JPH01309578A - 放射線像受像装置 - Google Patents
放射線像受像装置Info
- Publication number
- JPH01309578A JPH01309578A JP63140742A JP14074288A JPH01309578A JP H01309578 A JPH01309578 A JP H01309578A JP 63140742 A JP63140742 A JP 63140742A JP 14074288 A JP14074288 A JP 14074288A JP H01309578 A JPH01309578 A JP H01309578A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- circuits
- pulse
- circuit
- detection element
- 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.)
- Granted
Links
Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〈産業上の利用分野〉
本発明は、例えば医療分野において人体組織等の観察等
に用いられる、Ｘ線等の放射線を利用して対象物の像を
得るための装置に関する。
に用いられる、Ｘ線等の放射線を利用して対象物の像を
得るための装置に関する。
〈従来の技術〉
放射線を利用して対象物の像を得る技術で、最も広く利
用されているものは医療用のＸ線写真である。その概略
の原理は、Ｘ線管焦点から放射され直進するＸ線が、被
検体の目的部分を透過する過程において、透過部分の密
度１元素組成、厚さの違い等によってその一部が光電効
果やコンプトン効果等の物理的相互作用による吸収、散
乱という滅弱作用を受け、その結果、透過後のＸ線の分
布に強度差が生し、これを写真濃度の濃淡分布としてフ
ィルム上に再現するものである。
用されているものは医療用のＸ線写真である。その概略
の原理は、Ｘ線管焦点から放射され直進するＸ線が、被
検体の目的部分を透過する過程において、透過部分の密
度１元素組成、厚さの違い等によってその一部が光電効
果やコンプトン効果等の物理的相互作用による吸収、散
乱という滅弱作用を受け、その結果、透過後のＸ線の分
布に強度差が生し、これを写真濃度の濃淡分布としてフ
ィルム上に再現するものである。
また、このような濃淡分布をフィルム上に表現する以外
に、イメージインテンシファイア、イメージングプレー
１〜、半導体撮像素子等を用いて、ＣＲＴ上に表現する
技術もある。
に、イメージインテンシファイア、イメージングプレー
１〜、半導体撮像素子等を用いて、ＣＲＴ上に表現する
技術もある。
〈発明が解決しようとする課題〉
上述した各技術を用いて、診断の目的に沿ったＸ線像を
得るためには、その対象あるいは部位に応じてＸ線の撮
影条件を定めなげればならない。
得るためには、その対象あるいは部位に応じてＸ線の撮
影条件を定めなげればならない。
ところが、Ｘ線管から発生ずるＸ線が単色でな（連続分
布を持っていることや、対象物組成が極めて複雑である
こと等から、管電圧、管電流、撮影時間、撮影距離、散
乱線グリッドの使用可否等。
布を持っていることや、対象物組成が極めて複雑である
こと等から、管電圧、管電流、撮影時間、撮影距離、散
乱線グリッドの使用可否等。
諸因子を最適な条件に組み合わせることは実際には非常
に困難であって、経験と、複数回の撮影が必要不可欠で
あった。
に困難であって、経験と、複数回の撮影が必要不可欠で
あった。
なお、特開昭６０−８０７４６Ｍによって提案されてい
る放射線受像方法は、Ｘ線の濃度分布情報だけでなく、
エネルギ情報をも有効に利用しようという観点から、被
検体透過Ｘ線の各パルス波高ごとの濃度分布を得ること
を特徴とするものであるが、各波高ごとの特徴をそれぞ
れ合わせ持ったような、より診断の目的に適った画像を
得ようとする配慮はない。また、この方法によれば、注
目するパルス波高以外のパルスに関する情報は実質的に
除外してしまうことになり、弁別される波高グループの
数が増すに従って、その各々の情報量は減少し、画質は
低下する。従って、この方法を用いて各波高ごとに良質
な画像を得るためには、結局、撮影時間の増倍が必要と
なり、それに伴う被曝量の増加が問題となる。
る放射線受像方法は、Ｘ線の濃度分布情報だけでなく、
エネルギ情報をも有効に利用しようという観点から、被
検体透過Ｘ線の各パルス波高ごとの濃度分布を得ること
を特徴とするものであるが、各波高ごとの特徴をそれぞ
れ合わせ持ったような、より診断の目的に適った画像を
得ようとする配慮はない。また、この方法によれば、注
目するパルス波高以外のパルスに関する情報は実質的に
除外してしまうことになり、弁別される波高グループの
数が増すに従って、その各々の情報量は減少し、画質は
低下する。従って、この方法を用いて各波高ごとに良質
な画像を得るためには、結局、撮影時間の増倍が必要と
なり、それに伴う被曝量の増加が問題となる。
本発明の目的は、粗い撮影条件下、つまり最適とはいえ
ない撮影条件下においても、あるいは撮影時間を長くす
ることなく、可及的に測定目的に沿った放射線像を、撮
影後に自由に修正しつつ得ることのできる放射線受像装
置を提供することにある。
ない撮影条件下においても、あるいは撮影時間を長くす
ることなく、可及的に測定目的に沿った放射線像を、撮
影後に自由に修正しつつ得ることのできる放射線受像装
置を提供することにある。
く課題を解決するための手段〉
上記の目的を達成するための構成を、実施例に対応する
第１図、第２図を参照しつつ説明すると、本発明は、１
次元もしくは２次元の放射線検出素子アレイＡを形成す
る各放射線検出素子Ｓに対し、１個のパルス増幅器１と
、そのパルス増幅器１の出力パルスをそれぞれ人力して
そのパルス波高値が任意に設定し得る複数の波高範囲の
いずれにあるかを弁別するための複数の波高弁別回路２
ａ。
第１図、第２図を参照しつつ説明すると、本発明は、１
次元もしくは２次元の放射線検出素子アレイＡを形成す
る各放射線検出素子Ｓに対し、１個のパルス増幅器１と
、そのパルス増幅器１の出力パルスをそれぞれ人力して
そのパルス波高値が任意に設定し得る複数の波高範囲の
いずれにあるかを弁別するための複数の波高弁別回路２
ａ。
２ ｂ−、、その各波高弁別回路２ａ、 ２ｂ−の出
力をそれぞれ計数する複数の計数回路３ａ、３ｂと、そ
の各計数回路３ａ、３ｂ−の出力にそれぞれ任意に設定
し得る重みを付ける複数の重みイ」け回路４ａ、４ｂ−
と、その各重み付け回路４ａ。
力をそれぞれ計数する複数の計数回路３ａ、３ｂと、そ
の各計数回路３ａ、３ｂ−の出力にそれぞれ任意に設定
し得る重みを付ける複数の重みイ」け回路４ａ、４ｂ−
と、その各重み付け回路４ａ。
４ｂ−の出力を足し合わせる加算回路５を設け、各放射
線検出素子Ｓ −Ｓに対応する各加算回路５゜５−の出
力をそれぞれ画素濃淡信号として用いるよう構成したこ
とによって特徴づけられる。
線検出素子Ｓ −Ｓに対応する各加算回路５゜５−の出
力をそれぞれ画素濃淡信号として用いるよう構成したこ
とによって特徴づけられる。
く作用〉
放射線検出素子Ｓに入射した放射線は、波高弁別回路２
ａ、２ｂ−によゲて、そのエネルギの大きさに応じて複
数のグループに弁別される。各計数回路３ａ、３ｂ−の
出力ば、従って、その素子Ｓに入射した放射線のエネル
ギグループ別の線量を表わすことになる。この計数回路
３ａ、３ｂ−の出力に所定の重み付けをしたうえでこれ
らを加算すると、その加算結果は、上記の重み（＝ｔ
ＬＪに基−５＝ づいて特定のエネルギグループの線量力９１周され、あ
るいは除去された大きさを持った値をとる。
ａ、２ｂ−によゲて、そのエネルギの大きさに応じて複
数のグループに弁別される。各計数回路３ａ、３ｂ−の
出力ば、従って、その素子Ｓに入射した放射線のエネル
ギグループ別の線量を表わすことになる。この計数回路
３ａ、３ｂ−の出力に所定の重み付けをしたうえでこれ
らを加算すると、その加算結果は、上記の重み（＝ｔ
ＬＪに基−５＝ づいて特定のエネルギグループの線量力９１周され、あ
るいは除去された大きさを持った値をとる。
以上のような演算を全ての放射線検出素子Ｓ −８につ
いて行い、これを各素子Ｓ −−Ｓに対応する画素の濃
度信号として画像を形成すれば、透過放射線の空間分布
に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させた画像
が得られる。
いて行い、これを各素子Ｓ −−Ｓに対応する画素の濃
度信号として画像を形成すれば、透過放射線の空間分布
に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させた画像
が得られる。
〈実施例〉
本発明の実施例を、以下図面に基づいて説明する。
第１図は本発明実施例の信号処理回路の構成を１個の放
射線検出素子Ｓについて示すブロック図で、第２図は本
発明実施例の全体構成を示す概念図である。
射線検出素子Ｓについて示すブロック図で、第２図は本
発明実施例の全体構成を示す概念図である。
この例では、放射線源としてＸ線管１０を用い、放射線
検出素子ＳとしてＣｄＴｅ、Ｈｇ１ｚ等の高原子番号の
化合物半導体を用いた場合を示している。
検出素子ＳとしてＣｄＴｅ、Ｈｇ１ｚ等の高原子番号の
化合物半導体を用いた場合を示している。
第２図に示すように、Ｘ線管１０には、コントローラ１
１により、設定値どうりの電圧、電流が設定時間だけ高
圧電源１２から供給され、設定条件どうりのＸ線が被写
体１３に向けて照射される。
１により、設定値どうりの電圧、電流が設定時間だけ高
圧電源１２から供給され、設定条件どうりのＸ線が被写
体１３に向けて照射される。
被写体１３の後方には、Ｘ線検出素子Ｓ −Ｓが２次元
平面上に並べられたＸ線検出素子アレイＡと、その各素
子Ｓ−Ｓにそれぞれ対応する信号処理回路群を備えた回
路部１４が配置されている。この回路部１４は、後述す
るように被写体１３の透過情報を含んだＸ線分布を電気
パルスの濃度分布に変換し、表示部１５において各検出
素子Ｓ−Ｓをそれぞれ画素とする画像として表現する構
成となっている。
平面上に並べられたＸ線検出素子アレイＡと、その各素
子Ｓ−Ｓにそれぞれ対応する信号処理回路群を備えた回
路部１４が配置されている。この回路部１４は、後述す
るように被写体１３の透過情報を含んだＸ線分布を電気
パルスの濃度分布に変換し、表示部１５において各検出
素子Ｓ−Ｓをそれぞれ画素とする画像として表現する構
成となっている。
さて、第１図に示すように各検出素子Ｓ −＝Ｓにはそ
れぞれ１個のパルス増幅回路１と、複数の波高弁別回路
２ａ、 ２ｂ−と、それと同数のパルス計数回路３ａ
、３ｂ−および重み付け回路４ａ。
れぞれ１個のパルス増幅回路１と、複数の波高弁別回路
２ａ、 ２ｂ−と、それと同数のパルス計数回路３ａ
、３ｂ−および重み付け回路４ａ。
４ｂ−と、更に１個の加算回路５が接続されている。
各波高弁別回路２ａ、２ｂ −の波高弁別レヘルは、
各検出素子Ｓ −Ｓの信号処理回路に共通の弁別レベル
設定器６によって、それぞれ任意に設定し得るよう構成
されている。
各検出素子Ｓ −Ｓの信号処理回路に共通の弁別レベル
設定器６によって、それぞれ任意に設定し得るよう構成
されている。
また、各重み付け回路４ａ、４ｂ−の重み係数は、同じ
く各検出素子Ｓ −Ｓの信号処理回路に共通の重み係数
設定回路７によって、それぞれ任意に設定し得るよう構
成されている 各半導体放射線検出素子Ｓ −−−Ｓには、それぞれ、
バイアス用電源１６により逆バイアスが印加され、これ
によって半導体中に生じる空乏層に入射したＸ線は、種
々の物理的過程を通してそのエネルギに応した波高の電
気パルスを発生する。
く各検出素子Ｓ −Ｓの信号処理回路に共通の重み係数
設定回路７によって、それぞれ任意に設定し得るよう構
成されている 各半導体放射線検出素子Ｓ −−−Ｓには、それぞれ、
バイアス用電源１６により逆バイアスが印加され、これ
によって半導体中に生じる空乏層に入射したＸ線は、種
々の物理的過程を通してそのエネルギに応した波高の電
気パルスを発生する。
検出素子Ｓからの電気パルスは、パルス増幅回路１にて
増幅・整形され、その波高値が次段の波高弁別回路群２
ａ、２ｂ−−一においてあらかじめ設定された弁別レベ
ルと比較され、パルス計数回路群３ａ、３ｂのうち、波
高値に見合ったいずれかに入力し、その計数値を１つ増
加させる。すなわち、被写体１３を透過して検出素子Ｓ
に入射したＸ線の個数は、そのエネルギにより複数のグ
ループに分けられてグループ別に計数される。
増幅・整形され、その波高値が次段の波高弁別回路群２
ａ、２ｂ−−一においてあらかじめ設定された弁別レベ
ルと比較され、パルス計数回路群３ａ、３ｂのうち、波
高値に見合ったいずれかに入力し、その計数値を１つ増
加させる。すなわち、被写体１３を透過して検出素子Ｓ
に入射したＸ線の個数は、そのエネルギにより複数のグ
ループに分けられてグループ別に計数される。
そして、各グループ別の計数値は、次段の重み付け回路
群４ａ、４ｂ−によって、それぞれの設定通りの重みが
付けられた後、加算回路５によって合計される。
群４ａ、４ｂ−によって、それぞれの設定通りの重みが
付けられた後、加算回路５によって合計される。
以上の回路が各検出素子Ｓ −８ごとに設げられており
、各力ｌ算回路５の出力が表示部１５での画素濃度値と
して出力されるよう構成されている。
、各力ｌ算回路５の出力が表示部１５での画素濃度値と
して出力されるよう構成されている。
次に、本発明実施例を用いて人体を被写体とした場合を
例にとって、作用および使用法について説明する。
例にとって、作用および使用法について説明する。
一般に、乳房等の軟弱組織では、筋肉、骨等に比べてＸ
線の滅弱係数が小さいため、比較的低い管電圧（６０Ｋ
Ｖ以下）にて撮影が行なわれる。
線の滅弱係数が小さいため、比較的低い管電圧（６０Ｋ
Ｖ以下）にて撮影が行なわれる。
この場合、Ｘ線減弱の殆んどが光電効果に起因するもの
であり、散乱の影響は無視できると考えて差し支えない
。しかし、例えば第３図に管電圧９０ＫＶのときの放射
Ｘ線スペクトルの例を示すように、Ｘ線管１０から発生
するＸＷＡのエネルギ分布は単色ではなく、管電圧に伴
って変化する、比較的広い広がりを持っている。このこ
とが、前記したように診断の目的に沿った最適な管電圧
を設定するのが困難となる所以である。
であり、散乱の影響は無視できると考えて差し支えない
。しかし、例えば第３図に管電圧９０ＫＶのときの放射
Ｘ線スペクトルの例を示すように、Ｘ線管１０から発生
するＸＷＡのエネルギ分布は単色ではなく、管電圧に伴
って変化する、比較的広い広がりを持っている。このこ
とが、前記したように診断の目的に沿った最適な管電圧
を設定するのが困難となる所以である。
さて、第４図（ａｌおよび（ｂｌは、それぞれ同じＸ線
を軟部組織に照射したときの、低密度部分および高密度
部分における透過スペクトルを示すグラフである。この
第４図（ａ）と（ｂ）を比較すると明らかなように、低
エネルギのＸ線はど物質による減弱の度合いが大きいた
めに、低密度部分と高密度部分との透過Ｘ線の計数差は
、低エネルギ側でより大きくなる。
を軟部組織に照射したときの、低密度部分および高密度
部分における透過スペクトルを示すグラフである。この
第４図（ａ）と（ｂ）を比較すると明らかなように、低
エネルギのＸ線はど物質による減弱の度合いが大きいた
めに、低密度部分と高密度部分との透過Ｘ線の計数差は
、低エネルギ側でより大きくなる。
そこで、このような軟部組織を観察する場合には、弁別
レヘル設定器６により、全ての検出素子Ｓ Ｓの処理回
路において１つの波高弁別回路２ａの弁別レベルを第４
図に示す八からＢに、もう１つの波高弁別回路２ｂの弁
別レヘルをＢ以上に設定して撮影する。ここで、Ａはノ
イズレヘルよりやや大きい値、Ｂは照射するＸ線のスペ
クトルのピーク値近傍である。これにより、パルス計数
回路３ａは低密度部分でｎａＬ＋高密度部分でｎｏを、
また、パルス計数回路３ｂは低密度部分でｎ、い高密度
部分でｎ、□をカウントすることになる。このとき、通
常、ＸＶＡスペクトルの形がほぼ左右対称に近いから、
前述した原理により、 （ｎａＬ ｎａｐ） ＞ （ｎｙ−ｎｙ＋） −−−
−−−（１）となる。
レヘル設定器６により、全ての検出素子Ｓ Ｓの処理回
路において１つの波高弁別回路２ａの弁別レベルを第４
図に示す八からＢに、もう１つの波高弁別回路２ｂの弁
別レヘルをＢ以上に設定して撮影する。ここで、Ａはノ
イズレヘルよりやや大きい値、Ｂは照射するＸ線のスペ
クトルのピーク値近傍である。これにより、パルス計数
回路３ａは低密度部分でｎａＬ＋高密度部分でｎｏを、
また、パルス計数回路３ｂは低密度部分でｎ、い高密度
部分でｎ、□をカウントすることになる。このとき、通
常、ＸＶＡスペクトルの形がほぼ左右対称に近いから、
前述した原理により、 （ｎａＬ ｎａｐ） ＞ （ｎｙ−ｎｙ＋） −−−
−−−（１）となる。
下の数値である。
これにより、加算回路５の出力は、対応する検出素子Ｓ
に低密度部分を透過したＸ線が入射し゛ことなる。つま
り、この検出素子Ｓについての画素濃度信号は低密度部
分ならｎ′１．高密度部分ならｎ’ｌ＋となるわけであ
るが、その濃度差ｎ’１．−１１は、 ｎ’ １．−ＩＩ ＝ ｎ’ Ｌ ｎ にとなる。
に低密度部分を透過したＸ線が入射し゛ことなる。つま
り、この検出素子Ｓについての画素濃度信号は低密度部
分ならｎ′１．高密度部分ならｎ’ｌ＋となるわけであ
るが、その濃度差ｎ’１．−１１は、 ｎ’ １．−ＩＩ ＝ ｎ’ Ｌ ｎ にとなる。
ちなみに、重みを付けない場合（ａ＝ｂ）、換言すれば
パルス計数回路３ａと３ｂの出力を直接加算回路５に入
力した場合の濃度差ｎＬ−１１は、ｎｔ−ｏ−（ｎａｌ
−ｎａＨ） ＋ （ｎｂ＋、 ｎｂＨ） −−−−−
−４５１となるが、このｎＬ−ＩＩに比較してｎ′、−
□は、次の（６）式で示される△ｎだけ増加する。
パルス計数回路３ａと３ｂの出力を直接加算回路５に入
力した場合の濃度差ｎＬ−１１は、ｎｔ−ｏ−（ｎａｌ
−ｎａＨ） ＋ （ｎｂ＋、 ｎｂＨ） −−−−−
−４５１となるが、このｎＬ−ＩＩに比較してｎ′、−
□は、次の（６）式で示される△ｎだけ増加する。
△ｎ’−ｎ’１．−ＩＩｎＬ−１＋
このことは、軟部組織の場合には（１）式が成立するた
め、ａ＞ｂとすることで、最大（ａ＝２．ｂ＝ｏとき）
、（ｎａＬ ｎａｏ） （ｎｂｔ ｎｂＨ）の
コントラストの増大が望めることを証明している。
め、ａ＞ｂとすることで、最大（ａ＝２．ｂ＝ｏとき）
、（ｎａＬ ｎａｏ） （ｎｂｔ ｎｂＨ）の
コントラストの増大が望めることを証明している。
次に、これとは反対に、胸部、腹部、大腿部等のように
厚い部分や、骨、臓器等の高密度な部分が含まれている
場合には、通常、比較的高い管電圧（６０ＫＶ以上）に
て撮影を行う必要がある。
厚い部分や、骨、臓器等の高密度な部分が含まれている
場合には、通常、比較的高い管電圧（６０ＫＶ以上）に
て撮影を行う必要がある。
このような場合、比較的高いエネルギのＸ線が発生し、
コンプトン効果の影響を無視できなくなってくる。散乱
を受けたＸ線はそのエネルギの一部を物質中の電子に渡
すため、最初に持っていたエネルギよりも低いエネルギ
を持って検出素子ＳＳに入射する。しかし、あまりエネ
ルギが低くなりすぎたものは、物質内部で吸収されて検
出素子Ｓ−８には到達しないため、そのスペクトルは見
かけ上第５図に示すようになる。
コンプトン効果の影響を無視できなくなってくる。散乱
を受けたＸ線はそのエネルギの一部を物質中の電子に渡
すため、最初に持っていたエネルギよりも低いエネルギ
を持って検出素子ＳＳに入射する。しかし、あまりエネ
ルギが低くなりすぎたものは、物質内部で吸収されて検
出素子Ｓ−８には到達しないため、そのスペクトルは見
かけ上第５図に示すようになる。
このような部分を観察する場合には、波高弁別回路２ａ
の弁別レヘルを第５図に示すＡからＢ、波高弁別回路２
ｂの弁別レヘルを同じくＢからＣ１更に波高弁別回路２
Ｃの弁別レベルをＣ以上に設定に設定して撮影する。こ
こで、Ａはノイズレヘルよりもやや大きい値、Ｂばコン
プトン散乱の影響が現われてくるエネルギ付近、Ｃは照
射するＸ線のスペクトルのピーク値近傍の値である。
の弁別レヘルを第５図に示すＡからＢ、波高弁別回路２
ｂの弁別レヘルを同じくＢからＣ１更に波高弁別回路２
Ｃの弁別レベルをＣ以上に設定に設定して撮影する。こ
こで、Ａはノイズレヘルよりもやや大きい値、Ｂばコン
プトン散乱の影響が現われてくるエネルギ付近、Ｃは照
射するＸ線のスペクトルのピーク値近傍の値である。
＝１３−
これにより、パルス計数回路３ａ、３ｂおよび３ｃばそ
れぞれ第５図に示すようにＮ、、ＮｂおよびＮ。をカウ
ントすることになる。
れぞれ第５図に示すようにＮ、、ＮｂおよびＮ。をカウ
ントすることになる。
そして画像表示に当っては、減弱の差の大きい八からＢ
の領域の計数値Ｎａに、軟部組織の場合と同様、最も大
きい重みを付け、また、散乱の影響が最も大きいＢから
Ｃの領域の計数値Ｎ、には最も小さな重みを付ける。こ
れにより加算回路５からは、散乱の影響が低減され、か
つ、組織の密度差に基づく吸収の違いが強調された下記
の（７）式に示す重み付き画素濃度Ｎ′が出力される。
の領域の計数値Ｎａに、軟部組織の場合と同様、最も大
きい重みを付け、また、散乱の影響が最も大きいＢから
Ｃの領域の計数値Ｎ、には最も小さな重みを付ける。こ
れにより加算回路５からは、散乱の影響が低減され、か
つ、組織の密度差に基づく吸収の違いが強調された下記
の（７）式に示す重み付き画素濃度Ｎ′が出力される。
このように、高い管電圧の場合でも、散乱線の影響が少
なく、コントラストの良い画像が得られる。
なく、コントラストの良い画像が得られる。
以上の本発明実施例において、重み係数は、各波高弁別
レベルを設定した状態での単純撮影後、得られた画像を
見ながら設定することが可能であり、容易に診断目的に
合致した画像を得ることができる。
レベルを設定した状態での単純撮影後、得られた画像を
見ながら設定することが可能であり、容易に診断目的に
合致した画像を得ることができる。
なお、本発明は、検出素子の種類や配置方法に関しては
種々の変形が可能である。
種々の変形が可能である。
すなわち、検出素子としては、エネルギの計測が可能な
ものであればよく、例えばシンチレータ。
ものであればよく、例えばシンチレータ。
ＭＷＰＣ等に置換することができる。
また、配置方法としては、第２図に示したような面状の
配置以外の２次元配置として、例えば第６図に示すよう
に、素子Ｓと回路部６１を基板６２上に実装したちの相
互にずらせて集合させ、全体として素子Ｓ −−−Ｓを
階段状に配置する方法を採用することができる。あるい
は、第７図に示すように、素子Ｓ−３を直線または弧状
に配置していわゆる１次元アレイ７１を形成し、この１
次元アレイ７１を、Ｘ線管７２と被写体７３の間に介在
させたスリット７４と連動させて、素子ｓ −８の配列
方向と直向する方向に一定間陪ずっ動がし、その都度一
定時間づつ測定・データ伝送を繰り返すことにより、２
次元画像を得る方法をも採用することができる。
配置以外の２次元配置として、例えば第６図に示すよう
に、素子Ｓと回路部６１を基板６２上に実装したちの相
互にずらせて集合させ、全体として素子Ｓ −−−Ｓを
階段状に配置する方法を採用することができる。あるい
は、第７図に示すように、素子Ｓ−３を直線または弧状
に配置していわゆる１次元アレイ７１を形成し、この１
次元アレイ７１を、Ｘ線管７２と被写体７３の間に介在
させたスリット７４と連動させて、素子ｓ −８の配列
方向と直向する方向に一定間陪ずっ動がし、その都度一
定時間づつ測定・データ伝送を繰り返すことにより、２
次元画像を得る方法をも採用することができる。
更に、本発明の受像装置の思想は、Ｘ線ＣＴ等にも応用
し得ることは勿論であるし、あるいはＸ線以外のγ線等
に対しζも有効であることは言うまでもない。
し得ることは勿論であるし、あるいはＸ線以外のγ線等
に対しζも有効であることは言うまでもない。
〈発明の効果・〉
以上説明したように、本発明によれば、透過放射線の空
間分布に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させ
た画像を得ることができ、最適な撮影条件でない条件下
で単純撮影した後に、注目組織部分のコントラスト強調
や散乱線の除去等、必要に応じて任意に修正することが
でき、放射線画像による診断の飛躍的な向上をはかるこ
とができる。また、このことは同時に、被検体の被曝線
量の低減にもつながり、この点の効果も大きい。
間分布に、エネルギ情報を任意の重みを付けて重畳させ
た画像を得ることができ、最適な撮影条件でない条件下
で単純撮影した後に、注目組織部分のコントラスト強調
や散乱線の除去等、必要に応じて任意に修正することが
でき、放射線画像による診断の飛躍的な向上をはかるこ
とができる。また、このことは同時に、被検体の被曝線
量の低減にもつながり、この点の効果も大きい。
第１図は本発明実施例の信号処理回路の構成を１個の放
射線検出素子Ｓについて示すブロック図、第２図はその
全体構成を示す概念図である。 第３図は放射ｘｖＡスペクトルの例を示すグラフ、第４
図は軟部Ｍｉ織における密度の相違による透過スペクト
ルの差を示すグラフ、 第５図はコンプトン効果の影響がある場合の透過スペク
トルを示すグラフである。 第６図および第７図はそれぞれ本発明の他の実施例の説
明図である。 １・・・・・・パルス増幅回路 ２ａ、２ｂ・・波高弁別回路 ３ａ、３ｂ・・パルス計数回路 ４ａ、４ｂ・・重み付け回路 ５・・・・・・加算回路 ６・・・・・・弁別レヘル設定器 ７・・・・・・重み係数設定器 １０・・・・・Ｘ線管 １３・・・・・被写体 １４・・・・・回路部 １５・・・・・表示部 Ａ・・・・・・Ｘ線検出素子アレイ Ｓ・・・・・・Ｘ線検出素子 第７図
射線検出素子Ｓについて示すブロック図、第２図はその
全体構成を示す概念図である。 第３図は放射ｘｖＡスペクトルの例を示すグラフ、第４
図は軟部Ｍｉ織における密度の相違による透過スペクト
ルの差を示すグラフ、 第５図はコンプトン効果の影響がある場合の透過スペク
トルを示すグラフである。 第６図および第７図はそれぞれ本発明の他の実施例の説
明図である。 １・・・・・・パルス増幅回路 ２ａ、２ｂ・・波高弁別回路 ３ａ、３ｂ・・パルス計数回路 ４ａ、４ｂ・・重み付け回路 ５・・・・・・加算回路 ６・・・・・・弁別レヘル設定器 ７・・・・・・重み係数設定器 １０・・・・・Ｘ線管 １３・・・・・被写体 １４・・・・・回路部 １５・・・・・表示部 Ａ・・・・・・Ｘ線検出素子アレイ Ｓ・・・・・・Ｘ線検出素子 第７図
Claims (1)
- 入射放射線のエネルギ計測が可能な放射線検出素子を複
数個１次元もしくは２次元状に配列してなる検出素子ア
レイに、線源からの被写体の透過情報を含んだ放射線束
を入射させて、被写体の放射線像を得る装置において、
上記放射線検出素子のそれぞれに対し、１個のパルス増
幅器と、そのパルス増幅器の出力パルスをそれぞれ入力
して、そのパルス波高値が任意に設定し得る複数の波高
範囲のいずれにあるかを弁別するための複数の波高弁別
回路と、その各波高弁別回路の出力をそれぞれ計数する
複数の計数回路と、その各計数回路の出力にそれぞれ任
意に設定し得る重みを付ける複数の重み付け回路と、そ
の各重み付け回路の出力を足し合わせる加算回路を設け
、上記各放射線検出素子に対応する各加算回路の出力を
それぞれ画素濃淡信号として、用いるよう構成されてい
ることを特徴とする、放射線像受像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63140742A JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63140742A JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01309578A true JPH01309578A (ja) | 1989-12-13 |
| JP2869975B2 JP2869975B2 (ja) | 1999-03-10 |
Family
ID=15275662
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63140742A Expired - Fee Related JP2869975B2 (ja) | 1988-06-08 | 1988-06-08 | 放射線像受像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2869975B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5264932A (en) * | 1991-11-13 | 1993-11-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Video processing system having a filter circuit with a spatial-frequency high-pass filter characteristic |
| JP2020038221A (ja) * | 2019-11-27 | 2020-03-12 | アンリツインフィビス株式会社 | 異物検出装置および異物検出方法 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102019111567A1 (de) | 2019-05-03 | 2020-11-05 | Wipotec Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Röntgeninspektion von Produkten, insbesondere von Lebensmitteln |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5994046A (ja) * | 1982-11-19 | 1984-05-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線受像装置 |
| JPS6080746A (ja) * | 1983-10-12 | 1985-05-08 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線受像方法 |
-
1988
- 1988-06-08 JP JP63140742A patent/JP2869975B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5994046A (ja) * | 1982-11-19 | 1984-05-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線受像装置 |
| JPS6080746A (ja) * | 1983-10-12 | 1985-05-08 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線受像方法 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5264932A (en) * | 1991-11-13 | 1993-11-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Video processing system having a filter circuit with a spatial-frequency high-pass filter characteristic |
| JP2020038221A (ja) * | 2019-11-27 | 2020-03-12 | アンリツインフィビス株式会社 | 異物検出装置および異物検出方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2869975B2 (ja) | 1999-03-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US3848130A (en) | Selective material x-ray imaging system | |
| Bissonnette et al. | A quantum accounting and detective quantum efficiency analysis for video‐based portal imaging | |
| Munro et al. | A digital fluoroscopic imaging device for radiotherapy localization | |
| EP0385505A2 (en) | Radiographic image processing method and photographic imaging apparatus therefor | |
| JPS6287136A (ja) | 像を較正する方法 | |
| Munro et al. | Therapy imaging: a signal‐to‐noise analysis of a fluoroscopic imaging system for radiotherapy localization | |
| JP3230618B2 (ja) | 放射線立体像撮影装置 | |
| JPS6080746A (ja) | 放射線受像方法 | |
| US6332015B1 (en) | Radiographic diagnosis apparatus, radiographic diagnosis method, plate member, and position detecting method | |
| JP4114717B2 (ja) | Ｃｔ装置 | |
| Bissonnette et al. | Optimal phosphor thickness for portal imaging | |
| Stein | X-ray imaging with a scanning beam | |
| Bissonnette et al. | Optimal radiographic magnification for portal imaging | |
| JPH0678216A (ja) | 放射線画像撮影装置および方法 | |
| Taborsky et al. | Digital imaging for radiation therapy verification | |
| US11517273B2 (en) | Dual energy X-ray imaging apparatus | |
| JPH01309578A (ja) | 放射線像受像装置 | |
| AU2004293737A1 (en) | Examination method and apparatus | |
| Martinez-Davalos et al. | Evaluation of a new low-dose digital x-ray system | |
| Arfelli et al. | A linear array silicon pixel detector: images of a mammographic test object and evaluation of delivered doses | |
| Bernhardt et al. | Spatial frequency-dependent signal-to-noise ratio as a generalized measure of image quality | |
| Munro et al. | A Digital Fluoroscopic Imaging System for Radiotherapy Localization | |
| Dixon et al. | The physical basis of diagnostic imaging | |
| Taborsky et al. | Digital imaging for radiation therapy verification | |
| EP0224726A2 (en) | Attenuator plate for use with X-ray apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |