WO1999067657A1 - Dispositif de mesure aux rayons x - Google Patents

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WO1999067657A1
WO1999067657A1 PCT/JP1999/003082 JP9903082W WO9967657A1 WO 1999067657 A1 WO1999067657 A1 WO 1999067657A1 JP 9903082 W JP9903082 W JP 9903082W WO 9967657 A1 WO9967657 A1 WO 9967657A1
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ray
rays
unit
measuring device
ray detector
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Application number
PCT/JP1999/003082
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English (en)
French (fr)
Inventor
Rika Baba
Ken Ueda
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams

Definitions

  • the present invention relates to a measuring device using X-rays, and relates to a technique that can be suitably applied to an X-ray measuring device having a flat X-ray detector.
  • an X-ray image transmitted through the inspection target is converted into an optical image by an X-ray II (X-ray image intensifier), and the optical image is converted into an analog image by a television camera.
  • the analog image signal is converted to a digital image signal (image data) by an AZD converter, and then subjected to well-known image processing such as filter processing and contour enhancement by an image processing circuit, and is displayed on a display device as an X-ray image.
  • image processing image data
  • AZD converter AZD converter
  • the imaging system consisting of an X-ray II and a TV camera has become larger in order to capture a larger area X-ray image in one shot. It was a major obstacle.
  • plate-shaped X-ray detectors have been vigorously developed, and X-ray images are converted to visible light (optical images) by a scintillator such as Csi, Is converted into an electrical signal by a photodiode such as a-Si (amorphous silicon), and then the electrical signal is sequentially read out by a TFT (Thin Film Transistor) or a CMO S (Complementary) circuit. Is being developed.
  • a planar X-ray detector can have a large screen when the readout circuit is composed of TFTs, while a CMOS circuit is used to attach multiple CMOS X-ray detectors to form a large screen.
  • a flat X-ray detector can be constructed. Disclosure of the invention
  • Fig. 25, Fig. 26, Fig. 27, Fig. 28 are diagrams explaining the schematic configuration of an example of a conventional measuring device using X-rays. For example, as shown in Fig. 27, when imaging a region of interest C (901c) indicated by oblique lines including both the heart and lung fields as a region of interest as shown in Fig. 27, a conventional flat plate is used.
  • the minimum value C l and the maximum value C 2 of the detector output value of the region of interest C are the minimum value (LSB) and the maximum value of the AZD converter that can be converted to analog digital data, respectively.
  • the maximum value of the A / D converter was used according to the value (MS B).
  • the thick line 201 shown in Fig. 28 indicates the range of the detector output (X-axis) value (C1 to C2) and the possible range of the AZD converter input (y-axis) (LSB to MSB). Shows the relationship.
  • the conventional measuring device set in this way for example, as shown in Fig.
  • the interest that includes only the part close to the heart that is, the part with small pixel values (C1 to A1)
  • the AZD converter did not input a value larger than the maximum value A1.
  • the region of interest B which contains only C2
  • the A / D converter has no input smaller than the minimum value B1, and the AZD converter is not used effectively.
  • the conventional measurement device using X-rays has a problem that the range detectable by the detector (dynamic range) is not used effectively in the measurement of each small region of interest.
  • An object of the present invention is to provide a technology capable of enlarging the dynamic range of a measuring device using a flat X-ray detector and performing high-speed imaging, and to make the dynamic range of the flat X-ray detector effective.
  • An object of the present invention is to provide a measuring device using X-rays that can be used for improving the quality of a measured image.
  • the measuring device using X-rays of the present invention has a detector unit having a plurality of detection areas.
  • X-ray imaging means for detecting X-rays that have been transmitted through the inspection target and capturing an X-ray image of the region of interest of the inspection target; and an analog image signal read from the detector unit.
  • Conversion means for converting digital image data into digital image data under a predetermined conversion condition for each detector unit; and digital data obtained for each of the detector units under a re-conversion condition corresponding to the predetermined conversion condition.
  • Re-converting means for converting the analog image signal into AZD under the optimum conversion condition for each of the detector units, and converting the analog image signal into the digital image data by the respective detector units.
  • An X-ray image of the region of interest of the inspection object is sequentially taken.
  • the detection region is divided into a plurality of detector units, the X-rays transmitted through the inspection target are detected, and the X-ray image of the region of interest of the inspection target is detected.
  • each of the detector units Setting means for setting the predetermined conversion condition, converting the analog image signal read from each of the detector units into the digital image data;
  • the conversion means includes an AZD converter.
  • the conversion means has an A / D converter;
  • Linear amplification means for linearly amplifying the signal detected by the detector unit, and / or A first parameter of a gain and an offset of the linear amplifier, a second parameter of a gain and a second parameter of non-linearity of input / output characteristics of the nonlinear amplifier; Changing the operating conditions of the AZD converter by a combination of the first and second parameters;
  • the nonlinear amplifying means comprises a logarithmic amplifying means, wherein the gain and the nonlinearity are set by a logarithmic slope, an intercept voltage, and an offset voltage; Calculating the X-ray conditions for the next imaging based on the maximum value and the minimum value in the region of interest set in advance for each unit, and (f) the inspection object A rotating means for rotating an X-ray irradiating means for irradiating an X-ray onto the object and the X-ray imaging means around the inspection object; an X-ray tomographic image of the inspection object based on a plurality of X-ray images taken; Or (g) and (f), wherein the rotating means includes: the X-ray irradiating means and the imaging means around the object to be inspected. It is a means for spirally rotating and moving. And (h) having means for changing the preset region of interest for each direction in which the inspection target is imaged.
  • the detection region is divided into a plurality of detector units, the X-rays transmitted through the inspection target are detected, and an X-ray image of the region of interest of the inspection target is captured.
  • X-ray imaging means to be read, and sequentially read analog image signals from the detecting elements of the detector unit near the position where the two detector units are in contact with each other, and detect the X-rays of the inspection target detected by each of the detector units.
  • the X-ray conditions for the next imaging are set based on the images, and the X-ray images of the inspection object are sequentially captured.
  • a plurality of X-ray detector units are arranged adjacent to each other and an apparently single flat X-ray detector is used, or reading of analog image signals is performed.
  • an X-ray image to be inspected is taken by a flat X-ray detector, which is assumed to be controlled to assume that the detection area is composed of multiple X-ray detector units, first, the conversion means must use each X-ray detector. Interest (detected) by detector unit The analog plane image signal of the pixel in the region of interest is converted into digital image data under the conversion condition most suitable for the X-ray image of the region.
  • the correspondence that differs for each X-ray detector unit in relation to the image data of the X-ray detector unit is the correspondence relationship that is set in advance for each X-ray detector unit between the analog image signal and the digital image data. Is converted back to Therefore, the limited input range of the A / D converter, that is, the dynamic range of each X-ray detector unit can be used effectively, and an AZD converter with a limited input range was used. Even in this case, the dynamic range of the device can be expanded without reducing the image resolution. In addition, the image quality of the X-ray image, that is, the measurement image, can be improved. Furthermore, since one image is divided and read, high-speed reading is possible and high-speed imaging is possible.
  • a plurality of X-ray detector units are arranged adjacent to each other and an apparently single flat X-ray detector is used, or reading of analog image signals is performed.
  • an X-ray image to be inspected is taken with a flat X-ray detector that is controlled to assume that the detection area is composed of multiple X-ray detector units, two adjacent X-ray detector units are used.
  • the analog image signal is sequentially read from the pixel in the region of interest, which is closest to the position where is in contact with, and the conversion means is the conversion condition most suitable for the X-ray image of the region of interest detected by each X-ray detector unit. Converts the analog image signal of the pixel of interest into digital image data.
  • the re-conversion means determines a different correspondence between the analog image signal and the digital image data for each X-ray detector unit, by comparing the analog image signal and the digital image data with the analog image signal and the digital image data. During the period, the data is reconverted into the correspondence set in advance for each X-ray detector unit. Therefore, the limited input range of the A / D converter, that is, the dynamic range of each X-ray detector unit can be used effectively, and the A / D converter of the limited input range was used. Even in this case, the dynamic range of the device can be expanded without reducing the image resolution.
  • the line connecting the positions where the two X-ray detector units touch each other is a flat X-ray detector.
  • the examiner sets the region of interest on the X-ray image, it is often set near the center of the X-ray image.
  • the pixel in the region of interest which is closest to the line connecting the two X-ray detector units near the center of the flat X-ray detector, is Reads analog image signals. Therefore, high-speed imaging is possible because analog image signals outside the region of interest are not read out.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a schematic configuration of an example of a measuring device using X-rays according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic configuration of an example of the flat X-ray detector and the imaging data collection device according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the operation of the imaging data collecting apparatus according to the first embodiment, and is a diagram for explaining an example of a positional relationship between an X-ray detection range and a region of interest in each X-ray detector unit. .
  • Fig. 4 is a diagram for explaining the operation of the imaging data collection device of the first embodiment.
  • the AZD-converted pixels of the X-ray image of the region of interest imaged by each X-ray detector unit have the maximum value and the minimum value. It is a figure showing an example of a position used as a value.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating the operation of the imaging data collection device according to the first embodiment, and is an example of a flow illustrating the operation of the imaging data collection device.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of the input / output characteristics of the input amplifier section for optimizing the reading of the analog image signal of the region of interest detected by the two X-ray detector units in the first embodiment. is there.
  • FIGS. 7 and 8 are diagrams for explaining the scanning direction of reading out the image signal of the analog aperture for each X-ray detector unit in the measuring apparatus according to the first embodiment, and show four square X-rays.
  • Flat X-ray detector consisting of detector units arranged in a square 1 0
  • FIG. 5 is a diagram showing a method of reading an analog image signal in 2.
  • Fig. 9 is a diagram for explaining the reading and scanning direction of the analog image signal for each X-ray detector unit in the measuring apparatus of the first embodiment, in which four square X-ray detector units are used.
  • 6 is a diagram illustrating a method of reading an analog image signal in a flat X-ray detector arranged in a line.
  • FIG. 10 shows the positional relationship between the plane of rotation of the imaging system and the flat X-ray detector in the measuring apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 11 is a plan view showing an example of the X-ray detector unit according to the first embodiment.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view taken along line AA shown in FIG.
  • FIG. 13 is a plan view of a flat X-ray detector constructed using the X-ray detector unit shown in FIG.
  • FIG. 14 is a plan view of another configuration example of the X-ray detector unit.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view taken along the line BB shown in FIG.
  • FIGS. 16 and 17 are plan views of a flat X-ray detector configured using the X-ray detector unit shown in FIG.
  • FIG. 18 is a plan view of another configuration example of the X-ray detector unit.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view taken along the line BB shown in FIG.
  • FIG. 20 is a cross-sectional view of an X-ray detector unit using a light receiving element array having an area smaller than that of the light receiving element array shown in FIG.
  • FIG. 21 is a diagram illustrating a schematic configuration of an example of a measurement apparatus using X-rays according to the second embodiment of the present invention, in which an imaging system and a region of interest when a region of interest is set in a subject are used. It is a figure explaining a positional relationship.
  • FIG. 22 is a diagram for explaining the positional relationship between the imaging system and the area of interest when the imaging system rotates 180 degrees from the position shown in FIG.
  • Fig. 23 is a diagram for explaining the schematic configuration of the measuring device using X-rays according to the second embodiment, which is caused by the rotation of the imaging system at the position of the region of interest projected on the flat X-ray detector surface. It is a figure explaining a change.
  • FIG. 24 shows the input / output characteristics of the input amplifier of the measuring device according to the third embodiment of the present invention. It is a figure showing an example.
  • Fig. 25, Fig. 26, Fig. 27, Fig. 28 are diagrams illustrating the schematic configuration of an example of a conventional measuring device using X-rays.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a schematic configuration of an example of a measuring device using X-rays according to the first embodiment of the present invention.
  • An X-ray measuring device (hereinafter abbreviated as “measuring device”) consists of an X-ray generator 101 and a flat X-ray detector 102 (a plurality of flat X-ray detector units 2). 0 1 a, 2 0 1 b, 2 0 1 c, 2 0 1 d, ...) are arranged facing each other across the subject 106, and radiated from the X-ray generator 101.
  • X-rays are irradiated on the subject 106, and the X-rays transmitted through the subject 106 are detected by the flat X-ray detector 102, and an X-ray image of the subject 106 is captured. Is done.
  • the examiner (not shown), for example, obtains the position of the moving device 107 carrying the subject 106 from the control room, the X-ray generator 1 ⁇ 1 and the flat X-ray detector 102.
  • the relative positional relationship between the subject 106 and the imaging system can be changed, and the imaging position of the X-ray image can be changed.
  • Fig. 1 shows an example of an array of X-ray detector units as shown in Figs. 9 and 17, and Fig. 7 and Fig.
  • An array of X-ray detector units as shown in Fig. 8, Fig. 13, Fig. 16, and Fig. 23 may be used.
  • the arrows shown in Fig. 1 indicate the flow of data and the flow of control signals.
  • the analog image signal detected by the flat X-ray detector 102 is captured by the imaging data After being read by 3 and converted into digital signal image data, it is stored in the imaging data collection device 103 and output to the data processing device 104.
  • the imaging data collection device 103 controls the readout of analog image signals from the flat X-ray detector 102 composed of a plurality of X-ray detector units, and controls the console (not shown). Based on the obtained imaging conditions, control of X-ray generation by the X-ray generator 101 and control of the position of the moving device 107 and the flat X-ray detector (control of the imaging position of the subject) are performed.
  • the readout control of the analog image signal from the flat X-ray detector 102 by the imaging data collection device 103 will be described later.
  • the data processing device 103 performs well-known image processing such as contour enhancement and density correction on the input digital image data, and then converts the digital image data converted into a video signal to the image display device 103. Displayed as 0 5.
  • a rotation mechanism for rotating the imaging system composed of the X-ray generator 101 and the flat X-ray detector 102 around the subject 106 is provided.
  • the data processing device 104 performs an operation of rotating the image so as to draw the image and performing the reconstruction of the tomographic image and / or the three-dimensional reconstruction, so that a well-known cone beam CT device can be configured.
  • a cone beam CT device may be configured so that the imaging system is fixed, the moving device 107 is provided with a well-known rotating mechanism, and the subject 106 is rotated. Further, a rotation mechanism may be provided in the imaging system and the moving device 107.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic configuration of an example of the flat X-ray detector and the imaging data collection device according to the first embodiment.
  • X-ray detector unit 102 (201 a), X-ray detector unit 2 (201 b), X-ray detector unit 3 (201 c)
  • the photographing data collection device 103 is composed of a photographing data collection unit 1 (210a), a photographing data collection unit 2 (210b), and a photographing data collection unit 3 (210c). ),..., And the overall photographing control unit 220.
  • X-ray detector unit (201 a, 201 b, 20 1 c,...) Correspond to the photography data collection units (210 a, 210 b, 210 c,...) On a one-to-one basis.
  • the imaging data collection units (210a, 210b, 210c,%) Respectively convert the analog image signals detected by the X-ray detector units (201a, 201b, 201c,%) Collect independently.
  • the configuration and operation of the X-ray detector units (201a, 201b, 201c, ...) and the imaging data collection units (210a, 210b, 210c, %) are described in detail below. I do.
  • Each X-ray detector unit converts the X-ray transmitted through the subject 106 into visible light (optical image), and then converts it into an electrical signal (analog image signal).
  • the detection element unit 202 amplifies the analog image signal. It comprises a detector amplifier section 203 for performing an operation, a signal output section 204 for sending out an amplified analog image signal, and a control section 205 for controlling reading (output) of a signal from the detection element section 202.
  • the detection element unit 202 is made of, for example, a CsI or the like, a scintillator unit for converting an X-ray image into visible light, an amorphous silicon (a-Si), an amorphous cesium ( a- Se), or the like.
  • each X-ray detector unit controls reading of an analog image signal from each photodiode based on a control signal output from an imaging data collection unit corresponding to each X-ray detector unit.
  • the analog image signal read from the detection element unit 202 is amplified by the detector amplifier 203 and then output from the signal output unit 204 to the input amplifier unit 211 of the imaging data collection unit.
  • Each imaging data collection unit amplifies the input analog image signal and changes the input / output characteristics of the signal.
  • the input amplifier section 211 is composed of a linear amplifier.
  • the amplified analog image signal is converted to a digital image signal.
  • AZD converter 212 for converting to signal (image data), frame memory 213 for storing digital image data, input / output of input amplifier 211 based on digital image data stored in frame memory 213
  • the overall radiographing control unit 220 reads out signals from the detection element unit 202 of each X-ray detector unit based on the control signal output from the radiographic data acquisition unit corresponding to each X-ray detector unit ( Control), and a unit that calculates the input / output characteristics of the input amplifier unit 211 based on the data output from the DSP operation unit 214 of each imaging data acquisition unit. It is composed of an external device control unit 221 that controls the X-ray generator and mobile device.
  • the signal output from the detection element unit 202 is amplified by the detector amplifier unit 203, and the signal is output from the signal output unit 204 to the imaging data collection unit. Is output.
  • the analog image signal input to the input amplifier unit 211 is linearly amplified according to the input / output characteristics set by the unit DSP operation unit 214, and converted to a digital image signal by the AZD conversion unit 212. These are sequentially stored in the frame memory of the frame memory section 21 3.
  • the unit 03 arithmetic unit 214 performs a predetermined operation using the signal from the control unit 205 and the digital image data stored in the frame memory unit 212. Output to unit 220.
  • the supervising DSP calculation unit 222 performs a predetermined calculation on the input calculation result, and outputs the calculation result to the unit DSP calculation unit 214.
  • the unit DSP operation unit 214 controls the input / output characteristics (amplification factor) of the input amplifier unit 211 based on the operation result of the overall DSP operation unit 222, and changes the shooting conditions for the next shooting.
  • the input / output characteristics of the input amplifier section 211 are controlled by the imaging data collection unit corresponding to each X-ray detector unit and the overall imaging control unit 220 that integrates each imaging data collection unit. .
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the operation of the imaging data collection device according to the first embodiment, and is a diagram for explaining an example of a positional relationship between an X-ray detection range and a region of interest in each X-ray detector unit. is there.
  • Fig. 4 shows the photographing data of the first embodiment.
  • Fig. 4 is a diagram for explaining the operation of the data collection device, showing an example of positions where the AZD-converted pixels of the X-ray image of the region of interest captured by each X-ray detector unit have a maximum value and a minimum value. is there.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the operation of the imaging data collection device according to the first embodiment, and is a diagram for explaining an example of a positional relationship between an X-ray detection range and a region of interest in each X-ray detector unit. is there.
  • Fig. 4 shows the photographing data of the first embodiment.
  • Fig. 4 is a diagram for explaining the operation of the data collection device, showing an example
  • the flat X-ray detector 102 is composed of an X-ray detector unit 1 (201a), an X-ray detector unit 2 (201b), and an X-ray detector unit 3 (201c). , X-ray detector unit 4 (2 O ld),..., the imaging data collection unit 103 force imaging data collection unit 1 (210 a), imaging data collection unit 2 (210 b), imaging data collection unit 3 (210c) and an imaging data collection unit 4 (210d). That is, the case where there are four X-ray detector units and four imaging data collection units will be described.
  • the operation of the imaging data collecting apparatus described below can be applied to a measuring apparatus using the flat X-ray detector 102 including one or more X-ray detector units.
  • the supervising DSP calculation unit 222 determines the region of interest 3 10 for each imaging data collection unit to which each unit DSP calculation unit 214 belongs.
  • the range is output to each unit DSP calculation unit 214.
  • the examiner fixes the region of interest 310 at a specific position on the detector range (imaging range) 311 of the flat X-ray detector 102.
  • An example is shown in which the examiner designates the region of interest. However, as described later, the examiner can also designate the position of the region of interest 310 by changing the position for each photographing.
  • the unit DSP operation unit 214 of each imaging data acquisition unit reads out digital image data from the frame memory unit 213 (Step 302), and is detected by each X-ray detector unit, and each corresponding imaging unit is read.
  • the maximum value ⁇ 'and the minimum value MIN' can be determined in addition to the above methods. For example, the maximum value (MAX 2) and minimum value of the X-ray detector unit of interest, for example, X-ray detector unit 2
  • the value (MIN2) may be selected.
  • the estimation of the maximum value MAXe and the minimum value MINe of the pixel value in the region of interest 310 in the next imaging is performed, for example, by calculating the maximum value MAX 'and the minimum value MIN' obtained by the previous imaging. It is performed by extrapolation and interpolation using polynomial approximation (this is a general prediction method and the description is omitted).
  • the overall DSP calculation unit 222 determines the X-ray conditions in the next imaging, and sends the X-ray conditions to each unit DSP calculation unit 214.
  • the X-ray generation conditions are output to the external device control unit 221 to change the X-ray generation conditions (step 305).
  • the X-ray conditions in the next imaging are determined, for example, so as to be proportional to the reciprocal of the square root of the estimated minimum value MI Ne, or so that the estimated minimum value MI Ne is constant.
  • An amplification factor that matches the input range of the AZD converter 211 with the output range of the input amplifier 211 is determined, and the input / output characteristics of the input amplifier 211 are changed based on the determined amplification factor (Step 306). ). After that, the X-ray image is captured, and the captured data is taken into the frame memory unit 21 again.
  • step 301 to step 306 The processes from step 301 to step 306 described above are sequentially performed, and A / D conversion that effectively uses the dynamic range of the AZD converter 212 can be performed at each imaging data collection unit.
  • the digital image data for display is sequentially read out from the frame memory unit 213 by an image data readout unit (not shown) before the next imaging starts, and converted to standard X-ray conditions and amplifier conditions. After being processed, it is stored in an image data storage unit (not shown), and is output to the data processing device 104 and displayed after image processing.
  • FIG. 6 shows an example of the input / output characteristics of the input pump section for optimizing the readout of the image signal of the aperture of the region of interest detected by the two X-ray detector units in the first embodiment.
  • the X axis indicates the input of the input amplifier section 211
  • the y axis indicates the output of the input amplifier section 211.
  • the maximum value ( maxl , max2 ) of the analog image signal of the region of interest detected by X-ray detector unit 1 and X-ray detector unit 2 is converted to the AZD converter 21
  • the minimum value (mini, min 2) is converted to the maximum value (minimum digital value, MSB) that can be converted to analog / digital by the A / D converter.
  • FIG. 7 The relationship between the input value and the output value of the amplifier for each setting is shown in Fig. 7).
  • input of imaging data collection unit 1 corresponding to X-ray detector unit 201 a (min 1 to maxl)
  • input of imaging data collection unit 2 corresponding to X-ray detector unit 201 b (Min2 to max2) is converted to an output in the same range from LSB to MSB.
  • a straight line connecting the point (min1, LSB) and the point (maxl, MSB) 40 1 indicates the input / output characteristics of the input amplifier section of the imaging data collection unit 1, and the point (min2, LSB) and the point
  • a straight line 402 connected to (max 2, MS B) indicates the input / output characteristics of the input amplifier of the imaging data collection unit 1.
  • each imaging data collection unit is generally used.
  • the input / output characteristics differ for each input amplifier unit, and the values input to the A / D converter of each imaging data collection unit differ for each imaging data collection unit and each imaging.
  • the unit DSP operation unit 214 and the overall DSP operation unit 222 transmit digital image data after A / D conversion for each imaging data collection unit and each imaging.
  • Amplifier input / output characteristics with respect to preset standard X-ray and amplifier conditions in the example shown in Fig. 6, the value after mini A / D conversion (converted minimum digital value) is DM IN, max 2 When the value after A / D conversion (converted maximum digital value) is DMAX, the proportional relationship indicated by the chain line 403 connecting the point (mini, DM IN) and the point (max 2, DMAX) The function is converted into digital image data that has been amplified and AZD-converted by the input amplifier section with (re-conversion).
  • the value after mini A / D conversion is DM IN
  • max 2 When the value after A / D conversion (converted maximum digital value) is DMAX, the proportional relationship indicated by the chain line 403 connecting the point (mini, DM IN) and the point (max 2, DMAX)
  • the function is converted into digital image data that has been amplified and AZD-converted by the input amplifier section with (re-conversion).
  • the maximum and minimum digital values of the A / D converter (MS B, LSB) (indicated by ⁇ (open circles)) are the converted maximum and minimum digital values (DMAX, DM IN) (indicated by reference (black circle)).
  • MS B, LSB the maximum and minimum digital values of the A / D converter
  • DMAX, DM IN the converted maximum and minimum digital values
  • reference black circle
  • the parameters that characterize the input / output characteristics of the input amplifier section 211 are the output level when the input is zero, ie, the offset output, and the increase in the output corresponding to the unit increase of the input, ie, the gain 2 Determine the values of the parameters
  • the input / output characteristics 401 and 402 shown in Fig. 6 can be set.
  • FIGS. 7 and 8 are diagrams for explaining the read-out scanning direction of an analog image signal for each X-ray detector unit in the measuring apparatus according to the first embodiment, and show four square X-ray detectors.
  • a method of reading an analog image signal in a flat X-ray detector 102 constituted by arranging units in a square shape will be described.
  • Fig. 9 is a diagram for explaining the scanning direction in which the analog image signal is read out for each X-ray detector unit in the measuring apparatus according to the first embodiment, in which four square X-ray detector units are used. This section describes how to read analog image signals in a flat X-ray detector arranged in a line.
  • FIG. 10 shows the positional relationship between the rotating surface of the imaging system and the flat X-ray detector in the measuring apparatus according to the first embodiment.
  • the hatched area in FIGS. 7, 8, and 9 indicates the attention area 310.
  • X-ray detector units 1, 2, 3, 4 (201a, 201b, 201c, 201d) are arranged in a square to form a flat X-ray detector 102
  • the X-ray detector unit 1 perpendicular to the rotation plane (xz plane) of the imaging system composed of the X-ray generator 101 and the flat X-ray detector 102 (20 1a) and the position where X-ray detector unit 2 (20 1b) touches, and X-ray detector unit 3 (20 1c) and X-ray detector unit 4 (2 Old) It indicates the position of contact, and the joining line 501 parallel to the direction (y direction) perpendicular to the rotation plane of the imaging system, the X-ray detector unit 1 (201a), and the X-ray detector unit 3 (201) c) the position where it touches, and the X-ray detector unit 2
  • the analog image signal can be read from the pixel in the region of interest closest to the center of the field of view, and the image quality of the region of interest 310, which is generally set at a position near the center of the field of view, is degraded. Can be avoided.
  • the analog image signal of the region of interest 310 can be read out in the early time band within the readout frame time, and the maximum value and the minimum value in the step 303 shown in FIG. 5 can be obtained in the early time band.
  • the calculation of the next imaging condition can be executed in an early time zone, the time interval between continuous imaging can be reduced, and the imaging efficiency of X-ray images can be improved.
  • an analog image signal is read in the direction perpendicular to the rotation plane (y direction) from the pixel at the position of the region of interest closest to the joining line 502 and the joining line 501. That is, the analog image signals are simultaneously output in the direction of the arrow shown in FIG. 8 independently for each of the X-ray detector units 1, 2, 3, and 4 (201a, 201b, 201c, 201d). read out.
  • the analog image signals are simultaneously output in the direction of the arrow shown in FIG. 8 independently for each of the X-ray detector units 1, 2, 3, and 4 (201a, 201b, 201c, 201d). read out.
  • Fig. 7 it is possible to prevent the difference in signal attenuation between the X-ray detector units due to the difference in the time band for reading out the analog image signal, and to avoid a decrease in sensitivity correction accuracy.
  • FIG. 9 A rectangular flat X-ray detector composed of four X-ray detector units 1, 2, 3, and 4 (201a, 201b, 201c, 201d) arranged in a straight line
  • a junction indicating the position where the X-ray detector unit 1 (201a) and the X-ray detector unit 2 (201b) at the center of the flat X-ray detector 102 come into contact is shown.
  • the analog image signal is read from the pixel at the position of the region of interest closest to the line 503 and the center axis passing through the center of the side of the rectangle in the y direction and parallel to the X direction. That is, an analog image signal is simultaneously read out in the direction of the arrow shown in FIG.
  • the analog image signal of the region of interest 310 can be read out earlier in the readout frame time, and a flat X-ray detector as in the configuration in Fig. 9
  • the width of the container 102 can be expanded to enable imaging Even when the width is increased, the maximum and minimum values in step 303 shown in Fig. 5 can be obtained in an early time band. As a result, the calculation of the next shooting condition can be executed in an early time zone, and the time interval between continuous shooting can be shortened.
  • an imaging system consisting of an X-ray generator 101 and a flat X-ray detector 102 is integrated, and the imaging system is rotated around the subject.
  • the accuracy of sensitivity correction due to the readout of analog image signals from the flat X-ray detector 102 is reduced. It is possible to avoid ring artifacts on the reconstructed tomographic image.
  • the analog image signal readout shown in Fig. 8 is applied, readout can be performed from the vicinity of the midplane during reconstruction, and the region of interest set near the midplane is within the readout frame time. Can be read in the early time zone.
  • each X-ray detector unit can be arranged in a direction parallel to the plane of rotation (X direction) to create a horizontally long field of view, and a reconstructed image (CT image) ) Can be expanded.
  • CT image reconstructed image
  • the circle in the Xz plane indicates the rotation orbit 108 around the y-axis of the imaging system (the inspection object 106 is not shown).
  • FIG. 11 is a plan view showing an example of the X-ray detector unit according to the first embodiment.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view taken along a line AA shown in FIG.
  • Fig. 13 is a plan view of a flat X-ray detector constructed using the X-ray detector unit shown in Fig. 11.
  • the X-ray detector unit 201 ' is composed of a light-receiving element array unit 611, in which a plurality of light-receiving elements are arranged in the X-axis and Y-axis directions. It consists of a control readout circuit 603 for reading out the reflected light and a control circuit 602 for controlling the operation of the light receiving element.
  • a control readout circuit 603 for reading out the reflected light
  • a control circuit 602 for controlling the operation of the light receiving element.
  • the X-ray detector unit 201 controls the operation of the light-receiving element array 61 and the light-receiving element array 61 on the upper surface of the substrate 604.
  • a control circuit 602 is provided.
  • Photodetector array A well-known scintillator 605 for converting an X-ray image into an optical image is disposed above the 601.
  • An X-ray shield 606 for preventing X-rays from being directly irradiated to the control circuit 602 is arranged above the control circuit 602.
  • the X-ray shield 606 is also arranged above the area where the control readout circuit 603 is arranged.
  • An X-ray shield 606 is arranged at the top of the circuit, and a dead area where X-rays cannot be detected is arranged at the end of each of the four sides.
  • the center of the region of interest 310 is set to the center 905 of the flat X-ray detector 102, so that in imaging, image information may be lost due to the dead region. Absent.
  • the size of the flat X-ray detector 102 is limited by the size of the X-ray detector unit 201 'used.
  • pixel values of a plurality of pixels in the vicinity of a pixel where image information is missing can be used for minor image information missing due to damage to a light receiving element or scintillator loss. It can be used to perform processing such as estimating pixels for which image information is missing by interpolation or substitution, thereby avoiding the effect on the displayed X-ray image.
  • FIG. 14 is a plan view of another configuration example of the X-ray detector unit.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view taken along the line BB shown in FIG. Fig. 17 is a plan view of a flat X-ray detector constructed using the X-ray detector unit shown in Fig. 14.
  • a light receiving element array 601 is formed on an upper surface of a substrate 604, and a scintillator 605 is disposed above the light receiving element array 601.
  • the control circuit 602 is arranged on the lower surface side of the substrate 604 near the side of the substrate 604, and a signal line (wiring) 701 is arranged on the side surface of the substrate 604. 0 2 and the light receiving element array 6 0 1 are connected.
  • the control reading circuit 603 is also arranged on the lower surface side of the substrate 604 near the side of the substrate 604.
  • the signal line (wiring) 701 is arranged on the lower surface of the scintillator 605 so as not to protrude into the space outside the scintillator 605.
  • the light-receiving element array 600 was placed on the entire surface of the X-ray detector unit 201 '. The dead zone where X-rays cannot be detected can be eliminated.
  • a flat X-ray detector can be constructed by arranging four or more X-ray detector units adjacent to each other.
  • the center of the region of interest 310 is usually located at the center of the flat X-ray detector 905, and the detection element of the flat X-ray detector is close to the center of the region of interest 310.
  • the analog image signals are sequentially read out.
  • the X-ray detector unit 201 ' is arranged in a square and the field of view of the flat X-ray detector can be expanded.
  • the unit units 201 ' are arranged in a line, making it less susceptible to scattered radiation, and preventing the deterioration of X-ray image quality.
  • the viewing angle of the flat X-ray detector 102 can be expanded by using more X-ray detector units 201 '.
  • FIG. 18 is a plan view of another configuration example of the X-ray detector unit.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view taken along a line BB shown in FIG. Fig. 2 is a cross-sectional view of an X-ray detector unit using a light receiving element array having an area smaller than the light receiving element array area shown in Fig. 19;
  • the X-ray detector unit 201 ′ has a light-receiving element array 601 formed on the upper surface of the substrate 604, and an end near the side of the substrate 604.
  • the control circuit 602 is disposed in the control circuit.
  • a fiber plate 801 is arranged above the light receiving element array 601, and a scintillator 605 having the same size as the substrate 604 is arranged above the fiber plate 801. It is.
  • An X-ray shield 606 is arranged above the control circuit 602.
  • the area of the fiber plate 801 on the side in contact with the scintillator 605 is the same as the area of the scintillator.
  • the fiber plate 801 and the light receiving element array 601 are arranged such that the fiber in contact with the scintillator 605 contacts the entire light receiving element array 601.
  • the light generated by the X-rays incident on the area where the control circuit 62 is arranged can be guided to the light-receiving element array 611, similar to the X-ray detector unit shown in Fig. 14. , X-rays incident on the scintillator 605 can be detected. Accordingly, as shown in FIGS. 16 and 17, four or more X-ray detector units 201 ′ can be arranged adjacent to each other. No. 2 As shown in Fig. 0, even when the area of the light receiving element array 601 is smaller than the area of the scintillator 605, the area of the fiber plate 801 on the side in contact with the scintillator 605 can be reduced.
  • the area of the fiber plate 801, which is the same as the area of the scintillator 605, and the side of the fiber plate 801, which is in contact with the light-receiving element array 601, is the same as the area of the light-receiving element array 61, and the configuration shown in Fig. The effect is obtained.
  • the light-receiving element is a photodiode, a common electrode connected to one end of the photodiode, a TFT switch connected to the source at the other end of the photodiode, and a gate line connected to the gate electrode of the TFT switch.
  • a signal line is connected to the drain electrode of the TFT switch.
  • a plurality of light receiving elements are arranged in the direction in which the gate line and the signal line extend, forming a light receiving element array. For example, the size of the light receiving element is 130 / xmx 130 / m.
  • the gate line and signal line of each light receiving element are connected to the gate and signal line of the light receiving element arranged adjacent to each other, and are connected to the control circuit and the control readout circuit arranged at the end of the light receiving element array.
  • the common electrode is also connected to the common electrode of the light receiving element arranged adjacently.
  • the X-ray shield 606 is arranged so as to cover the gate electrode portion in order to prevent malfunction of the TFT switch portion due to X-ray irradiation.
  • the TFT switch On one side of the glass substrate (the side on which visible light is incident), a well-known photolithography technology is used to convert the visible light into analog electric signals, and the output of electric signals to signal lines.
  • a TFT switch part for switching the gate, a gate line for controlling the switching of the FT switch, and the like are formed.
  • a gate electrode made of an aluminum alloy is formed on a glass substrate, and a gate insulating film of silicon nitride is formed to cover the gate electrode.
  • An amorphous silicon channel layer is formed on the gate insulating film, and an aluminum alloy drain electrode and source electrode are formed on the channel layer.
  • An insulating film of silicon nitride is formed on these drain and source electrodes, and an X-ray shield 606 is formed thereon.
  • an insulating film formed integrally with the silicon nitride gate insulating film is formed on a glass substrate, and an aluminum alloy common electrode is formed on the insulating film.
  • An amorphous silicon (a-Si: H) photoconductive film is formed on the common electrode, and a transparent electrode made of ITO is formed on the upper surface of the photoconductive film.
  • the common electrode, photoconductive film, and transparent electrode are covered with a silicon nitride insulating film.
  • connection film is formed on the insulating film up to the source electrode region, and one end of the connection film is connected to the transparent electrode by a contact hole provided in the insulating film. The other end of the connection film is connected to the source electrode.
  • a phosphor made of CsI, which converts X-rays into visible light, is placed on the light-receiving side of the light-receiving element.
  • the flat X-ray detector according to Embodiment 1 can be composed of one or more X-ray detector units.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining a schematic configuration of an example of a measuring apparatus using X-rays according to the second embodiment of the present invention, and shows an imaging system and a region of interest when a region of interest is set in a subject.
  • Fig. 22 is a diagram illustrating the positional relationship between the imaging system and the region of interest when the imaging system rotates 180 degrees from the position in Fig. 21.
  • FIG. 23 is a diagram for explaining the schematic configuration of the measuring device using X-rays according to the second embodiment. The imaging system of the position of the region of interest projected on the flat X-ray detector surface is shown in FIG.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a change accompanying rotation.
  • the measuring apparatus has a configuration in which an imaging system in which an X-ray generator 101 and a flat X-ray detector 102 are fixed is rotated around a subject 106. And a cone beam that reconstructs a cross-sectional image of the subject 106 based on multiple X-ray images of the subject 106 taken from a direction of 360 degrees around the subject 106 X-ray CT device.
  • the description of the measurement device of the second embodiment will be limited to the procedure for setting the region of interest in a flat X-ray detector having a different configuration from the measurement device of the first embodiment.
  • Fig. 21, Fig. 22, Fig. 23, 91 is the region of interest set on the subject, and 902 is the projection region projected on the light receiving surface of the flat X-ray detector. Is shown.
  • the region of interest 9 0 1 is set, for example, when the rotation angle of the imaging system is 0 (zero).
  • the X-ray image of is taken and performed based on this X-ray image.
  • the setting of the region of interest 901 is not limited to the above method.
  • the overall DSP operation unit 222 calculates the position of the region of interest 901 in the X-ray image captured in advance and the position of the imaging system based on the calculation. The position of the region of interest 901 may be obtained.
  • the region of interest 901 set in the subject 106 is composed of the four X-ray detectors 102 Among the X-ray detector units, they are detected by X-ray detector unit 1 (201a) and X-ray detector unit 3 (201c).
  • the projection area 902 of the region of interest 901 on the light receiving surface of the X-ray detector unit 1 (201a) and the X-ray detector unit 3 (201c) is shown by the hatched position in Fig. 23. Become.
  • the projection area 902 of the region of interest 901 onto the light receiving surface of the flat X-ray detector is formed by the light receiving surface of the flat X-ray detector according to the rotation of the imaging system. It moves in the direction parallel to the rotation plane (X direction), and reaches the projection position 902 'shown by the dotted line in Fig. 23 when the rotation angle of the imaging system is 180 degrees.
  • the projection area on the light receiving surface of the flat X-ray detector 102 is defined by the position where the X-ray detector unit 1 (201a) and the X-ray detector unit 2 (201b) are in contact with each other.
  • the projection position 902 indicated by oblique lines is symmetric with respect to the joint line 501, which indicates the position where the X-ray detector unit 3 (201d) and the X-ray detector unit 4 (201d) are in contact. Move to the projection position 90 2 'shown by the dotted line. That is, the rotation of the imaging system causes the position of the projection area of the region of interest 901 on the light receiving surface of the flat X-ray detector to repeatedly move in the direction of the arrow in the X direction shown in FIG.
  • each unit DSP calculation unit 214 moves the position of the region of interest 310 set on the flat X-ray detector based on the rotation angle of the imaging system while moving the X-rays.
  • the imaging of the X-ray image performed by setting the region of interest 901 in the subject 106 is not limited to the cone beam CT apparatus, but can be applied to general X-ray measurement called X-ray fluoroscopy or X-ray imaging. In this case, too, the imaging can be executed under the optimum conditions for the region of interest 901 of the subject 106.
  • a region of interest 901 is fixed to a specific object such as a catheter, and an X-ray image that is always visible to the catheter can be acquired. Therefore, the examiner (operator) can easily perform the catheter operation, shorten the time required for catheterization, and reduce the burden on the subject (patient) 106 and the examiner.
  • FIG. 24 is a diagram showing an example of input / output characteristics of the input amplifier of the measuring device according to the third embodiment of the present invention.
  • the X axis indicates the input of the input amplifier section 211
  • the y axis indicates the output of the input amplifier section 211.
  • the configuration of the measuring device of the third embodiment is the same as that of the measuring device of the first or second embodiment except for the input / output characteristics of the input amplifier. Hereinafter, only the input amplifier will be described. As shown in FIG.
  • the input / output characteristics of the input amplifier unit 211 of the imaging data collection unit 1 are non-linear characteristics 1 201, and the imaging data collection unit 2
  • the input / output characteristics of the input amplifier section 211 are given by the nonlinear characteristics 122.
  • the non-linear characteristics include, for example, logarithmic transformation.
  • the input amplifier 211 is a logarithmic amplifier
  • the three parameters that characterize the input / output characteristics 1 201 and 1 202 include logarithmic slope, intercept (logarithmic offset), and offset voltage.
  • the unit 214 determines the three parameters, and the input / output characteristics of the input amplifier unit 211, that is, the conversion characteristics of the A / D conversion unit 212, can be made non-linear as shown in Fig. 24.
  • the examiner expands the dynamic range for the analog image signal corresponding to the vicinity of a specific pixel value of interest and expands the A_ Since the D conversion can be performed, if the range of the analog image signal input to the input amplifier section 211 is in the interval ⁇ shown in Fig. 24, the density resolution near the predetermined pixel value is reduced. Can be improved.
  • A section density resolution at D conversion is high alpha, / 3 as a reference in the concentration resolution, have configured the density resolution of the digital image data obtained by the device (system), segment alpha,] 3 is set near a predetermined pixel value determined by the nonlinear characteristic 123, and the density resolution near the predetermined pixel value is improved. I can do it. '
  • the X-ray detector unit and the imaging data collection unit are provided in a one-to-one relationship.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • a flat X-ray detector 102 is composed of detector units, and it is assumed that the flat X-ray detector 102 consists of multiple X-ray detector units when reading analog image signals.
  • the same effects as described above can be obtained when the data acquisition unit captures analog image signals.
  • the present invention has been described in detail based on the embodiments.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments of the invention, and various changes can be made without departing from the gist of the invention.
  • the typical effects of the present invention will be briefly described as follows.
  • the dynamic range of a measurement device using a flat X-ray detector can be expanded.
  • High-speed imaging can be performed using a flat X-ray detector.
  • the dynamic range of a flat X-ray detector can be used effectively.
  • the image quality of an image measured using a flat X-ray detector can be improved.

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Description

明 細 書
X線を用いた計測装置 技術分野
本発明は， X線を用いた計測装置に関し， 平板状の X線検出器を有する X 線計測装置に好適に適用できる技術に関する。 背景技術
従来の X線を用いた計測装置では， 先ず， 検査対象を透過した X線像を X 線 I I (X線イメージインテンシファイア） で光学像に変換した後， 光学像 をテレビカメラでアナログの画像信号に変換していた。 アナログの画像信号 は， AZD変換器でディジタルの画像信号 （画像データ） に変換された後に， 画像処理回路でフィルタ処理， 輪郭強調等の周知の画像処理が施され， 表示 装置に X線像として表示されていた。 近年， X線を用いた計測装置の小型化 が切望されており， X線源やその電源の改良により装置の小型化が図られて きた。 一方， 一度の撮影でより大面積の X線像を撮像するために， X線 I I， テレビカメラからなる撮像系は大型化しており， 特に， X線 I Iはその基本 原理から装置の小型化の大きな障害となっていた。 この問題を解決する手段 として， 近年， 平板状の X線検出器の開発が精力的になされ， C s i等のシ ンチレ一タで X線像を可視光 （光学像） に変換し， 可視光を a— S i (ァモ ルファスシリコン） 等のフォトダイオードで電気信号に変換した後に， 電気 信号を T FT (Th i n F i l m T r a n s i s t o r) や CMO S (Comp 1 eme n t o r y) 回路で順次読み出す方法が開発されている。 平面状の X線検出器は， 読み出し回路を T F Tで構成する場合には大画面化 が可能であり， 一方， CMOS回路で構成する場合には CMOSの X線検出 器を複数張り合わせて， 大画面の平面状の X線検出器を構成できる。 発明の開示
本発明者は， 従来技術を検討した結果， 以下の問題点を見い出した。 従来 の平板状 X線検出器を用いた計測装置では， ダイナミックレンジが狭いと共 に撮影速度が遅いという問題があった。 第 2 5図， 第 26図， 第 27図， 第 28図は， 従来の X線を用いた計測装置の例の概略構成を説明する図である。 被検体の胸部撮影として， 例えば， 第 27図に示すように関心領域として， 心臓と肺野との両方を含む斜線で示す関心領域 C (90 1 c) を撮像する場 合， 従来の平板状 X線検出器を用いた計測装置では， 関心領域 Cの検出器出 力値の最小値 C l， 最大値 C 2をそれぞれ， AZD変換器のアナログデイジ タル変換可能な最小値 （L S B), 最大値 （MS B) に対応させて， A/D 変換器の能力を最大限に使用していた。 第 28図に示す太線 20 1は， 検出 器出力 （X軸） の値の範囲 （C 1〜C 2) と AZD変換器の入力 （y軸） の 可能な範囲 （LS B〜MS B) との関係を示す。 しかし， このように設定さ れた従来の計測装置の場合， 例えば， 第 2 5図に示すように， 心臓に近い部 分， 即ち画素値が小さい部分 （C 1 ~A 1) しか含まない関心領域 A (90 1 a ) の計測では， AZD変換器には最大値 A 1より大きな値の入力はなく， 同様に， 第 26図に示すように， 肺野で画素値が大きい部分 （B 1〜C 2) しか含まない関心領域 B (90 1 b) の計測では， A/D変換器には最小値 B 1より小さい値の入力はなく， AZD変換器は有効に利用されていない。 このように， 従来の X線を用いた計測装置では， 関心領域の小さな各領域の 計測では， 検出器の検出可能な範囲 （ダイナミックレンジ） が有効に使用さ れていないという問題があつた。
本発明の目的は， 平板状 X線検出器を用いた計測装置のダイナミックレン ジを拡大し， 高速撮影することが可能な技術を提供すること， 平板状 X線検 出器のダイナミックレンジを有効に利用し， 計測される画像の画質の向上が 可能な X線を用いた計測装置を提供することにある。 本発明の代表的な構成 の概要を以下に簡単に説明する。
(1) 本発明の X線を用いた計測装置は， 検出領域が複数の検出器ュニッ トに分割され， 検査対象を透過した X線を検出し， 前記検査対象の関心領域 の X線像を撮像する X線撮像手段と， 前記検出器ュニットから読み出したァ ナログの画像信号を， 前記各検出器ユニット毎に所定の変換条件で， デジタ ルの画像データに変換する変換手段と， 前記所定の変換条件に対応する再変 換条件で， 前記各検出器ュニット毎に得られた前記デジタルの画像データを 変換する再変換手段とを有し， 前記各検出器ュニット毎に最適な変換条件で 前記アナログの画像信号を前記デジタルの画像データに AZD変換し， 前記 各検出器ュニットで検出した前記検査対象の前記関心領域の X線像を順次撮 像することを特徴とする。
( 2 ) 本発明の X線を用いた計測装置は， 検出領域が複数の検出器ュニッ トに分割され， 検査対象を透過した X線を検出し， 前記検査対象の関心領域 の X線像を撮像する X線撮像手段と， 2つの前記検出器ュニットが接する位 置に近い， 前記検出器ュニットの検出素子から順次読み出したアナログの画 像信号を， 前記各検出器ユニット毎に所定の変換条件で， デジタルの画像デ ―タに変換する変換手段と， 前記所定の変換条件に対応する再変換条件で， 前記各検出器ュニット毎に得られた前記デジタルの画像データを変換する再 変換手段とを有し， 前記各検出器ュニット毎に最適な変換条件で前記アナ口 グの画像信号を前記ディジタルの画像データに変換して， 前記各検出器ュニ ットで検出した前記検査対象の X線像に基づいて次の撮像の X線条件を設定 し， 前記検査対象の X線像を順次撮像することを特徴とする。
更に， 上記 （1 )， ( 2 ) の X線を用いた計測装置に於いて， （a ) 予め設 定した前記関心領域の前記アナログの画像信号に基づいて， 前記各検出器ュ ニット毎の前記所定の変換条件を設定する設定手段を有し， 前記各検出器ュ ニットから読み出した前記アナログの画像信号を前記デジタルの画像データ に変換すること， （b ) 前記変換手段は AZD変換器を有し， 前記 A/D変 換器の入力信号の範囲と前記検出器ュニットにより検出される信号の範囲と を一致させたこと， （c ) 前記変換手段は A_/ D変換器を有し， 前記検出器 ュニットにより検出される信号を， 線形増幅する線形増幅手段又は/及び 非線形増幅する非線形増幅手段を有し， 前記線形増幅手段のゲイン及びオフ セットの第 1のパラメータ， 前記非線形増幅手段の入出力特性のゲイン及び 非線形性の第 2のパラメータの何れか， 又は， 前記第 1， 第 2のパラメータ の組み合わせにより， 前記 AZD変換器の動作条件を変化させること，
( d ) ( c ) に於いて， 前記非線形増幅手段は対数増幅手段からなり， 前記 ゲイン及び前記非線形性が， 対数スロープ， インターセプト電圧， オフセッ ト電圧により設定されること， （e ) 前記各検出器ユニット毎に， 予め設定 した前記関心領域に於ける最大値， 最小値を求め， 前記最大値， 前記最小値 に基づいて， 次の撮影の X線条件を求めること， （f ) 前記検査対象に X線 を照射する X線照射手段と前記 X線撮像手段とを前記検査対象の周りに回転 させる回転手段と， 撮像された複数の X線像に基づいて前記検査対象の X線 断層像， 又は 3次元再構成像を再構成する再構成手段とを有すること， ( g ) ( f ) に於いて， 前記回転手段は， 前記 X線照射手段と前記撮像手段 とを前記検査対象の周りに螺旋状に回転移動させる手段であること， （h ) 予め設定した前記関心領域を， 前記検査対象を撮像する方向毎に変化させる 手段を有すること， 等にも特徴を有する。
( 3 ) 本発明の X線を用いた計測装置は， 検出領域が複数の検出器ユニット に分割され， 検査対象を透過した X線を検出し， 前記検査対象の関心領域の X線像を撮像する X線撮像手段と， 2つの前記検出器ユニットが接する位置 に近い， 前記検出器ュニットの検出素子からアナログの画像信号を順次読み 出し， 前記各検出器ュニットで検出した前記検査対象の X線像に基づいて， 次の撮像の X線条件を設定し， 前記検査対象の X線像を順次撮像することを 特徴とする。
上記 （1 ) の構成によれば， 例えば， 複数の X線検出器ユニットを隣接し て配置して構成し見かけ上 1つとした平板状 X線検出器で， 又は， アナログ の画像信号の読み出しを制御して検出領域が複数の X線検出器ュニットから 構成されていると見做した平板状 X線検出器で検査対象の X線像を撮像する 場合に， 先ず， 変換手段が， 各 X線検出器ユニットの検出 （撮像） した関心 領域の X線像に最も適した変換条件で関心領域の画素のアナログの面像信号 をディジタルの画像データに変換し， 次に， 再変換手段が変換条件に基づい て， アナログの画像信号とディジタルの画像デ一タとの問の X線検出器ュニ ット毎に異なる対応関係を， アナログの画像信号とディジタルの画像データ との間に予め X線検出器ュニット毎に設定された対応関係に再変換する。 従 つて， A/D変換器の限られた入力可能な範囲， 即ち， 各 X線検出器ュニッ トのダイナミックレンジを有効に使用でき， 限られた入力可能な範囲の AZ D変換器を用いた場合でも， 画像の分解能を低下させず装置としてのダイナ ミックレンジを拡大できる。 また， X線像， 即ち計測画像の画質を向上でき る。 更に， 一つの画像を分割して読み出すので， 読み出しの高速化が可能と なり， 高速撮影が可能となる。
上記 （2 ) の構成によれば， 例えば， 複数の X線検出器ユニットを隣接し て配置して構成し見かけ上 1つとした平板状 X線検出器で， 又は， アナログ の画像信号の読み出しを制御して検出領域が複数の X線検出器ュニットから 構成されていると見做した平板状 X線検出器で検査対象の X線像を撮像する 場合に， 隣接する 2つの X線検出器ユニットが接する位置に最も近い， 関心 領域の画素からアナログの画像信号が順次読み出され， 変換手段が各 X線検 出器ユニットの検出 （撮像） した関心領域の X線像に最も適した変換条件で 関心領域の画素のアナログの画像信号をディジタルの画像データに変換する。 即ち， 関心領域外のアナ口グの画像信号の読み出しをしないので X線像の高 速撮影が可能となる。 次に， 再変換手段が変換条件に基づいて， アナログの 画像信号とディジタルの画像データとの間の X線検出器ュニット毎に異なる 対応関係を， アナ口グの画像信号とディジタルの画像データとの間に予め X 線検出器ユニット毎に設定された対応関係に再変換する。 従って， A/D変 換器の限られた入力可能な範囲， 即ち各 X線検出器ュニットのダイナミック レンジを有効に使用でさ， 限られた入力可能な範囲の A/ D変換器を用いた 場合でも， 画像の分解能を低下させず， 装置としてのダイナミックレンジを 拡大できる。 上記 （3 ) の構成によれば， 複数の X線検出器ユニットから構成された平 板状 X線検出器では， 2つの X線検出器ュニッ卜が接する位置を結ぶ線は平 板状 X線検出器の中心付近に設定される。 また， 検者が X線像に関心領域を 設定する場合， X線像の中心付近に設定する場合が多い。 平板状 X線検出器 からアナログの画像信号を読み出す際， 平板状 X線検出器の中心付近で， 2 つの X線検出器ュニットが接する位置を結ぶ線に最も近い， 関心領域の画素 から順次， アナログの画像信号を読み出す。 従って， 関心領域外のアナログ の画像信号の読み出しをしないので高速撮影が可能となる。 図面の簡単な説明
第 1図は， 本発明の実施の形態 1の X線を用いた計測装置の例の概略構成 を説明する図である。
第 2図は， 実施の形態 1の平板状 X線検出器， 撮影データ収集装置の例の概 略構成を説明する図である。
第 3図は， 実施の形態 1の撮影データ収集装置の動作を説明する図であり， 各 X線検出器ュニットでの X線検出範囲と関心領域との位置関係の例を説明 する図である。
第 4図は， 実施の形態 1の撮影データ収集装置の動作を説明する図であり， 各 X線検出器ュニットで撮像された関心領域の X線像の AZD換算後の画素 が最大値， 最小値となる位置の例を示す図である。
第 5図は， 実施の形態 1の撮影データ収集装置の動作を説明する図であり， 撮影データ収集装置の動作を説明するフローの例である。
第 6図は， 実施の形態 1に於いて， 2つの X線検出器ユニットで検出される 関心領域のアナログの画像信号を読み出しを最適化する入力アンプ部の入出 力特性の一例を示す図である。
第 7図， 第 8図は， 実施の形態 1の計測装置に於ける X線検出器ユニット毎 のアナ口グの画像信号の読み出し走査方向を説明する図であり， 正方形の 4 個の X線検出器ュニットを正方形に配列して構成する平板状 X線検出器 1 0 2に於けるアナログの画像信号の読み出し方法を示す図である。
第 9図は， 実施の形態 1の計測装置に於ける X線検出器ュニット毎のアナ口 グの画像信号の読み出し走査方向を説明する図であり， 正方形の 4個の X線 検出器ュニットを一列に配列して構成する平板状 X線検出器に於けるアナ口 グの画像信号の読み出し方法を示すである。
第 1 0図は， 実施の形態 1の計測装置に於ける撮像系の回転面と平板状 X線 検出器との位置関係を示すである。
第 1 1図は， 実施の形態 1の X線検出器ユニットの例を示す平面図である。 第 1 2図は， 第 1 1図に示す A— A線に於ける断面図である。
第 1 3図は， 第 1 1図に示す X線検出器ュニットを用いて構成する平板状 X 線検出器の平面図である。
第 1 4図は， X線検出器ュニットの他の構成例の平面図である。
第 1 5図は， 第 1 4図に示す B— B線に於ける断面図である。
第 1 6図， 第 1 7図は， 第 1 4図に示す X線検出器ユニット用いて構成する 平板状 X線検出器の平面図である。
第 1 8図は， X線検出器ュニットのその他の構成例の平面図である。
第 1 9図は， 第 1 8図に示す B— B線に於ける断面図である。
第 2 0図は， 第 1 9図に示す受光素子アレイの面積より小さい面積の受光素 子アレイを用いる X線検出器ユニッ トの断面図である。
第 2 1図は， 本発明の実施の形態 2の X線を用いた計測装置の例の概略構成 を説明する図であり， 被検体に関心領域を設定する場合の撮像系と関心領域 との位置関係を説明する図である。
第 2 2図は， 撮像系が第 2 1図の位置から 1 8 0度回転する時の撮像系と関 心領域との位置関係を説明する図である。
第 2 3図は， 実施の形態 2の X線を用いた計測装置の概略構成を説明する図 であり， 平板状 X線検出器面に投影される関心領域の位置の撮像系の回転に 伴う変化を説明する図である。
第 2 4図は， 本発明の実施の形態 3の計測装置の入力アンプの入出力特性の 例を示す図である。
第 2 5図， 第 2 6図， 第 2 7図， 第 2 8図は， 従来の X線を用いた計測装置 の例の概略構成を説明する図である。 発明を実施するための最良の形態
以下， 本発明の実施の形態 （実施例） を図面を参照して詳細に説明する。 なお， 発明の実施の形態を説明する全図に於いて， 同一機能を有するものは 同一符号を付して， その繰り返しの説明は省略する。
(実施の形態 1 )
〈装置の全体構成の説明〉
第 1図は， 本発明の実施の形態 1の X線を用いた計測装置の例の概略構成 を説明する図である。 X線を用いた計測装置 （以下， 「計測装置」 と略記す る） では， X線発生装置 1 0 1と平板状 X線検出器 1 0 2 (複数の平板状の X線検出器ユニット 2 0 1 a , 2 0 1 b , 2 0 1 c , 2 0 1 d , …から構成 される） とが被検体 1 0 6を挟んで対向して配置され， X線発生装置 1 0 1 から放射される X線が被検体 1 0 6に照射され， 被検体 1 0 6を透過した X 線を平板状 X線検出器 1 0 2で検出され， 被検体 1 0 6に関する X線像が撮 像される。 検者 （図示せず） は， 例えば， 制御室から被検体 1 0 6を搭載す る移動装置 1 0 7の位置， X線発生装置 1 ◦ 1と平板状 X線検出器 1 0 2と からなる撮像系の位置をそれぞれ制御して， 被検体 1 0 6と撮像系との相対 的な位置関係を変更して， X線像の撮像位置を変更できる。 第 1図では， 移 動装置 1 0 7へ被検体 1 0 6を設定する体位を仰臥位とした力 立位や横臥 位等の他の体位でも良い。 第 1図に示す平板状 X線検出器 1 0 2の構成は， 第 9図， 第 1 7図に示すような X線検出器ユニットの配列の例を示すが， 後 述する第 7図， 第 8図， 第 1 3図， 第 1 6図， 第 2 3図に示すような X線検 出器ュニットの配列であっても良い。
第 1図に示す矢印は， データの流れ， 制御信号の流れを示す。 平板状 X線 検出器 1 0 2で検出されたアナログの画像信号は， 撮影データ収集装置 1 0 3により読み出されディジタル信号の画像データに変換された後に， 撮影デ ータ収集装置 1 03に格納されると共に， データ処理装置 1 04に出力され る。 撮影データ収集装置 1 03は， 複数の X線検出器ユニットから構成され る平板状 X線検出器 1 0 2からのアナログの画像信号の読み出し制御を行う と共に， 操作卓 （図示せず） 力 入力された撮影条件に基づいて， X線発生 装置 1 0 1の X線発生の制御， 移動装置 1 0 7及び平板状 X線検出器の位置 の制御 （被検体の撮影位置の制御） を行う。 なお， 撮影データ収集装置 1 0 3による平板状 X線検出器 1 0 2からのアナログの画像信号の読み出し制御 については， 後述する。 データ処理装置 1 03では， 入力されたディジタル の画像データに対して， 輪郭強調， 濃度補正等の周知の画像処理を行った後 に， ビデオ信号に変換されたディジタルの画像データが画像表示装置 1 0 5 に表示される。
なお， X線発生装置 1 0 1と平板状 X線検出器 1 0 2とからなる撮像系を， 被検体 1 06の周囲で回転させる回転機構を設けて， 撮像系が回転軌道 1 0 8を描くように回転させ撮像を行い， 断層像の再構成又は/及び 3次元再構 成を行う演算をデータ処理装置 1 04で実行して， 周知のコーンビーム CT 装置を構成できる。 また， 撮像系を固定し， 移動装置 1 0 7に周知の回転機 構を設け， 被検体 1 06を回転させる構成として， コーンビーム CT装置を 構成しても良い。 更に， 撮像系， 及び移動装置 1 0 7に回転機構を設けても 良い。
〈読み出し制御の説明〉
第 2図は， 実施の形態 1の平板状 X線検出器， 撮影データ収集装置の例の 概略構成を説明する図である。 平板状 X線検出器 1 0 2は， X線検出器ュニ ット 1 (20 1 a)， X線検出器ユニット 2 (20 1 b)， X線検出器ュニッ ト 3 (20 1 c), …から構成され， 撮影データ収集装置 1 03は， 撮影デ ータ収集ユニット 1 (2 1 0 a)， 撮影データ収集ユニット 2 (2 1 0 b), 撮影データ収集ユニット 3 (2 1 0 c), …， 及び， 統括撮影制御ユニット 220から構成される。 X線検出器ユニット （20 1 a， 20 1 b， 20 1 c， ···) は， それぞれ撮影データ収集ュニット （210 a， 210 b， 2 10 c, ·■·) が 1対 1で対応している。 撮影データ収集ユニット （210 a， 210 b, 210 c, ···) は， それぞれ X線検出器ュニット （ 201 a， 2 01 b, 201 c, ···) により検出されたアナログの画像信号を独立して収 集する。 以下， X線検出器ュニット （201 a， 201 b, 201 c, ···)， 撮影データ収集ュニット （210 a， 210 b， 210 c, ···) の構成， 及 び動作を詳細に説明する。
各 X線検出器ユニットは， 被検体 106を透過した X線を可視光 （光学 像） に変換した後， 電気信号 （アナログの画像信号） に変換する検出素子部 202, アナログの画像信号を増幅する検出器アンプ部 203， 増幅された アナログの画像信号を送り出す信号出力部 204， 検出素子部 202から信 号の読み出し （出力） を制御する制御部 205から構成される。 検出素子部 202は， 例えば， C s I等からなり X線像を可視光に変換するシンチレ一 タ部， 非晶質シリコン （a— S i) や非晶質セシウム （a — S e) 等からな り可視光をアナログの画像信号に変換する複数のフォトダイオード部， 各フ ォトダイオードが検出するアナログの画像信号の読み出しを制御する薄膜ト ランジスタで構成されるスィツチ部から構成される。 各 X線検出器ュニット の制御部 205は， 各 X線検出器ュニットに対応する撮影データ収集ュニッ トから出力される制御信号に基づいて， 各フォトダイオードからのアナログ の画像信号の読み出し制御を行う。 検出素子部 202から読み出されたアナ ログの画像信号は， 検出器アンプ 203で増幅された後に， 信号出力部 20 4から撮影データ収集ュニットの入力アンプ部 21 1に出力される。
各撮影データ収集ュ-ットは， 入力されたアナログの画像信号を増幅する と共に信号の入出力特性を変化させる線形アンプからなる入力アンプ部 21 1， 増幅されたアナログの画像信号をディジタルの画像信号 （画像データ） に変換する AZD変換部 21 2， ディジタルの画像データを格納するフレー ムメモリ部 213， フレームメモリ部 21 3に格納されたディジタルの画像 データに基づいて入力アンプ部 21 1の入出力特性を決定する演算の一部を 行うと共に X線検出器ュニットからのアナログの画像信号の読み出しを制御 するュニット D S P演算部 2 1 4等から構成される。 統括撮影制御ュニット 2 2 0は， 各 X線検出器ュニットに対応する撮影データ収集ュニットから出 力される制御信号に基づく各 X線検出器ュニットの検出素子部 2 0 2から信 号の読み出し （出力） の制御， 及び各撮影データ収集ユニッ トのユニット D S P演算部 2 1 4から出力されるデ一タに基づいて入力アンプ部 2 1 1の入 出力特性を決定する演算を行う統括 D S P演算部 2 2 2， X線発生装置や移 動装置等を制御する外部機器制御部 2 2 1から構成される。
上記したように， 各 X線検出器ユニットでは， 検出素子部 2 0 2から出力 された信号は， 検出器アンプ部 2 0 3で増幅され， 信号出力部 2 0 4から撮 影データ収集ュニットへ出力される。 入力アンプ部 2 1 1に入力されたアナ ログの画像信号は， ュニット D S P演算部 2 1 4で設定された入出力特性に 従って線形増幅され， AZD変換部 2 1 2でディジタルの画像信号に変換さ れ， 順次， フレームメモリ部 2 1 3のフレームメモリに格納される。 ュニッ ト0 3 演算部2 1 4は， 制御部 2 0 5からの信号， フレームメモリ部 2 1 3に格納されたディジタルの画像データを用いて所定の演算を行い， 演算結 果を統括撮影制御ュニット 2 2 0に出力する。 統括 D S P演算部 2 2 2は入 力された演算結果に対して所定の演算を行い， 演算結果をュニット D S P演 算部 2 1 4に出力する。 ユニット D S P演算部 2 1 4は， 統括 D S P演算部 2 2 2の演算結果に基づいて入力アンプ部 2 1 1の入出力特性 （増幅率） を 制御して， 次の撮影に対する撮影条件を変更する。 入力アンプ部 2 1 1の入 出力特性の制御は， 各 X線検出器ュニッ卜に対応する撮影データ収集ュニッ トと， 各撮影データ収集ュニットを統合する統括撮影制御ュニット 2 2 0と により行われる。
次に， 第 3図， 第 4図， 第 5図に基づいて， 実施の形態 1の撮影データ収 集装置の動作を説明する。 第 3図は， 実施の形態 1の撮影データ収集装置の 動作を説明する図であり， 各 X線検出器ュニットでの X線検出範囲と関心領 域との位置関係の例を説明する図である。 第 4図は， 実施の形態 1の撮影デ ータ収集装置の動作を説明する図であり， 各 X線検出器ュニットで撮像され た関心領域の X線像の AZD換算後の画素が最大値， 最小値となる位置の例 を示す図である。 第 5図は， 実施の形態 1の撮影データ収集装置の動作を説 明する図であり， 撮影データ収集装置の動作を説明するフローの例である。 簡単のため以下の説明では， 平板状 X線検出器 102が， X線検出器ュニッ ト 1 (201 a)， X線検出器ユニット 2 (201 b), X線検出器ユニット 3 (201 c), X線検出器ユニット 4 (2 O l d), …から構成され， 撮影 データ収集装置 103力 撮影データ収集ュニット 1 (210 a)， 撮影デ —タ収集ユニット 2 (210 b)， 撮影データ収集ユニット 3 (210 c), 撮影データ収集ユニット 4 (210 d) カ ら構成される例について説明する。 即ち， X線検出器ユニット， 撮影データ収集ユニットがそれぞれ 4個の場合 について説明する。 以下で説明する撮影データ収集装置の動作は， 1以上の X線検出器ュニットからなる平板状 X線検出器 102を用いる計測装置に適 用できる。
第 5図に示すように， 検者が関心領域を設定する （工程 301) と， 統括 DS P演算部 222は， 各ュニット DS P演算部 214が属する撮影データ 収集ュニット毎に関心領域 3 10の範囲を， 各ュニット DS P演算部 214 に出力する。 第 3図， 第 4図， 第 5図に示す例では， 検者は， 平板状 X線検 出器 102の検出器範囲 （撮像範囲） 3 1 1の特定の位置に関心領域 310 を固定して指定する例を示すが， 後述のように， 検者は関心領域 310の設 定の位置を撮影毎に変化させて指定することもできる。
次に， 各撮影データ収集ユニッ トのユニッ ト DS P演算部 214が， フレ —ムメモリ部 213からディジタルの画像データを読み出し （工程 302)， 各 X線検出器ユニットで検出され， 対応する各撮影データ収集ユニットで収 集されたディジタルの画像データの関心領域 3 10の画素値の最大値， 最小 値を抽出する。 即ち， 第 4図に示すように， X線検出器ユニット i ( i =l 〜4) により検出され， 対応する撮影データ収集ユニット i ( i = l〜4) で収集されたディジタルの画像データの関心領域 3 1 0の最大値 MAX i ( i =l〜4)， 最小値 MI N i ( i = l〜4) が求められる。 撮影データ 収集ユニット i ( i = l〜4) の各ユニット DS P演算部 214は， 求めた 最大値 MAX i ( i = 1〜4)， 最小値 M I N i ( i =l〜4) をそれぞれ 標準の X線条件， アンプ条件に換算した最大値 MAX* i ( i =l〜4)， 最 小値 M I N* i ( i = 1 ~4) を求め統括 D S P演算部 220に出力する
(工程 303)。
次に， 統括 DS P演算部 222は， 最大値 MAX* i ( i = l〜4)， 最小 値 MI N* i ( i = l〜4) から， 例えば， 関心領域 3 10に於ける最大値 MAX' =m a x {MAX* i ( i =l〜4)} と最小値 MI N， =m i n
{M I N* i ( i =l〜4)} とを算出する。 更に， 統括 DS P演算部 222 は， 最大値 MAX', 最小値 MI N' から， 次の被検体の撮像での関心領域 3 10に於ける画素値の最大値 MAXe， 最小値 M I Neを推定する （工程 3 04)。 なお， 最大値 ΜΑΧ', 最小値 MI N' の決定法は， 上記の方法以外 に， 例えば， 特に着目する X線検出器ユニット， 例えば X線検出器ユニット 2の最大値 （MAX 2), 最小値 （MI N2) を選択しても良い。 なお， 次 の撮像での関心領域 3 10に於ける画素値の最大値 MAXe, 最小値 M I Ne の推定は， 例えば， 前の撮像により得られた最大値 MAX', 最小値 MI N' のを用いて多項式近似を使用して外挿， 内挿より行う （一般的な予測法 であり説明は省略する。）。
次に， 統括 DS P演算部 222は， 推定した最大値 MAXe, 最小値 M I Neに基づいて， 次の撮像に於ける X線条件を決定し， X線条件を各ュニッ ト D S P演算部 214に出力すると共に， 外部機器制御部 221に出力して X線発生条件を変更する （工程 305)。 次の撮像に於ける X線条件は， 例 えば， 推定した最小値 M I Neの平方根の逆数に比例するように， 又は， 推 定した最小値 MI Neが一定となるように決定される。 X線条件が統括 DS P演算部 222から入力された各ユニット DS P演算部 214は， 先ず， 入 力された X線条件に基づいて各 X線検出器ユニット i ( i = l〜4) で検出 される次の撮像に於ける関心領域 3 10の画素値の最大値， 最小値を求め， 次に， 各撮影データ収集ユニット i ( i == l〜4) のユニット DS P演算部 2 1 4は， 求めた最大値， 最小値から各撮影データ収集ュニット i ( i = 1 ~4) の AZD変換器 2 1 2の入力範囲と入力アンプ 2 1 1の出力範囲とを 一致させる増幅率を求め， これら求めた増幅率に基づいて入力アンプ 2 1 1 の入出力特性を変更する （工程 306)。 この後， X線像の撮像が行われ， 撮像データが再びフレームメモリ部 2 1 3に取り込まれる。
以上説明した工程 3 0 1〜工程 306の処理を順次行い， 各撮影デ一タ収 集ュニットで， AZD変換器 2 1 2のダイナミックレンジを有効に使用する A/D変換ができる。 表示用のディジタルの画像データは， 次の撮影が開始 される前に画像データ読み出し部 （図示せず） によりフレームメモリ部 2 1 3から順次読み出され， 標準の X線条件， アンプ条件に換算された後， 画像 データ格納部 （図示せず） に格納されると共に， データ処理装置 1 04に出 力されて画像処理された後に表示される。
〈アンプ入出力特性の設定法の説明〉
第 6図は， 実施の形態 1に於いて， 2つの X線検出器ユニットで検出され る関心領域のァナ口グの画像信号を読み出しを最適化する入力ァンプ部の入 出力特性の一例を示す図である。 第 6図に於いて， X軸は入力アンプ部 2 1 1の入力を示し， y軸は入力アンプ部 2 1 1の出力を示す。 第 6図に示す例 は， X線検出器ユニット 1， X線検出器ユニット 2で検出される関心領域の アナログの画像信号の， 最大値 （m a x l , ma x 2) を AZD変換部 2 1 2のアナログディジタル変換可能な最大値 （最大ディジタル値， MS B) に， 最小値 (m i n i , m i n 2) を A/D変換部 2 1 2のアナログディジタル 変換可能な最小値 （最小ディジタル値， MLB) に， それぞれ設定する場合 のアンプの入力値と出力値との関係を示す。 入力アンプ部では， X線検出器 ユニット 20 1 aに対応する撮影データ収集ュニット 1の入力 （m i n 1〜 ma x l), X線検出器ュニット 20 1 bに対応する撮影データ収集ュニッ ト 2の入力 （m i n 2〜ma x 2) は， L S B〜MS Bの同じ範囲の出力に 変換される。 点 （m i n 1， L S B) と点 （ma x l , MS B) と結ぶ直線 40 1は， '撮影データ収集ュニット 1の入力アンプ部の入出力特性を示し， 点 （m i n 2， L S B) と点
(ma x 2， MS B) と結ぶ直線 402は， 撮影データ収集ユニット 1の入 力アンプ部の入出力特性を示す。
第 6図から明らかなように， 実施の形態 1の計測装置では， 同一の大きさ のアナログの画像信号が， 各撮影データ収集ュニットの入力アンプ部に入力 する場合でも， 一般に各撮影データ収集ュニットの入力アンプ部毎に入出力 特性が異なり， 各撮影データ収集ュニットの A/D変換部に入力される値は， 各撮影データ収集ユニット毎， 撮影毎に異なる。 例えば， アナログの画像信 号の大きさが DOであっても， AZD変換後の値は△ (白抜きの三角） 印で 示すように異なる。 実施の形態 1の計測装置では， ユニット DS P演算部 2 1 4， 統括 DS P演算部 2 2 2は， 各撮影データ収集ユニット毎， 撮影毎の A/D変換後のディジタルの画像データを， 予め設定された標準の X線条件， アンプ条件に対するアンプ入出力特性 （第 6図に示す例では， m i n iの A /D変換後の値 （換算された最小ディジタル値） を DM I N, ma x 2の A /D変換後の値 （換算された最大ディジタル値） を DMAXとする時， 点 (m i n i , DM I N) と点 （ma x 2， DMAX) を結ぶ鎖線 403で示 される比例関係を表わす関数） を持つ入力アンプ部で増幅し AZD変換した ディジタルの画像データに変換する （再変換する）。 第 6図に示す例では， A/D変換器の最大， 最小ディジタル値 (MS B, L S B) (〇 （白抜きの 丸） 印で示す） は， 換算された最大， 最小ディジタル値 (DMAX, DM I N) (參 （黒丸） 印で示す） に換算される。 この結果， ディジタルの画像デ ータのダイナミックレンジが拡大でき， 即ち計測装置のダイナミックレンジ を容易に拡大できる。 即ち， 比較的安価なビット数が少ない AZD変換器を 使用する構成の AZD変換部 2 1 2でも， 計測装置のダイナミックレンジを 向上できる。 なお， 入力アンプ部 2 1 1の入出力特性を特徴づけるパラメ一 タとして， 入力がゼロの時の出力レベル即ちオフセット出力， 入力の単位増 加分に対応する出力の増加分， 即ちゲインの 2個のパラメータの値を決定し て， 第 6図に示す入出力特性 40 1， 40 2を設定できる。
〈X線検出器ュニット毎の読み出し走査の説明〉
第 7図， 第 8図は， 実施の形態 1の計測装置に於ける X線検出器ユニット 毎のアナログの画像信号の読み出し走査方向を説明する図であり， 正方形の 4個の X線検出器ュニットを正方形に配列して構成する平板状 X線検出器 1 02に於けるアナログの画像信号の読み出し方法を示す。 第 9図は， 実施の 形態 1の計測装置に於ける X線検出器ュニット毎のアナログの画像信号の読 み出し走査方向を説明する図であり， 正方形の 4個の X線検出器ュニットを 一列に配列して構成する平板状 X線検出器に於けるアナログの画像信号の読 み出し方法を示す。 第 1 0図は， 実施の形態 1の計測装置に於ける撮像系の 回転面と平板状 X線検出器との位置関係を示す。 第 7図， 第 8図， 第 9図に 於いて斜線で示す領域は注目領域 3 1 0を示す。
4個の X線検出器ユニット 1， 2， 3， 4 (20 1 a, 20 1 b， 20 1 c, 20 1 d) を正方形に配列して平板状 X線検出器 1 0 2を構成する場合 について説明する。 第 7図に示すように， X線発生装置 1 0 1と平板状 X線 検出器 1 0 2とから構成される撮像系の回転面 （x z面） と垂直な， X線検 出器ユニット 1 (20 1 a) と X線検出器ユニット 2 (20 1 b) とが接す る位置， 及び X線検出器ユニット 3 (20 1 c) と X線検出器ユニット 4 (2 O l d) とが接する位置を表わし， 撮像系の回転面と垂直な方向 （y方 向） に平行な接合線 50 1と， X線検出器ユニット 1 (20 1 a) と X線検 出器ユニット 3 (20 1 c) とが接する位置， 及び X線検出器ユニット 2
(20 1 b) と X線検出器ユニット 4 (2 O l d) とが接する位置を表わし， 撮像系の回転面 （x z面） と平行な接合線 50 2とに最も近い， 位置の関心 領域の画素から， 回転面と平行な方向 （X方向） にアナログの画像信号を読 み出す。 即ち， X線検出器ュニット 1， 2， 3， 4 (20 1 a, 20 1 b, 20 1 c , 20 I d) 毎に独立して， 第 7図に示す矢印の方向に向けてアナ ログの画像信号を同時に読み出す。 各 X線検出器ュニットで独立してアナ口 グの画像信号を同時に読み出すので， アナ口グの画像信号を読み出す時間帶 の相違に起因する X線検出器ュニットの間での信号減衰の差の発生を防止で きる。 この結果， X線検出器ユニットの接合部に於ける感度補正の精度の低 下を回避できる。 第 7図に示す例では， 視野の中心位置に最も近い， 関心領 域の画素からアナログの画像信号の読み出しができ， 視野の中心位置に近い 位置に一般に設定される関心領域 310の画質の低下を回避できる。 更に， 関心領域 310のアナログの画像信号は読み出しフレーム時間内の早い時間 帶に読み出せ， 第 5図に示す工程 303に於ける最大値， 最小値を早い時間 帶に取得できる。 この結果， 次の撮影条件の演算が早い時間帶に実行でき， 連続撮影の時間間隔を短縮でき， X線像の撮像効率を向上できる。
第 8図に示すように， 接合線 502と接合線 501とに最も近い， 関心領 域の位置の画素から， 回転面に垂直な方向 （y方向） にアナログの画像信号 を読み出す。 即ち， X線検出器ユニット 1， 2, 3， 4 (201 a, 201 b， 201 c, 201 d) 毎に独立して， 第 8図に示す矢印の方向に向けて アナログの画像信号を同時に読み出す。 第 7図と同様に， アナログの画像信 号を読み出す時間帶の相違に起因する X線検出器ュニットの間での信号減衰 の差の発生を防止でき， 感度補正の精度の低下を回避できる。
—方， 4個の X線検出器ユニット 1， 2， 3， 4 (201 a， 201 b， 201 c, 201 d) を直線状に配列して構成する矩形の形状の平板状 X線 検出器 102では， 第 9図に示すように， 平板状 X線検出器 102の中心部 の X線検出器ユニット 1 (201 a) と X線検出器ユニット 2 (201 b) とが接する位置を表わす接合線 503と， 上記の矩形の y方向の辺の中心を 通り X方向に平行な中心軸とに最も近い， 関心領域の位置の画素から， アナ ログの画像信号を読み出す。 即ち， X線検出器ユニット 1， 2 (201 a, 201 b) 毎に独立して， 第 9図に示す矢印の方向に向けてアナログの画像 信号を同時に読み出し， 視野の中心位置に最も近い， 関心領域の画素からァ ナログの画像信号の読み出す。 第 7図， 第 8図の構成と同様に， 読み出しフ レーム時間内の早い時間帶に関心領域 3 10のアナログの画像信号を読み出 せ， 第 9図の構成のように平板状 X線検出器 102の幅を広げ， 撮像可能な 幅を拡大する場合にも， 第 5図に示す工程 3 0 3に於ける最大値， 最小値を 早い時間帶で取得できる。 この結果， 次の撮影条件の演算が早い時間帶に実 行でき， 連続撮影の時間間隔を短縮できる。
第 1 0図に示す撮像系に於いて， X線発生装置 1 0 1と平板状 X線検出器 1 0 2とからなる撮像系を一体化し， 撮像系を被検体の周囲に回転させる周 知のコーンビーム C T装置に， 第 7図， 第 8図， 第 9図を適用する場合， 平 板状 X線検出器 1 0 2からのアナログの画像信号の読み出しによる感度捕正 の精度の低下を回避でき， 再構成された断層画像上でリングアーチファタト の発生を回避できる。 特に， 第 8図に示すアナログの画像信号の読み出しを 適用する場合， 再構成時の於けるミッドプレーン近傍から読み出しが実行で き， ミツドプレーンに近い位置に設定される関心領域は， 読み出しフレーム 時間内の早い時間帶に読み出せる。 この結果， 関心領域の画素値の最大値， 最小値を早い時間帶に取得でき， 次の撮影条件の演算が早い時間帶に実行で き， 連続撮影の時間間隔を短縮できる。 第 9図に示すアナログの画像信号の 読み出しを適用する場合， 各 X線検出器ユニットを回転面に平行な方向 （X 方向） に配置して， 横長の視野を作り出せ， 再構成像 （C T像） の視野を拡 大できる。 なお， 第 1 0図に於いて， X z面内の円は撮像系の y軸を中心と する回転軌道 1 0 8を示す （検査対象 1 0 6は図示せず)。
〈平板状 X線検出器の構成の説明〉
第 1 1図は， 実施の形態 1の X線検出器ュニットの例を示す平面図であり， 第 1 2図は， 第 1 1図に示す A— A線に於ける断面図であり， 第 1 3図は， 第 1 1図に示す X線検出器ュニットを用いて構成する平板状 X線検出器の平 面図である。 第 1 1図に示すように， X線検出器ユニット 2 0 1 ' は， 複数 の受光素子を X軸， Y軸方向に配列する受光素子アレイ部 6 0 1 , 各受光素 子アレイに蓄積された光を読み出す制御読出回路 6 0 3， 受光素子の動作を 制御する制御回路 6 0 2からなる。 第 1 2図に示すように， X線検出器ュニ ット 2 0 1 ' は， 基板 6 0 4の上面に， 受光素子アレイ 6 0 1， 受光素子ァ レイ 6 0 1の動作を制御する制御回路 6 0 2が配置される。 受光素子アレイ 6 0 1の上部に， X線像を光学像に変換する周知のシンチレータ 6 0 5が配 置される。 制御回路 6 0 2の上部に， X線が制御回路 6 0 2に直接照射され るのを防止する X線シ一ルド 6 0 6が配置される。 X線シールド 6 0 6が， 制御読出回路 6 0 3が配置される領域の上部にも配置される。
複数の X線検出器ュニット 2 0 1 ' を配列して平板状 X線検出器 1 0 2を 構成する場合， 第 1 3図に示すように， 制御回路 6 0 2， 及び制御読出回路 これらの回路部分の上部に X線シ一ルド 6 0 6が配置され， X線の検出がで きない不感領域を 4辺の端部に配置する構成とする。 この結果， 一般に関心 領域 3 1 0の中心は， 平板状 X線検出器 1 0 2の中央部 9 0 5に設定される ので撮像に於いて， 不感領域に起因する画像情報の欠落等が生じない。 第 1 3図に示す構成では， 平板状 X線検出器 1 0 2の大きさは， 使用する X線検 出器ユニット 2 0 1 ' の大きさで制限される。 なお， 実施の形態 1の計測装 置では， 受光素子の破損やシンチレータ欠損等に伴う軽微な画像情報の欠落 に対しては， 例えば， 画像情報が欠落する画素の近傍の複数画素の画素値を 用い， 補間又は代入により画像情報が欠落する画素を推定する等の処理を行 レ、， 表示される X線画像への影響を回避できる。
第 1 4図は， X線検出器ュニッ卜の他の構成例の平面図であり， 第 1 5図 は， 第 1 4図に示す B— B線に於ける断面図であり， 第 1 6図， 第 1 7図は， 第 1 4図に示す X線検出器ュニット用いて構成する平板状 X線検出器の平面 図である。 第 1 5図に示すように， 基板 6 0 4の上面に受光素子アレイ 6 0 1が形成され， 受光素子アレイ 6 0 1の上部にシンチレ一タ 6 0 5が配置さ れる。 制御回路 6 0 2は， 基板 6 0 4の下面側に基板 6 0 4の辺の近傍に配 置され， 基板 6 0 4の側面に信号線 （配線） 7 0 1を配置し， 制御回路 6 0 2と受光素子アレイ 6 0 1とを接続する。 制御回路 6 0 2と同様に， 制御読 出回路 6 0 3も基板 6 0 4の下面側に基板 6 0 4の辺の近傍に配置する。 な お， 信号線 （配線） 7 0 1は， シンチレ一タ 6 0 5の下面に， シンチレ一タ 6 0 5の外部の空間にはみ出さないように配置される。 この結果， 第 1 4図 に示すように， 受光素子ァレイ 6 0 1を X線検出器ュニッ ト 2 0 1 ' の全面 に形成でき， X線が検出できない不感領域の部分をなくせる。 第 1 6図， 第 1 7図に示すように， 4個以上の複数の X線検出器ュニットを隣接して配列 して平板状 X線検出器を構成できる。 この場合にも， 通常， 関心領域 3 1 0 の中心は平板状 X線検出器の中央部 9 0 5の置かれ， 関心領域 3 1 0の中心 に近い， 平板状 X線検出器の検出素子から順次アナ口グの画像信号が読み出 される。 第 1 6図に示す例では， X線検出器ユニット 2 0 1 ' を正方形に配 置して， 平板状 X線検出器を視野を拡大でき， 第 1 7図に示すように， X線 検出器ユニット 2 0 1 ' を一列に配置して， 散乱線の影響を受け難くでき， X線画像の画質の劣化を防止できる。 なお， 第 1 6図， 第 1 7図に於いて， 更に多くの X線検出器ユニット 2 0 1 ' を使用して， 平板状 X線検出器 1 0 2の視野角を拡大できる。
第 1 8図は， X線検出器ユニットのその他の構成例の平面図であり， 第 1 9図は， 第 1 8図に示す B— B線に於ける断面図であり， 第 2 0図は， 第 1 9図に示す受光素子アレイの面積より小さい面積の受光素子アレイを用いる X線検出器ユニッ トの断面図である。 第 1 9図に示すように， X線検出器ュ ニッ ト 2 0 1 ' は， 基板 6 0 4の上面に受光素子アレイ 6 0 1が形成され， 基板 6 0 4の辺の近傍の端部に制御回路 6 0 2が配置される。 受光素子ァレ ィ 6 0 1の上部にファイバ一プレート 8 0 1が配置され， ファイバープレ一 ト 8 0 1の上部に， 基板 6 0 4と同じ大きさのシンチレ一タ 6 0 5が配置さ れる。 制御回路 6 0 2の上部に， X線シールド 6 0 6が配置される。 フアイ バープレート 8 0 1のシンチレータ 6 0 5と接する側の面積は， シンチレ一 タと同じ面積である。 ファイバープレート 8 0 1と受光素子アレイ 6 0 1と は， シンチレータ 6 0 5に接するファイバーが受光素子アレイ 6 0 1の全体 に接するように配置される。 以上の構成により， 制御回路 6 0 2が配置され る領域に入射する X線により発生する光を受光素子アレイ 6 0 1導くことが でき， 第 1 4図に示す X線検出器ユニットと同様に， シンチレ一タ 6 0 5に 入射する X線を検出できる。 従って， 第 1 6図， 及び第 1 7図に示すように， 4個以上の複数の X線検出器ユニット 2 0 1 ' を隣接して配置できる。 第 2 0図に示すように， 受光素子アレイ 6 0 1の面積をシンチレータ 6 0 5の面 積よりも小さくする場合にも， シンチレ一タ 6 0 5に接する側のファイバ一 プレート 8 0 1の面積をシンチレータ 6 0 5の面積と同じくし， 受光素子ァ レイ 6 0 1に接する側のファイバ一プレート 8 0 1の面積を受光素子アレイ 6 0 1の面積と同じく して， 第 1 9図の構成による効果が得られる。
〈受光素子の構造例の概要説明〉
受光素子は， フォトダイオード部， フォトダイオード部の一端側に接続さ れる共通電極， フォトダイオード部の他端側がソース電極に接続される T F Tスィッチ部， T F Tスィッチ部のゲート電極が接続されるゲート線， T F Tスィッチ部のドレイン電極が接続される信号線からなり， 受光素子が， ゲ ―ト線及び信号線の延在方向にそれぞれ複数配列され， 受光素子ァレイを形 成している。 例えば， 受光素の大きさは 1 3 0 /x m X 1 3 0 / mである。 各 受光素子のゲ一ト線及び信号線は， それぞれ隣接して配置される受光素子の ゲート及び信号線に接続され， 受光素子アレイの端部に配置される制御回路 及び制御読み出し回路に接続される。 共通電極も隣接して配置される受光素 子の共通電極に接続される。 実施の形態 1の構成では， X線の照射による T F Tスィツチ部の誤動作の防止のために， ゲート電極部分を覆うように X線 シールド 6 0 6が配置される。
T F Tスィッチ部について先ず説明する。 ガラス基板の一方の面 （可視光 が入射する面の側） に， 周知のフォトリソグラフィ技術により， 可視光をァ ナログの電気信号に変換するフォトダイォード部， 電気信号の信号線への出 力をスィツチングする T F Tスィツチ部， F Tスィツチのスィツチングを制 御するゲート線等を形成する。 T F Tスィッチ部には， ガラス基板上にアル ミ合金からなるゲート電極が形成され， ゲート電極を覆うように， 窒化シリ コンのゲート絶縁膜が形成される。 ゲート絶縁膜の上に， 非晶質シリコンの チャネル層が形成され， チャネル層の上にアルミ合金のドレイン電極， ソー ス電極が形成される。 これらドレイン電極， ソース電極の上に窒化シリコン の絶緣膜が形成され， その上に X線シ一ルド 6 0 6が形成される。 フォトダイオード部には， ガラス基板の上に窒化シリコンのゲート絶縁膜 と一体に形成された絶縁膜が形成され， 絶縁膜の上にアルミ合金の共通電極 が形成される。 共通電極の上に非晶質シリコン （a— S i ： H) の光導電膜 が形成され， 光導電膜の上面に I T Oからなる透明電極が形成される。 共通 電極， 光導電膜， 透明電極は， 窒化シリコンの絶縁膜で覆われている。 フォ トダイォード部の端部には， 絶緣膜の上に接続膜がソース電極の領域に至ま で形成され， 絶縁膜に設けられたコンタク トホールにより， 接続膜の一端が 透明電極と接続されると共に， 接続膜の他端がソース電極に接続される。 受 光素子の受光面側に， C s Iからなり X線を可視光に変換する蛍光体が配置 される。 なお， 実施の形態 1の平板状 X線検出器は， 1以上の X線検出器ュ ニットで構成できる。
(実施の形態 2 )
第 2 1図は， 本発明の実施の形態 2の X線を用いた計測装置の例の概略構 成を説明する図であり， 被検体に関心領域を設定する場合の撮像系と関心領 域との位置関係を説明する図であり， 第 2 2図は， 撮像系が第 2 1図の位置 から 1 8 0度回転する時の撮像系と関心領域との位置関係を説明する図であ り， 第 2 3図は， 実施の形態 2の X線を用いた計測装置の概略構成を説明す る図であり， 平板状 X線検出器面に投影される関心領域の位置の撮像系の回 転に伴う変化を説明する図である。 実施の形態 2の計測装置は， X線発生装 置 1 0 1と平板状 X線検出器 1 0 2とが固定され構成される撮像系を， 被検 体 1 0 6の周囲に回転させる構成とし， 被検体 1 0 6の周囲で 3 6 0度の方 向から被検体 1 0 6を撮像した複数の X線像に基づいて， 被検体 1 0 6の断 層像を再構成するコーンビーム X線 C T装置である。
実施の形態 2の計測装置に関する説明は， 実施の形態 1の計測装置と構成 が異なる平板状 X線検出器に於ける関心領域の設定手順についてのみとする。 第 2 1図， 第 2 2図， 第 2 3図に於いて， 9 0 1は被検体に設定する関心領 域， 9 0 2は平板状 X線検出器の受光面に投影される投影領域を示す。 関心 領域 9 0 1の設定は， 例えば， 撮像系の回転角が 0 (ゼロ） の時に， 被検体 の X線像を撮像し， この X線像に基づいて行う。 関心領域 90 1の設定は， 上記の方法に限定されず， 例えば， 統括 DS P演算部 222が， 予め撮像し た X線像に於ける関心領域 90 1の位置， 撮像系の位置から演算より， 関心 領域 90 1の位置を求めても良い。
撮像系の回転角が 0 (ゼロ） 度の時には， 第 2 1図に示すように， 被検体 1 06に設定した関心領域 90 1は， 平板状 X線検出器 1 02を構成する 4 個の X線検出器ユニットの内， X線検出器ユニット 1 (20 1 a) 及び X線 検出器ユニット 3 (20 1 c) により検出される。 関心領域 90 1の， X線 検出器ユニット 1 (20 1 a) 及び X線検出器ユニット 3 ( 20 1 c ) の受 光面への投影領域 90 2は， 第 23図に斜線で示す位置となる。 次に， X線 像の撮像を開始すると， 撮像系の回転に従って， 関心領域 90 1の平板状 X 線検出器の受光面への投影領域 90 2は， 平板状 X線検出器の受光面で回転 面と平行な方向 （X方向） に移動し， 撮像系の回転角が 1 80度の時に， 第 23図に点線で示す投影位置 90 2' に到達する。 この時， 平板状 X線検出 器 1 02の受光面での投影領域は， X線検出器ユニット 1 (20 1 a) と X 線検出器ユニット 2 (20 1 b) とが接する位置と， X線検出器ユニット 3 (20 1 c) と X線検出器ユニット 4 (20 1 d) とが接する位置とを表わ す接合線 50 1に対して， 斜線で示す投影位置 90 2と線対称な点線で示す 投影位置 90 2' にまで移動する。 即ち， 撮像系の回転により， 関心領域 9 0 1の平板状 X線検出器の受光面への投影領域の位置は， 第 23図に示す X 方向の矢印の方向に移動を繰り返す。
実施の形態 2では， 各ュニット DS P演算部 2 1 4が撮像系の回転角に基 づいて， 平板状 X線検出器に設定する関心領域 3 1 0の位置を移動させなが ら X線像の撮像を実行し， 実施の形態 1の計測装置と同様の効果を達成でき る。 被検体 1 06に関心領域 90 1を設定して行う X線像の撮像は， コーン ビーム CT装置に限定されず， X線透視， X線撮影と呼ばれる一般の X線計 測にも適用可能であり， この場合にも， 被検体 1 06の関心領域 90 1に対 して最適な条件で撮影を実行できる。 更に， 例えば， カテーテル術に代表さ れる I V R透視では， カテーテルという特定の対象物に関心領域 9 0 1を固 定して， カテーテルが常に見易い X線画像を取得できる。 従って， 検者 （術 者） はカテーテル操作を容易に実行でき， カテーテル術に要する時間の短縮 が可能となり， 被検体 （患者） 1 0 6及び検者の負担を軽減できる。
(実施の形態 3 )
第 2 4図は， 本発明の実施の形態 3の計測装置の入力アンプの入出力特性 の例を示す図である。 第 2 4図に於いて， X軸は入力アンプ部 2 1 1の入力 を示し， y軸は入力アンプ部 2 1 1の出力を示す。 実施の形態 3の計測装置 は， 入力アンプの入出力特性を除くその他の構成は， 実施の形態 1又は 2の 計測装置と同じ構成であり， 以下， 入力アンプについてのみ説明する。 第 2 4図に示すように， 実施の形態 3の計測装置では， 撮影データ収集ユニット 1の入力アンプ部 2 1 1の入出力特性が非線形特性 1 2 0 1により， 撮影デ ータ収集ュニット 2の入力アンプ部 2 1 1の入出力特性が， 非線形特性 1 2 0 2により与えられている。 非線形特性として， 例えば， 対数変換がある。 入力アンプ部 2 1 1が対数ァンプの場合， 入出力特性 1 2 0 1， 1 2 0 2を 特徴づける 3個のパラメータとして， 対数スロープ， インターセプト （対数 オフセット）， オフセット電圧があり， ユニット D S P演算部 2 1 4が 3個 のパラメータを決定し， 入力アンプ部 2 1 1の入出力特性， 即ち A/D変換 部 2 1 2の変換特性を第 2 4図に示すように非線形特性にできる。
AZD変換部 2 1 2に於ける変換特性を非線形特性とすると， 検者は， 特 に着目する所定の画素値の付近に対応するアナログの画像信号に対して， ダ イナミックレンジを拡大して A_ D変換できるので， 入力アンプ部 2 1 1に 入力されるアナログの画像信号の範囲が， 第 2 4図に示す区間ひ， βにある 場合には， 所定の画素値の付近での濃度分解能を向上できる。 この時， A, D変換時の濃度分解能が高い区間 α， /3に於ける濃度分解能を基準として， 装置 （システム） で得られるディジタル画像データの濃度分解能を設定して おき， 区間 α， ]3に於ける濃度分解能を， 非線形特性 1 2 0 3により決定さ れる所定の画素値の付近で設定し， 所定の画素値の付近での濃度分解能を向 上できる。'
なお， 以上説明した X線を用いた計測装置では， X線検出器ユニットと撮 影データ収集ュニットとを 1対 1で設ける構成としたが， この構成に限定さ れず， 1個の X線検出器ユニットで平板状 X線検出器 1 0 2を構成し， アナ ログの画像信号の読み出し時に於いて， 平板状 X線検出器 1 0 2が複数の X 線検出器ュニットからなると見做して， 撮影データ収集ュニットがアナログ の画像信号を取り込む場合にも， 先に説明した効果と同様の効果を奏する。 以上， 本発明を実施の形態に基づき詳細に具体的に説明したが， 本発明は， 上記に説明した発明の実施の形態に限定されず， その要旨を逸脱しない範囲 で種々の変更ができる。 本発明の代表的な効果を簡単に説明すると次の通り である。 （1 ) 平板状 X線検出器を用いた計測装置のダイナミックレンジを 拡大できる。 （2 ) 平板状 X線検出器を使用して高速撮影できる。 （3 ) 平板 状 X線検出器のダイナミックレンジを有効に使用できる。 （4 ) 平板状 X線 検出器を用いて計測される画像の画質を向上できる。

Claims

請 求 の 範 囲
1. 検出領域が複数の検出器ユニット （1 0 2 a〜1 0 2 d， 20 1 ') に 分割され， 検査対象 （1 06) を透過した X線を検出し， 前記検査対象の関 心領域 （3 1 0， 90 2, 90 2') の X線像を撮像する X線撮像手段 （ 1 02, 1 03， 3 1 1) と， 前記検出器ユニットから読み出したアナログの 画像信号を， 前記各検出器ユニット毎に所定の変換条件で， デジタルの画像 データに変換する変換手段 （2 1 1， 2 1 2) と， 前記所定の変換条件に対 応する再変換条件で， 前記各検出器ユニット毎に得られた前記デジタルの画 像データを変換する再変換手段 （2 1 4， 2 2 2) とを有することを特徴と する X線を用いた計測装置。
2. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 予め設定した 前記関心領域の前記アナログの画像信号に基づいて， 前記各検出器ュニット 毎の前記所定の変換条件を設定する設定手段 （2 1 4， 222) を有するこ とを特徴とする X線を用いた計測装置。
3. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記変換手段 は AZD変換器 （2 1 2) を有し， 前記 AZD変換器の入力信号の範囲と前 記検出器ュニットにより検出される信号の範囲とを一致させたことを特徴と する X線を用いた計測装置。
4. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記変換手段 は A/D変換器 (2 1 2) を有し， 前記検出器ュニットにより検出される信 号を， 線形増幅する線形増幅手段 （2 1 1) 又は/及び非線形増幅する非線 形増幅手段 （2 1 1) を有し， 前記線形増幅手段のゲイン及びオフセットの 第 1のパラメータ， 前記非線形増幅手段の入出力特性のゲイン及び非線形性 の第 2のパラメータの何れか， 又は， 前記第 1， 第 2のパラメータの組み合 わせにより， 前記 AZD変換器の動作条件を変化させることを特徴とする X 線を用いた計測装置。
5. 請求の範囲第 4項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記非線形增 幅手段 （2 1 1) は対数増幅手段からなり， 前記ゲイン及び前記非線形性が， 対数スロープ， インターセプト電圧， オフセット電圧により設定されること を特徴とする X線を用いた計測装置。
6. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記各検出器 ユニット毎に， 予め設定した前記関心領域に於ける最大値， 最小値を求め， 前記最大値， 前記最小値に基づいて， 次の撮影の X線条件を求めることを特 徴とする X線を用いた計測装置。
7. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記検査対象 に X線を照射する X線照射手段 （1 0 1， 2 1 1) と前記 X線撮像手段とを 前記検査対象の周りに回転させる回転手段 （1 0 7， 2 1 1) と， 撮像され た複数の X線像に基づいて前記検査対象の X線断層像， 又は 3次元再構成像 を再構成する再構成手段 （1 04) とを有することを特徴とする X線を用い た計測装置。
8. 請求の範囲第 7項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記回転手段 は， 前記 X線照射手段と前記撮像手段とを前記検査対象の周りに螺旋状に回 転移動させる手段であることを特徴とする X線を用いた計測装置。
9. 請求の範囲第 1項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 予め設定した 前記関心領域を， 前記検査対象を撮像する方向毎に変化させる手段 （2 1 4) を有することを特徴とする X線を用いた計測装置。
1 0. 検出領域が複数の検出器ュニット （20 1 a~20 1 d， 20 1 ') に分割され， 検査対象 （1 06) を透過した X線を検出し， 前記検査対象の 関心領域 （30 1， 90 1， 90 2， 90 2') の X線像を撮像する X線撮 像手段 （1 0 2， 1 03, 3 1 1) と， 2つの前記検出器ユニットが接する 位置に近い， 前記検出器ユニットの検出素子から順次読み出したアナログの 画像信号を， 前記各検出器ユニット毎に所定の変換条件で， デジタルの画像 データに変換する変換手段 （2 1 1 , 2 1 2) と， 前記所定の変換条件に対 応する再変換条件で， 前記各検出器ュニット毎に得られた前記デジタルの画 像データを変換する再変換手段 （2 1 4， 2 2 2) とを有することを特徵と する X線を用いた計測装置。
1 1. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 予め設定 した前記関心領域の前記アナログの画像信号に基づいて， 前記各検出器ュニ ット毎の前記所定の変換条件を設定する設定手段 （2 1 4， 2 22) を有す ることを特徴とする X線を用いた計測装置。
1 2. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記変換 手段は AZD変換器 （2 1 2) を有し， 前記 A/D変換器の入力信号の範囲 と前記検出器ュニットにより検出される信号の範囲とを一致させたことを特 徴とする X線を用いた計測装置。
1 3. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記変換 手段は AZD変換器 （2 1 2) を有し， 前記検出器ユニットにより検出され る信号を， 線形増幅する線形増幅手段 （2 1 1) 又は/及び非線形増幅する 非線形増幅手段 （2 1 1) を有し， 前記線形増幅手段のゲイン及びオフセッ トの第 1のパラメ一タ， 前記非線形増幅手段の入出力特性のゲイン及び非線 形性の第 2のパラメータの何れか， 又は， 前記第 1， 第 2のパラメータの組 み合わせにより， 前記 AZD変換器の動作条件を変化させることを特徴とす る X線を用いた計測装置。
1 4. 請求の範囲第 1 3項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記非線 形増幅手段 （2 1 1) は対数増幅手段からなり， 前記ゲイン及び前記非線形 性が， 対数スロープ， インターセプト電圧， オフセッ ト電圧により設定され ることを特徴とする X線を用いた計測装置。
1 5. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記各検 出器ユニット毎に， 予め設定した前記関心領域に於ける最大値， 最小値を求 め， 前記最大値， 前記最小値に基づいて， 次の撮影の X線条件を求めること を特徴とする X線を用いた計測装置。
1 6. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記検査 対象に X線を照射する X線照射手段 （1 0 1， 2 1 1) と前記 X線撮像手段 とを前記検査対象の周りに回転させる回転手段 （1 0 7， 2 1 1 ) と， 撮像 された複数の X線像に基づいて前記検査対象の X線断層像， 又は 3次元再構 成像を再構成する再構成手段 （1 04) とを有することを特徴とする X線を 用いた計測装置。
1 7. 請求の範囲第 1 6項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 前記回転 手段は， 前記 X線照射手段と前記撮像手段とを前記検査対象の周りに螺旋状 に回転移動させる手段であることを特徴とする X線を用いた計測装置。
1 8. 請求の範囲第 1 0項記載の X線を用いた計測装置に於いて， 予め設定 した前記関心領域を， 前記検査対象を撮像する方向毎に変化させる手段 （2 1 4) を有することを特徴とする X線を用いた計測装置。
1 9. 検出領域が複数の検出器ュニット （1 0 2 a〜1 0 2 d， 20 1 ') に分割され， 検査対象 （1 06) を透過した X線を検出し， 前記検査対象の X線像を撮像する X線撮像手段 （1 0 2， 1 03， 3 1 1) と， 2つの前記 検出器ュニットが接する位置に近い， 前記検出器ュニットの検出素子からァ ナログの画像信号を順次読み出すことを特徴とする X線を用いた計測装置。
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