【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は放射線画像撮像装置に係わり、特に体動に影響されずに短時間でエネルギー差分画像を取得できる放射線画像撮像装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の放射線画像撮像装置は、［非特許文献１］に記載されるように、同一の患者（被検体）を二つの線質で撮影し、それらの撮影画像に適当な重みを付けて差分を取ることにより、線質による吸収係数の変化の違いを画像化するエネルギー差分画像取得があり、胸部画像から障害陰影である骨像を除いて肺野の結節の存在診断などに用いられている。
また、放射線画像撮像装置に用いられる放射線検出器は、［非特許文献２］に記載されるように、高速・低精細度の画像読出しと、低速・高精細度の画像読出しの二つの読出しモードを備えたＸ線画像検出器がある。
【０００３】
【非特許文献１】
飯沼他、「Ｘ線イメージング」、コロナ社（東京）、２００１年発行、３６，１６０頁
【非特許文献２】
Ｋ．Ｓｕｚｕｋｉ ｅｔ ａｌ．， Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ， Ｖｏｌ．４６８２ ２００２年、３６３頁
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、エネルギー差分画像取得を行うには２回の曝射が必要だが、１回目の曝射後その画像読出しが終了しなければ２回目の曝射ができない。その１回目と２回目の曝射時間があいてしまえば、被検体の呼吸動などの体動の影響が出るため、正確なエネルギー差分画像が得られない、あるいは、１回目と２回目の画像の位置合わせに煩雑な手間を要するという問題があった。
【０００５】
また、２枚のイメージングプレートを使い、その間に線質フィルタを挟むことにより、１回の撮影でエネルギー特性の異なる２種類の画像を得るエネルギー差分画像取得法もあるが（浜川他、日放技誌、Ｖｏｌ．４１（１９８５年）、ｐ．１０７０）、フィルタにより被検体透過後のＸ線の利用効率が低下する、２枚のイメージングプレートからの画像読出しが必要なので、サブトラクション画像が得られるまで時間を要するといった問題点があった。
【０００６】
本発明の目的は、被検体の体動の影響が少なくかつ高速に、１回目と２回目の放射線曝射でそれぞれ撮影される画像間のエネルギー差分画像を得ることが可能な放射線画像撮像装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、放射線のエネルギー特性を変更可能な放射線発生手段と、この放射線発生手段を制御して二つの連続するエネルギー特性の異なった曝射を行う撮影制御器と、前記放射線発生手段と対向配置され前記放射線発生手段から発生された放射線を検出する放射線画像検出器と、前記の二つの連続する曝射で放射線画像検出器から出力される画像データ間の重み付け差分を行い、エネルギー差分画像を合成する画像処理手段を備え、前記放射線画像検出器が高速・低精細度の画像読出しと、低速・高精細度の画像読出しの二つの読出しモードを具備する放射線画像撮像装置において、前記放射線画像検出器を、二つの連続する曝射の１回目の曝射時の画像を高速・低精細度モードで読出し、２回目の曝射時の画像を低速・高精細度モードで読出すように制御することを特徴とする放射線画像撮像装置によって達成される。
【０００８】
また、１回目の曝射の線量を２回目の曝射のものより少なくすることで、１回目の曝射は低分解能なので、２回目より線量を低くできる。エネルギー差分画像は２回の曝射を必要とするので、被検体への放射線曝射を抑制することができる。
【０００９】
また、前記放射線発生手段がＸ線管とＸ線高電圧発生器とからなり、 １回目の曝射時の管電圧を２回目の曝射時の管電圧より低くすることで、１回目の曝射は差分画像作成用なので障害陰影を多く含んだ低圧の画像とする。これにより、より鮮明なエネルギー差分画像を得ることができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
本発明の放射線画像撮像装置の実施の一形態について図面を用いて説明する。
図１は本発明の放射線画像撮像装置の全体構成のブロック図、図２は図１の放射線画像撮像装置の動作を説明するための各種信号のタイミングチャートである。
ここでは、放射線画像撮像装置の一例として、Ｘ線画像撮像装置で説明するが、他のガンマ線などの放射線に適用できることはいうまでもない。
【００１１】
Ｘ線画像撮像装置は、図１に示すように、Ｘ線管１、Ｘ線高電圧発生器２、Ｘ線平面検出器３、撮影制御器４、画像処理装置５、画像観察装置６、入射線量率検出器７、撮影スイッチ８を有している。
【００１２】
Ｘ線管１は被検体に向けてＸ線を曝射する。Ｘ線高電圧発生器２はＸ線管１に所望のエネルギーのＸ線を発生させるために管電圧、管電流、曝射時間の積で決定される電力量を供給する。Ｘ線平面検出器３は被検体を透過したＸ線をＸ線画像として検出する。また、高速／低速モードによって読出しモードが適宜変更できる。撮影制御器４はＸ線高電圧発生器２のＸ線発生条件など、Ｘ線画像撮像装置を統括的に制御する。画像処理装置５はＸ線平面検出器３からのＸ線画像出力にフィルター処理などの診断に供するように画像処理して出力する。画像観察装置６は画像処理装置５から出力された画像処理信号を表示するＣＲＴなどの表示器である。入射線量率検出器７は入射されるＸ線の積分入射線量を定値制御する。撮影スイッチ８は検者が操作して撮影を実行するためのスイッチである。このスイッチは別名操作卓とも呼ばれ、曝射時間を設定する曝射時間設定手段、又は高速エネルギー差分画像取得モードを設定する手段を検者が操作できるようになっている。
【００１３】
次に、各構成要素の動作について、図２を用いて説明する。
Ｘ線平面検出器３は、高速／低速モード切替信号４１により通常は高速・低精細モードにあり、一定間隔で曝射可能期間となり、その際、曝射可能信号３１を出力する。操作者が撮影スイッチ８を押すと、撮影トリガ信号８１が撮影制御器４に入力する。撮影制御器４は撮影トリガ信号８の立上り後の最初の曝射可能信号３１の立上りに同期して曝射開始信号４３をＸ線高電圧発生器２に出力し、Ｘ線高電圧発生器２はそれを受けて、高圧／低圧管電圧切替え信号４２（本実施例では高速／低速モード切替信号４１と同じ）に従い低圧の管電圧をＸ線管１に印加し１回目のＸ線曝射が行われる。被検体を透過したＸ線の一部は入射線量率検出器で検出され入射線量率信号７１がＸ線高電圧発生器２にフィードバックされる。Ｘ線高電圧発生器は入射線量率信号７１を時間積分し、積分結果が所定の１回目の目標線量となった所で管電圧の印加を停止し、１回目の曝射が終わる。
【００１４】
Ｘ線高電圧発生器２は曝射中、曝射信号２１をＸ線平面検出器３に出力する。Ｘ線平面検出器３は曝射信号２１がＯＮ状態の時の曝射可能期間が終わると高速・低精細読出しモードで原画像信号３２を画像処理装置５に出力し、画像処理装置５は内部の図示しない画像メモリに保存する。
【００１５】
撮影制御器４は１回目の曝射の曝射可能期間が終わるタイミングで高速／低速モード切替信号４１（及び高圧／低圧管電圧切替信号４２）を切替える。Ｘ線平面検出器３は１回目の原画像信号出力が終わった所で高速／低速モード切替信号４１を参照し、低速・高精細モードに移行し低速・高精細モードの曝射可能期間になったところで曝射可能信号３１をＯＮとする。
【００１６】
撮影制御器４はこの２回目の曝射可能信号３１の立上りで曝射開始信号４３を出力し、Ｘ線高電圧発生器２はそれを受けて、高圧／低圧管電圧切替え信号４２に従い高圧の管電圧をＸ線管１に印加し２回目のＸ線曝射が行われる。Ｘ線高電圧発生器は、１回目の曝射と同様に、入射線量率信号７１を時間積分し、積分結果が所定の目標線量となった所で管電圧の印加を停止し、２回目の曝射が終わる。但し、２回目の目標線量は高精細画像を取得するため１回目の目標線量より多く設定されている。
【００１７】
画像処理装置５は２回目の曝射が行われている間に、画像メモリに保存された１回目の曝射による高速・低精細読出しモードでの画像データを拡大し、低速・高精細読出しモードでの画像データと同じ画像マトリックスサイズにしておく。又その際、差分結果の骨部が消えるように所定の係数を乗じておく。Ｘ線平面検出器３は２回目の曝射の曝射可能期間が終わると低速・高精細読出しモードで原画像信号３２を出力する。画像処理装置５は上記の拡大された１回目の曝射の画像データを２回目の画像データから差し引いて障害陰影である骨部を除いた軟部組織画像５１を得て、画像観察装置６に出力する。エネルギー差分画像は画像信号の飽和が起こると正しい画像が得られないが、ダイミックレンジが広くデータ飽和に強い平面検出器を使っている。
【００１８】
以上のように、上記実施形態によれば、曝射の時間間隔が短いので体動の影響に強いエネルギー差分画像が取得できる。
また、１つの画像検出器を使っている方式なので、Ｘ線の利用効率が高く、撮影後、短時間で画像を見ることができる。
【００１９】
【発明の効果】
本発明は、被検体の体動の影響が少なくかつ高速に、１回目と２回目の放射線曝射でそれぞれ撮影される画像間のサブトラクション画像を得ることが可能な放射線画像撮像装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の放射線画像撮像装置の全体構成のブロック図。
【図２】図１の放射線画像撮像装置の動作を説明するための各種信号のタイミングチャート。
【符号の説明】
１…Ｘ線管、２…Ｘ線高電圧発生器、３…Ｘ線平面検出器、４…撮影制御器、５…画像処理装置、６…画像観察装置、７…入射線量率検出器、８…撮影スイッチ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging apparatus, and more particularly to a radiation imaging apparatus capable of acquiring an energy difference image in a short time without being affected by body movement.
[0002]
[Prior art]
As described in [Non-Patent Document 1], a conventional radiographic image capturing apparatus captures the same patient (subject) with two qualities, assigns appropriate weights to the captured images, and calculates the difference. By taking the difference, there is an energy difference image acquisition for imaging the difference in the change of the absorption coefficient depending on the radiation quality, and it is used for the diagnosis of the presence of a nodule in a lung field, except for a bone image which is an obstructive shadow from a chest image.
Further, as described in [Non-Patent Document 2], a radiation detector used in a radiation image capturing apparatus has two reading modes: high-speed, low-definition image reading and low-speed, high-definition image reading. There is an X-ray image detector provided with
[0003]
[Non-patent document 1]
Iinuma et al., "X-ray imaging", Corona (Tokyo), published in 2001, p. 36, 160 [Non-Patent Document 2]
K. Suzuki et al. , Proc. SPIE, Vol. 4682 2002, p. 363
[Problems to be solved by the invention]
However, two exposures are required to obtain the energy difference image, but the second exposure cannot be performed unless the image reading is completed after the first exposure. If the first and second exposure times are longer, the effect of body movement such as respiratory movement of the subject will occur, so that an accurate energy difference image cannot be obtained, or the first and second images There is a problem that it takes a lot of time and effort to adjust the position.
[0005]
There is also an energy difference image acquisition method in which two imaging plates are used, and a quality filter is interposed therebetween to obtain two types of images having different energy characteristics in one photographing (Hamakawa et al. Journal, Vol. 41 (1985), p. 1070). Filters reduce the efficiency of use of X-rays after passing through a subject. Images must be read from two imaging plates, and until a subtraction image is obtained. There was a problem that it took time.
[0006]
SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a radiation image capturing apparatus capable of obtaining an energy difference image between images captured by the first and second radiation exposures at a high speed with little influence of body movement of a subject. To provide.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
The above object is to provide a radiation generating means capable of changing the energy characteristics of radiation, an imaging controller for controlling the radiation generating means to perform two different exposures with different energy characteristics, and an arrangement facing the radiation generating means. A radiation image detector for detecting radiation generated from the radiation generating means, and performing a weighted difference between image data output from the radiation image detector in the two consecutive exposures to synthesize an energy difference image A radiation image detector, wherein the radiation image detector has two reading modes of high-speed / low-definition image reading and low-speed / high-definition image reading. Is read in the high-speed / low-definition mode at the time of the first exposure of two consecutive exposures, and the image at the time of the second exposure is read in the low-speed / high-definition mode. It is achieved by the radiation imaging apparatus and controls as read.
[0008]
In addition, by making the dose of the first irradiation smaller than that of the second irradiation, the dose of the first irradiation can be lower than that of the second irradiation since the first irradiation has a low resolution. Since the energy difference image requires two exposures, it is possible to suppress radiation exposure to the subject.
[0009]
Further, the radiation generating means includes an X-ray tube and an X-ray high voltage generator, and the tube voltage at the first exposure is made lower than the tube voltage at the second exposure so that the first exposure is performed. Since the projection is for creating a difference image, it is a low-pressure image containing many obstacle shadows. Thereby, a clearer energy difference image can be obtained.
[0010]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
An embodiment of a radiation image capturing apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a block diagram of the overall configuration of the radiation image capturing apparatus of the present invention, and FIG. 2 is a timing chart of various signals for explaining the operation of the radiation image capturing apparatus of FIG.
Here, an X-ray image capturing apparatus will be described as an example of a radiation image capturing apparatus, but it is needless to say that the present invention can be applied to other types of radiation such as gamma rays.
[0011]
As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus includes an X-ray tube 1, an X-ray high-voltage generator 2, an X-ray flat panel detector 3, an imaging controller 4, an image processing device 5, an image observation device 6, It has a dose rate detector 7 and a photographing switch 8.
[0012]
The X-ray tube 1 emits X-rays toward a subject. The X-ray high voltage generator 2 supplies an amount of power determined by a product of a tube voltage, a tube current, and an irradiation time in order to generate X-rays of a desired energy in the X-ray tube 1. The X-ray flat panel detector 3 detects an X-ray transmitted through the subject as an X-ray image. Further, the reading mode can be appropriately changed depending on the high-speed / low-speed mode. The imaging controller 4 totally controls the X-ray imaging apparatus such as X-ray generation conditions of the X-ray high voltage generator 2. The image processing device 5 performs image processing on the X-ray image output from the X-ray flat panel detector 3 so as to be used for diagnosis such as filtering, and outputs the processed image. The image observation device 6 is a display such as a CRT for displaying an image processing signal output from the image processing device 5. The incident dose rate detector 7 controls the integrated incident dose of the incident X-rays at a fixed value. The photographing switch 8 is a switch operated by the examiner to execute photographing. This switch is also called an operation console, and allows the examiner to operate an irradiation time setting means for setting the irradiation time or a means for setting the high-speed energy difference image acquisition mode.
[0013]
Next, the operation of each component will be described with reference to FIG.
The X-ray flat panel detector 3 is normally in the high-speed / low-definition mode by the high-speed / low-speed mode switching signal 41, and the exposure period is set at a constant interval. When the operator presses the shooting switch 8, a shooting trigger signal 81 is input to the shooting controller 4. The imaging controller 4 outputs an exposure start signal 43 to the X-ray high voltage generator 2 in synchronization with the rising of the first exposure enable signal 31 after the rising of the imaging trigger signal 8, and the X-ray high voltage generator 2 In response to this, a low-voltage tube voltage is applied to the X-ray tube 1 in accordance with the high-voltage / low-voltage tube voltage switching signal 42 (same as the high-speed / low-speed mode switching signal 41 in this embodiment), and the first X-ray irradiation is performed. Done. A part of the X-ray transmitted through the subject is detected by the incident dose rate detector, and the incident dose rate signal 71 is fed back to the X-ray high voltage generator 2. The X-ray high voltage generator integrates the incident dose rate signal 71 with time, stops the application of the tube voltage when the integration result becomes the predetermined first target dose, and ends the first exposure.
[0014]
The X-ray high voltage generator 2 outputs an exposure signal 21 to the X-ray flat panel detector 3 during exposure. The X-ray flat panel detector 3 outputs the original image signal 32 to the image processing device 5 in the high-speed / low-definition readout mode after the end of the exposure possible period when the exposure signal 21 is in the ON state. In an image memory (not shown).
[0015]
The imaging controller 4 switches the high-speed / low-speed mode switching signal 41 (and the high-voltage / low-voltage tube voltage switching signal 42) at the end of the exposure possible period of the first exposure. The X-ray flat panel detector 3 refers to the high-speed / low-speed mode switching signal 41 at the end of the first output of the original image signal, shifts to the low-speed / high-definition mode, and enters a period in which the low-speed / high-definition mode can be exposed. Then, the exposure enable signal 31 is turned ON.
[0016]
The imaging controller 4 outputs an exposure start signal 43 at the rise of the second exposure enable signal 31, and the X-ray high voltage generator 2 receives the signal and outputs a high voltage according to the high voltage / low voltage tube voltage switching signal 42. A tube voltage is applied to the X-ray tube 1 to perform a second X-ray irradiation. The X-ray high voltage generator integrates the incident dose rate signal 71 with time similarly to the first irradiation, stops applying the tube voltage when the integration result reaches a predetermined target dose, and performs the second irradiation. Exposure ends. However, the second target dose is set higher than the first target dose in order to acquire a high-definition image.
[0017]
While the second exposure is being performed, the image processing apparatus 5 enlarges the image data in the high-speed / low-definition read mode by the first exposure stored in the image memory and performs the low-speed / high-definition read mode. The image matrix size is the same as the image data of the above. At this time, a predetermined coefficient is multiplied so that the bone part resulting from the difference disappears. The X-ray flat panel detector 3 outputs the original image signal 32 in the low-speed / high-definition reading mode after the end of the exposure possible period of the second exposure. The image processing device 5 subtracts the enlarged image data of the first exposure from the second image data to obtain a soft tissue image 51 excluding a bone portion which is a shadow of an obstacle, and outputs the soft tissue image 51 to the image observation device 6. I do. The energy difference image cannot be obtained correctly if the image signal is saturated. However, a flat detector having a wide dimic range and strong data saturation is used.
[0018]
As described above, according to the embodiment, since the time interval of the irradiation is short, an energy difference image that is strong against the influence of body motion can be acquired.
Further, since one image detector is used, the efficiency of using X-rays is high, and an image can be viewed in a short time after imaging.
[0019]
【The invention's effect】
An object of the present invention is to provide a radiation image capturing apparatus capable of obtaining a subtraction image between images captured by the first and second radiation exposures at a high speed with little influence of body movement of a subject. Can be.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of the overall configuration of a radiation image capturing apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a timing chart of various signals for explaining the operation of the radiation image capturing apparatus of FIG. 1;
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray tube, 2 ... X-ray high voltage generator, 3 ... X-ray plane detector, 4 ... Imaging controller, 5 ... Image processing device, 6 ... Image observation device, 7 ... Incident dose rate detector, 8 … Shooting switch