ線照射同期方法は次
の記録パルスの時点から同期装置の算出手段により記録
パルスから計算され名ことを特徴とする。

測定された記録パルスからの次の記録パルスの時点の計
算は２つの順次の記録パルス間の時間の一定の時点で、
即ち一定の対象位置で照射が起こるのを可能にする。動
きのリズムの変化には計算により検出され、Ｘ線源の同
期は変化した動きのリズムに適合される。時間的に遠い
記録パルスの効果か計算でより強く又はより弱くなるに
つれ、同期はリズム変化により速く又はより遅く応答す
る。対象動作が系統的増速及び減速、例えば別な心臓収
縮又は心臓の早期心臓収縮に加えて確率的動作を示す時
、記録パルスは正確に予測可能な時点で互いに続かない
。測定された記録パルスの組合せによる次の記録パルス
の正確な計算の為、先行パルスが正確に加重されるのは
必須であり、これにより各変動は同期なしで同期なしに
系統的リズム変、ｆヒに無感応になる。平均動作リズム
及び変化が対象動作を示す確率過程の特徴的パラメータ
である時、次の記録パルスの正確な予測は、平均値及び
偏差値が知られている時、行われつる。通常、対象動作
の拡大統計的分析に対し時間がないが、多数のＸ線画像
はコントラストエージェントの変位により素速く形成さ
れなければならない。

計算は記録パルスの平均周期内の次の記録パルス時点に
対する値を発生すべきで、これにより僅かな計算時間だ
けを必要とする。次の記録パルスの計算はＸ線画像の形
成を簡素化する為、完全に自動的であるべきである。

本発明に関するＸ線照射同期方法の望ましい例は反復的
カルマンフィルタ法が次の記録パルスを計算するのに用
いられることを特徴とする。

カルマンフィルタ法を使用すると、動きのリズムが反復
的に示され、これはそれ自身この確率的過程の変化に適
合する。この計算方法は系統的変化から動きのリズムの
非系統的変化を適切に区別する。これは明らかに心臓の
血管検査に対し有利である。

以下図面と共に本発明の詳細な説明する。

第１図は細部４を含む対象３をＸ線ビーム５により照射
するＸ線源Ｉを示す。Ｘ線検出器７、この場合はＸ線増
強管を用いて、画像搬送Ｘ線ビーム６はＸ線画像増強管
の出射スクリーンに現れる光画像に変換され、この光画
像はプレビジョンカメラ管９により電気信号に変換され
る。この信号はアナログ・ディジタル変換器１１に印加
され、次にメモリー１２又は１３の一つに印加される。

例えばメモリー１２では、コントラストエイジェントで
満たされた細部４を含む対象３の像が記憶され、メモリ
ー１３では対象３のマスク像が記憶される。メモリー１
２及び１３の信号の対数化の後、メモリーのディジタル
像は減算装置１５で減算され、細部４のコントラスト強
調像を発生する。

ディジタル−アナログ変換器１６によるディジタル−ア
ナログ変換の後、こ、の像はモニター１７上に表示され
る。メモリー１２及び１３に記憶されたディジタルＸ線
画像はバックグラウンドメモリ１９に記憶され、そこか
らディジタル画像がメモリー１２及び１３に印加される
、細部４の動作リズムを決める為、記録装置２０は細部
４に接続され、該記録装置は細部４が所定位置を占有す
る時点でパルス状信号を同期装置２２に印加する。

同期装置２２は記録パルスから次の記録パルスの時点を
計算し、細部４の系統的リズム変化を検出する。同期装
置２２は対象のリアルタイム像を表示するプレビジョン
モニター２３のフレーム周期、例えば４０ｍｓと同期し
てＸ線源ｌを作動させる。

第２ａ図は互いに間隔Ｔで続き系統的リズム変化が時点
ｔｎ以後発生する一連の記録パルス１゜＋５を示す。記
録パルス関して所定の時間の間隔遅延した時点Ｘ＋−Ｘ
４での同期装置によるＸ線源の同期は、リズム変化の後
Ｔの分数からずれるＴの分数でのリズム変化に先行する
時点で起こる。

次の時点Ｔを計算することにより、また最後の記録パル
スの後Ｔの所定の分数で同期に作用させることにより、
上記問題が避けられる。第２６図は心臓リズムで起こる
確率的リズム変化：別な収縮を示す。その場合には別な
心臓収縮は間隔Ｔで互いに続く２つの心臓鼓動間で生じ
る。最後の記録パルスに関して予め決められた遅延時間
の後の同期は時点Ｘ２及びＸ、で位相外れ露出に導く。

第２ｃ図は、変動が計算された次の記録パルスにかかる
効果を有さない場合、位相外れ露出は時点Ｘ２でのみ起
こることを示す。確率的変動の如く記録パルスｔｎを認
識することにより、時点Ｘ２での同期はそれを基に抑制
されつる。心臓リズムで起こる別な変動はいわゆる早期
心室収縮であり、ここで、一つの記録パルスは早く起こ
り、次の記録パルスは予期した時点で起こる。位相外れ
露出が公知の同期手段によって時点Ｘ１及びＸ２で起こ
る場合位相外れ露出は、本発明による同期が用いられて
いる時、専ら時点ＸＩで起こる。時点Ｘ２での周期は確
率的変動として記録パルスｔ２の認識の後抑圧されつる
。

第３図はカルマンフィルタ法に対するフロチャートを示
す。画像されるべき対象の動作リズムを予測する問題の
数字的説明の為、動作リズムは確率的処理として示され
、その三次元ベクトルｘ　（ｔ）は処理に関連したパラ
メータからなる。

処理を適宜に特徴づけるｘ＋（ｔｎ）＝ｔｎ、ｘｚ（ｔ
−）＝ｉ、−ｊａ−１及びｘ３（ｔｎ）＝ｔ−２ｔｓ−
、＋ｔｎ−２が見出された。処理は下記の式で示される
： ｘ（ｋ　＋１）＝Ａｘ（ｋ）＋ｗ（ｋ）　　　　　　　
　　（１）ここで、バーは列ベクトルを示し大文字は行
列を示すｗ（Ｋ）は平均ゼロを有する確率的自処理して
示される： Ｅ　［ｗ（ｋ）、ｗ”　（１）　］　＝Ｑ（ｋ）δ−，
＋　　　　　（２）ここで、Ｅは予測演算子であり、ｗ
（ｋ）　”は列ベクトルｗ（Ｋ）の転置ベクトルである
。

式Ｉに記述されるような一次自己回帰処理は一連の離散
的測定と（ｋ）、下記によりシステムに関連する記憶パ
ルスとして観測される： ｙ（ｋ）　＝ＣＸ（ｋ）　＋ｖ（ｋ）　　　　　　　　
　　＋３）ここで、Ｃ＝（１，０，０’）及びｖ（Ｋ）
は平均セロ及び分散行列を有する測定値を妨害する白色
雑音処理である： Ｅ　１４（ｋ）４（１）　］　＝Ｒ（ｋ）δ−，＋　　
　　　　　（４１更に、ｗ（ｋ）及びｖ（ｋ）は非相関
である。解決さるべき問題点は、動作リズムｘ（ｋ　＋
１）が、観測された記録パルスｙ（ｏ）・・・ｙ（ｋ）
から計算されなければならないことからなる。この予測
子はｚ（ｋ　＋１　１　ｋ）として示される。ここで ｘ（ｋｌｌ　　Ｉ　ｋ）＝Ｅ　　Ｅヱ（ｋｌｌＩヱ（ｋ
）］は所定の及びｊ（ｋ）が共に正規分布を有するので
、動作リズムの統計値はこの分布の条件平均値及び分散
により完全に説明される。共通条件確率分布はカルマン
フィルタ法により反復的に与えられる。カルマンフィル
タ法は予測された次の記録パルスｐ、　［（ｔ　ｏ＋Ｉ
−ｔ　、　）”］の平平均二乗差を最小にする。ｘ（ｋ
　＋ｌ　　ｌ　ｋ）に対し、カルマンフィルタ法は、下
式を発生する： Ｇ（ｋ）　［ｙ（ｋ）−Ｃｘ（ｋ　　ｌ　ｋ−１）］　
　　（５）又は そこで、Ｇ（ｋ）は予測利得行列である。

式により与えられる。

Ｇ（ｋ）　＝ＡＰ（ｋ　ｌ　ｋ−１）Ｃ”＋Ｒ（ｋ）］
　−’ カルマン利得行列Ｋ（ｋ）は ＡＫ（ｋ）＝Ｇ（ｋ）　　（６ｂ） ［ＣＰ（ｋ　ｌ　ｋ−１）Ｃ Ｇ（ｋ）は次 （６） として定義され、 Ｐ（Ｋ　＋１　１　ｋ）は下記の予測平均二乗誤差行列
である　： Ｐ（ｋ　＋１　１　ｋ）＝（Ａ−Ｇ（ｋ）Ｃ）　　Ｐ（
ｋｌ　ｋ−１）Ａ　”十Ｑ（ｋ）　　　　　　　　　　
　　　（７）平均二乗誤差行列Ｐ（ｋｌｋ）は次式であ
る：Ｐ（ｋ　ｌ　ｋ）＝　Ｅ　　［（ｘ（ｋ）−ｘ（ｋ
））（↑（ｋ）−ｘ（ｋ））　”　］　　　　　（８）
上記適用に対し、 とすると初期値は次の通りである： へ ｘ　＋（ａ）＝　ｔ　２ ＾ Ｘ　ｚ（３）＝　ｔｎ−ｔｚ、　　及び八 Ｘ　ａ（３）＝ｔｓ　　２　ｔ＊十ｔ　ＨＰ（３１３）
に対し、初期値は次の通りである：式（５）から、Ｘの
予測値に対し下式か得られる。

Ｘ　（４ｌ　３）”Ａ　ｘ（３１３）”＝３（ｔｓ−ｈ
）＋ｔ＋式（７）からＰの予測値に対し下式が得られる
。

Ｐ（４１３）＝ＡＰ（３１３）Ａ　”　＋Ｑ（ｋ）のよ
うになり、修正が下記の次の時点で求められている。

？（４１４）＝↑（４１３）＋ ｋ（ｋ）（ｙ（４）−Ｃｘ（４１３）　　　　　（９１
ｋを用いて、カルマン利得行列は下式になる。

ｋ（ｋ）＝Ｐ（４１３）Ｃ”　（ＣＰ（４１３）Ｃ’　
＋０．５）−’α０）Ｐ（４１４）は下式により与えら
れる：Ｐ（４１４）＝Ｐ（４１３）−ＫＣＰ（４１３）
　　　　　　αＤ（９）、α０）及び０９式の計算の後
、ｘ　（５１４）が（５）式等により計算されつる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＸ線照射方法を実行するに適した装置のブロッ
ク図、 第２ａ〜２ｆ図は一連の記録パルスを関連した同期パル
スと共に示す図、 第３図はカルマンフィルタ法による次の記録パルスに対
する計算方法のフローチャート図である。 ｌ・・・Ｘ線源、３・・一対象、４・・・細部、５，６
・・・Ｘ線ビーム、７・・・Ｘ線検出器、９・・・テレ
ビジョンカメラ管、１１・・・アナログディジタル変換
器、１２゜１３・・・メモリー　１５・・・減算装置、
１６・・・ディジタルアナログ変換器、１７・・・モニ
ター　１９・・・バックグラウンドメモリー　２０・・
・記録装置、２２・・・同期装置、２３・・・テレビジ
ョンモニターｊ＋＋　　ｔｔｎｊ２＋　　ｔ４．ｔｓ、
ｔｓ・・・記録パルス１ＸＩｒ　　Ｘ！　ｒ　　Ｘ３ｒ
　　Ｘ４　＃　Ｘｓ　””時点。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、周期的に動く対象の時系列Ｘ線画像を作り、該対象
   はＸ線源により出射されたＸ線ビームにより、照射され
   、記録装置が対象の動作周期を測定し、記録パルスはＸ
   線源を活性化及び非活性化する同期装置に印加されるＸ
   線照射同期方法であって、次の記録パルスの時点が同期
   装置の算術手段により記録パルスから計算されることを
   特徴とするＸ線照射同期方法。 ２、反復カルマンフィルタ法は次の記録パルスを計算す
   るのに用いられることを特徴とする請求項１記載のＸ線
   照射同期方法。 ３、対象位置は三次元ベクトルにより時間の関数として
   表わされ、その素子は３つの順次記録パルスｔ＿ｎ、ｔ
   ＿ｎ＿−＿１及びｔ＿ｎ＿−＿２から計算され、第１の
   素子はｔ＿ｎに等しく、第２の素子はｔ＿ｎ−ｔ＿ｎ＿
   −＿１に等しく、第３の素子はｔ＿ｎ−２ｔ＿ｎ＿−＿
   １＋ｔ＿ｎ＿−＿２に等しいことを特徴とする請求項１
   記載のＸ線照射同期方法。 ４、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載のＸ線照射
   同期方法を実行するのに適したＸ線源、記録装置及び同
   期装置とからなる装置。