JPS60103941A - 放射線画像検出装置 - Google Patents
放射線画像検出装置Info
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- JPS60103941A JPS60103941A JP58210946A JP21094683A JPS60103941A JP S60103941 A JPS60103941 A JP S60103941A JP 58210946 A JP58210946 A JP 58210946A JP 21094683 A JP21094683 A JP 21094683A JP S60103941 A JPS60103941 A JP S60103941A
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- Japan
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- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 5
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 3
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 16
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 10
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 10
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 6
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
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Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は放射線画像検出装置に係り、2枚の放射線画像
間の差分画像を検出する装置において、安定で、かつ高
コントラスト分解能を有する画像を得る装置に関する。
間の差分画像を検出する装置において、安定で、かつ高
コントラスト分解能を有する画像を得る装置に関する。
放射線画像検出装置のうち時間分解能(1枚の画像の作
成時間)を向上するために用いられている装置において
、放射線像を光学像に変換するセンサ、いわゆるシンチ
レータとしてはX線イメージングインテンシファイヤ(
以下、X線I■と略記する。)を使用し、その光学像を
検出および記録するセンサとしてシネフィルム、あるい
はTV左カメラ使用している。
成時間)を向上するために用いられている装置において
、放射線像を光学像に変換するセンサ、いわゆるシンチ
レータとしてはX線イメージングインテンシファイヤ(
以下、X線I■と略記する。)を使用し、その光学像を
検出および記録するセンサとしてシネフィルム、あるい
はTV左カメラ使用している。
最近、上記のTVカメラ出力をA/D変換してディジタ
ル画像を得て、血管への造影剤注入前と注入後の画像の
減算による血管像の抽出とコントラストの強調された差
分画像を得ている。この差分画像はセンサとしてTV左
カメラ利用しているため通常は毎秒30コマで作成、表
示される。
ル画像を得て、血管への造影剤注入前と注入後の画像の
減算による血管像の抽出とコントラストの強調された差
分画像を得ている。この差分画像はセンサとしてTV左
カメラ利用しているため通常は毎秒30コマで作成、表
示される。
すなわち、時間分解能が良くてオンラインで画像の取込
みが出来るため心臓や血管、などの循環器系の撮影に用
いられ、そのようなX線撮影装置はディジタル・フルオ
ログラフィ(DF)装置と云われている。
みが出来るため心臓や血管、などの循環器系の撮影に用
いられ、そのようなX線撮影装置はディジタル・フルオ
ログラフィ(DF)装置と云われている。
このDF装置の撮影においてX線の強度や検出器の感度
が差分演算を行なう2枚の画像間で変動すると差分画像
にオフセット成分が発生し、コントラスト分解能を低下
させる。すなわち、DF装置において表示される差分画
像ΔDば ΔD=(μ6−μ、 ) x (1) μt :造影剤注入後の減衰係数 μ、:造影剤注入前の減衰係数 X :厚さ であるが、上記の変動があると差分画像にその変動成分
ΔD6が付加され ΔD′=(μ6−μ、、)X十Δ1)。 (2)となる
。このΔD、がおると主な問題として3つのことが発生
する。その1つはSN比の問題である。(2)式からも
分るように差分画像における信号成分Sは(μ6−μ、
)xでおるにもかかわらず見掛上は(”t ” m )
X + J D aとなっている。
が差分演算を行なう2枚の画像間で変動すると差分画像
にオフセット成分が発生し、コントラスト分解能を低下
させる。すなわち、DF装置において表示される差分画
像ΔDば ΔD=(μ6−μ、 ) x (1) μt :造影剤注入後の減衰係数 μ、:造影剤注入前の減衰係数 X :厚さ であるが、上記の変動があると差分画像にその変動成分
ΔD6が付加され ΔD′=(μ6−μ、、)X十Δ1)。 (2)となる
。このΔD、がおると主な問題として3つのことが発生
する。その1つはSN比の問題である。(2)式からも
分るように差分画像における信号成分Sは(μ6−μ、
)xでおるにもかかわらず見掛上は(”t ” m )
X + J D aとなっている。
この信号を増幅したり、記録したシする回路や装置のダ
イナミックレンジには一定の限界があり、かつ一定の雑
音N、がある。したがって上記の回路や装置に入力する
信号は可能なかぎ9大きくし、N、の影響が現われない
ように工夫するが、ΔD。
イナミックレンジには一定の限界があり、かつ一定の雑
音N、がある。したがって上記の回路や装置に入力する
信号は可能なかぎ9大きくし、N、の影響が現われない
ように工夫するが、ΔD。
が存在すると8の部分の信号成分が、ΔD、が存在しな
い場合より小さくなシ、N、の影響を受け8N比が悪く
なる。
い場合より小さくなシ、N、の影響を受け8N比が悪く
なる。
もう1つは差分画像の表示の安定性の問題である。現在
、差分画像は第1図(a)に示すようにウィンド処理を
行なった後、表示レベルGの範囲で表示する。この処理
は観察したいレベル範囲Wと、中心レベルLを設定し、
表示の感度を最適値にして表示する。
、差分画像は第1図(a)に示すようにウィンド処理を
行なった後、表示レベルGの範囲で表示する。この処理
は観察したいレベル範囲Wと、中心レベルLを設定し、
表示の感度を最適値にして表示する。
したがって(2)式のオフセットが少なく、SN比的に
問題がなく、かつオフセット成分が多数の差分画像間で
変化しなければ、このウィンド処理でオフセットの問題
は解決される。しかしながら現実にはΔD、を発生させ
る要因であるX線の強度や検出器の感度、などの変動の
うち、特にX線の強度の変動は常時存在するのでΔD、
も多数の差分画像間では変動する。その結果、表示レベ
ルが変化し、時には第1図(b)に示すように表示範囲
を越え、表示不能にさえなることがある。
問題がなく、かつオフセット成分が多数の差分画像間で
変化しなければ、このウィンド処理でオフセットの問題
は解決される。しかしながら現実にはΔD、を発生させ
る要因であるX線の強度や検出器の感度、などの変動の
うち、特にX線の強度の変動は常時存在するのでΔD、
も多数の差分画像間では変動する。その結果、表示レベ
ルが変化し、時には第1図(b)に示すように表示範囲
を越え、表示不能にさえなることがある。
最後の1つはDF装置が′定量化可能なX線撮影装置と
して期待されているが、オフセットが存在すると表示値
に対して定量的な意味を持たせるのが困難となる。
して期待されているが、オフセットが存在すると表示値
に対して定量的な意味を持たせるのが困難となる。
以上述べたようにオフセットが発生するとイ虫々な問題
が生じるが現用のDF装置ではX線発生装置を改善しX
線強度の安定化を計り、かつウィンドレベルLやウィン
ド範囲Wを適宜調整して上記の問題を解決している。し
かしながら上記の対策では当然のことながらX線発生装
置が一価になシ、かつW−?L′fr:何回も調整する
ため操作が複雑となる。また、SN比の低下や定量化装
置の実現が困難になるという問題は解決できない。
が生じるが現用のDF装置ではX線発生装置を改善しX
線強度の安定化を計り、かつウィンドレベルLやウィン
ド範囲Wを適宜調整して上記の問題を解決している。し
かしながら上記の対策では当然のことながらX線発生装
置が一価になシ、かつW−?L′fr:何回も調整する
ため操作が複雑となる。また、SN比の低下や定量化装
置の実現が困難になるという問題は解決できない。
また、以上述べたような問題が生じると、結果として濃
度分解能が低下することになる。
度分解能が低下することになる。
本発明の目的は放射線画像検出装置において2枚の放射
線画像間の一分演算で得られる差分画像におけるオフセ
ット成分を除去し、コントラストの強調された画像を安
定に供給する放射線画像検出装置を提供することにある
。
線画像間の一分演算で得られる差分画像におけるオフセ
ット成分を除去し、コントラストの強調された画像を安
定に供給する放射線画像検出装置を提供することにある
。
このような目的を達成するために、本発明とは、放射線
を観察対象に照射し、その観察対象を透過した放射線を
検出することによって対象物の放射蔵画像を得る装置に
おいて、2枚の放射線画像間の差分画像を得る手段を有
し、2枚の放射線画像を得る間に発生した観察対象に照
射する放射線強度の変動や、透過した放射線を検出する
時の検出器の感度の変IIdJe差分画像を得るために
利用する2枚の放射線画像から検出し、該検出値を差分
画像から減するようにしたことに特徴がある。
を観察対象に照射し、その観察対象を透過した放射線を
検出することによって対象物の放射蔵画像を得る装置に
おいて、2枚の放射線画像間の差分画像を得る手段を有
し、2枚の放射線画像を得る間に発生した観察対象に照
射する放射線強度の変動や、透過した放射線を検出する
時の検出器の感度の変IIdJe差分画像を得るために
利用する2枚の放射線画像から検出し、該検出値を差分
画像から減するようにしたことに特徴がある。
第2図に本発明の原理説明図を示す。X線発生装置1よ
シ被験体2に照射されるX線の強さを1’O+造影剤の
影響を受けない被験体の部分の減弱係数をμ。、その部
分の厚さkXo、造影剤の影響を受ける被験体の部分、
つまシ血管を含む部分で造影剤注入前の減弱係数をμm
、注入後の減弱係数をμt、その部分の厚さをXとする
と、造影剤注入前に得られる検出器3の出力Iza++
Ibmは検出器の感度をαとすると となる。また、造影剤注入後の各部の検出器出力Itt
+ Ibzは となる。これらの出力は対91変換後使用されるので、
それぞれDtm 、’ Dbm + Dtt* D A
4とするととなる。差分データΔDは ΔD= Dbm D b t =(μtalIl)x (力 となる。ところが造影剤注入後のデータ収集時に■oが
Io+ΔIoに、αがα+Δαにと変化しだとするとI
tt * f btがItt’+ Ibt’にDtt
* DbtがD t t’ 、 D b t’とな)、
となる。したがって、このΔIo、Δαが発生した時の
差分画像ΔD′は ΔD′=Db、j−Dbt′ =ムαIo−t11(α+Δα)(工o+ΔIo)+(
μt−ttmンX(10)となる。つまシ(方式と11
111式を比較すると、X線の強さや検出器の感度、な
どの変動がない場合の差分画像に tIlαIn−A11(α十Δα)C1o+Δlo)
■のオフセットが付加されたことになる。
シ被験体2に照射されるX線の強さを1’O+造影剤の
影響を受けない被験体の部分の減弱係数をμ。、その部
分の厚さkXo、造影剤の影響を受ける被験体の部分、
つまシ血管を含む部分で造影剤注入前の減弱係数をμm
、注入後の減弱係数をμt、その部分の厚さをXとする
と、造影剤注入前に得られる検出器3の出力Iza++
Ibmは検出器の感度をαとすると となる。また、造影剤注入後の各部の検出器出力Itt
+ Ibzは となる。これらの出力は対91変換後使用されるので、
それぞれDtm 、’ Dbm + Dtt* D A
4とするととなる。差分データΔDは ΔD= Dbm D b t =(μtalIl)x (力 となる。ところが造影剤注入後のデータ収集時に■oが
Io+ΔIoに、αがα+Δαにと変化しだとするとI
tt * f btがItt’+ Ibt’にDtt
* DbtがD t t’ 、 D b t’とな)、
となる。したがって、このΔIo、Δαが発生した時の
差分画像ΔD′は ΔD′=Db、j−Dbt′ =ムαIo−t11(α+Δα)(工o+ΔIo)+(
μt−ttmンX(10)となる。つまシ(方式と11
111式を比較すると、X線の強さや検出器の感度、な
どの変動がない場合の差分画像に tIlαIn−A11(α十Δα)C1o+Δlo)
■のオフセットが付加されたことになる。
本発明ではこのオフセット成分を造影剤の影響を受けな
い部分の差分信号で検出し、補正する手段を提供する。
い部分の差分信号で検出し、補正する手段を提供する。
つまl) DtmとD t t’の差ΔDtΔD t
= Dtm−Dxt’ =1.αIo l−(α+Δαン(Io+ΔIo )
(12となる。この式は(111式のオフセット成分を
示しているので01式のオフセット成分は除去すること
が出来る。すなわち、正しい差分画像ΔDはΔD′と1
DtO差としてめられ、 ΔD−ΔD′−ΔDt (l騰 となる。
= Dtm−Dxt’ =1.αIo l−(α+Δαン(Io+ΔIo )
(12となる。この式は(111式のオフセット成分を
示しているので01式のオフセット成分は除去すること
が出来る。すなわち、正しい差分画像ΔDはΔD′と1
DtO差としてめられ、 ΔD−ΔD′−ΔDt (l騰 となる。
以上述べたADtをめるときは、Dt、uやDtl’が
造影剤の影響を受けない領域のデータであることが保証
される必要がある。またADtの値としてはそのバラツ
キ、すなわち分散σ12 が小さいことが必要である。
造影剤の影響を受けない領域のデータであることが保証
される必要がある。またADtの値としてはそのバラツ
キ、すなわち分散σ12 が小さいことが必要である。
そこで、撮影部位が定まると上記の造影剤の影響を受け
ない範囲を設定することが出来るので、その範囲のデー
タをnヶとすると全利用して ADt =Dtm−Dtt’ (is をめることが出来る。ただ(14)式のように、あらか
じめ設定した領域の全データを単純に利用したのでは、
もし造影剤の影響がDtt’に入っても除去することが
出来ない。ただ造影剤が混入した場合はΔDfIが大き
くなるので次の方法で除くことが出来る。つまり ΔDrt=Dfm+ DttI’ Q[9をめ、ΔDt
+ンσのΔDtIk除去し、残ったΔDfjで再度、単
純平均を行ないオフセット量とする。つまシ ここでm、21 をめた。また、m=0となった場合は ΔD1= OC1j) とする。
ない範囲を設定することが出来るので、その範囲のデー
タをnヶとすると全利用して ADt =Dtm−Dtt’ (is をめることが出来る。ただ(14)式のように、あらか
じめ設定した領域の全データを単純に利用したのでは、
もし造影剤の影響がDtt’に入っても除去することが
出来ない。ただ造影剤が混入した場合はΔDfIが大き
くなるので次の方法で除くことが出来る。つまり ΔDrt=Dfm+ DttI’ Q[9をめ、ΔDt
+ンσのΔDtIk除去し、残ったΔDfjで再度、単
純平均を行ないオフセット量とする。つまシ ここでm、21 をめた。また、m=0となった場合は ΔD1= OC1j) とする。
本発明の一実施例を第3図に示す。この実施例では放射
線像をX線IIとTV左カメラ使用して取込む装置例を
示している。
線像をX線IIとTV左カメラ使用して取込む装置例を
示している。
1はX線発生装置、2は被験体、3はX線IIである。
装置1から放射されたX線は被験体2を透過する。この
透過したX線像はX線113で検出され光学像に変換さ
れる。4は光学レンズであシ、X線II3からの光学像
をTV左カメラの撮像管面上に結像する。ここで一般に
使用されているX線IIは6インチから12インチであ
シ、検出器の視野を決めている。この視野では医師が希
望する被験者の関心領域を満すことが少なく、取込まれ
る画像は視野一杯利用される。また、例え検出器の視野
が被験者の関心領域よシ広い場合でも、検出器の出力に
おいて被験体を透過したX線と被験体の外側を通過した
X線では、その強度に約100〜1000倍の差があ、
j5、TVカメラ出力が飽和する恐れがあるので、関心
領域外からのX線が検出器に入射しないよう遮蔽してい
る。
透過したX線像はX線113で検出され光学像に変換さ
れる。4は光学レンズであシ、X線II3からの光学像
をTV左カメラの撮像管面上に結像する。ここで一般に
使用されているX線IIは6インチから12インチであ
シ、検出器の視野を決めている。この視野では医師が希
望する被験者の関心領域を満すことが少なく、取込まれ
る画像は視野一杯利用される。また、例え検出器の視野
が被験者の関心領域よシ広い場合でも、検出器の出力に
おいて被験体を透過したX線と被験体の外側を通過した
X線では、その強度に約100〜1000倍の差があ、
j5、TVカメラ出力が飽和する恐れがあるので、関心
領域外からのX線が検出器に入射しないよう遮蔽してい
る。
TV左カメラの出力は(3)式、(4)式あるいは(8
)式となっているので、この出力はA/D変換器および
対数変換部6でディジタル化されたのち、(5)。
)式となっているので、この出力はA/D変換器および
対数変換部6でディジタル化されたのち、(5)。
(6)、あるいは(9)式の濃度値に変換される。7〜
9は画1象メモリであり、メモリ7!″1(5)式のマ
スク像、すなわち造影剤注入前の像を記憶し、メモリ8
は(9)式の造影剤注入後の像を一時記憶する。メモリ
9はまず最初、マスク画像のうち制御部14からの指令
によって設定された領域の画像信号Dt 1111(i
−1〜n)k記憶し、続いて、造影剤注入後の画像のう
ち、上記のマスク画像の入力時に指定されたのと同じ領
域の画像信号D tt、r’ (i= 1〜n)を一時
記憶し、最後にαe−α優式の演算を行ないΔDtをめ
る。10は(1′5式の差分演算を行なう演算器でアシ
、その出力はオフセットのない差分画像ΔDとなる。1
1はウィンド処理を行なうウィンド処理回路、12は画
1象ファイル部、13は表示部である。マスク像は一度
、画像メモリ7に記憶されると不必要には4=き換えら
れないが、画像メモリ8の内容はテレビレイトで次々書
き換えられ、それにともなって画像メモリ9の内容の一
部、および画像メモリ9の出力、すなわちオフセット信
号も書き換えシれる。またテレビレイトで発生する差分
画像は画像ファイル部12で次々記録されると共にウィ
ンド処理部11でウィンド処理され、医師が観察したい
レベル範囲だけを表示部13で表示する。
9は画1象メモリであり、メモリ7!″1(5)式のマ
スク像、すなわち造影剤注入前の像を記憶し、メモリ8
は(9)式の造影剤注入後の像を一時記憶する。メモリ
9はまず最初、マスク画像のうち制御部14からの指令
によって設定された領域の画像信号Dt 1111(i
−1〜n)k記憶し、続いて、造影剤注入後の画像のう
ち、上記のマスク画像の入力時に指定されたのと同じ領
域の画像信号D tt、r’ (i= 1〜n)を一時
記憶し、最後にαe−α優式の演算を行ないΔDtをめ
る。10は(1′5式の差分演算を行なう演算器でアシ
、その出力はオフセットのない差分画像ΔDとなる。1
1はウィンド処理を行なうウィンド処理回路、12は画
1象ファイル部、13は表示部である。マスク像は一度
、画像メモリ7に記憶されると不必要には4=き換えら
れないが、画像メモリ8の内容はテレビレイトで次々書
き換えられ、それにともなって画像メモリ9の内容の一
部、および画像メモリ9の出力、すなわちオフセット信
号も書き換えシれる。またテレビレイトで発生する差分
画像は画像ファイル部12で次々記録されると共にウィ
ンド処理部11でウィンド処理され、医師が観察したい
レベル範囲だけを表示部13で表示する。
本発明はX線強度の変動や検出器の感度の変動などに起
因して発生する差分画像中のオフセット成分を簡単な手
段で除去し、コントラストの強調された画1象を安定に
供給することによって濃度分解能の優れた放射線画像検
出器を提供する。
因して発生する差分画像中のオフセット成分を簡単な手
段で除去し、コントラストの強調された画1象を安定に
供給することによって濃度分解能の優れた放射線画像検
出器を提供する。
第1図はウィンド処理の原理説明図、第2図は本発明の
原理説明図、第3図は本発明の実施例の構成図である。 第 1 図 (久ン 第2図
原理説明図、第3図は本発明の実施例の構成図である。 第 1 図 (久ン 第2図
Claims (1)
- 1、放射線を観察対象に照射し、その観察対象を透過し
た放射線を検出することによって対象物の放射線画像を
得る装置において、2枚の放射線画像間の差分画像を得
る手段を有し、2枚の放射線画像を得る間に発生した観
察対象に照射する放射線強度の変動や、上記透過した放
射線を検出する時の検出器の感度の変動を、上記の差分
画像を得るために利用する2枚の放射線画像から検出し
、該検出値を上記の差分画像から減するようにしたこと
を特徴とする放射線画像検出装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58210946A JPS60103941A (ja) | 1983-11-11 | 1983-11-11 | 放射線画像検出装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58210946A JPS60103941A (ja) | 1983-11-11 | 1983-11-11 | 放射線画像検出装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS60103941A true JPS60103941A (ja) | 1985-06-08 |
Family
ID=16597710
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP58210946A Pending JPS60103941A (ja) | 1983-11-11 | 1983-11-11 | 放射線画像検出装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS60103941A (ja) |
-
1983
- 1983-11-11 JP JP58210946A patent/JPS60103941A/ja active Pending
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