[go: up one dir, main page]

WO2012023158A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

放射線撮像装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2012023158A1
WO2012023158A1 PCT/JP2010/005088 JP2010005088W WO2012023158A1 WO 2012023158 A1 WO2012023158 A1 WO 2012023158A1 JP 2010005088 W JP2010005088 W JP 2010005088W WO 2012023158 A1 WO2012023158 A1 WO 2012023158A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
radiation
image
subject
projection angle
ray
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2010/005088
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
幸一 柴田
大介 能登原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
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 Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Priority to PCT/JP2010/005088 priority Critical patent/WO2012023158A1/ja
Publication of WO2012023158A1 publication Critical patent/WO2012023158A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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
    • A61B6/02—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
    • A61B6/44—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

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus that performs radiation imaging by obtaining a radiation image based on detected radiation.
  • X-ray CT computed tomography
  • X-ray tomography apparatuses as radiation imaging apparatuses that perform tomographic images by performing reconstruction processing.
  • an X-ray CT apparatus an X-ray tube (radiation irradiation means) and an X-ray detector (radiation detection means) rotate around an axis of a body axis that is the longitudinal direction of a subject to obtain a tomographic image.
  • the X-ray tube 101 and the X-ray detector 102 translate in opposite directions along the body axis z direction of the subject M to obtain a tomographic image.
  • the X-ray tomography apparatus Compared with the X-ray CT apparatus, the X-ray tomography apparatus has an advantage that a tomographic image can be obtained only by translation, although the resolution of the obtained tomographic image is inferior.
  • An imaging method performed by such an X-ray CT apparatus or an X-ray tomography apparatus is an imaging method effective in many parts such as a chest, a joint, and a digestive organ.
  • an X-ray imaging apparatus that obtains an X-ray image along the body axis of the subject by translating the X-ray tube and the X-ray detector in the same direction along the body axis direction of the subject.
  • the X-ray image obtained by this apparatus is projection data (projection image) obtained by projecting X-rays, and the X-ray tube and the X-ray detector are translated in the same direction along the body axis direction.
  • the projection angle can be kept at substantially the same angle. Therefore, an X-ray image of a long region (long X-ray image) can be obtained in the longitudinal direction that is the body axis direction.
  • an angle formed between the irradiation axis connecting the X-ray detector 102 and the X-ray detector 102 and the body axis z of the subject (hereinafter referred to as “projection”).
  • the resolution decreases as the angle becomes more acute or obtuse from the vertical.
  • the field of view is limited even when the FPD is used as an X-ray detector.
  • Patent Document 2 is effective for a part that is easily stationary, such as imaging of a skeleton, but is not effective for other imaging methods.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide a radiation imaging apparatus applicable to various imaging methods.
  • Patent Document 2 As a result of intensive studies to solve the above problems, the inventors have obtained the following knowledge. That is, in the method of Patent Document 2 described above, if the moving speed of the radiation irradiating means and the radiation detecting means (hereinafter referred to as “video system”) is constant, the decomposed image is displayed at the same projection angle. It turns out that it is easy to synthesize every time. Therefore, the above-described technique of Patent Document 2 is effective because the imaging is performed at a constant moving speed in an easily stationary part such as the imaging of the skeleton described above.
  • weighting is performed on both images to be the target of the overlapping portion. For example, weighting is performed by multiplying one image by k by proportional calculation (k, 1-k) and multiplying the other image by (1-k).
  • ⁇ is a weighting parameter (physical quantity) that continuously changes between the position of one end of the overlapping portion being 0 [rad] and the position of the other end being ⁇ / 2 [rad].
  • the width of the overlapping portion is a (see FIG.
  • the inventor has paid attention to the peak hold processing.
  • the advantage of the peak hold process is that it is a simple process of extracting a pixel with a small pixel value or extracting a pixel with a large pixel value in the overlapping portion.
  • the contrast of an object such as a contrast medium can be ensured.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation irradiating unit that irradiates a subject with radiation, and a radiation detecting unit that detects radiation transmitted through the subject, and a radiation image based on the detected radiation.
  • a radiation imaging apparatus that performs radiation imaging by obtaining the radiation imaging device, wherein the radiation irradiating means and the radiation detecting means are configured to relatively translate in the same direction along the longitudinal direction of the subject. Each time the means and the radiation detection means move relative to the subject at predetermined distances, the radiation detection means irradiates the radiation intermittently from the radiation irradiation means, and the radiation detection means transmits the radiation transmitted through the intermittently irradiated subject.
  • the apparatus is configured to detect, and the apparatus combines image decomposition means for decomposing the radiation image for each projection angle, and synthesizes the decomposed image for each same projection angle. And, when obtaining a projection image for each projection angle, image synthesis means for performing a peak hold process on the overlapped portion of each image at the decomposed same projection angle and synthesizing the projection image. It is what.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention by configuring the radiation irradiating means and the radiation detecting means to translate relatively in the same direction along the longitudinal direction of the subject, data of a long visual field in the longitudinal direction is obtained. Can be obtained from the radiation detection means.
  • the radiation irradiating means and the radiation detecting means every time the radiation irradiating means and the radiation detecting means move relative to the subject at a predetermined distance, the radiation irradiating means intermittently irradiates the radiation, and the radiation transmitted through the intermittently radiated subject is transmitted.
  • the radiation detection means is configured to detect.
  • the image decomposition means decomposes the radiation image for each projection angle, and the decomposed image is decomposed when the image composition means combines the decomposed image for each projection angle to obtain a projection image for each projection angle.
  • a peak hold process is performed on overlapping portions in each image at the same projection angle to synthesize the projected image. It has been found that the contrast of an object such as a blood vessel image can be secured by adopting the peak hold processing. Referring to FIG. 14, as shown in FIGS. 14 (a) and 14 (b), there is a time difference in capturing both images before synthesis, and therefore, a difference tends to occur in the density of blood vessel images in both images. .
  • the profile of the blood vessel image is shown on the right side of each of FIGS.
  • the profile of the blood vessel image of the composite image is shown in FIG. 14 (c).
  • FIG. 14C it can be seen that the contrast is lowered at the overlapping portion in the image composition by the weighting method, but the contrast is secured in the peak hold method. Therefore, by using peak hold processing to process overlapping parts, the contrast of objects such as blood vessel images can be ensured, and the above composition can be performed easily and appropriately, and can be applied to various imaging methods. It becomes.
  • the peak hold process is a simple process of extracting a pixel having a small pixel value or extracting a pixel having a large pixel value in the overlapping part. Does not require calculation time.
  • a radiation imaging apparatus different from the above-described invention includes a radiation irradiating unit that irradiates a subject with radiation, and a radiation detecting unit that detects radiation transmitted through the subject.
  • a radiation imaging apparatus that performs radiation imaging by obtaining a radiation image based on the radiation imaging device, wherein the radiation irradiating means and the radiation detecting means are relatively translated in the same direction along the longitudinal direction of the subject.
  • the radiation irradiating means and the radiation detecting means move relative to the subject at a predetermined distance, the radiation irradiating means irradiates the radiation intermittently, and the radiation transmitted through the intermittently irradiated subject is transmitted.
  • the apparatus is configured to detect radiation detection means, and the apparatus is capable of at least one of a time interval of intermittent irradiation from the radiation irradiation means and the predetermined distance.
  • the relative movement speed variable means for variably controlling the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject, and the radiation image obtained in a state where the relative movement speed is variable are projected. It is characterized by comprising image decomposing means for decomposing for each angle, and image synthesizing means for synthesizing the decomposed images for each same projection angle to obtain projection images for each projection angle.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention by configuring the radiation irradiating means and the radiation detecting means to translate relatively in the same direction along the longitudinal direction of the subject, data of a long visual field in the longitudinal direction is obtained. Can be obtained from the radiation detection means.
  • the radiation irradiating means and the radiation detecting means every time the radiation irradiating means and the radiation detecting means move relative to the subject at a predetermined distance, the radiation irradiating means intermittently irradiates the radiation, and the radiation transmitted through the intermittently radiated subject is transmitted.
  • the radiation detection means is configured to detect.
  • the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject can be varied by changing at least one of the time interval of intermittent irradiation from the radiation irradiation means and the predetermined distance described above.
  • the means is variably controlled.
  • the image decomposition means decomposes the radiation image obtained with the relative moving speed variable for each projection angle, and the image combination means combines the decomposed image for each projection angle. To obtain a projected image. Therefore, the imaging method is not limited to an imaging method with a constant movement speed, and can be applied to an imaging method with a constant movement speed to perform the above-described composition, and can be applied to various imaging methods.
  • reconstruction processing means for performing a reconstruction process based on the combined projection image to obtain a tomographic image.
  • the reconstruction processing means performs reconstruction processing based on the synthesized projection image, whereby a tomographic image with a long visual field in the longitudinal direction can be obtained.
  • a reconstruction processing means for performing a reconstruction process based on the synthesized projection image to obtain a tomographic image.
  • the reconstruction processing means performs reconstruction processing based on the synthesized projection image, whereby a tomographic image with a long visual field in the longitudinal direction can be obtained.
  • the relative movement speed of the radiation irradiating means and the radiation detecting means with respect to the subject is made variable by changing at least one of the time interval of intermittent irradiation from the radiation irradiating means and the predetermined distance described above.
  • the relative movement speed variable means is variably controlled.
  • the above-described image decomposing means decomposes the radiographic image obtained with the above relative movement speed variable for each projection angle, so that various imaging can be performed even if overlapping portions are generated when the movement speed is not constant. Applicable to the method.
  • the above-described peak hold process may be a process of extracting a pixel having a small pixel value in the overlapping part (so-called “black peak hold process”), or a pixel having a large pixel value is extracted in the overlapping part.
  • Processing may be performed.
  • black peak hold processing is performed.
  • white peak hold processing is performed.
  • the relative movement speed variable means preferably controls the relative movement speed variably based on the output result of the radiation image of the output means. That is, by sequentially monitoring the radiation image that is the original image before the decomposition by the output, the moving speed (so-called scanning speed) can be variably controlled according to the state of the radiation image.
  • scanning speed the moving speed
  • the moving speed can be smoothly and variably controlled in synchronization with these flows by monitoring the blood flow and the flow of the contrast medium.
  • the image decomposition unit decomposes the radiation image at each projection angle
  • the image combination unit combines the decomposed image at the same projection angle to project the projection image at each projection angle.
  • the peak hold process is a simple process of extracting a pixel having a small pixel value or extracting a pixel having a large pixel value in the overlapping portion, and therefore does not require a calculation time.
  • the radiation irradiation to the subject can be performed by changing at least one of the time interval of intermittent irradiation from the radiation irradiation unit and the predetermined distance described above.
  • the relative movement speed variable means variably controls the relative movement speed of the means and the radiation detection means, and the image decomposition means decomposes the radiation image obtained with the above relative movement speed variable for each projection angle.
  • the image composition unit synthesizes the decomposed images at the same projection angles and obtains projection images at the projection angles, so that it can be applied to various imaging methods.
  • FIG. 1 It is a block diagram of the X-ray tomography apparatus which concerns on an Example. It is a schematic diagram which shows schematic structure of the FPD drive mechanism regarding the drive of a flat panel type X-ray detector (FPD). It is a schematic diagram which shows schematic structure of the X-ray tube drive part regarding the drive of an X-ray tube.
  • 2 is an equivalent circuit of a flat panel X-ray detector (FPD) viewed from the side. 2 is an equivalent circuit of a flat panel X-ray detector (FPD) in plan view.
  • (A)-(i) is the schematic diagram showing the imaging principle by an X-ray tube and a flat panel X-ray detector (FPD) for every projection angle.
  • (A) to (j) are schematic diagrams showing image separation and composition into a projected image.
  • (A) to (j) are schematic diagrams showing image separation and composition into a projected image. It is the flowchart which showed the flow of the imaging control in a video system, a controller, an input part, and a monitor. It is the flowchart which showed the flow of the memory
  • (A), (b) is a schematic diagram with which it uses for description of an overlap part. It is the side view which showed schematic structure of the conventional X-ray tomography apparatus.
  • (A)-(c) is a schematic diagram for explaining the reason why attention is paid to the peak hold processing.
  • FIG. 1 is a block diagram of an X-ray tomography apparatus according to an embodiment
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a schematic configuration of an FPD driving mechanism related to driving of a flat panel X-ray detector
  • FIG. It is a schematic diagram which shows schematic structure of the X-ray tube drive part regarding the drive of an X-ray tube.
  • a flat panel X-ray detector hereinafter abbreviated as “FPD”) is taken as an example of radiation detection means
  • an X-ray tomography apparatus is taken as an example of a radiation imaging apparatus.
  • the X-ray tomography apparatus transmits a top plate 1 on which the subject M is placed, an X-ray tube 2 that irradiates the subject M with X-rays, and the subject M. And an FPD 3 for detecting X-rays.
  • the X-ray tube 2 corresponds to the radiation irradiating means in the present invention
  • the FPD 3 corresponds to the radiation detecting means in the present invention.
  • the X-ray tomography apparatus includes a top plate control unit 4 that controls the elevation and horizontal movement of the top plate 1, an FPD control unit 5 that controls scanning of the FPD 3, and the tube voltage and tube current of the X-ray tube 2.
  • a top plate control unit 4 that controls the elevation and horizontal movement of the top plate 1
  • an FPD control unit 5 that controls scanning of the FPD 3
  • An X-ray tube control unit 7 having a high voltage generation unit 6 that generates a signal
  • an A / D converter 8 that digitizes and extracts an X-ray detection signal that is a charge signal from the FPD 3, and an A / D converter 8.
  • An image processing unit 9 that performs various processes based on the detected X-ray detection signal, a controller 10 that controls these components, a memory unit 11 that stores processed images, and an operator perform input settings.
  • An input unit 12 and a monitor 13 for displaying processed images are provided.
  • the controller 10 corresponds to
  • the top board control unit 4 horizontally moves the top board 1 to accommodate the subject M up to the imaging position, moves the top and bottom, rotates and horizontally moves the subject M to a desired position, or horizontally moves the subject M. Then, the image is picked up, or the image is moved horizontally after the image pickup is finished, and the control is performed to retract from the image pickup position.
  • These controls are performed by controlling a top plate drive mechanism (not shown) including a motor and an encoder (not shown).
  • the FPD control unit 5 performs control to translate the FPD 3 along the body axis z direction that is the longitudinal direction of the subject M. As shown in FIG. 2, this control is performed by controlling an FPD drive mechanism 14 including a rack 14a, a pinion 14b, a motor 14c, an encoder 14d, and the like. Specifically, the rack 14 a extends along the body axis z direction of the subject M. The pinion 14b supports the FPD 3, and a part of the pinion 14b is fitted to the rack 14a and is rotated by the rotation of the motor 14c. For example, when the motor 14c is rotated forward, the FPD 3 is translated along the rack 14a toward the feet of the subject M as shown by the one-dot chain line in FIG.
  • the FPD 3 moves in parallel to the head side of the subject M along the rack 14a.
  • the encoder 14d detects the rotation direction and the rotation amount of the motor 14c corresponding to the movement direction and the movement amount (movement distance) of the FPD 3. The detection result by the encoder 14d is sent to the FPD control unit 5.
  • the high voltage generator 6 generates a tube voltage and a tube current for irradiating X-rays, and supplies them to the X-ray tube 2.
  • the X-ray tube control unit 7 performs control to translate the X-ray tube 2 along the body axis z direction of the subject M. As shown in FIG. 3, this control is performed by controlling an X-ray tube driving unit 15 including a column 15a, a screw rod 15b, a motor 15c, an encoder 15d, and the like.
  • the support column 15a mounts and supports the X-ray tube 2 on the upper end side, and is screwed to the screw rod 15b on the lower end side.
  • the screw rod 15b extends along the body axis z direction of the subject M, and is rotated by the rotation of the motor 15c.
  • the motor 15c is rotated forward, the X-ray tube 2 is translated along with the support 15a to the foot side of the subject M as shown by the one-dot chain line in FIG. As indicated by the two-dot chain line, the X-ray tube 2 moves in parallel to the head side of the subject M together with the support column 15a.
  • the encoder 15d detects the rotation direction and the rotation amount of the motor 15c corresponding to the movement direction and the movement amount (movement distance) of the X-ray tube 2. The detection result by the encoder 15d is sent to the X-ray tube control unit 7.
  • the X-ray tube 2 and the FPD 3 move in parallel with each other at the same speed. That is, the FPD control unit 5 controls the rotation amount of the motor 14c so that the movement amount of the X-ray tube 2 and the movement amount of the FPD 3 are the same, and the X-ray tube control unit 7 controls the rotation amount of the motor 15c. Control.
  • the X-ray tube controller 7 controls the setting of the irradiation field of the collimator (not shown) on the X-ray tube 2 side.
  • the collimator is irradiated so as to irradiate fan beam-shaped X-rays extending in the longitudinal direction (body axis z direction) and the lateral direction (direction perpendicular to the body axis z in the horizontal plane) of the subject M. Control and set the illumination field.
  • the X-ray tube control unit 7 is configured to intermittently irradiate (fan beam-like) X-rays from the X-ray tube 2 every time the X-ray tube 2 and the FPD 3 move at every pitch (predetermined distance) described later. Control.
  • the FPD controller 5 controls the FPD 3 to detect X-rays transmitted through the subject M irradiated intermittently.
  • the controller 10 is composed of a central processing unit (CPU) or the like, and the memory unit 11 is composed of a storage medium represented by ROM (Read-only Memory) or RAM (Random-Access Memory). Yes.
  • the input unit 12 includes a pointing device represented by a mouse, a keyboard, a joystick, a trackball, a touch panel, and the like.
  • the X-ray image projected on the detection surface of the FPD 3 is sequentially displayed and output on the monitor 13 for monitoring, and the operator responds to the monitoring result (that is, the state of the X-ray image).
  • the moving speeds of the X-ray tube 2 and the FPD 3 are set and input to the input unit 12.
  • the controller 10 sends the movement speeds of the X-ray tube 2 and the FPD 3 set in the input unit 12 to the FPD control unit 5 and the X-ray tube control unit 7 via the controller 10, so that the controller 10 moves the X-ray tube 2 and the FPD 3.
  • the moving speed is controlled variably.
  • the X-ray image is an image obtained by lower limb bolus chasing (lower limb arterial radiography), monitoring how the contrast medium flows in the blood, and variably controlling the movement speed in synchronization with the blood flow To do.
  • the image processing unit 9 performs lag correction, gain correction, and the like on the X-ray detection signal and outputs an X-ray image projected on the detection surface of the FPD 3, and projects the corrected X-ray image.
  • the image decomposition unit 9b that decomposes for each angle and the decomposed image are combined for each same projection angle to obtain a projection image for each projection angle, each image at the same projection angle that has been decomposed is obtained.
  • An image composition unit 9c that performs peak hold processing on the overlapped portion and combines it with the projection image, and a reconstruction processing unit 9d that performs reconstruction processing based on the combined projection image to obtain a tomographic image. Yes.
  • the image decomposition unit 9b corresponds to the image decomposition unit in the present invention
  • the image composition unit 9c corresponds to the image composition unit in the present invention
  • the reconstruction processing unit 9d corresponds to the reconstruction processing unit in the present invention. Specific functions of the image decomposition unit 9b, the image composition unit 9c, and the reconstruction processing unit 9d will be described later with reference to FIGS.
  • the memory unit 11 is configured to write and store each image processed by the image processing unit 9.
  • the memory unit 11 writes and stores each irradiation from the X-ray tube 2 by associating a position (with respect to the subject M) of the video system including the X-ray tube 2 and the FPD 3 with a pixel value.
  • the position of the image decomposed for each projection angle is written and stored in correspondence with the position of the video system, and the pixel value at that time is written and stored.
  • the FPD control unit 5 and the X-ray tube control unit 7 are also configured with a CPU or the like.
  • FIG. 4 is an equivalent circuit of a flat panel X-ray detector (FPD) viewed from the side
  • FIG. 5 is an equivalent circuit of the flat panel X-ray detector (FPD) viewed from above.
  • the FPD 3 includes a glass substrate 31 and a thin film transistor TFT formed on the glass substrate 31.
  • a thin film transistor TFT As shown in FIG. 4, as shown in FIG. 4, the FPD 3 includes a glass substrate 31 and a thin film transistor TFT formed on the glass substrate 31.
  • the thin film transistor TFT As shown in FIGS. 4 and 5, a large number of switching elements 32 (for example, 1024 ⁇ 1024) are formed in a vertical / horizontal two-dimensional matrix arrangement. The switching elements 32 are formed separately from each other. That is, the FPD 3 is also a two-dimensional array radiation detector.
  • an X-ray sensitive semiconductor 34 is laminated on the carrier collection electrode 33, and the carrier collection electrode 33 is connected to the source S of the switching element 32 as shown in FIGS. 4 and 5.
  • a plurality of gate bus lines 36 are connected from the gate driver 35, and each gate bus line 36 is connected to the gate G of the switching element 32.
  • a plurality of data bus lines 39 are connected to a multiplexer 37 that collects charge signals and outputs them to one through an amplifier 38, as shown in FIGS.
  • each data bus line 39 is connected to the drain D of the switching element 32.
  • the gate of the switching element 32 With the bias voltage applied to the common electrode (not shown), the gate of the switching element 32 is turned on by applying the voltage of the gate bus line 36 (or 0 V), and the carrier collection electrode 33 is on the detection surface side.
  • the charge signal (carrier) converted from the incident X-ray through the X-ray sensitive semiconductor 34 is read out to the data bus line 39 via the source S and drain D of the switching element 32. Until the switching element is turned on, the charge signal is temporarily accumulated and stored in a capacitor (not shown).
  • the charge signals read to the respective data bus lines 39 are amplified by the amplifiers 38 and are collectively output as one charge signal by the multiplexer 37.
  • the output charge signal is digitized by the A / D converter 8 and output as an X-ray detection signal.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating the imaging principle of an X-ray tube and a flat panel X-ray detector (FPD) for each projection angle.
  • FIGS. 7 and 8 illustrate image separation and synthesis into a projection image.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of imaging control in a video system, a controller, an input unit, and a monitor
  • FIG. 10 is a flowchart showing a flow of storing position and pixel values.
  • FIG. 11 is a schematic diagram illustrating the synthesis to the projection image by the black peak hold process
  • FIG. 12 is a schematic diagram for explaining the overlapping portion.
  • the X-ray image projected on the detection surface of the FPD 3 will be described on the assumption that processing such as lag correction and gain correction has already been completed by the correction unit 9a.
  • the pitches are set to the same width for convenience of illustration, but it should be noted that the widths are actually different.
  • the controller 10 allows the X-ray tube 2 and the FPD 3 to be fixed by fixing the time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the X-ray tube 2 and changing the predetermined distance (pitch). The moving speed is controlled variably.
  • the X-ray image projected on the detection surface of the FPD 3 is shown in FIG. 6E every time the X-ray tube 2 and the FPD 3 move for every pitch d. as shown in to FIG. 6 (h), O 1, O 2, ..., O I, ..., and O M (1 ⁇ I ⁇ M ).
  • the X-ray tube 2 irradiates X-rays intermittently. That is, X-rays are irradiated with a pulse every time it moves every pitch d.
  • FIG. 6C the imaging start position in FIG. 6 (a) is the waist of the subject M
  • the imaging end position in FIG. 6 (d) is the foot of the subject M
  • FIGS. 6 (a) to 6 (d) As the X-ray tube 2 and the FPD 3 move, they move sequentially from the waist side to the foot side.
  • the projection angles which are angles formed by the irradiation axis connecting the X-ray tube 2 and the FPD 3 and the body axis z of the subject, are ⁇ 1 and ⁇ 2. ,..., ⁇ J ,..., ⁇ N ⁇ 1 , ⁇ N (1 ⁇ J ⁇ N).
  • the projection angle ⁇ 1, ⁇ 2, ..., ⁇ J, ..., ⁇ N-1, O 11, O 12 per theta N, ..., O 1 J ,..., O 1 (N ⁇ 1) , O 1N and the decomposed image O 11 is an image obtained by irradiation at the projection angle ⁇ 1
  • the decomposed image O 12 is at the projection angle ⁇ 2 .
  • the image O 1J that is similarly decomposed is an image obtained by being irradiated at the projection angle ⁇ J
  • the finally decomposed image O 1N is irradiated at the projection angle ⁇ N.
  • the resulting image is obtained.
  • X-rays image O 2 as shown in FIG. 6 (f) is the projection angle ⁇ 1, ⁇ 2, ..., ⁇ J, ..., ⁇ N-1, for each ⁇ N O 21, O 22, ... , O 2J ,..., O 2 (N ⁇ 1) , O 2N and the decomposed image O 21 is an image obtained by irradiation at the projection angle ⁇ 1 , and the decomposed image O 22 is the projection angle.
  • an image obtained by irradiation with ⁇ 2 is obtained, and similarly, the decomposed image O 2J becomes an image obtained by irradiation with the projection angle ⁇ J , and the finally decomposed image O 2N is obtained by the projection angle ⁇ .
  • An image obtained by irradiation with N is obtained.
  • the image O I2 is an image obtained by being irradiated at the projection angle ⁇ 2
  • the image O IJ similarly decomposed is an image obtained by being irradiated at the projection angle ⁇ J
  • decomposed image O iN is an image obtained by irradiation with projection angle theta N.
  • the decomposed image O M1 is irradiated with the projection angle ⁇ 1.
  • the decomposed image O M2 is an image obtained by irradiation with the projection angle ⁇ 2.
  • the decomposed image O MJ is an image obtained by irradiation with the projection angle ⁇ J.
  • the image O MN that has been decomposed into 2 is an image obtained by irradiation with the projection angle ⁇ N.
  • Such resolved each image was, 7, the same projection angle theta 1, as shown in FIG. 8, ⁇ 2, ..., ⁇ J, ..., ⁇ N-1, respectively the image combining unit 9c for each theta N Is synthesized.
  • Each X-ray images as described above O 1, O 2, ..., O I, ..., O M is projection angle ⁇ 1, ⁇ 2, ..., ⁇ J, ..., ⁇ N-1, the decomposition per theta N 7 (a) to FIG. 7 (d), FIG. 7 (f) to FIG. 7 (i), FIG. 8 (a) to FIG. 8 (d), FIG. 8 (f) to FIG. i) as shown.
  • FIG. 7A For example, in the case of the projection angle ⁇ 1 , an image O 11 in the X-ray image O 1 shown in FIG. 7A, an image O 21 in the X-ray image O 2 shown in FIG.
  • FIG. 7D By combining the image O I1 in the X-ray image O I shown in FIG. 7C and the image O M1 in the X-ray image O M shown in FIG. 7D, FIG. obtaining a projection image P 1 in the projection angle theta 1 as shown in).
  • the image combining unit 9c the same projection angle theta 1 of each image is decomposed, ⁇ 2, ..., ⁇ J , ..., ⁇ N-1, by combining each theta N, 7 ( e), projection images for each projection angle ⁇ 1 , ⁇ 2 ,..., ⁇ J ,..., ⁇ N ⁇ 1 , ⁇ N as shown in FIGS. P 1, P 2, ..., P J, ..., obtaining P N.
  • the image synthesizing unit 9c actually synthesizes in this way, conventionally, the overlapping portion has not been considered. Also, under the condition that the width of the pitch d is always constant, the moving speed of the video system composed of the X-ray tube 2 and the FPD 3 is made constant, and the X-ray image is decomposed for each pitch d.
  • the projection angles ⁇ 1 , ⁇ 2 ,..., ⁇ J ,..., ⁇ N ⁇ 1 , ⁇ N were treated as synonymous with the decomposition.
  • the moving speed of the video system is variably controlled by fixing the time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the X-ray tube 2 and making the pitch d variable.
  • pulse irradiation intermittent irradiation
  • the X-ray image obtained with the moving speed made variable is decomposed for each of the projection angles ⁇ 1 , ⁇ 2 ,..., ⁇ J ,..., ⁇ N ⁇ 1 , ⁇ N .
  • synthesis is performed by the image synthesis unit 9 c. In this case, an overlapping portion is easily generated in each (decomposed) image at the same projection angle.
  • the contrast agent projected on the detection surface of the FPD 3 X-ray images flowing in the blood are sequentially displayed on the monitor 13 and monitored, and the moving speed is variably controlled in synchronization with the blood flow in accordance with the monitoring result.
  • the position of the video system and the pixel value are associated with each other and written and stored in the memory unit 11 for each irradiation from the X-ray tube 2, and decomposed for each projection angle.
  • the position of the image is written and stored in the memory unit 11 corresponding to the position of the video system, and the pixel value at that time is written and stored in the memory unit 11. By doing so, overlapping portions are extracted as shown in FIG. 12A, black peak hold processing is performed, and synthesis by the image synthesis unit 9c is performed.
  • Step S1 Pulse irradiation Specifically, as shown in the flowchart of FIG.
  • Step S2 Detection by FPD
  • the FPD 3 detects the X-rays irradiated with the pulse and transmitted through the subject M, and outputs a charge signal.
  • the charge signal is digitized by the A / D converter 8 and output as an X-ray detection signal.
  • the correction unit 9a performs processing such as lag correction and gain correction, and an X-ray image projected on the detection surface of the FPD 3 is obtained. Output.
  • Step S3 Monitoring X-ray images obtained by moving at every pitch d are sequentially displayed on the monitor 13 for monitoring.
  • an X-ray image in which a contrast medium flows in the blood is monitored in lower limb bolus chasing (lower limb arterial imaging).
  • Step S4 Pitch change?
  • the operator determines whether or not to change the pitch d of the video system composed of the X-ray tube 2 and the FPD 3 according to the situation of the X-ray image as a result of monitoring.
  • the pitch d is not changed and step S5 is skipped and the process proceeds to step S6.
  • Step S5 Pitch Change
  • the moving speed based on the pitch d is set and input to the input unit 12 in order to change the pitch d.
  • the controller 10 fixes the time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the X-ray tube 2 via the X-ray tube control unit 7, and controls the controller 10, the FPD control unit 5, and the X-ray tube control unit 7.
  • the controller 10 variably controls the moving speeds of the X-ray tube 2 and the FPD 3 by controlling the motors 14c and 15c through the pitch d. And it changes to the moving speed synchronized with the blood flow.
  • the moving speed is variably controlled within a range where the overlapping portion does not disappear.
  • the width of an image obtained by pulse irradiation (also referred to as “slot image”) is b and the moving distance of the video system between pulse irradiations is d (ie, pitch d)
  • the width of the overlapping portion is (b ⁇ d) It is represented by Therefore, it is a condition to control the moving speed so that (bd) does not become negative. That is, b ⁇ d ⁇ 0 (d ⁇ b). If the exposure frequency of pulse irradiation is n [pulses / second] and the moving speed is s, the moving speed s is expressed by the following equation (2).
  • the moving speed s is variably controlled under the condition of (slot image width) ⁇ (number of exposures per second) by the above equation (2).
  • Step S6 End of imaging?
  • the series of imaging control in FIG. If the video system has not moved to the imaging end position, it is determined that imaging is continued, and the process returns to step S1 to perform the next pulse irradiation.
  • the period of steps S1 to S6 is a time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the X-ray tube 2, and the video system moves at a pitch d set therebetween.
  • Step T1 Creation of Signal Distribution of Subject
  • steps S1 to S6 as shown in the flowchart of FIG.
  • the pixel value are associated and written to the memory unit 11 for storage.
  • the signal distribution of the subject M which is the profile at that time, is schematically shown at the top of FIG.
  • the horizontal axis of FIG. 11 is the position of the video system (relative to the subject M), the left side of the horizontal axis of the drawing is the waist of the subject M from which imaging starts, and the right side of the horizontal axis of the drawing is the subject M. Is the foot.
  • the vertical axis in FIG. 11 is the pixel value.
  • Step T2 Decomposition Image Position / Pixel Writing Images Decomposed at Each Projection Angle by Image Decomposition Unit 9b (“Decomposed Image 1”, “Decomposed Image 2”, “Decomposed Image 3”, “Decomposed Image” in FIG. 11) 4 ”,..., And is written and stored in the memory unit 11 corresponding to the position of the image, and the pixel value at that time is written and stored in the memory unit 11.
  • the profiles at that time are schematically shown from the second stage to the fifth stage excluding the lowermost stage in FIG.
  • the pixel value is set to the maximum value in areas other than the image area, and there is a drop in the image area as shown in FIG. If the center of the depression is illustrated by a one-dot chain line in FIG. 11, the interval between the one-dot chain lines illustrated corresponds to the pitch d.
  • the portion where the depressions overlap in each image is the above-described overlapping portion.
  • the width of the overlapping portion is a
  • the width of the slot image is b as described above
  • the pitch is d
  • the center position of the overlapping part is represented by (p1 + p2) / 2
  • d b ⁇ (p2 ⁇ p1).
  • Step T3 Comparison of Pixel Values at Overlapping Portions Pixel values at the same pixel are compared at places where depressions overlap in each image. Then, the smaller pixel value is written and stored in the memory unit 11. If each of the images to be decomposed (see hatching in the upper right diagonal line in FIG. 12), the overlapping portion extends over three or more images as shown in FIG. The pixel value of the minimum value is extracted from the pixels, and the minimum value is written and stored in the memory unit 11.
  • black peak hold processing is performed to extract pixels with small pixel values in the overlapping portion.
  • a profile of the projection image synthesized by the black peak hold process is schematically shown in the lowermost part of FIG.
  • the black peak hold process is effective because a black image is emphasized like blood.
  • the white peak hold process is effective for emphasizing a white image, and therefore the pixel value is set to the minimum value outside the image area.
  • the number of images straddling the overlapping portion increases and the overlapping degree of the overlapping portion increases.
  • the blood vessel image in the image is most affected by the black peak hold processing described above. It is kept dark.
  • the reconstruction processing unit 9d performs reconstruction processing based on the projection images P 1 , P 2 ,..., P J , P N synthesized by the black peak hold processing to obtain a tomographic image.
  • a Feldkamp method using a well-known filtered back projection (FBP) (also called “filtered back projection method”) may be performed.
  • FBP filtered back projection
  • the X-ray tube 2 and the flat panel X-ray detector (FPD) 3 are parallel to each other along the body axis z which is the longitudinal direction of the subject M.
  • the FPD 3 By configuring to move, data of a long field of view of the body axis z that is the longitudinal direction can be obtained from the FPD 3.
  • every time the X-ray tube 2 and the FPD 3 move at every pitch (predetermined distance) X-rays are intermittently emitted from the X-ray tube 2 and X-rays transmitted through the intermittently irradiated subject M are emitted.
  • the FPD 3 is configured to detect.
  • the image decomposition unit 9b decomposes the X-ray image for each projection angle
  • the image composition unit 9c combines the decomposed image for each projection angle to obtain a projection image for each projection angle.
  • a black peak hold process is performed on the overlapped portion of each image at the same projection angle that has been decomposed to synthesize the projection image.
  • FIGS. 14 (a) and 14 (b) there is a time difference in capturing both images before synthesis, and therefore, a difference tends to occur in the density of blood vessel images in both images.
  • the profile of the blood vessel image is shown on the right side of each of FIGS. 14 (a) and 14 (b), and the profile of the blood vessel image of the composite image is shown in FIG.
  • the contrast is lowered at the overlapping portion in the image composition by the weighting method, but the contrast is secured in the peak hold method. Therefore, by using peak hold processing to process overlapping parts, the contrast of objects such as blood vessel images can be ensured, and the above composition can be performed easily and appropriately, and can be applied to various imaging methods. It becomes.
  • the peak hold process is a simple process of extracting a pixel having a small pixel value or extracting a pixel having a large pixel value in the overlapping part. Does not require calculation time.
  • the image system composed of the X-ray tube 2 and the FPD 3 for the subject M is made variable by changing the time interval of intermittent irradiation from the X-ray tube 2.
  • the moving speed of the controller 10 is variably controlled.
  • the image decomposition unit 9b decomposes the X-ray image obtained with the moving speed made variable at each projection angle, and the image composition unit 9c combines and projects the decomposed image at the same projection angle. Projection images for each angle are obtained. Therefore, the imaging method is not limited to an imaging method with a constant movement speed, and can be applied to an imaging method with a constant movement speed to perform the above-described composition, and can be applied to various imaging methods.
  • the present embodiment includes a reconstruction processing unit 9d that performs a reconstruction process based on the synthesized projection image to obtain a tomographic image.
  • the reconstruction processing unit 9d performs reconstruction processing based on the synthesized projection image, so that a tomographic image with a long visual field in the longitudinal direction can be obtained.
  • the controller 10 variably controls the moving speed of the video system including the X-ray tube 2 and the FPD 3 with respect to the subject M by making the time interval of intermittent irradiation from the X-ray tube 2 variable. Since the image decomposition unit 9b decomposes the X-ray image obtained with the above moving speed variable for each projection angle, various imaging methods can be used even when overlapping portions are generated when the moving speed is not constant. It becomes applicable to.
  • black peak hold process a process of extracting a pixel having a small pixel value in the overlapping portion.
  • black peak hold process a process of extracting a pixel having a small pixel value in the overlapping portion.
  • the controller 10 includes a monitor 13 that sequentially outputs X-ray images detected by the FPD 3.
  • the moving speed is variably controlled based on the output result of the X-ray image. That is, by sequentially monitoring the X-ray image, which is the original image before decomposition, by output, the moving speed (so-called scanning speed) can be variably controlled according to the situation of the X-ray image.
  • the moving speed can be smoothly varied in synchronization with these flows by monitoring the blood flow and the flow of the contrast medium. Can be controlled.
  • the display unit is not limited to the monitor 13, and a printing unit represented by a printer may be provided.
  • the printing unit corresponds to the output unit in the present invention, and the printing unit prints out the tomographic image, so that the printing can be browsed.
  • both the monitor 13 and the printer may be provided.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
  • the X-ray tomography apparatus is described as an example of the radiation imaging apparatus.
  • an ECT typically of PET (Positron Emission Tomography) apparatus, SPECT (Single Photon Emission CT) apparatus, etc.
  • a radiation imaging device that performs radiation imaging by detecting radiation other than X-rays ( ⁇ rays in the case of PET devices) and obtaining a radiation image based on the detected radiation, such as an Emission (Computed Tomography) device You may apply.
  • the flat panel X-ray detector has been described as an example of the radiation detection means.
  • the X-ray detection means normally used as in the image intensifier (II). If it is, it will not specifically limit.
  • a radiation detection means used normally like the case where it applies to an ECT apparatus like the modification (1) mentioned above it will not specifically limit.
  • the output unit represented by the monitor 13 is provided, but the output unit is not necessarily provided.
  • the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 and the radiation detection means represented by the FPD 3 are translated at the same speed, but the radiation irradiation means and the radiation detection means are If they move relatively in the same direction along the longitudinal direction, either one may be moved faster and the other moved slower.
  • the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 and the radiation detection means represented by the FPD 3 are moved to fix the top plate 1 on which the subject M is placed.
  • the radiation irradiating means and the radiation detecting means are relatively translated in the same direction along the longitudinal direction of the subject, but the radiation irradiating means and the radiation detecting means are relatively in the same direction along the longitudinal direction of the subject.
  • the specific movement is not limited.
  • the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 and the radiation detection means represented by the FPD 3 are fixed, and only the top plate 1 on which the subject M is placed is moved in the longitudinal direction.
  • the radiation detecting means may be relatively translated in the same direction along the longitudinal direction of the subject.
  • the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 and the radiation detection means represented by the FPD 3 are moved, and the top plate 1 on which the subject M is placed is also moved in the longitudinal direction.
  • the radiation detecting means may relatively translate in the same direction along the longitudinal direction of the subject.
  • the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject M may be variably controlled.
  • the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 and the radiation detection means represented by the FPD 3 are moved, and the top plate 1 on which the subject M is placed is also moved in the longitudinal direction so that the moving speed thereof is increased.
  • the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject M may be variably controlled.
  • the time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the radiation irradiation means represented by the X-ray tube 2 is fixed, and the pitch (predetermined distance) is made variable.
  • the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means (FPD 3 in the embodiment) with respect to the subject M is variably controlled
  • the time interval of intermittent irradiation (pulse irradiation) from the radiation irradiation means, the above-mentioned predetermined distance Specific control is not limited as long as at least one of them is made variable so that the relative movement speeds of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject M are variably controlled.
  • the relative movement speed of the radiation irradiation unit and the radiation detection unit with respect to the subject M may be variably controlled by changing only the time interval of pulse irradiation and fixing the pitch (predetermined distance). Further, the relative movement speed of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject M may be variably controlled by making the time interval of pulse irradiation variable and changing the pitch (predetermined distance).
  • the relative movement speeds of the radiation irradiation means and the radiation detection means with respect to the subject M are variably controlled, and the image decomposition means (image decomposition section 9b in the embodiment) makes the relative movement speed variable.
  • the radiation image (X-ray image in the embodiment) obtained in this state is decomposed for each projection angle, and the decomposed image is image-synthesized by the image composition means (image composition unit 9c in the embodiment) at the same projection angle.
  • a peak hold process black peak hold process in the embodiment
  • the movement speed may be constant and the peak hold process may be performed on the overlapped portion to synthesize the projected image.
  • the above-described embodiment includes the reconstruction processing means (the reconstruction processing unit 9 in the embodiment) that performs the reconstruction processing based on the synthesized projection image to obtain the tomographic image, the tomographic image is acquired.
  • the reconstruction processing means the reconstruction processing unit 9 in the embodiment
  • the peak hold process is a process of extracting a pixel having a small pixel value in the overlapping part (black peak hold process), but a process of extracting a pixel having a large pixel value in the overlapping part (White peak hold processing).
  • black peak hold processing is performed. For example, carbon dioxide gas is injected into the blood vessel, so that carbon dioxide is expressed in white.
  • white peak hold processing is performed.
  • the present invention is suitable for imaging a three-dimensional structure with a long field of view in the longitudinal direction of the human body, such as a spondylosis, lower limb skeleton imaging, lower limb vein imaging, and lower limb artery imaging. .

Landscapes

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

Abstract

　Ｘ線管およびフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）が被検体の長手方向である体軸に沿って互いに同方向に平行移動するように構成するとともに、Ｘ線管およびＦＰＤがピッチ毎に移動する度にＸ線管からＸ線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過したＸ線をＦＰＤが検出するように構成する。そして、検出によって得られたＸ線画像を投影角度ごとに分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成する。このように合成することで、血管像などの対象物のコントラストを確保し、上述の合成を簡易にかつ適正に行うことができ、様々な撮像方式に適用可能となる。

Description

放射線撮像装置
　この発明は、検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置に関する。
　再構成処理を行って断層画像を得る放射線撮像装置として、Ｘ線ＣＴ(computed tomography)装置やＸ線断層撮影装置などがある。Ｘ線ＣＴ装置では、被検体の長手方向である体軸の軸心周りをＸ線管（放射線照射手段）とＸ線検出器（放射線検出手段）とが回転移動して断層画像を得る。Ｘ線断層撮影装置では、例えば図１３に示すように、被検体Ｍの体軸ｚ方向に沿ってＸ線管１０１およびＸ線検出器１０２が互いに逆方向に平行移動して断層画像を得る。Ｘ線ＣＴ装置と比較するとＸ線断層撮影装置の場合には、得られた断層画像の解像度は劣るものの、平行移動するのみで断層画像を得ることができるという利点がある。かかるＸ線ＣＴ装置やＸ線断層撮影装置で行われる撮像方式は、胸部、関節、消化器等の多くの部位で有効な撮像方法である。
　一方、近年では、Ｘ線管およびＸ線検出器を被検体の体軸方向に沿って互いに同方向に平行移動させて、被検体の体軸に沿ったＸ線画像を得るＸ線撮影装置がある（例えば、特許文献１参照）。この装置で得られたＸ線画像は、Ｘ線が投影された投影データ（投影画像）であって、体軸方向に沿って互いに同方向にＸ線管およびＸ線検出器が平行移動するので、投影角度をほぼ同じ角度に保つことができる。したがって、体軸方向である長手方向に長尺領域のＸ線画像（長尺Ｘ線画像）を得ることができる。
　しかし、上述したＸ線断層撮影装置の場合には視野が限られている。Ｘ線検出器として従来はイメージインテンシファイア(Ｉ．Ｉ)などが用いられていたが、近年は図１３に示すようにフラットパネル型Ｘ線検出器（以下、「ＦＰＤ」と略記する）が用いられている。ＦＰＤの場合には検出面がフラットな面であるのでイメージインテンシファイアよりも視野が広くなるが、Ｘ線断層撮影装置では関心領域から離れる程に上述した解像度が劣ってしまう。Ｘ線管１０１およびＸ線検出器１０２は互いに逆方向に平行移動するので、Ｘ線管１０１からＸ線検出器１０２を結ぶ照射軸と被検体の体軸ｚとのなす角度（以下、「投影角度」と呼ぶ）が垂直から離れて鋭角あるいは鈍角になる程、解像度が落ちる。その結果、ＦＰＤをＸ線検出器として用いた場合でもその視野は限られる。
　そこで、体軸方向に長い視野での断層撮影が望まれ、Ｘ線管に代表される放射線照射手段およびＸ線検出器に代表される放射線検出手段が被検体の体軸方向である長手方向に沿って互いに同方向に平行移動するように構成することで、長手方向に長尺放射線画像を得て、放射線画像を所定距離ごとに分解して、その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得て、その合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る手法が本発明者らから提案されている（例えば、特許文献２参照）。この特許文献２の手法では、長手方向の長い視野の断層画像を得ることができる。
特開２００４－２３６９２９号公報（第１－８頁、図１，６，１０） 国際公開第ＷＯ２００８／０１８５１０号
　上述した特許文献２の手法では、骨格の撮影などのように静止の容易な部位では有効であるが、それ以外の撮像方式では有効でないという問題点がある。
　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、様々な撮像方式に適用可能な放射線撮像装置を提供することを目的とする。
　発明者は、上記の問題を解決するために鋭意研究した結果、次のような知見を得た。
　すなわち、上述した特許文献２の手法では、放射線照射手段および放射線検出手段（以下、これらを「映像系」と呼ぶ）の移動速度が一定の速度であれば、分解された画像を同一の投影角度毎に合成するのは容易であることが判明した。したがって、上述の骨格の撮影などのように静止の容易な部位では移動速度が一定で撮像を行うので、上述した特許文献２の手法は有効である。しかしながら、例えば下肢動脈撮影、いわゆる「下肢ボーラスチェイシング」では造影剤が人体の腹部から下方へ下肢末端まで流れていく模様を撮像するので、映像系の移動速度を一定にすることはできない。したがって、映像系の移動速度は血流の様子に依存したものとなる。このようなことから、任意の移動速度で上述の合成を行うことができ、かつ簡易な処理が必要とされるという知見を得た。
　一方で、任意の移動速度で映像系を動かすと、上述の合成を行う際に同一の投影角度における（分解された）各画像で重複部分が生成されやすくなる。重複部分を処理するには、従来では重複部分の対象となる両画像での重み付けを行っていた。例えば、比例計算（ｋ、１－ｋ）により一方の画像にｋを乗算するとともに、他方の画像に（１－ｋ）を乗算することにより重み付けを行う。
　特に、ｋ＝ｓｉｎ２φとした場合には、１－ｋ＝１－ｓｉｎ２φ＝ｃｏｓ２φとなり、比例計算（ｓｉｎ２φ、ｃｏｓ２φ）により両画像の重み付けを行う。ここで、φは後述する投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮとは関係ないことに留意されたい。φは、重複部分の一端の位置を０［ｒａｄ］とし、他端の位置をπ／２［ｒａｄ］としたときに、その間を連続的に変化させる重み付けのパラメータ（物理量）である。重複部分の幅をａ（後述する図１２を参照）とし（一端の位置は－ａ／２、他端の位置はａ／２）、重複部分の中心からの距離をｘ（ただし－ａ／２≦ｘ≦ａ／２）としたときに、重複部分の幅ａはπ／２に対応し、他端の位置－ａ／２から距離ｘまでの幅を示す（ａ／２＋ｘ）はφに対応する。したがって、ａ：π／２＝（ａ／２＋ｘ）：φで表され、これをまとめるとφは下記（１）式のように表される。
　φ＝（π／４）・（１＋２ｘ／ａ）　ただし－ａ／２≦ｘ≦ａ／２　　　…（１）
　上記（１）式によりφを求めて、そのφを用いて比例計算による両画像の重み付けを行うと、両画像の取得時間の時間差によって血管内の造影剤濃度に差が生じることがあり、この方式では常に最大の造影剤コントラストを表すことができないことが判明した。特に、移動速度を可変にした場合に、重み付けを行うと演算負担が増すことも判明した。すなわち、移動速度を可変にすると、検出された重複部分に応じて重み付けに用いられるパラメータ（重み付けの係数）を変化させることが必要で計算が煩雑になる。さらに、映像系の移動が遅く重複部分が多重になった場合の処理では、重み付けの結合処理も多数回になって計算が煩雑になる。
　したがって、これらの処理以外で重複部分を処理すれば上述の合成が簡易にかつ適正に行われる可能性があるという知見も得た。発明者は、ピークホールド処理について着目してみた。ピークホールド処理の利点としては、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する、あるいは画素値の大きい画素を抽出するのみの単純な処理となるので、計算時間を要さなく、下記に述べる理由により造影剤など対象物のコントラストを確保することができる。
　このような知見に基づくこの発明は、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、被検体に向けて放射線を照射する放射線照射手段と、前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段とを備え、検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置であって、前記放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成するとともに、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成し、前記装置は、前記放射線画像を投影角度ごとに分解する画像分解手段と、その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成する画像合成手段とを備えることを特徴とするものである。
　この発明の放射線撮像装置によれば、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成することで、長手方向の長い視野のデータを放射線検出手段から得ることができる。一方、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成する。そして、放射線画像を投影角度ごとに画像分解手段は分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成手段が合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成する。ピークホールド処理を採用することによって血管像などの対象物のコントラストを確保することができることが判明した。図１４を参照して説明すると、図１４（ａ）、図１４（ｂ）に示すように合成前の両画像の撮影には時間差があり、そのため両画像の血管像の濃度に差が生じやすい。図１４（ａ）、図１４（ｂ）の各図の右側に血管像のプロファイルを示し、図１４（ｃ）に合成画像の血管像のプロファイルを示す。図１４（ｃ）では重み付け方式による画像合成では重複部でコントラストの低下が生じるが、ピークホールド方式ではコントラストが確保されるのがわかる。したがって、重複部分を処理するのにピークホールド処理を用いることで、血管像などの対象物のコントラストを確保し、上述の合成を簡易にかつ適正に行うことができ、様々な撮像方式に適用可能となる。また、移動速度の可変あるいは重複部分の多重如何に関係なく、ピークホールド処理は、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する、あるいは画素値の大きい画素を抽出するのみの単純な処理となるので、計算時間を要さない。
　また、上述した発明とは別の放射線撮像装置は、被検体に向けて放射線を照射する放射線照射手段と、前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段とを備え、検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置であって、前記放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成するとともに、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成し、前記装置は、前記放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、前記所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する前記放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御する相対移動速度可変手段と、前記相対移動速度を可変にした状態で得られた前記放射線画像を投影角度ごとに分解する画像分解手段と、その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る画像合成手段とを備えることを特徴とするものである。
　この発明の放射線撮像装置によれば、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成することで、長手方向の長い視野のデータを放射線検出手段から得ることができる。一方、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成する。そして、放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、上述の所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を相対移動速度可変手段は可変に制御する。上述の相対移動速度を可変にした状態で得られた放射線画像を投影角度ごとに画像分解手段は分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成手段が合成して投影角度毎の投影画像を得る。したがって、移動速度が一定の撮像方式に限定されず、移動速度が一定でない撮像方式にも適用して、上述の合成を行うことができ、様々な撮像方式に適用可能となる。
　前者の発明において、合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理手段を備えてもよい。その合成された投影画像に基づいて再構成処理手段が再構成処理を行うことで、長手方向の長い視野の断層画像を得ることができる。
　また、後者の発明においても、合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理手段を備えてもよい。その合成された投影画像に基づいて再構成処理手段が再構成処理を行うことで、長手方向の長い視野の断層画像を得ることができる。
　前者の発明と後者の発明とを組み合わせてもよい。すなわち、前者の発明において、放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、上述の所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を相対移動速度可変手段は可変に制御する。上述の画像分解手段は、上述の相対移動速度を可変にした状態で得られた放射線画像を投影角度ごとに分解するので、移動速度が一定でない場合において重複部分が生成されても、様々な撮像方式に適用可能となる。
　前者の発明において、上述のピークホールド処理は、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する処理（いわゆる「黒ピークホールド処理」）であってもよいし、重複部分では画素値の大きい画素を抽出する処理（いわゆる「白ピークホールド処理」）であってもよい。血管内の造影剤の流れのように黒い画像を強調する場合には、黒ピークホールド処理を行い、例えば炭酸ガスを血管内に入れる炭酸ガス造影のような白い画像を強調する場合には、白ピークホールド処理を行う。
　また、後者の発明、あるいは後者の発明と組み合わせた前者の発明のように相対移動速度可変手段を備えた場合には、放射線検出手段で検出された放射線画像を逐次に出力する出力手段を備え、相対移動速度可変手段は、出力手段の放射線画像の出力結果に基づいて相対移動速度を可変に制御するのが好ましい。すなわち、分解前の原画像である放射線画像を出力により逐次にモニタリングすることで、放射線画像の状況に応じて移動速度（いわゆる走査速度）を可変に制御することができる。特に、放射線画像が血液画像や造影剤投与に関する画像の場合には血流や造影剤の流れをモニタリングすることで、これらの流れに同期して移動速度を円滑に可変に制御することができる。
　この発明に係る放射線撮像装置によれば、放射線画像を投影角度ごとに画像分解手段は分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成手段が合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成することで、血管像などの対象物のコントラストを確保し、様々な撮像方式に適用可能となる。また、ピークホールド処理は、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する、あるいは画素値の大きい画素を抽出するのみの単純な処理となるので、計算時間を要さない。
　また、上述した発明とは別の放射線撮像装置によれば、放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、上述の所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を相対移動速度可変手段は可変に制御し、上述の相対移動速度を可変にした状態で得られた放射線画像を投影角度ごとに画像分解手段は分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成手段が合成して投影角度毎の投影画像を得ることで、様々な撮像方式に適用可能となる。
実施例に係るＸ線断層撮影装置のブロック図である。 フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）の駆動に関するＦＰＤ駆動機構の概略構成を示す模式図である。 Ｘ線管の駆動に関するＸ線管駆動部の概略構成を示す模式図である。 側面視したフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）の等価回路である。 平面視したフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）の等価回路である。 （ａ）～（ｉ）は、Ｘ線管およびフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）による撮像原理を投影角度ごとに表した模式図である。 （ａ）～（ｊ）は、画像の分離および投影画像への合成を表した模式図である。 （ａ）～（ｊ）は、画像の分離および投影画像への合成を表した模式図である。 映像系やコントローラや入力部やモニタでの撮像制御の流れを示したフローチャートである。 位置および画素値の記憶の流れを示したフローチャートである。 黒ピークホールド処理による投影画像への合成を表した模式図である。 （ａ）、（ｂ）は、重複部分の説明に供する模式図である。 従来のＸ線断層撮影装置の概略構成を示した側面図である。 （ａ）～（ｃ）は、ピークホールド処理に着目した理由の説明に供する模式図である。
　２　…　Ｘ線管
　３　…　フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）
　１３　…　モニタ
　９ｂ　…　画像分解部
　９ｃ　…　画像合成部
　９ｄ　…　再構成処理部
　１０　…　コントローラ
　ｄ　…　ピッチ
　ｚ　…　体軸
　Ｍ　…　被検体
　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線断層撮影装置のブロック図であり、図２は、フラットパネル型Ｘ線検出器の駆動に関するＦＰＤ駆動機構の概略構成を示す模式図であり、図３は、Ｘ線管の駆動に関するＸ線管駆動部の概略構成を示す模式図である。本実施例では放射線検出手段としてフラットパネル型Ｘ線検出器（以下、「ＦＰＤ」と略記する）を例に採るとともに、放射線撮像装置としてＸ線断層撮影装置を例に採って説明する。
　Ｘ線断層撮影装置は、図１に示すように、被検体Ｍを載置する天板１と、その被検体Ｍに向けてＸ線を照射するＸ線管２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＦＰＤ３とを備えている。Ｘ線管２は、この発明における放射線照射手段に相当し、ＦＰＤ３は、この発明における放射線検出手段に相当する。
　Ｘ線断層撮影装置は、他に、天板１の昇降および水平移動を制御する天板制御部４や、ＦＰＤ３の走査を制御するＦＰＤ制御部５や、Ｘ線管２の管電圧や管電流を発生させる高電圧発生部６を有するＸ線管制御部７や、ＦＰＤ３から電荷信号であるＸ線検出信号をディジタル化して取り出すＡ／Ｄ変換器８や、Ａ／Ｄ変換器８から出力されたＸ線検出信号に基づいて種々の処理を行う画像処理部９や、これらの各構成部を統括するコントローラ１０や、処理された画像などを記憶するメモリ部１１や、オペレータが入力設定を行う入力部１２や、処理された画像などを表示するモニタ１３などを備えている。コントローラ１０は、この発明における相対移動速度可変手段に相当し、モニタ１３は、この発明における出力手段に相当する。
　天板制御部４は、天板１を水平移動させて被検体Ｍを撮像位置にまで収容したり、昇降、回転および水平移動させて被検体Ｍを所望の位置に設定したり、水平移動させながら撮像を行ったり、撮像終了後に水平移動させて撮像位置から退避させる制御などを行う。これらの制御は、モータやエンコーダ（図示省略）などからなる天板駆動機構（図示省略）を制御することで行う。
　ＦＰＤ制御部５は、ＦＰＤ３を被検体Ｍの長手方向である体軸ｚ方向に沿って平行移動させる制御を行う。この制御は、図２に示すように、ラック１４ａやピニオン１４ｂやモータ１４ｃやエンコーダ１４ｄなどからなるＦＰＤ駆動機構１４を制御することで行う。具体的には、ラック１４ａは被検体Ｍの体軸ｚ方向に沿って延在している。ピニオン１４ｂはＦＰＤ３を支持し、その一部はラック１４ａに嵌合しており、モータ１４ｃの回転によって回転する。例えば、モータ１４ｃを正転させると、図２中の一点鎖線に示すようにラック１４ａに沿ってＦＰＤ３が被検体Ｍの足元側に平行移動し、モータ１４ｃを逆転させると、図２中の二点鎖線に示すようにラック１４ａに沿ってＦＰＤ３が被検体Ｍの頭側に平行移動する。エンコーダ１４ｄはＦＰＤ３の移動方向と移動量（移動距離）に対応したモータ１４ｃの回転方向および回転量を検出する。エンコーダ１４ｄによる検出結果をＦＰＤ制御部５に送る。
　高電圧発生部６は、Ｘ線を照射させるための管電圧や管電流を発生してＸ線管２に与える。Ｘ線管制御部７は、Ｘ線管２を被検体Ｍの体軸ｚ方向に沿って平行移動させる制御を行う。この制御は、図３に示すように、支柱１５ａやネジ棒１５ｂやモータ１５ｃやエンコーダ１５ｄなどからなるＸ線管駆動部１５を制御することで行う。具体的には、支柱１５ａはＸ線管２を上端側に装着支持し、下端側にネジ棒１５ｂにネジ結合している。ネジ棒１５ｂは被検体Ｍの体軸ｚ方向に沿って延在しており、モータ１５ｃの回転によって回転する。例えば、モータ１５ｃを正転させると、図３中の一点鎖線に示すように支柱１５ａとともにＸ線管２が被検体Ｍの足元側に平行移動し、モータ１５ｃを逆転させると、図３中の二点鎖線に示すように支柱１５ａとともにＸ線管２が被検体Ｍの頭側に平行移動する。エンコーダ１５ｄはＸ線管２の移動方向と移動量（移動距離）に対応したモータ１５ｃの回転方向および回転量を検出する。エンコーダ１５ｄによる検出結果をＸ線管制御部７に送る。
　なお、図１に示すように、Ｘ線管２およびＦＰＤ３が被検体Ｍの体軸ｚ方向に沿って互いに同方向に平行移動するように構成するために、図２のモータ１４ｃの回転方向、および図３のモータ１５ｃの回転方向が同じになるように、ＦＰＤ制御部５およびＸ線管制御部７は制御する。また、本実施例では、Ｘ線管２およびＦＰＤ３は互いに同速度で平行移動するのが好ましい。すなわち、Ｘ線管２の移動量とＦＰＤ３の移動量とが同じになるように、ＦＰＤ制御部５はモータ１４ｃの回転量を制御するとともに、Ｘ線管制御部７はモータ１５ｃの回転量を制御する。
　また、Ｘ線管制御部７は、Ｘ線管２側のコリメータ（図示省略）の照視野の設定の制御を行う。本実施例では、被検体Ｍの長手方向（体軸ｚ方向）および短手方向（体軸ｚに水平面内に直交する方向）に広がりを有するファンビーム状のＸ線を照射するようにコリメータを制御して照視野を設定する。また、Ｘ線管２およびＦＰＤ３が後述するピッチ（所定距離）毎に移動する度にＸ線管２から（ファンビーム状の）Ｘ線を間欠的に照射するようにＸ線管制御部７は制御する。また、ＦＰＤ制御部５は、間欠的に照射された被検体Ｍを透過したＸ線をＦＰＤ３が検出するように制御する。
　コントローラ１０は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されており、メモリ部１１は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体などで構成されている。また、入力部１２は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。
　また、本実施例では、ＦＰＤ３の検出面に投影されたＸ線画像をモニタ１３に逐次に表示出力してモニタリングして、オペレータがそのモニタリングの結果（すなわちＸ線画像の状況）に応じて、Ｘ線管２およびＦＰＤ３の移動速度を入力部１２に設定入力する。入力部１２に入力設定されたＸ線管２およびＦＰＤ３の移動速度を、コントローラ１０を介してＦＰＤ制御部５およびＸ線管制御部７に送り込むことで、コントローラ１０はＸ線管２およびＦＰＤ３の移動速度を可変に制御する。本実施例では、Ｘ線画像は下肢ボーラスチェイシング（下肢動脈撮影）で得られた画像であり、造影剤が血液中を流れる様子をモニタリングして、血流に同期して移動速度を可変に制御する。
　画像処理部９は、Ｘ線検出信号に対してラグ補正やゲイン補正などを行って、ＦＰＤ３の検出面に投影されたＸ線画像を出力する補正部９ａと、補正されたＸ線画像を投影角度ごとに分解する画像分解部９ｂと、その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成する画像合成部９ｃと、その合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理部９ｄとを備えている。画像分解部９ｂは、この発明における画像分解手段に相当し、画像合成部９ｃは、この発明における画像合成手段に相当し、再構成処理部９ｄは、この発明における再構成処理手段に相当する。画像分解部９ｂや画像合成部９ｃや再構成処理部９ｄの具体的な機能については、図６～図１２で後述する。
　メモリ部１１は、画像処理部９で処理された各々の画像を書き込んで記憶するように構成されている。特に、本実施例では、メモリ部１１は、Ｘ線管２およびＦＰＤ３からなる映像系の（被検体Ｍに対する）位置と画素値とを対応づけてＸ線管２からの照射ごとに書き込んで記憶し、投影角度ごとに分解された画像の位置を、映像系の位置に対応して書き込んで記憶して、そのときの画素値を書き込んで記憶するように構成されている。ＦＰＤ制御部５やＸ線管制御部７も、コントローラ１０と同様にＣＰＵなどで構成されている。
　次に、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）３の構造について、図４および図５を参照して説明する。図４は、側面視したフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）の等価回路であり、図５は、平面視したフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）の等価回路である。
　ＦＰＤ３は、図４に示すように、ガラス基板３１と、ガラス基板３１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、縦・横式２次元マトリクス状配列でスイッチング素子３２が多数個（例えば、1024個×1024個）形成されており、キャリア収集電極３３ごとにスイッチング素子３２が互いに分離形成されている。すなわち、ＦＰＤ３は、２次元アレイ放射線検出器でもある。
　図４に示すようにキャリア収集電極３３の上にはＸ線感応型半導体３４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３３は、スイッチング素子３２のソースＳに接続されている。ゲートドライバ３５からは複数本のゲートバスライン３６が接続されているとともに、各ゲートバスライン３６はスイッチング素子３２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３７には増幅器３８を介して複数本のデータバスライン３９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３９はスイッチング素子３２のドレインＤに接続されている。
　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３６の電圧を印加（または０Ｖに）することでスイッチング素子３２のゲートがＯＮされて、キャリア収集電極３３は、検出面側で入射したＸ線からＸ線感応型半導体３４を介して変換された電荷信号（キャリア）を、スイッチング素子３２のソースＳとドレインＤとを介してデータバスライン３９に読み出す。なお、スイッチング素子が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３９に読み出された電荷信号を増幅器３８で増幅して、マルチプレクサ３７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Ａ／Ｄ変換器８でディジタル化してＸ線検出信号として出力する。
　次に、画像分解部９ｂや画像合成部９ｃや再構成処理部９ｄの具体的な機能について、図６～図１２を参照して説明する。図６は、Ｘ線管およびフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）による撮像原理を投影角度ごとに表した模式図であり、図７、図８は、画像の分離および投影画像への合成を表した模式図であり、図９は、映像系やコントローラや入力部やモニタでの撮像制御の流れを示したフローチャートであり、図１０は、位置および画素値の記憶の流れを示したフローチャートであり、図１１は、黒ピークホールド処理による投影画像への合成を表した模式図であり、図１２は、重複部分の説明に供する模式図である。なお、ＦＰＤ３の検出面に投影されたＸ線画像は、補正部９ａによってラグ補正やゲイン補正などの処理が既に終了しているものとして説明する。
　なお、図６～図８では、図示の便宜上、ピッチを同じ幅にしているが、実際には幅が異なることに留意されたい。また、本実施例では、Ｘ線管２からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔を固定にして、所定距離（ピッチ）を可変にすることで、コントローラ１０はＸ線管２およびＦＰＤ３の移動速度を可変に制御する。
　ＦＰＤ３の検出面に投影されたＸ線画像を、図６（ａ）～図６（ｄ）に示すように、Ｘ線管２およびＦＰＤ３がピッチｄ毎に移動する度に、図６（ｅ）～図６（ｈ）に示すように、Ｏ１，Ｏ２，…，ＯＩ，…，ＯＭとする（１≦Ｉ≦Ｍ）。Ｘ線管２およびＦＰＤ３がピッチｄ毎に移動する度にＸ線管２はＸ線を間欠的に照射する。すなわち、ピッチｄ毎に移動する度にＸ線をパルス照射する。
　具体的には、最初にＸ線管２およびＦＰＤ３が、図６（ａ）に示す位置でＸ線を照射した場合には、次に、ピッチｄを移動させた図６（ｂ）に示す位置でＸ線を照射する。図６（ａ）でＸ線をＦＰＤ３が検出することでＸ線画像Ｏ１（図６（ｅ）を参照）が得られ、図６（ｂ）でＸ線をＦＰＤ３が検出することでＸ線画像Ｏ２（図６（ｆ）を参照）が得られる。以下、同様にＸ線管２およびＦＰＤ３がピッチｄ毎に移動すると、（Ｉ－１）番目には、図６（ｃ）に示す位置でＸ線を照射し、図６（ｃ）でＸ線をＦＰＤ３が検出することでＸ線画像ＯＩ（図６（ｇ）を参照）が得られる。最終的には、（Ｍ－１）番目には、図６（ｄ）に示す位置でＸ線を照射し、図６（ｄ）でＸ線をＦＰＤ３が検出することでＸ線画像ＯＭ（図６（ｈ）を参照）が得られる。本実施例では図６（ａ）の撮像開始位置を被検体Ｍの腰部とし、図６（ｄ）の撮像終了位置を被検体Ｍの足部とし、図６（ａ）～図６（ｄ）とＸ線管２およびＦＰＤ３が移動するのに伴って腰側から足元側に順に移動する。
　Ｘ線管２およびＦＰＤ３がピッチｄ毎に移動することで、各Ｘ線画像Ｏ１，Ｏ２，…，ＯＩ，…，ＯＭを投影角度毎に画像分解部９ｂは分解することができる。具体的には、図６（ｉ）の拡大図に示すように、Ｘ線管２からＦＰＤ３を結ぶ照射軸と被検体の体軸ｚとのなす角度である投影角度を、θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮとする（１≦Ｊ≦Ｎ）。
　図６（ｅ）に示すようにＸ線画像Ｏ１は、投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎にＯ１１，Ｏ１２，…，Ｏ１Ｊ，…，Ｏ１（Ｎ－１），Ｏ１Ｎと分解され、分解された画像Ｏ１１は投影角度θ１で照射されて得られた画像となり、分解された画像Ｏ１２は投影角度θ２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された画像Ｏ１Ｊは投影角度θＪで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された画像Ｏ１Ｎは投影角度θＮで照射されて得られた画像となる。
　同様に、図６（ｆ）に示すようにＸ線画像Ｏ２は、投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎にＯ２１，Ｏ２２，…，Ｏ２Ｊ，…，Ｏ２（Ｎ－１），Ｏ２Ｎと分解され、分解された画像Ｏ２１は投影角度θ１で照射されて得られた画像となり、分解された画像Ｏ２２は投影角度θ２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された画像Ｏ２Ｊは投影角度θＪで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された画像Ｏ２Ｎは投影角度θＮで照射されて得られた画像となる。
　（Ｉ－１）番目には、図６（ｇ）に示すようにＸ線画像ＯＩは、投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎にＯＩ１，ＯＩ２，…，ＯＩＪ，…，ＯＩ（Ｎ－１），ＯＩＮと分解され、分解された画像ＯＩ１は投影角度θ１で照射されて得られた画像となり、分解された画像ＯＩ２は投影角度θ２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された画像ＯＩＪは投影角度θＪで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された画像ＯＩＮは投影角度θＮで照射されて得られた画像となる。
　最終的には、（Ｍ－１）番目には、図６（ｈ）に示すようにＸ線画像ＯＭは、投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎にＯＭ１，ＯＭ２，…，ＯＭＪ，…，ＯＭ（Ｎ－１），ＯＭＮと分解され、分解された画像ＯＭ１は投影角度θ１で照射されて得られた画像となり、分解された画像ＯＭ２は投影角度θ２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された画像ＯＭＪは投影角度θＪで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された画像ＯＭＮは投影角度θＮで照射されて得られた画像となる。
　このように分解された各画像を、図７、図８に示すように同一の投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎にそれぞれ画像合成部９ｃは合成する。上述したように各Ｘ線画像Ｏ１，Ｏ２，…，ＯＩ，…，ＯＭは、投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮごとに分解された画像を、図７（ａ）～図７（ｄ）、図７（ｆ）～図７（ｉ）、図８（ａ）～図８（ｄ）、図８（ｆ）～図８（ｉ）に示すように有している。
　例えば、投影角度θ１の場合には、図７（ａ）に示すＸ線画像Ｏ１中の画像Ｏ１１と、図７（ｂ）に示すＸ線画像Ｏ２中の画像Ｏ２１と、…、図７（ｃ）に示すＸ線画像ＯＩ中の画像ＯＩ１と、…、図７（ｄ）に示すＸ線画像ＯＭ中の画像ＯＭ１とを合成することで、図７（ｅ）に示すように投影角度θ１での投影画像Ｐ１を得る。
　同様に、投影角度θ２の場合には、図７（ｆ）に示すＸ線画像Ｏ１中の画像Ｏ１２と、図７（ｇ）に示すＸ線画像Ｏ２中の画像Ｏ２２と、…、図７（ｈ）に示すＸ線画像ＯＩ中の画像ＯＩ２と、…、図７（ｉ）に示すＸ線画像ＯＭ中の画像ＯＭ２とを合成することで、図７（ｊ）に示すように投影角度θ２での投影画像Ｐ２を得る。
　（Ｊ－１）番目には、投影角度θＪの場合には、図８（ａ）に示すＸ線画像Ｏ１中の画像Ｏ１Ｊと、図８（ｂ）に示すＸ線画像Ｏ２中の画像Ｏ２Ｊと、…、図８（ｃ）に示すＸ線画像ＯＩ中の画像ＯＩＪと、…、図８（ｄ）に示すＸ線画像ＯＭ中の画像ＯＭＪとを合成することで、図８（ｅ）に示すように投影角度θＪでの投影画像ＰＪを得る。
　最終的には、（Ｎ－１）番目には、投影角度θＮの場合には、図８（ｆ）に示すＸ線画像Ｏ１中の画像Ｏ１Ｎと、図８（ｇ）に示すＸ線画像Ｏ２中の画像Ｏ２Ｎと、…、図８（ｈ）に示すＸ線画像ＯＩ中の画像ＯＩＮと、…、図８（ｉ）に示すＸ線画像ＯＭ中の画像ＯＭＮとを合成することで、図８（ｊ）に示すように投影角度θＮでの投影画像ＰＮを得る。
　以上をまとめると、画像合成部９ｃは、分解された各画像を同一の投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎に合成して、図７（ｅ）、図７（ｊ）、図８（ｅ）、図８（ｊ）に示すように投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮ毎の投影画像Ｐ１，Ｐ２，…，ＰＪ，…、ＰＮを得る。
　実際に画像合成部９ｃがこのように合成する場合には、従来であれば重複部分については考慮されていなかった。また、ピッチｄの幅は常に一定という条件の下で、Ｘ線管２およびＦＰＤ３からなる映像系の移動速度を一定にして、Ｘ線画像をピッチｄごとに分解することは、Ｘ線画像を投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮごとに分解することと同義であるとして扱っていた。
　本実施例では、Ｘ線管２からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔を固定にして、ピッチｄを可変にすることで、映像系の移動速度を可変に制御しているので、移動速度を可変にした状態で得られたＸ線画像を投影角度θ１，θ２，…，θＪ，…，θＮ－１，θＮごとに分解すると、画像合成部９ｃによる合成を行う際に同一の投影角度における（分解された）各画像で重複部分が生成されやすくなる。
　そこで、図９のフローチャートに示すように、被検体Ｍの腰部から下肢を通って足部を撮像する下肢ボーラスチェイシング（下肢動脈撮影）を行う際に、ＦＰＤ３の検出面に投影された造影剤が血液中を流れるＸ線画像をモニタ１３に逐次に表示出力してモニタリングして、モニタリングの結果に応じて血流に同期して移動速度を可変に制御する。そして、図１０のフローチャートおよび図１１に示すように、映像系の位置と画素値とを対応づけてＸ線管２からの照射ごとにメモリ部１１へ書き込んで記憶し、投影角度ごとに分解された画像の位置を、映像系の位置に対応してメモリ部１１へ書き込んで記憶して、そのときの画素値をメモリ部１１へ書き込んで記憶する。このように行うことで図１２（ａ）に示すように重複部分を抽出して、黒ピークホールド処理を行って、画像合成部９ｃによる合成を行う。
　（ステップＳ１）パルス照射
　具体的には、図９のフローチャートに示すように、Ｘ線管２からＸ線をパルス照射する。
　（ステップＳ２）ＦＰＤで検出
　パルス照射されて被検体Ｍを透過したＸ線をＦＰＤ３が検出して電荷信号を出力する。その電荷信号をＡ／Ｄ変換器８でディジタル化してＸ線検出信号として出力し、補正部９ａがラグ補正やゲイン補正などの処理を行って、ＦＰＤ３の検出面に投影されたＸ線画像を出力する。
　（ステップＳ３）モニタリング
　ピッチｄ毎に移動して得られたＸ線画像をモニタ１３で逐次に表示出力してモニタリングする。本実施例では、下肢ボーラスチェイシング（下肢動脈撮影）において造影剤が血液中を流れるＸ線画像をモニタリングする。
　（ステップＳ４）ピッチ変更？
　オペレータはモニタリングの結果であるＸ線画像の状況に応じて、Ｘ線管２およびＦＰＤ３からなる映像系のピッチｄを変更するか否かを判断する。本実施例では、血流がピッチｄによる移動速度に対して変わらないとモニタリングの結果からオペレータが判断した場合にはピッチｄを変更せずに、ステップＳ５をスキップしてステップＳ６に移行する。
　（ステップＳ５）ピッチ変更
　逆に、血流が移動速度に対して変わるとモニタリングの結果からオペレータが判断した場合にはピッチｄを変更するために、ピッチｄによる移動速度を入力部１２に設定入力する。コントローラ１０は、Ｘ線管制御部７を介してＸ線管２からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔を固定にして、コントローラ１０、ＦＰＤ制御部５およびＸ線管制御部７を介して各モータ１４ｃ、１５ｃを制御してピッチｄを可変にすることで、コントローラ１０はＸ線管２およびＦＰＤ３の移動速度を可変に制御する。そして、血流に同期した移動速度に変更する。
　なお、移動速度を可変にすると、上述したように重複部分が生成されやすいが、重複部分がなくなって、隣接する画像で空白部分が生成されやすくなるとも言える。そこで、重複部分がなくならない範囲で移動速度を可変に制御する。パルス照射により得られた画像（「スロット画像」とも呼ぶ）の幅をｂとし、パルス照射間の映像系の移動距離をｄ（すなわちピッチｄ）とすると、重複部分の幅は（ｂ－ｄ）で表される。そこで、（ｂ－ｄ）が負にならないように移動速度を制御することが条件となる。つまり、ｂ－ｄ≧０（ｄ≦ｂ）となる。パルス照射の曝射頻度をｎ［パルス／秒］とし、移動速度をｓとすると、移動速度ｓは、下記（２）式のように表される。
　ｓ＝ｄ・ｎ≦ｄ・ｎ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
　すなわち、上記（２）式により、移動速度ｓを、（スロット画像の幅）×（毎秒の曝射回数）以下の条件で可変に制御することになる。
　（ステップＳ６）撮像終了？
　被検体Ｍの足部の撮像終了位置にまで映像系が移動したら、図９の一連の撮像制御を終了する。撮像終了位置にまで映像系が移動していなければ、撮像は続行であると判断して、次のパルス照射を行うためにステップＳ１に戻る。なお、ステップＳ１～Ｓ６の期間が、Ｘ線管２からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔となり、その間に設定されたピッチｄで映像系が移動している。
　（ステップＴ１）被検体の信号分布の作成
　一連の撮像制御（ステップＳ１～Ｓ６）を行うのと並行して、図１０のフローチャートに示すように、パルス照射ごとに映像系の被検体Ｍに対する位置と画素値とを対応づけて、メモリ部１１へ書き込んで記憶する。そのときのプロファイルである被検体Ｍの信号分布を図１１の最上段に模式的に示す。図１１の横軸は、映像系の（被検体Ｍに対する）位置であって、図面の横軸の左側が撮像開始である被検体Ｍの腰部であり、図面の横軸の右側が被検体Ｍの足部である。また、図１１の縦軸は画素値である。
　（ステップＴ２）分解画像の位置・画素の書き込み
　画像分解部９ｂにより投影角度ごとに分解された画像（図１１では「分解画像１」、「分解画像２」、「分解画像３」、「分解画像４」、…で表記）を得て、当該画像の位置に対応してメモリ部１１へ書き込んで記憶して、そのときの画素値をメモリ部１１へ書き込んで記憶する。そのときのプロファイルを、図１１の最下段を除く二段から五段に模式的に示す。なお、画素の書き込みの際には、画像の領域以外では画素値を最大値に設定することで、画像の領域では図１１に示すように落ち込みがある。この落ち込みの中心を図１１では一点鎖線で図示すると、図示された一点鎖線の間隔がピッチｄに相当することになる。各画像で落ち込みが重複する箇所が、上述の重複部分となる。
　図１２に示すように重複部分の幅をａとし、上述したようにスロット画像の幅をｂとし、ピッチｄとすると、重複部分の幅ａは、ａ＝ｂ－ｄで表される。時間的に隣り合う両パルス照射時の映像系の位置をｐ１、ｐ２とすると、重複部分の中心位置は（ｐ１＋ｐ２）／２で表され、重複部分の幅ａは最終的に、ａ＝ｂ－ｄ＝ｂ－（ｐ２－ｐ１）で表される。
　（ステップＴ３）重複部分の画素値の比較
　各画像で落ち込みが重複する箇所同士で同一の画素での画素値を比較する。そして、画素値の小さい方をメモリ部１１に書き込んで記憶する。もし、分解の対象となる各画像（図１２中の右上斜線のハッチングを参照）において、図１２（ｂ）に示すように重複部分が３つ以上の画像にまたがっている場合には、同一の画素で最小値の画素値を抽出して、その最小値をメモリ部１１に書き込んで記憶する。
　一連のステップＴ１～Ｔ３の記憶を行うことで、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する黒ピークホールド処理を行う。この黒ピークホールド処理によって合成された投影画像のプロファイルを、図１１の最下段に模式的に示す。本実施例のように血液画像の場合には、血液のように黒い画像を強調するので黒ピークホールド処理が有効である。なお、白ピークホールド処理を行う場合には、白い画像を強調する場合に有効であるので、画像の領域以外では画素値を最小値に設定することになる。
　なお、映像系や天板１の動きが遅い場合には、重複部分でまたがる画像の数が増えて重複部分の重なる度合いが増すが、上述の黒ピークホールド処理により、画像中の血管像が最も濃い状態で保持される。
　再構成処理部９ｄは、黒ピークホールド処理により合成された投影画像Ｐ１，Ｐ２，…，ＰＪ，…、ＰＮに基づいて再構成処理を行って断層画像を得る。再構成処理については、周知のフィルタード・バックプロジェクション（FBP: Filtered Back Projection）（「フィルタ補正逆投影法」とも呼ばれる）を用いたフェルドカンプ(Feldkamp)法を行えばよい。
　本実施例に係るＸ線断層撮影装置によれば、Ｘ線管２およびフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）３が被検体Ｍの長手方向である体軸ｚに沿って互いに同方向に平行移動するように構成することで、長手方向である体軸ｚの長い視野のデータをＦＰＤ３から得ることができる。一方、Ｘ線管２およびＦＰＤ３がピッチ（所定距離）毎に移動する度にＸ線管２からＸ線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体Ｍを透過したＸ線をＦＰＤ３が検出するように構成する。そして、Ｘ線画像を投影角度ごとに画像分解部９ｂは分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成部９ｃが合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対して黒ピークホールド処理を行って投影画像に合成する。上述したように図１４（ａ）、図１４（ｂ）に示すように合成前の両画像の撮影には時間差があり、そのため両画像の血管像の濃度に差が生じやすい。図１４（ａ）、図１４（ｂ）の各図の右側に血管像のプロファイルを示し、図１４（ｃ）に合成画像の血管像のプロファイルを示す。図１４（ｃ）では重み付け方式による画像合成では重複部でコントラストの低下が生じるが、ピークホールド方式ではコントラストが確保されるのがわかる。したがって、重複部分を処理するのにピークホールド処理を用いることで、血管像などの対象物のコントラストを確保し、上述の合成を簡易にかつ適正に行うことができ、様々な撮像方式に適用可能となる。また、移動速度の可変あるいは重複部分の多重如何に関係なく、ピークホールド処理は、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する、あるいは画素値の大きい画素を抽出するのみの単純な処理となるので、計算時間を要さない。
　また、本実施例に係るＸ線断層撮影装置によれば、Ｘ線管２からの間欠的な照射の時間間隔を可変にすることで、被検体Ｍに対するＸ線管２およびＦＰＤ３からなる映像系の移動速度をコントローラ１０は可変に制御する。上述の移動速度を可変にした状態で得られたＸ線画像を投影角度ごとに画像分解部９ｂは分解し、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成部９ｃが合成して投影角度毎の投影画像を得る。したがって、移動速度が一定の撮像方式に限定されず、移動速度が一定でない撮像方式にも適用して、上述の合成を行うことができ、様々な撮像方式に適用可能となる。
　本実施例では、合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理部９ｄを備えている。その合成された投影画像に基づいて再構成処理部９ｄが再構成処理を行うことで、長手方向の長い視野の断層画像を得ることができる。
　また、Ｘ線管２からの間欠的な照射の時間間隔を可変にすることで、被検体Ｍに対するＸ線管２およびＦＰＤ３からなる映像系の移動速度をコントローラ１０は可変に制御する。画像分解部９ｂは、上述の移動速度を可変にした状態で得られたＸ線画像を投影角度ごとに分解するので、移動速度が一定でない場合において重複部分が生成されても、様々な撮像方式に適用可能となる。
　本実施例では、ピークホールド処理として、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する処理（いわゆる「黒ピークホールド処理」）を採用している。本実施例のように黒い画像を強調する場合には、黒ピークホールド処理を行う。
　本実施例のようにコントローラ１０が相対移動速度可変手段の機能を備えた場合には、ＦＰＤ３で検出されたＸ線画像を逐次に出力するモニタ１３を備え、好ましくはコントローラ１０は、モニタ１３のＸ線画像の出力結果に基づいて移動速度を可変に制御している。すなわち、分解前の原画像であるＸ線画像を出力により逐次にモニタリングすることで、Ｘ線画像の状況に応じて移動速度（いわゆる走査速度）を可変に制御することができる。特に、Ｘ線画像が本実施例のように血液画像や造影剤投与に関する画像の場合には血流や造影剤の流れをモニタリングすることで、これらの流れに同期して移動速度を円滑に可変に制御することができる。なお、モニタ１３のような表示手段に限定されず、プリンタに代表される印刷手段を備えてもよい。この場合には、印刷手段が、この発明における出力手段に相当し、断層画像を印刷手段が印刷出力することで、印刷の閲覧に供することができる。なお、モニタ１３およびプリンタの双方を備えてもよい。
　この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
　（１）上述した実施例では、放射線撮像装置としてＸ線断層撮影装置を例に採って説明したが、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置やＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission CT）装置などに代表されるＥＣＴ（Emission Computed Tomography）装置のように、Ｘ線以外の放射線（ＰＥＴ装置の場合にはγ線）を検出して、検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置に適用してもよい。
　（２）上述した実施例では、放射線検出手段としてフラットパネル型Ｘ線検出器を例に採って説明したが、イメージインテンシファイア(Ｉ．Ｉ)のように、通常において用いられるＸ線検出手段であれば特に限定されない。また、上述した変形例（１）のようにＥＣＴ装置に適用した場合のように、通常において用いられる放射線検出手段であれば特に限定されない。
　（３）上述した実施例では、モニタ１３に代表される出力手段を備えたが、必ずしも出力手段を備える必要はない。
　（４）上述した実施例では、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段は互いに同速度で平行移動したが、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するならば、いずれか一方を速く移動させて、他方を遅く移動させてもよい。
　（５）上述した実施例では、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段のみを移動させて、被検体Ｍを載置する天板１を固定することで、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動したが、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するのであれば、具体的な移動については限定されない。例えば、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段を固定して、被検体Ｍを載置する天板１のみを長手方向に移動させることで、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動してもよい。また、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段を移動させるとともに、被検体Ｍを載置する天板１も長手方向に移動させることで、放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動してもよい。
　（６）上述した実施例では、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段のみを移動させて、被検体Ｍを載置する天板１を固定して、その移動速度を可変に制御することで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御したが、上述した変形例（５）のように相対移動であれば特に限定されない。例えば、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段を固定して、被検体Ｍを載置する天板１のみを長手方向に移動させて、その移動速度を可変に制御することで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御してもよい。また、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段およびＦＰＤ３に代表される放射線検出手段を移動させるとともに、被検体Ｍを載置する天板１も長手方向に移動させて、それらの移動速度を可変に制御することで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御してもよい。
　（７）上述した実施例では、Ｘ線管２に代表される放射線照射手段からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔を固定にして、ピッチ（所定距離）を可変にすることで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段（実施例ではＦＰＤ３）の相対移動速度を可変に制御したが、放射線照射手段からの間欠的な照射（パルス照射）の時間間隔、上述の所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御するのであれば、具体的な制御については限定されない。例えば、パルス照射の時間間隔のみを可変にして、ピッチ（所定距離）を固定にすることで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御してもよい。また、パルス照射の時間間隔を可変にするとともに、ピッチ（所定距離）を可変にすることで、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御してもよい。
　（８）上述した実施例では、被検体Ｍに対する放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御し、画像分解手段（実施例では画像分解部９ｂ）は、相対移動速度を可変にした状態で得られた放射線画像（実施例ではＸ線画像）を投影角度ごとに分解して、その分解された画像を同一の投影角度毎に画像合成手段（実施例では画像合成部９ｃ）が合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理（実施例では黒ピークホールド処理）を行って投影画像に合成した。重複部分が生成されないように移動速度を可変に制御するのであれば、必ずしもピークホールド処理を行う必要はない。逆に、移動速度を一定にして、重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成してもよい。
　（９）上述した実施例では、合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理手段（実施例では再構成処理部９）を備えたが、断層画像を取得せずに長手方向の長い視野のデータの投影画像を取得する場合には、必ずしも再構成処理手段を備える必要はない。
　（１０）上述した実施例では、ピークホールド処理は、重複部分では画素値の小さい画素を抽出する処理（黒ピークホールド処理）であったが、重複部分では画素値の大きい画素を抽出する処理（白ピークホールド処理）であってもよい。血管内の造影剤の流れのように黒い画像を強調する場合には、黒ピークホールド処理を行い、例えば炭酸ガスを血管内に注入するいわゆる炭酸ガス造影では炭酸ガスは白く表され、このように白い画像を強調する場合には、白ピークホールド処理を行う。
　以上のように、この発明は、脊椎側湾症、下肢骨格撮影、下肢静脈撮影、下肢動脈撮影などの人体の縦方向に長い視野、いわゆる長尺で３次元構造を撮像するのに適している。

Claims (8)

  1. 　被検体に向けて放射線を照射する放射線照射手段と、
    　前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と
    　を備え、
    　検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置であって、
    　前記放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成するとともに、
    　放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成し、
    　前記装置は、
    　前記放射線画像を投影角度ごとに分解する画像分解手段と、
    　その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る際に、その分解された同一の投影角度における各画像での重複部分に対してピークホールド処理を行って投影画像に合成する画像合成手段と
    　を備え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、
    　前記合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理手段を備えることを特徴とする放射線撮像装置。
  3. 　被検体に向けて放射線を照射する放射線照射手段と、
    　前記被検体を透過した放射線を検出する放射線検出手段と
    　を備え、
    　検出された放射線に基づいて放射線画像を得ることで放射線撮像を行う放射線撮像装置であって、
    　前記放射線照射手段および放射線検出手段が被検体の長手方向に沿って互いに同方向に相対的に平行移動するように構成するとともに、
    　放射線照射手段および放射線検出手段が被検体に対して所定距離毎に相対移動する度に放射線照射手段から放射線を間欠的に照射して、間欠的に照射された被検体を透過した放射線を放射線検出手段が検出するように構成し、
    　前記装置は、
    　前記放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、前記所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する前記放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御する相対移動速度可変手段と、
    　前記相対移動速度を可変にした状態で得られた前記放射線画像を投影角度ごとに分解する画像分解手段と、
    　その分解された画像を同一の投影角度毎に合成して投影角度毎の投影画像を得る画像合成手段と
    　を備え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、
    　前記合成された投影画像に基づいて再構成処理を行って断層画像を得る再構成処理手段を備えることを特徴とする放射線撮像装置。
  5. 　請求項１または請求項２に記載の放射線撮像装置において、
    　前記放射線照射手段からの間欠的な照射の時間間隔、前記所定距離の少なくともいずれか一方を可変にすることで、被検体に対する前記放射線照射手段および放射線検出手段の相対移動速度を可変に制御する相対移動速度可変手段を備え、
    　前記画像分解手段は、前記相対移動速度を可変にした状態で得られた前記放射線画像を投影角度ごとに分解することを特徴とする放射線撮像装置。
  6. 　請求項１、請求項２または請求項５のいずれかに記載の放射線撮像装置において、
    　前記ピークホールド処理は、前記重複部分では画素値の小さい画素を抽出することを特徴とする放射線撮像装置。
  7. 　請求項１、請求項２または請求項５のいずれかに記載の放射線撮像装置において、
    　前記ピークホールド処理は、前記重複部分では画素値の大きい画素を抽出することを特徴とする放射線撮像装置。
  8. 　請求項３から請求項５のいずれかに記載の放射線撮像装置において、
    　前記放射線検出手段で検出された前記放射線画像を逐次に出力する出力手段を備え、
    　前記相対移動速度可変手段は、前記出力手段の前記放射線画像の出力結果に基づいて前記相対移動速度を可変に制御することを特徴とする放射線撮像装置。
PCT/JP2010/005088 2010-08-17 2010-08-17 放射線撮像装置 Ceased WO2012023158A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2010/005088 WO2012023158A1 (ja) 2010-08-17 2010-08-17 放射線撮像装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2010/005088 WO2012023158A1 (ja) 2010-08-17 2010-08-17 放射線撮像装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012023158A1 true WO2012023158A1 (ja) 2012-02-23

Family

ID=45604835

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2010/005088 Ceased WO2012023158A1 (ja) 2010-08-17 2010-08-17 放射線撮像装置

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2012023158A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015100640A (ja) * 2013-11-27 2015-06-04 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
CN111803100A (zh) * 2019-04-10 2020-10-23 株式会社岛津制作所 X射线摄影装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003030737A1 (en) * 2001-09-17 2003-04-17 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray diagnostic instrument
WO2008018510A1 (fr) * 2006-08-08 2008-02-14 Shimadzu Corporation Dispositif d'imagerie par rayonnement
WO2009008070A1 (ja) * 2007-07-11 2009-01-15 Shimadzu Corporation 放射線撮像装置
JP2009165705A (ja) * 2008-01-17 2009-07-30 Shimadzu Corp 放射線撮像装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003030737A1 (en) * 2001-09-17 2003-04-17 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray diagnostic instrument
WO2008018510A1 (fr) * 2006-08-08 2008-02-14 Shimadzu Corporation Dispositif d'imagerie par rayonnement
WO2009008070A1 (ja) * 2007-07-11 2009-01-15 Shimadzu Corporation 放射線撮像装置
JP2009165705A (ja) * 2008-01-17 2009-07-30 Shimadzu Corp 放射線撮像装置

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015100640A (ja) * 2013-11-27 2015-06-04 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
CN111803100A (zh) * 2019-04-10 2020-10-23 株式会社岛津制作所 X射线摄影装置
CN111803100B (zh) * 2019-04-10 2024-08-13 株式会社岛津制作所 X射线摄影装置

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4788771B2 (ja) 放射線撮像装置
JP6036901B2 (ja) 放射線断層画像撮影装置
US8798231B2 (en) Radiographic apparatus
JP4858616B2 (ja) 放射線撮像装置
JP4941558B2 (ja) 放射線撮像装置
JP2009165705A (ja) 放射線撮像装置
JP4475916B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP5601343B2 (ja) 放射線撮像装置
JP2008284081A (ja) Ｘ線撮影装置
WO2012023158A1 (ja) 放射線撮像装置
JP4998279B2 (ja) 放射線撮像装置
JP4924717B2 (ja) 放射線撮像装置
JP5218430B2 (ja) 断層撮影装置
JP4873178B2 (ja) 放射線撮像装置
JP4756366B2 (ja) 放射線撮像装置
JP4613901B2 (ja) 放射線撮像装置
JP2008167854A (ja) 放射線撮像装置
JP2011143067A (ja) Ｘ線診断装置

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: 10856118

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 10856118

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP