WO2007096968A1 - 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法 - Google Patents

放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法 Download PDF

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WO2007096968A1
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radiation detection
recursive
radiation
recursive calculation
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PCT/JP2006/303276
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Shoichi Okamura
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Shimadzu Corporation
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
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    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors

Definitions

  • the present invention relates to a medical or industrial device configured to obtain a radiation image based on a radiation detection signal output at a predetermined sampling time interval from a radiation detection means in accordance with radiation irradiation to a subject.
  • the present invention relates to a technique for removing a time delay caused by a radiation detection means from a radiation detection signal taken out from the radiation detection means.
  • An X-ray detector for detecting an X-ray transmission image of a subject that has recently been generated by X-ray irradiation by an X-ray tube in a medical X-ray diagnostic apparatus which is one of the representative devices of a radiation imaging apparatus
  • a flat panel X-ray detector (hereinafter referred to as “FPD” t, as appropriate) in which an extremely large number of X-ray detection elements using a semiconductor or the like are arranged vertically and horizontally on an X-ray detection surface is used.
  • sampling is performed based on an X-ray detection signal for one X-ray image taken out from the FPD at a sampling time interval when the subject is irradiated with radiation by the X-ray tube.
  • a configuration is adopted in which an X-ray image corresponding to an X-ray transmission image of the subject at each time interval is obtained.
  • the use of FPD is advantageous in terms of device structure and image processing because it is lighter and does not cause complex detection distortion, compared to image intensifiers that use conventional power.
  • the time delay included in each radiation detection signal extracted at the sampling time interval is assumed to be an impulse response composed of an exponential function with several time delays. Delay after removing time delay from radiation detection signal y
  • the calculation process for the removal radiation detection signal X is performed according to the following equation.
  • N Number of exponential functions with different time constants constituting impulse response n: Subscript indicating one of exponential functions constituting impulse response a: Strength of exponential function n
  • N Number of exponential functions with different time constants constituting impulse response n: Subscript indicating one of exponential functions constituting impulse response a: Strength of exponential function n
  • F, ⁇ , ⁇ which are impulse response coefficients of FPD, are obtained in advance, and fixed to the radiation detection signal ⁇
  • Patent Document 2 X with the time delay removed is calculated.
  • Patent Document 3 In addition to the method of Patent Document 2 described above, there is a technique for reducing a long time constant component for a time delay using a backlight (see, for example, Patent Document 3).
  • Patent Document 1 US Pat. No. 5,249,123 (Mathematical expressions and drawings in the specification)
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-242741 (Formulas and Drawings in the Specification)
  • Patent Document 3 Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-9153 (page 3-8, FIG. 1)
  • a 17-inch FPD has 3072 x 3072 pixels in the vertical and horizontal directions
  • the method of Patent Document 2 described above requires a large amount of calculation for recursive calculation processing. Therefore, in the case of fluoroscopic shooting of moving images, measures are taken to reduce the amount of calculation by performing a viewing operation that adds pixels. For example, in a viewing operation that combines 2 X 2 pixels both vertically and horizontally, the number of pixels can be reduced to 1Z4 and the amount of calculation can be reduced to 1Z4. In addition, in the bending operation that combines the 4 x 2 pixels, which are vertical force pixels and 2 pixels wide, By using the viewing operation, the number of pixels can be reduced to 1Z8 and the amount of calculation can be reduced to 1Z8.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and the radiation caused by the radiation detection means is reduced from the radiation detection signal extracted from the radiation detection means by reducing the amount of calculation.
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus and a radiation detection signal processing method capable of removing the time delay of the detection signal.
  • the present invention has the following configuration.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention is a radiation imaging apparatus that obtains a radiation image based on a radiation detection signal, and detects radiation that has passed through the subject and radiation irradiating means that irradiates the subject with radiation. And a signal sampling means for extracting a radiation detection signal from the radiation detection means at a predetermined sampling time interval, and the radiation detection means force is also output at the sampling time interval as the subject is irradiated with radiation.
  • the apparatus is configured to obtain a radiographic image based on a radiation detection signal, and the apparatus further includes a single or decay time constant for a time delay included in each radiation detection signal extracted at a sampling time interval.
  • a time delay removing means for removing from the line detection signal, and a recursive calculation process and a place for performing the recursive calculation process from among a group of pixels each corresponding to each position of the radiation detection means.
  • Pixel time grouping means for classifying the time delay to a place where no recursion is performed, and the time delay removal means removes the time delay by recursive calculation processing at a position where recursive calculation processing is performed, and detects corrected radiation. It is characterized by obtaining a signal.
  • the radiation detection signal is output at a predetermined sampling time interval along with the radiation applied to the subject by the radiation irradiating means.
  • the time delay removal means removes the time delay included in the signal as being due to an impulse response composed of one or a plurality of exponential functions having different decay time constants.
  • Each radiation detection signal force When removing the time delay, recursive calculation is performed.
  • this recursive calculation process is performed, it is performed as follows. That is, out of the pixel group consisting of the respective detection pixels corresponding to the respective positions of the radiation detection means, the pixel group classification means is divided into a place where recursive calculation processing is performed and a place where recursive calculation processing is not performed.
  • the time delay removing means classifies and removes the time delay by the recursive calculation process at the place where the recursive calculation process is performed, and obtains the radiation image from the obtained corrected radiation detection signal.
  • the radiation detection signal processing method extracts radiation detection signals detected by irradiating the subject at predetermined sampling time intervals, and is based on the radiation detection signals output at the sampling time intervals.
  • This is a radiation detection signal processing method that performs signal processing to obtain radiation images, and consists of a single or a plurality of exponential functions with different decay time constants for the time delay included in each radiation detection signal extracted at sampling time intervals.
  • the pixel group of the detected pixel force is divided into a place where the recursive calculation process is performed and a place where the recursive calculation process is not performed, and the recursion is performed.
  • the time delay is removed by recursive calculation processing, and the corrected radiation detection signal is obtained.
  • the radiation detection signal processing method of the present invention when performing recursive calculation processing, recursion is performed from among a pixel group consisting of detection pixels corresponding to the respective positions of the radiation detection means.
  • recursion is performed from among a pixel group consisting of detection pixels corresponding to the respective positions of the radiation detection means.
  • the amount of time delay can be removed from the radiation detection signal by reducing the amount of calculation for the recursive calculation process by the amount that eliminates the recursive calculation process.
  • the amount of calculations can be reduced without significantly changing the conventional device configuration, and correction using time constant components to eliminate time delays. This also has the effect of being able to perform lag correction.
  • One example of the radiation imaging apparatus and the radiation detection signal processing method described above is that when a part of a group of pixels arranged in a predetermined direction is a line, a portion where recursive calculation processing is not performed is a predetermined line.
  • the location where the recursive calculation process is performed is set as a line other than the predetermined line.
  • the radiation detection means is configured by two-dimensionally arranging a plurality of radiation detection elements corresponding to each pixel, and a plurality of gates for performing switching control of the radiation detection elements.
  • a bus line is connected to each radiation detection element, and a data bus line for reading out the radiation detection signal from the radiation detection element cover is connected to each radiation detection element perpendicular to the gate bus line.
  • the line can be set as follows using the example of the line described above.
  • An example of such a data bus line can be further divided as follows. That is, for each adjacent data bus line, it is possible to alternately separate a place where recursive calculation processing is not performed and a place where recursive calculation processing is performed.
  • Another example of the radiation imaging apparatus and the radiation detection signal processing method described above is that in a place where recursive calculation processing is not performed, in the vicinity of the portion and where recursive calculation processing is performed. This is to obtain a corrected radiation detection signal by removing the time delay using a value based on the recursive calculation result. In this way, recursive calculation processing is performed without the recursive calculation processing! /, By removing the time delay portion at every point, and the effect of lag correction, which is a correction that removes the time delay portion, is performed. It can be obtained in the same way as the spot, and its effect is not easily lost.
  • N Number of exponential functions with different time constants constituting impulse response n: Subscript indicating one of exponential functions constituting impulse response a: Strength of exponential function n : Exponential function n decay time constant
  • the time delay is removed using the average value of ⁇ N [S] at the location where
  • the recursive calculation process is not performed in the portion where the recursive calculation process is not performed.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a plan view showing a configuration of an FPD used in the example device.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing a sampling state of an X-ray detection signal at the time of execution of X-ray imaging by the embodiment apparatus.
  • FIG. 6 is a flowchart showing a procedure of an X-ray detection signal processing method in the embodiment.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a recursive arithmetic processing process for time delay elimination in the X-ray detection signal processing method in the embodiment.
  • FIG.8 Recursive operation and locations where recursive operation processing is not performed for each adjacent data bus line It is a schematic diagram when the place which processes is divided alternately.
  • FIG. 9 is a diagram showing a time delay situation corresponding to the radiation incident situation.
  • FIG. 10 is a diagram showing a time delay situation in which a shooting lag (time delay) overlaps fluoroscopy. Explanation of symbols
  • the recursive calculation processing location (FPD data bus line) and recursive It is equipped with a pixel group dividing means that divides it into locations (FPD data bus lines) that do not perform arithmetic processing, and at locations where recursive arithmetic processing is performed, the time delay is removed by recursive arithmetic processing, and the corrected X
  • the line detection signal at least the recursive operation processing is not performed at the place where the recursive operation processing is not performed, and the amount of calculation for the recursive operation processing is reduced by the amount that the recursive operation processing is omitted.
  • Line detection signal force The purpose of removing the time delay was realized.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating the overall configuration of the X-ray fluoroscopic apparatus according to the embodiment.
  • an X-ray fluoroscopic apparatus includes an X-ray tube 1 that emits X-rays toward a subject M, and an FPD (flat panel type) that detects X-rays transmitted through the subject M.
  • X-ray detector) 2 and the X-ray detection signal from FPD2 are digitally extracted at a predetermined sampling time interval ⁇ t.
  • the device of this example is configured so that an X-ray image can be obtained based on the X-ray detection signal extracted from the FPD2 by the AZD converter 3 when the subject M is irradiated with X-rays!
  • the acquired X-ray image is displayed on the screen of the image monitor 5.
  • each part structure of a present Example apparatus is demonstrated concretely.
  • the X-ray tube 1 corresponds to the radiation irradiating means in the present invention
  • the FPD 2 corresponds to the radiation detecting means in the present invention
  • the AZD transformation 3 corresponds to the signal sampling means in the present invention.
  • the X-ray detection signal corresponds to the radiation detection signal in the present invention
  • the X-ray image corresponds to the radiation image in the present invention.
  • the X-ray tube 1 and the FPD 2 are arranged to face each other with the subject M interposed therebetween. Specifically, the X-ray tube 1 irradiates the subject M with cone-beam-shaped X-rays while being controlled by the X-ray irradiation control unit 6 at the time of X-ray imaging, and at the same time, occurs along with X-ray irradiation.
  • the X-ray tube 1 and the FPD2 are arranged to face each other so that the transmitted X-ray image force FPD2 of the subject M is projected onto the X-ray detection surface.
  • the X-ray tube moving mechanism 7 and the X-ray detector moving mechanism 8 are configured so that the X-ray tube 1 and the FPD 2 can reciprocate along the subject M, respectively.
  • the X-ray tube moving mechanism 7 and the X-ray detector moving mechanism 8 are controlled by the irradiation detection system movement control unit 9 to control the X-ray irradiation central force FPD2.
  • the irradiation detection system movement control unit 9 to control the X-ray irradiation central force FPD2.
  • the FPD 2 includes a number of X-ray detection elements 22 on the X-ray detection surface on which the transmitted X-ray image of the subject M force is projected. They are arranged vertically and horizontally along the body side direction Y. For example, X-ray detection elements 22 are arranged vertically and horizontally in a matrix of length 3072 x width 3072 on an X-ray detection surface having a width of about 17 inches vertically and 17 inches wide. Each X-ray detection element 22 of the FP D2 has a corresponding relationship with each pixel of the X-ray image created by the detection signal processing unit 4, and is projected on the X-ray detection surface based on the X-ray detection signal extracted from the FPD2. An X-ray image corresponding to the transmitted X-ray image is created by the detection signal processing unit 4.
  • X-ray detector Reference numeral 22 corresponds to the radiation detection element in the present invention.
  • the AZD converter 3 continuously extracts X-ray detection signals for each X-ray image at a sampling time interval ⁇ t, and the subsequent memory unit 10 generates an X-ray detection signal for generating an X-ray image. And X-ray detection signal sampling operation (extraction) is started before X-ray irradiation.
  • the start of extraction of X-ray detection signals by the AZD converter 3 may be performed manually by the operator or automatically in conjunction with the X-ray irradiation instruction operation. It may be configured.
  • the FPD 2 includes a glass substrate 21 and a thin film transistor TFT formed on the glass substrate 21.
  • the thin film transistor TFT As shown in FIGS. 4 and 5, the above-described many X-ray detection elements 22 are formed, and the X-ray detection elements 22 are separated from each other for each carrier collection electrode 23.
  • the X-ray detection element 22 functions as a switching element.
  • an X-ray sensitive semiconductor 24 is laminated on the carrier collection electrode 23, and the carrier collection electrode 23 is an X-ray detection element 22 as shown in FIGS.
  • Connected to source S of A plurality of gate bus lines 26 are connected from the gate driver 25, and each gate bus line 26 is connected to the gate G of the X-ray detection element 22.
  • a multiplexer 27 that collects charge signals and outputs them to one is connected to a plurality of data bus lines 29 through amplifiers 28, as shown in FIGS.
  • each data bus line 29 is connected to the drain D of the X-ray detection element 22.
  • the gate of the X-ray detection element 11 is turned on by applying the voltage of the gate bus line 26 (or to OV), and the carrier collection electrode 23
  • the charge signal (carrier) converted through the X-ray sensitive semiconductor 24 incident on the detection surface side through the X-ray sensitive semiconductor 24 is transferred to the data bus through the source S and drain D of the X-ray detection element 22.
  • the charge signals read out to the data bus lines 29 are amplified by the amplifiers 28, and output to the single charge signal by the multiplexer 27.
  • the output charge signal is digitized by the above-mentioned AZD modification 3 and output as an X-ray detection signal. That is, the gate bus line 26 performs switching control of the X-ray detection element 22, and the data bus line 29 reads an X-ray detection signal (a charge signal in an analog state) from the X-ray detection element 22.
  • the FPD 2 includes a plurality of X-ray detection elements 22 corresponding to the respective pixels arranged in a two-dimensional array, and a plurality of switching controls for the X-ray detection elements 22.
  • the gate bus line 26 is connected to each X-ray detection element 22, and the data no-line 29 that reads the X-ray detection signal from the X-ray detection element 22 is orthogonal to the gate bus line 26 and is connected to each X-ray detection element 22. Connected and configured.
  • the gate bus line 26 corresponds to the gate bus line in the present invention
  • the data bus line 29 corresponds to the data bus line in the present invention.
  • the X-ray fluoroscopic apparatus calculates a corrected X-ray detection signal by removing a time delay from each X-ray detection signal by recursive calculation processing.
  • a delay removing unit 11 and a pixel group sorting unit 12 for sorting into a place where recursive calculation processing is performed and a place where recursive calculation processing is not performed are provided.
  • the time delay removal unit 11 corresponds to the time delay removal means in the present invention
  • the pixel group sorting unit 12 corresponds to the pixel group sorting means in the present invention.
  • the time delay is included in each X-ray detection signal extracted from the FPD 2 at sampling time intervals.
  • the time delay is removed from each X-ray detection signal by performing the recursive calculation process described above by considering the time delay as an impulse response composed of one or more exponential functions having different decay time constants.
  • the recursive calculation processing part and the recursive calculation process described above are selected from the pixel group composed of the respective detection pixels corresponding to the respective positions of the X-ray detection elements 22 of the FPD2.
  • the pixel group dividing unit 12 is divided into portions where no correction is performed, and the time delay removal unit 11 is configured to remove the time delay by recursive calculation processing at a portion where recursive calculation processing is performed, and to output a corrected X-ray detection signal.
  • the recursive operation processing and the recursive operation processing are not performed! /, Where the recursion is performed for each adjacent data bus line 29 as shown in FIG.
  • the part that does not perform the arithmetic operation and the part that performs the recursive operation are alternately divided.
  • the data bus line 29 that performs recursive operation processing is indicated by hatching, and the data bus line 29 that does not perform recursive operation processing is indicated by blank space. If the data bus line 29 that performs recursive operation processing is set to an even number, the data bus line 29 that does not perform recursive operation processing is set to an odd number, and conversely, a data node that performs recursive operation processing is set to an odd number. When the line 29 is set to an odd number, the data bus line 29 that does not perform recursive computation is set to an even number. Data bus line 29 that does not perform Z that performs recursive computation processing is not limited to odd Z even.
  • the time delay removing unit 11 applies the recursive calculation result at the place where the recursive calculation process is performed in the vicinity of the place where the recursive calculation process is not performed. Based on this value, the time delay is removed and the corrected X-ray detection signal is obtained. As described above, for each adjacent data bus line 29, the portion where the recursive arithmetic processing is not performed and the portion where the recursive arithmetic processing is performed are alternately divided.
  • a preferable example of the data bus line 29 around the data bus line 29 without performing recursive arithmetic processing and having undergone recursive arithmetic processing is the data bus line 29 without the recursive arithmetic processing (see FIG. These are the two data bus lines 29 (shaded hatched area in Fig. 8) sandwiching the 8 blank areas on both sides. Therefore, in this embodiment, the recursive calculation processing is first performed on the data bus line 29 of the hatched portion in FIG. 8 to remove the time delay, and after obtaining the corrected X-ray detection signal, Using the value based on the recursive calculation result, the time delay is removed (without performing recursive calculation processing) in the blank data bus line 29 in FIG. 8, and the corrected X-ray detection signal is output.
  • the recursive calculation processing is first performed on the data bus line 29 of the hatched portion in FIG. 8 to remove the time delay, and after obtaining the corrected X-ray detection signal, Using the value based
  • a description will be given by taking, as an example, a statistic based on the recursive calculation result as a value based on the recursive calculation result. Furthermore, the average value of the recursive calculation processing result will be described as an example of the statistic based on the recursive calculation result. The average value of the recursive computation results will be described later.
  • the recursive operation is used to determine the initial value for the recursive operation processing. This is performed based on the lag signal value remaining at the base point of the arithmetic processing.
  • the time delay removal unit 11 removes the time delay (for the data bus line 29 that performs the recursive calculation process), and the corrected X A line detection signal is obtained.
  • the X-ray detection signal at each time includes a signal corresponding to the past X-ray irradiation as a time delay (see the hatched portion in Fig. 9). It is. This time delay is removed by the time delay removal unit 11 to obtain a corrected X-ray detection signal without time delay.
  • the detection signal processing unit 4 Based on the corrected X-ray detection signal, the detection signal processing unit 4 creates an X-ray image corresponding to the transmitted X-ray image projected on the X-ray detection surface.
  • the time delay removal unit 11 performs recursive calculation processing for removing the time delay from each X-ray detection signal using the following equations A to C.
  • N Number of exponential functions with different time constants constituting the impulse response
  • n Subscript indicating one of the exponential functions constituting the impulse response a: Intensity of the exponential function n
  • the corrected X-ray detection signal X is reduced by the simple recurrence formulas A to C.
  • the initial value is determined as in the following formula D.
  • the initial value for the recursive operation processing is set by the residual lag signal value when the beam is not irradiated), and the impedance obtained by the equations A to C under the condition of the initial value determined by the equation D is set.
  • Corrected X-ray detection signal X by removing the time delay based on the Lus response
  • the average value of ⁇ ⁇ N [S] on the two data bus lines 29 is used to remove the time delay.
  • the AZD converter 3 the detection signal processing unit 4, the X-ray irradiation control unit
  • irradiation detection system movement control unit 9 time delay removal unit 11, pixel group division unit 12, operation unit 13, various commands sent from the main control unit 14 according to input instructions and data or progress of X-ray imaging Execute 'control' processing according to
  • FIG. 6 is a flowchart showing the procedure of the X-ray detection signal processing method in the embodiment. Note that this shooting includes past shooting as shown in Fig. 10 and the current fluoroscopy! /.
  • the extracted X-ray detection signal is stored in the memory unit 10.
  • Step S2 Concurrently or intermittently irradiating the subject M with X-rays depending on the operator's setting, X for one X-ray image due to AZD change 3 at the sampling time interval At Continue taking out the line detection signal ⁇ and storing it in the memory unit 10.
  • Step S3 When the X-ray irradiation is completed, the process proceeds to the next step S4.
  • Step S4 X-ray detection signal Y for one X-ray image collected from memory unit 10 by one sampling
  • Step S5 In the data bus line 29 that performs recursive calculation processing, the time delay removal unit 11 performs recursive calculation processing according to equations A to C, and the time delay amount is calculated from each X-ray detection signal Y.
  • the corrected X-ray detection signal X that is, the pixel value is obtained.
  • the time delay elimination unit 11 uses the average value of ⁇ N [S] in the two adjacent data bus lines 29 to detect each X-ray detection signal.
  • the corrected X-ray detection signal X (pixel value) is obtained by removing the time delay from the signal Y. [0065] [Step S6] The detection signal processing unit 4 combines the data bus line 29 that performs recursive arithmetic processing and the data bus line 29 that does not perform recursive arithmetic processing. An X-ray image is created based on the X-ray detection signal X after correction for one sheet.
  • Step S 7 The generated X-ray image is displayed on the image monitor 5.
  • Step S8 If an unprocessed X-ray detection signal Y remains in the memory unit 10, step S4 k
  • X-ray images are created one after another at a speed of about 30 sheets per second, and the created X-ray images can be displayed continuously. Therefore, moving image display of X-ray images becomes possible.
  • FIG. 7 is a flow chart showing a recursive arithmetic processing process for time delay elimination in the X-ray detection signal processing method in the embodiment.
  • a recursive calculation process is performed on the hatched data nose line 29 in FIG. Using the value based on the result of the recursive operation (here, the average n nk value of [ N [S] in the two data bus lines 29 sandwiching the data bus line 29 that does not perform recursive operation processing on both sides) Then, the time delay is removed by the blank data bus line 29 in FIG. 8, and the corrected X-ray detection signal is obtained (steps T8 and T9).
  • Step Tl Recursive calculation processing is performed on the data bus line 29 in the hatched portion in FIG.
  • Step 2 Collect the residual lag (lag signal value) due to the time delay that occurred in the past shooting. Specifically, in the first frame, AZD Transform 3 extracts the X-ray detection signal ⁇ ⁇ for one X-ray image due to residual lag from FPD2. This X-ray detection signal ⁇ is recursive
  • equation D is expressed by the following equation ⁇ .
  • N is the formula G
  • Step T5 After increasing k by 1 (k2 k + 1) in equations A and C, subsequently substituting X for the previous time into equation C to obtain S, S, and S
  • the corrected X-ray detection signal X is calculated by substituting the obtained S, S, S and X-ray detection signal Y k-1 lk 2k 3k lk 2k 3k k into equation A.
  • Step T6 If there is an unprocessed X-ray detection signal Y, the process returns to Step ⁇ 5, and an unprocessed Xk
  • Step T7 Data bus line 29 for calculating the X-ray detection signal X after correction for one sampling (one X-ray image) and performing recursive processing (hatched hatching in FIG. 8) Part k
  • Step T8 processing is performed without performing recursive operation processing in the blank data nose line 29 in FIG.
  • This step T9 is performed until there is a processed X-ray detection signal Y, and an unprocessed X-ray detection signal Y k
  • V is recursed at V, where the recursive calculation process is not performed (in this embodiment, the data bus line 29 in the blank portion in FIG. 8).
  • No arithmetic processing is performed! /
  • So recursive arithmetic processing is omitted! X-ray detection signal force time delay can be eliminated by reducing the amount of calculation required.
  • the number of places where recursive calculation processing is performed can be reduced, the amount of calculation can be reduced without significantly changing the conventional device configuration, and the time delay using more time constant components can be eliminated.
  • the lag correction which is the correction to be performed can be performed. In the case of this example, even if the acceptance criteria for long-term lag is relaxed, the yield of FPD2 can be improved while reducing the amount of calculation.
  • a place where recursive calculation processing is not performed is a predetermined line (in this embodiment, a blank portion in FIG. 8).
  • a portion where recursive calculation processing is performed is set as a line other than a predetermined line (in this embodiment, a hatched data data line 29 in FIG. 8).
  • a portion where recursive operation processing is not performed is set as a predetermined data bus line 29 (in this embodiment, the blank data bus line 29 in FIG. 8), and recursive operation processing is performed.
  • the place to perform is set as a data nos line 29 other than the predetermined data nos line 29 (in this embodiment, the hatched data bus line 29 in FIG. 8).
  • the data bus line 29 can be divided into a part where recursive arithmetic processing is performed and a part where recursive arithmetic processing is not performed.
  • the data bus line 29 can be easily divided into the predetermined data bus lines 29 at the time of reading (step S4 in this embodiment).
  • V is not subjected to recursive calculation processing for each adjacent data bus line 29, and the portion where recursive calculation processing is performed is alternately divided.
  • recursive calculation processing is not performed! /, In the place (in this embodiment, the blank data bus line 29 in FIG. 8) Based on the results of the recursive operation at the place where the recursive operation was performed (in this example, two data bus lines 29 in the hatched area in FIG. 8 adjacent to the blank data bus line 29 in FIG. 8).
  • the corrected X-ray detection signal is obtained by removing the time delay using the measured values. This Do not perform recursive calculation processing as shown in the above example.By removing the time delay part at every point, the effect of lag correction, which is the correction to remove the time delay part, is performed. It can be obtained in the same way as the spot, and its effect is not easily lost.
  • the value based on the recursive calculation result is a statistic (here, an average value) based on the recursive calculation result.
  • the force that was the radiation detection means force FPD
  • FPD This invention uses a radiation detection means that causes a time delay of X-ray detection signals other than FPD! It can also be used for devices with special configurations!
  • the present invention can also be applied to devices other than X-ray fluoroscopic apparatuses such as an X-ray CT apparatus.
  • the present invention is not limited to medical use but can be applied to an industrial apparatus such as a non-destructive inspection device.
  • the above-described embodiment apparatus is an apparatus that uses X-rays as radiation.
  • the present invention is not limited to X-rays, and is also applicable to apparatuses that use radiation other than X-rays (eg, ⁇ -rays). Can be applied.
  • the initial value is determined by Expression D.
  • the corrected X-ray detection signal is obtained by removing the time delay based on the impulse response obtained by the equations A to C. Open 2004— 2
  • the time delay may be removed based on the Innols response obtained by the equations a to c.
  • recursive arithmetic processing is performed for each adjacent data bus line 29.
  • three or more consecutive data bus lines 29 are subjected to recursive arithmetic processing, and adjacent to these 1 If the recursive operation processing is not performed only for the data line 29 of the book, V, and so on, the recursive operation processing portion and the recursive operation processing portion may be alternately repeated.
  • a recursive operation process is performed on two or more consecutively adjacent data line 29, and a recursive operation process is not performed on two or more adjacent data bus lines 29. You may do it.
  • the location where the recursive operation processing is not performed is set as the predetermined data bus line 29, and the location where the recursive operation processing is performed is set as the data nosline 29 other than the predetermined data nosline 29.
  • the setting of each data bus line 29 is not particularly limited.
  • the location where the recursive calculation processing is not performed and the location where the recursive calculation processing is performed are alternately divided for each adjacent data bus line 29, but in a predetermined direction.
  • a place where recursive calculation processing is not performed is set as a predetermined line
  • a place where recursive calculation processing is performed is set as a line other than the predetermined line.
  • the present invention can be applied to any type of line other than the data bus line 29, and the type of the line is not particularly limited. In addition, it is not necessarily a line.
  • each block may be divided into a place where recursive calculation processing is performed and a place where recursive calculation processing is not performed.
  • a recursive operation result is obtained as! Based on the recursive operation result!
  • the statistics based on the results have been described as examples.
  • the present invention is not limited to the statistics. For example, a result obtained by multiplying a recursive operation result by a coefficient less than 1 is used as a result of the recursive operation result. You can use it as a value.
  • an example of a statistic based on a recursive calculation result is an average value.
  • a statistic that is normally used is not limited to an average value. The median of the results, the mode of recursive results, and the weighted average of recursive results.
  • the present invention is suitable for a radiation imaging apparatus including a flat panel X-ray detector (FPD).
  • FPD flat panel X-ray detector

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Abstract

　この発明の放射線撮像装置は、再帰的演算処理を行う際には、放射線検出手段の各々の位置にそれぞれ対応した各々の検出画素からなる画素群の中から、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに区分し、再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理によって時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出信号を求めるように構成されているので、再帰的演算処理を行わない箇所では少なくとも再帰的演算処理が行われず、再帰的演算処理を省いた分だけ再帰的演算処理のための計算量を低減させて、放射線検出信号から時間遅れ分を除去することができる。                                                                                 

Description

明 細 書
放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
技術分野
[0001] この発明は、被検体への放射線照射に伴って放射線検出手段から所定のサンプリ ング時間間隔で出力される放射線検出信号に基づいて放射線画像が得られるように 構成されている医用もしくは工業用の放射線撮像装置および放射線検出信号処理 方法に係り、特に、放射線検出手段から取り出された放射線検出信号から放射線検 出手段に起因する時間遅れ分を除去するための技術に関する。
背景技術
[0002] 放射線撮像装置の代表的な装置のひとつである医用 X線診断装置において、最 近、 X線管による X線照射に伴って生じる被検体の X線透過像を検出する X線検出 器として、半導体等を利用した極めて多数個の X線検出素子を X線検出面に縦横に 配列したフラットパネル型 X線検出器 (以下、適宜「FPD」 t 、う）が用いられて 、る。
[0003] すなわち、 X線診断装置では、 X線管による被検体への放射線照射に伴って FPD からサンプリング時間間隔で取り出される X線画像 1枚分の X線検出信号に基づ ヽて 、サンプリング時間間隔毎の被検体の X線透過像に対応する X線画像が得られる構 成がとられている。 FPDを用いた場合、従来力も用いられているイメージインテンシフ アイァなどに比べて、軽量で、かつ、複雑な検出歪みが発生しないので、装置構造面 や画像処理面で有利となる。
[0004] し力しながら、 FPDを用いた場合、 FPDに起因する時間遅れによる悪影響が X線 画像に現れるという問題がある。具体的には、 FPD力も X線検出信号を取り出すサン プリング時間間隔が短 、場合、取り出し切れな 、信号の残りが時間遅れ分として次 の X線検出信号に加わる。そのため、 FPDから 1秒間に 30回のサンプリング時間間 隔で画像 1枚分の X線検出信号を取り出して X線画像を作成して動画表示する場合 、時間遅れ分が前の画面に残像として現れ、画像のダブリを生じる、結果、動画像が ボャける等の不都合が生じる。
[0005] この FPDの時間遅れ問題に対し、米国特許明細書第 5249123号では、コンビュ ータ断層画像 (CT画像)の取得の場合にぉ 、て、 FPDからサンプリング時間間隔 Δ tで取り出される放射線検出信号力 時間遅れ分を演算処理で除去する技術が提案 されている。
[0006] すなわち、前記米国特許明細書では、サンプリング時間間隔で取り出される各放射 線検出信号に含まれる時間遅れ分を時間遅れ分が幾つカゝの指数関数で構成される インパルス応答によるものとして、放射線検出信号 yから時間遅れ分を除去した遅れ
k
除去放射線検出信号 X とする演算処理を次式によって行って 、る。
k
[0007] X =[y-∑ Ν[α -[l-exp(T )]-exp(T )-S ]]/∑ Νβ
k k n=l n n n nk π=1 n
ここで、 T =-Δΐ/τ ， S =x +exp(T )-S ，
n n nk k-1 n n(k-l)
β =an -[l-exp(T )]
但し， At:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字
N:インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数 n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度
τ ：指数関数 ηの減衰時定数
しかしながら、発明者らが上記米国特許明細書が提案する演算処理技術を適用実 施してみたところでは、時間遅れに起因するアーティファクトが回避されず、かつ、ま ともな X線画像も得られな 、と 、う結果し力得られず、 FPDの時間遅れは解消されな V、ことが確認された (特許文献 1)。
[0008] そこで、発明者は、特開 2004— 242741号公報の手法を先に提案している。この 手法によれば、この FPDの時間遅れに対して、次の再帰式 a〜cにより、 FPDのイン パルス応答に起因する時間遅れを除去している。
[0009] X =Υ -∑ Ν [α ·〔1— exp(T ) ] -exp(T )-S ]···&
k k n=l n n n nk
T =— ---b
S =X +exp(T )-S ---c
nk k-1 n n(k- 1)
但し， At:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字 Y : k番目のサンプリング時点で取り出された放射線検出信号 k
X ： Yから時間遅れ分を除去した遅れ除去放射線検出信号
k k
X
k-1：—時点前の X
k
S ：一時点前の s
n(k-l) nk
exp ：指数関数
N :インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数 n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度
τ ：指数関数 ηの減衰時定数
S =0
ηθ
X =0
0
この再帰式的演算では、 FPDのインパルス応答係数である、 Ν, α , τ を事前に 求めておき、それを固定した状態で放射線検出信号 Υ
kを式 a〜cに適用し、その結 果、時間遅れ分を除去した X を算出することになる (特許文献 2)。なお、上述した時
k
間遅れ分を除去する補正は、「ラグ補正」とも呼ばれて ヽる。
[0010] 上述した特許文献 2の手法以外にも、バックライトを用いて時間遅れ分の長時定数 成分の低減を図る技術がある（例えば、特許文献 3参照)。
[0011] 特許文献 1 :米国特許第 5249123号（明細書中の数式および図面）
特許文献 2：特開 2004 - 242741号公報（明細書中の数式および図面） 特許文献 3 :特開平 9— 9153号公報 (第 3— 8頁、図 1)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0012] しかしながら、例えば 17インチサイズの FPDは、縦横が 3072 X 3072画素であり、上 述した特許文献 2の手法では、再帰的演算処理のための計算量が膨大になる。そこ で、動画の透視撮影の場合には、画素を加算するビユング動作を行って計算量を減 らす対策を行っている。例えば、縦横をともに 2 X 2画素を 1つにまとめるビユング動作 では、ビユング動作によって画素数が 1Z4に減って計算量を 1Z4に減らすことがで きる。また、縦力 画素で横が 2画素の 4 X 2画素を 1つにまとめるビユング動作では、 ビユング動作によって画素数が 1Z8に減って計算量を 1Z8に減らすことができる。
[0013] しかし、一方でコストを抑える必要から上述した特許文献 3のバックライトを削除する と、時間遅れ分の時定数成分（「ラグ成分」とも呼ばれている）量が増大する。この対 策として、ラグ補正に用いる時間遅れ分の時定数成分の数を増やすことが考えられ る。しかし、成分の数を増やすと、計算量が増大してしまう。
[0014] この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、計算量を低減させて、 放射線検出手段カゝら取り出された放射線検出信号カゝら放射線検出手段に起因する 放射線検出信号の時間遅れを除去することができる放射線撮像装置および放射線 検出信号処理方法を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0015] この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、この発明の放射線撮像装置は、放射線検出信号に基づいて放射線画 像を得る放射線撮像装置であって、被検体に向けて放射線を照射する放射線照射 手段と、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手 段から放射線検出信号を所定のサンプリング時間間隔で取り出す信号サンプリング 手段とを備え、被検体への放射線照射に伴って放射線検出手段力もサンプリング時 間間隔で出力される放射線検出信号に基づいて放射線画像が得られるように前記 装置は構成されており、前記装置は、さらに、サンプリング時間間隔で取り出される各 放射線検出信号に含まれる時間遅れ分を単数または減衰時定数が異なる複数個の 指数関数で構成されるインパルス応答によるものとして再帰的演算処理により各放射 線検出信号から除去する時間遅れ除去手段と、前記放射線検出手段の各々の位置 にそれぞれ対応した各々の検出画素からなる画素群の中から、前記再帰的演算処 理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに区分する画素群区分手段とを備 え、前記時間遅れ除去手段は、再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理に より時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出信号を求めることを特徴とするもので ある。
[0016] この発明の放射線撮像装置では、放射線照射手段による被検体への照射線に伴 つて放射線検出手段力 所定のサンプリング時間間隔で出力される放射線検出信 号に含まれる時間遅れ分を、単数または減衰時定数が異なる複数個の指数関数で 構成されるインパルス応答によるものとして、時間遅れ除去手段が除去する。各放射 線検出信号力 時間遅れ分を除去する際には、再帰的演算処理により行う。この再 帰的演算処理を行う際には、以下のように行う。すなわち、放射線検出手段の各々の 位置にそれぞれ対応した各々の検出画素からなる画素群の中から、画素群区分手 段は、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに区分し、時 間遅れ除去手段は、再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理により時間遅 れ分を除去して、得られた補正後放射線検出信号から放射線画像が取得される。
[0017] このように、この発明の放射線撮像装置によれば、再帰的演算処理を行わない箇 所では少なくとも再帰的演算処理が行われないので、再帰的演算処理を省いた分だ け再帰的演算処理のための計算量を低減させて、放射線検出信号から時間遅れ分 を除去することができる。
[0018] また、この発明の放射線検出信号処理方法は、被検体を照射して検出された放射 線検出信号を所定のサンプリング時間間隔で取り出し、サンプリング時間間隔で出 力される放射線検出信号に基づいて放射線画像を得る信号処理を行う放射線検出 信号処理方法であって、サンプリング時間間隔で取り出される各放射線検出信号に 含まれる時間遅れ分を単数または減衰時定数が異なる複数個の指数関数で構成さ れるインパルス応答によるものとして再帰的演算処理により各放射線検出信号から除 去し、その際には、放射線を検出して前記放射線検出信号を出力する放射線検出 手段の各々の位置にそれぞれ対応した各々の検出画素力 なる画素群の中から、 前記再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに区分し、再帰 的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理によって時間遅れ分を除去して、補正 後放射線検出信号を求めることを特徴とするものである。
[0019] この発明の放射線検出信号処理方法によれば、再帰的演算処理を行う際には、放 射線検出手段の各々の位置にそれぞれ対応した各々の検出画素からなる画素群の 中から、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに区分し、 再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理によって時間遅れ分を除去して、 補正後放射線検出信号を求めることで、再帰的演算処理を行わな!/、箇所では少なく とも再帰的演算処理が行われない。したがって、再帰的演算処理を省いた分だけ再 帰的演算処理のための計算量を低減させて、放射線検出信号から時間遅れ分を除 去することができる。また、再帰的演算処理を行う箇所を減らすので、従来の装置構 成を大きく変えることなしに計算量を減らすことができて、より多くの時定数成分を用 いた、時間遅れ分を除去する補正であるラグ補正を行うことができるという効果をも奏 する。
[0020] 上述したこれら放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法の一例は、所定 の一方向に並んだ画素群の一部をラインとしたときに、再帰的演算処理を行わない 箇所を所定のラインとして設定するとともに、再帰的演算処理を行う箇所を所定のラ イン以外のラインとして設定することである。このように設定することでラインに関連し て区分して、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに分け ることがでさる。
[0021] なお、放射線検出手段が、各々の画素にそれぞれ対応した複数の放射線検出素 子が 2次元状に配列されて構成されているとともに、前記放射線検出素子のスィッチ ング制御を行う複数のゲートバスラインが各々の放射線検出素子に接続され、前記 放射線検出信号を放射線検出素子カゝら読み出すデータバスラインが前記ゲートバス ラインに直交して各々の放射線検出素子に接続されて構成されて ヽるときには、上 述したラインの一例にっ 、て以下のように設定することが可能である。
[0022] すなわち、再帰的演算処理を行わない箇所を所定のデータバスラインとして設定す るとともに、再帰的演算処理を行う箇所を所定のデータバスライン以外のデータバス ラインとして設定することが可能である。このように設定することでデータバスラインに 関連して区分して、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わな 、箇所と に分けることができる。また、データバスラインの延びている方向が読み出し方向に沿 つているので、読み出しの時点で所定のデータバスラインに容易に区分することがで きる。
[0023] このようなデータバスラインの一例について、さらに以下のように分けることが可能で ある。すなわち、隣接するデータバスライン毎に再帰的演算処理を行わない箇所と再 帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けることが可能である。 [0024] 上述したこれら放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法の他の一例は、 再帰的演算処理を行わない箇所では、その箇所の周辺であって、かつ再帰的演算 処理が行われた箇所における再帰的演算結果に基づいた値を用いて時間遅れ分を 除去して、補正後放射線検出信号を求めることである。このように、再帰的演算処理 を行わな!/、箇所にぉ 、て時間遅れ分を除去することで、時間遅れ分を除去する補正 であるラグ補正の効果を、再帰的演算処理が行われた箇所と同等に得ることができ、 その効果が損なわれ難い。
[0025] このように、再帰的演算処理を行わな!/、箇所にぉ 、て時間遅れ分を除去する場合 の一例は、再帰的演算結果に基づいた値が、再帰的演算結果に基づく統計量であ る。このような統計量を用いて時間遅れ分を除去することで、再帰的演算処理を行わ ない箇所でも、信頼性がより高い補正後放射線検出信号を取得することができる。ま た、上述した統計量の一例は、再帰的演算処理結果の平均値である。また、このよう な平均値を用いる一例として、以下のようなものがある。
[0026] すなわち、前記再帰的演算処理を行う箇所では放射線検出信号から時間遅れ分 を除去する再帰的演算処理を式 A〜C、
X =Υ -∑ N [S ト-Α
k k n=l nk
T = - t τ " ·Β
S =exp(T ) - { a ·〔1 exp(T )〕 ' exp(T ) ' S ト C
nk n n n n n(k - 1)
但し， A t:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字 Y ： k番目のサンプリング時点で取り出された放射線検出信号
k
X ： Yから時間遅れ分を除去した補正後放射線検出信号 k k
X
k-1：—時点前の X
k
S ：一時点前の s
n(k-l) nk
exp ：指数関数
N :インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数 n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度 :指数関数 nの減衰時定数
により行うとともに、再起的演算処理のための初期値を式 D、
X =0, S = γ ·Υ - --D
0 ηθ n 0
但し， y n：ある減衰時定数 τ ηの成分 ηの残留割合
Υ
0：再帰的演算処理の基点時である放射線非照射時に残留して 、るラグ 信号値
により行い、前記式 Dにより決定された初期値での条件で、前記式 A〜Cにより求め られた前記インパルス応答に基づ！/ヽて時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出 信号を求め、前記再帰的演算処理を行わない箇所では、前記再帰的演算処理結果 を前記式 A中の∑ N [S ]として、その箇所の周辺であって、かつ再帰的演算処理
n=l nk
が行われた箇所における∑ N [S ]の平均値を用いて時間遅れ分を除去して、補
n=l nk
正後放射線検出信号を求めることである。
発明の効果
[0027] この発明に係る放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法によれば、再帰 的演算処理を行わない箇所では少なくとも再帰的演算処理が行われないので、再帰 的演算処理を省 、た分だけ再帰的演算処理のための計算量を低減させて、放射線 検出信号力 時間遅れ分を除去することができる。
図面の簡単な説明
[0028] [図 1]実施例の X線透視撮影装置の全体構成を示すブロック図である。
[図 2]実施例装置に用いられて ヽる FPDの構成を示す平面図である。
[図 3]実施例装置による X線撮影の実行時の X線検出信号のサンプリング状況を示 す模式図である。
[図 4]断面視した FPDの等価回路である。
[図 5]平面視した FPDの等価回路である。
[図 6]実施例での X線検出信号処理方法の手順を示すフローチャートである。
[図 7]実施例での X線検出信号処理方法における時間遅れ除去用の再帰的演算処 理プロセスを示すフローチャートである。
[図 8]隣接するデータバスライン毎に再帰的演算処理を行わない箇所と再帰的演算 処理を行う箇所とを交互に分けたときの模式図である。
[図 9]放射線入射状況に対応した時間遅れ状況を示す図である。
[図 10]撮影のラグ (時間遅れ分)が透視に重なった時間遅れ状況を示す図である。 符号の説明
[0029] 1 … X線管
2 … FPD (フラットパネル型 X線検出器）
3 … AZD変
11 … 時間遅れ除去部
12 … 画素群区分部
22 … X線検出素子
26 … ゲートバスライン
29 … データバスライン
M … 被検体
発明を実施するための最良の形態
[0030] FPD (フラットパネル型 X線検出器)の各々の位置にそれぞれ対応した各々の検出 画素からなる画素群の中から、再帰的演算処理を行う箇所 (FPDのデータバスライン )と再帰的演算処理を行わな 、箇所 (FPDのデータバスライン）とに区分する画素群 区分手段を備え、再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理によって時間遅 れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求めることで、再帰的演算処理を行わない 箇所では少なくとも再帰的演算処理が行われず、再帰的演算処理を省いた分だけ 再帰的演算処理のための計算量を低減させて、 X線検出信号力 時間遅れ分を除 去するという目的を実現した。
実施例
[0031] 以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明する。図 1は、実施例に係る X線透 視撮影装置の全体構成を示すブロック図である。
[0032] X線透視撮影装置は、図 1に示すように、被検体 Mに向けて X線を照射する X線管 1と、被検体 Mを透過した X線を検出する FPD (フラットパネル型 X線検出器） 2と、 F PD2から X線検出信号を所定のサンプリング時間間隔 Δ tでディジタルィ匕して取り出 す AZD変翻3と、 AZD変翻3から出力される X線検出信号に基づいて X線画 像を作成する検出信号処理部 4と、検出信号処理部 4で取得された X線画像を表示 する画像モニタ 5とを備えている。つまり、被検体 Mへの X線照射に伴って AZD変換 器 3で FPD2から取り出される X線検出信号に基づ!/ヽて X線画像が得られるように本 実施例装置は構成されており、取得された X線画像が画像モニタ 5の画面に映し出さ れる。以下、本実施例装置の各部構成を具体的に説明する。 X線管 1は、この発明に おける放射線照射手段に相当し、 FPD2は、この発明における放射線検出手段に相 当し、 AZD変翻3は、この発明における信号サンプリング手段に相当する。また、 X線検出信号は、この発明における放射線検出信号に相当し、 X線画像は、この発 明における放射線画像に相当する。
[0033] 被検体 Mを挟んで X線管 1と FPD2とを対向配置する。具体的には、 X線撮影の際 に X線照射制御部 6の制御を受けながら、 X線管 1は被検体 Mにコーンビーム状の X 線を照射すると同時に、 X線照射に伴って生じる被検体 Mの透過 X線像力FPD2の X線検出面に投影されるように、 X線管 1および FPD2を対向配置する。
[0034] X線管移動機構 7および X線検出器移動機構 8によって X線管 1および FPD2が被 検体 Mに沿って往復移動可能になるようにそれぞれを構成する。また、 X線管 1およ び FPD2の移動に際しては、 X線管移動機構 7および X線検出器移動機構 8が照射 検出系移動制御部 9の制御を受けて X線の照射中心力FPD2の X線検出面の中心 に常に一致する状態が保たれるようにし、 X線管 1と FPD2との対向配置を維持した ままで一緒に移動させる。 X線管 1および FPD2が移動するにつれて被検体 Mへの X 線照射位置が変化することにより撮影位置が移動する。
[0035] FPD2は、図 2に示すように、被検体 M力ゝらの透過 X線像が投影される X線検出面 に多数の X線検出素子 22が被検体 Mの体軸方向 Xと体側方向 Yに沿って縦横に配 列されて構成されている。例えば、縦 17インチ X横 17インチ程の広さの X線検出面 に X線検出素子 22が縦 3072 X横 3072のマトリックスで縦横に配列されている。 FP D2の各 X線検出素子 22が検出信号処理部 4で作成される X線画像の各画素と対応 関係にあり、 FPD2から取り出された X線検出信号に基づいて X線検出面に投影され た透過 X線像に対応する X線画像が検出信号処理部 4で作成される。 X線検出素子 22は、この発明における放射線検出素子に相当する。
[0036] AZD変換器 3は、 X線画像 1枚分ずつの X線検出信号をサンプリング時間間隔 Δ t で連続的に取り出して、後段のメモリ部 10で X線画像作成用の X線検出信号を記憶 し、 X線検出信号のサンプリング動作 (取り出し)を X線照射の以前に開始するように 構成されている。
[0037] すなわち、図 3に示すように、サンプリング時間間隔 A tで、その時点の透過 X線像 についての全 X線検出信号が収集されてメモリ部 10に次々に格納される。 X線を照 射する以前の AZD変換器 3による X線検出信号の取り出し開始は、オペレータの手 動操作によって行われる構成でもよいし、 X線照射指示操作等と連動して自動的に 行われる構成でもよい。
[0038] FPD2のより具体的な構成について説明する。 FPD2は、図 4に示すように、ガラス 基板 21と、ガラス基板 21上に形成された薄膜トランジスタ TFTとから構成されている 。薄膜トランジスタ TFTについては、図 4、図 5に示すように、上述した多数個の X線 検出素子 22が形成されており、キャリア収集電極 23ごとに X線検出素子 22が互いに 分離形成されている。 X線検出素子 22はスイッチング素子として機能する。
[0039] 図 4に示すようにキャリア収集電極 23の上には X線感応型半導体 24が積層形成さ れており、図 4、図 5に示すようにキャリア収集電極 23は X線検出素子 22のソース Sに 接続されて 、る。ゲートドライバ 25からは複数本のゲートバスライン 26が接続されて いるとともに、各ゲートバスライン 26は X線検出素子 22のゲート Gに接続されている。 一方、図 5に示すように、電荷信号を収集して 1つに出力するマルチプレクサ 27には 増幅器 28を介して複数本のデータバスライン 29が接続されているとともに、図 4、図 5に示すように各データバスライン 29は X線検出素子 22のドレイン Dに接続されてい る。
[0040] 図示を省略する共通電極にバイアス電圧を印加した状態で、ゲートバスライン 26の 電圧を印加（または OVに)することで X線検出素子 11のゲートが ONされて、キャリア 収集電極 23は、検出面側で入射した X線カゝら X線感応型半導体 24を介して変換さ れた電荷信号 (キャリア）を、 X線検出素子 22のソース Sとドレイン Dとを介してデータ バスライン 29に読み出す。なお、 X線検出素子 22が ONされるまでは、電荷信号は キャパシタ（図示省略)で暫定的に蓄積されて記憶される。各データバスライン 29に 読み出された電荷信号を増幅器 28で増幅して、マルチプレクサ 27で 1つの電荷信 号にまとめて出力する。出力された電荷信号を上述した AZD変 3でディジタル 化して X線検出信号として出力する。つまり、ゲートバスライン 26は X線検出素子 22 のスイッチング制御を行 、、データバスライン 29は X線検出信号 (アナログ状態では 電荷信号)を X線検出素子 22から読み出す。
[0041] 以上をまとめると、 FPD2は、各々の画素にそれぞれ対応した複数の X線検出素子 22が 2次元状に配列されて構成されているとともに、 X線検出素子 22のスイッチング 制御を行う複数のゲートバスライン 26が各々の X線検出素子 22に接続され、 X線検 出信号を X線検出素子 22から読み出すデータノ スライン 29がゲートバスライン 26に 直交して各々の X線検出素子 22に接続されて構成されている。ゲートバスライン 26 は、この発明におけるゲートバスラインに相当し、データバスライン 29は、この発明に おけるデータバスラインに相当する。
[0042] また、本実施例の X線透視撮影装置は、図 1に示すように、再帰的演算処理により 各 X線検出信号から時間遅れ分を除去した補正後 X線検出信号を算出する時間遅 れ除去部 11と、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに 区分する画素群区分部 12とを備えている。時間遅れ除去部 11は、この発明におけ る時間遅れ除去手段に相当し、画素群区分部 12は、この発明における画素群区分 手段に相当する。
[0043] 時間遅れ分は、 FPD2からサンプリング時間間隔で取り出される各 X線検出信号に 含まれて 、る。その時間遅れ分を減衰時定数が異なる単数または複数個の指数関 数で構成されるインパルス応答によるものとして上述した再帰的演算処理を行って、 各 X線検出信号から時間遅れ分を除去する。
[0044] その際には、 FPD2の X線検出素子 22の各々の位置にそれぞれ対応した各々の 検出画素からなる画素群の中から、上述した再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演 算処理を行わない箇所とに画素群区分部 12は区分し、時間遅れ除去部 11は、再帰 的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理により時間遅れ分を除去して、補正後 X 線検出信号を求める。 [0045] 本実施例では、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わな!/、箇所とに 区分するのに、図 8に示すように、隣接するデータバスライン 29毎に再帰的演算処理 を行わない箇所と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けている。図 8では、再帰 的演算処理を行うデータバスライン 29を斜線のハッチングで示すとともに、再帰的演 算処理を行わないデータバスライン 29を空白で示している。なお、再帰的演算処理 を行うデータバスライン 29を偶数番目に設定した場合には、再帰的演算処理を行わ ないデータバスライン 29は奇数番目に設定され、逆に再帰的演算処理を行うデータ ノ スライン 29を奇数番目に設定した場合には、再帰的演算処理を行わないデータバ スライン 29は偶数番目に設定される。再帰的演算処理を行う Z行わないデータバス ライン 29の設定については、奇数 Z偶数に限定されない。
[0046] 本実施例では、時間遅れ除去部 11は、再帰的演算処理を行わない箇所では、そ の箇所の周辺であって、かつ再帰的演算処理が行われた箇所における再帰的演算 結果に基づ 、た値を用いて時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求める。 上述したように、隣接するデータバスライン 29毎に再帰的演算処理を行わない箇所 と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けている。したがって、再帰的演算処理を 行わな 、データバスライン 29の周辺であって、かつ再帰的演算処理が行われたデ ータバスライン 29の好ましい例は、再帰的演算処理を行わないデータバスライン 29 ( 図 8の空白部分）を両隣で挟んだ 2つのデータバスライン 29 (図 8の斜線のハツチン グ部分)である。したがって、本実施例では、先に図 8の斜線のノ、ツチング部分のデ ータバスライン 29で再帰的演算処理を行って、時間遅れ分を除去して、補正後 X線 検出信号を求めてから、その再帰的演算結果に基づいた値を用いて、図 8の空白部 分のデータバスライン 29で (再帰的演算処理を行わずに）時間遅れ分を除去して、 補正後 X線検出信号を求める。
[0047] なお、本実施例では、再帰的演算結果に基づ 、た値として、再帰的演算結果に基 づく統計量を例に採って説明する。さらに、再帰的演算結果に基づく統計量として、 再帰的演算処理結果の平均値を例に採って説明する。再帰的演算処理結果の平均 値については、後述する。
[0048] 一方、本実施例では、再起的演算処理のための初期値を決定するには、再帰的演 算処理の基点時に残留しているラグ信号値に基づいて行う。ここで、再帰的演算処 理の基点時とは、先頭フレームにおける X線非照射時 (k=0)のことを示し、再帰的 演算処理の基点時に残留して!/、るラグ信号値とは、その X線非照射時に残留して ヽ るラグ信号値 Y
0を示す。そして、決定された初期値に基づく再帰的演算処理によつ て、時間遅れ除去部 11は（ただし再帰的演算処理を行うデータバスライン 29につい て）時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求める。
[0049] FPD2の場合、図 9に示すように、各時刻での X線検出信号には、過去の X線照射 に対応する信号が時間遅れ分 (図 9中の斜線部分を参照）として含まれる。この時間 遅れ分を時間遅れ除去部 11で除去して時間遅れのな 、補正後 X線検出信号にする
。この補正後 X線検出信号に基づいて、 X線検出面に投影された透過 X線像に対応 する X線画像を検出信号処理部 4が作成する。
[0050] 具体的に時間遅れ除去部 11は、各 X線検出信号から時間遅れ分を除去する再帰 的演算処理を、次式 A〜Cを利用して行う。
[0051] X =Υ -∑ N [S ト-Α
k k n=l nk
T = - t τ " ·Β
S =exp(T ) - { a ·〔1 exp(T )〕 ' exp(T ) ' S ト C
nk n n n n n(k - 1)
但し， A t:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字 Y ： k番目のサンプリング時点で取り出された X線検出信号 k
X ： Yから時間遅れ分を除去した補正後 X線検出信号 k k
X
k-1：—時点前の X
k
S ：一時点前の s
n(k-l) nk
exp ：指数関数
N :インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数
n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度
τ ：指数関数 ηの減衰時定数
つまり、式 Αの右辺の第 2項以降、すなわち式 Cでの『S =exp(T ) - { a ·〔1 exp nk n n (T )〕 - exp(T ) - S }が時間遅れ分に該当するので、本実施例装置では、時間遅 n n n(k- 1)
れ分を除去した補正後 X線検出信号 X が式 A〜Cという簡潔な漸化式によって速や
k
かに求められる。
[0052] ここで、再帰的演算処理の基点時、すなわち先頭フレームにおける X線非照射時 は、 k= 0のときであり、再帰的演算処理を行う際に k= 0のときの X , S 、すなわち初
k nk
期値を次式 Dのように決定する。
[0053] X = 0, S = γ ·Υ〜D
0 ηθ n 0
但し， y n：ある減衰時定数 τ ηの成分 ηの残留割合
Υ
0：再帰的演算処理の基点時である X線非照射時に残留して 、るラグ信 号値
例えば、図 10に示すように、時間 to〜tiでの撮影のラグが透視に重なると、再帰 的演算処理の基点時である X線非照射時（図 10では k= 0を参照）であっても、時間 t 0〜tlでの撮影で発生した時間遅れ分による残留ラグ (ラグ信号値)が存在する。す なわち、 X線非照射時であっても X線検出信号 Yの初期値 Yは 0でない。
k 0
[0054] そこで、式 Dのように、 X = 0, S = γ ·Υ (Υ ：再帰的演算処理の基点時である X
0 ηθ η 0 0
線非照射時に残留して 、るラグ信号値）によって再帰的演算処理のための初期値を 設定して、式 Dにより決定された初期値での条件で、式 A〜Cにより求められたインパ ルス応答に基づいて時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号 X
kを求める。
[0055] 以上の式 A〜Dに関する説明は、再帰的演算処理を行うデータノ スライン 29につ いてであつたが、再帰的演算処理を行わないデータバスライン 29については、以下 のようにして時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求める。すなわち、再帰 的演算処理を行うデータバスライン 29で行われた再帰的演算処理結果を式 A中の ∑ N [S ]として、再帰的演算処理を行わないデータバスライン 29を両隣で挟んだ n=l nk
2つのデータバスライン 29における∑ N [S ]の平均値を用いて時間遅れ分を除
n=l nk
去して、補正後 X線検出信号を求める。すなわち、再帰的演算処理を行わないデー タバスライン 29では補正後 X線検出信号を求めるのに、式 A中の第 2項の∑ N [S
n=l n
]の代わりに、上述した両隣の 2つのデータバスライン 29における∑ N [S ]の平 k n=l nk 均値が式 A中の第 2項として用いられる。そして、再帰的演算処理を行わないデータ バスライン 29では式 B〜Dを用いな!/、。
[0056] なお、本実施例装置では、 AZD変換器 3や、検出信号処理部 4、 X線照射制御部
6や照射検出系移動制御部 9、時間遅れ除去部 11、画素群区分部 12は、操作部 13 力 入力される指示やデータあるいは X線撮影の進行に従って主制御部 14から送出 される各種命令にしたがって制御'処理を実行する。
[0057] 次に、上述の本実施例装置を用いて X線撮影を実行する場合について、図面を参 照しながら具体的に説明する。図 6は実施例での X線検出信号処理方法の手順を示 すフローチャートである。なお、ここでの撮影は、図 10に示すような過去の撮影や、今 回の透視ある!/、は撮影も含む。
[0058] 〔ステップ S 1〕 X線未照射の状態で AZD変換器 3がサンプリング時間間隔 Δ t ( = 1
Z30秒)で FPD2から X線照射前の X線画像 1枚分の X線検出信号 Yを取り出す。
k
取り出された X線検出信号をメモリ部 10に記憶する。
[0059] 〔ステップ S2〕オペレータの設定により X線が連続ないし断続的に被検体 Mに照射 されるのと並行して、サンプリング時間間隔 A tで AZD変 3による X線画像 1枚 分の X線検出信号 Υ の取り出しとメモリ部 10への記憶とを続ける。
k
[0060] 〔ステップ S3〕 X線照射が終了すれば次のステップ S4に進み、 X線照射が終了して
Vヽなければステップ S 2に戻る。
[0061] 〔ステップ S4〕メモリ部 10から 1回のサンプリングで収集した X線画像 1枚分の X線検 出信号 Y
kを読み出す。
[0062] この X線検出信号の読み出しを、データバスライン 29の並んでいる方向に順次に 行う場合には、各データバスライン 29毎に再帰的演算処理を行わない箇所と再帰的 演算処理を行う箇所とを交互に分ける。
[0063] 〔ステップ S5〕再帰的演算演算処理を行うデータバスライン 29では、時間遅れ除去 部 11が式 A〜Cによる再帰的演算処理を行い、各 X線検出信号 Y から時間遅れ分
k
を除去した補正後 X線検出信号 X 、すなわち、画素値を求める。
k
[0064] 再帰的演算処理を行わないデータバスライン 29では、時間遅れ除去部 11が両隣 の 2つのデータバスライン 29における∑ N [S ]の平均値を用いて、各 X線検出信
n=l nk
号 Y から時間遅れ分を除去した補正後 X線検出信号 X (画素値)を求める。 [0065] 〔ステップ S6〕再帰的演算演算処理を行うデータバスライン 29および再帰的演算処 理を行わないデータバスライン 29を併せて、検出信号処理部 4が 1回のサンプリング 分 (X線画像 1枚分)の補正後 X線検出信号 Xに基づ 、て X線画像を作成する。
k
[0066] 〔ステップ S7〕作成した X線画像を画像モニタ 5に表示する。
[0067] 〔ステップ S8〕メモリ部 10に未処理の X線検出信号 Y が残っていれば、ステップ S4 k
に戻り、未処理の X線検出信号が残っていなければ、 X線撮影を終了する。
[0068] なお、本実施例装置では、 X線画像 1枚分の X線検出信号 Y に対する時間遅れ除 k
去部 11による補正後 X線検出信号 Xの算出および検出信号処理部 4による X線画 k
像の作成をサンプリング時間間隔 A t ( = lZ30秒)で行う。すなわち、 1秒間に X線 画像を 30枚程度のスピードで次々と作成し、作成された X線画像を連続表示するこ とができるように構成する。したがって、 X線画像の動画表示が可能になる。
[0069] 次に、図 6におけるステップ S5の時間遅れ除去部 11による再帰的演算処理のプロ セスについて、図 7のフローチャートを用いて説明する。図 7は実施例での X線検出 信号処理方法における時間遅れ除去用の再帰的演算処理プロセスを示すフローチ ヤートである。
[0070] 先ず、図 8の斜線のハッチング部分のデータノ スライン 29で再帰的演算処理を行 つて、時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求めて (ステップ T1〜T7)から 、その再帰的演算結果に基づいた値 (ここでは、再帰的演算処理を行わないデータ バスライン 29を両隣で挟んだ 2つのデータバスライン 29における∑ N [S ]の平均 n nk 値)を用いて、図 8の空白部分のデータバスライン 29で時間遅れ分を除去して、補正 後 X線検出信号を求める (ステップ T8, T9)。
[0071] 〔ステップ Tl〕図 8の斜線のハッチング部分のデータバスライン 29で再帰的演算処 理を行う。
[0072] 〔ステップ Τ2〕過去の撮影で発生した時間遅れ分による残留ラグ (ラグ信号値)を収 集する。具体的には、先頭フレームにおいて AZD変翻 3が FPD2から残留ラグに よる X線画像 1枚分の X線検出信号 Υを取り出す。この X線検出信号 Υは、再帰的
0 0
演算処理の基点時である X線非照射時に残留して 、るラグ信号値 Υでもある。
0
[0073] 〔ステップ T3〕k=0とセットして、式 Aの X =0を初期値としてセットする。一方、ステ ップ T2で取得されたラグ信号値 Yを式 Dに代入することで式 Cの S を求める。ここで
0 ηθ
、ある減衰時定数 τ の成分 ηの残留割合 γを、式 Εの条件を満たすように設定する のが好ましい。
[0074] すなわち、
∑ Ν [γ ]≤1, 0≤ γ ·'·Ε
η=1 η η
但し， ∑ Ν [γ ]:成分 ηの残留割合 γ の総和
η=1 η η
の条件を満たすように設定するのが好ま U、。
[0075] 成分 ηの残留割合 γ の総和力 ^を超えると時間遅れ分が過剰に除去され、逆に成 分 ηの残留割合 γの総和が負の値の場合には時間遅れ分が逆に加算される恐れが ある。そこで、成分 ηの残留割合 γ の総和を 0以上 1以下にして、残留割合 γを 0以 上にすることで、時間遅れ分を過不足なく除去することができる。式 Εについては、次 式 E'のようにしてもよ!、し、次式 E' 'のようにしてもよ!、。
[0076] すなわち、式 Εが次式 の場合には、式 Εは、
Figure imgf000020_0001
の条件を満たすとともに、各々の残留割合 Ύを式 F、
y = y =··*= y =···= γ = y …
1 2 n N-l N
の条件を満たすように設定する。
[0077] 式 E'に式 Fを代入することで、 Ν· γ = 1となる。したがって、各々の残留割合 γ は
Ν η γ =1ΖΝとなり、各々の残留割合 γ は (インパルス応答を構成する時定数が異な
Ν η
る）指数関数の個数 Νで均等に分配される。このことから、 γ =1ΖΝを式 Dの S =
Ν ηθ y ·Υに代入することで、式 Dは次式 ΕΓで表される。
η 0
[0078] すなわち、式 Dは
S =Υ/Ν··*ϋ'
ηθ 0
で表される。指数関数の数が 3個（N = 3)の場合は、 S , S , S を式 Dにしたがつ
10 20 30
て Y/3に全てセットする。
0
[0079] また、式 Eが次式 E~の場合には、式 Eは、
∑ N [γ ]<1···Ε"
η=1 η
の条件を満たすとともに、ある減衰時定数 τ の成分 mでの残留割合 γ 、それ以 外の残留割合 0
Nを式 G、
0< y < 1, y =0"*G
N
の条件を満たすように設定する。指数関数の数が 3個 (N = 3)で、減衰時定数 τ
2 の成分 2での残留割合 γ 力^ )< γ < 1を満たし (例えば γ =0. 1)、かつそれ以外
2 2 2
の残留割合が 0 = y =0を満たす場合には、 S , , S を式 Gにしたがって 0にセッ
1 3 10 30
トするとともに、 S を式 Gにしたがって γ ·Υ (例えば γ =0. 1)にセットする。
20 2 0 2
[0080] 〔ステップ Τ4〕式 A, Cで k= lとセットする。式 C、つまり S =exp(T ) · { α ·〔1— ex nl 1 1 p(T ) ] -exp(T )- S }にしたがって S ， S ， S を求め、さらに求められた S ， S ， S
1 1 ηθ 11 21 31 11 21 3 と X線検出信号 Yとを式 Aに代入することで補正後 X線検出信号 Xを算出する。
1 1 1
[0081] 〔ステップ T5〕式 A, Cで kを 1だけ増加（k二 k+ 1)した後、続いて式 Cに 1時点前の X を代入して S ， S ， S を求め、さらに求められた S ， S ， S と X線検出信号 Y k-1 lk 2k 3k lk 2k 3k k とを式 Aに代入することで補正後 X線検出信号 Xを算出する。
k
[0082] 〔ステップ T6〕未処理の X線検出信号 Y があれば、ステップ Τ5に戻り、未処理の X k
線検出信号 Yがなければ、次のステップ T7に進む。
k
[0083] 〔ステップ T7〕 1回のサンプリング分 (X線画像 1枚分)の補正後除去 X線検出信号 X を算出し、再帰的演算処理を行うデータバスライン 29 (図 8の斜線のハッチング部 k
分）において、 1回の撮影分についての再帰的演算処理が終了となる。
[0084] 〔ステップ T8〕次に、図 8の空白部分のデータノ スライン 29で再帰的演算処理を行 わずに処理を行う。
[0085] 〔ステップ Τ9〕すなわち、各々の k ( = l, 2,…；)ごとに、両隣の 2つのデータバスライ ン 29における∑ N [S ]の平均値を式 A中の第 2項として用いて、 X線検出信号 Y n=l nk k を式 Aに代入することで補正後 X線検出信号 Xを算出する。ステップ T6と同様に、未 k
処理の X線検出信号 Y があるまでこのステップ T9を行い、未処理の X線検出信号 Y k
がなければ、再帰的演算処理を行わないデータバスライン 29 (図 8の空白部分）に k
おいて、 1回の撮影分についての処理が終了となる。
[0086] 以上のように、本実施例の X線透視撮影装置によれば、再帰的演算処理を行わな V、箇所 (本実施例では図 8の空白部分のデータバスライン 29)では少なくとも再帰的 演算処理が行われな!/、ので、再帰的演算処理を省!、た分だけ再帰的演算処理のた めの計算量を低減させて、 X線検出信号力 時間遅れ分を除去することができる。ま た、再帰的演算処理を行う箇所を減らすので、従来の装置構成を大きく変えることな しに計算量を減らすことができて、より多くの時定数成分を用いた、時間遅れ分を除 去する補正であるラグ補正を行うことができるという効果をも奏する。また、本実施例 の場合には、長期ラグの合格基準を緩和しても、計算量を減らした状態で、 FPD2の 歩留まりを向上させることができる。
[0087] 本実施例では、所定の一方向に並んだ画素群の一部をラインとしたときに、再帰的 演算処理を行わない箇所を所定のライン (本実施例では図 8の空白部分のデータバ スライン 29)として設定するとともに、再帰的演算処理を行う箇所を所定のライン以外 のライン (本実施例では図 8の斜線のハッチング部分のデータノ スライン 29)として設 定している。このように設定することでライン (ここではデータバスライン 29)に関連し て区分して、再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに分け ることがでさる。
[0088] より具体的には、再帰的演算処理を行わない箇所を所定のデータバスライン 29 (本 実施例では図 8の空白部分のデータバスライン 29)として設定するとともに、再帰的 演算処理を行う箇所を所定のデータノ スライン 29以外のデータノ スライン 29 (本実 施例では図 8の斜線のハッチング部分のデータバスライン 29)として設定している。こ のように設定することでデータバスライン 29に関連して区分して、再帰的演算処理を 行う箇所と再帰的演算処理を行わない箇所とに分けることができる。また、データバス ライン 29の延びている方向が読み出し方向に沿っているので、読み出しの時点 (本 実施例ではステップ S4)で所定のデータバスライン 29に容易に区分することができる 。なお、本実施例では、隣接するデータバスライン 29毎に再帰的演算処理を行わな V、箇所と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けて 、る。
[0089] 一方で、本実施例では、再帰的演算処理を行わな!/、箇所 (本実施例では図 8の空 白部分のデータバスライン 29)では、その箇所の周辺であって、かつ再帰的演算処 理が行われた箇所 (本実施例では図 8の空白部分のデータバスライン 29の両隣の図 8の斜線のハッチング部分の 2つのデータバスライン 29)における再帰的演算結果に 基づいた値を用いて時間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求めている。こ のように、再帰的演算処理を行わな!/、箇所にぉ 、て時間遅れ分を除去することで、 時間遅れ分を除去する補正であるラグ補正の効果を、再帰的演算処理が行われた 箇所と同等に得ることができ、その効果が損なわれ難い。
[0090] より具体的には、再帰的演算結果に基づいた値が、再帰的演算結果に基づく統計 量 (ここでは平均値)である。このような統計量を用いて時間遅れ分を除去することで 、再帰的演算処理を行わない箇所でも、信頼性がより高い補正後 X線検出信号を取 得することができる。
[0091] この発明は、上記実施形態に限られることはなぐ下記のように変形実施することが できる。
[0092] (1)上述した実施例では、放射線検出手段力FPDであった力 この発明は、 FPD 以外の X線検出信号の時間遅れが生じる放射線検出手段を用！ヽた構成の装置にも 用!/、ることができる。
[0093] (2)上述した実施例装置は X線透視撮影装置であつたが、この発明は X線 CT装置 のように X線透視撮影装置以外のものにも適用することができる。
[0094] (3)上述した実施例装置は医用装置であつたが、この発明は、医用に限らず、非破 壊検査機器などの工業用装置にも適用することができる。
[0095] (4)上述した実施例装置は、放射線として X線を用いる装置であつたが、この発明 は、 X線に限らず、 X線以外の放射線 (例えば γ線)を用いる装置にも適用することが できる。
[0096] (5)上述した実施例では、初期値を式 Dにより決定したが、再帰的演算処理の基点 時である X線非照射時に、図 10に示すような時間 tO〜tlでの撮影で発生した時間 遅れ分による残留ラグ (ラグ信号値）が存在しなければ、式 Aの X =0,式 Cの S =0 を X線照射前の初期値として全てセットしてもよ 、。
[0097] (6)上述した実施例では、式 A〜Cにより求められたインパルス応答に基づいて時 間遅れ分を除去して、補正後 X線検出信号を求めたが、特許文献 2 (特開 2004— 2
42741号公報）の手法でも述べたように、式 a〜cにより求められたインノ ルス応答に 基づ 、て時間遅れ分を除去してもよ 、。
[0098] (7)上述した実施例では、隣接するデータバスライン 29毎に再帰的演算処理を行 わない箇所と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けたが、例えば 3以上の連続 的に隣接する複数本のデータバスライン 29については再帰的演算処理を行い、これ らに隣接する 1本のデータノ スライン 29についてのみ再帰的演算処理を行わないと V、うように、再帰的演算処理を行わな 、箇所と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に 繰り返してもよい。また、例えば、 2以上の連続的に隣接する複数本のデータノ スライ ン 29については再帰的演算処理を行い、これらに隣接する 2以上の複数本のデータ バスライン 29について再帰的演算処理を行わないようにしてもよい。このように、再帰 的演算処理を行わない箇所を所定のデータバスライン 29として設定するとともに、再 帰的演算処理を行う箇所を所定のデータノ スライン 29以外のデータノ スライン 29と して設定するのであれば、各々のデータバスライン 29の設定については、特に限定 されない。
[0099] (8)上述した実施例では、隣接するデータバスライン 29毎に再帰的演算処理を行 わない箇所と再帰的演算処理を行う箇所とを交互に分けたが、所定の一方向に並ん だ画素群の一部をラインとしたときに、再帰的演算処理を行わない箇所を所定のライ ンとして設定するとともに、再帰的演算処理を行う箇所を所定のライン以外のラインと して設定するのであれば、データバスライン 29以外の種類のラインにっ ヽても適用 することができ、そのラインの種類については特に限定されない。また、必ずしもライ ンでなくてよぐ例えば、ブロックごとに再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理 を行わな 、箇所とに区分してもよ 、。
[0100] (9)上述した実施例では、再帰的演算処理を行わな!/、箇所で、その箇所の周辺で あって、かつ再帰的演算処理が行われた箇所における再帰的演算結果に基づ 、た 値を用いて時間遅れ分を除去するのに、再帰的演算処理を行わないデータバスライ ン 29 (図 8の空白部分）を両隣で挟んだ 2つのデータバスライン 29 (図 8の斜線のハツ チング部分）における再帰的演算結果に基づいた値を用いて行ったが、再帰的演算 処理を行わな 、データバスライン 29に近 、順で、再帰的演算処理が行われたデー タバスライン 29を 3つ以上選択して、これらのデータバスライン 29における再帰的演 算結果に基づ 、た値を用いて行ってもょ 、。
[0101] (10)上述した実施例では、再帰的演算結果に基づ!、た値として、再帰的演算結 果に基づく統計量 (実施例では平均値)を例に採って説明したが、統計量に限定さ れず、例えば再帰的演算結果に 1未満の係数を掛けたものを、再帰的演算結果に基 づ 、た値として用いてもょ 、。
[0102] (11)上述した実施例では、再帰的演算結果に基づく統計量の一例は平均値であ つたが、通常用いられる統計量であれば、平均値に限定されず、例えば再帰的演算 結果の中央値、再帰的演算結果の最頻値、再帰的演算結果の加重平均値であって ちょい。
産業上の利用可能性
[0103] 以上のように、この発明は、フラットパネル型 X線検出器 (FPD)を備えた放射線撮 像装置に適している。

Claims

請求の範囲
[1] 放射線検出信号に基づ 、て放射線画像を得る放射線撮像装置であって、被検体 に向けて放射線を照射する放射線照射手段と、被検体を透過した放射線を検出す る放射線検出手段と、前記放射線検出手段から放射線検出信号を所定のサンプリン グ時間間隔で取り出す信号サンプリング手段とを備え、被検体への放射線照射に伴 つて放射線検出手段力 サンプリング時間間隔で出力される放射線検出信号に基 づいて放射線画像が得られるように前記装置は構成されており、前記装置は、さらに 、サンプリング時間間隔で取り出される各放射線検出信号に含まれる時間遅れ分を 単数または減衰時定数が異なる複数個の指数関数で構成されるインパルス応答によ るものとして再帰的演算処理により各放射線検出信号から除去する時間遅れ除去手 段と、前記放射線検出手段の各々の位置にそれぞれ対応した各々の検出画素から なる画素群の中から、前記再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処理を行わな 、 箇所とに区分する画素群区分手段とを備え、前記時間遅れ除去手段は、再帰的演 算処理を行う箇所では再帰的演算処理により時間遅れ分を除去して、補正後放射線 検出信号を求めることを特徴とする放射線撮像装置。
[2] 請求項 1に記載の放射線撮像装置において、所定の一方向に並んだ画素群の一 部をラインとしたときに、前記画素群区分手段は、前記再帰的演算処理を行わない 箇所を所定のラインとして設定するとともに、前記再帰的演算処理を行う箇所を前記 所定のライン以外のラインとして設定することを特徴とする放射線撮像装置。
[3] 請求項 2に記載の放射線撮像装置において、前記放射線検出手段は、各々の画 素にそれぞれ対応した複数の放射線検出素子が 2次元状に配列されて構成されて いるとともに、前記放射線検出素子のスイッチング制御を行う複数のゲートバスライン が各々の放射線検出素子に接続され、前記放射線検出信号を放射線検出素子から 読み出すデータバスラインが前記ゲートバスラインに直交して各々の放射線検出素 子に接続されて構成されており、前記画素群区分手段は、前記再帰的演算処理を 行わない箇所を所定のデータバスラインとして設定するとともに、前記再帰的演算処 理を行う箇所を前記所定のデータバスライン以外のデータバスラインとして設定する ことを特徴とする放射線撮像装置。
[4] 請求項 3に記載の放射線撮像装置において、前記画素群区分手段は、隣接する データバスライン毎に前記再帰的演算処理を行わない箇所と前記再帰的演算処理 を行う箇所とを交互に分けることを特徴とする放射線撮像装置。
[5] 請求項 1に記載の放射線撮像装置において、前記時間遅れ除去手段は、前記再 帰的演算処理を行わない箇所では、その箇所の周辺であって、かつ前記再帰的演 算処理が行われた箇所における再帰的演算結果に基づいた値を用いて時間遅れ分 を除去して、補正後放射線検出信号を求めることを特徴とする放射線撮像装置。
[6] 請求項 5に記載の放射線撮像装置にお 、て、前記再帰的演算結果に基づ!、た値 は、再帰的演算結果に基づく統計量であることを特徴とする放射線撮像装置。
[7] 請求項 6に記載の放射線撮像装置において、前記統計量は、再帰的演算処理結 果の平均値であることを特徴とする放射線撮像装置。
[8] 請求項 7に記載の放射線撮像装置にお 、て、前記再帰的演算処理を行う箇所で は放射線検出信号力 時間遅れ分を除去する再帰的演算処理を式 A〜C、
X =Υ -∑ N [S ト-Α
k k n=l nk
T = - t τ " ·Β
S =exp(T ) - { a ·〔1 exp(T )〕 ' exp(T ) ' S ト C
nk n n n n n(k - 1)
但し， A t:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字
Y ： k番目のサンプリング時点で取り出された放射線検出信号
k
X ： Yから時間遅れ分を除去した補正後放射線検出信号 k k
X
k-1：—時点前の X
k
S ：一時点前の s
n(k-l) nk
exp ：指数関数
N :インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数 n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度
τ ：指数関数 ηの減衰時定数
により行うとともに、再起的演算処理のための初期値を式 D、 X =0, S = γ ·Υ - --D
0 ηθ n 0
但し， y n：ある減衰時定数 τ ηの成分 ηの残留割合
Υ
0：再帰的演算処理の基点時である放射線非照射時に残留して 、るラグ 信号値
により行い、前記式 Dにより決定された初期値での条件で、前記式 A〜Cにより求め られた前記インパルス応答に基づ！/ヽて時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出 信号を求め、前記再帰的演算処理を行わない箇所では、前記再帰的演算処理結果 を前記式 A中の∑ N [S ]として、その箇所の周辺であって、かつ再帰的演算処理
n=l nk
が行われた箇所における∑ N [S ]の平均値を用いて時間遅れ分を除去して、補
n=l nk
正後放射線検出信号を求めることを特徴とする放射線撮像装置。
[9] 被検体を照射して検出された放射線検出信号を所定のサンプリング時間間隔で取 り出し、サンプリング時間間隔で出力される放射線検出信号に基づいて放射線画像 を得る信号処理を行う放射線検出信号処理方法であって、サンプリング時間間隔で 取り出される各放射線検出信号に含まれる時間遅れ分を単数または減衰時定数が 異なる複数個の指数関数で構成されるインパルス応答によるものとして再帰的演算 処理により各放射線検出信号から除去し、その際には、放射線を検出して前記放射 線検出信号を出力する放射線検出手段の各々の位置にそれぞれ対応した各々の 検出画素からなる画素群の中から、前記再帰的演算処理を行う箇所と再帰的演算処 理を行わない箇所とに区分し、再帰的演算処理を行う箇所では再帰的演算処理によ つて時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出信号を求めることを特徴とする放射 線検出信号処理方法。
[10] 請求項 9に記載の放射線検出信号処理方法において、所定の一方向に並んだ画 素群の一部をラインとしたときに、前記再帰的演算処理を行わない箇所を所定のライ ンとして設定するとともに、前記再帰的演算処理を行う箇所を前記所定のライン以外 のラインとして設定することを特徴とする放射線検出信号処理方法。
[11] 請求項 10に記載の放射線検出信号処理方法において、前記放射線検出手段が、 各々の画素にそれぞれ対応した複数の放射線検出素子が 2次元状に配列されて構 成されているとともに、前記放射線検出素子のスイッチング制御を行う複数のゲート バスラインが各々の放射線検出素子に接続され、前記放射線検出信号を放射線検 出素子力 読み出すデータバスラインが前記ゲートバスラインに直交して各々の放射 線検出素子に接続されて構成されているときに、前記再帰的演算処理を行わない箇 所を所定のデータバスラインとして設定するとともに、前記再帰的演算処理を行う箇 所を前記所定のデータバスライン以外のデータバスラインとして設定することを特徴と する放射線検出信号処理方法。
[12] 請求項 11に記載の放射線検出信号処理方法にぉ 、て、隣接するデータバスライ ン毎に前記再帰的演算処理を行わない箇所と前記再帰的演算処理を行う箇所とを 交互に分けることを特徴とする放射線検出信号処理方法。
[13] 請求項 9に記載の放射線検出信号処理方法において、前記再帰的演算処理を行 わない箇所では、その箇所の周辺であって、かつ前記再帰的演算処理が行われた 箇所における再帰的演算結果に基づいた値を用いて時間遅れ分を除去して、補正 後放射線検出信号を求めることを特徴とする放射線検出信号処理方法。
[14] 請求項 13に記載の放射線検出信号処理方法において、前記再帰的演算結果に 基づいた値は、再帰的演算結果に基づく統計量であることを特徴とする放射線検出 信号処理方法。
[15] 請求項 14に記載の放射線検出信号処理方法において、前記統計量は、再帰的演 算処理結果の平均値であることを特徴とする放射線検出信号処理方法。
[16] 請求項 15に記載の放射線検出信号処理方法において、前記再帰的演算処理を 行う箇所では放射線検出信号力 時間遅れ分を除去する再帰的演算処理を式 A〜 C、
X =Y -∑ N [S ト-Α
k k n=l nk
T = - t τ " ·Β
S =exp(T ) - { a ·〔1 exp(T )〕 ' exp(T ) ' S ト C
nk n n n n n(k-l)
但し， A t:サンプリング時間間隔
k:サンプリングした時系列内の k番目の時点を示す添字 Y ： k番目のサンプリング時点で取り出された放射線検出信号
k
X ： Yから時間遅れ分を除去した補正後放射線検出信号 X
k-1：—時点前の X
k
S ：一時点前の s
n(k-l) nk
exp ：指数関数
N :インパルス応答を構成する時定数が異なる指数関数の個数 n：インパルス応答を構成する指数関数の中の一つを示す添字 a ：指数関数 nの強度
τ ：指数関数 ηの減衰時定数
により行うとともに、再起的演算処理のための初期値を式 D、
X = 0, S = γ ·Υ - - -D
0 ηθ n 0
但し， y n：ある減衰時定数 τ ηの成分 ηの残留割合
Υ
0：再帰的演算処理の基点時である放射線非照射時に残留して 、るラグ 信号値
により行い、前記式 Dにより決定された初期値での条件で、前記式 A〜Cにより求め られた前記インパルス応答に基づ！/ヽて時間遅れ分を除去して、補正後放射線検出 信号を求め、前記再帰的演算処理を行わない箇所では、前記再帰的演算処理結果 を前記式 A中の∑ N [S ]として、その箇所の周辺であって、かつ再帰的演算処理
n=l nk
が行われた箇所における∑ N [S ]の平均値を用いて時間遅れ分を除去して、補
n=l nk
正後放射線検出信号を求めることを特徴とする放射線検出信号処理方法。
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