JPH06504160A - Ｘ線透視法におけるダイナミックパルス制御 - 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】 Ｘ線透視法におけるダイナミックパルス制御発明の背景 泣呵二分野 本発明は、Ｘ線透視画像形成中においてＸ線パルスの発生を動的に制御する方法 及び装置に関する。より詳細には動作１画像の明るさを補正すると共に、放射線 量を減少し、かつ作業者がＸ線に晒されることを少なくし、さらには画像の安定 を促進するためのＸ線透視画像形成時におけるＸ線パルス周波数制御方法及びそ の装置に関する。

皿止誌止 従来のＸ線透視装置においては、Ｘ線源からは対象物、即ち患者等の人体を通し て複数Ｘ線からなる連続ビームを送信する。イメージ増強装置は人体を挟んでＸ 線源と反対側のビーム通路に位置されている。イメージ増強装置は人体から表出 される放射パターンを受承しくＸ線量を検知し）、この放射パターンを小さく一 輝度の高い可視イメージに変換してその出力面に出力する。イメージ増強装置に 出力された画像は、テレビカメラによって観察され動的にしてリアルタイムな可 視画像として医師やＸ線オペレータによって解釈や観察されるべくＣＲＴに表示 、及び／又は記録される。結果として得た二次元の画像は人体の構造上の異常の 診断に使用され得る。

Ｘ線は人体の各部分において、その部分の厚さや組成によって異なる吸収率で吸 収される。従って、Ｘ線透視法を用いて人体の構造を見る能力は、人体中の検査 されるべき部位のＸ線吸収特性と、これに隣接する部位の構造におけるＸ線吸収 特性との比較によるところが大きい。人体中のこれら構造間におけるｘｉ吸収特 性が大きければ大きい程、対照度合いが大きくなり、構造がはっきりとする。

これに関して、可能な限り大きな対照度合いを得るべく多くの努力がなされてい る。ある技術においては、Ｘ線撮影のための増影剤を体内に導入し、柔軟組織及 び血管の開ような、導入前にはＸ線吸収特性の差が全熱又は殆どなかった部位問 にＸ線吸収特性の差異が発生するようにしている。例えば、一般的に血液、筋肉 及び柔軟組織とはＸ線吸収特性が異なるヨー素又はバリウムを含有する薬剤を、 動浣又は静脈に導入しである胆管系中の対照度合いを大きくすることができる。

デジタル画像処理技術もこの対照度合いを増加させるために採用されている。例 えば、画像サブトラクション法（ｉｍａｇｅ　５ｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ）におい ては、検査されるべき部位は、異なるエネルギーレベルを有する複数のＸ線ビー ムを順に使用したり、同一のエネルギーレベルを有するＸ線ビームを増影剤と組 み合わせて使用して増影剤が当該部位に達する前と後に得た画像により結像させ る。そして、対応する２つの画像はデジタル的に減算されて、対照度合いが最大 にされる。

対照度合いに加えて、検出されるＸ線量と、体又は体内の移動は画質に影響を与 える２つの要素である。Ｘ線透視システムによって創造された画像の輝度は、検 出されるＸ線量により直接に左右される。検出されるＸ線量は、当該部位の範囲 におけるＸ線の吸収と、Ｘ線源から出力されるＸ線ビームの強さに左右される。

任意の診断のために検出されるＸ線量に影響を及ぼす要素として、検査の分野、 患者の体格や体重、Ｘ線ビームの強さにより画定される範囲内における人体部位 の構造の特性が挙げられる。これらの要素は患者によって大きく異なるため、こ れの要素を補償するシステムが懸案されてきた。

最も早い時期のＸ線透視システムは、一本の連続するＸ線ビームを使用している 。これらのシステムでは、オペレータがＸ線ビームの強さを患者や検査方法に合 うように適切なレベルに予めセットすることができた。さらに、改良されたシス テムにおいてはＸ線ビームの強さを自動的に調整することにより、画像を輝度を 自動的に＠！！可能になっている。この技術では、Ｘ線管のアノードに印加され る電圧（ｋｖ）を調整して画像の輝度を最適値に維持する。一般的には、輝度が 低くなったと検出された時には、Ｘ線の出力を大きくして画像の輝度を上昇させ るべくｋｖが増加される。そして、逆に輝度が高くなったことが検出された時に は、Ｘ線出力を低下させた後に出力画像の輝度を減少させるべく、Ｘ線源のアノ ードに印加されるｋｖが減少される。このようなシステムは、例えば米国特許第 ４７０３４９６号（メッカリエロ特許）及び米国特許第４９１０５９２号（シュ ロイ特許）に開示及び検討されている。

近年になって、輝度を一定に保つためにＸ線管のミリアンペア数を調整するシス テムが開発されている。このようなシステムにおいては、フィラメントを加熱す るために使用される電流のレベル（ｍＡ）を調整することによってＸ線管の光７ −量の出力が調整される。しかしながら、このようなシステムでは、光子量を増 加又ｌｊ減少させるのに時間がかかるため、ｍＡを調整する時に明暗度を迅速に 安定させることはできす、結果として患者が放射線に晒される時間が長くなって しまう。

加えて、ｍＡを増大させることによって患者はより多くの放射線に晒されること になる。

しかしながら、このようなシステムは以下に挙げるようないくつかの問題点を包 含している。患者に対する最大許容Ｘ線量は保健機関や政府機関によって制限さ れている。これら線量制限により、このようなシステムにおける輝度安定化技術 は画像の輝度の減少を常に補償できるとは限らない。加えて、輝度が調整される と、画像には過度の明滅が発生し、画像の安定には比較的に長い時間が必要にな る。さらに、これらシステムにおいては各動作においてタイムラグの発生は不可 避であり、ｉＴ視範囲内で画像に移動があると、画像に滲みが発生する。画像の 滲んだ部分は暗くなり、医師やオペレータが貴重は画像情報を逸するという事態 が生ずることになる。

メッカリエロ特許及びシュロイ特許は、少なくともテレビカメラのゲインを制御 する部分において輝度に関する問題を解決しようとしている。しかしながら、ゲ インが増加すると、画像情報と同様にノイズも増幅される。そして、画像情報は 人体に人力されるＸ線ビームの強さにて制限されるため、以後の画像情報をえる ことはできなくなる。さらに、ゲインが増加又は減少されるとき、変換は円滑に は行われない。これにより、輝度の増減させたりや画像の安定に時間が必要な時 には、確認可能な明滅が起こる。

これら従来システムにおける他の問題点として、Ｘ線量が制限値内にあったとし ても、これらシステムはＸ線量を増加させて輝度の問題を解決しようとする。

加えて、移動に関係し安定に要する長い時間は、輝度調整の必要性は従来システ ム固有のものである。患者に処方された最大Ｘ線量を越えない時にさえも、患者 は、輝度調節の間は増加する放射線レベルに晒されることになる。近年、放射線 に対して人体を晒すことができる正確な安全時間（もし、安全時間というものが あるならば）に関する関心が高まっている。これとともに、人体を晒すことがで きる放射線の制限レベル値が、産業界の関心事項となっている。更に、Ｘ線オペ レータが晒されるＸ線の量はどのくらいか、という点に払われる関心はより高い ものであると推察される。これにもかかわらず、従来システムにおいては患者や Ｘ線オペレータが放射線に晒される時間を短縮しようとする努力が適切になされ ているとは言い難い。

放射線に晒される時間の短縮を図るべく改良された比較的新しいシステムとして 、パルス漸進Ｘ線透視法を挙げることができる。このパルス漸進Ｘ線透視法にお いては、これらＸ線パルス波は通常、予め設定したレートで発生され、各パルス は画像に変換され、次のパルスが受承されるまでは可視の状態にある。患者が少 ない量の放射線に晒されても、移動及び検出される線量の変化に関する問題はよ り厳しいものとなる。即ち、移動が発生したり、検出される線量に変化があると 、安定化に必要となる時間は極めて長いものとなる。

従来のシステムにおいて安定化時間が長くなると、貴重な診察時間が失われ、シ ステムを運転するためのエネルギー必要量が大きくなる。医療費の増大が進む昨 今では、このような点を軽視することはできない。

」二記の問題は、患者或いは患者の心臓のような検査部位の移動により一層大き なものとなる。幾つかの従来システムにおいては、この問題が認識されてはいる ものの、上記した問題及び欠陥への対応を犠牲にして移動に対応する改良がなさ れている。

検出線量の変化及び／又は検査部位の移動に対応する調整がなされた時、迅速な 安定化、思考への少ないＸ線量及びＸ線オペレータが放射線に晒される時間の短 縮化を可能とするＸ線透視画像システムが明らかに懸案されている。

発明の概要 従って２本発明の目的は患者及びＸ線オペレータがＸ線に晒される時間を短縮し たＸ線透視法による画像の輝度を安定させる方法及び装置を提供することにある 。

本発明の別の目的は、画像の安定に要する時間を短縮することができる方法及び 装置を提供することにある。

本発明の更に別の目的は、被検査物の予期された移動又は不測の移動の際に、自 動的に輝度を制御し、かつほぼリアルタイムで結像することがかのうな方法及び 装置を提供することにある。

本発明の他の目的はＸ線透視に際してエネルギー消費量の少ない方法及び装置を 提供することにある。

本発明の他の目的及び利点は、明細書及び図面に述べられ、一部は明細書の記載 からも明かである。又、本発明を実施する間に、本発明の目的及び利点が見いだ されるであろう。

本発明の実施例中において広く説明されるように、検査対象物の画像を提供する ための装置は対象物中に放射線パルスを送信するための送信機と、対象物を通過 した個々の放射線パルスからの放射線を受信し、この受信した放射線を画像に変 換する受信器及び変換器と、少なくともその画像の一部を少なくとも一つの信号 に変換する手段と、その少なくとも一つの信号の始めの部分と記憶データーとを 比較するための手段と、記憶データーと信号の比較に基づき、送信器を制御しパ ルスが生成されるレートを調整すること、もしくは後続の信号を送信する際のエ ネルギーレベルを調整することの少なくともいづれか一方の手段を含む。好まし くは最初の信号を代表するデジタル値と数値の所定範囲との比較により、比較手 段が画像の輝度レベルが所定範囲内であるか否かを断定する。さらに個々のパル スの信号により代表される画像の輝度レベルが所定の許容範囲内であるか否かを 断定するために、個々の放射線パルスの送信に続いて比較が実施される。画像の 輝度レベルが所定の許容範囲内でない場合、制御手段は送信手段を制御すること により次のパルスが発信される際のエネルギーレベルを調整し、そして輝度レベ ルを即座に調整するために、パルスレートを所定のパルスレートへとりャットす る。このエネルギーレベルの調整は所定範囲内に輝度レベルを有する画像を得る ために画像形成の開始における最初のパルスに対して実行されるか、または画像 形成の途中で移動により発生した輝度変化を検知ならびに調整し、移動途中にお ける実質的なリアルタイム画像形成を提供するために実行されるかの少なくとも いずれか一方である。好ましくは、最新のパルスから画像の輝度レベルが許容範 囲内であるか否かを比較手段が断定するまでは、所定のパルスレートが継続され る。さらに比較手段は画像分析を用いて、さらに移動を検知することができる。

好ましくは移動が発生しているか否かを断定するために、それ以前のパルスから のデジタル信号の画像情報と最初のデジタル信号からの画像情報とのピクセルご との比較が実行される。少なくとも所定量のピクセルがパルスの間において重大 な変化を遂げた場合、比較手段が移動の終了を断定するまで実質的なリアルタイ ム画像形成を行うため、制御手段は送信手段を制御してパルスレートを所定のパ ルスレートへと調整する。

パルス型Ｘ線透視装置により形成された画像を調整するための本発明の方法は少 なくとも画像の一部を、少なくとも一つの代表信号へと変換する工程と、記憶デ ーターと最初の信号を比較する工程と、その比較工程により移動が発生している ことが断定された場合、または輝度レベルが所定の許容範囲内でない場合におい てパルスレートを所定のパルスレートへとリセットする工程と、輝度レベルが許 容範囲内でない場合または移動が発見された場合の少な（ともいずれか一方の場 合において、後続の少なくとも一つのパルスが送信される時点でのエネルギーレ ベルを調整する工程を含む。変換工程は少なくとも画像の一部を、その画像の一 部の輝度を表す電流に変換する副工程と、その電流を対応する電圧に変換する副 工程と、その電圧を対応するデジタル値に変換する副工程を含み、比較工程は輝 度レベルが所定の許容範囲内であるか否かを断定するために、そのデジタル値と 数値の所定範囲どを比較する工程を更に含む。さらに、この変換工程は画像を（ ″デオ信号に変換する工程と、そのビデオ信号を対応するデジタル信号へ変換す る工程を含むことができ、比較工程はそのデジタル信号により代表される画像の 少なくとも一部と、その部分に対応し、記憶されているそれ以前のパルスからの デジタル信号により代表される画像の一部とのビクセルごとの比較工程を含む。

ピクセルの少なくとも所定数量において重大な変化が起きた場合、パルスレート は実質的にリアルタイム画像を提供するよう調整される。

以Ｆ、添付す図面について説明するが、図面中において同一参照番号は同一構成 要件を示す。

図面の簡単な説明 図１は、本発明の第一実施例における動的パルスとｋＶｐ制御を提供するＸ線透 視による画像形成システムを示すブロック図である。

図２は、本発明における制御過程を示すフローチャートである。

図３は、本発明の第２実施例における動的パルス制御とｋＶｐ制御を提供するＸ 線透視による画像形成システムを示すブロック図である。

図４は、本発明の第３実施例におけるＸ線透視による画像形成システムを示すブ ロック図である。

図５は、図４に示される本発明の実施例の制御過程を示すフローチャートである 。

好適な実施例 本発明の第１実施例を図１及び図２のフローチャートを参照して説明する。従来 のＸ線透視システムの場合のように、所望のパルスレート（１秒当たりのフレー ム数）及びキロポルｈ　（ｋＶ）は実施される処置、あるいはＸ線が照射される 対象物の特性等に基づいて選択または設定される。このｋＶは通常パルス当たり ４０〜１００キロボルトの範囲に設定される。この処置が開始されると、指示さ れたｋＶを有する第１のＸ線パルスがＸ線管により発生される（ステップ１００ ）。Ｘ線パルスの幅は３または４ミリセカンド（ｍｓｅｃ）オーダーの短いもの が好ま＋、＜、パルスレート及びｋＶ値が変動しても、その幅は一定に保持され ることが好ましい６短いパルスを使用する利点の１つは線量が制限され、患者及 びオペレータのＸ線照射時間が最小限に保たれることである。加えて、短いパル スは良好な画像固定を提供し、動きによる画像のにじみをほぼ除去することがで きる。

第１のパルスは画像化されるように対象物１２を通過して、イメージ増強装置１ ４によって受像され、可視画像に変換される。対象物１２は患者であり、Ｘ線パ ルスは患者の一部を通過して画像化される。イメージ増強装置１４による画像出 力は可視画像として見ることができる０画像はビデオ信号に変換されることが好 ましい。例えば、タンデムレンズシステム及びミラーを備えた光結合システム１ ８を介して現れた画像出力を順次走査型テレビカメラ１６により見ることができ る。さらに、イメージ増強装置１４から出力され、テレビカメラ１６によって入 力（ｖｉｅｗｅｄ）された画像は、タンデムレンズシステムの結合されたレンズ を通り、テレビカメラ１６に付随してミラーからタンデムレンズシステムの整合 されたレンズに反射される。整合されたレンズはカメラ１６の撮像管上に画像を 結像させ、画像はビデオ信号に変換される。ミラーは通常、システムの全長を短 くするためにレンズ間に使用される。

Ｘ線パルスによって形成された画像のビデオ信号代表値はアナログ−デジタル変 換器２０に送られ、信号はデジタル化される。デジタル化された信号はさらに走 査変換メモリ２２に送られて、そこで、次のＸ線パルスからの画像が用意される まで、第１にデータを更新し、さらにテレビモニタ２４上の画像をリフレッシュ するために格納される。撮像はカメラの撮像管の順次走査により行われ、これは 従来のパルス放射型画像技術を使用する時、インターレイ（ｉｎｔｅｒｌａｙ） 走査によって捕捉された画像に付随するちらつきの問題を解消することができる 。この走査変換メモリ２２により従来の表示モニタの６０Ｈｚ垂直走査を使用す ることができ、パルスとパルスの間にテレビモニタをリフレッシュすることがで きる。走査変換メモリ２２が次のＸ線パルスからのデータを受けて格納した時に 、表示される画像は新しい画像に更新される。

光電ｆ−増倍管２８はイメージ増強装置１４からの出力画像を入力するようにイ メージ増強装置１４の基端面に配置されている。この光電子増倍管１４は電流と して電気信号を生成し、この電流はイメージ増強装置１４による出力画像の少な くとも一部分の平均輝度の関数である（ステップ１０２）。前述のように、画像 の輝度は検出された線量の関数である。通常、光電子増倍管２８は画像の中央３ ０％の部分の輝度を検出するように配置され、その後代表電流に変換される。光 電子増倍管１４で生成された電流は輝度の代表電圧に変換され、電流−電圧変換 器３０内で増幅される。代表電圧は次にＣＰＵ３４によって制御されるサンプル −ホールド回路３２に送られ、Ｘ線パルスの中央あるいはピークに対応する電圧 をサンプリングする（ステップ１０４）。輝度を表す電圧はサンプル−ホールド 回路３２によりアナログ−デジタル変換器３６に出力される。

好ましくは、このＡ／Ｄコンバータ３６は電圧を１２ビツトのデジタル値Ｖｌこ 変換するが（ステップ１０６）、その他のビット長も可能である。デジタル輝度 値Ｖは直接ＣＰＵ３４に送られる。このＣＰＵ３４は好ましくはザイログ社の２ ８０のような８ビツトマイクロプロセツサが好ましい。デジタル輝度値Ｖは次に ＣＰ　Ｕ　３．４により、■が所定の許容範囲内にあるか、その許容範囲値と比 較される（ステップ１０８）。電圧は１２ビツトのバイナリ数に変換されたため 、輝度は４０９６の異なる値の１つで表される。これにより非常に感度の高い輝 度の推定が得られる。所定の許容範囲値はメモリ３８に格納され、許容輝度を表 している（例えば、所定値Ａより大きく、所定値Ｂより小さい）、この値の範囲 はシステムの感度に基づいて提供されること、及び過度で不必要なｋＶｐ値の調 整を防止するためにノイズの影響を考慮することは当業者にとって自明であると 認められる。

もし値Ｖが許容範囲内にあると判断されると、次の診断処置が始まるまで、ある いはＣＰＵ３４に接続されたコンピュータターミナルまたは制御パネルであるオ ペレータインターフェース３９を介してオペレータが新たなフレームレートを選 択又は設定するまでサブルーチン（ステップ１００−１０８）から抜は出す。

代わりに、このシステムは次のパルスの放射に影響を与える次の同期パルスまで 待つことが可能で、次のパルスに関連してサブルーチンを繰り返えす。モして／ または、このシステムはシステムと対象物の間で予定された動作が開始された時 、あるいは可視範囲内に何らかの動きが検出された時には放射のウェイティング モードに入る。

ステップ１０８において、値Ｖが所定の許容範囲以内に入っていないと判定され ると、２つのステップが即座に行われる。第１に、値Ｖが許容範囲より小さいか 、あるいは大きいか、さらに、値Ｖと許容範囲との差を示す量に基づいて、ＣＰ Ｕ３４は適切な指令信号をｋＶ制御４０に送るため、次のパルスのためのｋＶｐ が各々上下に調整される（ステップ１１２）。例えば、許容範囲と値Ｖの差が、 許容範囲より所定の量だけ大きいあるいは小さい時、ＣＰＵ３４はｋＶ制御４０ に指令を送り、２（あるいはそれ以上）ｋＶだけ次のパルス用に上方に又は下方 に調整する。その差が所定の量より小さい時、ｋＶｐ　値は次に続くパルスに対 して１ｋＶだけ上方または下方に調整される。

第２のパルスのためにｋＶｐを調整することに加えて、ＣＰＵ３４はパルスレー ト制御４２に適切な信号を送り、その結果、フレームレートは輝度を急激に調整 するようにリセットされる。１秒間のパルス（フレーム）の数はシステムにおい て可能な最大値に設定される。現在可能なＸ線透視システムにおいて、最大レー トは通常、毎秒３０フレームである。ｋＶｐを変更するシステムの最速応答時間 を与える最高レートを使用することにより、輝度調整は１秒より短い時間で行え る。続いて発生するパルスのためにｋＶｐが各々のパルスの後に、適切なｋＶｐ に達するまで調整されるとすると、調整全体が通常短い数パルスの後に完了する ため、患者の線量とオペレータの放射線放射は、輝度を調整するために長い時間 を要するシステムに比較して減少される。

一旦バルスレート制御４２がリセットされｋＶ制御４０が調整されると、パルス 発生器４４は、ｋＶ制御４０及びパルスｌノート制御４２によりＸ線管１０が第 ２のパルスを発生させるように制御される（ステップＺｏｏ）、第２のパルスは 第１のパルスとパルス幅が等しく、調整されたｋＶｐを有することが好ましい。

このパルスレート制御４２は、パルスレートの変更のために、第２のパルスをプ リセットレートよりむしろ早く伝達させる。輝度が許容できるまでパルスレート は新しいレベルにとどまり、輝度及びｋＶｐの調整に関する同じ処理（ステップ １０２−１１２）は、次のパルスが発生する前に、そしてサンプリングされた輝 度値Ｖが許容できるまで、続いて発生するパルスのために繰り返される。フロー チャートに示されるように、イメージ増強装置１４によって形成され、第２のパ ルスに準する画像の輝度は、光電子倍増管２８によって検出される（ステップ１ ０２）。第２のパルスによって形成された画像の輝度に対応し、光電子倍増管２ ８によって発生された電流は、対応する電圧に変換され、電流−電圧変換器３０ において増幅される。第２のパルスの中央部を表す電流−電圧変換器３０による 出力電圧の一部は、サンプル−ホールド回路３２によってサンプリング及び保持 され（ステップ１０４）、それからＡ／Ｄコンバータ３６に供給される（ステッ プ１０６）。

輝度のデジタル代表値Ｖは次にＣＰＵ３４に送られ、ＣＰＵ３４は値Ｖが許容で きる輝度に対Ｉ−で所定の範囲内（第］の値Ａより大きく、第２の値Ｂより小さ い）にあるかどうかを判断する。もし値Ｖが許容できる範囲内にある場合は、Ｃ ＰＵ３４はパルスレー１・制御４４にフレームレートを最初のプリセットされた フレームレートに戻す（ステップ１１６）。Ｘ線処置は最初のフレームレート及 び最終調整されたｋＶｐで継続されるが、条件の変更によってそのように保証さ れていればｋＶｐ調整処理は再び始めから行われるという可能性をもっている。

ステップ１０８において、値Ｖが所定の許容輝度範囲内にないことが判明したら 、ＣＰＵ３４はｋＶ制御４０に次のパルスのｋＶｐを調整させ（ステップ１１２ ）、輝度が許容範囲内にあることが判明するまで、第３のパルス及びそれに続く パルスのためにステップ１０２から１１２を繰り返す。パルスが毎秒３０パルス のレートで発生されると、ｋＶｐの調整は極めて早く行われ、通常、その結果、 ｋＶｐはおよそ数パルスで適切な輝度に調整され、その経過時間は１秒の何分の −かである。

代わって、輝度調整が必要な時にはテレビカメラ１６による信号出力を使用して 検出できる。既存の方法に基づいて、テレビカメラ１６によるビデオ画像信号出 力の同期パルスが取り除かれ、代表電流を提供するために、残りのビデオ画像信 号の輝度は平均化され、電流−電圧変換器３０に送られる。電流−電圧変換器３ ０の電圧出力は光電子倍増管２８から得られた電圧と同一の方法により処理され る。

処置の始動時におけるこの基本的な輝度調整機能に加え、本発明は処置中いつで も遂行できる画像調整が可能である。調整を余儀なくさせる原因は患者の移動、 患者内の検査対象部の移動、患者の検査部位への薬剤の導入、あるいは診断処置 中のＸ線管に対する患者の予定された移動を含む。これらの可能性は意思決定の 過程のために２〜３種類の範嗜に分類され、本発明によって後述するように、明 らかにされている。

上述のように、診断処置の間に発生された各々のパルスに対して、輝度が許容値 内にとどまることを確実にするために、ステップ１００から１０８は繰り返され る。この処置を連続的に動作させることにより、人体１２内の多種類の移動、あ るいはＸ線管に対する人体１２の移動等、いかなる原因によって引き起こされた 輝度変化に対しても検出及び調整が可能である１例えば、光電子倍増管２８によ って検出された平均輝度の変化を引き起こす移動は値■に変化をもたらす。ステ ップ１０８において、新しい値Ｖが所定の範囲内にないことが判明すると、ステ ップ１１２及び１１４のｋＶｐ調整／フ１／−ムレート増加処理が起動され、そ れによってパルスレートが増加され、ｋＶｐが調整される。加えで、おそらくよ り重要なことに、オペレータあるいは医師が、視野内あるいは視野の動きをテレ ビ画面」−でほぼリアルタイムで見られることである。動作がリアルタイムで見 られることは、輝度変化に対応してｋＶｐが調整される間に、テレビモニタの画 像が一秒間に３０回リフレッシュされることにより実現される。

しかしながら、診断処置の間、視野内において複数の出来事が起こり得り、これ は興味深いことであり、また、テレビモニタに生成する画像を変化させるが、光 電子倍増管２８を使用して検出される必要はない。上述のように光電子倍増管２ ８は画像の少なくとも一部における平均輝度を観測する。輝度の変化が値Ｖを変 えてサブルーチンのｋＶｐ調整部分を起動する程度に大きくなければ、また、輝 度の変化が光電子倍増管２８によって観測される画像部分以外で起これば、ある いは、・「均輝度が観測される部分内で変化しなければ（すなわち、観測されて いる部分内での動作を見る場合）、サブルーチンのｋＶｐ調整部は起動されず、 はぼリアルタイム画像を提供するようにフレームレートは増加されない。従って 、本発明はこれらの可能性を提供する特徴を備え、これらの特徴は図３に示され るとともに後述される。

診断処置の間、−Ｌ述のザブルーチンは各々のパルス毎に作動される。この場合 、値Ｖを許容範囲値内からはずれさせる画像の輝度のいかなる変化もサブルーチ ンのｋＶｐ調整部を起動させる（ステップ１１２）、前述１−だように、検査部 位あるいは可視範囲内の多くの変化は、ｋＶｐ調整及び早いパルスレートを起動 するのに十分には値Ｖを変えない可能性がある。しかしながら、これらの変化は オペレータまたは医者が可視範囲内／′検査部位で何が起こっているか確実に見 る能力及び／又は画像に影響を与えることがある。懸念される変化は主に動作に 関連している。

従って、意思決定ステップは上記のサブルーチン内に、また／あるいは、サブル ーチンのｋＶｐ調整部／フレームレート増加部を起動するように機能するシステ ムに加えられたさらなる要素に含まれことがある。

ある診断処置中では、患者１２をＸ線管１０及びイメージ増強装置１４に対して 移動させるという要望がある。これは患者１２が配置されているテーブル４６（ 図３）を移動させることにより、Ｘ線管１０及びイメージ増強装置１４を移動さ せることにより、またこれらの移動を組み合わせることにより行われる。通常こ のような移動はポジショナ−４８によって影響され、このポジショナ−４８はＣ ＰＵ３４の制御又はマニュアル制御の丁でＸ線管１０、イメージ増倍管１４及び ／又はテーブル４６を所望のように移動させるモータ（図示せず）を制御する。

検査必要部位の構造が骨であるとき、パルスレートが１秒につき】つのパルスで あるのは一般的である。パルスレートが１秒につき１つのパルスである場合には 、テレビモニタ２４上の画像は毎秒１回だけ更新される。　（けれども、テレビ モニタ２４上の画像は、走査変換メモリ２２に蓄えられた画像に基づいて、パル ス間において１秒につき３０フレームの割合で再生される。）移動中に、パルス 間においてのみ認識できる検査必要部位の各項目は医者またはオペレータにとっ てテレビモニタ２４上の画像の役に立たたず、これらは消失される。この移動を 補償するために、第２の実施例によるシステムは、予め計画された移動の場合に パルスレートを自動的に増加するようにプログラムされる。パルスレート（従っ て１画像更新レート）を１秒につき３０パルスまで増加することによって、医者 またはオペレータは相対移動期間中に検査必要部位の対象物の画像をほぼリアル タイムで提供される。加えて、移動中に輝度が変化する場合には、ｋＶｐ調節は テレビモニタ２４上の画像を相対移動期間中にほぼ最良の輝度に維持しながら、 必要な実行を行う。

計画された移動中にパルスレートを強制的に増加させることは、独立したザブル ーチン又は最初のサブルーチンに組み込まれた複数の論理ステップにて実行され 得る。これらのステップが、ステップ１１０において望ましい範囲に対するＶ値 の比較より前の第１のサブルーチンに含まれている時、システムはシステムと対 象物１２との間の計画された相対移動が開始されているか、又は生じているがど うかを質問する（ステップ１４０）。移動が計画どうりである場合には、ＣＰＵ ３４はその情報を受け、自動的にパルスレート増加を引き起こす。移動が位置決 め装置４８の手動操作による場合には、この情報はＣＰＵ３４に転送され、そし て、パルスレート増加が引き起こされる（ステップ１１４）。

計画された相対移動に追加して、人体１２内又は人体１２の移動は、光電子増倍 管２８によって検出できる輝度変化になるかもしれないし、ならないかもしれな い。よって、そのような移動を検出するために補足的な手段が使用され得る。

この発明は以下の方法で補足的な移動検出を提供する。テレビカメラ１６によっ て出力されるアナログ画像データはＡ、／Ｄコンバータ２０によ・って最初にデ ジタルデータに変換される。そのどき、画像変化検出器５０はデジタル画像デー タを受ｒｉｉする、画像変化検出器５０は画像の各画素からのデータを格納する フレームメモリを備えている。一般的に、各画素に関し、でのデータは８ビツト のグ１／−ス今一ルの形式で格納される。けれども、グレースケールは１０ピン ト又は１２ビットのような別のビット数を３み得る。そして、これらの別のピン ト数を用いて次の手続きが実行され得る。引き続くＸ線パルスからのデジタルデ ータがＡ／Ｄ−ｙンバータ２０から受信されると、１画素１画素と比較が起こる 。論理演算装置は２つの画像における対応する画素に関してのグレースケールを 比較する。むしろ、第２の画像における各画素に関してのグレースケール値が、 第１の画像における対応する各画素に関してのグレースケール値から減じられる 。それから、各画素に関してのスケール値の差はしきい値検出器に転送される。

しきい値検出器は差が予め定められた量よりも大きいかどうかを判定１−１一般 的には２又は３ビツトは、ノイズであるとされる。差がしきい値よりもはるかに 大きい場合には、カウンタは】だけ増加される。比較の完了時において、カウン タの値が意味があると思われる少なくとも幾らかの画素において有意変化が起こ ったことを示す予め定められた値よりも大きい場合には、パルスレート増加のサ ブルーチン（ステップ１１４）が引き起こされる。この移動検出は図２のフロー チャートにおいてステップ１４２として示されている。

上述された画像変換検出器５０は、金利用できる移動検出のための多（の技術の うち、ただ１つを使用している。一方、記述された技術は現在好ましいものであ り、移動はこれらの技術のいずれか１つを用いることによってデジタル的に検出 され得る。

移動の検出にお）−Ｊる使用に加えて、これらのデジタル技術は光電子増倍管の 代わりに輝度レベルを検出するために使用され得るとともに、輝度の変化を検出 するために使用され得る。そのようなシステムが図４に示されたこの発明の第３ の実施例において提供されている。移動に加えて、輝度の変化は画像変化検出器 ５０により−〔検査必要部位の範囲内での画素毎の比較中に確実に設定され得る 。そのうえ、画像全体の総合的な輝度はデジタル的に計算され、算出値に応じて 作成されるｋＶｐ値を変化させる。この過程は図５のフローチャー１へに図示さ れている７図２のフローチャートに関し°〔論じられた過程によれば、人体を通 過するようにＸ線パルスが照射された時（ステップ２００）、１つの画像が画像 増強装置１４によって出力される。その画像はテレビカメラ１８によって撮像さ れ、撮像された画像はテレビカメラ１６によってアナログ画像データに変換され る（ステップ２０２）、アナログ画像データはＡ／Ｄコンバータ２０によってデ ジタル画像データに変換される（ステップ２０４）。デジタル画像データは画像 変化検出器５０のみでなく、ＣＰＵ３４に対しても転送される０画素毎のグレー スケールに基づいて、画像増強装ｊｌｉ１４による画像出力に関しての輝度の平 均がＣＰＵ３４によって算出される（ステップ２０６）。その算出値は、画像の 輝度が許容できるものであるかどうかを判定するためにメモリ３８に格納される 許容値の範囲と比較される。算出値が許容できないものである場合には、ｋＶｐ 値の調節、すなわち、パルスレート増加のサブルーチンに入る。このサブルーチ ンは、図２に関して提供されたサブルーチンの対応部分とほぼ同一である。すな わち、ｋＶｐ値は算出された輝度の値と許容可能な値の範囲との間での差に依存 して調節され（ステップ２１０）、フレームレートは１秒につき３０フレームと いう比較的速い速度にセットされる（ステップ２１２）。そして、次のＸ線パル スが照射され、ｋＶｐ値の調節が画像の平均輝度を許容できるものにしたかどう かの判定がなされる。

上述した実施例のように、ステップ２０８において全輝度が許容できるものと判 定されると、システムが身体に対して移動しているか否かの判定が行われ（ステ ップ２１４）、移動していれば、フレームレートはほぼリアルタイムに撮像を行 うために増加させられ（ステップ２１２）、システムは必要に応じてｋＶｐを調 節できるように維持される。また、上記のように、システムが身体に対して移動 していない場合、画像変化検出器５０はパルスからパルスまでのビクセルの有効 数における輝度変化を検出しくステップ２１６）、次いで、相対的に早いフレー ムレートが設定される（ステップ２１２）。

その後、４−記のステップは引き続く各パルスについて繰り返される。フレーム レートが増加していれば、ｋＶｐが許容できる場合、あるいは移動が停止されて いる場合のいずれかにおいて、そのフレームレートは初期設定速度に戻される（ ステップ２１８）。ｋＶｐが第一パルスについて許容できるものであると判定さ れると、輝度及び移動を、必要に応じてｋＶｐを調節するために監視でき（ステ ップ２１０）。

あるいは引き続く各パルスに一ついての条件を保証するためにフレームレートを 増加できる（ステップ２１２）。

すべての実施例において、移動が検出される時にフレームレートを増加すること により、いくつかの目的が達成される。第一に、テレビモニタ２４上の画像は移 動が行われている間、はぼリアルタイムに更新される。それにより、医者または オペレータは視野内の画像変化が生じるとそれを観察できる。第二に、移動また は視野内の変化によって引き起こされる輝度変化もほぼリアルタイムに視認可能 である。輝度は最適レベルまたはそれに近いレベルに常に維持される。さらに、 移動が最終的に停止するとき、パルスレートは自動的に初期設定速度にリセット され、それにより、患者への放射線量が減らされて、オペレータまたは医者に対 する露光が最小限に抑制される。

上記のように、パルスレートコントローラ４２はＸ線管によって生成されるＸ線 のパルスレートを制御する。各実施例において、パルスレートデータは走査変換 メモリ２２に送信される。このデータに基づいて、走査変換メモリ２２は各パル スからの画像が走査変換メモリ２２によって受信されたときに、記憶されていた 画像データを次のパルスからのデータと置き換え、テレビモニタ２４上の画像を 更新する。

本発明の複数の実施例が記載されているが、本発明の主旨及び範囲から逸脱する ことな（、当業者により各種の変更が可能であることは明かであろう。

図２ 図５ 国際調査報告 （７２）発明者　ツバツク、マーク　イー。

アメリカ合衆国、　８００２６　コロラド州、ラフアイエツト、サイプレス　サ ークル （７２）発明者　ペリジ、パスカル アメリカ合衆国、　８０２４１　コロラド州、ソーントン、バーチ　ストリート 　１２２８７

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. １．放射線パルスを対象物に送信する手段と、検査対象物を通過した各送信放射 線パルスから放射線を受信し、各パルスからの受信放射線を画像に変換する手段 と、少なくとも画像の一部を少なくとも一つの信号に変換する手段と、少なくと も一つの信号を記憶データと比較する手段と、前記比較手段による比較結果に基 づき、引き読くパルスのパルスレート及びエネルギーレベルを調節するために前 記送信手段を制御する手段とを備えた対象物の画像を生成する装置。
2. ２．前記比較手段は前記少なくとも一つの信号によって表された少なくとも一部 の画像の輝度レベルが許容可能であるか否かを判定する手段を含む請求項１に記 載の装置。
3. ３．前記送信手段によって出力される放射線パルスに続いて、前記比較手段はそ のパルスに対応する少なくとも一つの信号によって表され、かつ対応する少なく とも一部の画像の輝度レベルが許容可能であるか否かを判定し、許容できない場 合には、前記制御手段は前記送信手段を制御して、次の放射線パルスが送信され る時のパルスレート及びエネルギーレベルを自動的に調節する請求項１に記載の 装置。
4. ４．引き続くパルスに対応する画像の輝度レベルが許容可能であることを前記比 較手段が判定するまで、前記送信手段は自動的に調節される請求項３に記載の装 置。
5. ５．放射線パルスを対象物に送信する手段と、対象物を通過した各送信放射線パ ルスから放射線を受信し、各パルスからの受信放射線を画像に変換する手段と、 少なくとも画像の一部を少なくとも一つの信号に変換する手段と、可視範囲内に 移動が生じているか否かを判定するため、前記少なくとも一つの信号によって表 される画像データを先のパルスからの画像データと比較する手段と、 前記比較手段による比較結果に基づき、引き続くパルスのパルスレート及びエネ ルギーレベルを調節するために前記送信手段を制御する手段とを備えた対象物の 画像を生成する装置。
6. ６．前記比較手段が移動が生じていると判定した場合に、前記制御手段は前記比 較手段が移動が終了したと判定するまで、予め定められた高速度で前記送信手段 にパルスを送信させる請求項５に記載の装置。
7. ７．放射線パルスを対象物に送信する手段と、対象物を通適した端送信放射線パ ルスから放射線を受信し、各パルスからの受信放射線を画像に変換する手段と、 少なくとも画像の一部を少なくとも一つの信号に変換する手段と、少なくとも一 つの信号を記憶データと比較する手段と、前記比較手段による比較結果に基づき 、引き続くパルスのパルスレート及びエネルギーレベルを調節するために前記送 信手段を制御する手段と、前記対象物と装置との間の予定された相対移動が生じ ているか否かを判定する手段と、前記相対移動が生じている場合には、前記判定 手段により相対移動が終了したと判定されるまで、ほぼリアルタイムの画像形成 を有効化するために、前記制御手段は前記送信手段に放射線パルスを所定のパル スレートで送信させることと を備えた対象物の画像を生成する装置。
8. ８．パルス型Ｘ線透視装置によって生成される画像の調節方法であって、（ａ） 放射線パルスから生成される画像の少なくとも一部を少なくとも一つの代表信号 に変換する工程と、 （ｂ）その少なくとも一つの信号を記憶データと比較する工程と、（ｃ）前記工 程（ｂ）において、移動が生じていると判定されるか、あるいは輝度レベルが許 容できないものと判定された場合に予め定められたパルスレートにそのパルスレ ートをリセットする工程と、（ｄ）前記工程（ｂ）において輝度レベルが許容で きないものと判定された場合に、引き続くパルスが送信される時のエネルギーレ ベルを調節する工程とからなる画像の調節方法。
9. ９．前記工程（ａ）は、 （ｉ）画像の少なくとも一部をその画像の輝度を表す電流に変換する副工程と、 （ｉｉ）その電流を対応する電圧（ボルト数）に変換する副工程と、（ｉｉｉ） その電圧（ボルト数）を対応するデジタル値に変換する副工程とを含み、 前記工程（ｂ）は前記デジタル値を予め定められた許容範囲の値と比較すること をさらに含む請求項８に記載の方法。
10. １０．前記工程（ａ）は、 （ｉ）放射線パルスからの画像をビデオ信号に変換する副工程と、（ｉｉ）その ビデオ信号をデジタル信号に変換する副工程とを含み、前記工程（ｂ）は移動が パルス間で生じていたか否かを判定するため、前記デジタル信号と先のパルスか らの画像データとをピクセル毎に比較することをさらに含む請求項８に記載の方 法。
11. １１．連続する各パルスについて前記工程（ａ）から（ｄ）を繰り返す工程（ｅ ）を含む請求項８に記載の方法。
12. １２．前記工程（ｂ）において、移動が停止され、輝度レベルが許容できるもの と判定されるとき、そのパルスレートを初期パルスレートに復帰させる工程（ｆ ）を含む請求項１１に記載の方法。
13. １３．検査すべき対象物にＸ線パルスを送信するためのＸ線管と、前記対象物に 送信されたＸ線パルスを光学的な画像に変換するためのイメージ増強装置と、 そのイメージ増強装置に近接して配置され、各パルスに関する光学的画像の少な くとも一部の画像の輝度を対応する電流に変換するための光電子増倍管と、前記 電流を対応する電圧（ボルト数）に変換する手段と、前記電圧を対応するデジタ ル値に変換する手段と、前記画像に関する許容可能な輝度レベルを表す所定の許 容可能な範囲の値と前記デジタル値を比較する手段と、 前記デジタル信号が前記所定範囲内の値ではない場合、次のパルスが前記Ｘ線管 によって送信されるときに前記キロボルト数を変更する手段と、前記デジタル信 号が前記所定範囲内の値ではない場合に、次のパルスが前記Ｘ線管によって送信 されるときにその速度を調節する手段とを備えたＸ線透視装置。
14. １４．前記デジタル値が前記所定範囲の値より小さい場合、前記キロボルト数を 変更する手段は、次のパルスが送信されるときに前記キロボルト数を自動的に増 加し、前記デジタル値が前記所定範囲の値より大きい場合、次のパルスが送信さ れるときに前記キロボルト数を自動的に減少する請求項１３に記載のＸ線透視装 置。
15. １５．前記速度を調節する手段は引き続くパルスのデジタル値が前記所定の許容 範囲内の値に達するまで、その速度を所定のパルスレートに自動的に調節する請 求項１３に記載のＸ線透視装置。
16. １６．検査すべき対象物にＸ線パルスを送信するためのＸ線管と、前記対象物に 送信されたＸ線パルスを光学的な画像に変換するためのイメージ増強装置と、 そのイメージ増強装置に近接して配置され、各パルスに関する光学的画像の少な くとも一部の画像の輝度を対応する電流に変換するための光電子増倍管と、前記 電流を対応する電圧（ボルト数）に変換する手段と、前記電圧を対応するデジタ ル値に変換する手段と、前記画像に関する許容可能な輝度レベルを表す所定の許 容可能な範囲の値と前記デジタル値を比較する手段と、 前記デジタル信号が前記所定範囲内の値ではない場合、次のパルスが前記Ｘ線管 によって送信されるときに前記キロボルト数を変更する手段と、前記デジタル信 号が前記所定範囲内の値ではない場合に、次のパルスが前記Ｘ線管によって送信 されるときにその速度を調節する手段と、各パルス毎に出力された光学的画像を ビデオ信号に変換する手段と、そのビデオ信号をデジタル信号に変換する手段と 、連続的なパルスによって生成されるデジタル信号をそれらのパルス間で移動が 生じていたか否かを判定するために比較する手段と、前記デジタル信号を比較す る手段が連続するパルス間で移動が生じていないと判定するまでに、前記パルス レートを調節する手段は、前記Ｘ線管によって次のパルスが送信されるときの速 度を、ほぼリアルタイムで画像を形成する速度に設定することと を備えるＸ線透視装置。