JPH0975332A - Ｘ線診断装置 - Google Patents
Ｘ線診断装置Info
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- JPH0975332A JPH0975332A JP23832295A JP23832295A JPH0975332A JP H0975332 A JPH0975332 A JP H0975332A JP 23832295 A JP23832295 A JP 23832295A JP 23832295 A JP23832295 A JP 23832295A JP H0975332 A JPH0975332 A JP H0975332A
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- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
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- 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
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N5/00—Radiation therapy
- A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
- A61N5/103—Treatment planning systems
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- G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
- G21K—HANDLING OF PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
- G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
- G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
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Abstract
(57)【要約】
【課題】Ｘ線平面検出器を使用して、グリッドによりＸ
線の散乱線の影響を除去すると共にモアレ像の発生を防
止する。 【解決手段】グリッドのグリッド周波数をＸ線平面検出
器の画素のピッチＢに対して１／Ｂ又は１／Ｂの整数倍
として、グリッドパターン( 鉛部分 )のピッチを画素ピ
ッチＢと同じ又はその整数分の１とし、さらにＸ線平面
検出器の不感部分に鉛部分を一致させてグリッドとＸ線
平面検出器とをカセッテとして一体化する。
線の散乱線の影響を除去すると共にモアレ像の発生を防
止する。 【解決手段】グリッドのグリッド周波数をＸ線平面検出
器の画素のピッチＢに対して１／Ｂ又は１／Ｂの整数倍
として、グリッドパターン( 鉛部分 )のピッチを画素ピ
ッチＢと同じ又はその整数分の１とし、さらにＸ線平面
検出器の不感部分に鉛部分を一致させてグリッドとＸ線
平面検出器とをカセッテとして一体化する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、Ｘ線像を電気信
号に変換するＸ線平面検出器を用いたＸ線診断装置に関
する。
号に変換するＸ線平面検出器を用いたＸ線診断装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線診断装置は、被検体にＸ線を曝射
し、この被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出し
て、その透過Ｘ線の画像を撮像するものである。現在、
Ｘ線診断装置として使用されているものは、以下に説明
するものがある。
し、この被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出し
て、その透過Ｘ線の画像を撮像するものである。現在、
Ｘ線診断装置として使用されているものは、以下に説明
するものがある。
【０００３】１．スクリーン・フィルムシステム 増感紙とＸ線フィルムを組合わせ、カセッテと呼ばれる
ケースに保持された状態で、Ｘ線撮影が行われる。ま
た、Ｘ線撮像時には、散乱線の影響を除去する目的で、
ブッキー( 高速に振動するグリッド( ＧＲＩＤ ) )等と
併用して使用されることが多い。このカセッテは、厚さ
数ｍｍ程度の比較的小型軽量のものであることから、被
検体( 患者 )が検査室まで移動できない場合、ベットサ
イドに移動型Ｘ線発生器と共に持ち込んで、その場でＸ
線撮像を行うことがある。
ケースに保持された状態で、Ｘ線撮影が行われる。ま
た、Ｘ線撮像時には、散乱線の影響を除去する目的で、
ブッキー( 高速に振動するグリッド( ＧＲＩＤ ) )等と
併用して使用されることが多い。このカセッテは、厚さ
数ｍｍ程度の比較的小型軽量のものであることから、被
検体( 患者 )が検査室まで移動できない場合、ベットサ
イドに移動型Ｘ線発生器と共に持ち込んで、その場でＸ
線撮像を行うことがある。
【０００４】また、Ｘ線寝台に見られるカセッテレスシ
ステムは、未撮影フィルムと撮影済みフィルムを保管す
るマガジンとフィルム搬送部を有し、Ｘ線撮影時には、
未撮影フィルムがＸ線グリッドや増感紙が予め配置され
た所定の位置に搬送され、Ｘ線が入射されることで撮像
が行われる。撮像されたフィルムは、自動現像器を使用
して現像処理を行うことでＸ線像として観察できるもの
となる。
ステムは、未撮影フィルムと撮影済みフィルムを保管す
るマガジンとフィルム搬送部を有し、Ｘ線撮影時には、
未撮影フィルムがＸ線グリッドや増感紙が予め配置され
た所定の位置に搬送され、Ｘ線が入射されることで撮像
が行われる。撮像されたフィルムは、自動現像器を使用
して現像処理を行うことでＸ線像として観察できるもの
となる。
【０００５】現状のスクリーン・フィルムシステムが持
つ問題点には以下に述べるものがある。 (1) 現像が済むまで、フィルムが露光しないようにま
た、損傷が生じないようにフィルムの取扱いに注意が必
要であり、操作性が悪い。 (2) 自動現像器等の専用処理器を必要とし、これらの専
用処理器が水や薬品を使用することから設置場所が限定
され、これらの専用処理器はベットサイドに持ち込むこ
とができない。
つ問題点には以下に述べるものがある。 (1) 現像が済むまで、フィルムが露光しないようにま
た、損傷が生じないようにフィルムの取扱いに注意が必
要であり、操作性が悪い。 (2) 自動現像器等の専用処理器を必要とし、これらの専
用処理器が水や薬品を使用することから設置場所が限定
され、これらの専用処理器はベットサイドに持ち込むこ
とができない。
【０００６】２．コンピューテッド・ラジオグラフィ Ｘ線検出器として従来のフィルムを使用する代わりに輝
尽発光体を塗布したプレート( イメージング・プレート
)を使用するＸ線撮像方法である。イメージング・プレ
ートにＸ線を曝射すると、このＸ線のエネルギーによっ
て電子のエネルギー順位が励起され、Ｘ線強度分布が潜
像として記憶される。後にレーザを曝射してエネルギー
順位の高い電子を励起すると、その時のエネルギーが光
として検出される。この光は、イメージング・プレート
に吸収されたＸ線のエネルギーに比例するため、Ｘ線像
を電気的に正確に再現することができる。
尽発光体を塗布したプレート( イメージング・プレート
)を使用するＸ線撮像方法である。イメージング・プレ
ートにＸ線を曝射すると、このＸ線のエネルギーによっ
て電子のエネルギー順位が励起され、Ｘ線強度分布が潜
像として記憶される。後にレーザを曝射してエネルギー
順位の高い電子を励起すると、その時のエネルギーが光
として検出される。この光は、イメージング・プレート
に吸収されたＸ線のエネルギーに比例するため、Ｘ線像
を電気的に正確に再現することができる。
【０００７】現状のイメージング・プレートが持つ問題
点には以下に述べるものがある。 (1) 上述したフィルム系に比べて解像度が悪い。 (2) ノイズが多い。 (3) きずが付きやすく取扱いに注意が必要で、きずが付
くと性能が劣化する。 (4) 読取装置が高価である。
点には以下に述べるものがある。 (1) 上述したフィルム系に比べて解像度が悪い。 (2) ノイズが多い。 (3) きずが付きやすく取扱いに注意が必要で、きずが付
くと性能が劣化する。 (4) 読取装置が高価である。
【０００８】３．Ｉ．Ｉ．( イメージ・インテンシファ
イア )−ＴＶシステム Ｘ線を光に変換するイメージ・インテンシファイア及び
テレビジョン装置を組合わせ、Ｘ線像を得る方式であ
る。この方式は、イメージ・インテンシファイアのＸ線
入力面サイズが撮像可能サイズとなり、大体１６inch視
野程度のものまである。
イア )−ＴＶシステム Ｘ線を光に変換するイメージ・インテンシファイア及び
テレビジョン装置を組合わせ、Ｘ線像を得る方式であ
る。この方式は、イメージ・インテンシファイアのＸ線
入力面サイズが撮像可能サイズとなり、大体１６inch視
野程度のものまである。
【０００９】このイメージ・インテンシファイアにより
光に変換されたＸ線像は、この出力部で一度結像される
が、この出力像を光学系を介してテレビジョンカメラで
撮像し、電気的映像として出力する。この方式ではＸ線
像をリアルタイムに観察できるという利点を持っている
が、フィルム系に比べて解像度が悪く、撮像系の装置が
大きくなるという短所を持っている。
光に変換されたＸ線像は、この出力部で一度結像される
が、この出力像を光学系を介してテレビジョンカメラで
撮像し、電気的映像として出力する。この方式ではＸ線
像をリアルタイムに観察できるという利点を持っている
が、フィルム系に比べて解像度が悪く、撮像系の装置が
大きくなるという短所を持っている。
【００１０】近年、上述したスクリーン・フィルムシス
テムやイメージング・プレートが有する携帯性と、フィ
ルム・スクリーン系が有する高解像度特性と、Ｉ．Ｉ．
−ＴＶシステムが有するリアルタイム性とを兼ね備えた
Ｘ線撮像システムとして、ＴＦＴ( 薄膜トランジスタ )
をスイッチングゲートとして使用したＸ線平面検出器が
注目されている。
テムやイメージング・プレートが有する携帯性と、フィ
ルム・スクリーン系が有する高解像度特性と、Ｉ．Ｉ．
−ＴＶシステムが有するリアルタイム性とを兼ね備えた
Ｘ線撮像システムとして、ＴＦＴ( 薄膜トランジスタ )
をスイッチングゲートとして使用したＸ線平面検出器が
注目されている。
【００１１】このＸ線平面検出器は、Ｘ線を光に変換す
る蛍光体とその光を電荷に変換するフォトダイオード
と、電荷を蓄積するコンデンサと、電荷を読み出す( 出
力する)ためのＴＦＴから構成され、フォトダイオード
( 及びコンデンサ、ＴＦＴ )をアレイ状に２次元的に(
平面的に )配列している。
る蛍光体とその光を電荷に変換するフォトダイオード
と、電荷を蓄積するコンデンサと、電荷を読み出す( 出
力する)ためのＴＦＴから構成され、フォトダイオード
( 及びコンデンサ、ＴＦＴ )をアレイ状に２次元的に(
平面的に )配列している。
【００１２】図７は、ＴＦＴ−フォトダイオードを用い
たＸ線平面検出器の構成を示す図である。支持体１０１
上の複数のＴＦＴ領域にはゲート電極１０２が形成さ
れ、その上にＳｉＮｘ層１０３が形成される。このＳｉ
Ｎｘ層１０３の上には、ＴＦＴ領域にはａ・Ｓｉ層１０
４及びドレイン電極１０５、ソース電極１０６が形成さ
れる。なお、前記ドレイン電極１０５と前記ソース電極
１０６とは、前記ａ・Ｓｉ層１０４を介して接続されて
おり、直接接触しないようになっている。
たＸ線平面検出器の構成を示す図である。支持体１０１
上の複数のＴＦＴ領域にはゲート電極１０２が形成さ
れ、その上にＳｉＮｘ層１０３が形成される。このＳｉ
Ｎｘ層１０３の上には、ＴＦＴ領域にはａ・Ｓｉ層１０
４及びドレイン電極１０５、ソース電極１０６が形成さ
れる。なお、前記ドレイン電極１０５と前記ソース電極
１０６とは、前記ａ・Ｓｉ層１０４を介して接続されて
おり、直接接触しないようになっている。
【００１３】また、前記ドレイン電極１０５及び前記ソ
ース電極１０６と前記ａ・Ｓｉ層１０４との間の隙間に
はｎ+ ａ・Ｓｉ層１０７，１０８が形成されている。以
上によりＴＦＴ領域にＴＦＴが形成される。
ース電極１０６と前記ａ・Ｓｉ層１０４との間の隙間に
はｎ+ ａ・Ｓｉ層１０７，１０８が形成されている。以
上によりＴＦＴ領域にＴＦＴが形成される。
【００１４】一方、支持体１０１上の複数のＰＤ領域に
は、前記ＳｉＮｘ層１０３及び前記ソース電極１０６が
形成されており、その上にｎ+ 層１０９、ｉ層１１０、
Ｐ+層１１１からなるＰｉｎ構造のフォトダイオードが
形成されている。
は、前記ＳｉＮｘ層１０３及び前記ソース電極１０６が
形成されており、その上にｎ+ 層１０９、ｉ層１１０、
Ｐ+層１１１からなるＰｉｎ構造のフォトダイオードが
形成されている。
【００１５】前記ＴＦＴ上には第１のポリイミド樹脂層
１１２が形成され、前記フォトダイオード上には透明電
極１１３が形成されている。前記第１のポリイミド樹脂
層１１２上には、前記フォトダイオードの前記透明電極
１１３間を接続する金属電極１１４が形成されている。
１１２が形成され、前記フォトダイオード上には透明電
極１１３が形成されている。前記第１のポリイミド樹脂
層１１２上には、前記フォトダイオードの前記透明電極
１１３間を接続する金属電極１１４が形成されている。
【００１６】前記透明電極１１３及び前記金属電極１１
４上には、第２のポリイミド樹脂層１１５が形成されて
いる。この第２のポリイミド樹脂層１１５上には、透明
保護膜１１６、蛍光体１１７、光反射層１１８が形成さ
れている。
４上には、第２のポリイミド樹脂層１１５が形成されて
いる。この第２のポリイミド樹脂層１１５上には、透明
保護膜１１６、蛍光体１１７、光反射層１１８が形成さ
れている。
【００１７】なお、前記フォトダイオードと前記ＴＦＴ
は、図８に示すように回路的に接続されている。フォト
ダイオード１２１は、コンデンサ( 以下蓄積用コンデン
サと称する )１２２と並列に接続され、前記フォトダイ
オード１２１のカソード端子と前記蓄積用コンデンサ１
２２との接続点は逆バイアス電源( −Ｖｎ )に接続さ
れ、前記フォトダイオード１２１のアノード端子と前記
蓄積用コンデンサ１２２との接続点は、ＴＦＴ１２３の
ソース端子( 前記ソース電極１０６ )に接続されてい
る。
は、図８に示すように回路的に接続されている。フォト
ダイオード１２１は、コンデンサ( 以下蓄積用コンデン
サと称する )１２２と並列に接続され、前記フォトダイ
オード１２１のカソード端子と前記蓄積用コンデンサ１
２２との接続点は逆バイアス電源( −Ｖｎ )に接続さ
れ、前記フォトダイオード１２１のアノード端子と前記
蓄積用コンデンサ１２２との接続点は、ＴＦＴ１２３の
ソース端子( 前記ソース電極１０６ )に接続されてい
る。
【００１８】後述するように、前記ＴＦＴ１２３のゲー
ト端子はゲート駆動ラインに接続され、そのドレイン端
子はデータ信号ラインに接続されている。このようにし
て１つのＸ線検出素子が構成され、このＸ線検出素子が
２次元的に配列してＸ線平面検出器が構成される。
ト端子はゲート駆動ラインに接続され、そのドレイン端
子はデータ信号ラインに接続されている。このようにし
て１つのＸ線検出素子が構成され、このＸ線検出素子が
２次元的に配列してＸ線平面検出器が構成される。
【００１９】図９は、Ｘ線平面検出器の要部構成を示す
回路図である。Ｘ線平面検出器は、前記フォトダイオー
ド１２１及び前記コンデンサ１２２からなるＸ線検出素
子１２４( 前記ＴＦＴ１２３をＸ線検出素子に含めても
良い ）を１素子として、これを列及びラインにアレイ
状に２次元的に配列して構成されている。
回路図である。Ｘ線平面検出器は、前記フォトダイオー
ド１２１及び前記コンデンサ１２２からなるＸ線検出素
子１２４( 前記ＴＦＴ１２３をＸ線検出素子に含めても
良い ）を１素子として、これを列及びラインにアレイ
状に２次元的に配列して構成されている。
【００２０】さらに、前記ＴＦＴ１２３のゲート端子
は、ライン毎にゲート駆動ラインとして共通に接続さ
れ、ゲートドライバ１２５の各ライン出力端子に接続さ
れている。また、前記ＴＦＴ１２４のドレイン端子は列
毎にデータ信号ラインとして共通に接続され、リードア
ウトアンプ（Ｒｅａｄ−ｏｕｔ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）
とコンデンサ( 以下時定数用コンデンサと称する )と(
図示しないがリセット用のリセットスイッチ )からなる
積分回路１２６を介して、マルチプレクサ１２７の各入
力端子に接続されている。
は、ライン毎にゲート駆動ラインとして共通に接続さ
れ、ゲートドライバ１２５の各ライン出力端子に接続さ
れている。また、前記ＴＦＴ１２４のドレイン端子は列
毎にデータ信号ラインとして共通に接続され、リードア
ウトアンプ（Ｒｅａｄ−ｏｕｔ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）
とコンデンサ( 以下時定数用コンデンサと称する )と(
図示しないがリセット用のリセットスイッチ )からなる
積分回路１２６を介して、マルチプレクサ１２７の各入
力端子に接続されている。
【００２１】前記ゲートドライバ１２５の各ライン出力
端子から、それぞれ時間系列的に順番にパルス状の制御
信号が出力するようになっており、このパルス状の制御
信号により、同じラインのＴＦＴ１２３は同時にＯＮ動
作し、異なるラインのＴＦＴ１２３はそれぞれ時間系列
的に順番に重ならないようにＯＮ動作する。
端子から、それぞれ時間系列的に順番にパルス状の制御
信号が出力するようになっており、このパルス状の制御
信号により、同じラインのＴＦＴ１２３は同時にＯＮ動
作し、異なるラインのＴＦＴ１２３はそれぞれ時間系列
的に順番に重ならないようにＯＮ動作する。
【００２２】前記マルチプレクサ１２７は、前記ゲート
ドライバ１２５の各ライン出力端子から出力される１パ
ルスの間に各入力端子に入力される信号をそれぞれ時間
系列的に順番に１つずつ取込んでその出力端子から出力
するようになっている。
ドライバ１２５の各ライン出力端子から出力される１パ
ルスの間に各入力端子に入力される信号をそれぞれ時間
系列的に順番に１つずつ取込んでその出力端子から出力
するようになっている。
【００２３】従って、ゲートドライバ１２５の各ライン
出力端子から出力されたパルス状の制御信号により、１
ラインのＴＦＴ１２３が同時のＯＮ動作すると、蓄積用
コンデンサ１２２に蓄積された電荷がＴＦＴ１２３を通
過して出力され、この電流は積分回路１２６を介して電
圧に変換され、マルチプレクサ１２７により順番に１つ
ずつ( １ラインの１画素ずつ )出力される。
出力端子から出力されたパルス状の制御信号により、１
ラインのＴＦＴ１２３が同時のＯＮ動作すると、蓄積用
コンデンサ１２２に蓄積された電荷がＴＦＴ１２３を通
過して出力され、この電流は積分回路１２６を介して電
圧に変換され、マルチプレクサ１２７により順番に１つ
ずつ( １ラインの１画素ずつ )出力される。
【００２４】この出力された信号はＡ／Ｄ(analogue/di
gital)変換器１２８に入力される。このＡ／Ｄ変換器１
２８では、アナログ信号をデジタル信号( デジタルデー
タ )に変換して出力する。このようにして１ラインの読
取りが終了すると、次のラインの読取りが開始される。
gital)変換器１２８に入力される。このＡ／Ｄ変換器１
２８では、アナログ信号をデジタル信号( デジタルデー
タ )に変換して出力する。このようにして１ラインの読
取りが終了すると、次のラインの読取りが開始される。
【００２５】すなわち、テレビジョンの走査線のよう
に、ライン毎に各Ｘ線検出素子１２４を１個ずつ( １画
素ずつ )順番に検出信号を読取って、１画面分の撮像デ
ータ(ビデオ信号 )として出力するようになっている。
に、ライン毎に各Ｘ線検出素子１２４を１個ずつ( １画
素ずつ )順番に検出信号を読取って、１画面分の撮像デ
ータ(ビデオ信号 )として出力するようになっている。
【００２６】このような構成のＸ線平面検出器において
は、上方から被検体を透過したＸ線が、光反射層１１８
を透過して蛍光体１１７に入射される。このとき上方か
ら入射される可視光は、光反射層１１８により反射され
て蛍光体１１７には入射されないようになっている。
は、上方から被検体を透過したＸ線が、光反射層１１８
を透過して蛍光体１１７に入射される。このとき上方か
ら入射される可視光は、光反射層１１８により反射され
て蛍光体１１７には入射されないようになっている。
【００２７】蛍光体１１７で入射Ｘ線のエネルギーは光
のエネルギー( 可視光 )に変換され、この可視光が透明
保護膜１１６及び第２のポリイミド樹脂層１１５を透過
し、さらに透明電極１１３を介して可視光に感度のある
フォトダイオード１２１( ｎ+ 層１０９、ｉ層１１０、
Ｐ+ 層１１１ )により受光される。
のエネルギー( 可視光 )に変換され、この可視光が透明
保護膜１１６及び第２のポリイミド樹脂層１１５を透過
し、さらに透明電極１１３を介して可視光に感度のある
フォトダイオード１２１( ｎ+ 層１０９、ｉ層１１０、
Ｐ+ 層１１１ )により受光される。
【００２８】このフォトダイオード１２１により、光の
強弱に比例した電荷量に変化され、蓄積用コンデンサ１
２２に蓄積される。蓄積された電荷は、上述したよう
に、ＴＦＴ１２３によりデータ信号ラインを通してライ
ン毎に画素単位で( 列毎に )読み出される。読み出され
た信号はＸ線の強弱に比例したもので、画素単位で読み
出された信号を再構成することによりＸ線画像を再現す
ることができる。
強弱に比例した電荷量に変化され、蓄積用コンデンサ１
２２に蓄積される。蓄積された電荷は、上述したよう
に、ＴＦＴ１２３によりデータ信号ラインを通してライ
ン毎に画素単位で( 列毎に )読み出される。読み出され
た信号はＸ線の強弱に比例したもので、画素単位で読み
出された信号を再構成することによりＸ線画像を再現す
ることができる。
【００２９】
【発明が解決しようとする課題】従来のスクリーン・フ
ィルムシステムのフィルムやコンピューテッド・ラジオ
グラフィのイメージング・プレート等の可搬型カセッテ
では、ベットサイドに持ち込んで撮像する場合、散乱線
を除去するグリッド( ＧＲＩＤ )が別構成になっている
ため、グリッドなしで撮像が行われ、Ｘ線画像に散乱線
が含まれてしまうという問題があった。
ィルムシステムのフィルムやコンピューテッド・ラジオ
グラフィのイメージング・プレート等の可搬型カセッテ
では、ベットサイドに持ち込んで撮像する場合、散乱線
を除去するグリッド( ＧＲＩＤ )が別構成になっている
ため、グリッドなしで撮像が行われ、Ｘ線画像に散乱線
が含まれてしまうという問題があった。
【００３０】Ｉ．Ｉ．−ＴＶシステムでは、イメージ・
インテンシファイアの前面にグリッドを配置する際に、
組合わせるテレビジョンカメラ( ＣＣＤカメラ等 )の画
素のピッチとグリッドの周波数との関係によって、その
テレビジョンカメラで撮影した画像に、固定パターンノ
イズの一種としてのモアレ像が生じるという問題があっ
た。
インテンシファイアの前面にグリッドを配置する際に、
組合わせるテレビジョンカメラ( ＣＣＤカメラ等 )の画
素のピッチとグリッドの周波数との関係によって、その
テレビジョンカメラで撮影した画像に、固定パターンノ
イズの一種としてのモアレ像が生じるという問題があっ
た。
【００３１】モアレ像は、図１０に示すように、撮像す
る画素( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )
のピッチ( 四角形の枠、黒丸は画素の中央部を示す )と
モアレ発生の要因となるグリッドの縞パターンの周期と
の関係が、画素と縞パターンとが定常的な位置関係を保
つものでなければ、その結果として周期の長いうねり的
な振幅変動の現象( モアレ現象 )が発生する。このよう
なモアレ像は、ノイズとして画像から除去すべきもので
ある。
る画素( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )
のピッチ( 四角形の枠、黒丸は画素の中央部を示す )と
モアレ発生の要因となるグリッドの縞パターンの周期と
の関係が、画素と縞パターンとが定常的な位置関係を保
つものでなければ、その結果として周期の長いうねり的
な振幅変動の現象( モアレ現象 )が発生する。このよう
なモアレ像は、ノイズとして画像から除去すべきもので
ある。
【００３２】このことは、Ｘ線平面検出器においても同
様にも起こると考えられる。すなわち、Ｘ線検出素子の
ピッチとグリッドのＸ線を遮断する縞パターンの周期と
の関係が、Ｘ線検出素子と縞パターンとが定常的な位置
関係を保つものでなければモアレ像が発生する。
様にも起こると考えられる。すなわち、Ｘ線検出素子の
ピッチとグリッドのＸ線を遮断する縞パターンの周期と
の関係が、Ｘ線検出素子と縞パターンとが定常的な位置
関係を保つものでなければモアレ像が発生する。
【００３３】そこでこの発明は、Ｘ線平面検出器を使用
して、グリッドによりＸ線の散乱線の影響を除去すると
共にモアレ像の発生を防止することができるＸ線診断装
置を提供することを目的とする。
して、グリッドによりＸ線の散乱線の影響を除去すると
共にモアレ像の発生を防止することができるＸ線診断装
置を提供することを目的とする。
【００３４】
【課題を解決するための手段】請求項１対応の発明は、
被検体に向けてＸ線を曝射するΧ線管と、被検体を透過
したＸ線像を所定ピッチで２次元的に配列された画素に
分けて撮像する平面検出器と、平面検出器に入射する散
乱Ｘ線を除去するように平面検出器のＸ線入射面側に設
けられた板状のＸ線遮蔽部材を有する散乱線除去グリッ
ドとを備え、Ｘ線遮蔽部材は平面検出器のＸ線入射面上
でのＸ線遮断パターンが画素の配列ピッチの整数分の１
のピッチとなるように配列されたものである。
被検体に向けてＸ線を曝射するΧ線管と、被検体を透過
したＸ線像を所定ピッチで２次元的に配列された画素に
分けて撮像する平面検出器と、平面検出器に入射する散
乱Ｘ線を除去するように平面検出器のＸ線入射面側に設
けられた板状のＸ線遮蔽部材を有する散乱線除去グリッ
ドとを備え、Ｘ線遮蔽部材は平面検出器のＸ線入射面上
でのＸ線遮断パターンが画素の配列ピッチの整数分の１
のピッチとなるように配列されたものである。
【００３５】請求項２対応の発明は、請求項１記載の発
明において、Ｘ線遮蔽部材の配列ピッチは、画素の配列
ピッチと等しいものである。請求項３対応の発明は、被
検体に向けてＸ線を曝射するＸ線管と、被検体を透過し
たＸ線像を所定ピッチで２次元的に配列された画素に分
けて撮像する平面検出器と、平面検出器に入射する散乱
Ｘ線を除去するように平面検出器のＸ線入射面側に設け
られた板状のＸ線遮蔽部材を有する散乱線除去グリッド
とを備え、平面検出器と散乱線除去グリッドとは、平面
検出器のＸ線像検出部上のＸ線不感部分が散乱線除去グ
リッドのＸ線遮断パターンに重なるように構成されてい
るものである。
明において、Ｘ線遮蔽部材の配列ピッチは、画素の配列
ピッチと等しいものである。請求項３対応の発明は、被
検体に向けてＸ線を曝射するＸ線管と、被検体を透過し
たＸ線像を所定ピッチで２次元的に配列された画素に分
けて撮像する平面検出器と、平面検出器に入射する散乱
Ｘ線を除去するように平面検出器のＸ線入射面側に設け
られた板状のＸ線遮蔽部材を有する散乱線除去グリッド
とを備え、平面検出器と散乱線除去グリッドとは、平面
検出器のＸ線像検出部上のＸ線不感部分が散乱線除去グ
リッドのＸ線遮断パターンに重なるように構成されてい
るものである。
【００３６】請求項４対応の発明は、請求項１乃至請求
項３のいずれか１項記載の発明において、可般カセッテ
形状又は据置型カセッテ形状であり、平面検出器とグリ
ッドをー体的に覆うケースを備えるものである。
項３のいずれか１項記載の発明において、可般カセッテ
形状又は据置型カセッテ形状であり、平面検出器とグリ
ッドをー体的に覆うケースを備えるものである。
【００３７】請求項５対応の発明は、請求項１乃至請求
項４のいずれか１項記載の発明において、平面検出器
は、Ｘ線像を光学像に変換する蛍光板と、蛍光板が出力
する光を電気信号に変換する複数の光検出素子を備える
ものである。
項４のいずれか１項記載の発明において、平面検出器
は、Ｘ線像を光学像に変換する蛍光板と、蛍光板が出力
する光を電気信号に変換する複数の光検出素子を備える
ものである。
【００３８】請求項６対応の発明は、請求項１乃至請求
項４のいずれか１項記載の発明において、平面検出器
は、Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子を備
えるものである。
項４のいずれか１項記載の発明において、平面検出器
は、Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子を備
えるものである。
【００３９】請求項１対応の発明においては、Ｘ線遮断
パターンが画素の配列ピッチの整数分の１のピッチとな
るので、全ての各画素に対してＸ線遮断パターンは同一
の配置位置関係となる。
パターンが画素の配列ピッチの整数分の１のピッチとな
るので、全ての各画素に対してＸ線遮断パターンは同一
の配置位置関係となる。
【００４０】請求項３対応の発明においては、平面検出
器のＸ線像検出部上のＸ線不感部分がＸ線遮断パターン
に重なるように構成されているので、Ｘ線の検出におけ
るＸ線遮断パターンによるＸ線損失の影響が最小限とな
る。
器のＸ線像検出部上のＸ線不感部分がＸ線遮断パターン
に重なるように構成されているので、Ｘ線の検出におけ
るＸ線遮断パターンによるＸ線損失の影響が最小限とな
る。
【００４１】
【発明の実施の形態】この発明の第１の実施の形態を図
１乃至図４を参照して説明する。図１は、この発明を適
用したＸ線撮像システムの全体の構成を示すブロック図
である。
１乃至図４を参照して説明する。図１は、この発明を適
用したＸ線撮像システムの全体の構成を示すブロック図
である。
【００４２】１は、Ｘ線平面検出器を使用したＸ線像検
出カセッテである。Ｘ線曝射装置２は、Ｘ線を発生させ
て所望のＸ線量を破線で示す寝台上の被検体に曝射す
る。この被検体３を透過したＸ線が、前記Ｘ線像検出カ
セッテ１により検出される。
出カセッテである。Ｘ線曝射装置２は、Ｘ線を発生させ
て所望のＸ線量を破線で示す寝台上の被検体に曝射す
る。この被検体３を透過したＸ線が、前記Ｘ線像検出カ
セッテ１により検出される。
【００４３】前記Ｘ線像検出力セット１は、Ｘ線像を撮
像するＸ線平面検出器１１、グリッド１２、着脱自在に
取り付けられ前記Ｘ線平面検出器１１で撮像されたＸ線
像を記憶するデータ保存媒体( 例えば、半導体メモリ、
小型のハードディスク等 )３、前記Ｘ線平面検出器１１
からデータを読み出し前記データ保存媒体４に保存する
読出制御回路１３、電力を供給する電源回路１４、これ
らの構成を−体的に収納するきょう体１５を備えてい
る。なお、電源回路１４は、バッテリーと、コンセント
等の外部電力によりバッテリーを充電する充電回路を備
えている。
像するＸ線平面検出器１１、グリッド１２、着脱自在に
取り付けられ前記Ｘ線平面検出器１１で撮像されたＸ線
像を記憶するデータ保存媒体( 例えば、半導体メモリ、
小型のハードディスク等 )３、前記Ｘ線平面検出器１１
からデータを読み出し前記データ保存媒体４に保存する
読出制御回路１３、電力を供給する電源回路１４、これ
らの構成を−体的に収納するきょう体１５を備えてい
る。なお、電源回路１４は、バッテリーと、コンセント
等の外部電力によりバッテリーを充電する充電回路を備
えている。
【００４４】また、前記データ保存媒体４を前記Ｘ線像
検出カセッテ１から取り外して後述するデータリーダ５
に取り付けることにより画像データの受け渡しを行うこ
とができる。データリーダ５は、取り付けられた前記デ
ータ保存媒体４から画像データを読取り、内部のメモリ
装置に保存すると共に画像再生機６に出力する。画像再
生機６は、その画像データを画像として再構成して表示
器の画面上に表示する。
検出カセッテ１から取り外して後述するデータリーダ５
に取り付けることにより画像データの受け渡しを行うこ
とができる。データリーダ５は、取り付けられた前記デ
ータ保存媒体４から画像データを読取り、内部のメモリ
装置に保存すると共に画像再生機６に出力する。画像再
生機６は、その画像データを画像として再構成して表示
器の画面上に表示する。
【００４５】この画像再生機６は、通信回線( 例えばＬ
ＡＮ＝local area network )６に接続されており、この
通信回線７には、他の各場所に設置された画像再生機６
及びイメージャ８、データベース９等が接続されてい
る。従って、１つの前記画像再生機６に接続された前記
データリーダ５により読取ったＸ線画像データは、前記
画像再生機６により前記通信回線７を介して送信され、
データベース９に記憶される。そして、このデータベー
ス９に記憶されたＸ線画像データは、他の前記画像再生
機６により前記通信回線７を介して呼出され、その画像
再生機６の表示器の画面上に表示することができる。
ＡＮ＝local area network )６に接続されており、この
通信回線７には、他の各場所に設置された画像再生機６
及びイメージャ８、データベース９等が接続されてい
る。従って、１つの前記画像再生機６に接続された前記
データリーダ５により読取ったＸ線画像データは、前記
画像再生機６により前記通信回線７を介して送信され、
データベース９に記憶される。そして、このデータベー
ス９に記憶されたＸ線画像データは、他の前記画像再生
機６により前記通信回線７を介して呼出され、その画像
再生機６の表示器の画面上に表示することができる。
【００４６】例えば、データリーダ５が接続された画像
再生機６を検査室及びベット室に設置し、医師の部屋(
診療室等 )に画像再生機６を設置して、それぞれを通信
回線７で接続する。
再生機６を検査室及びベット室に設置し、医師の部屋(
診療室等 )に画像再生機６を設置して、それぞれを通信
回線７で接続する。
【００４７】このようなシステムにおいて、ベット室に
Ｘ線像検出カセッテ１及びＸ線曝射装置２を持ち込んで
Ｘ線撮像を行えば、このＸ線撮像により得られたＸ線画
像は、Ｘ線像検出カセッテ１にセットされたデータ保存
媒体４に記憶される。このデータ保存媒体４をＸ線像検
出カセッテ１から取り外して、ベット室に設置されたデ
ータリーダ５にセットする。すると、データ保存媒体４
に記憶されているＸ線画像データがデータリーダ５によ
り読取られ、この読取ったＸ線画像データは、画像再生
機６により通信回線７を介してデータベース９に転送さ
れ、このデータベース９に記憶保存される。
Ｘ線像検出カセッテ１及びＸ線曝射装置２を持ち込んで
Ｘ線撮像を行えば、このＸ線撮像により得られたＸ線画
像は、Ｘ線像検出カセッテ１にセットされたデータ保存
媒体４に記憶される。このデータ保存媒体４をＸ線像検
出カセッテ１から取り外して、ベット室に設置されたデ
ータリーダ５にセットする。すると、データ保存媒体４
に記憶されているＸ線画像データがデータリーダ５によ
り読取られ、この読取ったＸ線画像データは、画像再生
機６により通信回線７を介してデータベース９に転送さ
れ、このデータベース９に記憶保存される。
【００４８】医師は診療室で、画像再生機６により通信
回線７を介してデータベース９から、所望の患者のＸ線
画像を転送要求を行えば、データベース９から所望の患
者のＸ線画像データが呼出され、通信回線７を介して医
師の診療室の画像再生機６に転送される。従って、医師
は診療室で、画像再生機６により所望の患者のＸ線画像
を表示させて診断を行うことができる。
回線７を介してデータベース９から、所望の患者のＸ線
画像を転送要求を行えば、データベース９から所望の患
者のＸ線画像データが呼出され、通信回線７を介して医
師の診療室の画像再生機６に転送される。従って、医師
は診療室で、画像再生機６により所望の患者のＸ線画像
を表示させて診断を行うことができる。
【００４９】また、検査室にＸ線曝射装置２、Ｘ線、デ
ータリーダ５、画像再生機６を用意すれば、撮像したＸ
線像をリアルタイムで見ることができる。図２は、Χ線
像検出カセッテ１の斜視図である。
ータリーダ５、画像再生機６を用意すれば、撮像したＸ
線像をリアルタイムで見ることができる。図２は、Χ線
像検出カセッテ１の斜視図である。
【００５０】きょう体１５は、上面に開口部を有する箱
体であり、このきょう体１５の開口部は、固定されたグ
リッド１２により閉塞されている。グリッド１２は、Ｘ
線の散乱線を除去するものであり、板状のＸ線遮蔽部材
と、板状又は棒状のＸ線透過部材を交互に張り合わせた
構造となっている。このＸ線遮蔽部材としては鉛が、Ｘ
線透過部材としてはアルミニュームや木材が一般的に用
いられる。なお、このグリッド１２の間隔を示すグリッ
ド周波数は、臨床目的及び装置の種類に応じて各種のも
のがあるが、例えば４０〜６０ LP/mm( ラインペア／ｍ
ｍ)のグリッド周波数のものは、Ｉ．Ｉ．ＴＶ系システ
ムで良く使用されている。
体であり、このきょう体１５の開口部は、固定されたグ
リッド１２により閉塞されている。グリッド１２は、Ｘ
線の散乱線を除去するものであり、板状のＸ線遮蔽部材
と、板状又は棒状のＸ線透過部材を交互に張り合わせた
構造となっている。このＸ線遮蔽部材としては鉛が、Ｘ
線透過部材としてはアルミニュームや木材が一般的に用
いられる。なお、このグリッド１２の間隔を示すグリッ
ド周波数は、臨床目的及び装置の種類に応じて各種のも
のがあるが、例えば４０〜６０ LP/mm( ラインペア／ｍ
ｍ)のグリッド周波数のものは、Ｉ．Ｉ．ＴＶ系システ
ムで良く使用されている。
【００５１】前記Ｘ線平面検出器１１及びこのＸ線平面
検出器１１の周辺回路は、前記きょう体１５と前記グリ
ッド１２とにより形成された箱体の内部に収納される。
前記データ保存媒体４は、前記きょう体１５の側面に形
成された開口部から内部の前記Ｘ線平面検出器１１の周
辺回路へ着脱自在に接続されるようになっている。
検出器１１の周辺回路は、前記きょう体１５と前記グリ
ッド１２とにより形成された箱体の内部に収納される。
前記データ保存媒体４は、前記きょう体１５の側面に形
成された開口部から内部の前記Ｘ線平面検出器１１の周
辺回路へ着脱自在に接続されるようになっている。
【００５２】図３は、前記Ｘ線平面検出器１１の一部の
構成を模式的に示す図である。最小の四角形の枠で示す
ものが画素２１すなわちＸ線検出素子( 蛍光体、フォト
ダイオード、蓄積用コンデンサ、ＴＦＴで形成される )
であり、黒丸は、その画素のＸ線受感部の中心２２を示
している。
構成を模式的に示す図である。最小の四角形の枠で示す
ものが画素２１すなわちＸ線検出素子( 蛍光体、フォト
ダイオード、蓄積用コンデンサ、ＴＦＴで形成される )
であり、黒丸は、その画素のＸ線受感部の中心２２を示
している。
【００５３】この画素２１間のピッチＡは、例えばＸ線
平面検出器１１のサイズを縦２５０ｍｍ×横３００ｍｍ
として、縦２０００画素で構成するとすると、 Ａ＝０．１２５ｍｍ となる。これは現在開発されているＸ線平面検出器の画
素サイズ０．０５〜０．３ｍｍのうちに含まれる数値で
ある。
平面検出器１１のサイズを縦２５０ｍｍ×横３００ｍｍ
として、縦２０００画素で構成するとすると、 Ａ＝０．１２５ｍｍ となる。これは現在開発されているＸ線平面検出器の画
素サイズ０．０５〜０．３ｍｍのうちに含まれる数値で
ある。
【００５４】図４は、前述したＸ線平面検出器１１の各
画素２１( １列の画素 )とグリッド( ＧＲＩＤ )パター
ン( 鉛部分で構成されたパターン )との位置関係及びＸ
線を均等に曝射したときの各画素２１の出力の状態を示
す図である。
画素２１( １列の画素 )とグリッド( ＧＲＩＤ )パター
ン( 鉛部分で構成されたパターン )との位置関係及びＸ
線を均等に曝射したときの各画素２１の出力の状態を示
す図である。
【００５５】なお、この図４は、説明を簡単にするた
め、グリッドパターンでは鉛部分を誇張( 実際の鉛部分
と中間物質部分との太さの比とは異なる )し、画素は１
列( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )のみ
を最小の四角形の枠で示した。さらに、画素の各境界と
グリッドパターンの各鉛部分の左端とを一致させた。
め、グリッドパターンでは鉛部分を誇張( 実際の鉛部分
と中間物質部分との太さの比とは異なる )し、画素は１
列( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )のみ
を最小の四角形の枠で示した。さらに、画素の各境界と
グリッドパターンの各鉛部分の左端とを一致させた。
【００５６】前記Ｘ線平面検出器１１の前記各画素２１
の中心間のピッチ( 以下画素ピッチと称する )をＡｍｍ
とすると、前記グリッド１２のグリッド周波数( １ｍｍ
当たりの鉛部分のペアライン数 )は、１／Ａ又はＮ／Ａ
( Ｎは整数 )として設計される。すなわち、前記グリッ
ド１２の鉛部分のピッチは画素ピッチＡと同じか又は画
素ピッチＡの整数( Ｎ )分の１として設計される。
の中心間のピッチ( 以下画素ピッチと称する )をＡｍｍ
とすると、前記グリッド１２のグリッド周波数( １ｍｍ
当たりの鉛部分のペアライン数 )は、１／Ａ又はＮ／Ａ
( Ｎは整数 )として設計される。すなわち、前記グリッ
ド１２の鉛部分のピッチは画素ピッチＡと同じか又は画
素ピッチＡの整数( Ｎ )分の１として設計される。
【００５７】なお、ここではグリッド周波数を１／Ａと
して設計する。前記グリッド１２の鉛部分のピッチはＡ
となる。例えばＡ＝０．１２５ｍｍとすると、グリッド
周波数１／Ａ＝８LP/mm となる。
して設計する。前記グリッド１２の鉛部分のピッチはＡ
となる。例えばＡ＝０．１２５ｍｍとすると、グリッド
周波数１／Ａ＝８LP/mm となる。
【００５８】このような構成の第１の実施の形態におい
ては、Ｘ線を均等に曝射した時、各画素２１からの出力
を見ると、図４に示すように、どの画素２１からの出力
も、画素２１のＸ線入射面( 前面 )に何も配置しない場
合に比べて若干の出力低下があるが、モアレパターン(
モアレ像 )等のうねりは見られない。画素２１からの出
力が低下するのは、Ｘ線の散乱線を遮断するグリッドの
鉛部分は、検出すべきＸ線( 散乱線でない被検体を透過
したＸ線 )をも遮断してしまうからである。
ては、Ｘ線を均等に曝射した時、各画素２１からの出力
を見ると、図４に示すように、どの画素２１からの出力
も、画素２１のＸ線入射面( 前面 )に何も配置しない場
合に比べて若干の出力低下があるが、モアレパターン(
モアレ像 )等のうねりは見られない。画素２１からの出
力が低下するのは、Ｘ線の散乱線を遮断するグリッドの
鉛部分は、検出すべきＸ線( 散乱線でない被検体を透過
したＸ線 )をも遮断してしまうからである。
【００５９】この状況は画素とグリッドパターンとの位
置関係をずらしても、グリッド周波数が１／Ａであれ
ば、どの鉛部分も１つの画素に対して同じ位置関係とな
り、出力低下の程度が変わるだけで、どの画素からの出
力も同じ値になり、モアレパターン( モアレ像 )等のう
ねりは見られない。
置関係をずらしても、グリッド周波数が１／Ａであれ
ば、どの鉛部分も１つの画素に対して同じ位置関係とな
り、出力低下の程度が変わるだけで、どの画素からの出
力も同じ値になり、モアレパターン( モアレ像 )等のう
ねりは見られない。
【００６０】このようにこの第１の実施の形態によれ
ば、Ｘ線平面検出器の画素ピッチＡに対してグリッド周
波数１／Ａのグリッド１２を使用することにより、グリ
ッド１２の各鉛部分が１つの画素に対して同じ位置関係
になり、Ｘ線を均等に曝射した場合、各画素からの出力
が同じ値となり、Ｘ線の散乱線の影響を除去できると共
に、モアレ像の発生を防止して、良好・正確なＸ線画像
を安定して得ることができる。
ば、Ｘ線平面検出器の画素ピッチＡに対してグリッド周
波数１／Ａのグリッド１２を使用することにより、グリ
ッド１２の各鉛部分が１つの画素に対して同じ位置関係
になり、Ｘ線を均等に曝射した場合、各画素からの出力
が同じ値となり、Ｘ線の散乱線の影響を除去できると共
に、モアレ像の発生を防止して、良好・正確なＸ線画像
を安定して得ることができる。
【００６１】なお、この第１の実施の形態では、グリッ
ド周波数１／ＡLP/mm について説明したが、もちろん、
グリッド周波数が１／ＡLP/mm の整数倍の、１画素に対
して鉛部分が２本以上配置されるものでも良いものであ
る。なおこの場合には、Ｘ線の散乱線の影響の除去の効
果が高まるが、画素からの出力低下が増加することにな
る。
ド周波数１／ＡLP/mm について説明したが、もちろん、
グリッド周波数が１／ＡLP/mm の整数倍の、１画素に対
して鉛部分が２本以上配置されるものでも良いものであ
る。なおこの場合には、Ｘ線の散乱線の影響の除去の効
果が高まるが、画素からの出力低下が増加することにな
る。
【００６２】この発明の第２の実施の形態を図５及び図
６を参照して説明する。なお、この第２の実施の形態
は、Ｘ線平面検出器に不感部分が存在するものにおい
て、グリッドの鉛部分の配置について特定したものであ
るので、前述した第１の実施の形態で説明したＸ線撮像
システムの構成は同じであるので、その説明は省略する
(図１及び図２参照 )。
６を参照して説明する。なお、この第２の実施の形態
は、Ｘ線平面検出器に不感部分が存在するものにおい
て、グリッドの鉛部分の配置について特定したものであ
るので、前述した第１の実施の形態で説明したＸ線撮像
システムの構成は同じであるので、その説明は省略する
(図１及び図２参照 )。
【００６３】図５は、前記Ｘ線平面検出器１１の一部の
構成を模式的に示す図である。このＸ線平面検出器１１
には、ライン方向( ゲート駆動ライン方向 )に不感部分
( 光の検出ができない部分 )３１が、最小の四角形の枠
で示す画素( Ｘ線検出素子 )３２の各列の間に設けられ
ている。この不感部分３１は、前記Ｘ線平面検出器１１
の構造上できるものである。黒丸は、画素のＸ線受感部
の中心３３を示し邸いる。この画素３２間のピッチをＢ
とする。
構成を模式的に示す図である。このＸ線平面検出器１１
には、ライン方向( ゲート駆動ライン方向 )に不感部分
( 光の検出ができない部分 )３１が、最小の四角形の枠
で示す画素( Ｘ線検出素子 )３２の各列の間に設けられ
ている。この不感部分３１は、前記Ｘ線平面検出器１１
の構造上できるものである。黒丸は、画素のＸ線受感部
の中心３３を示し邸いる。この画素３２間のピッチをＢ
とする。
【００６４】図６は、前述したＸ線平面検出器１１の各
画素３２( １列の画素 )とグリッド( ＧＲＩＤ )パター
ンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したときの各画素
３２の出力の状態を示す図である。
画素３２( １列の画素 )とグリッド( ＧＲＩＤ )パター
ンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したときの各画素
３２の出力の状態を示す図である。
【００６５】なお、この図６は、説明を簡単にするた
め、グリッドパターンでは鉛部分を誇張( 実際の鉛部分
と中間物質部分との太さの比とは異なる )し、画素は１
列( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )のみ
を最小の四角形の枠で示した。
め、グリッドパターンでは鉛部分を誇張( 実際の鉛部分
と中間物質部分との太さの比とは異なる )し、画素は１
列( 例えばデータ信号ラインに沿った画素の１列 )のみ
を最小の四角形の枠で示した。
【００６６】前記Ｘ線平面検出器１１の前記各画素３２
の中心間のピッチ( 以下画素ピッチと称する )をＢｍｍ
とすると、前記グリッド１２のグリッド周波数は、１／
Ｂ又はＮ／Ｂ( Ｎは整数 )として設計される。すなわ
ち、前記グリッド１２の鉛部分のピッチは画素ピッチＢ
と同じか又は画素ピッチＢの整数分の１として設計され
る。
の中心間のピッチ( 以下画素ピッチと称する )をＢｍｍ
とすると、前記グリッド１２のグリッド周波数は、１／
Ｂ又はＮ／Ｂ( Ｎは整数 )として設計される。すなわ
ち、前記グリッド１２の鉛部分のピッチは画素ピッチＢ
と同じか又は画素ピッチＢの整数分の１として設計され
る。
【００６７】なお、ここではグリッド周波数を１／Ｂと
して設計する。前記グリッド１２の鉛部分のピッチはＢ
となる。さらに、このグリッド１２は、その鉛部分がち
ょうど前記Ｘ線平面検出器１１の前記不感部分３１と一
致するように配置して前記カセッテ１の前記きょう体１
５に固定される。
して設計する。前記グリッド１２の鉛部分のピッチはＢ
となる。さらに、このグリッド１２は、その鉛部分がち
ょうど前記Ｘ線平面検出器１１の前記不感部分３１と一
致するように配置して前記カセッテ１の前記きょう体１
５に固定される。
【００６８】このような構成の第２の実施の形態におい
ては、Ｘ線を均等に曝射した時、各画素３２からの出力
を見ると、図６に示すように、どの画素３２からの出力
も出力低下もなく、モアレパターン( モアレ像 )等のう
ねりも見られない。
ては、Ｘ線を均等に曝射した時、各画素３２からの出力
を見ると、図６に示すように、どの画素３２からの出力
も出力低下もなく、モアレパターン( モアレ像 )等のう
ねりも見られない。
【００６９】このようにこの第２の実施の形態によれ
ば、前述した第１の実施の形態と同様な効果を得ること
ができる。さらに、グリッド１２の鉛部分をＸ線平面検
出器１１の不感部分３１と一致するように配置してＸ線
像カセッテ１のきょう体１５に固定したことにより、画
素３２からの出力の低下がなく、Ｘ線画像を撮像するこ
とができる。
ば、前述した第１の実施の形態と同様な効果を得ること
ができる。さらに、グリッド１２の鉛部分をＸ線平面検
出器１１の不感部分３１と一致するように配置してＸ線
像カセッテ１のきょう体１５に固定したことにより、画
素３２からの出力の低下がなく、Ｘ線画像を撮像するこ
とができる。
【００７０】なお、図６に示すものは、グリッドの鉛部
分の幅が不感部分３１の幅とほぼ同じ幅となっている
が、鉛部分の幅は、必ずしも不感部分３１の幅と同じで
ある必要はなく、不感部分３１の幅より狭くても、また
広くても良いものである。ただし広い場合には、画素３
２の出力が低下するが、その低下を最小限に抑えること
ができる。
分の幅が不感部分３１の幅とほぼ同じ幅となっている
が、鉛部分の幅は、必ずしも不感部分３１の幅と同じで
ある必要はなく、不感部分３１の幅より狭くても、また
広くても良いものである。ただし広い場合には、画素３
２の出力が低下するが、その低下を最小限に抑えること
ができる。
【００７１】もちろん、グリッド周波数を１／Ｂの整数
倍にした場合にも、画素３２のＸ線入射面に１本以上の
鉛部分が配置されてしまうので、画素３２からの出力が
低下するが、それも最小限に抑えて、モアレパターン(
モアレ像 )等のうねりを防止することができる。
倍にした場合にも、画素３２のＸ線入射面に１本以上の
鉛部分が配置されてしまうので、画素３２からの出力が
低下するが、それも最小限に抑えて、モアレパターン(
モアレ像 )等のうねりを防止することができる。
【００７２】なお、上記実施の形態は、蛍光体、フォト
ダイオード、蓄積用コンデンサ、ΤＦＴによりＸ線を検
出する場合について記載したが、蛍光体とフォトダイオ
ードの代わりにＸ線を直接電気信号に変換する素子を用
いる構成としても良い。
ダイオード、蓄積用コンデンサ、ΤＦＴによりＸ線を検
出する場合について記載したが、蛍光体とフォトダイオ
ードの代わりにＸ線を直接電気信号に変換する素子を用
いる構成としても良い。
【００７３】
【発明の効果】以上詳述したようにこの発明によれば、
Ｘ線平面検出器を使用して、グリッドによりＸ線の散乱
線の影響を除去すると共にモアレ像の発生を防止するこ
とができるＸ線診断装置を提供できる。
Ｘ線平面検出器を使用して、グリッドによりＸ線の散乱
線の影響を除去すると共にモアレ像の発生を防止するこ
とができるＸ線診断装置を提供できる。
【図１】この発明の第１の実施の形態のＸ線撮像システ
ムの全体の構成を示すブロック図。
ムの全体の構成を示すブロック図。
【図２】同実施の形態のＸ線撮像システムのＸ線平面検
出器を収納したＸ線像検出カセッテを示す斜視図。
出器を収納したＸ線像検出カセッテを示す斜視図。
【図３】同実施の形態のＸ線撮像システムのＸ線平面検
出器の一部の構成を模式的に示す図。
出器の一部の構成を模式的に示す図。
【図４】同実施の形態のＸ線撮像システムのＸ線平面検
出器の各画素とグリッドパターンとの位置関係及びＸ線
を均等に曝射したときの各画素の出力の状態を示す図。
出器の各画素とグリッドパターンとの位置関係及びＸ線
を均等に曝射したときの各画素の出力の状態を示す図。
【図５】この発明の第２の実施例のＸ線平面検出器の一
部の構成を模式的に示す図。
部の構成を模式的に示す図。
【図６】同実施の形態のＸ線平面検出器の各画素とグリ
ッドパターンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したと
きの各画素の出力の状態を示す図。
ッドパターンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したと
きの各画素の出力の状態を示す図。
【図７】従来例のＸ線平面検出器を構成する実際のＸ線
検出素子の要部構造を示す断面図。
検出素子の要部構造を示す断面図。
【図８】同従来例のＸ線平面検出器を構成するＸ線検出
素子を示す回路図。
素子を示す回路図。
【図９】同従来例のＸ線平面検出器の要部構成を示す回
路図。
路図。
【図１０】同従来例のＸ線平面検出器の各画素とグリッ
ドパターンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したとき
の各画素の出力の状態を示す図。
ドパターンとの位置関係及びＸ線を均等に曝射したとき
の各画素の出力の状態を示す図。
１…Ｘ線像検出カセッテ、 ４…データ保存媒体、 ５…データリーダ、 ６…画像再生機、 ９…データベース、 １１…Ｘ線平面検出器、 １２…グリッド、 １５…きょう体、 ２１，３２…画素( Ｘ線検出素子 )、 ３１…不感部分。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 塚本 明 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 山田 真一 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 斎須 亨 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 富崎 隆之 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 田中 学 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 永井 清一郎 栃木県大田原市下石上1385番の１ 東芝メ ディカルエンジニアリング株式会社内
Claims (6)
- 【請求項１】 被検体に向けてＸ線を曝射するΧ線管
と、 前記被検体を透過したＸ線像を所定ピッチで２次元的に
配列された画素に分けて撮像する平面検出器と、 前記平面検出器に入射する散乱Ｘ線を除去するように前
記平面検出器のＸ線入射面側に設けられた板状のＸ線遮
蔽部材を有する散乱線除去グリッドとを備え、 前記Ｘ線遮蔽部材は前記平面検出器のＸ線入射面上での
Ｘ線遮断パターンが前記画素の配列ピッチの整数分の１
のピッチとなるように配列されたことを特徴とする特徴
とするＸ線診断装置。 - 【請求項２】 前記Ｘ線遮蔽部材の配列ピッチは、前記
画素の配列ピッチと等しいことを特徴とする請求項１記
載のＸ線診断装置。 - 【請求項３】 被検体に向けてＸ線を曝射するＸ線管
と、 前記被検体を透過したＸ線像を所定ピッチで２次元的に
配列された画素に分けて撮像する平面検出器と、 前記平面検出器に入射する散乱Ｘ線を除去するように前
記平面検出器のＸ線入射面側に設けられた板状のＸ線遮
蔽部材を有する散乱線除去グリッドとを備え、 前記平面検出器と前記散乱線除去グリッドとは、前記平
面検出器のＸ線像検出部上のＸ線不感部分が前記散乱線
除去グリッドのＸ線遮断パターンに重なるように構成さ
れていることを特徴とするＸ線診断装置。 - 【請求項４】 可般カセッテ形状又は据置型カセッテ形
状であり、前記平面検出器と前記グリッドをー体的に覆
うケースを備えるものであることを特微とした請求項１
乃至請求項３のいずれか１項記載のＸ線診断装置。 - 【請求項５】 前記平面検出器は、Ｘ線像を光学像に変
換する蛍光板と、前記蛍光板が出力する光を電気信号に
変換する複数の光検出素子を備えるものであることを特
徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項記載のＸ
線診断装置。 - 【請求項６】 前記平面検出器は、Ｘ線を電気信号に変
換する複数のＸ線検出素子を備えるものであることを特
微とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項記載のＸ
線診断装置。
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|---|---|---|---|
| JP23832295A JP3776485B2 (ja) | 1995-09-18 | 1995-09-18 | Ｘ線診断装置 |
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Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6021173A (en) * | 1997-04-02 | 2000-02-01 | U.S. Philips Corporation | X-ray apparatus with sensor matrix |
| JP2001212139A (ja) * | 2000-02-04 | 2001-08-07 | Canon Inc | 画像取得装置及び画像取得方法 |
| JP2001340331A (ja) * | 2000-06-06 | 2001-12-11 | Shimadzu Corp | 放射線画像撮影装置 |
| JP2003018463A (ja) * | 2001-07-03 | 2003-01-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線検査装置 |
| JP2003035781A (ja) * | 2001-07-24 | 2003-02-07 | Canon Inc | 放射線画像撮影装置 |
| JP2003185751A (ja) * | 2002-10-25 | 2003-07-03 | Canon Inc | Ｘ線撮像装置 |
| JP2004510992A (ja) * | 2000-10-04 | 2004-04-08 | ダイレクト ラジオグラフィー コーポレーション | 離散的検知要素を具備する検知器用の散乱防止放射線グリッド |
| US6826256B2 (en) | 2000-02-04 | 2004-11-30 | Canon Kabushiki Kaisha | Apparatus and method for a radiation image through a grid |
| US6895080B2 (en) | 2000-07-10 | 2005-05-17 | Hitachi Medical Corporation | X-ray measuring apparatus |
| US7142705B2 (en) | 2001-05-01 | 2006-11-28 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation image processing apparatus, image processing system, radiation image processing method, storage medium, and program |
| JP2009183373A (ja) * | 2008-02-04 | 2009-08-20 | Toshiba Corp | Ｘ線グリッド及びｘ線診断装置 |
| JP2009219682A (ja) * | 2008-03-17 | 2009-10-01 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
| WO2020059544A1 (ja) * | 2018-09-19 | 2020-03-26 | 株式会社三田屋製作所 | グリッドおよびグリッド付きｘ線検出器 |
Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0998970A (ja) * | 1995-10-06 | 1997-04-15 | Canon Inc | Ｘ線撮像装置 |
| JPH10305030A (ja) * | 1997-03-06 | 1998-11-17 | Canon Inc | 放射線撮像装置及び放射線撮像装置の駆動方法 |
| EP0913004A2 (en) * | 1997-04-02 | 1999-05-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray apparatus with sensor matrix |
| US5847398A (en) * | 1997-07-17 | 1998-12-08 | Imarad Imaging Systems Ltd. | Gamma-ray imaging with sub-pixel resolution |
| US6304626B1 (en) * | 1998-10-20 | 2001-10-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Two-dimensional array type of X-ray detector and computerized tomography apparatus |
| US6690767B2 (en) | 1998-10-29 | 2004-02-10 | Direct Radiography Corp. | Prototile motif for anti-scatter grids |
| EP1125305A1 (en) * | 1998-10-29 | 2001-08-22 | Direct Radiography Corp. | Anti scatter radiation grid for a detector having discreet sensing elements |
| US6181773B1 (en) | 1999-03-08 | 2001-01-30 | Direct Radiography Corp. | Single-stroke radiation anti-scatter device for x-ray exposure window |
| US6373062B1 (en) * | 1999-06-30 | 2002-04-16 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Interdigital photodetector for indirect x-ray detection in a radiography imaging system |
| US6900442B2 (en) | 1999-07-26 | 2005-05-31 | Edge Medical Devices Ltd. | Hybrid detector for X-ray imaging |
| US6864484B1 (en) | 1999-07-26 | 2005-03-08 | Edge Medical Devices, Ltd | Digital detector for x-ray imaging |
| JP2001189929A (ja) * | 1999-12-28 | 2001-07-10 | Shimadzu Corp | Ｘ線透視画像装置 |
| US20010033638A1 (en) * | 2000-02-04 | 2001-10-25 | Hitoshi Inoue | Image acquisition method and apparatus |
| JP2002151669A (ja) * | 2000-11-14 | 2002-05-24 | Toshiba Corp | Ｘ線撮像装置 |
| US20020090055A1 (en) * | 2000-11-27 | 2002-07-11 | Edge Medical Devices Ltd. | Digital X-ray bucky including grid storage |
| US6795528B2 (en) * | 2001-01-12 | 2004-09-21 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiographic apparatus, radiographic method, and computer-readable storage medium |
| DE10211948A1 (de) * | 2002-03-18 | 2003-10-09 | Siemens Ag | Detektor für Röntgen-Computertomographen |
| US7196332B2 (en) * | 2004-05-04 | 2007-03-27 | General Electric Company | Monolithic x-ray detector with staggered detection areas |
| WO2006018804A1 (en) * | 2004-08-20 | 2006-02-23 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Microelectronic system with a passivation layer |
| JP3928647B2 (ja) * | 2004-09-24 | 2007-06-13 | 株式会社日立製作所 | 放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置 |
| EP2223306B1 (en) * | 2007-11-19 | 2011-08-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | A radiation detector comprising an imaging radiation-collimating structure |
| US8873703B2 (en) * | 2008-05-08 | 2014-10-28 | Arineta Ltd. | X ray imaging system with scatter radiation correction and method of using same |
| FR2939019B1 (fr) * | 2008-11-28 | 2011-07-15 | Gen Electric | Procede d'imagerie medicale dans lequel on acquiert des images a travers une grille anti-diffusante |
| US20120082294A1 (en) * | 2010-10-02 | 2012-04-05 | Varian Medical Systems, Inc. | X-ray system and method |
| US9968316B2 (en) | 2010-12-29 | 2018-05-15 | General Electric Company | High-frequency anti-scatter grid movement profile for line cancellation |
| US8956045B2 (en) * | 2011-09-30 | 2015-02-17 | Fujifilm Corporation | Radiation imaging apparatus |
| JP5749148B2 (ja) * | 2011-12-21 | 2015-07-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 放射線断層撮影装置および放射線検出装置並びに放射線断層撮影における空間分解能切換方法 |
| US9230702B2 (en) * | 2012-08-17 | 2016-01-05 | General Electric Company | System and method for reducing grid line image artifacts |
| DE102017200653A1 (de) * | 2017-01-17 | 2018-07-19 | Siemens Healthcare Gmbh | Röntgendetektor mit einer Anordnung von einer pixelierten zweiten Elektrode und eines Streustrahlengitters |
| NL2021258B1 (en) * | 2018-06-14 | 2019-12-20 | Illumina Inc | Device for luminescent imaging |
| US10960232B2 (en) * | 2018-07-28 | 2021-03-30 | Varian Medical Systems, Inc. | Single-pass imaging and radiation treatment delivery via an extended rotation gantry |
| CN121254325A (zh) * | 2023-02-21 | 2026-01-02 | 东软医疗系统股份有限公司 | 放射线检测器及具有该放射线检测器的医学设备 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4689487A (en) * | 1984-09-03 | 1987-08-25 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiographic image detection apparatus |
| US4672207A (en) * | 1985-08-21 | 1987-06-09 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Readout system for multi-crystal gamma cameras |
| US4785186A (en) * | 1986-10-21 | 1988-11-15 | Xerox Corporation | Amorphous silicon ionizing particle detectors |
| US5179284A (en) * | 1991-08-21 | 1993-01-12 | General Electric Company | Solid state radiation imager having a reflective and protective coating |
| US5596198A (en) * | 1994-04-22 | 1997-01-21 | The Regents, University Of California | Gamma ray camera |
| US5436958A (en) * | 1994-08-03 | 1995-07-25 | General Electric Company | Adjustable collimator |
| US5557650A (en) * | 1995-03-10 | 1996-09-17 | General Electric Company | Method for fabricating an anti-scatter X-ray grid device for medical diagnostic radiography |
-
1995
- 1995-09-18 JP JP23832295A patent/JP3776485B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1996
- 1996-09-17 US US08/715,086 patent/US5666395A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6021173A (en) * | 1997-04-02 | 2000-02-01 | U.S. Philips Corporation | X-ray apparatus with sensor matrix |
| JP2001212139A (ja) * | 2000-02-04 | 2001-08-07 | Canon Inc | 画像取得装置及び画像取得方法 |
| US6868137B2 (en) | 2000-02-04 | 2005-03-15 | Canon Kabushiki Kaisha | Apparatus and method for a radiation image through a grid |
| US6826256B2 (en) | 2000-02-04 | 2004-11-30 | Canon Kabushiki Kaisha | Apparatus and method for a radiation image through a grid |
| JP2001340331A (ja) * | 2000-06-06 | 2001-12-11 | Shimadzu Corp | 放射線画像撮影装置 |
| US6895080B2 (en) | 2000-07-10 | 2005-05-17 | Hitachi Medical Corporation | X-ray measuring apparatus |
| JP2004510992A (ja) * | 2000-10-04 | 2004-04-08 | ダイレクト ラジオグラフィー コーポレーション | 離散的検知要素を具備する検知器用の散乱防止放射線グリッド |
| US7142705B2 (en) | 2001-05-01 | 2006-11-28 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation image processing apparatus, image processing system, radiation image processing method, storage medium, and program |
| US7639856B2 (en) | 2001-05-01 | 2009-12-29 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation image processing apparatus, image processing system, radiation image processing method, storage medium, and program |
| JP2003018463A (ja) * | 2001-07-03 | 2003-01-17 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線検査装置 |
| JP2003035781A (ja) * | 2001-07-24 | 2003-02-07 | Canon Inc | 放射線画像撮影装置 |
| JP2003185751A (ja) * | 2002-10-25 | 2003-07-03 | Canon Inc | Ｘ線撮像装置 |
| JP2009183373A (ja) * | 2008-02-04 | 2009-08-20 | Toshiba Corp | Ｘ線グリッド及びｘ線診断装置 |
| JP2009219682A (ja) * | 2008-03-17 | 2009-10-01 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
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