WO2006075546A1 - Ｘ線撮影装置 - Google Patents

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WO2006075546A1
WO2006075546A1 PCT/JP2006/300031 JP2006300031W WO2006075546A1 WO 2006075546 A1 WO2006075546 A1 WO 2006075546A1 JP 2006300031 W JP2006300031 W JP 2006300031W WO 2006075546 A1 WO2006075546 A1 WO 2006075546A1
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noise
signal
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Inventor
Hironori Ueki
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Hitachi Medical Corporation
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/585—Calibration of detector units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging technique used for diagnostic imaging and industrial inspection.
  • X-ray imaging apparatuses are widely used in the fields of diagnostic imaging and industrial inspection.
  • a wide dynamic range is required.
  • An instrumentation system is required.
  • the maximum value of the dynamic range is determined by the maximum output capacity of the X-ray source and the maximum exposure dose of the subject.
  • the maximum detection capacity of the X-ray detector is designed according to the maximum incident dose at this time. Has been.
  • the minimum value of the dynamic range is determined by the noise of the X-ray detector, reducing the noise is important for expanding the dynamic range.
  • Such noise includes not only circuit noise (intrinsic noise) generated inside the detector but also electromagnetic waves of external force of the detector (exogenous noise).
  • circuit noise intrinsic noise
  • exogenous noise electromagnetic waves of external force of the detector
  • X-ray imaging devices have many powerful electromagnetic wave sources such as X-ray generators, their power supplies, and mechanical systems, so exogenous noise is a major factor in lowering the dynamic range.
  • measures such as covering the X-ray detector with an electromagnetic shield have been taken (for example, see Patent Document 1 and Patent Document 2).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-595
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-325126
  • An object of the present invention is to realize an X-ray detection technology having a wide dynamic range by suppressing a decrease in SZN due to extrinsic noise even when it is difficult to block electromagnetic noise. It is to provide a photographing apparatus.
  • an X-ray imaging apparatus has the following characteristics.
  • a first calculation means for calculating a weighting coefficient (where n 1 to N), a storage means for storing the value of the weighting coefficient ⁇ calculated by the first calculation means, and the X-ray detection And the signal t) and the reference signal q (t) respectively measured by the reference signal detection means and the value of the weight coefficient a stored in the storage means, the noise removal signal t) -p ′ (t) It has the 2nd calculation means which computes.
  • the reference signal detection unit includes a part of a plurality of detection elements constituting the X-ray detection unit.
  • the X-ray generator is disposed between the X-ray generation unit and the subject and between the subject and the reference signal detection unit, respectively.
  • the first and second collimators are used to substantially block X-ray irradiation to the signal detection means. It is characterized by having.
  • the first collimator can reduce the ineffective exposure to the subject, and the second collimator can prevent the scattered rays generated in the subject from entering the reference signal detecting means, so that the reference signal detecting means
  • the electromagnetic noise measurement accuracy can be improved.
  • the reference signal detection means includes M (where N ⁇ M) reference detection elements.
  • the N reference signals q (t) are constituted by detection signals of N reference detecting elements designated in advance.
  • a part or all of the N reference signals q (t) are detected by the plurality of reference detection elements. It is characterized by being composed of the added value of the signal.
  • circuit noise generated in the reference detection element can be reduced, and increase in intrinsic noise in the noise removal calculation can be reduced.
  • the reference detecting element having the strongest influence can be selected for each detecting element constituting the X-ray detecting means, the exogenous noise removal accuracy can be improved.
  • FIG. 15 is a general configuration diagram of an X-ray imaging apparatus to which the present invention is applied.
  • This X-ray imaging apparatus is composed of an X-ray source 1, an X-ray detector 20, reference detectors R1 to R8, and the like.
  • the X-ray radiated from the X-ray source 1 has its irradiation range 7 limited to the detection surface of the X-ray detector 20 by a known collimator (not shown), and the reference detectors R1 to R8 have X-rays. Is not directly irradiated.
  • a known collimator (not shown) is arranged in front of the reference detectors R1 to R8 so that scattered X-rays generated in the subject do not enter.
  • each approximation coefficient ⁇ is determined so that the mean least square error of p (t) and its approximate value p '(t) is minimized. That is, the following equation holds.
  • Bi () bi (, &) bi-pi (, w) ⁇ 2
  • the function ⁇ is a cross-correlation function and is defined by the following equation.
  • Equation 5 The noise removal method described above can be applied to X-ray imaging apparatuses for various purposes. Examples according to the present invention will be described below.
  • FIG. 1 is a schematic front view of an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • Example 1 an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus is assumed as an application example of the present invention.
  • the X-ray CT Computed Tomography
  • the X-ray imaging apparatus includes an X-ray source 1, an X-ray detector 2, a rotating plate 4, a gantry 5, reference detectors 10A and 10B, scattered radiation blocking collimators 11A and 11B, and an irradiation field. Restriction The collimator 12, the frame memory 100, the optimum coefficient calculation means 101, the optimum coefficient storage memory 102, the reference data storage memory 103, the noise removal calculation means 104, the image reconstruction means 105, the image display means 106, etc. are configured.
  • the X-ray source 1 and the X-ray detector 2 are collectively referred to as an imaging system.
  • the imaging system is fixed to the rotating plate 4, and the rotating plate 4 and the entire imaging system are stored inside the gantry 5.
  • a hole 6 for arranging the subject 3 is provided in the center of the gantry 5.
  • the rotating plate 4 can rotate inside the gantry 5 with an axis passing through the center of the hole 6 and perpendicular to the paper surface as a rotation axis.
  • the rotating plate 4 is rotated by a known drive motor (not shown).
  • Reference detectors 10A and 10B are arranged at both ends of the X-ray detector 2 in the rotation plane direction.
  • An irradiation field limiting collimator 12 is disposed in front of the X-ray source 1.
  • the irradiation field limiting collimator 12 limits the irradiation range 7 so that X-rays emitted from the X-ray source 1 are not irradiated outside the detection region of the X-ray detector 2. Therefore, the reference detectors 10A and 10B are not directly irradiated with X-rays. Also, scattered detectors 11A and 11B are arranged in front of the reference detectors 1 OA and 10B, respectively, so that X-rays scattered inside the subject 3 do not enter the reference detectors 10A and 10B. It has become.
  • This X-ray imaging device has two measurement modes: an imaging mode and an optimum coefficient measurement mode.
  • the solid arrows indicate the data flow in the shooting mode
  • the dotted arrows indicate the data flow in the optimum coefficient measurement mode.
  • the optimum coefficient measurement mode is a measurement mode for deriving the optimum approximation coefficient described above, and the measurement is performed prior to photographing.
  • the subject 3 is not arranged, and the irradiation field limiting collimator 12 limits the irradiation range 7 so as to block all X irradiation to the X-ray detector 2.
  • the rotating plate 4 starts rotating, and X-ray emission from the X-ray source 1 is started when the rotating speed of the rotating plate 4 reaches a steady state.
  • X-ray The detector 2 and the reference detectors 10A and 10B measure electromagnetic noise (exogenous noise) generated by the rotation drive system of the rotating plate 4 and the power source (not shown) of the X-ray source 1.
  • the extrinsic noise data detected by the X-ray detector 2 is recorded in the frame memory 100, and the extrinsic noise data detected by the reference detectors 10A and 10B is recorded in the reference data storage memory 103. Is done.
  • the above data collection is performed for several rotations of the rotating plate 4 (usually 5 to 10 rotations). When all the data has been collected, the measurement is completed, and X-ray irradiation and rotation of the rotating plate 4 are stopped. To do.
  • the optimum coefficient calculation means 101 refers to the data recorded in the frame memory 100 and the reference data storage memory 103, and calculates the optimum approximation coefficient of the X-ray detector 2 by the method described later. The result is recorded in the optimum coefficient storage memory 102.
  • the subject 3 is arranged, and the irradiation field limiting collimator 12 limits the irradiation range 7 so that the whole or a part of the X-ray detector 2 is irradiated with X-rays.
  • the rotating plate 4 starts rotating, and X-ray emission from the X-ray source 1 is started when the rotational speed of the rotating plate 4 reaches a steady state.
  • extrinsic noise is measured by the reference detectors 10A and 10B.
  • the X-ray detector 2 measures the extrinsic noise together with the X-ray transmission signal of the subject 3.
  • the projection signal data detected by the X-ray detector 2 is recorded in the frame memory 100, and the extrinsic noise data detected by the reference detectors 10A and 10B is recorded in the reference data storage memory 103.
  • the noise removal calculation means 104 receives the projection signal data from the frame memory 100, the extrinsic noise data from the reference data storage memory 103, and the optimum approximation coefficient data from the optimum coefficient storage memory 102. Each is read out, and the noise removal calculation is performed on the projection signal data by the method described later.
  • the projection signal data after the noise removal is subjected to known image reconstruction by the image reconstruction means 105 to create an X-ray tomographic image of the subject 3.
  • the obtained X-ray tomogram is displayed as an image by a known image display means 106.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the arrangement of the X-ray detector 2 and the reference detectors 10A and 10B according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining pixel configurations of the X-ray detector 2 and the reference detectors 10A and 10B.
  • the X-ray detector 2 has a multi-slice structure divided into 1024 divisions in the channel direction (horizontal direction in FIG. 3) and eight divisions in the slice direction (vertical direction in FIG. 3).
  • the reference detectors 10A and 10B are respectively arranged at both ends of the X-ray detector 2 in the channel direction, and are divided into four in the channel direction and eight in the slice direction.
  • the number of divisions in the channel direction and slice direction is not limited to this example.
  • the X-ray detector 2 and the reference detectors 10A and 10B may be configured as an integrated sensor, or may have a structure in which separately prepared sensors are arranged.
  • the signals measured by the 32 pixels PA (1, 1) to PA (8, 4) constituting the reference detector 10A are added later and handled as one signal.
  • signals measured by the 32 pixels PB (1, 1) to PB (8, 4) constituting the reference detector 10B are added later and handled as one signal.
  • circuit noise intrinsic noise generated at each pixel can be reduced.
  • the optimum approximation coefficients ⁇ and ⁇ are determined by the X-ray detector 2.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the processing procedure in the optimum coefficient computing means 101.
  • the following processing in the optimum coefficient computing means 101 is realized by software processing using a dedicated computing unit or general-purpose computing unit.
  • the optimum coefficient calculation means 101 first reads out the signals ⁇ (1, 1) to ⁇ (8, 4) of each pixel constituting the reference detector 10A from the reference data storage memory 103, adds the pixels, and adds the added data q (t ). Similarly, each component constituting the reference detector 10B
  • Pixel signals PB (1, 1) to PB (8, 4) are read out and pixel-added to calculate the sum data q (t)
  • the data measured by the X-ray detector 2 is read from the imaging data storage memory 100,
  • Step 403 A matrix A shown on the left side is created (step 403).
  • Steps 403 and 404 are repeatedly executed for all the pixels P (l, 1) to P (8, 1024) of the X-ray detector 2.
  • J are expressed as a (i, j) and a (i, j), respectively.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a processing procedure in the noise removal calculating means 104.
  • the following processing in the noise removal computing means 104 is realized by software processing using a dedicated computing device or a general-purpose computing device.
  • the noise removal calculation means 104 reads the signal PA (1, 1) to PA (8, 4) of each pixel constituting the reference detector 10A from the reference data storage memory 103, adds the pixels, and adds the added data q Calculate (t).
  • reference detector 10B is configured.
  • step 500 the data measured by the X-ray detector 2 is read from the imaging data storage memory 100, and the values of the optimum approximation coefficients ⁇ and ⁇ of the corresponding pixels are read.
  • step 501 the noise removal calculation shown in (Equation 5) is performed using the above addition data (step 501).
  • the calculation in step 501 is repeatedly executed for all the pixels P (l, 1) to ⁇ (8, 1024) of the X-ray detector 2.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a noise reduction effect by the X-ray imaging apparatus shown in the first embodiment.
  • a graph 600 in FIG. 6 shows the ratio of the noise standard deviation in the center slice of the X-ray detector 2 (after noise removal ⁇ before noise removal). Exogenous noise is effectively removed, and the standard deviation of noise is reduced to about 20 to 80% before noise removal.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another arrangement example of the reference detectors.
  • the reference detectors 700 mm and 700 mm are arranged at both ends in the slice direction of the X-ray detector 2.
  • all the pixel values in the reference detectors 700 ⁇ and 700 ⁇ may be added together and regarded as one signal each.
  • an X-ray detector for noise removal is used.
  • the position of the reference pixels (2 ⁇ ) specified among the reference pixels (reference detection elements) constituting the reference detectors 700 ⁇ and 700 ⁇ may be changed according to the pixel positions in 2. . In the latter case, the reference pixel located near the pixel targeted for noise removal If selected, the correlation of extrinsic noise measured at each pixel can be increased, and the noise removal accuracy can be improved.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method of selecting reference pixels in the reference detectors 700A and 700B.
  • the five reference pixels closest to the pixel position in the X-ray detector 2 are also selected as the intermediate forces of the reference detectors 700A and 700B, respectively.
  • the five closest reference pixels 800A and 800B are selected.
  • the five closest reference pixels 801A and 801B are selected.
  • the values of the above five reference pixels are added and regarded as one reference signal.
  • five reference pixels are selected, but the number of selected pixels is not limited to this.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an arrangement example of the reference detectors R1 to R6 configured independently of the X-ray detector 2.
  • Example 1 a multi-slice CT sensor is assumed as the X-ray detector 2, but the present invention is applied to a two-dimensional X-ray sensor used in a single-slice CT sensor or a cone beam CT. It goes without saying that it is also good.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • an X-ray imaging apparatus for image diagnosis is assumed as an application example of the present invention.
  • the X-ray imaging apparatus includes an X-ray source 1, an X-ray detector 20, reference detectors 1100A and 1100B, an irradiation field limiting collimator 12, a scattered radiation blocking collimator 1101A and 1101B, and a column 21 , Couch top 22, couch 23, frame memory 100, optimum coefficient calculation means 101, An appropriate coefficient storage memory 102, a reference data storage memory 103, a noise removal calculation means 104, an image display means 106, and the like are configured.
  • a known X-ray FPD Felat Panel Detector
  • Reference detectors 1100A and 1100B are arranged at both ends of the X-ray detector 20.
  • An irradiation field limiting collimator 12 is arranged in front of the X-ray source 1, and the irradiation field limiting collimator 12 does not irradiate the X-ray emitted from the X-ray source 1 outside the detection area of the X-ray detector 20. Thus, the irradiation range 7 is limited. Therefore, the reference detectors 1100 A and 1100B are not directly irradiated with X-rays. Scattered ray blocking collimators 1101A and 1101B are arranged in front of the reference detectors 1100A and 1100B, respectively, so that X-rays scattered inside the subject 3 do not enter the reference detectors 1100A and 1100B! Become! / Speak.
  • This X-ray imaging device has two measurement modes: an imaging mode and an optimum coefficient measurement mode.
  • the solid line arrows indicate the data flow in the imaging mode
  • the dotted line arrows indicate the data flow in the optimum coefficient measurement mode.
  • the optimum coefficient measurement mode is a measurement mode for deriving the above-mentioned optimum approximation coefficient, and the measurement is performed prior to photographing.
  • the subject 3 is not arranged, and the irradiation field limiting collimator 12 limits the irradiation range 7 so as to block all X irradiation to the X-ray detector 2.
  • X-ray emission from X-ray source 1 is started simultaneously with the start of measurement, and X-ray detector 20 and reference detectors 1100A and 1100B repeatedly measure extrinsic noise data in continuous imaging.
  • the extrinsic noise data detected by the X-ray detector 20 is recorded in the frame memory 100, and the extrinsic noise data detected by the reference detectors 1100A and 1100B is recorded in the reference data storage memory 103. Is done. The above data collection is performed over several tens to several hundreds of radiographs. When all the data is collected, the measurement is completed and X-ray irradiation is stopped. When the measurement is completed, the optimum coefficient calculation means 101 refers to the data recorded in the frame memory 100 and the reference data storage memory 103, and uses the same method as shown in the first embodiment. The optimum approximation coefficient of the X-ray detector 20 is calculated, and the result is recorded in the optimum coefficient storage memory 102.
  • the subject 3 In the photographing mode, the subject 3 is arranged, and the irradiation field limiting collimator 12 detects the X-ray. Limit the irradiation area 7 so that all or part of the vessel 20 is irradiated with X-rays. At the same time as the start of measurement is instructed, X-rays are emitted from X-ray source 1 and single or continuous imaging is performed. At this time, extrinsic noise is measured by the reference detectors 1100A and 1100B. On the other hand, the X-ray detector 20 measures the extrinsic noise together with the X-ray transmission signal of the subject 3.
  • the projection signal data detected by the X-ray detector 20 is recorded in the frame memory 100, and the extrinsic noise data detected by the reference detectors 1100A and 1100B is recorded in the reference data storage memory 103.
  • the noise removal calculation means 104 obtains the projection signal data from the frame memory 100, the extrinsic noise data from the reference data storage memory 103, and the optimum approximation coefficient data from the optimum coefficient storage memory 102, respectively. Read-out and noise removal calculation are performed using the same method as shown in the first embodiment.
  • the photographed data after noise removal is displayed as an image by a known image display means 106.
  • FIG. 11 is a view for explaining the arrangement of the X-ray detector 20 and the reference detectors 1100A and 1100B according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining pixel configurations of the X-ray detector 20 and the reference detectors 1100A and 1100B.
  • Typical examples of the horizontal and vertical pixel division numbers of the X-ray detector 20 are 3068 pixels and 3072 pixels, respectively, but are not limited thereto.
  • Reference detectors 1100A and 1100B are respectively disposed at both ends in the horizontal direction of X-ray detector 20, and each has 2 pixels in the horizontal direction and 3072 pixels in the vertical direction. Note that the number of horizontal and vertical divisions of the reference detectors 1100A and 1100B is not limited to this example! /.
  • the X-ray detector 20 and the reference detectors 1100A and 1100B may be configured as an integrated sensor, or may have a structure in which separately created sensors are arranged.
  • Reference The signal values of all the pixels making up detectors 1100A and 1100B may be added together and handled as one signal, or depending on the pixel position in X-ray detector 20 targeted for noise removal
  • the position of the reference pixel in the reference detectors 1100A and 1100B may be changed. In the latter case, if a reference pixel that is close to the pixel targeted for noise removal is selected, the correlation of extrinsic noise measured at each pixel can be increased, and noise removal accuracy can be improved.
  • FIG. 13 illustrates a method for selecting reference pixels in reference detectors 1100A and 1100B.
  • the ten reference pixels closest to the pixel position in the X-ray detector 20 are selected as the intermediate forces of the reference detectors 1100A and 1100B, respectively.
  • the ten closest reference pixels 1300A and 1300B are selected for the pixel position 1300 of the X-ray detector 20.
  • the ten closest reference pixels 1301A and 1301B are selected.
  • the values of the above 10 reference pixels are added together and regarded as one reference signal.
  • ten reference pixels are selected.
  • the number of selected pixels is not limited to this.
  • FIG. 14 is a diagram showing a configuration example of the reference detectors R1 to R8 arranged independently of the X-ray detector 20.
  • the power described by taking the X-ray imaging apparatus for diagnostic imaging as an example.
  • the present invention is not limited to the second embodiment, and various modifications can be made without departing from the scope of the present invention. It goes without saying that it can be done.
  • an X-ray apparatus for image diagnosis is assumed, but it goes without saying that the present invention may be applied to an X-ray apparatus for industrial inspection or an X-ray apparatus for security.
  • FIG. 1 is a schematic front view for explaining an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the arrangement of the X-ray detector and the reference detector in the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining pixel configurations of an X-ray detector and a reference detector in Embodiment 1. Figure.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a processing procedure in the optimum coefficient calculation means shown in FIG. 1.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a processing procedure in the noise removal calculating means shown in FIG. 1.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the noise reduction effect of the X-ray imaging apparatus shown in the first embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another arrangement example of the reference detectors in the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method of selecting a reference pixel in the reference detector shown in FIG.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an arrangement example of reference detectors R1 to R6 configured independently of the X-ray detector in the first embodiment.
  • FIG. 10 is a schematic diagram for explaining an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining the arrangement of X-ray detectors and reference detectors in Embodiment 2.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining pixel configurations of an X-ray detector and a reference detector in Embodiment 2.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining a method of selecting a reference pixel in the reference detector shown in FIG.
  • FIG. 14 is a diagram showing a configuration example of reference detectors R1 to R8 arranged independently of the X-ray detector in the second embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram showing a general configuration of an X-ray imaging apparatus to which the present invention is applied.

Abstract

　電磁派ノイズの遮断が困難である場合でも、外因性ノイズによるＳ／Ｎの低下を抑え、広いダイナミックレンジを有するＸ線検出技術を実現し、それを用いたＸ線撮影装置を提供する。 　参照検出器１０Ａ、１０Ｂで測定した電磁波ノイズ信号に基づいて、Ｘ線検出器２の検出信号中に混入する電磁波ノイズ信号を最小２乗推定し、ノイズ除去演算によって電磁波ノイズによるＳ／Ｎ低下を低減する。

Description

明 細 書
X線撮影装置
技術分野
[0001] 本発明は、画像診断や工業検査に使用される X線撮影技術に関する。
背景技術
[0002] X線撮影装置は、画像診断や工業検査の分野で広く利用されているが、被写体中 で指数関数的に減衰する X線信号を広範囲に測定するためには、広 、ダイナミック レンジを有する計測系が必要とされる。一般に、ダイナミックレンジの最大値は、 X線 発生源の最大出力容量や被写体の最大被曝許容量で決定されており、このときの最 大入射線量に応じて X線検出器の最大検出容量が設計されている。一方、ダイナミ ックレンジの最小値は、 X線検出器のノイズで決定されているため、ダイナミックレンジ の拡大にはノイズの低減が重要である。
[0003] このようなノイズとしては、検出器内部で発生する回路ノイズ（内因性ノイズ)の他に 、検出器外部力 の電磁波の混入によるものがある（外因性ノイズ)。特に、後者に関 しては、 X線撮影装置は X線発生装置やその電源、機構系等、強力な電磁波の発生 源が多数存在するため、外因性ノイズがダイナミックレンジ低下の主要因となってい る場合が少なくない。このため、電磁シールドで X線検出器を覆う等の対策が行われ ている（例えば、特許文献 1、特許文献 2参照)。
[0004] 特許文献 1 :特開 2002— 595号公報
特許文献 2：特開 2004 - 325126号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0005] 外因性ノイズを低減するために、 X線検出器は、その側面および背面が金属板等 でシールドされているのが一般的である。ただし、 X線検出器の入力面は電磁シール ドによる X線の減衰を避けるため、シールドを配置しないか、あるいは比較的薄いシ 一ルドを配置するのが一般的である。このため電磁波ノイズの遮断が十分に行えず、 外因性ノイズの低減が困難であるという課題があった。 [0006] 本発明の目的は、電磁派ノイズの遮断が困難である場合でも、外因性ノイズによる SZNの低下を抑え、広いダイナミックレンジを有する X線検出技術を実現し、それを 用いた X線撮影装置を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0007] 上記目的を達成するために、本発明による X線撮影装置は、下記に示すような特徴 を有する。
[0008] (1) X線を発生する手段と、前記 X線の照射範囲を制限するコリメータと、前記 X線 の被写体透過像を検出する X線検出手段を有する X線撮影装置にぉ ヽて、前記 X線 の非照射領域に配置された N個 (ただし、 1≤Nとする）の参照信号検出手段と、前記 コリメータにより前記 X線検出手段に対する X線照射が略遮断された状態において前 記 X線検出手段で検出されたノイズ信号 p(t) (ただし tは時間とする)を前記参照信号 検出手段で検出された N個の参照信号 q(t) (ただし、 n= 1〜Nとする）の線形和和 p'( t)= a q (t)+ a q (t)+ - - - + a q (t)で近似して前記近似の平均 2乗誤差を最小と
1 1 2 2 N N
する重み係数 ( (ただし、 n= 1〜N)を計算する第 1の計算手段と、前記第 1の計算 手段で計算された前記重み係数 αの値を格納する格納手段と、前記 X線検出手段 および前記参照信号検出手段でそれぞれ計測された信号 t)および参照信号 q (t)と 前記格納手段に格納された前記重み係数 a の値を用いてノイズ除去信号 t)-p'(t) を計算する第 2の計算手段を有することを特徴とする。
[0009] これにより、 X線検出手段に電磁ノイズが混入した場合でも、参照信号検出手段で 検出した参照信号を用いて計測信号力 外因性ノイズを除去し、 X線検出器の SZ Nを向上できる。
[0010] (2)前記（1)の X線撮影装置において、前記参照信号検出手段が、前記 X線検出 手段を構成する複数の検出素子の一部で構成されることを特徴とする。
[0011] これにより、参照信号検出手段として外部の検出器を用意する必要がないため、 X 線検出器の構成を単純ィ匕して製作コストを低減できる。
[0012] (3)前記（1)又は（2)の X線撮影装置において、前記 X線発生手段と前記被写体 の間および前記被写体と前記参照信号検出手段との間にそれぞれ配置され、前記 参照信号検出手段への X線の照射を略遮断するための第 1および第 2のコリメータを 有することを特徴とする。
[0013] これにより、第 1のコリメータによって被写体への無効被曝を低減できるとともに、第 2のコリメータによって被写体中で発生した散乱線の参照信号検出手段への入射が 防止できるため、参照信号検出手段による電磁ノイズの計測精度を向上できる。
[0014] (4)前記（1)、（2)又は（3)の X線撮影装置において、前記参照信号検出手段が、 M個（ただし、 N< Mとする）の参照用検出素子で構成されており、前記 N個の参照 信号 q (t)が予め指定された N個の参照用検出素子の検出信号で構成されていること を特徴とする。
[0015] これにより、使用環境に応じて変化する外因性ノイズの低減において特に重要な参 照用検出素子の個数を限定できる。その結果、ノイズ除去演算に必要な演算量を減 らして演算時間を高速ィ匕できる。
[0016] (5)前記 (4)の X線撮影装置にお!、て、前記 N個の参照信号 q (t)の一部または全 てが、複数の前記参照用検出素子で検出された信号の加算値で構成されることを特 徴とする。
[0017] これにより、参照用検出素子内で発生した回路ノイズを低減し、ノイズ除去演算に おける内因性ノイズの増加を低減できる。
[0018] (6)前記 (4)又は（5)の X線撮影装置にぉ ヽて、前記 X線検出手段を構成する各 検出素子に対して、前記指定される N個の参照用検出素子の組合せが変化し得るこ とを特徴とする。
[0019] これにより、 X線検出手段を構成する検出素子毎に、最適な参照用検出素子の組 み合わせを選択できるため、外因性ノイズの除去精度を向上できる。
[0020] (7)前記 (6)の X線撮影装置にお!ヽて、前記 X線検出手段を構成する各検出素子 に対して、最も距離が近い N個の前記参照用検出素子の組合せが指定されることを 特徴とする。
[0021] これにより、 X線検出手段を構成する検出素子毎に、最も影響力の強い参照用検 出素子を選択できるため、外因性ノイズの除去精度を向上できる。
発明の効果
[0022] 本発明によれば、電磁派ノイズの遮断が困難である場合でも、外因性ノイズによる S ZNの低下を抑え、広いダイナミックレンジを有する X線検出技術を実現し、それを用 V、た X線撮影装置を提供できる。
発明を実施するための最良の形態
[0023] 本発明の実施例を説明する前に、本発明における外因性ノイズ低減方法の原理に ついて、図 15を用いて説明する。
[0024] 図 15は、本発明を適用した X線撮影装置の一般的な構成図である。本 X線撮影装 置は、 X線源 1、 X線検出器 20、参照検出器 R1〜R8等カゝら構成される。 X線源 1から 放射される X線は、図示してない公知のコリメータによってその照射範囲 7が X線検出 器 20の検出面内に制限されており、参照検出器 R1〜R8には X線が直接照射され ない。また、参照検出器 R1〜R8の前面には図示してない公知のコリメータが配置さ れており、被写体中で発生した散乱 X線が入射しないようになっている。外部で発生 した電磁波ノイズは X線検出器 20および参照検出器 Rl〜R8に入射し、各検出器中 の各種信号線や電源線、グランド線等を通して外因性ノイズとして検出される。電磁 派ノイズ源としては多数の発生源が想定され、これらは X線検出器 20および参照検 出器 R1〜R8にお 、て、それぞれ異なる強度で観測される。
[0025] 以上の X線撮影装置の構成を前提として、以下に、外因性ノイズの除去法にっ 、て 説明する。なお、図 15では、 8個の参照検出器 R1〜R8を想定した力 以下では一 般的に N個（1≤N)の参照検出器があるものとする。いま、ある時間 tにおいて X線検 出器 20中のある検出素子 (画素)で検出される外因性ノイズ信号を p(t)とする。なお、 p(t)は、 X線検出器 20に入射する X線を図示しな ヽコリメータで遮断した状態で撮影 することで取得できる。また、このとき同時に各参照検出器で検出される外因性ノイズ (参照信号)を q (t) (ただし、 n= 1〜N)とする。 X線検出器 20と各参照検出器で同一 発生源による電磁波ノイズが観測されたとすると、 p(t)と q (t)の間にはある程度の相関 が存在する。従って、 p(t)は q (t)の線形和として、次式で近似できる。
[0026] [数 1] p{t)≡ {ί) (数 1
Figure imgf000006_0001
ただし、 a は近似係数 (重み係数)である。最小 2乗法を用いれば、各近似係数 α の最適値は p(t)とその近似値 p'(t)の平均最小 2乗誤差が最小になるように決定される 。即ち、次式が成り立つ。
[0027] [数 2]
Figure imgf000007_0001
(数 2)を各 α に対して計算すると、次式が成り立つ。
[0028] [数 3]
び ο， ) び , ) び ( ' · 'び ( ， . w ) α
び ( ） = び ( ，&) び -ぴ ( , w ) α2
(数 3 )
—び ( ）― 'び^
ただし、関数 σは相互相関関数であり、次式で定義される。
[0029] 画
Figure imgf000007_0002
(数 4 )
(数 3)左辺の行列を A、（数 3)右辺第 1項および第 2項の行列をそれぞれ B、 Cと表 すと、最適近似係数を要素とする行列 Cは、 C = B— で計算できる。以上の方法を用 いれば、最適近時係数を撮影に先立って予め求めておくことができる。撮影時には、 X線検出器 20および各参照検出器にて撮影信号 f(t)と外因性ノイズを q (t)がそれぞ れ計測される。このとき、撮影信号 f(t)中に含まれる外因性ノイズ成分は (数 1)で推定 できるため、次式を用いてノイズ除去信号 g(t)を計算できる。
[0030] [数 5]
Figure imgf000007_0003
以上に説明したノイズ除去法は、様々な用途の X線撮影装置に適用可能である。 以下に、本発明による実施例について説明する。
(実施例 1)
図 1は、本発明の実施例 1に係る X線撮影装置の正面模式図である。なお、本実施 例 1では、本発明の適用例として X線 CT (Computed Tomography)装置を想定してい る。
[0032] 本実施例 1に係る X線撮影装置は、 X線源 1、 X線検出器 2、回転板 4、ガントリー 5 、参照検出器 10Aおよび 10B、散乱線遮断コリメータ 11Aおよび 11B、照射野制限 コリメータ 12、フレームメモリ 100、最適係数演算手段 101、最適係数保存メモリ 102 、参照データ保存メモリ 103、ノイズ除去演算手段 104、画像再構成手段 105、画像 表示手段 106等カゝら構成される。以下では、 X線源 1および X線検出器 2を合わせて 撮影系と呼ぶ。
[0033] 撮影系は、回転板 4に固定されており、回転板 4および撮影系全体はガントリー 5の 内部に格納されている。ガントリー 5の中央には、被写体 3を配置するためのホール 6 が設けられている。回転板 4は、ガントリー 5の内部で、ホール 6の中心を通り紙面に 垂直な軸を回転軸として回転することができる。なお、回転板 4は、図示してない公知 の駆動モーターによって回転する。 X線検出器 2の回転面方向の両端には、参照検 出器 10Aおよび 10Bが配置されている。 X線源 1の前面には、照射野制限コリメータ 12が配置されている。照射野制限コリメータ 12は、 X線源 1から放射される X線が X 線検出器 2の検出領域外に照射されないように、照射範囲 7を制限する。従って、参 照検出器 10Aおよび 10Bには X線が直接照射されることはない。また、参照検出器 1 OAおよび 10Bの前面にはそれぞれ散乱線遮断コリメータ 11Aおよび 11Bが配置さ れており、被写体 3の内部で散乱した X線が参照検出器 10Aおよび 10Bに入射しな いようになっている。
[0034] 次に、本実施例 1に係る X線撮影装置の動作を説明する。本 X線撮影装置には、撮 影モードと最適係数測定モードの 2種類の計測モードが準備されている。なお、図 1 において、実線矢印は撮影モードにおけるデータの流れを、点線矢印は最適係数測 定モードにおけるデータの流れをそれぞれ示している。
[0035] 最適係数測定モードは、前述の最適近似係数を導出するための測定モードであり 、測定は撮影に先立って実施される。測定では被写体 3は配置されず、また、照射野 制限コリメータ 12は X線検出器 2への X照射を全て遮断するように照射範囲 7を制限 する。測定開始が指示されると同時に、回転板 4は回転を開始し、回転板 4の回転速 度が定常状態に達した時点で X線源 1からの X線放射が開始される。このとき、 X線 検出器 2と参照検出器 10Aおよび 10Bは、回転板 4の回転駆動系や X線源 1の図示 してない電源等カゝら発生した電磁ノイズ (外因性ノイズ)を計測する。 X線検出器 2で 検出された外因性ノイズのデータは、フレームメモリ 100に記録され、また、参照検出 器 10Aおよび 10Bで検出された外因性ノイズのデータは、参照データ保存メモリ 10 3に記録される。上記のデータ収集は、回転板 4の数回転分 (通常 5〜10回転）にわ たって行われ、全データが収集された時点で計測は終了し、 X線照射および回転板 4の回転が停止する。また、計測が終了した時点で最適係数演算手段 101は、フレ ームメモリ 100および参照データ保存メモリ 103に記録されたデータを参照して、後 述する方法で X線検出器 2の最適近似係数を計算し、結果を最適係数保存メモリ 10 2に記録する。
[0036] 撮影モードでは被写体 3が配置され、また、照射野制限コリメータ 12は、 X線検出 器 2の全体または一部に X線が照射されるように照射範囲 7を制限する。測定開始が 指示されると同時に、回転板 4は回転を開始し、回転板 4の回転速度が定常状態に 達した時点で X線源 1からの X線放射が開始される。このとき、参照検出器 10Aおよ び 10Bでは外因性ノイズが計測される。一方、 X線検出器 2では被写体 3の X線透過 信号と共に上記外因性ノイズが計測される。 X線検出器 2で検出された投影信号の データはフレームメモリ 100に記録され、また、参照検出器 10Aおよび 10Bで検出さ れた外因性ノイズのデータは参照データ保存メモリ 103に記録される。
[0037] 上記各データが記録される度に、ノイズ除去演算手段 104は、フレームメモリ 100 から投影信号データ、参照データ保存メモリ 103から外因性ノイズデータ、最適係数 保存メモリ 102から最適近似係数のデータをそれぞれ読出し、後述する方法で投影 信号データに対してノイズ除去演算を行う。ノイズ除去後の投影信号データは、画像 再構成手段 105によって公知の画像再構成が行われ、被写体 3の X線断層像を作 成する。得られた X線断層像は、公知の画像表示手段 106によって画像表示される
[0038] 図 2は、本発明の実施例 1に係る X線検出器 2および参照検出器 10Aおよび 10B の配置を説明するための図である。また、図 3は X線検出器 2および参照検出器 10A および 10Bの画素構成を説明するための図である。 [0039] 図 3に示されるように、 X線検出器 2はチャネル方向（図 3の水平方向）に 1024分割 、スライス方向（図 3の上下方向）に 8分割されたマルチスライス構造を持つ。また、参 照検出器 10Aおよび 10Bはそれぞれ X線検出器 2のチャネル方向両端部に配置さ れ、それぞれチャネル方向に 4分割、スライス方向に 8分割されている。なお、上記チ ャネル方向およびスライス方向の分割数は本例に限るものではない。また、上記 X線 検出器 2および参照検出器 10A、 10Bは一体型のセンサとして構成されていても良 いし、別々に作成したものを並べた構造としても良い。なお、後述するように参照検出 器 10Aを構成する 32個の画素 PA(1、 1)〜PA(8、 4)で計測された信号は後に加算 され、 1つの信号として取り扱われる。また同様に参照検出器 10Bを構成する 32個の 画素 PB(1、 1)〜PB(8、4)で計測された信号も後に加算され、 1つの信号として取り 扱われる。すなわち、本構成では、参照検出器の個数は 2個（ (数 1)〜 (数 5)にお 、 て、 N = 2)であり、それぞれの加算信号は q (t)および q (t)として取り扱われる。このよ
1 2
うに複数画素で得られた信号を加算することで、各画素で発生する回路ノイズ (内因 性ノイズ)を低減できる。後述するように最適近似係数 αおよび αは X線検出器 2を
1 2
構成する全ての画素 P(l、 1)〜Ρ(8、 1024)に対して個別に導出され、最適係数保存 メモリ 102に保存される。
[0040] 図 4は、最適係数演算手段 101における処理手順を説明するための図である。最 適係数演算手段 101における以下の処理は専用演算器や汎用演算器を用いたソフ トウエア処理等で実現される。最適係数演算手段 101は、まず参照データ保存メモリ 103から参照検出器 10Aを構成する各画素の信号 ΡΑ(1、 1)〜ΡΑ(8、 4)を読み出し て画素加算し、加算データ q (t)を計算する。同様に、参照検出器 10Bを構成する各
1
画素の信号 PB(1、 1)〜PB(8、 4)を読み出して画素加算し、加算データ q (t)を計算
2 する (ステップ 400)。次に上記加算データ q (t)、 q (t)に対して数 4に示される相互相
1 2
関演算を行い、（数 3)右辺第 1項で示される行列 Bを作成する (ステップ 401)。次に 、公知の計算アルゴリズムを用いて、行列 Bの逆行列 B—1を作成する (ステップ 402)。
[0041] 次に、 X線検出器 2で計測されたデータを撮影データ保存メモリ 100から読み出し、
(数 3)左辺で示される行列 Aを作成する (ステップ 403)。次に、行列 C = B— を計算 し、行列 Cの要素である最適近似係数 αおよび αを計算する (ステップ 404)。なお 、ステップ 403および 404の処理は、 X線検出器 2の全画素 P(l、 1)〜P(8、 1024)に 対して繰り返し実行される。それぞれの画素に対して計算された最適近似係数 αお
1 よび α の結果は、最適係数保存メモリ 102に保存される。なお、図 4中では、画素 P(i
2
、j)に対して計算された αおよび α の値をそれぞれ a (i、 j)、 a (i、 j)と表現している
1 2 A B
[0042] 図 5は、ノイズ除去演算手段 104における処理手順を説明するための図である。ノ ィズ除去演算手段 104における以下の処理は、専用演算器や汎用演算器を用いた ソフトウェア処理等で実現される。ノイズ除去演算手段 104は、まず参照データ保存 メモリ 103から参照検出器 10Aを構成する各画素の信号 PA(1、 1)〜PA(8、 4)を読 み出して画素加算し、加算データ q (t)を計算する。同様に、参照検出器 10Bを構成
1
する各画素の信号 PB(1、 1)〜PB(8、 4)を読み出して画素加算し、加算データ q (t)
2 を計算する (ステップ 500)。次に、 X線検出器 2で計測されたデータを撮影データ保 存メモリ 100から読み出し、また対応する画素の最適近似係数 αおよび αの値を読
1 2 み出し、更に上記加算データを用いて (数 5)に示されるノイズ除去演算を行う (ステツ プ 501)。ステップ 501の演算は、 X線検出器 2の全画素 P(l、 1)〜Ρ(8、 1024)に対 して繰り返し実行される。
[0043] 図 6は、本実施例 1に示される X線撮影装置によるノイズ低減効果を説明するため の図である。図 6中のグラフ 600は、 X線検出器 2の中央スライスにおけるノイズ標準 偏差の比率 (ノイズ除去後 Ζノイズ除去前)を示したものである。外来性ノイズが有効 に除去され、ノイズの標準偏差がノイズ除去前の 20〜80%程度に縮小していること がわカゝる。
[0044] 図 7は、参照検出器の別の配置例を説明するための図である。本配置例では、 X線 検出器 2のスライス方向の両端部に参照検出器 700Αおよび 700Βが配置される。図 3に示した参照検出器の場合と同様、参照検出器 700Αおよび 700Β内の全画素値 を加算してそれぞれ 1つの信号とみなしても良いが、ノイズ除去を対象とする X線検 出器 2内の画素位置に応じて参照検出器 700Αおよび 700Βを構成する Μ個の参照 画素 (参照用検出素子)のうち指定する Ν個 (Ν< Μ)の参照画素の位置を変化させ ても良い。後者の場合、ノイズ除去を対象とする画素に近い位置にある参照画素を 選択すれば、互いの画素で測定される外因性ノイズの相関性を高め、ノイズ除去精 度を向上できる。
[0045] 図 8は、参照検出器 700Aおよび 700B内の参照画素の選択方法を説明するため の図である。本例では、 X線検出器 2内の画素位置に最も近い 5個の参照画素がそ れぞれ参照検出器 700Aおよび 700Bの中力も選択される。例えば、 X線検出器 2の 画素位置 800に対しては、最も近!、5個の参照画素 800Aおよび 800Bが選択される 。また X線検出器 2の画素位置 801に対しては、最も近い 5個の参照画素 801Aおよ び 801Bが選択される。上記 5個の参照画素の値は加算され、それぞれ 1つの参照 信号とみなされる。なお、本例では 5個の参照画素が選択されているが、選択される 画素数はこれに限定されるものではない。また、図 3、図 7および図 8では、 2つの参 照検出器 (N = 2)を利用する例を示したが、参照検出器の個数はこれに限定される ものではない。
[0046] 図 9は、 X線検出器 2と独立に構成された参照検出器 R1〜R6の配置例を示す図 である。本例の場合、 X線検出器 2の一部の画素を参照検出器として利用する必要 がないため、 X線検出器 2の撮影視野を有効的に利用できる利点がある。また、ノィ ズ除去の際には全ての参照検出器 R1〜R6を利用しても良いし (N = 6)、ノイズ除去 を対象とする画素に最も近い位置にある参照画素を数個選択して利用しても良い。
[0047] 以上、実施例 1に係る X線撮影装置を示したが、本発明は、実施例 1のみに限定さ れるものではなく、その要旨を逸脱しな 、範囲にぉ 、て種々変更しうることは 、うまで もない。例えば、実施例 1においては、 X線検出器 2としてマルチスライス CTセンサを 想定したが、シングルスライス CTセンサやコーンビーム CTで使用される 2次元 X線セ ンサに対して本発明を適用しても良いことは言うまでもない。
[0048] (実施例 2)
図 10は、本発明の実施例 2に係る X線撮影装置の模式図である。なお、本実施例 2では、本発明の適用例として、画像診断用の X線撮影装置を想定している。
[0049] 本実施例 2に係る X線撮影装置は、 X線源 1、 X線検出器 20、参照検出器 1100A および 1100B、照射野制限コリメータ 12、散乱線遮断コリメータ 1101Aおよび 1101 B、支柱 21、寝台天板 22、寝台 23、フレームメモリ 100、最適係数演算手段 101、最 適係数保存メモリ 102、参照データ保存メモリ 103、ノイズ除去演算手段 104、画像 表示手段 106等カゝら構成される。 X線検出器 20としては、公知の X線 FPD (Flat Pan el Detector)等が用いられる。 X線検出器 20の両端には参照検出器 1100Aおよび 1 100Bが配置されている。 X線源 1の前面には照射野制限コリメータ 12が配置されて おり、照射野制限コリメータ 12は、 X線源 1から放射される X線が X線検出器 20の検 出領域外に照射されないように、照射範囲 7を制限する。従って、参照検出器 1100 Aおよび 1100Bには X線が直接照射されることはない。また、参照検出器 1100Aお よび 1100Bの前面にはそれぞれ散乱線遮断コリメータ 1101Aおよび 1101Bが配置 されており、被写体 3の内部で散乱した X線が参照検出器 1100Aおよび 1100Bに 入射しな!ヽようになって!/ヽる。
[0050] 次に、本実施例 2に係る X線撮影装置の動作を説明する。本 X線撮影装置には、撮 影モードと最適係数測定モードの 2種類の計測モードが準備されている。なお、図 1 0において、実線矢印は撮影モードにおけるデータの流れを、点線矢印は最適係数 測定モードにおけるデータの流れをそれぞれ示している。
[0051] 最適係数測定モードは前述の最適近似係数を導出するための測定モードであり、 測定は撮影に先立って実施される。測定では被写体 3は配置されず、また、照射野 制限コリメータ 12は X線検出器 2への X照射を全て遮断するように照射範囲 7を制限 する。測定開始が指示されると同時に X線源 1からの X線放射が開始され、 X線検出 器 20と参照検出器 1100Aおよび 1100Bは外因性ノイズのデータを連続撮影にて 繰り返し計測する。このとき X線検出器 20で検出された外因性ノイズのデータはフレ ームメモリ 100に記録され、また、参照検出器 1100Aおよび 1100Bで検出された外 因性ノイズのデータは参照データ保存メモリ 103に記録される。上記のデータ収集は 数十〜数百回分の撮影に渡って行われ、全データが収集された時点で計測は終了 し、 X線照射を停止する。また、計測が終了した時点で、最適係数演算手段 101はフ レームメモリ 100および参照データ保存メモリ 103に記録されたデータを参照して、 実施例 1で示した方法と同一の方法を用 、て X線検出器 20の最適近似係数を計算 し、結果を最適係数保存メモリ 102に記録する。
[0052] 撮影モードでは、被写体 3が配置され、また、照射野制限コリメータ 12は X線検出 器 20の全体または一部に X線が照射されるように照射範囲 7を制限する。測定開始 が指示されると同時に X線源 1から X線が放射され 1回撮影または連続撮影が行われ る。このとき参照検出器 1100Aおよび 1100Bでは外因性ノイズが計測される。一方 、X線検出器 20では被写体 3の X線透過信号と共に上記外因性ノイズが計測される 。 X線検出器 20で検出された投影信号のデータは、フレームメモリ 100に記録され、 また、参照検出器 1100Aおよび 1100Bで検出された外因性ノイズのデータは、参 照データ保存メモリ 103に記録される。上記各データが記録される度に、ノイズ除去 演算手段 104はフレームメモリ 100から投影信号データ、参照データ保存メモリ 103 から外因性ノイズデータ、最適係数保存メモリ 102から最適近似係数のデータをそれ ぞれ読出し、実施の形態 1で示した方法と同一の方法を用いてノイズ除去演算を行う 。ノイズ除去後の撮影データは、公知の画像表示手段 106によって画像表示される。
[0053] 図 11は、本発明の実施例 2に係る X線検出器 20および参照検出器 1100Aおよび 1100Bの配置を説明するための図である。また、図 12は、 X線検出器 20および参照 検出器 1100Aおよび 1100Bの画素構成を説明するための図である。 X線検出器 20 の水平方向および垂直方向の画素分割数の代表例は、それぞれ 3068画素および 3072画素である力 これに限定されるものではない。また、参照検出器 1100Aおよ び 1100Bはそれぞれ X線検出器 20の水平方向両端部に配置され、それぞれ水平 方向に 2画素、垂直方向に 3072画素を有している。なお、上記参照検出器 1100A および 1100Bの水平方向および垂直方向の分割数は本例に限るものではな!/、。
[0054] また、上記 X線検出器 20および参照検出器 1100A、 1100Bは、一体型のセンサ として構成されていても良いし、別々に作成したものを並べた構造としても良い。参照 検出器 1100Aおよび 1100Bを構成する全画素の信号値は、それぞれ加算して 1つ の信号として取り扱っても良いし、ノイズ除去を対象とする X線検出器 20内の画素位 置に応じて参照検出器 1100Aおよび 1100B内の参照画素の位置を変化させても 良い。後者の場合、ノイズ除去を対象とする画素に近い位置にある参照画素を選択 すれば、互いの画素で測定される外因性ノイズの相関性を高め、ノイズ除去精度を 向上できる。
[0055] 図 13は、参照検出器 1100Aおよび 1100B内の参照画素の選択方法を説明する ための図である。本例では、 X線検出器 20内の画素位置に最も近い 10個の参照画 素がそれぞれ参照検出器 1100Aおよび 1100Bの中力も選択される。例えば、 X線 検出器 20の画素位置 1300に対しては、最も近い 10個の参照画素 1300Aおよび 1 300Bが選択される。また X線検出器 20の画素位置 1301に対しては、最も近い 10 個の参照画素 1301Aおよび 1301Bが選択される。上記 10個の参照画素の値は加 算され、それぞれ 1つの参照信号とみなされる。なお、本例では 10個の参照画素が 選択されている力 選択される画素数はこれに限定されるものではない。また図 12お よび図 13では、 2つの参照検出器 (N = 2)を利用する例を示した力 参照検出器の 個数はこれに限定されるものではな 、。
[0056] 図 14は、 X線検出器 20と独立に配置された参照検出器 R1〜R8の構成例を示す 図である。本例の場合、 X線検出器 20の一部の画素を参照検出器として利用する必 要がないため、 X線検出器 20の撮影視野を有効的に利用できる利点がある。またノ ィズ除去の際には全ての参照検出器 R1〜R8を利用しても良いし (N = 8)、ノイズ除 去を対象とする画素に最も近い位置にある参照画素を数個選択して利用しても良い
[0057] 上述した実施例 2にでは、画像診断用の X線撮影装置を例にとって説明した力 本 発明は、実施例 2のみに限定されるものではなぐその要旨を逸脱しない範囲におい て種々変更しうることはいうまでもない。例えば、実施例 2においては画像診断用の X 線装置を想定したが、工業検査用 X線撮影装置やセキュリティ用 X線撮影装置に本 発明を適用しても良いことは言うまでもない。
産業上の利用可能性
[0058] 以上詳述したように、本発明によれば、電磁派ノイズの遮断が困難である場合でも
、外因性ノイズによる SZNの低下を抑え、広いダイナミックレンジを有する X線検出 器を実現し、それを用いた X線撮影技術を提供できる。
図面の簡単な説明
[0059] [図 1]本発明の実施例 1に係る X線撮影装置を説明するための正面模式図。
[図 2]実施例 1における X線検出器および参照検出器の配置を説明するための図。
[図 3]実施例 1における X線検出器および参照検出器の画素構成を説明するための 図。
[図 4]図 1に示す最適係数演算手段における処理手順を説明するための図。
[図 5]図 1に示すノイズ除去演算手段における処理手順を説明するための図。
[図 6]本実施例 1に示される X線撮影装置によるノイズ低減効果を説明するための図
[図 7]実施例 1における参照検出器の別の配置例を説明するための図。
[図 8]図 7に示す参照検出器内の参照画素の選択方法を説明するための図。
[図 9]実施例 1において X線検出器と独立に構成された参照検出器 R1〜R6の配置 例を示す図。
[図 10]本発明の実施例 2に係る X線撮影装置を説明するための模式図。
[図 11]実施例 2における X線検出器および参照検出器の配置を説明するための図。
[図 12]実施例 2における X線検出器および参照検出器の画素構成を説明するための 図。
[図 13]図 12に示す参照検出器内の参照画素の選択方法を説明するための図。
[図 14]実施例 2において X線検出器と独立に配置された参照検出器 R1〜R8の構成 例を示す図。
[図 15]本発明を適用した X線撮影装置の一般的な構成を示す図。
符号の説明
1〜X線源、 2、 20 ··Χ線検出器、 3…被写体、 4…回転板、 5…ガントリー、 6…ホー ル、 7· ··照射範囲、 10Α、 10Β、 1100 Α, Ι ΙΟΟΒ· ··参照検出器、 11 A, 11B、 1101 A、 1101B…散乱線遮断コリメータ、 12…照射野制限コリメータ、 20· ··Χ線検出器、 21 · ··支柱、 22· ··寝台天板、 23· ··寝台、 100…フレームメモリ、 101…最適係数演算 手段、 102· ··最適係数保存メモリ、 103…参照データ保存メモリ、 104· ··ノイズ除去 演算手段、 105· ··画像再構成手段、 106· ··画像表示手段、 R1〜R8…参照画素。

Claims

請求の範囲
[1] X線を発生する手段と、前記 X線の照射範囲を制限するコリメータと、前記被写体の X線透過像を検出する X線検出手段と、を有する X線撮影装置にぉ ヽて、 前記 X線検出手段の端部に配置され前記被写体からの散乱 X線を遮断するコリメ一 タを X線入射方向に有し複数個の参照信号検出手段と、
前記参照信号検出手段によって検出された参照信号を記憶する参照信号記憶手段 と、
前記コリメータにより前記 X線検出手段が前記 X線発生手段からの X線照射を略遮断 された状態にぉ ヽて、前記 X線検出手段によって検出されたノイズ信号を記憶するフ レーム記憶手段と、
前記記憶されたノイズ信号と参照信号とからノイズ除去信号を計算する計算手段と、 を有することを特徴とする X線撮影装置。
[2] 前記計算手段は、前記フレーム記憶手段に記憶されたノイズ信号と前記参照信号 記憶手段によって記憶された参照信号とからノイズ除去のための最適係数を計算す る第 1の計算手段と、
前記第 1の計算手段によって計算された最適係数を用いてノイズ除去信号を計算す る第 2の計算手段と、
を有することを特徴とする請求項 1に記載の X線撮影装置。
[3] 第 1の計算手段は、前記参照信号検出手段によって X線の非照射領域に配置され た N個（ただし、 1≤Nとする）の参照信号を検出し、前記 X線検出手段に対する X線 照射が前記コリメータにより略遮断された状態において前記 X線検出手段で検出さ れたノイズ信号 p(t) (ただし、 tは時間とする）を前記参照信号検出手段で検出された N個の参照信号 q (t) (ただし、 n= l
n 〜Nとする）の線形和 p'(t) = a q (t)+ a q (t) +
1 1 2 2
· · · + « q (t)で近似して前記近似の平均 2乗誤差を最小とする重み係数 α (ただし
N N n
、 n= 1〜N)を計算することを特徴とする請求項 2に記載の X線撮影装置。
[4] 前記第 2の計算手段は、前記 X線検出手段および前記参照信号検出手段でそれ ぞれ計測された信号 f(t)および参照信号 q (t)と前記格納手段に格納された前記重み 係数 aの値を用いてノイズ除去信号 f(t) p'(t)を計算することを特徴とする請求項 2 又は 3のいずれか〖こ記載の X線撮影装置。
[5] 前記参照信号検出手段が、前記 X線検出手段を構成する複数の検出素子の一部 で構成されることを特徴とする請求項 1乃至 4のいずれか〖こ記載の X線撮影装置。
[6] 前記 X線発生手段と前記被写体の間および前記被写体と前記参照信号検出手段 との間にそれぞれ配置され、前記参照信号検出手段への X線の照射を略遮断する ための第 1および第 2のコリメータを有することを特徴とする請求項 1乃至 5のいずれ かに記載の X線撮影装置。
[7] 前記参照信号検出手段が、 M個 (ただし、 N< Mとする）の参照用検出素子で構成 されており、前記 N個の参照信号 q (t)が予め指定された N個の参照用検出素子の検 出信号で構成されていることを特徴とする請求項 1乃至 6のいずれか〖こ記載の X線撮 影装置。
[8] 前記 N個の参照信号 q (t)の一部または全てが、複数の前記参照用検出素子で検 出された信号の加算値で構成されることを特徴とする請求項 7に記載の X線撮影装 置。
[9] 前記 X線検出手段を構成する各検出素子に対して、前記指定される N個の参照用 検出素子の組合せが変化し得ることを特徴とする請求項 7又は 8に記載の X線撮影 装置。
[10] 前記 X線検出手段を構成する各検出素子に対して、最も距離が近い N個の前記参 照用検出素子の組合せが指定されることを特徴とする請求項 9に記載の X線撮影装 置。
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