JPS5822036A

JPS5822036A - 放射線診断装置

Info

Publication number: JPS5822036A
Application number: JP56119772A
Authority: JP
Inventors: 景山　聖之
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1981-07-30
Filing date: 1981-07-30
Publication date: 1983-02-09
Also published as: JPH0232893B2

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】本発明はコントラスト解像度の優れ九被検体診断書を得
ることのできる放射線診断装置嘔二関する。

被検体の透過診断４二Ｘ線診断装置が多く用いられる。

このＸ線診断装置Ｃ二よってＸ線フィルム（＝零し出さ
れる被検体診断像は、一般Ｃ二６〜ｌＯライン／ｊｌｌ
の非常６；高い空間解像度、つ★シ優れ要分解能を有す
るが、そのコントラスト解像度は比較的悪いと云う性質
を有していゐ。

ｍち、Ｘ線：ｙイルムのコントラスト分解能は６ビツト
場度と低く、この為、肺、肝、胆、膵、評等の内部組織
の診断６対して十分なる効果を期待することができなか
つ九。

例えば今、第１図１；示すように厚＆ｘ、　Ｘ線吸収係
数μなゐ陶工吸収体の被検体モデルを想定し九場合％普
検体入射光子数１ｏとその透過光子数Ｉとの間−二は次
の関係がある。

ＩｍＩｏ−＊ｘｐ（−Ａｘ）　　　””・（１１まえ吸
収係数（１１＋〕声）なる被検体を透過すｂ光子数（Ｉ
＋ｊＩ）はＩ＋ｊＩ−Ｉｓ　・＠Ｑ　（−（ｓ十〕＊ｈｃ）”ｌり
として示される。従ってこれらの関係−から遥過光子数
の変化の度讐は（■＋ΔＩ　）／Ｉ−・ｘｐ（−Δｌ１ｌＩｘ）として
示され、近似的１：は ΔＩ／Ｉζ−ΔμｍＸ　　・・・・・・・・・・・・・
・・（３１として示すことができる。故暖二前述し九６
ビツト程度のコントラスト分解能を有するＸ線フィルム
によれば、ＡＩ／Ｉ−αＯｓ程度の変化までを識別する
ことがで自為、を九このことは、前記し九菖（１式Ｃ二
示す関係から、コントラスト分解能を確保する１二は４声・Ｘ≧Ｏ，ＯＳ　　　・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・（４１なる条件を満たせばよい
ことが判る。ところがＸ線診断Ｃ二供される被検体の！
ＩＩ＠、収係数は一般的一二０２−ｆであ郵、この為％
被検体の厚８ｘがｌａＫの場合、４μの＃６二対する割
合が２５％差以上であることが必要である。また上記犀
さＸが１０ａＢの場合（二は２５％差以の比率が確保さ
れなければならない。

然る４二肝臓、膵臓、膵臓の線吸収係数は、それぞれ声
−α２１４，０．２１１．α２０４＠度であシ、４μは
１％の線吸収係数差しか持たないから、上記したＸ線フ
ィルムではこのような微小な線吸収係数差が識別できな
いと云う不具合があった。

一方、近年、このようなＸ線フィルムを用いることなし
６二Ｘ線検出信号を画像処理して所望とすゐ被検体診断
像を得ることが試みられている。即ち、放射線ビームを
扇形Ｃ二走査しながら扇形走査向と直交す′る方向（＝
被検体を移動させて成る領域の被検体透過放射線ビーム
を放射検出器Ｃ二よ如検出し、この検出出力を画像処理
して被検体診断像を得るものである。ところが。

このよう６二して得られる被検体診断像の空間分解能を
確保すＪｌ仁は、放射線検出器を構成する検出素子を高
密度嘔；設ければよいが、その１＆書置化６二ｐｊｌｔ
がある上、隣接検出素子間の干渉中波検体（二おける放
射線の散乱勢の影響が大きく。

この結果、分解−の高い検出−信号を得難いと云う問題
があった。

本発明はこのような゛事情を考厘してなされ丸もので、
その目的とするところは、空間分解能およびコントテス
ト解像度の倫れ丸飲射線６二よる被検体診断書を得るこ
とのできる実用性の高い放射＃Ｓ＃＃断ａｔを提□供す
ることにある。

本発明の概要は、被検体診断書して放射線ビームＶｔｌ
ｌ５形走査して照射し、その遺過藪射線ビームを被数の
放射線検出素子を配列してなる放射線検出器アレイ（：
てそれぞれ検出し、前記普検−藪放射繍ビームの走査向
とをその走査面と直交する方向−二移動させて前記各放
射線検出素子の検出出力から被検体診断像信号を得る放
射線診断２置６二おいて、上記各放射線検出素子の検出
出力を重み付は処理し九のち合成す石こと４：よって検
出素子間の干渉や被検体による放射線散乱の影譬會除去
すること、によｐ、空間分解能およびコントテスト解像
度の優れ九被検体診断像を得てｊ述し丸目的を効果的に
達成したものである。

以下１図面を参照して本発明の一実施？１ｌＩｎつき親
羽する。

１に２図は放射線（Ｘ線）診断装置の概略構成図で、１
は被検体（被検者）２が横たわる寝台（テーブル）であ
る、このテーブル１はテーブル゛コントｐ−ラＪ（＝制
御されて図中矢印ム方向Ｃ二移動され、上記被検体２を
放射線診断に供している。− しかしてテニブル１の上方位置Ｃ二股けられ九Ｘ線発生
器４はＸ線コントローツ５ｃ二より制御されて、放射線
（Ｘ線）ビームを前記被検体２を横切るようＣ：扇形走
査して出力している。このＸ線ビームの扇形走査向は前
記テーブル１゛の移動方向と直交し、従って被検体２は
Ｘ線ビームＣ：よシ烏形走査されながら、その走査部釘
な直交方向ζ二順次移動されるよう（＝なってい為。

尚、上記ｒ線ビームはコリメーにされ九のち。

扇形走査されることは云うまでもない。

一方、前記テーブル１の下方位鍍であって。

且つ前記Ｘ線発生器４に対向する位置６；は％紡゛記扇
形走査され九Ｘ線ビームを検出すぺ（’ＸＸ線検出出力
設けられている。このＸ線検出器Ｉは、シリコン単結晶
ま九はゼノンガスセルからなる複数のｘｗＡ検出素子を
、前記Ｘ線ビームの１ｓ形走査位置（走査角度）１＝応
じてそれぞれ検出すゐべ（配列した検出素子のアレイ構
造をなすものであゐ、そして、これらの各Ｘ線検出集子
６二てそれぞれ検出され九Ｘ線検出信号は、データ収集
回路ｒ（二導かれてサンプリング入力され、所望とする
信号形動蛎；変換されて出力される。

信号処場部１＃は０．ＰＵＪｆを中心６＝構成されてお
！ｊ、前記テーブルコントローラ１およびｘＩ＆コント
ローラ５はこの０ＰＵＪ　Ｊ１二よりタイ建ング制御さ
れて作動している。を九前記デーメ収集−路ｒを介して
抽出さ、れたＸ線検出信号は、１１号処１ｌｓ１＃の信
号抽圧処理１１ＩＪＪ弧二導びかれて抽圧処ｍｇれたの
ち、イメージメ毫すＪＪ（ニー蓄積記憶されている。上
記信号補正処理回路１１は本装置の特徴とするもので、
後述するよう１；前記検出素子群および被検体２の状態
４１＄によゐ感度偏差や干渉量、散乱勢ζ二よる検出出
力変動成分を補正処理するものである。

そして、この補正処理を受けたのちイメージメ畳り１１
（二格納され九検出データは、前記ＯＰυ１１嘔；読出
され、壕九画像Ｊ６ｍｓ装置１４−；供給妄れて所定の
画像処理が施され九のち。

再びイメージメモリ１１に格納される。そして、このイ
メージメモリ１３からディスプレイ１５（；読出されて
画像慶示されるよう（＝なってい為。

尚、ディスクメモリ１＃は上記の如く画働処ｌネれ九Ｘ
線診断偉を牟永久的−二蓄積記憶して画像ファイルする
補助記憶ＷＲｔとして機−するものであゐ、壕九コント
ロール・ディスプレイコンノール１１はこれらの関連し
た動作制御指◆情報を入力するものである。

かくして今、このよう６ユ構成され九装置４＝よれば、
０ＰＵＩＩの制御を受けてｘｉＩ発生優４が駆動され、
テーブル１上の被検体２−二対してＸ線ビームが扇形に
走査されて照射される。このｘ＃ｓビームの扇形走査は
、その゛扇形走％面が被検体１の関心領域Ｃ二交わる間
１：のみ行われ、この扇形走査が行われたのちテーブル
１が移動されて次の関心領域（二対するＸ線ビームの扇
形走査が行われ、ることになる。尚、このときＣ；照射
されるＸ線ビームはパルス的なものであっても真く、オ
九連続的なものであってもよい。

ところて、このＸ線ビームの一扇形走査一二よって得ら
れる被検体２の関心領域１二おける検出信号の空間解像
度は％Ｘ線検出器６を構成する配列された複数のＸ線検
出素子の単位セル長によって形成される。を九このＸ線
検出素子の配列方陶と直交するテーブル１の移動方向の
空間解ａｔは、テーブル１の移動速度とＸ線ビームの扇
形走査鳩期と６二よって決定される。従って。

これらの単位セル長等の条件を適宜仕徐６二応じて定め
、テーブル１を所定速度で移動すれば。

従来のＸ＠フィルムを油い九場合とｌｉＱｍｔ：の窒関
解ＩＩＩ度を有する偵検体ＩＩ＃断像（Ｘ線透過會）を
得ることが可能となる。

前記データ収集回路７はこのような空間解像度でＸ線検
出出力をサンプリングし、これをディジタル変換して定
量化出力するものである。

さて、被検体２の透過像を定量化するものとして、ここ
で求められるものは、前記第１１）式における項（μｘ
）−二相当するものであ〕、従って、ａｘ−７ｍ（Ｉｏ／Ｉ）　　＋ｍｍ＋＋６Ｂｌｉｌ’か
ら、入力光子数Ｉ・と出力光子数１との比の対数値を求
めればよい、具体的には、被検体ｊｌｕｌｌ射するＸ線
ビームの強縦と、透過Ｘ線ビームの強度との比を求め、
その対数値を求めればよい、そして、この対数値をＡ／
Ｄ変換すること６二よシ、被検体２の透過像に定量化し
良データを得ること１＝なる。

ところで、このようＣ二空間分解能および＃縦分解能を
高め九鮮明なＸ＊＃断像を得る５二は、上述したよう６
二検出素子の単位セル長を短か〈し、高密度実装写るこ
とが必要となる。然し乍らこのようじ高密度実装した場
合、隣接する検出集子相互間の干渉が間−となる。

例えば＠３図（＝Ｘ線検出器６のモデルを示すようＣ：
直碑状響二配列された複数の検出素子ｔｉｎ−＊　、　
ｇｍ−＊　、　ｉｎ　、　６ｎ◆ｓ、１ｎ◆ｓにそれぞ
れｒｌｏＯＪなる値のＸ＠が入射する４のとする。

このと１１．検出素子ｇｏが、その隣接する検出素子６
ａ−ｓ、１ａ◆１からそれぞれ５％、１０％の干渉を受
けたとすると、その検出出力の値はｒｌｌ　５Ｊとなる
。また検出素子６ｍ−１、ｌｆｎ◆１はｒ９ｓＪ　　ｒ
９０ｊなる値の検出出力を得ること６二なル、その干渉
は、光子数■として作用して、Ｉｉ形的な悪影響を及ば
ずこと（二なる。

前記信号補正処理部１２は、この様な線形的な悪影響を
及ぼす干渉じ対して１例えば［４図に示されるよう一二
秦算器２１息、ｊＪｂ−。

ＩＸｃと加算器１２を用い、各検出素子出力じ適楊量の
４１１１（１み付け）を重じたのち、その総和を求めて
、上記干渉を補正するよう６二構成される。この例では
、菓子Ｃｎの出力（二係数「１」を乗じると共に、菓子
６１−ｔ、ｇｎ匂の出力Ｃ二係数「−α０５Ｊ、ｒ−α
１」をそれぞれ乗じ、これらの出力値を総和してｒｌ　ＯＬ８Ｊなる値の菓子６ｎに相当する検出出力を
得ている。

まえ、その隣接する素子＃ｎ−１については。

係数ｒＯＪ　　ｒｌＪ　　ｒｏ、０５Ｊなる重み付けを
し九のちその総和を求めてｒｌ　Ｏａ８Ｊなる値の補正
出力を得ている。従って、この例によれば。

誤差１５％を含む検出素子６ｎの出力を補正して、その
誤差を１．３％（＝抑えることかでＬ　を九誤差５％を
含む検出素子＃ｎ−ｔ　　の出力を％誤差α８％の信号
６二補正することができる。

を九このような干渉以外≦二も、被検体２響＝おけ為散
乱線の影譬や、検出素子固有の感駅偏葺勢、線形的嘔二
作用する変動要因Ｃ；対しては、同様な補正処理Ｃ；よ
ｐ、その誤差を抑えることが可能となる。但しこの場合
、取扱う信号が線形性を有してい為ものであることは云
うまでもなく、この線形性は補正処理の上で重要な意味
を有すゐことＣ二なる。

第ｓｌＩｇは、このような補正処理を行う信号補正処Ｎ
部１２の一例を示す構成図である。即ち。

Ｘ線検出ｂＣの各検出菓子〜Ｃ鳳−鵞、＃層−急。

ｉｓ’、ｉｓ◆ｓ、ｇ＠◆鵞〜が出力する検出信号をそ
れぞれ入力するラインに、東算ＩＩ（係数器）〜１１ｔ
＊−雪　、ＪＪｍ−凰　、Ｉｌｍ　、Ｉｌｎ＋凰　、１
１鳳◆鷹　〜　がそれぞれ設けられておＴＪ、これらの
秦算器〜ｌｌｍ−鵞　、Ｉｌｍ−ｔ　　、ＩＩｓ　、ｌ
１ｙｓ＠　＠　　ｌ１ｒｈ◆１２の各出力は加算ｅｌｋ
　ｘ　ｘ　ｓ二人力されるよう１二構成されている。そ
して、この加算器１２の出力は。

補正出力信号として取出されると共６二、比較器２１（
＝導かれ、基準値と比Ｉｉ！されてその誤差が求められ
るようＣニなっている。この比ＩＩ！器２１によって求
められ九誤差信号を入力する係数設定器１４は、所定の
アルゴリズムー二従って前記乗算器〜ｌ１ｎ−ｔ　　、
ｌ１ｍ−５，３７朧、２１膳◆１　。

ｊａｍ◆雪〜　（二それぞれ与えるべく係数値〜””　
　’　　”−”　　’　　”　’　　””　　−ｍ”ｌ
　〜　ｔ”Ｊｌｋｂ”ｃいる。尚、これらの係数値〜ａ
ｙｌ−ｌ　　ａｔｆｌ−１゜ ”ＩＩｓ　”１１４１　８ｍ＋１　〜は補正せんとする
干渉置部の線形的な誤差に対して定められるものであり
５例えばＸ線検出器６じ予め基準レベルのＸ線を放射す
ゐ勢して較正処理して定められる。

従って、このような信号補正処理部１２（＝よれば、補
正すべき検出素子か特定され九と−。

その検出素子１二対応して補正係数〜ｍ、−ｌ　１ａ１
１−１ｔｌｌｌｔ”ｌ◆凰を麿鳳◆禦２が定められｔ補
正出力ＪａＩ１１が求められることになる。

かくしてここＣ二補正処理Ｃ二よって誤差の抑圧されえ
検出信号が得られ、そのプントラスト分解能（解像度）
を十分高く確保することが可能となる。そして、このコ
ントラスト分解＊！２および空間分解能の高い放射線検
出データを用いそｍｉ曽処理が行われ、ディスプレイＩ
ｌｉ二て表示されることＣ二なる。

ところで、上述したようにデータ処３１ｉｌｉｌ１ｗＩ
ｒでは、検出出力を対数毅換し、これをム／Ｄ［換して
ゲイジタル信号化している為、　＊＊処層装置１４を併
用して縮小拡大等の画像処理を行う場合、上記ディジタ
ル信号を逆対数変換することが好オしい０例えば対数変
換が１１６図ｉｓ目＝示す関係α二従って行われている
場合、同図（ｂ）ｌ二示す関係（二従って逆対数変換す
ればよい、具体約６二は、近似特性カーブをディジタル
折線（二て１１＊Ｌ、その閏のデータ（二ついては線形
内挿演算を行うようＣ二すれば対Ｉｉ［変換および逆対
数変換をディジタル的６；簡単に行うことがで１にゐ。

セして、補正処理、画像処ｓ８れ九のちイメージメ毫ν
ＩＪ（＝格納され丸飲射線診断像を出力するＣ：は、そ
の信号ダイナンツクレンジを低減しｍｌ”後段の画像処
理演算を簡略化する（二は、上記信号出力を更≦：デイ
ジタル的ζ二対数変換すｂようにすれば好部会である。

尚、上記した実−例では補正処理をイメージメ毫り１１
６二信号入力する前（二行つ九が、一旦、検出出力をイ
メージメモリ１３に格納したのち、この格納されえ検゛
出信号（二対して補正処理を行うようにしてもよい、ｉ
九、この補正処１１を０ＰＵＩ　ｆや画ｇＩ逃ｍ装置１
４勢Ｃ：おいてソフトウェア処理ζ：よル実行するよう
Ｃ二してもよい。

また実施例では、Ｘ線を用い九診断像検出について述べ
九が、ガンマ線を用いることも可能であ如、更（二はそ
の概念を超音波診断６＝利用することもできる。要する
に本発明はその疑旨を逸脱しない範囲で種々変形して実
施することができる。

以上、詳述したように本発明（二よれば、放射線検出器
６二よって検出された検出出力の線形的な誤差を重み付
は処理とその信号総和処ｉｌｌ二よって補正し、誤差量
を小さくするので、検出器の感度特性や検出素子相互間
の干渉、まえ被検体６：おける放射線散乱等の悪影響を
線形的（＝極めて効果的（二除去することができる。従
って検出信号のコントラスト解ｌ１ＩＩＫを十分高くす
ることかでき、しかも窒関分解能と相俟って診断効果の
著しい極めて嵐好な放射線＃ＷｒｇＩＩを４４）為こと
かできる。その上、ディジタル的じ高這度な診断ｉ１１
ＩｇＩＩＩ処履を可能とす処理の絶大なる効果な奏する
。

【図面の簡単な説明】

第１図は放射線検出の原理を示す図、絡２因は本発明の
一実施例を示す概略構成図、第３図は検出信号出力のモ
デルを示す図、８４図は検出信号補正の概念を示す図、
第５図は信号補正処理部の一例を示す構成図、第６　Ｗ
Ｊ　（ｍｌ　（ｋｌは対数／逆対数変換特性を示す図で
ある。１・・・寝台（テーブル）、２・・・被検体、ｊ・・・
テーブルプントローラ、４・・・Ｘ線発生器、Ｉ・・・
Ｘ線コントローラ、６・・・Ｘ線検出器、１・・・デー
タ収集回路、１０・・・信号処理部、１１・・・ＯＰＵ
％１２・・・信号補正処、ｍＬＪＪ・・・イメージメモ
リ、１４・・・画像処理装置、Ｘｉ・・・ディスプレイ
。ＪＪ・・・コンソール、ＩＩｍ、２１ｂ、Ｉｌｃ、１１
ｔ＊−＊、　　２１ｍ−ｔ　　、２１膳　、２１脆◆ｔ
　　、’１１．ｎ◆！　　・・・秦算饅、２２・・・加
算器、ＪＪ・・・比較器、１４・・・係数設定器。

Claims

【特許請求の範囲】

放射線ビームを扇形走査して出力する放射線源と、被検
体を透過し丸上記放射轢ビームをそれぞれ検出してなる
複数の放射線検出素子を配列し九検出・アレイと、上記
複数の放射線検出集子の放射線検出出力にそれぞれ所定
の重み付けを施す複数の重み付は回路と、これらの重み
付は回路の出力を合成して放射線補正出力を得る合成器
とを備え、前記重み付は回路の重み付は量を前記各放射
線検出素子相互間の検出放射ｌｌ１１１洩量Ｃ；対応し
て定めることを特徴とする放射線診断装置。