WO2016111015A1 - 放射線撮影装置 - Google Patents

放射線撮影装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2016111015A1
WO2016111015A1 PCT/JP2015/050548 JP2015050548W WO2016111015A1 WO 2016111015 A1 WO2016111015 A1 WO 2016111015A1 JP 2015050548 W JP2015050548 W JP 2015050548W WO 2016111015 A1 WO2016111015 A1 WO 2016111015A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
radiation
fpd
radiation source
time
detection
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/050548
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
智晴 奥野
藤井　英樹
Original Assignee
株式会社島津製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社島津製作所 filed Critical 株式会社島津製作所
Priority to PCT/JP2015/050548 priority Critical patent/WO2016111015A1/ja
Priority to US15/541,899 priority patent/US10433800B2/en
Priority to JP2016568257A priority patent/JP6327365B2/ja
Publication of WO2016111015A1 publication Critical patent/WO2016111015A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4452—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being able to move relative to each other
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/025—Tomosynthesis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4464—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit or the detector unit being mounted to ceiling
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/467—Arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—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 radiation imaging apparatus that images a subject with radiation, and more particularly to a radiation imaging apparatus that performs imaging while moving an imaging system.
  • Such a conventional radiographic apparatus includes a bed that supports a top plate 52 on which a subject is placed, a radiation source 53, and a radiation detector that detects radiation provided inside the bed. 54 (see, for example, Patent Document 1 and Patent Document 2).
  • the radiation source control unit 56 receives the signal and starts radiation irradiation (see FIG. 8 (4)). As described above, according to the conventional apparatus, it is confirmed that the radiation source 53 and the radiation detector 54 operate normally with each other by exchanging signals between the radiation source control unit 56 and the radiation detector 54 before imaging. After that, radiation is executed.
  • JP 2002-263093 A Japanese Patent Application Laid-Open No. 2012-10078
  • the imaging system here is the radiation source 53 and the radiation detector 54.
  • the movement of the imaging system includes a movement of only the radiation source 53, a movement of only the radiation detector 54, and a movement of both the radiation source 53 and the radiation detector 54.
  • the above explanation of the operation of the apparatus is for imaging with the imaging system stationary.
  • imaging such as tomographic imaging
  • Such shooting is performed after the stopped imaging system is once accelerated and moved at a constant speed. Otherwise, a clear tomographic image cannot be taken.
  • the following explains how the first radiographic image is taken in such a continuous shooting operation.
  • a signal indicating the surgeon's instruction is sent to the movement controller 58 of the imaging system as shown in FIG. Then, the movement of the imaging system is started (see FIG. 9 (1)).
  • a signal indicating the operator's instruction is also sent to the control device (radiation source control unit 56) of the radiation source 53 (see FIG. 9 (2)). Even if the radiation source 53 is in a normal state in which the radiation source 53 can irradiate radiation, the radiation source controller 56 does not assume that radiation irradiation is possible. This is because the imaging system is accelerating and photographing may not be performed.
  • the radiation source control unit 56 waits until a signal indicating that the movement of the imaging system has reached a constant speed is sent from the movement control unit 58 of the imaging system.
  • the radiation source control unit 56 receives a signal from the movement control unit 58 (see FIG. 9 (3))
  • the radiation source control unit 56 sends a signal indicating that to the radiation detector 54 (see FIG. 9 (4)).
  • the radiation detector 54 When the radiation detector 54 receives a signal from the radiation source control unit 56, it starts preparation for detecting radiation. When the preparation is completed normally, the radiation detector 54 sends a signal indicating that to the radiation source control unit 56 (see FIG. 9 (5)). The radiation source control unit 56 receives the signal and starts radiation irradiation (see FIG. 9 (6)). The radiation detector 54 takes only 100 msec to complete the preparation.
  • FIG. 10 is a timing chart showing the timing at which the operations (4), (5), and (6) shown in FIG. 9 are performed. As shown in FIG. 10, radiographic imaging is not started until the preparation of the FPD 4 is completed after the imaging systems 3 and 4 have reached a constant speed.
  • the tomographic image is acquired by reconstructing the continuous radiographic image. At that time, it is a precondition of the reconstruction process that each of the radiographic images is taken from a specific photographing direction.
  • the upper side of FIG. 11 shows an ideal radiographic image timing. Ideally, the first image is taken from the point when the imaging system starts moving at a constant speed.
  • this premise does not consider the preparation of the radiation detector 54. That is, the first radiographic image is delayed by 100 msec as shown in the lower part of FIG. Since the imaging system has moved during the elapse of 100 msec, the imaging direction of the first radiographic image deviates from the assumption. Subsequent radiographic image capturing is also shifted by 100 msec, and a series of radiographic images cannot be captured with the imaging system placed at the target position. As a result, the imaging direction in a series of radiographic images is also deviated from the assumption. Such a shift in the photographing direction leads to blurring of the tomographic image.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a radiographic apparatus that does not cause a delay in imaging due to the effect of preparation of the radiation detector.
  • the radiographic apparatus includes a radiation source that irradiates a subject with radiation, a detection unit that detects radiation transmitted through the subject, an input unit that allows an operator to input an instruction to start imaging, When an instruction to start imaging is input to the input means, the radiation source or detection means that is in a stopped state is first accelerated and then moved to constant speed movement, and then the imaging means is instructed to start imaging. And a radiation source control means for sending a signal indicating that the radiation source can be irradiated to the detection means when input, the detection means while the radiation source or the detection means is accelerating and moving. It is characterized in that the preparation for radiation detection is started and the radiation source or the detection means shifts to a constant speed movement, and then shifts to a state where radiation can be detected promptly.
  • the detection means starts preparation for radiation detection while receiving a signal from the radiation source control means and while the radiation source or the detection means is accelerated. That is, according to the present invention, the acceleration movement of the radiation source or the detection means and the preparation for the radiation detection are performed simultaneously in parallel. In this way, unlike the conventional apparatus, it is not necessary to wait for the radiation source or the detection means to move at a constant speed and to start the preparation of the detection means, and the imaging can be started immediately after the start of the constant speed movement. it can. Thereby, the influence of the delay of imaging does not appear in the radiation image.
  • the detection means returns a signal indicating that the radiation can be detected to the radiation source control means.
  • the above configuration more specifically represents the detection means of the present invention. If the detection means performs the return operation, the radiation source control means can perform the radiation irradiation after waiting for the return, so that the radiation is not accidentally irradiated before the start of the constant speed movement.
  • the movement waiting time indicating the time from when the detection means receives a signal from the radiation source control means to the time when the radiation source or detection means shifts to constant velocity movement, and the detection means emits radiation.
  • a storage means for storing a preparation time for preparation for detection is provided, and the detection means is a time when a time obtained by subtracting the preparation time from the movement waiting time from the time when the signal is received from the radiation source control means. It is more preferable to prepare the detection means in advance and execute a return operation when the preparation is completed.
  • the above configuration more specifically represents the detection means of the present invention. If the preparation is completed and the return operation is executed when the movement waiting time has elapsed from the time when the detection means receives the signal from the radiation source control means, an unnecessary radiation detection period may occur or the necessary radiation detection period may be reduced. It is suppressed that it is not ensured.
  • the time during which the moving unit accelerates the radiation source or the detecting unit is longer than the time required for the detection unit to prepare for the radiation detection.
  • an image generation unit that generates a radiological image based on an output of the detection unit, and a series of radiographic images that are continuously shot while the radiation source and the detection unit are moved in opposite directions to each other. It is more desirable to provide tomographic image generation means for generating a tomographic image by superimposing.
  • the detection means after receiving the signal from the radiation source control means, completes preparation for radiation detection while the radiation source or the detection means is moving at an accelerated speed. That is, according to the present invention, the accelerated movement of the radiation source or the detection means and the preparation for radiation detection are performed simultaneously in parallel and completed simultaneously. In this way, unlike the conventional apparatus, it is not necessary to wait for the radiation source or the detection means to move at a constant speed and to start the preparation of the detection means, and the imaging can be started immediately after the start of the constant speed movement. it can. Thereby, the influence of the delay of imaging does not appear in the radiation image.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an overall configuration of an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1.
  • FIG. FIG. 5 is a schematic diagram illustrating the principle of generating a tomographic image according to the first embodiment.
  • 3 is a timing chart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1.
  • 3 is a timing chart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1.
  • 3 is a timing chart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1.
  • 3 is a timing chart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1.
  • It is a schematic diagram explaining the problem of the conventional radiography apparatus.
  • It is a schematic diagram explaining the problem of the conventional radiography apparatus. It is a schematic diagram explaining the problem of the conventional radiography apparatus. It is a schematic diagram explaining the problem of the
  • X-rays correspond to the radiation of the present invention.
  • FPD is an abbreviation for flat panel detector.
  • the X-ray imaging apparatus according to the present invention is an apparatus that can capture tomographic images based on the same principle as a digital tomosynthesis apparatus.
  • the X-ray imaging apparatus 1 receives a top plate 2 on which a subject M in a supine position is placed, and X-rays provided on the upper side (one surface side) of the top plate 2.
  • An X-ray tube 3 that irradiates the specimen M, and an apparatus that is placed on the top 2 and disposed below the subject M, detects X-rays that have passed through the subject M, and outputs a detection signal.
  • the FPD 4 is a rectangle having four sides along either the body axis direction A or the body side direction S of the subject M.
  • any one of the FPDs 4 is used at the time of imaging, and in the case of imaging related to the supine position, the FPD 4 is disposed on the opposite side of the subject M with the top 2 interposed therebetween.
  • the detection surface for detecting X-rays of the FPD 4 faces the X-ray tube 3 and the subject M side.
  • the X-ray tube 3 irradiates the quadrangular pyramid-shaped X-rays toward the FPD 4. Therefore, the FPD 4 receives X-rays on the entire detection surface.
  • the FPD 4 performs an important function in the present invention. Details thereof will be described later.
  • the X-ray tube 3 corresponds to the radiation source of the present invention
  • the FPD 4 corresponds to the detection means of the present invention that detects the X-rays transmitted through the subject M.
  • the FPD4 is a direct conversion type X-ray detector. That is, the FPD 4 has a conversion layer made of, for example, CdTe that converts X-rays into electron and hole pairs (carrier pairs). Carriers generated in the conversion layer are captured and accumulated in each of the detection elements. When a signal for outputting a carrier is sent to the detection element, the detection element outputs the accumulated carrier as a detection signal.
  • the support column 5 extends from the ceiling of the examination room toward the floor and supports the X-ray tube 3.
  • the X-ray imaging apparatus 1 having such a support 5 is called a radiation source suspended type.
  • the X-ray tube 3 is supported by being suspended in the examination room.
  • the X-ray tube 3 corresponds to the radiation source of the present invention
  • the FPD 4 corresponds to the detection means of the present invention.
  • the X-ray tube controller 6 shown in FIG. 1 is provided for the purpose of controlling the X-ray tube 3 with a predetermined tube current, tube voltage, and pulse width.
  • the X-ray tube control unit 6 performs an important function in the present invention. Details thereof will be described later.
  • the X-ray tube control unit 6 corresponds to the radiation source control means of the present invention.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a is configured to move the column 5 with respect to the ceiling of the examination room.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a can move the support column 5 along the body axis of the subject M or can move it along the body side of the subject M.
  • the X-ray tube 3 suspended and supported by the column 5 moves following the column 5.
  • the X-ray tube 3 can be moved with respect to the subject M on the top 2 by the X-ray tube moving mechanism 7a.
  • the X-ray tube movement control unit 8a is provided for the purpose of controlling the X-ray tube movement mechanism 7a. In the configuration of the first embodiment, it is assumed that the X-ray tube moving mechanism 7a operates only on the body axis of the subject M.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a corresponds to the moving means of the present invention.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a first moves the stopped X-ray tube 3 to acceleration, and then shifts to constant speed movement.
  • the FPD moving mechanism 7b is configured to move the FPD 4 below the top plate 2 with respect to the top plate 2.
  • the FPD moving mechanism 7b can move the FPD 4 along the body axis of the subject M. In this way, the FPD 4 can move relative to the subject M on the top 2 by the FPD moving mechanism 7b.
  • the FPD movement control unit 8b is provided for the purpose of controlling the FPD movement mechanism 7b.
  • the FPD moving mechanism 7b corresponds to the moving means of the present invention. When an instruction to start photographing is input to the console 26, the FPD moving mechanism 7b first accelerates the FPD 4 in a stopped state, and then shifts to a constant speed movement.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a and the FPD moving mechanism 7b are configured to move the X-ray tube 3 and the FPD 4 in synchronization with the subject M.
  • the X-ray tube moving mechanism 7a and the FPD moving mechanism 7b are linear trajectories (longitudinal of the top plate 2) parallel to the body axis direction A of the subject M according to the control of the X-ray tube moving control unit 8a and the FPD moving control unit 8b.
  • the X-ray tube 3 is moved straight along (direction).
  • the moving direction of the X-ray tube 3 and the FPD 4 coincides with the longitudinal direction of the top 2.
  • the directions of the synchronous movement of the X-ray tube 3 and the FPD 4 realized by the X-ray tube moving mechanism 7a and the FPD moving mechanism 7b are opposite to each other. Therefore, when the X-ray tube 3 moves from the head of the subject M toward the toes, the FPD 4 moves from the toes of the subject M toward the head.
  • the cone-shaped X-ray beam irradiated by the X-ray tube 3 is always irradiated toward the region of interest of the subject M. That is, the irradiation angle of the X-ray beam is changed from, for example, an initial angle of ⁇ 20 ° to a final angle of 20 ° by changing the angle of the X-ray tube 3.
  • the apparatus according to the present invention is devised so that the X-ray tube 3 is inclined so that the X-ray beam irradiated by the X-ray tube 3 is always received by the entire surface of the X-ray detection surface of the FPD 4. .
  • Such an X-ray irradiation angle change is performed by the X-ray tube tilting mechanism 9.
  • the X-ray tube tilt control unit 10 is provided for the purpose of controlling the X-ray tube tilt mechanism 9.
  • the X-ray tube 3 and the FPD 4 are indicated by an alternate long and short dash line through a position indicated by a broken line with the position of the solid line shown in FIG. 1 as an initial position. Move counter to position. At this time, the X-ray tube 3 irradiates the pulsed X-ray beam 74 times while moving synchronously with the FPD 4. 74 X-ray images P1, P2,... P74 are generated by this X-ray beam. The image generation unit 11 executes generation of these images.
  • the image generation unit 11 acquires an X-ray detection signal output by the FPD 4 every time X-ray irradiation is performed, and generates 74 X-ray images P1, P2,.
  • the generated image generation unit 11 is sent to the tomographic image generation unit 12.
  • the image generation unit 11 corresponds to the image generation unit of the present invention
  • the tomographic image generation unit 12 corresponds to the tomographic image generation unit of the present invention.
  • the tomographic image generation unit 12 superimposes a series of X-ray images P1, P2,... P74, which are continuously shot while the X-ray tube 3 and the FPD 4 are moved in opposite directions, based on a shift addition method.
  • a tomographic image D obtained when the subject M is cut along the cut surface is generated.
  • FIG. 2 illustrates the principle of the shift addition method used by the tomographic image generation unit 12.
  • a virtual plane (reference cut section MA) parallel to the top plate 2 (horizontal with respect to the vertical direction) will be described.
  • the FPD 4 is synchronized with the opposite direction of the X-ray tube 3 in accordance with the irradiation direction of the cone-shaped X-ray beam B by the X-ray tube 3 so as to be projected onto the fixed points p and q of the X-ray detection surface of the FPD 4.
  • a series of X-ray images P are generated by the image generation unit 11 while being moved.
  • the point I that is not located on the reference cut surface MA is reflected as a point i in a series of subject images while changing the projection position on the FPD 4.
  • a point i is blurred without forming an image when the tomographic image generation unit 12 superimposes the X-ray projection images.
  • an X-ray tomographic image in which only an image positioned on the reference cut surface MA of the subject M is reflected is obtained.
  • the projected images are simply superimposed, a tomographic image at the reference cut surface MA is obtained.
  • the tomographic image generation unit 12 can obtain a similar tomographic image even at an arbitrary cut surface horizontal to the reference cut surface MA.
  • the projection position of the point i moves in the FPD 4, but this moving speed increases as the separation distance between the point I before projection and the reference cut surface MA increases.
  • a tomographic image at a cutting plane parallel to the reference cutting plane MA can be obtained. That is why.
  • the main control unit 25 is configured by a CPU, and realizes the respective units 6, 8a, 8b, 10, 11, and 12 by executing various programs. Further, it may be realized by dividing each of these units into individual control devices in charge.
  • the storage unit 23 stores all parameters necessary for the operation of the X-ray imaging apparatus 1 of the first embodiment.
  • the console 26 is used to input various operator instructions such as an instruction to start imaging.
  • the display unit 27 is provided for the purpose of displaying a tomographic image D for diagnosis.
  • the storage unit 23 corresponds to the storage unit of the present invention, and the console 26 corresponds to the input unit of the present invention.
  • FIG. 3 is a timing chart showing the change in the state of each part in time series when the operator inputs an instruction to start photographing the tomographic image D through the console 26.
  • FIG. 3 before the operator operates the console 26, the X-ray tube 3 and the FPD 4 are stopped.
  • the X-ray tube 3 and the FPD 4 will be collectively referred to as imaging systems 3 and 4.
  • the X-ray tube movement control unit 8a and the FPD movement control unit 8b start moving the imaging systems 3 and 4 in response to this signal.
  • the imaging systems 3 and 4 are stopped when an instruction to start imaging is given. That is, it is necessary to accelerate the imaging systems 3 and 4 before moving them at a constant speed. That is, starting movement of the imaging systems 3 and 4 also means starting acceleration of the imaging systems 3 and 4.
  • the X-ray tube control unit 6 that has received the signal requests the X-ray tube 3 for data indicating the state of the X-ray tube 3 and recognizes that the state of the X-ray tube 3 is normal and that X-ray irradiation is possible.
  • an Xray_Ready signal indicating that irradiation can be performed is sent to the FPD 4.
  • This Xray_Ready signal is a signal for notifying completion of preparation for X-ray irradiation, and continues to be output to the FPD 4 until a series of X-ray images P1, P2,.
  • the Xray_Ready signal is drawn as a trigger signal sent from the X-ray tube control unit 6 to the FPD 4.
  • the X-ray tube control unit 6 sends a signal indicating that the X-ray tube 3 can irradiate X-rays to the FPD 4.
  • the FPD 4 that has received the Xray_Ready signal from the X-ray tube control unit 6 recognizes that X-ray irradiation will be executed in the future, and executes preparations necessary for detecting X-rays. This preparation requires a long time of about 100 msec, for example. This time is extremely longer than the time taken for the X-ray tube control unit 6 that has received the signal from the console 26 to send out the Xray_Ready signal.
  • the FPD 4 does not start the pre-preparation from the moment when the Xray_Ready signal is received.
  • the FPD 4 starts the preparation so that the completion time of the preparation is coincident with the time when the acceleration of the imaging systems 3 and 4 is completed. For example, it takes 500 msec from the transmission of the Xray_Ready signal until the acceleration of the imaging systems 3 and 4 is completed, and the preparation for the FPD4 takes 100 msec, for example. Preparation will begin.
  • the FPD 4 maintains a standby state until the preparation is started.
  • FIG. 3 shows a point in time when the FPD 4 starts preparation. How the FPD 4 recognizes the start time of the preparation is described.
  • the storage unit 23 stores a movement waiting time T that indicates the time from when the FPD 4 receives the Xray_Ready signal from the X-ray tube control unit 6 to when the X-ray tube 3 and the FPD 4 shift to constant speed movement. .
  • This movement waiting time T can be obtained by measuring how long it takes for the imaging systems 3 and 4 that have stopped to move to constant speed movement. This time is the time required to increase the speed of the imaging systems 3 and 4 in the stopped state to reach the speed of constant speed movement, and is also the time during which the imaging systems 3 and 4 are moving at an accelerated speed.
  • the actual movement waiting time T is, for example, 500 msec, but the setting can be changed as appropriate according to the movement mode of the imaging systems 3 and 4.
  • the storage unit 23 also stores a preparation time Ta required for preparation for the FPD 4 to detect X-rays.
  • This pre-preparation time Ta is a time set as the operation of the FPD 4.
  • the FPD 4 reads the movement waiting time T and the pre-preparation time Ta from the storage unit 23 before the start of photographing.
  • the pre-preparation time Ta of the FPD 4 is 100 msec, for example.
  • the main operation is to release the carriers accumulated in each of the detection elements constituting the FPD 4.
  • the FPD 4 has a property that carriers are accumulated little by little in the detection element even when X-rays are not irradiated due to current leakage in the conversion layer. Therefore, it is necessary to release the carriers accumulated in each detection element immediately before the X-ray irradiation.
  • This operation is called a reset operation.
  • the reset operation is not necessarily performed once before X-ray irradiation, but must be performed immediately before X-ray irradiation. Clear X-ray images P1, P2,...
  • P74 cannot be obtained unless X-ray irradiation is executed within 50 msec, for example, after the reset operation is executed. According to the apparatus of the present invention, such a problem is prevented from occurring by adopting a configuration in which detection of X-rays is started immediately after completion of preparation.
  • the FPD 4 of the present invention starts preparation for X-ray detection while the X-ray tube 3 and the FPD 4 are accelerated, and the X-ray tube moving mechanism 7 a and the FPD moving mechanism 7 b are connected to the X-ray tube 3 and the FPD 4. According to the time during which the FPD 4 is accelerated, the preparation for the FPD 4 is completed and the state shifts to a state where X-ray detection is possible.
  • the time when the X-ray tube moving mechanism 7a and the FPD moving mechanism 7b are completed by accelerating the X-ray tube 3 and the FPD 4 is different from the time when the preparation for the FPD 4 is completed, an unnecessary X-ray detection period may occur or the necessary X Since the line detection period is not secured, the image quality of the X-ray images P1, P2,... P74 is affected.
  • the apparatus according to the present invention does not cause such a problem because the two time points coincide with each other.
  • FIG. 4 shows a point in time when the acceleration of the imaging systems 3 and 4 is completed.
  • the acceleration movement of the imaging systems 3 and 4 of the present invention is completed at the same time, and the imaging systems 3 and 4 shift to the constant speed movement from the end of the acceleration movement.
  • Such movement speed control is realized by the X-ray tube movement control unit 8a and the FPD movement control unit 8b.
  • the FPD 4 recognizes that the FPD 4 is normal when the preparation for the FPD 4 is completed, the FPD 4 returns an FPD_Ready signal indicating that the X-ray can be detected to the X-ray tube control unit 6.
  • the FPD_Ready signal is a signal for permitting X-ray irradiation, and is continuously output to the X-ray tube control unit 6 until a series of X-ray images P1, P2,.
  • the FPD_Ready signal is drawn as a trigger signal sent from the FPD 4 to the X-ray tube control unit 6. At this time, the preparation for the FPD 4 is completed, and the mode shifts to a mode for detecting X-rays.
  • FIG. 5 shows a point in time when X-rays are irradiated after a further time has elapsed from the state of FIG.
  • the X-ray tube control unit 6 that has received the FPD_Ready signal from the FPD 4 sends a Fire signal indicating an instruction to start X-ray irradiation to the X-ray tube 3.
  • the X-ray tube 3 starts X-ray irradiation based on the Fire signal.
  • the irradiated X-rays enter the FPD 4 that has already shifted to the X-ray detection mode.
  • the imaging systems 3 and 4 have already been moved to the uniform speed movement.
  • the time required from the reception of the FPD_Ready signal to the transmission of the Fire signal is extremely shorter than the time required for the preparation of the FPD 4. In this way, a series of X-ray images P1, P2,.
  • FIG. 6 shows a point in time when the imaging operation related to the series of X-ray images P1, P2,.
  • the imaging systems 3 and 4 moving at a constant speed are decelerated and stopped.
  • a series of X-ray images P1, P2,... P74 are all taken while the imaging systems 3 and 4 are moving at a constant speed.
  • X-ray irradiation is depicted as if it were continuous with a constant intensity
  • actual X-ray irradiation is performed by taking a series of X-ray images P1, P2,. It is executed in a pulse shape corresponding to Similarly, in the description of FIG.
  • the detection of X-rays is depicted as being performed only once during a series of X-ray images P1, P2,... P74.
  • the detection is repeatedly executed corresponding to imaging of a series of X-ray images P1, P2,... P74.
  • the FPD 4 repeats the detection of X-rays and the reading of the detection data, and sends detection data relating to the X-ray images P1, P2,... P74 to the image generation unit 11.
  • the FPD 4 After receiving a signal from the X-ray tube control unit 6, the FPD 4 starts preparation for X-ray detection while the X-ray tube 3 or the FPD 4 is accelerating. That is, according to the present invention, the X-ray tube 3 or the FPD 4 performs acceleration movement and preparation for X-ray detection simultaneously in parallel.
  • the X-ray tube 3 or the FPD 4 performs acceleration movement and preparation for X-ray detection simultaneously in parallel.
  • the present invention is not limited to the configuration described above, and can be modified as follows.
  • the X-ray tube 3 and the FPD 4 are configured to move synchronously, but the present invention is not limited to this configuration.
  • the present invention can be applied to a configuration in which only the X-ray tube 3 is moved instead of the above-described configuration, and can be applied to a configuration in which only the FPD 4 is moved.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the present invention can also be applied to an imaging method for capturing a series of X-ray images while moving in the same direction while maintaining the positional relationship between the X-ray tube 3 and the FPD 4.
  • Such a photographing method may be used when performing long photographing or the like.
  • the FPD 4 returns the FPD_Ready signal when preparation for X-ray detection is completed, but the present invention is not limited to this configuration.
  • the FPD_Ready signal may be returned by using, as a trigger, reception of a signal indicating the start point of constant velocity movement from the X-ray tube movement control unit 8a and the FPD movement control unit 8b after the FPD 4 completes the preparation.
  • the FPD 4 has executed the pre-preparation of the FPD 4 from the time when the pre-preparation execution waiting time T-Ta has elapsed from the time when the Xray_Ready signal is sent from the X-ray tube control unit 6.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the FPD 4 receives the Xray_Ready signal from the X-ray tube movement control unit 8a and the FPD movement control unit 8b when the pre-preparation execution waiting time T-Ta has elapsed from the start of the constant velocity movement, the FPD 4 is prepared from that as a trigger. And the FPD_Ready signal may be sent to the X-ray tube controller 6.
  • the time when the X-ray tube 3 or the FPD 4 completes the acceleration movement and the time when the preparation for the FPD 4 is completed coincide with each other. If the difference between the time when the X-ray tube 3 or the FPD 4 completes the acceleration movement and the time when the preparation for the FPD 4 is completed is sufficiently small, an unnecessary X-ray detection period may occur or a necessary X-ray detection period may not be ensured. Since the influence is sufficiently small, the influence on the image quality of the X-ray images P1, P2,.
  • the present invention is suitable for the medical field.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

　本発明によれば、放射線検出器の前準備の影響で撮影の遅延が生じない放射線撮影装置を提供することができる。本発明のＦＰＤ４は、Ｘ線管制御部６より信号を受信した後、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動している間に放射線検出に際しての前準備を完了させる。つまり、本発明によれば、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動と放射線検出に際しての前準備とが同時平行で行われる。このようにすることで従来装置のように、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が等速移動されるのを待ってＦＰＤ４の前準備を開始する必要がなく、等速移動の開始後直ちに撮影の開始ができる。これにより、撮影の遅延の影響が放射線画像に現れることがない。

Description

放射線撮影装置
　本発明は、放射線で被検体のイメージングを行う放射線撮影装置に関し、特に、撮像系を移動させながら撮影を実行する放射線撮影装置に関する。
　医療機関には放射線で被検体の画像を取得する放射線撮影装置が備えらえている。このような従来構成の放射線撮影装置は、図７に示すように被検体を載置する天板５２を支持する寝台と、放射線源５３と、寝台内部に備えられた放射線を検出する放射線検出器５４とを備えている（例えば特許文献１，特許文献２参照）。
　このような装置の動作について簡単に説明する。術者が装置に対して放射線撮影の指示を行うと、図８に示すように術者の指示を示す信号が放射線源５３の制御装置（放射線源制御部５６）に送出される（図８（１）参照）。放射線源制御部５６は、放射線源５３の状態が放射線を照射できる正常な状態であれば、放射線照射が可能であるとし、その旨を示す信号を放射線検出器５４に送出する（図８（２）参照）。放射線検出器５４は、放射線源制御部５６からの信号を受け取ると、放射線を検出する前準備を開始する。前準備が正常に終了した場合、放射線検出器５４はその旨を示す信号を放射線源制御部５６に送出する（図８（３）参照）。放射線源制御部５６は、その信号を受けて、放射線照射を開始する（図８（４）参照）。このように、従来装置によれば、撮影前に放射線源制御部５６と放射線検出器５４とが信号をやりとりすることにより、放射線源５３と放射線検出器５４が互いに正常に動作することが確認されてから放射線の照射が実行されるようになっている。
特開２００２－２６３０９３号公報 特開２０１２－１００７３８号公報
　しかしながら、従来装置によれば、次のような問題がある。
　すなわち、従来装置は、撮像系を移動させながらの撮影については十分に配慮されているとは言いがたい。ここでいう撮像系とは、放射線源５３および放射線検出器５４のことである。撮像系を移動させる様式は具体的には、放射線源５３のみ移動させる様式、放射線検出器５４のみ移動させる様式、および放射線源５３，放射線検出器５４の両方を移動させる様式がある。
　上述の装置の動作説明は、撮像系を静止させた状態での撮影についてのものであったが断層撮影など撮影の用途によっては、撮像系を移動させながら放射線画像を連写する必要がある。このような撮影は、停止している撮像系を一度加速させ、等速に移動する状態となってから行われる。このようにしないと、鮮明な断層画像を撮影することができない。
　従来装置で放射線画像を連写する際は、撮像系が等速に移動し始めた時点で放射線画像の連写が開始されるようにしている。断層撮影においては、様々な方向から被検体の撮影を実行する必要がある。撮像系が等速に移動してしばらくしてから画像の連写を開始するようにすると、それだけ撮像系の移動範囲が広がってしまうため、撮影の方向が限られてしまう。このような事態を防ぐ目的で、１枚目の放射線画像の撮影を撮像系が等速に移動し始めた時点に一致させる様にしている。その後の放射線画像の連写は、１枚目の放射線画像の撮影時点を起点として一定時間が経過する度に繰り返される。
　このような連写動作において１枚目の放射線画像の撮影がどのように行われるか説明する。術者が装置に対して断層画像撮影の指示を行うと、図９に示すように術者の指示を示す信号が撮像系の移動制御部５８に送出され、信号を受け取った移動制御部５８は、撮像系の移動を開始させる（図９（１）参照）。
　一方、術者の指示を示す信号は、放射線源５３の制御装置（放射線源制御部５６）にも送出される（図９（２）参照）。放射線源制御部５６は、放射線源５３の状態が放射線を照射できる正常な状態であったとしても、放射線照射が可能であるとはしない。撮像系が加速中で、撮影が実行できない場合があるからである。放射線源制御部５６は、術者の指示を示す信号を受信した後、撮像系の移動が等速になった旨を示す信号が撮像系の移動制御部５８から送出されるまで待機する。放射線源制御部５６は、移動制御部５８からの信号を受信すると（図９（３）参照），その旨を示す信号を放射線検出器５４に送出する（図９（４）参照）。
　放射線検出器５４は、放射線源制御部５６からの信号を受け取ると、放射線を検出する前準備を開始する。前準備が正常に終了した場合、放射線検出器５４はその旨を示す信号を放射線源制御部５６に送出する（図９（５）参照）。放射線源制御部５６は、その信号を受けて、放射線照射を開始する（図９（６）参照）。放射線検出器５４は、前準備を完了するのに１００ｍｓｅｃだけの時間を要する。
　撮像系を移動させながら放射線画像の連写を行う場合、この放射線検出器５４の前準備に必要な時間が問題となる。図１０は、図９に示す（４），（５），（６）の動作が行われるタイミングを示すタイミングチャートである。図１０に示すように示すように、撮像系３，４が等速となってから更にＦＰＤ４の前準備が終了するまで放射線画像の撮影は開始されない。
　断層画像は、連写された放射線画像を再構成することで取得される。その際、放射線画像の各々が特定の撮影方向から撮影されていることが再構成処理の前提となる。図１１上側は、理想的な放射線画像のタイミングを示している。撮像系が等速に移動し始めた時点から一枚目の撮影が開始されるのが理想である。
　しかし、この前提には、放射線検出器５４の前準備についての考慮はない。すなわち、１枚目の放射線画像の撮影が想定よりも図１１下側が示すように１００ｍｓｅｃだけ遅れてしまう。撮像系は、１００ｍｓｅｃ経過する間に動いてしまっているから、１枚目の放射線画像の撮影方向が想定からずれてしまうのである。以降の放射線画像の撮影も１００ｍｓｅｃずつずれ、狙い通りの位置に撮像系を置いて一連の放射線画像が撮影できない。結果として、一連の放射線画像における撮影方向も想定からずれる。このような撮影方向のずれは、断層画像のボケにつながってしまう。
　本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、放射線検出器の前準備の影響で撮影の遅延が生じない放射線撮影装置を提供することにある。
　本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
　すなわち、本発明に係る放射線撮影装置は、被検体に放射線を照射する放射線源と、被検体を透過してきた放射線を検出する検出手段と、撮影開始の指示を術者に入力させる入力手段と、入力手段に撮影開始の指示が入力されると、停止状態となっている放射線源または検出手段をまずは加速移動させ、その後、等速移動に移行させる移動手段と、入力手段に撮影開始の指示が入力されると、放射線源が放射線の照射が可能である旨を示す信号を検出手段に送出する放射線源制御手段とを備え、検出手段は、放射線源または検出手段が加速移動している間に放射線検出に際しての前準備を開始させて放射線源または前記検出手段が等速移動に移行してから速やかに放射線の検出が可能な状態に移行することを特徴とするものである。
　［作用・効果］本発明によれば、検出手段の前準備の影響で撮影の遅延が生じない放射線撮影装置が提供できる。本発明によれば、検出手段は、放射線源制御手段より信号を受信した後、放射線源または検出手段が加速移動している間に放射線検出に際しての前準備を開始させる。つまり、本発明によれば、放射線源または検出手段が加速移動と放射線検出に際しての前準備とが同時平行で行われる。このようにすることで従来装置のように、放射線源または検出手段が等速移動されるのを待って検出手段の前準備を開始する必要がなく、等速移動の開始後直ちに撮影の開始ができる。これにより、撮影の遅延の影響が放射線画像に現れることがない。
　また、上述の放射線撮影装置において、検出手段は、放射線の検出が可能である旨を示す信号を放射線源制御手段に返送すればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明の検出手段をより具体的に表している。検出手段が返送動作を実行すれば、放射線源制御手段は返送を待って放射線照射を行えるので、誤って等速移動の開始前に放射線を照射してしまうことがない。
　また、上述の放射線撮影装置において、検出手段が放射線源制御手段より信号を受信した時点から放射線源または検出手段が等速移動に移行した時点までの時間を示す移動待ち時間と検出手段が放射線を検出するための前準備にかかる前準備時間を記憶する記憶手段を備え、検出手段は、放射線源制御手段より信号を受信した時点から、移動待ち時間から前準備時間を減算した時間だけ経過した時点で検出手段の前準備を行い、前準備が完了した時点で返送動作を実行すればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明の検出手段をより具体的に表している。検出手段が放射線源制御手段より信号を受信した時点から移動待ち時間だけ経過した時点で前準備を完了させて返送動作を実行すれば、不要な放射線検出期間が発生したり必要な放射線検出期間が確保されなくなったりすることが抑制される。
　また、上述の放射線撮影装置において、移動手段が放射線源または検出手段を加速移動させている時間は、検出手段が放射線検出に際しての前準備に必要な時間よりも長ければより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明の構成をより具体的に表している。移動手段が放射線源または検出手段を加速移動させている時間が検出手段の前準備に必要な時間よりも長ければ、検出手段が加速移動の終了を待っている間に確実に前準備を完了することができる。
　また、上述の放射線撮影装置において、検出手段の出力に基づいて放射線画像を生成する画像生成手段と、放射線源と検出手段とが互いに反対方向に移動されながら連写された一連の放射線画像を互いに重ね合わせて断層画像を生成する断層画像生成手段とを備えればより望ましい。
　［作用・効果］本発明の構成は、上述のように既存のトモシンセシス装置にも適用することができる。
　本発明によれば、検出手段の前準備の影響で撮影の遅延が生じない放射線撮影装置が提供できる。本発明によれば、検出手段は、放射線源制御手段より信号を受信した後、放射線源または検出手段が加速移動している間に放射線検出に際しての前準備を完了させる。つまり、本発明によれば、放射線源または検出手段が加速移動と放射線検出に際しての前準備とが同時平行で行われ、かつ同時に完了する。このようにすることで従来装置のように、放射線源または検出手段が等速移動されるのを待って検出手段の前準備を開始する必要がなく、等速移動の開始後直ちに撮影の開始ができる。これにより、撮影の遅延の影響が放射線画像に現れることがない。
実施例１に係るＸ線撮影装置の全体構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る断層画像の生成の原理を説明する模式図である。 実施例１に係るＸ線撮影装置の動作を説明するタイミングチャートである。 実施例１に係るＸ線撮影装置の動作を説明するタイミングチャートである。 実施例１に係るＸ線撮影装置の動作を説明するタイミングチャートである。 実施例１に係るＸ線撮影装置の動作を説明するタイミングチャートである。 従来の放射線撮影装置を説明する模式図である。 従来の放射線撮影装置の動作を説明する模式図である。 従来の放射線撮影装置の問題点を説明する模式図である。 従来の放射線撮影装置の問題点を説明する模式図である。 従来の放射線撮影装置の問題点を説明する模式図である。
　以降、図面を参照しながら本発明を実施するための形態について説明する。なお、Ｘ線は本発明の放射線に相当する。ＦＰＤはフラットパネルディテクタの略である。本発明に係るＸ線撮影装置は、ディジタルトモシンセシス装置と同じ原理に基づいた断層画像の撮影ができる装置である。
　＜Ｘ線撮影装置の全体構成＞
　実施例１に係るＸ線撮影装置１は、図１に示すように仰臥位の被検体Ｍを載置する天板２と、天板２の上側（一面側）に設けられたＸ線を被検体Ｍに照射するＸ線管３と、天板２に載置されるとともに被検体Ｍの下部に配置される装置であって、被検体Ｍを透過してきたＸ線を検出して検出信号を出力するＦＰＤ４とを備えている。ＦＰＤ４は、被検体Ｍの体軸方向Ａまたは体側方向Ｓのいずれかに沿った４つの辺を有する矩形となっている。このＦＰＤ４は撮影の際にいずれか１つが使用され、仰臥位に係る撮影の場合には被検体Ｍの天板２を挟んだ反対側に配置される。ＦＰＤ４のＸ線を検出する検出面は、Ｘ線管３および被検体Ｍ側に向いている。また、Ｘ線管３は、四角錐形状のＸ線をＦＰＤ４に向けて照射する。したがって、ＦＰＤ４は、Ｘ線を検出面の全面で受光することになる。このＦＰＤ４は、本発明において重要な機能を果たす。その詳細は後述する。Ｘ線管３は本発明の放射線源に相当し、ＦＰＤ４は被検体Ｍを透過してきたＸ線を検出する本発明の検出手段に相当する。
　ＦＰＤ４は、直接変換型のＸ線検出器である。すなわち、ＦＰＤ４は、Ｘ線を電子およびホールの対（キャリア対）に変換する例えばＣｄＴｅで構成される変換層を有している。変換層で生じたキャリアは、検出素子の各々に捕獲され、蓄積される。検出素子にキャリアを出力する信号を送ると、検出素子は蓄積していたキャリアを検出信号として出力する。
　支柱５は、検査室の天井から床面に向けて伸びており、Ｘ線管３を支持している。この様な支柱５を有するＸ線撮影装置１は、放射線源懸垂型と呼ばれる。Ｘ線管３は、検査室に懸垂して支持されている。Ｘ線管３は、本発明の放射線源に相当し、ＦＰＤ４は、本発明の検出手段に相当する。
　図１に示すＸ線管制御部６は、所定の管電流、管電圧、パルス幅でＸ線管３を制御する目的で設けられている。このＸ線管制御部６は、本発明において重要な機能を果たす。その詳細は後述する。Ｘ線管制御部６は本発明の放射線源制御手段に相当する。
　Ｘ線管移動機構７ａは、支柱５を検査室の天井に対して移動させる構成となっている。このＸ線管移動機構７ａは、支柱５を被検体Ｍの体軸に沿って移動させることもできれば、被検体Ｍの体側に沿って移動させることもできる。支柱５に懸垂支持されるＸ線管３は、支柱５を移動させるとそれに追従して移動する。こうして、Ｘ線管３は、Ｘ線管移動機構７ａにより天板２の被検体Ｍに対して移動することができる。Ｘ線管移動制御部８ａは、Ｘ線管移動機構７ａを制御する目的で設けられている。実施例１の構成においては、Ｘ線管移動機構７ａは、被検体Ｍの体軸についてしか動作しないものとする。Ｘ線管移動機構７ａは本発明の移動手段に相当する。Ｘ線管移動機構７ａは、操作卓２６に撮影開始の指示が入力されると、停止状態となっているＸ線管３をまずは加速移動させ、その後、等速移動に移行させる。
　ＦＰＤ移動機構７ｂは、天板２の下側にあるＦＰＤ４を天板２に対して移動させる構成となっている。このＦＰＤ移動機構７ｂは、ＦＰＤ４を被検体Ｍの体軸に沿って移動させることができる。こうして、ＦＰＤ４は、ＦＰＤ移動機構７ｂにより天板２の被検体Ｍに対して移動することができる。ＦＰＤ移動制御部８ｂは、ＦＰＤ移動機構７ｂを制御する目的で設けられている。ＦＰＤ移動機構７ｂは本発明の移動手段に相当する。ＦＰＤ移動機構７ｂは、操作卓２６に撮影開始の指示が入力されると、停止状態となっているＦＰＤ４をまずは加速移動させ、その後、等速移動に移行させる。
　Ｘ線管移動機構７ａ，ＦＰＤ移動機構７ｂは、被検体Ｍに対してＸ線管３とＦＰＤ４とを同期させて移動させる構成となっている。このＸ線管移動機構７ａ，ＦＰＤ移動機構７ｂは、Ｘ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂの制御にしたがって被検体Ｍの体軸方向Ａに平行な直線軌道（天板２の長手方向）に沿ってＸ線管３を直進移動させる。このＸ線管３とＦＰＤ４との移動方向は、天板２の長手方向に一致している。Ｘ線管移動機構７ａ，ＦＰＤ移動機構７ｂが実現するＸ線管３とＦＰＤ４との同期的移動の方向は、互いに反対方向である。従って、Ｘ線管３が被検体Ｍの頭部から足先に向けて移動する場合は、ＦＰＤ４は、被検体Ｍの足先から頭部に向けて移動する。
　Ｘ線管３とＦＰＤ４との同期的移動中、Ｘ線管３の照射するコーン状のＸ線ビームは、常に被検体Ｍの関心部位に向かって照射されるようになっている。すなわち、Ｘ線ビームの照射角度は、Ｘ線管３の角度を変更することによって、たとえば初期角度－２０°から最終角度２０°まで変更される。つまり、本発明に係る装置は、Ｘ線管３が傾斜することで、Ｘ線管３が照射するＸ線ビームが常にＦＰＤ４のＸ線検出面の全面で受光されるように工夫がされている。この様なＸ線照射角度の変更は、Ｘ線管傾斜機構９が行う。Ｘ線管傾斜制御部１０は、Ｘ線管傾斜機構９を制御する目的で設けられている。
　本発明に係るＸ線撮影装置が、断層画像を生成するときには、Ｘ線管３，ＦＰＤ４は、図１に示す実線の位置を初期位置として、破線で示した位置を介して、一点鎖線で示す位置まで対向移動する。このとき、Ｘ線管３は、ＦＰＤ４とともに同期移動しながら７４回に亘ってパルス状のＸ線ビームを照射する。このＸ線ビームによって７４枚のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４が生成されることになる。これら画像の生成は画像生成部１１が実行する。
　画像生成部１１は、Ｘ線の照射がなされる度にＦＰＤ４が出力するＸ線の検出信号を取得して、７４枚のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４を生成する。生成された画像生成部１１は、断層画像生成部１２に送出される。画像生成部１１は本発明の画像生成手段に相当し、断層画像生成部１２は本発明の断層画像生成手段に相当する。
　断層画像生成部１２は、Ｘ線管３とＦＰＤ４とが互いに反対方向に移動されながら連写された一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４をシフト加算法に基づいて互いに重ね合わせて、ある裁断面で被検体Ｍを裁断した時に得られる断層画像Ｄを生成する。
　＜シフト加算法の原理＞
　図２は、断層画像生成部１２が用いるシフト加算法の原理を説明している。例えば、天板２に平行な（鉛直方向に対して水平な）仮想平面（基準裁断面ＭＡ）について説明すると、図２に示すように、基準裁断面ＭＡに位置する点Ｐ，Ｑが、常にＦＰＤ４のＸ線検出面の不動点ｐ，ｑのそれぞれに投影されるように、Ｘ線管３によるコーン状のＸ線ビームＢの照射方向に合わせてＦＰＤ４をＸ線管３の反対方向に同期移動させながら一連のＸ線画像Ｐが画像生成部１１にて生成される。
　一連のＸ線画像Ｐには、被検体Ｍの投影像が位置を変えながら写り込んでいる。そして、この一連のＸ線画像Ｐを断層画像生成部１２にて再構成すれば、基準裁断面ＭＡに位置する像（たとえば、不動点ｐ，ｑ）が集積され、Ｘ線断層画像としてイメージングされることになる。
　一方、基準裁断面ＭＡに位置しない点Ｉは、ＦＰＤ４における投影位置を変化させながら一連の被検体画像に点ｉとして写り込んでいる。この様な点ｉは、不動点ｐ，ｑとは異なり、断層画像生成部１２でＸ線投影画像を重ね合わせる段階で像を結ばずにボケる。このように、一連の投影画像の重ね合わせを行うことにより、被検体Ｍの基準裁断面ＭＡに位置する像のみが写り込んだＸ線断層画像が得られる。このように、投影画像を単純に重ね合わせると、基準裁断面ＭＡにおける断層画像が得られる。
　さらに、断層画像生成部１２は、基準裁断面ＭＡに水平な任意の裁断面においても、同様な断層画像を得ることができる。撮影中、ＦＰＤ４において上記点ｉの投影位置は移動するが、投影前の点Ｉと基準裁断面ＭＡとの離間距離が大きくなるにしたがって、この移動速度は増加する。これを利用して、取得された一連の被検体画像を所定のピッチで体軸方向Ａにずらしながら再構成を行うようにすれば、基準裁断面ＭＡに平行な裁断面における断層画像が得られるわけである。
＜Ｘ線撮影装置１が有するその他の構成＞
　主制御部２５は、ＣＰＵにより構成され、各種のプログラムを実行することで、各部６，８ａ，８ｂ，１０，１１，１２を実現している。また、これら各部を担当する個別の制御装置に分割して実現するようにしてもよい。記憶部２３は、実施例１のＸ線撮影装置１の動作に必要なパラメータの一切を記憶する。操作卓２６は、撮影の開始の指示等、種々の術者の指示を入力させるものである。表示部２７は、診断用の断層画像Ｄを表示する目的で設けられている。記憶部２３は本発明の記憶手段に相当し、操作卓２６は本発明の入力手段に相当する。
　＜本発明の最も特徴的な構成＞
　続いて、本発明の最も特徴的な構成について説明する。本発明の特徴を簡潔に言えば、ＦＰＤ４とＸ線管制御部６とが互いに協働して、適切なタイミングで一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影を開始するということにある。図３は、操作卓２６を通じ術者が断層画像Ｄの撮影開始の指示を入力したときの各部の状態の変化を時系列順に表しているタイミングチャートである。図３に示すように、術者が操作卓２６を操作する前は、Ｘ線管３およびＦＰＤ４は、停止している。Ｘ線管３およびＦＰＤ４をまとめて撮像系３，４と呼ぶことにする。
　術者が操作卓２６を通じ撮影開始の指示を行うと、操作卓２６よりその旨を示す信号が撮像系３，４を移動させるＸ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂに送出される。Ｘ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂは、この信号に応じ、撮像系３，４の移動を開始させる。Ｘ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の連写に望ましい撮像系３，４の移動様式は、等速移動である。しかし、撮影開始の指示があった時点で撮像系３，４は、停止している。ということは、撮像系３，４を等速移動させる前にいったん加速させる必要がある。つまり、撮像系３，４の移動を開始させるということは撮像系３，４の加速が開始されるということでもある。
　術者が操作卓２６を通じ撮影開始の指示を行うと、操作卓２６よりその旨を示す信号がＸ線管制御部６にも送出される。信号を受信したＸ線管制御部６は、Ｘ線管３の状態を示すデータをＸ線管３にリクエストし、Ｘ線管３の状態が正常でＸ線を照射できる状態であると認識した場合は、照射を行うことができることを示すＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号をＦＰＤ４に送出する。このＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号は、Ｘ線照射準備完了を通知する信号であり、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影が完了するまでＦＰＤ４に出力され続けることになる。しかし、図３では、Ｘｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号をＸ線管制御部６からＦＰＤ４に送出されるトリガ信号と捉えて描いている。このように、Ｘ線管制御部６は、操作卓２６に撮影開始の指示が入力されると、Ｘ線管３がＸ線の照射が可能である旨を示す信号をＦＰＤ４に送出する。
　Ｘｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号をＸ線管制御部６から受信したＦＰＤ４は、将来Ｘ線の照射が実行されることを認識し、Ｘ線を検出するのに必要な前準備を実行する。この前準備は、例えば１００ｍｓｅｃ程度の長い時間が必要である。この時間は操作卓２６より信号を受信したＸ線管制御部６がＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号を送出するまでにかかる時間よりも極端に長い。
　ところで、ＦＰＤ４は、Ｘｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号を受信した瞬間から前準備を開始するわけではない。ＦＰＤ４は、前準備の完了時点が撮像系３，４の加速が終了した時点に一致するように前準備を開始するのである。Ｘｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号が送出されてから撮像系３，４の加速が終了するまで例えば５００ｍｓｅｃかかり、ＦＰＤ４の前準備には例えば１００ｍｓｅｃかかるので、ＦＰＤ４は、ＦＰＤ４は、Ｘｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号を受信してから例えば４００ｍｓｅｃ経過後に前準備を開始することになる。ＦＰＤ４は前準備が開始されるまでの間待機状態を維持する。
　図３は、ＦＰＤ４が前準備を開始した時点を表している。ＦＰＤ４が前準備の開始時点をいかにして認識するかについて説明する。記憶部２３には、ＦＰＤ４がＸ線管制御部６よりＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号を受信した時点からＸ線管３およびＦＰＤ４が等速移動に移行する時点までの時間を示す移動待ち時間Ｔが記憶されている。この移動待ち時間Ｔは、停止している撮像系３，４が等速移動に移行するまでにどの程度時間がかかるかを測定することで求めることができる。この時間は、停止状態の撮像系３，４の速度を上げて等速移動の速度まで到達させようとするときに要する時間であり、撮像系３，４が加速移動している時間でもある。実際の移動待ち時間Ｔは、例えば５００ｍｓｅｃであるが撮像系３，４の移動様式に応じて適宜設定の変更が可能である。また、記憶部２３には、ＦＰＤ４がＸ線を検出するための前準備にかかる前準備時間Ｔａも記憶されている。この前準備時間Ｔａは、ＦＰＤ４の動作として設定された時間である。ＦＰＤ４は、撮影開始前に記憶部２３より移動待ち時間Ｔと前準備時間Ｔａとを読み出している。ＦＰＤ４の前準備時間Ｔａは例えば１００ｍｓｅｃである。ＦＰＤ４は、Ｘ線管制御部６からＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号が送出された時点からＴ－Ｔａ＝４００ｍｓｅｃ（前準備実行待ち時間）経過後、前準備時間１００ｍｓｅｃを要する前準備を開始する。
　ＦＰＤ４が行う前準備としては、ＦＰＤ４を構成する検出素子の各々に蓄積されたキャリアをリリースする動作が主である。ＦＰＤ４は、変換層内で電流がリークすることに起因し、Ｘ線を照射しなくても検出素子にキャリアが少しずつ蓄積されてしまうという性質がある。そこで、Ｘ線が照射される直前に検出素子の各々に蓄積されたキャリアをリリースする必要があるのである。この操作をリセット操作と呼ぶ。リセット操作は、Ｘ線照射の前に一度行っておけばよいというものではなく、必ずＸ線照射の直前に行わなければならない。リセット操作を実行してから例えば５０ｍｓｅｃ以内にＸ線照射が実行されないと、鮮明なＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４を得ることができない。本発明の装置によると、前準備完了直後からＸ線の検出が開始される構成とすることでこのような問題が生じないようにしている。
　以上のＦＰＤ４の動作をまとめると以下のようになる。すなわち、本発明のＦＰＤ４は、Ｘ線管３およびＦＰＤ４が加速移動している間にＸ線検出に際しての前準備を開始させるとともにＸ線管移動機構７ａ，ＦＰＤ移動機構７ｂがＸ線管３およびＦＰＤ４を加速移動させている時間に合わせてＦＰＤ４の前準備を完了させてＸ線の検出が可能な状態に移行するように構成されている。Ｘ線管移動機構７ａ，ＦＰＤ移動機構７ｂがＸ線管３およびＦＰＤ４を加速移動させて完了する時点とＦＰＤ４の前準備完了時点が異なると、不要なＸ線検出期間が発生したり必要なＸ線検出期間が確保されなくなったりすることから、Ｘ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の画質に影響してしまう。本発明に係る装置によれば、２つの時点が一致しているのでこのような問題は生じない。
　図４は、撮像系３，４の加速が終了した時点を表している。本発明の撮像系３，４の加速移動は同時に完了し、撮像系３，４は、加速移動終了時点から等速移動に移行する。このような移動速度の制御はＸ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂが実現する。一方、ＦＰＤ４は、ＦＰＤ４の前準備が完了した時点で、ＦＰＤ４が正常であると認識した場合は、Ｘ線を検出することができる旨を示すＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号をＸ線管制御部６に返送する。このＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号は、Ｘ線照射を許可する信号であり、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影が完了するまでＸ線管制御部６に出力され続けることになる。しかし、図４では、ＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号をＦＰＤ４からＸ線管制御部６に送出されるトリガ信号と捉えて描いている。なお、この時点でＦＰＤ４の前準備は完了し、Ｘ線を検出するモードに移行する。
　図５は、図４の状態から更に時間が経過して、Ｘ線が照射される時点を表している。ＦＰＤ４からＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号を受信したＸ線管制御部６は、Ｘ線管３にＸ線の照射の開始の指示を意味するＦｉｒｅ信号を送出する。Ｘ線管３は、このＦｉｒｅ信号に基づいてＸ線の照射を開始する。照射されたＸ線は、すでにＸ線検出モードに移行しているＦＰＤ４に入射する。Ｘ線が照射される時点では、撮像系３，４はすでに等速移動に移行した後になっている。ＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号の受信からＦｉｒｅ信号の送信までに要する時間はＦＰＤ４の前準備に要する時間に比べて極端に短い。こうして、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影が開始される。
　図６は、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４に関する撮影動作が終了する時点を表している。等速で移動している撮像系３，４は、やがて減速され停止する。一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４は、撮像系３，４が等速移動している間に全て撮り終わる。なお、図６の説明においては、Ｘ線照射があたかも一定の強度で連続しているように描かれているが、実際のＸ線照射は、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影に対応してパルス状に実行される。同様に、図６の説明においては、Ｘ線の検出があたかも一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の連写中に一度しか行われてないように描かれているが、実際のＸ線検出は、一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影に対応して繰り返し実行される。ＦＰＤ４は、Ｘ線の検出と検出データの読み出しを繰り返すことでＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４に係る検出データを画像生成部１１に送出する。
　本発明のようなＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影を行えば、図１１上側が示すような理想的なタイミングで一連のＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の撮影を完了することができる。
　以上のように、本発明によれば、ＦＰＤ４の前準備の影響で撮影の遅延が生じないＸ線撮影装置１が提供できる。本発明によれば、ＦＰＤ４は、Ｘ線管制御部６より信号を受信した後、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動している間にＸ線検出に際しての前準備を開始させる。つまり、本発明によれば、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動とＸ線検出に際しての前準備とが同時平行で行われる。このようにすることで従来装置のように、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が等速移動されるのを待ってＦＰＤ４の前準備を開始する必要がなく、等速移動の開始後直ちに撮影の開始ができる。これにより、撮影の遅延の影響がＸ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４に現れることがない。
　本発明は、上述のような構成に限られず下記のように変形実施することができる。
　（１）上述の構成によれば、Ｘ線管３，ＦＰＤ４が同期的に移動させる構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。本発明は、上述の構成に代えて、Ｘ線管３のみを移動させる構成に適用できるし、ＦＰＤ４のみを移動させる構成に適用できる。
　（２）上述の構成によれば、Ｘ線管３，ＦＰＤ４を互いに反対方向に移動させる構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。本発明は、Ｘ線管３，ＦＰＤ４の位置関係を保った状態で同方向に移動させながら一連のＸ線画像を撮影する撮影方法にも適用できる。このような撮影方法は、長尺撮影などを行うときに利用されることがある。
　（３）上述の構成によれば、ＦＰＤ４は、Ｘ線検出に際しての前準備が完了した時点でＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号の返送を行っていたが、本発明はこの構成に限られない。ＦＰＤ４が前準備完了後に等速移動開始時点を示す信号をＸ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂより受信することをトリガとしてＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号の返送を行うようにしてもよい。同様に、上述の構成によればＦＰＤ４は、Ｘ線管制御部６からＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号が送られてきた時点から前準備実行待ち時間Ｔ－Ｔａだけ経過した時点からＦＰＤ４の前準備を実行していたが、本発明はこの構成に限られない。ＦＰＤ４が等速移動開始時点から前準備実行待ち時間Ｔ－Ｔａだけ経過した時点でＸｒａｙ＿Ｒｅａｄｙ信号をＸ線管移動制御部８ａ，ＦＰＤ移動制御部８ｂより受信することをトリガとしてそこからＦＰＤ４の前準備を行ってＦＰＤ＿Ｒｅａｄｙ信号をＸ線管制御部６に送付するようにしてもよい。
　（４）上述の構成によれば、Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動完了する時点とＦＰＤ４の前準備が完了する時点を一致させていたが、必ずしも同一時点とする必要はない。Ｘ線管３またはＦＰＤ４が加速移動完了する時点とＦＰＤ４の前準備が完了する時点の差が十分小さければ、不要なＸ線検出期間が発生したり必要なＸ線検出期間が確保されなくなったりする影響が十分小さいため、Ｘ線画像Ｐ１，Ｐ２，…Ｐ７４の画質に対する影響も無視できる。
　以上のように本発明は医用分野に適している。
３     Ｘ線管（放射線源）
４     ＦＰＤ（検出手段）
６     Ｘ線管制御部（放射線源制御手段）
７ａ   Ｘ線管移動機構（移動手段）
７ｂ   ＦＰＤ移動機構（移動手段）
１１   画像生成部（画像生成手段）
１２   断層画像生成部（断層画像生成手段）
２３   記憶部（記憶手段）
２６   操作卓（入力手段）
 

Claims (5)

  1. 　被検体に放射線を照射する放射線源と、
    　被検体を透過してきた放射線を検出する検出手段と、
    　撮影開始の指示を術者に入力させる入力手段と、
    　前記入力手段に撮影開始の指示が入力されると、停止状態となっている前記放射線源または前記検出手段をまずは加速移動させ、その後、等速移動に移行させる移動手段と、
    　前記入力手段に撮影開始の指示が入力されると、前記放射線源が放射線の照射が可能である旨を示す信号を前記検出手段に送出する放射線源制御手段とを備え、
    　前記検出手段は、前記放射線源または前記検出手段が加速移動している間に放射線検出に際しての前準備を開始させて前記放射線源または前記検出手段が等速移動に移行してから速やかに放射線の検出が可能な状態に移行することを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線撮影装置において、
    　前記検出手段は、放射線の検出が可能である旨を示す信号を前記放射線源制御手段に返送することを特徴とする放射線撮影装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線撮影装置において、
    　前記検出手段が前記放射線源制御手段より信号を受信した時点から前記放射線源または前記検出手段が等速移動に移行した時点までの時間を示す移動待ち時間と、前記検出手段が前記放射線検出に際しての前準備にかかる時間を示す前準備時間とを記憶する記憶手段を備え、
    　前記検出手段は、前記放射線源制御手段より信号を受信した時点から前記移動待ち時間から前記前準備時間を減算した時間だけ経過した時点で前記前準備を開始し、前記前準備が完了した時点で返送動作を実行することを特徴とする放射線撮影装置。
  4. 　請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線撮影装置において、
    　前記移動手段が前記放射線源または前記検出手段を加速移動させている時間は、前記検出手段が放射線検出に際しての前準備に必要な時間よりも長いことを特徴とする放射線撮影装置。
  5. 　請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線撮影装置において、
    　前記検出手段の出力に基づいて放射線画像を生成する画像生成手段と、
    　前記放射線源と前記検出手段とが互いに反対方向に移動されながら連写された一連の放射線画像を互いに重ね合わせて断層画像を生成する断層画像生成手段とを備えることを特徴とする放射線撮影装置。
PCT/JP2015/050548 2015-01-09 2015-01-09 放射線撮影装置 WO2016111015A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2015/050548 WO2016111015A1 (ja) 2015-01-09 2015-01-09 放射線撮影装置
US15/541,899 US10433800B2 (en) 2015-01-09 2015-01-09 Radiographic apparatus
JP2016568257A JP6327365B2 (ja) 2015-01-09 2015-01-09 放射線撮影装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2015/050548 WO2016111015A1 (ja) 2015-01-09 2015-01-09 放射線撮影装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016111015A1 true WO2016111015A1 (ja) 2016-07-14

Family

ID=56355735

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/050548 WO2016111015A1 (ja) 2015-01-09 2015-01-09 放射線撮影装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10433800B2 (ja)
JP (1) JP6327365B2 (ja)
WO (1) WO2016111015A1 (ja)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06269437A (ja) * 1993-03-19 1994-09-27 Hitachi Medical Corp ディジタルｘ線撮影装置
JP2005003755A (ja) * 2003-06-10 2005-01-06 Fuji Photo Film Co Ltd 画像情報検出用カセッテ
JP2011004857A (ja) * 2009-06-24 2011-01-13 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム
US20120002790A1 (en) * 2009-03-26 2012-01-05 Masahiro Tanaka Radiographic apparatus
JP2012135525A (ja) * 2010-12-27 2012-07-19 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラム

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3945738B2 (ja) * 2000-03-31 2007-07-18 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、撮像装置、放射線撮像方法及び記録媒体
JP3926574B2 (ja) 2001-03-13 2007-06-06 株式会社島津製作所 断層撮影装置
JP2005003735A (ja) 2003-06-09 2005-01-06 Rohm Co Ltd 発光表示装置
JP2012100738A (ja) 2010-11-08 2012-05-31 Shimadzu Corp 放射線断層撮影装置
JP6102935B2 (ja) * 2012-10-02 2017-03-29 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
US20180014808A1 (en) * 2015-03-31 2018-01-18 Hitachi, Ltd. X-ray ct apparatus and scanning method

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06269437A (ja) * 1993-03-19 1994-09-27 Hitachi Medical Corp ディジタルｘ線撮影装置
JP2005003755A (ja) * 2003-06-10 2005-01-06 Fuji Photo Film Co Ltd 画像情報検出用カセッテ
US20120002790A1 (en) * 2009-03-26 2012-01-05 Masahiro Tanaka Radiographic apparatus
JP2011004857A (ja) * 2009-06-24 2011-01-13 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム
JP2012135525A (ja) * 2010-12-27 2012-07-19 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラム

Also Published As

Publication number Publication date
JP6327365B2 (ja) 2018-05-23
US20180000436A1 (en) 2018-01-04
US10433800B2 (en) 2019-10-08
JPWO2016111015A1 (ja) 2017-08-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5549595B2 (ja) 放射線撮影装置
WO2011013164A1 (ja) 放射線撮影装置
JP6057020B2 (ja) 放射線断層撮影装置
US20130148779A1 (en) Radiation tomography apparatus
JP6475138B2 (ja) 制御装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
JP2011167334A (ja) 放射線撮影装置
JP2024511648A (ja) Ｘ線可撓性湾曲パネル検出器を動き補償された複数のパルス作動ｘ線源とともに使用する高速三次元のｘ線撮影
WO2017056533A1 (ja) 制御装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
JP5945993B2 (ja) 放射線撮影装置
JP6327365B2 (ja) 放射線撮影装置
JP2010012024A (ja) 放射線画像撮影装置
JP2014233369A (ja) Ｘ線診断装置及び制御プログラム
JP2010158298A (ja) 断層撮影装置及び断層撮影方法
JP2010184037A (ja) 放射線断層撮影装置
CN108366767B (zh) X射线摄影装置
JP2010158299A (ja) 断層撮影装置及び断層撮影方法
JP2015047392A (ja) Ｘ線断層撮影装置
JP5584995B2 (ja) 放射線撮影装置およびキャリブレーションデータの取得方法
JP5943351B2 (ja) Ｘ線透視撮影装置及びｘ線透視撮影方法
WO2016016979A1 (ja) Ｘ線透視撮影装置
JP2012055413A (ja) 放射線断層撮影装置
JP2012070840A (ja) 放射線撮影装置、方法およびプログラム
JP2012090872A (ja) 放射線撮影装置
JP2011036407A (ja) 放射線撮影装置
JP2015167722A (ja) 放射線撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15876890

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2016568257

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15541899

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15876890

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1