WO2009101882A1 - Ｘ線発生装置、ｘ線撮影装置及びそれらの制御方法 - Google Patents

Ｘ線発生装置、ｘ線撮影装置及びそれらの制御方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2009101882A1
WO2009101882A1 PCT/JP2009/051853 JP2009051853W WO2009101882A1 WO 2009101882 A1 WO2009101882 A1 WO 2009101882A1 JP 2009051853 W JP2009051853 W JP 2009051853W WO 2009101882 A1 WO2009101882 A1 WO 2009101882A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
electron
electron beam
target electrode
generating
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/JP2009/051853
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Osamu Tsujii
Makoto Sato
Masahiko Okunuki
Satoshi Shimizu
Takashi Ogura
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.)
Canon Inc
Original Assignee
Canon Inc
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 Canon Inc filed Critical Canon Inc
Priority to EP20090711441 priority Critical patent/EP2197251A4/en
Priority to CN2009801045666A priority patent/CN101940066A/zh
Priority to KR1020107012271A priority patent/KR101143081B1/ko
Priority to US12/745,437 priority patent/US8488742B2/en
Publication of WO2009101882A1 publication Critical patent/WO2009101882A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Priority to US13/930,390 priority patent/US8879687B2/en
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/04—Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
    • H01J35/06—Cathodes
    • H01J35/066—Details of electron optical components, e.g. cathode cups
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • H01J35/147—Spot size control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • 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
    • A61B6/4405—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis the apparatus being movable or portable, e.g. handheld or mounted on a trolley
    • 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
    • A61B6/4435—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 coupled by a rigid structure
    • A61B6/4441—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 coupled by a rigid structure the rigid structure being a C-arm or U-arm
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/467—Arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B6/469—Arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selecting a region of interest [ROI]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/04—Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
    • H01J35/06—Cathodes
    • H01J35/065—Field emission, photo emission or secondary emission cathodes
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/06—Cathode assembly
    • H01J2235/062—Cold cathodes
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/06—Cathode assembly
    • H01J2235/068—Multi-cathode assembly

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray generator used for non-destructive X-ray imaging in the field of medical diagnostic equipment and industrial equipment using an X-ray source, and an X-ray imaging apparatus using the apparatus.
  • thermoelectron source in an X-ray tube, a thermoelectron source is used as an electron source, and thermoelectrons emitted from a filament heated to a high temperature are accelerated and focused to form a desired electron beam, which is formed of a metal X-ray. X-rays are generated by irradiating the target.
  • the generation efficiency of X-rays is known to be extremely low, and most of the energy of the electron beam irradiated to the target is changed to heat. Therefore, in the X-ray generator, a structure of a rotating anode that rotates a target has been conventionally used.
  • the size of the X-ray focal point formed on the target is preferably small.
  • the size of the X-ray focal point is reduced while securing the current, there is a problem of the above-mentioned heat generation due to the heat load being concentrated on a small area, while on the other hand, there is a problem that the sharpness is lowered.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray generator and an X-ray imaging apparatus that achieve a large current in X-ray generation without reducing the sharpness of an image.
  • an X-ray generator comprises the following arrangement. That is, An electron beam generating means having a plurality of electron emitting elements and generating an electron beam corresponding to the driven electron emitting elements; A target electrode for generating X-rays with an irradiation position of the electron beam generated by the electron beam generating means as an X-ray focal point; Drive control means for controlling the X-ray focal point shape formed by the set of X-ray focal points in the target electrode by individually controlling the driving of the plurality of electron-emitting devices.
  • an X-ray imaging apparatus for achieving the above object has the following configuration. That is, An electron beam generating means having a plurality of electron emitting elements and generating an electron beam corresponding to the driven electron emitting elements; A target electrode for generating X-rays with an irradiation position of the electron beam generated by the electron beam generating means as an X-ray focal point; Drive control means for controlling an X-ray focal point shape formed by a set of X-ray focal points in the target electrode by individually controlling driving of the plurality of electron-emitting devices; Detecting means for generating a two-dimensional X-ray image by detecting X-rays generated from the target electrode; Determination means for determining, based on the two-dimensional X-ray image detected by the detection means, the X-ray focus shape to be formed on the target electrode by the drive control means.
  • an X-ray generator and an X-ray imaging apparatus that achieve a large current in X-ray generation without reducing the sharpness of an image.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a basic configuration example of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment. It is a figure which shows the specific example of the X-ray imaging apparatus by embodiment. It is a block diagram which shows the basic structural example of the X-ray generator in the X-ray imaging apparatus shown in FIG. It is a figure explaining the drive pattern of an electron-emitting device, and the shape of a X-ray focus. It is a block diagram which shows the structural example of the main direction determination part in the X-ray imaging apparatus shown in FIG. It is a figure explaining the process of the frequency analysis in a main direction determination part. It is a block diagram which shows the structural example of the image process part in the X-ray imaging apparatus shown in FIG. It is a flowchart explaining the X-ray imaging process by 1st Embodiment. It is a figure which shows the modification of the arrangement
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
  • X-ray XR irradiated from the X-ray generator 1 passes through the subject P and enters the X-ray detector 2.
  • the X-ray detector 2 is a flat detector for an X-ray image, and outputs the X-ray intensity distribution attenuated through the subject P as an image to the main direction determination unit 3 and the image processing unit 4.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of this, and an X-ray fluoroscopic imaging apparatus that captures a fluoroscopic image of a patient who is a subject P using an X-ray generator 1 and an X-ray detector 2 attached to a C-shaped arm 21. Is shown.
  • the main direction determination unit 3 and the image processing unit 4 are realized by a computer and software (not shown) housed in the control device 22 surrounded by a broken line.
  • the main direction determining unit 3 analyzes an image input from the X-ray detector 2 to determine a main direction (details will be described later), and on the target electrode in the X-ray generator 1 based on the result. To control the shape of the X-ray focal point generated. Note that the image processing unit 4 is not used in the first embodiment. The image processing unit 4 will be described in the third embodiment.
  • the control circuit 101 individually drives a plurality of electron-emitting devices 104 arranged on the element substrate 103 via the electrodes 105 based on the conditions input from the main direction determination unit 3. Electrons emitted from the electron-emitting device 104 are formed into an electron beam e by the extraction electrode 106 and the lens electrode 107. As described above, the element substrate 103 having the plurality of electron-emitting devices 104 that can be individually driven, the extraction electrode 106, and the lens electrode 107 generate an electron beam corresponding to the driven electron-emitting device. Parts.
  • the electron beam e is irradiated onto the target electrode 108 connected to the high voltage power source 109 to form an X-ray focal point F.
  • X-rays XR are emitted from the X-ray focal point F formed on the target electrode 108 in the direction opposite to the electron beam e.
  • the target electrode 108 generates X-rays having an X-ray focal point as the irradiation position of the electron beam generated by the electron beam generator described above.
  • the electrons emitted from the electron emission portion composed of the plurality of electron-emitting devices 104 are directed toward the target electrode 108 by the extraction electrode 106, the lens electrode 107, and the target electrode 108 to which a high voltage is applied. Accelerated.
  • the target electrode 108 also functions as an X-ray generator that generates X-rays when the accelerated electrons collide.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the drive pattern of the electron-emitting device 104 on the element substrate 103 and the shape of the X-ray focal point formed on the target electrode 108 correspondingly.
  • FIGS. 4A to 4E when the electron-emitting device 104 surrounded by the thick broken line in the element substrate 103 shown on the left side is driven, the X-ray focal point having the shape shown on the right side is formed on the target electrode. Is shown.
  • control circuit 101 and the electron-emitting device driving circuit 102 individually control the driving of the plurality of electron-emitting devices 104, thereby forming the shape of the X-ray focal point formed by the set of X-ray focal points on the target electrode ( Hereinafter, the X-ray focal point shape is also controlled.
  • the change of the shape of the X-ray focal point can be realized by turning on or off the electrode 105 of the electron-emitting device 104 as shown in FIG.
  • the size may be changed by adjusting the focusing of the electron beam by the lens electrode 107.
  • the electron-emitting devices are arranged in 3 ⁇ 3.
  • the number and arrangement of the electron-emitting devices are not limited to this, and the shape of the X-ray focal point formed on the target electrode 108 is also limited. It is not restricted to the thing of illustration.
  • the electron-emitting devices can be arranged radially as shown in FIG.
  • the intervals between the electron-emitting devices are equal to each other in the radial direction from the center of the image. Therefore, for example, in the patterns 4B and 4C in FIG. 4, it is possible to easily match the electron beam intensity distribution in the same diameter direction.
  • the X-ray detector 2 is a flat detector that detects X-rays transmitted through the subject P, converts them into digital signals, and outputs an X-ray image.
  • the X-ray detector 2 has X-ray detection elements arranged in a matrix.
  • As a method for converting an X-ray into an electric signal either an indirect type in which the X-ray is once converted into an optical signal and then converted into an electric signal, or a direct type in which the X-ray is directly converted into an electric signal is used. It is applicable to the embodiment.
  • the X-ray detector 2 is not limited to the flat detector as described above.
  • any device can be used as long as it outputs an X-ray image generated by transmitting through a subject as a digital signal, such as an image intensifier or CR (Computed Radiography).
  • FIG. 5 is a block diagram illustrating a configuration example of the main direction determination unit 3.
  • the main direction determination unit 3 can be realized by computer software, dedicated hardware, or a combination thereof.
  • the X-ray image output from the X-ray detector 2 is subjected to frequency analysis along a plurality of directions by the frequency analysis unit 301.
  • the operation of the frequency analysis unit 301 will be exemplified below with reference to FIG.
  • the frequency analysis unit 301 inputs, for example, an image (X-ray image) as shown in 6A of FIG. 6 and samples image data along four radial directions A to D shown by 6A of FIG. Then, four data strings are extracted. Further, a frequency spectrum is calculated by Fourier transform for each of the data strings. 6C of FIG. 6 shows an example of the calculated frequency spectrum.
  • the frequency analysis unit 301 thus calculates the frequency power for the data sequence corresponding to each of the directions A to D, and outputs it to the main direction analysis unit 302 as frequency power data.
  • the main direction analysis unit 302 Based on the frequency power data from the frequency analysis unit 301, the main direction analysis unit 302 analyzes which of A to D the main direction of the subject in the image corresponds to. In this embodiment, the main direction analysis unit 302 determines the main direction ⁇ based on the following equation when the frequency power data input from the frequency analysis unit 301 is p d and d ⁇ ⁇ A, B, C, D ⁇ . To do.
  • the main direction ⁇ is the direction in which the area occupied by the frequency spectrum excluding low frequency components below a predetermined threshold T 1 in the spatial frequency band U obtained by frequency decomposition is the smallest. That is, the high frequency component contained in the analysis target direction is the smallest, and the direction B corresponds to the example of 6C in FIG.
  • T 1 may be set to an appropriate value in advance depending on the nature of the subject. However, as T 1 , it is desirable to exclude a direct current component corresponding to the average luminance level of the subject and to select a value smaller than the frequency component of the structure of the subject to be observed mainly.
  • a second threshold value T 2 that can avoid the influence of the quantum noise is set in order to exclude the influence of the quantum noise in reducing the dose.
  • the range of u is It is good.
  • the frequency decomposition method in the frequency analysis unit 301 is not limited to the Fourier transform described above, and any other method, such as discrete cosine transform, can be used as long as it is a method that can analyze the frequency component of data in each direction. It may be.
  • the main direction ⁇ obtained by the main direction determination unit 3 as described above is output to the control circuit 101 of the X-ray generator 1.
  • the control circuit 101 determines the driving pattern of the electron-emitting device 104 of the X-ray generator 1 based on the main direction ⁇ input from the main-direction determining unit 3 and controls the electron-emitting device driving circuit 102.
  • the electron-emitting device driving circuit 102 and / or the lens is arranged so that the distribution of the electron beam intensity in the direction parallel to the main direction ⁇ is relatively longer than the distribution in the other direction on the target electrode 108.
  • the electrode 107 is controlled.
  • the control circuit 101 controls the driving pattern of the electron-emitting device 104 by the electron-emitting device driving circuit 102 so as to have a vertically long X-ray focal shape as shown in 4B of FIG.
  • the X-ray focal point is formed longer in the direction with less high frequency components (main direction ⁇ ). Even if the sharpness is lowered in the direction with less high-frequency components, the influence on the image quality is small, and the necessary sharpness can be maintained and the area of the X-ray focal point can be increased. Therefore, it is possible to maintain both sharpness and increase current.
  • the direction with the least high-frequency component is described as the main direction.
  • argmin may be argmax, and the direction with the most high-frequency component may be the main direction.
  • the control circuit 101 controls the electron-emitting device driving circuit 102 by selecting a driving pattern having the smallest dimension in the main direction.
  • a vertically long X-ray focal point as shown in FIG. 4B is formed in any case.
  • the main direction analysis unit 302 notifies the control circuit 101 to that effect.
  • the control circuit 101 selects a predetermined driving pattern and controls the electron-emitting device driving circuit 102.
  • a pattern having a smaller dimension in the horizontal and vertical directions may be selected. This is because human vision is more sensitive to a decrease in sharpness in the horizontal and vertical directions than in the diagonal direction.
  • FIG. 8 is a flowchart for explaining X-ray imaging processing according to the first embodiment.
  • the main direction determination unit 3 acquires an X-ray image from the X-ray detector 2.
  • the main direction determination unit 3 performs frequency analysis on the X-ray image and determines the main direction of the image. The determined main direction is notified to the control circuit 101 of the X-ray generator 1.
  • the control circuit 101 performs, for example, selective driving of the electron-emitting device such that the distribution of the electron beam intensity in the main direction notified from the main direction determination unit 3 is larger than that in the other direction.
  • the drive pattern of the extraction electrode 106 and the lens electrode 107 is determined.
  • these are actually controlled.
  • the frequency characteristic of the acquired image is analyzed, and the X-ray focal point is formed so as to have a shape in which the high frequency component extends in a small direction.
  • the driving of the plurality of electron-emitting devices is controlled by the main direction determining unit 3 and the control circuit 101 according to the frequency characteristics of the image, and the electron emission distribution pattern generated by the element substrate 103 which is the electron-emitting unit is changed. Is done. Since X-rays corresponding to the emission distribution pattern are generated from the target electrode 108, the subject P is irradiated with the X-ray pattern corresponding to the emission distribution pattern. As a result, the overall current can be increased without greatly affecting the sharpness in the direction in which the high-frequency component is large.
  • the X-ray irradiation dose may be set to an appropriate amount for each process.
  • the X-ray irradiation amount in step S801 is sufficient at the level necessary for frequency analysis, and the X-ray irradiation amount in step S801 is made smaller than that in step S805 in order to reduce the exposure amount to the subject. Also good.
  • the main direction is determined based on frequency analysis of an X-ray image, but may be determined based on an external input as another embodiment. This form will be described below.
  • the main direction determination unit 3 inputs imaging information from the outside in addition to the X-ray image from the X-ray detector 2.
  • the shooting information is information about the subject to be shot and information about the main direction of the subject.
  • information indicating which part of the subject is the chest, limbs, abdomen, etc., information indicating the line-of-sight direction, and information indicating in which direction the subject extends in the image when the imaging part is the limb Etc. can be cited as shooting information.
  • main direction determination unit 3 when the main direction determination unit 3 is realized as software of a computer, for example, an operator can directly input photographing information using an input device such as a keyboard or a mouse (not shown).
  • shooting information may be input using a button or the like set in advance for each shooting target.
  • the imaging apparatus is a medical imaging apparatus
  • the imaging information can be input online from the radiation information system instead of being input directly by an operator's operation.
  • the operation of the main direction determination unit 3 in the present embodiment will be described in the case where the imaging region is a knee joint as shown in FIG.
  • the shooting information is input to the frequency analysis unit 301 as shown in FIG.
  • the imaging information is the type and direction of the imaging region, and the X-ray image is a knee joint imaged in a slightly tilted state as illustrated in 6D of FIG.
  • the frequency analysis unit 301 holds the direction of frequency analysis associated with the imaging region in advance in a memory (not shown). For example, when the imaging region is a limb skeleton system, 4B in FIG. The direction (A to D) shall be selected.
  • the frequency analysis unit 301 rotates the four directions 6B in FIG. 6 to the four directions 6E in FIG. 6 based on the “direction” included in the input photographing information.
  • the “direction” included in the imaging information is, for example, the direction (angle) of the imaging target input from the keyboard by the operator.
  • four data strings are generated in the same manner as described in the first embodiment, and the frequency spectrum is calculated. Since the subsequent operation of the main direction determination unit 3 is the same as that of the first embodiment, the description thereof is omitted.
  • the second embodiment differs from the first embodiment in that the subject is in a slightly rotated state, so the main direction ⁇ is a pattern exemplified in 4A to 4E in FIG. May not exactly match. In this case, a pattern closest to one of the patterns is selected.
  • the control circuit 101 may adjust the driving current of each electron-emitting device 104 so that the distribution of the electron beam intensity formed on the target electrode 108 is long in the main direction.
  • the same effect as in the first embodiment can be obtained. That is, it is possible to realize an overall high current without greatly affecting the sharpness in the direction in which the high frequency component is large.
  • imaging information such as an imaging region and direction is input, and frequency analysis is performed using the imaging information when determining the main direction.
  • the shape of the X-ray focal point is changed according to the main direction of the subject, and the sharpness of the image is ensured according to the subject.
  • an X-ray imaging apparatus that ensures sharpness even in a direction with a long X-ray focal point will be described.
  • the image processing unit 4 shown in FIG. 1 performs a sharpening process (frequency enhancement process) on the input X-ray image based on the main direction ⁇ determined by the main direction determining unit 3. It is characterized by that.
  • FIG. 7 is a block diagram showing the configuration of the image processing unit 4.
  • the X-ray image I input from the X-ray detector 2 is input to the high frequency component calculation unit 402.
  • the main direction ⁇ input from the main direction determination unit 3 is input to the filter selection unit 401, and a high-frequency component extraction filter corresponding to the main direction is selected.
  • the high frequency component calculation unit 402 performs a convolution operation on the input image I using a selected filter to extract the high frequency component Ih, and outputs this to the adder 403.
  • the adder 403 adds the input image I and the high frequency component Ih and outputs a sharpened image Ie.
  • the filter selection unit 401 selects the optimum filter G from the four types of filters based on whether the input main direction ⁇ is the direction indicated by 6B in FIG. 6 and outputs the selected filter G to the high frequency component calculation unit 402.
  • the main direction ⁇ is a direction with less high frequency components.
  • the high frequency component calculation unit 402 performs a convolution operation on the input image I using the filter G to obtain a high frequency component Ih, and outputs this to the adder 403.
  • the adder 403 adds the high frequency component Ih weighted to the input image I. Therefore, the above processing is expressed by the following expressions (Expression 3) and (Expression 4).
  • * represents a convolution operation.
  • w represents a weighting coefficient, and is assumed to be stored in a memory (not shown) that can be read by the image processing unit 4. Note that the value of w may be determined in advance by experiment or the like, or an optimal value is determined according to the imaging region as described in the second embodiment, and selected from the input imaging information. You may make it do.
  • the X-ray focal spot shape extends in the direction with a small high-frequency component (corresponding to the direction B in 6B in FIG. 6 in the above example), so that the sharpness in this direction decreases.
  • the high-frequency component in the direction is selectively emphasized by image processing. That is, in the third embodiment, the frequency enhancement processing is performed on the two-dimensional X-ray image so that the high-frequency component in the main direction is relatively enhanced with respect to the other directions, so that the sharpness is anisotropic. To be corrected.
  • Image processing by the image processing unit 4 described in the third embodiment is not limited to the above-described method, and can take various forms.
  • the present invention can be applied even when the subject is inclined and the direction thereof is an arbitrary angle.
  • an example of the image processing unit 4 that can correspond to the main direction at an arbitrary angle will be described.
  • the filter selection part 401 and the high frequency component calculating part 402 are implement
  • the filter can be rotated at an arbitrary angle, and a detailed description thereof is omitted because it is described in the document.
  • the operation will be described below as a function of the processing block 404 in which the filter selection unit 401 and the high frequency component calculation unit 402 in FIG. 7 are combined.
  • Non-patent literature W. T. Freeman and E. H. Adelson, “The design and use of steerable filters”, IEEE Trans.Pattern Analysis and Machine Intelligence, Vol.13No.9, pp891-906, 1991
  • the processing block 404 calculates the high frequency component Ih as follows based on the main direction ⁇ .
  • the main direction ⁇ represents an arbitrary angle ([degree]).
  • the main direction ⁇ is a direction with less high frequency components.
  • the high-frequency component Ih obtained by (Equation 5) is a component in which the main direction ⁇ is emphasized, and by processing this according to (Equation 3), the sharpness in the direction can be increased.
  • G 0 1 and G 90 1 are filters corresponding to the first derivative of the Gaussian distribution in the horizontal and vertical directions, and are calculated by the following equations in this embodiment.
  • G 0 1 T is the transpose of G 0 1.
  • the actual filter coefficient can be calculated by determining x in (Expression 6) by the following expression.
  • N is the size of the basic filter
  • Z is a set of integers.
  • the filter coefficients are as follows.
  • the filter size and standard deviation ⁇ are selected in advance according to the size of the X-ray focal point F, the MTF of the X-ray detector 2, the positional relationship between the X-ray focal point F and the subject P, the X-ray detector 2, and the like. It is preferable to be able to do so.
  • MTF is a modulation transfer function and an index of sharpness.
  • the filter selection unit 401 stores in advance a filter calculated from a plurality of sizes and standard deviations in a memory (not shown). As the X-ray focal point F becomes larger or the ratio b / a between the distance a between the X-ray focal point F and the subject P and the distance b between the X-ray detector 2 and the subject P shown in FIG. A filter having a large size or standard deviation ⁇ may be selected so that the effect of emphasis is strong.
  • the adder 403 may emphasize higher frequencies by increasing w.
  • the MTF, distance ratio b / a, and the like of the X-ray detector 2 described above may be stored in advance in, for example, a memory in the X-ray imaging apparatus, or a table or C on which the subject P is placed during imaging. You may acquire by detecting the up-and-down movement of the type
  • high-frequency components can be emphasized in an arbitrary direction. Therefore, even when the direction in which the sharpness is reduced by making the shape of the X-ray focal point anisotropic is an arbitrary angle, it can be corrected.
  • the electron emitter driving circuit 102 capable of individually driving the plurality of electron emitters 104 that emit electron beams and the control circuit 101 have an arbitrary shape on the target electrode 108.
  • X-ray focal point can be formed.
  • an X-ray focal point shape extending in a direction along the main direction can be formed with the direction in which the high frequency component is minimized as the main direction.
  • the X-ray focal point is determined from the two-dimensional X-ray image obtained by the X-ray detector 2 according to the main direction determined by the main direction determination unit 3.
  • the shape is controlled. Therefore, it is possible to improve the image quality of the photographed image by achieving a large current while maintaining the sharpness according to the object to be photographed.
  • the image processing unit 4 performs the sharpening process with respect to that direction. By doing, the influence on the diagnosis can be suppressed.
  • the functions of the above-described embodiments are achieved by supplying a software program directly or remotely to a system or apparatus, and the computer of the system or apparatus reads and executes the supplied program code.
  • the supplied program is a computer program corresponding to the flowchart shown in the drawings in the embodiment.
  • the program code installed in the computer also implements the present invention.
  • the present invention includes a computer program itself for realizing the functional processing of the present invention.
  • program function it may be in the form of object code, a program executed by an interpreter, script data supplied to the OS, or the like.
  • Examples of computer-readable storage media for supplying computer programs include the following.
  • floppy (registered trademark) disk hard disk, optical disk, magneto-optical disk, MO, CD-ROM, CD-R, CD-RW, magnetic tape, nonvolatile memory card, ROM, DVD (DVD-ROM, DVD- R).
  • a client computer browser is used to connect to a homepage on the Internet, and the computer program of the present invention is downloaded from the homepage to a recording medium such as a hard disk.
  • the downloaded program may be a compressed file including an automatic installation function. It can also be realized by dividing the program code constituting the program of the present invention into a plurality of files and downloading each file from a different homepage. That is, a WWW server that allows a plurality of users to download a program file for realizing the functional processing of the present invention on a computer is also included in the present invention.
  • the program of the present invention may be encrypted, stored in a storage medium such as a CD-ROM, and distributed to users.
  • a user who has cleared a predetermined condition is allowed to download key information for decryption from a homepage via the Internet, execute an encrypted program using the key information, and install the program on the computer. You can also.
  • the embodiment of the embodiment is implemented in cooperation with an OS or the like running on the computer based on an instruction of the program.
  • a function may be realized.
  • the OS or the like performs part or all of the actual processing, and the functions of the above-described embodiments are realized by the processing.
  • the program read from the recording medium is written in a memory provided in a function expansion board inserted into the computer or a function expansion unit connected to the computer, so that part or all of the functions of the above-described embodiments are realized. May be.
  • the CPU or the like provided in the function expansion board or function expansion unit performs part or all of the actual processing based on the instructions of the program.

Landscapes

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

Abstract

複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子線を発生する電子線発生部と、電子線発生部で発生した電子線の照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極とを有するＸ線発生装置において、上記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状が制御される。

Description

Ｘ線発生装置、Ｘ線撮影装置及びそれらの制御方法
　本発明はＸ線源を用いた医療診断機器や産業機器分野の非破壊Ｘ線撮影に使用されるＸ線発生装置および該装置を用いたＸ線撮影装置に関するものである。
　一般に、Ｘ線管球では、電子源として熱電子源を用い、高温度に加熱したフィラメントから放出される熱電子を加速、集束して所望の電子ビームを形成し、これを金属からなるＸ線ターゲットに照射してＸ線を発生させている。
　近年この熱電子源に代わる電子源として微細な針の先端に高電界をかけて電子を取り出すスピント型や、カーボンナノチューブ等による冷陰極型電子源が開発されている。そして、これらの応用として単一の電子ビームを取り出す技術が特許文献１、特許文献２および特許文献３に記載されている。
特開平０８－２６４１３９号公報 特開平０９－１８０８９４公報 特開２００５－２３７７７９公報
　加速した電子ビームをターゲットに照射することによりＸ線を発生する際、Ｘ線の発生効率はきわめて低いことが知られており、ターゲットに照射された電子ビームのエネルギの大半は熱に変わる。そのため、Ｘ線発生装置では、従来からターゲットを回転させる回転陽極の構造が用いられている。
　しかしながら、特許文献１に記載されているような電子ビームの照射面とＸ線発生面が相対する構造では、特許文献３で記載されるような発熱を抑えるための回転陽極を採用することは難しい。
　医療診断機器等において診断に必要な画質を確保するためにはある程度の電流が必要であり、また画像の鮮鋭度を得るためにはターゲット上に形成されるＸ線焦点の寸法は小さい方が好ましい。しかし、電流を確保しつつＸ線焦点のサイズを小さくすると小さい面積に熱負荷が集中することによる前述の発熱の問題があり、一方大きくすると鮮鋭度が低下するという問題がある。
　本発明の目的は、画像の鮮鋭度を低下させることなくＸ線発生における大電流化を達成するＸ線発生装置およびＸ線撮影装置を提供することにある。
　上記の目的を達成するための本発明の一態様によるＸ線発生装置は以下の構成を備える。即ち、
　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と、
　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御手段とを備える。
　さらに、上記の目的を達成するための本発明の他の態様によるＸ線撮影装置は以下の構成を備える。即ち、
　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と、
　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御手段と、
　前記ターゲット電極から発生したＸ線を検出することにより２次元Ｘ線画像を生成する検出手段と、
　前記検出手段で検出された前記２次元Ｘ線画像に基づいて、前記駆動制御手段が前記ターゲット電極に形成すべき前記Ｘ線焦点形状を決定する決定手段とを備える。
　本発明によれば、画像の鮮鋭度を低下させることなくＸ線発生における大電流化を達成するＸ線発生装置およびＸ線撮影装置が提供される。
本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
実施形態によるＸ線撮影装置の基本的な構成例を示すブロック図である。 実施形態によるＸ線撮影装置の具体例を示す図である。 図１に示したＸ線撮影装置におけるＸ線発生装置の基本的な構成例を示すブロック図である。 電子放出素子の駆動パターンとＸ線焦点の形状を説明する図である。 図１に示したＸ線撮影装置における、主方向決定部の構成例を示すブロック図である。 主方向決定部における周波数解析の処理を説明する図である。 図１に示したＸ線撮影装置における画像処理部の構成例を示すブロック図である。 第１実施形態によるＸ線撮影処理を説明するフローチャートである。 素子基板上における電子放出素子の配列の変形例を示す図である。
　以下、添付の図面を参照して本発明の好適な実施形態について説明する。
　＜第１実施形態＞
　図１は第１実施形態に係るＸ線撮影装置の構成を示す図である。図１においてＸ線発生装置１から照射されたＸ線ＸＲは被写体Ｐを透過し、Ｘ線検出器２に入射する。Ｘ線検出器２はＸ線画像用の平面検出器であり、被写体Ｐを透過して減弱したＸ線の強度分布を画像として主方向決定部３および画像処理部４に出力する。
　このような撮影装置の具体例としては、例えばＸ線透視撮影装置が挙げられる。Ｘ線透視撮影装置では、被写体Ｐに対して連続したＸ線照射およびＸ線画像の取得を行い、被写体ＰのＸ線動画像を収集する。図２はその一例を示す図であり、Ｃ型アーム２１に取り付けられたＸ線発生装置１およびＸ線検出器２を用いて、被写体Ｐである患者の透視画像を撮影するＸ線透視撮影装置を示している。
　なお、図２において主方向決定部３および画像処理部４は破線で囲まれた制御装置２２の内部に収められた不図示のコンピュータおよびソフトウェアにより実現されている。
　第１実施形態において主方向決定部３はＸ線検出器２から入力した画像を解析して主方向（詳細は後述する）を決定し、その結果に基づいてＸ線発生装置１においてターゲット電極上に生成されるＸ線焦点の形状を制御する。なお第１実施形態では画像処理部４は用いられない。画像処理部４については第３実施形態において説明する。
　図３を用いてＸ線発生装置１の動作を説明する。制御回路１０１は、主方向決定部３から入力した条件に基づいて、素子基板１０３上に複数配置された電子放出素子１０４を電極１０５を介して個別に駆動する。電子放出素子１０４から放出された電子は、引き出し電極１０６およびレンズ電極１０７により電子ビームｅへ形成される。以上のように、個別に駆動可能な複数の電子放出素子１０４を有する素子基板１０３と、引き出し電極１０６と、レンズ電極１０７は、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生部を構成する。電子ビームｅは、高電圧電源１０９と接続されたターゲット電極１０８上に照射されてＸ線焦点Ｆを形成する。ターゲット電極１０８上に形成されたＸ線焦点Ｆから、電子ビームｅと反対の方向へＸ線ＸＲが放出される。ターゲット電極１０８は、上述の電子ビーム発生部で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生する。以上のように、複数の電子放出素子１０４で構成される電子放出部が放出した電子は、引き出し電極１０６、レンズ電極１０７、および高電圧が印加されたターゲット電極１０８により、ターゲット電極１０８へ向けて加速される。ターゲット電極１０８は、加速された電子が衝突することでＸ線を発生するＸ線発生部としても機能する。
　図４は素子基板１０３における電子放出素子１０４の駆動パターンと、それに対応してターゲット電極１０８上に形成されるＸ線焦点の形状を例示した図である。図４の４Ａ～４Ｅでは、左側に示す素子基板１０３内の太い破線で囲まれた電子放出素子１０４を駆動した場合に、右側に示す形状のＸ線焦点がターゲット電極１０８上に形成されることを示している。このように、制御回路１０１及び電子放出素子駆動回路１０２は、複数の電子放出素子１０４を個別に駆動制御することにより、ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点の形状（以下、Ｘ線焦点形状ともいう）を制御する。Ｘ線焦点の形状の変更は、図４に示すように電子放出素子１０４の電極１０５をオン又はオフすることで実現できる。また、これに加えて、レンズ電極１０７による電子ビームの集束を調整することでそのサイズを変更するようにしても良い。
　なお、図４では電子放出素子が３×３に配置されているが、電子放出素子の個数、配置形態はこれに限られるものではないし、ターゲット電極１０８上に形成されるＸ線焦点の形状も図示のものに限られるものではない。例えば電子放出素子を図９に示すように放射状に配置することも可能である。図９のような電子放出素子の配置を取ることにより画像の中心から放射状に伸びる方向に対して電子放出素子の間隔が等間隔となる。そのため、例えば図４の４Ｂや４Ｃのパターンにおいて、同径方向における電子線強度の分布を一致させやすくすることが出来る。
　次にＸ線検出器２について説明する。図１に示したようにＸ線検出器２は被写体Ｐを透過したＸ線を検出してディジタル信号に変換し、Ｘ線画像を出力する平面検出器である。Ｘ線検出器２はマトリクス状に配置されたＸ線検出素子を有する。Ｘ線を電気信号へ変換する方式としては、Ｘ線を一度光信号に変換した後これを電気信号に変換する間接型、あるいは直接Ｘ線を電気信号に変換する直接型のいずれの方式も本実施形態に適用可能である。
　また、Ｘ線検出器２は上記のような平面検出器に限定されるものではない。例えば、イメージインテンシファイアやＣＲ（Computed Radiography）のように被写体を透過することにより生成されるＸ線画像をディジタル信号として出力するものであれば、どのようなデバイスでも利用が可能である。
　次に主方向決定部３の構成及び動作について説明する。図５は主方向決定部３の構成例を示すブロック図である。主方向決定部３は図２で説明したようにコンピュータのソフトウェア、或いは専用のハードウェア若しくはそれらの組み合わせにより実現することが出来る。
　Ｘ線検出器２から出力されたＸ線画像は周波数解析部３０１により複数の方向に沿った周波数解析が行われる。以下に図６を参照して周波数解析部３０１の動作を例示する。
　周波数解析部３０１は、例えば図６の６Ａに示すような画像（Ｘ線画像）を入力し、図６の６Ａで示される方向Ａ乃至方向Ｄの４つの放射状の方向に沿って画像データをサンプリングし、４つのデータ列を抽出する。さらにこのデータ列の各々に対してフーリエ変換により周波数スペクトルを計算する。図６の６Ｃは算出された周波数スペクトルの一例を示している。周波数解析部３０１は、このようにＡ～Ｄの各方向に対応したデータ列に対して周波数のパワーを計算し、周波数パワーデータとして主方向解析部３０２に出力する。
　主方向解析部３０２は、周波数解析部３０１からの周波数パワーデータに基づいて、画像における被写体の主方向が前述したＡ乃至Ｄのいずれに該当するかを解析する。本実施形態において主方向解析部３０２は、周波数解析部３０１より入力した周波数パワーデータをｐd、ｄ∈{Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ}とした時、次式に基づいて主方向ηを決定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 ただしｕは空間周波数であり、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 とする。
　（式１）によれば、主方向ηは周波数分解により得られた空間周波数帯域Ｕにおいて所定の閾値Ｔ1以下の低周波成分を除外した周波数スペクトルの占める面積が最も小さい方向である。すなわち、解析対象とする方向の中で含まれる高周波成分が最も小さいもので、図６の６Ｃの例示においてはＢの方向が該当する。
　なお、Ｔ1は被写体の性質等によって予め適切な値を設定すればよい。但し、Ｔ1として、被写体の平均輝度レベルに相当する直流成分は除外し、さらに主として観察対象となる被写体の構造が有する周波数成分よりも小さい値を選択することが望ましい。
　また、透視撮影のようにＸ線量が小さい条件下で撮影が行われる際は、低線量化における量子ノイズの影響を除外するため、量子ノイズの影響を回避可能な第２の閾値Ｔ2を設定し、ｕの範囲を、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 としてもよい。
　なお、周波数解析部３０１における周波数分解の方法は、上述したフーリエ変換に限定される必要はなく、各方向別のデータの周波数成分を解析可能な方法であれば他の方法、例えば離散コサイン変換等であっても良い。以上のようにして主方向決定部３によって求められた主方向ηはＸ線発生装置１の制御回路１０１に出力される。
　制御回路１０１は主方向決定部３から入力された主方向ηに基づいてＸ線発生装置１の電子放出素子１０４の駆動パターンを決定して電子放出素子駆動回路１０２を制御する。本実施形態では、ターゲット電極１０８上において電子線強度の主方向ηに平行な方向への分布が他の方向への分布よりも相対的に長くなるように電子放出素子駆動回路１０２及び／またはレンズ電極１０７を制御する。例えば、前述したように主方向ηが図６の６Ｂにおける方向Ｂのように画像の垂直方向に該当する場合を想定する。この場合、制御回路１０１は、図４の４Ｂに示されるような縦長のＸ線焦点形状となるように電子放出素子駆動回路１０２による電子放出素子１０４の駆動パターンを制御する。
　以上のような制御によれば、高周波成分の少ない方向（主方向η）に対して長くＸ線焦点が形成されることになる。高周波成分の少ない方向に対して鮮鋭度が低下したとしても画質上の影響は小さく、必要な鮮鋭度を維持することができるとともにＸ線焦点の面積を大きくすることができる。従って、鮮鋭度の維持と、大電流化の両立が可能となる。
　以上は高周波成分が最も少ない方向を主方向として説明したが、逆に（式１）においてargminをargmaxとして高周波成分の最も多い方向を主方向としても良い。この場合、制御回路１０１は主方向に対して寸法が最も小さくなるような駆動パターンを選択して電子放出素子駆動回路１０２を制御する。上述した例においては、いずれの場合であっても図４の４Ｂに示されるような縦長のＸ線焦点が形成される。
　また、図６の例示において各方向間で周波数成分の差異がなく（式１）において主方向ηが一意に決まらない場合、主方向解析部３０２はその旨を制御回路１０１に対して通知する。制御回路１０１はこのような場合に予め決められた駆動パターンを選択して電子放出素子駆動回路１０２を制御する。
　このような駆動パターンとしては、例えば図４の４Ｅに示すように、水平、垂直方向に対して寸法が小さくなるようなものが選択されるようにすればよい。人間の視覚が、対角方向と比較して水平、垂直方向は鮮鋭度の低下に敏感であるためである。
　図８は第１実施形態によるＸ線撮影処理を説明するフローチャートである。ステップＳ８０１において、主方向決定部３はＸ線検出器２からＸ線画像を取得する。ステップＳ８０２において主方向決定部３はＸ線画像を周波数解析して、当該画像の主方向を決定する。決定された主方向はＸ線発生装置１の制御回路１０１に通知される。ステップＳ８０３において、制御回路１０１は、主方向決定部３から通知された主方向への電子線強度の分布が他の方向のそれよりも大きく広がるように、電子放出素子の例えば選択的な駆動や、引き出し電極１０６、レンズ電極１０７の駆動パターンを決定する。そして、ステップＳ８０４においてこれらを実際に制御する。このようなＸ線発生装置１の駆動によりＸ線検出器２から２次元Ｘ線画像が取得され、診断のための画像として提供される（ステップＳ８０５）。
　以上説明したように第１実施形態においては、取得された画像の周波数特性を解析し、高周波成分が小さい方向に対して伸びる形状となるようにＸ線焦点が形成される。すなわち、主方向決定部３および制御回路１０１等により、画像の周波数特性に応じて複数の電子放出素子の駆動が制御され、電子放出部である素子基板１０３が発生する電子の放出分布パターンが変更される。そして、ターゲット電極１０８からはこの放出分布パターンに応じたＸ線が発生するので、放出分布パターンに応じたＸ線パターンが被写体Ｐに照射されることになる。これにより、高周波成分が大きい方向の鮮鋭度に大きな影響を与えることなく全体的な高電流化が可能となる。
　なお、図８のフローチャートに示すステップＳ８０１およびＳ８０５においてＸ線画像が取得されるが、Ｘ線照射量はそれぞれの処理に適切な量が設定されてもよい。例えば、ステップＳ８０１におけるＸ線の照射量は周波数解析に必要なレベルで十分であり、被写体に対する被曝量を低減するために、ステップＳ８０１でのＸ線照射量をステップＳ８０５よりも小さくするようにしてもよい。
　＜第２実施形態＞
　前述した第１実施形態においては、主方向の決定はＸ線撮影された画像の周波数解析に基づいて行われたが、他の実施の形態として外部入力に基づいて決定するようにしても良い。以下にこの形態について説明する。
　第２実施形態において主方向決定部３は、Ｘ線検出器２からのＸ線画像に加えて外部から撮影情報を入力する。ここで撮影情報とは、撮影の対象となる被写体に関する情報や被写体の主方向に関する情報である。例えば医療用撮影装置においては、被写体が胸部、四肢、腹部等どの部位かを示す情報、視線方向を示す情報、撮影部位が四肢の場合に被写体が画像上どちらの方向に伸びているかを示す情報等が撮影情報として挙げられる。
　図２で説明したように主方向決定部３がコンピュータのソフトウェアとして実現されている場合、例えば不図示のキーボード、マウス等の入力デバイスによりオペレータが直接に撮影情報を入力するように構成できる。また、主方向決定部３が専用のハードウェアで実現されている場合は、予め撮影対象毎にセットされたボタン等を用いて撮影情報が入力されるようにしても良い。
　或いは、撮影装置が医療用撮影装置である場合は、直接オペレータの操作により入力するのではなく、放射線情報システムからオンラインで撮影情報を入力するように構成することもできる。
　以下に一例として図６に示すように撮影部位が膝関節の場合について本実施形態における主方向決定部３の動作について説明する。
　第２実施形態において、図５に示すように、撮影情報は周波数解析部３０１に入力される。ここで撮影情報は撮影部位の種類および方向であり、Ｘ線画像は図６の６Ｄに例示したように若干傾いた状態で撮影された膝関節であるとする。また、周波数解析部３０１は撮影部位に対応して予め関連付けられた周波数解析の方向を不図示のメモリに保持しており、例えば撮影部位が四肢の骨格系の場合には図６の６Ｂの４方向（Ａ～Ｄ）を選択するものとする。
　さらに、周波数解析部３０１は、入力された撮影情報に含まれている「方向」に基づいて、図６の６Ｂの４つの方向を図６の６Ｅに示す４つの方向に回転する。なお、撮影情報に含まれる「方向」は、例えば、オペレータによって撮影対象の方向（角度）をキーボードから入力したものである。そして、図６の６Ｅに示す４つの方向について、第１実施形態で述べたのと同じように４つのデータ列を生成し、周波数スペクトルを計算する。以降の主方向決定部３の動作に関しては第１実施形態と同様であるので説明を省略する。
　なお制御回路１０１が駆動パターンを選択する際、第２実施形態では第１実施形態と異なり、被写体が若干回転した状態となっているため、主方向ηが図４の４Ａ～４Ｅに例示したパターンとは正確に一致しない可能性がある。この場合は、いずれかのパターンに最も近いものを選択するようにする。或いは、制御回路１０１が、ターゲット電極１０８上に形成される電子線強度の分布が主方向に対して長く分布するように、各電子放出素子１０４の駆動電流を調整するようにしてもよい。こうして、素子基板１０３が発生する電子の放出分布パターンが、主方向に対して長く分布する電子線強度を有するように制御することで、第１実施形態と同様の効果を得ることができる。即ち、高周波成分が大きい方向の鮮鋭度に大きな影響を与えることなく全体的な高電流化を実現することが可能となる。
　また、第２実施形態においては、撮影部位および方向等の撮影情報が入力され、主方向を決定する際にはそれら撮影情報を用いて周波数解析が行われる。これにより、上述したように被写体が特有の方向に対して特徴を有することが予め分かっている場合には、その特徴に対する鮮鋭度を低下させないように撮影を行うことが可能となる。
　＜第３実施形態＞
　第１実施形態、第２実施形態においては被写体の主方向に応じてＸ線焦点の形状を変更し、被写体に応じて画像の鮮鋭度を確保するようにした。第３実施形態ではＸ線焦点が長い方向に対しても鮮鋭度を確保するＸ線撮影装置について説明する。
　第３実施形態では図１に示した画像処理部４が主方向決定部３によって決定された主方向ηに基づいて、入力されたＸ線画像に対して鮮鋭化処理（周波数強調処理）を行うことを特徴とする。
　図７は画像処理部４の構成を示したブロック図である。Ｘ線検出器２から入力されたＸ線画像Ｉは、高周波成分演算部４０２に入力される。また、主方向決定部３から入力された主方向ηはフィルタ選択部４０１に入力され、該主方向に応じた高周波成分抽出用フィルタが選択される。高周波成分演算部４０２は入力した画像Ｉに対して選択されたフィルタにより畳み込み演算を行って高周波成分Ｉｈを抽出し、これを加算器４０３に出力する。加算器４０３は入力画像Ｉと高周波成分Ｉｈを加算して鮮鋭化画像Ｉｅを出力する。
　以下に第１実施形態で用いた例示に基づいて各部の動作を詳細に説明する。フィルタ選択部４０１は入力した主方向ηが図６の６Ｂに示される方向のいずれであるかに基づいて４種類のフィルタから最適なフィルタＧを選択し、高周波成分演算部４０２に出力する。なお、本実施形態において、主方向ηは高周波成分の少ない方向とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　高周波成分演算部４０２は入力画像Ｉに対してフィルタＧにより畳み込み演算を行い高周波成分Ｉｈを求め、これを加算器４０３に出力する。加算器４０３は入力画像Ｉに対して重み付けをした高周波成分Ｉｈを加算する。したがって、以上の処理は次式（式３）、（式４）により表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ただし＊は畳み込み演算を表す。また、ｗは重み付け係数を表し、画像処理部４が読み込み可能な不図示のメモリに記憶されているものとする。なお、ｗの値は予め実験等により１つに決めておいても良いし、第２実施形態において説明したように撮影部位等に応じて最適な値を決めておき、入力した撮影情報から選択するようにしても良い。
　以上のように、Ｘ線焦点形状を高周波成分の小さい方向（上述の例においては図６の６Ｂにおける方向Ｂに相当する）に対して伸びるようにしたことによりこの方向の鮮鋭度が低下しても、画像処理により当該方向の高周波成分が選択的に強調される。すなわち、第3実施形態では、主方向の高周波成分を他の方向に対して相対的に強調するように２次元Ｘ線画像に対して周波数強調処理を行うので、鮮鋭度が非等方的になることが補正される。
　＜第４実施形態＞
　第３実施形態で説明した画像処理部４による画像処理は上述の方法に限定されず、様々な形態を取ることが可能である。例えば、第２実施形態において例示したように被写体が傾いており、その方向が任意の角度であっても本発明を適用することが可能である。以下に、任意の角度の主方向に対応可能な画像処理部４の例を説明する。
　第４実施形態においては、フィルタ選択部４０１および高周波成分演算部４０２は下記の非特許文献に記載された方法により実現する。当該方法はフィルタを任意の角度で回転させることが可能であり、その詳細説明は当該文献に記載されているため省略する。以下に図７のフィルタ選択部４０１および高周波成分演算部４０２を合わせた処理ブロック４０４の機能として動作を説明する。
　［非特許文献］　W. T. Freeman and E. H. Adelson, “The design and use ofsteerable filters”, IEEE Trans.Pattern Analysis and Machine Intelligence, Vol.13No.9,pp891-906, 1991
　処理ブロック４０４は主方向ηに基づき下記のようにして高周波成分Ｉｈを計算する。ただし、第４実施形態において主方向ηは任意の角度（[度]）を表すものとする。なお、本実施形態において、主方向ηは高周波成分の少ない方向とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　（式５）により得られた高周波成分Ｉｈは主方向ηの成分が強調されたものであり、これを（式３）により処理することで当該方向の鮮鋭度を上げることができる。
　ただしＧ0 1およびＧ90 1はガウス分布の水平および垂直方向の一次導関数に相当するフィルタであり、本実施形態では次式により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　ここでＧ0 1 TはＧ0 1の転置である。実際のフィルタの係数は（式６）におけるｘを次式により決定することで計算することが出来る。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　ここでＮは基本となるフィルタのサイズ、Ｚは整数の集合であり、例えばＮを５、標準偏差σを１とした時は、フィルタの係数は次のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　なおフィルタのサイズ、標準偏差σはＸ線焦点Ｆの大きさ、Ｘ線検出器２のＭＴＦ、さらにＸ線焦点Ｆと被写体Ｐ、Ｘ線検出器２の位置関係等によって予め適切な値が選択できるようにしておくことが好ましい。なお、ＭＴＦとは、modulation transfer functionであり、鮮鋭度の指標である。
　すなわちフィルタ選択部４０１は予め不図示のメモリに複数のサイズ・標準偏差から計算されたフィルタを記憶しておく。そして、Ｘ線焦点Ｆが大きい、又は図２に示すＸ線焦点Ｆと被写体Ｐ間の距離ａとＸ線検出器２と被写体Ｐ間の距離ｂの比ｂ／ａが大きくなるにつれて、より高周波強調の効果が強くなるようにサイズ、又は標準偏差σの大きなフィルタを選択するようにすればよい。
　或いは、加算器４０３において、ｗを大きくすることでより高周波強調するようにしてもよい。また、前述したＸ線検出器２のＭＴＦ、距離の比ｂ／ａ等は、例えばＸ線撮影装置内のメモリに予め記憶されていてもよいし、撮影中に被写体Ｐを載せたテーブルやＣ型アーム２１の上下動をセンサで感知することにより取得してもよい。そして、図７に示すように装置情報として画像処理部４に入力される。
　以上説明したように、第４実施形態によれば任意の方向に対する高周波成分の強調を行うことが出来る。したがって、Ｘ線焦点の形状を非等方的としたことで鮮鋭度が低下した方向が任意の角度の場合でも、それを補正することが可能となる。
　以上のように、上記各実施形態に拠れば、電子ビームを放出する複数の電子放出素子１０４を個別に駆動可能な電子放出素子駆動回路１０２と、制御回路１０１により、ターゲット電極１０８上に任意形状のＸ線焦点を形成可能とした。これにより、Ｘ線発生装置を用いた撮影において特定の方向に対して鮮鋭度を持った画像を生成することができる。従って、高周波成分が最小となる方向を主方向として、この主方向に沿った方向に延びるＸ線焦点形状を形成することができる。このように鮮鋭度の影響を受けにくい方向にＸ線焦点を延ばすことで、鮮鋭度の低下の防止と、Ｘ線焦点の大面積化を図ることができる。即ち、鮮鋭度を保ちながら、画質を維持するのに十分な電子（電流）をターゲット電極に供給できる。
　また、上記各実施形態に係るＸ線撮影装置に拠れば、Ｘ線検出器２で得られた２次元Ｘ線画像から、主方向決定部３によって決定された主方向に応じてＸ線焦点の形状が制御される。これにより、撮影対象物に応じて鮮鋭度を保ちつつ、大電流化を達成することで撮影画像の画質を向上させることができる。
　また、上記第３、第４実施形態のＸ線撮影装置に拠れば、任意形状のＸ線焦点形状によってある方向の解像度が低下したとしても、画像処理部４がその方向に対して鮮鋭化処理を行うことで、診断への影響を抑制することが出来る。
　［他の実施形態］
　尚、本発明は、ソフトウェアのプログラムをシステム或いは装置に直接或いは遠隔から供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータが該供給されたプログラムコードを読み出して実行することによって前述した実施形態の機能が達成される場合を含む。この場合、供給されるプログラムは実施形態で図に示したフローチャートに対応したコンピュータプログラムである。
　従って、本発明の機能処理をコンピュータで実現するために、該コンピュータにインストールされるプログラムコード自体も本発明を実現するものである。つまり、本発明は、本発明の機能処理を実現するためのコンピュータプログラム自体も含まれる。
　その場合、プログラムの機能を有していれば、オブジェクトコード、インタプリタにより実行されるプログラム、ＯＳに供給するスクリプトデータ等の形態であっても良い。
　コンピュータプログラムを供給するためのコンピュータ読み取り可能な記憶媒体としては以下が挙げられる。例えば、フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＭＯ、ＣＤ－ＲＯＭ、ＣＤ－Ｒ、ＣＤ－ＲＷ、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ＲＯＭ、ＤＶＤ（ＤＶＤ－ＲＯＭ，ＤＶＤ－Ｒ）などである。
　その他、プログラムの供給方法としては、クライアントコンピュータのブラウザを用いてインターネットのホームページに接続し、該ホームページから本発明のコンピュータプログラムをハードディスク等の記録媒体にダウンロードすることが挙げられる。この場合、ダウンロードされるプログラムは、圧縮され自動インストール機能を含むファイルであってもよい。また、本発明のプログラムを構成するプログラムコードを複数のファイルに分割し、それぞれのファイルを異なるホームページからダウンロードすることによっても実現可能である。つまり、本発明の機能処理をコンピュータで実現するためのプログラムファイルを複数のユーザに対してダウンロードさせるＷＷＷサーバも、本発明に含まれるものである。
　また、本発明のプログラムを暗号化してＣＤ－ＲＯＭ等の記憶媒体に格納してユーザに配布するという形態をとることもできる。この場合、所定の条件をクリアしたユーザに、インターネットを介してホームページから暗号を解く鍵情報をダウンロードさせ、その鍵情報を使用して暗号化されたプログラムを実行し、プログラムをコンピュータにインストールさせるようにもできる。
　また、コンピュータが、読み出したプログラムを実行することによって、前述した実施形態の機能が実現される他、そのプログラムの指示に基づき、コンピュータ上で稼動しているＯＳなどとの協働で実施形態の機能が実現されてもよい。この場合、ＯＳなどが、実際の処理の一部または全部を行ない、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される。
　さらに、記録媒体から読み出されたプログラムが、コンピュータに挿入された機能拡張ボードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに書き込まれて前述の実施形態の機能の一部或いは全てが実現されてもよい。この場合、機能拡張ボードや機能拡張ユニットにプログラムが書き込まれた後、そのプログラムの指示に基づき、その機能拡張ボードや機能拡張ユニットに備わるＣＰＵなどが実際の処理の一部または全部を行なう。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
本願は、２００８年２月１３日提出の日本国特許出願特願２００８－０３２３５１を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。

Claims (15)

  1. 　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
    　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と、
    　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御手段とを備えることを特徴とするＸ線発生装置。
  2. 　前記電子ビーム発生手段と前記ターゲット電極との間に設けられ、前記電子ビームの形成を行うためのレンズ電極を更に備え、
    　前記駆動制御手段は、前記複数の電子放出素子の駆動及び前記レンズ電極の駆動を制御することにより、前記ターゲット電極に形成される前記Ｘ線焦点形状を制御することを特徴とする請求項１に記載のＸ線発生装置。
  3. 　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
    　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と、
    　前記ターゲット電極から発生したＸ線を検出することにより２次元Ｘ線画像を生成する検出手段と、
    　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御手段と、
    　前記検出手段で検出された前記２次元Ｘ線画像に基づいて、前記駆動制御手段が前記ターゲット電極に形成すべき前記Ｘ線焦点形状を決定する決定手段とを備えることを特徴とするＸ線撮影装置。
  4. 　前記駆動制御手段は、
    　前記２次元Ｘ線画像に対して複数の方向において周波数解析を行い、高周波成分が最小となる方向を主方向として決定する主方向決定手段を有し、
    　前記主方向に基づいて前記ターゲット電極に形成すべき前記Ｘ線焦点形状を決定することを特徴とする請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  5. 　撮影対象の部位を示す情報を含む撮影情報を入力する入力手段を更に備え、
    　前記主方向決定手段は、前記周波数解析を行なうべき複数の方向を、前記撮影情報が示す前記撮影対象の部位に基づいて選択することを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影装置。
  6. 　前記撮影情報はさらに前記２次元Ｘ線画像における対象の方向を示す情報を含み、
    　前記主方向決定手段は、前記撮影対象に基づいて選択された、周波数解析すべき複数の方向を、前記対象の方向を示す情報に基づいて回転させることを特徴とする請求項５に記載のＸ線撮影装置。
  7. 　前記電子ビーム発生手段と前記ターゲット電極との間に設けられ、前記電子ビームの形成を行うためのレンズ電極を更に備え、
    　前記駆動制御手段は、前記ターゲット電極上の電子線強度の前記主方向に平行な方向への分布が他の方向への分布よりも相対的に長く広がるように、前記複数の電子放出素子の駆動及び前記レンズ電極の駆動を制御することを特徴とする請求項請求項４乃至６のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。
  8. 　前記検出手段で検出された２次元Ｘ線画像に対して周波数強調処理を行う画像処理手段を更に備え、
    　前記画像処理手段は、前記主方向の高周波成分を他の方向に対して相対的に強調することを特徴とする請求項４乃至請求項７のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。
  9. 　Ｘ線を発生するＸ線発生装置であって、
    　複数の電子放出素子で構成される電子放出手段と、
    　前記電子放出素子の駆動を制御することで前記電子放出手段が発生する電子の放出分布パターンを変える制御手段と、
    　前記電子放出手段が放出した電子を加速する加速手段と、
    　前記加速手段で加速した電子が衝突することでＸ線を発生するＸ線発生手段とを備えることを特徴とするＸ線発生装置。
  10. 　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
    　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と
    　を備えたＸ線発生装置の制御方法であって、
    　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御工程を備えることを特徴とするＸ線発生装置の制御方法。
  11. 　複数の電子放出素子を有し、駆動された電子放出素子に対応した電子ビームを発生する電子ビーム発生手段と、
    　前記電子ビーム発生手段で発生した電子ビームの照射位置をＸ線焦点としたＸ線を発生するターゲット電極と、
    　前記ターゲット電極から発生したＸ線を検出することにより２次元Ｘ線画像を生成する検出手段とを備えたＸ線撮影装置の制御方法であって、
    　前記複数の電子放出素子の駆動を個別に制御することにより、前記ターゲット電極における、Ｘ線焦点の集合によって形成されるＸ線焦点形状を制御する駆動制御工程と、
    　前記検出手段で検出された前記２次元Ｘ線画像に基づいて、前記駆動制御工程で前記ターゲット電極に形成されるべき前記Ｘ線焦点形状を決定する決定工程とを備えることを特徴とするＸ線撮影装置の制御方法。
  12. 　Ｘ線を発生するＸ線発生装置の制御方法であって、
    　電子放出手段が有する複数の電子放出素子の駆動を制御することで前記電子放出手段が発生する電子の放出分布パターンを変える制御工程と、
    　前記電子放出手段が放出した電子を加速させてＸ線発生手段に衝突させることでＸ線を発生するＸ線発生工程とを有することを特徴とするＸ線発生装置の制御方法。
  13. 　請求項１０または１２に記載のＸ線発生装置の制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。
  14. 　請求項１１に記載のＸ線撮影装置の制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。
  15. 　請求項１３または１４に記載のプログラムを格納したコンピュータ読み取り可能な記憶媒体。
PCT/JP2009/051853 2008-02-13 2009-02-04 Ｘ線発生装置、ｘ線撮影装置及びそれらの制御方法 Ceased WO2009101882A1 (ja)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP20090711441 EP2197251A4 (en) 2008-02-13 2009-02-04 X-RAY GENERATOR, X-RAY VIEWING DEVICE, AND METHOD FOR CONTROLLING GENERATOR AND DEVICE
CN2009801045666A CN101940066A (zh) 2008-02-13 2009-02-04 X射线发生器、x射线成像设备及其控制方法
KR1020107012271A KR101143081B1 (ko) 2008-02-13 2009-02-04 Ｘ선 발생 장치, ｘ선 촬영 장치 및 그들의 제어 방법
US12/745,437 US8488742B2 (en) 2008-02-13 2009-02-04 X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor
US13/930,390 US8879687B2 (en) 2008-02-13 2013-06-28 X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008032351A JP4886713B2 (ja) 2008-02-13 2008-02-13 Ｘ線撮影装置及びその制御方法
JP2008-032351 2008-02-13

Related Child Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US12/745,437 A-371-Of-International US8488742B2 (en) 2008-02-13 2009-02-04 X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor
US13/930,390 Continuation US8879687B2 (en) 2008-02-13 2013-06-28 X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2009101882A1 true WO2009101882A1 (ja) 2009-08-20

Family

ID=40956912

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2009/051853 Ceased WO2009101882A1 (ja) 2008-02-13 2009-02-04 Ｘ線発生装置、ｘ線撮影装置及びそれらの制御方法

Country Status (6)

Country Link
US (2) US8488742B2 (ja)
EP (1) EP2197251A4 (ja)
JP (1) JP4886713B2 (ja)
KR (1) KR101143081B1 (ja)
CN (1) CN101940066A (ja)
WO (1) WO2009101882A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014121607A (ja) * 2012-12-21 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft 位相ステッピングによる検査対象の微分位相コントラストイメージングのためのｘ線撮影システムならびにアンギオグラフィ検査方法
US8879687B2 (en) 2008-02-13 2014-11-04 Canon Kabushiki Kaisha X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012066062A (ja) * 2010-08-24 2012-04-05 Fujifilm Corp 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
US9599577B2 (en) * 2010-09-06 2017-03-21 Koninklijke Philips N.V. X-ray imaging with pixelated detector
JP5901180B2 (ja) * 2011-08-31 2016-04-06 キヤノン株式会社 透過型ｘ線発生装置及びそれを用いたｘ線撮影装置
JP5871529B2 (ja) 2011-08-31 2016-03-01 キヤノン株式会社 透過型ｘ線発生装置及びそれを用いたｘ線撮影装置
US10242836B2 (en) * 2012-03-16 2019-03-26 Nanox Imaging Plc Devices having an electron emitting structure
WO2013184213A2 (en) * 2012-05-14 2013-12-12 The General Hospital Corporation A distributed, field emission-based x-ray source for phase contrast imaging
DE102012110864B4 (de) 2012-11-12 2014-08-21 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Bewegungsrobuste Bestrahlungsplanung mittels Teilbestrahlungsplänen
JP6188470B2 (ja) * 2013-07-24 2017-08-30 キヤノン株式会社 放射線発生装置及びそれを用いた放射線撮影システム
CN104470179B (zh) * 2013-09-23 2017-10-24 清华大学 一种产生均整x射线辐射场的装置以及方法
CN105374654B (zh) * 2014-08-25 2018-11-06 同方威视技术股份有限公司 电子源、x射线源、使用了该x射线源的设备
JP6441015B2 (ja) * 2014-10-06 2018-12-19 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置及びｘ線管制御方法
GB2531326B (en) * 2014-10-16 2020-08-05 Adaptix Ltd An X-Ray emitter panel and a method of designing such an X-Ray emitter panel
US10991539B2 (en) * 2016-03-31 2021-04-27 Nano-X Imaging Ltd. X-ray tube and a conditioning method thereof
US11282668B2 (en) * 2016-03-31 2022-03-22 Nano-X Imaging Ltd. X-ray tube and a controller thereof
CN110664420B (zh) * 2019-10-11 2023-04-07 上海联影医疗科技股份有限公司 焦点校正方法、装置、计算机设备和计算机可读存储介质
DE102020206938B4 (de) * 2020-06-03 2022-03-31 Siemens Healthcare Gmbh Beeinflussung eines Brennflecks
EP4425528A1 (de) * 2023-02-28 2024-09-04 Siemens Healthineers AG Feldeffekt-elektronenemitter mit gruppierten teilemissionsflächen
EP4478393A1 (de) * 2023-06-16 2024-12-18 Siemens Healthineers AG Elektronenemitter mit einer rotierbaren emissionsfläche

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0613195A (ja) * 1992-06-29 1994-01-21 Shimadzu Corp Ｘ線透視撮影装置
JPH08264139A (ja) 1995-03-22 1996-10-11 Hamamatsu Photonics Kk Ｘ線発生装置
JPH09180894A (ja) 1995-12-22 1997-07-11 Ebara Corp Ｘ線源
JP2003100242A (ja) * 2001-06-27 2003-04-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線発生装置内で電子ビームを発生する方法及びシステム
JP2005237779A (ja) 2004-02-27 2005-09-08 Shimadzu Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP2007504636A (ja) * 2003-05-30 2007-03-01 シンテック，インコーポレイテッド 複数位置から複数のｘ線ビームを生成するための装置及び方法
WO2007100105A1 (ja) * 2006-03-03 2007-09-07 Canon Kabushiki Kaisha マルチｘ線発生装置およびマルチｘ線撮影装置

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1464249A (en) * 1973-11-20 1977-02-09 Roeck W W Apparatus for use in the determination of focal spot size in x-ray tubes
DE3022968A1 (de) * 1980-06-19 1981-12-24 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Messgeraet fuer den optischen brennfleck
JPS6429764U (ja) 1987-08-17 1989-02-22
US5566220A (en) 1992-12-04 1996-10-15 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computerized tomography apparatus
US6980627B2 (en) * 2000-10-06 2005-12-27 Xintek, Inc. Devices and methods for producing multiple x-ray beams from multiple locations
US6480572B2 (en) * 2001-03-09 2002-11-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dual filament, electrostatically controlled focal spot for x-ray tubes
WO2006130630A2 (en) * 2005-05-31 2006-12-07 The University Of North Carolina At Chapel Hill X-ray pixel beam array systems and methods for electronically shaping radiation fields and modulating radiation field intensity patterns for radiotherapy
JP2007066694A (ja) * 2005-08-31 2007-03-15 Hamamatsu Photonics Kk Ｘ線管
US7809114B2 (en) * 2008-01-21 2010-10-05 General Electric Company Field emitter based electron source for multiple spot X-ray
JP4886713B2 (ja) 2008-02-13 2012-02-29 キヤノン株式会社 Ｘ線撮影装置及びその制御方法

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0613195A (ja) * 1992-06-29 1994-01-21 Shimadzu Corp Ｘ線透視撮影装置
JPH08264139A (ja) 1995-03-22 1996-10-11 Hamamatsu Photonics Kk Ｘ線発生装置
JPH09180894A (ja) 1995-12-22 1997-07-11 Ebara Corp Ｘ線源
JP2003100242A (ja) * 2001-06-27 2003-04-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線発生装置内で電子ビームを発生する方法及びシステム
JP2007504636A (ja) * 2003-05-30 2007-03-01 シンテック，インコーポレイテッド 複数位置から複数のｘ線ビームを生成するための装置及び方法
JP2005237779A (ja) 2004-02-27 2005-09-08 Shimadzu Corp Ｘ線ｃｔ装置
WO2007100105A1 (ja) * 2006-03-03 2007-09-07 Canon Kabushiki Kaisha マルチｘ線発生装置およびマルチｘ線撮影装置

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2197251A4 *
W. T. FREEMAN; E. H. ADELSON: "The design and use of steerable filters", IEEE TRANS. PATTERN ANALYSIS AND MACHINE INTELLIGENCE, vol. 13, no. 9, 1991, pages 891 - 906

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8879687B2 (en) 2008-02-13 2014-11-04 Canon Kabushiki Kaisha X-ray generator, X-ray imaging apparatus, and control methods therefor
JP2014121607A (ja) * 2012-12-21 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft 位相ステッピングによる検査対象の微分位相コントラストイメージングのためのｘ線撮影システムならびにアンギオグラフィ検査方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20100310051A1 (en) 2010-12-09
JP4886713B2 (ja) 2012-02-29
EP2197251A1 (en) 2010-06-16
EP2197251A4 (en) 2011-07-13
US8488742B2 (en) 2013-07-16
KR20100077048A (ko) 2010-07-06
CN101940066A (zh) 2011-01-05
US20130294580A1 (en) 2013-11-07
KR101143081B1 (ko) 2012-05-08
JP2009189507A (ja) 2009-08-27
US8879687B2 (en) 2014-11-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4886713B2 (ja) Ｘ線撮影装置及びその制御方法
JP5683116B2 (ja) 放射線撮影装置、その制御方法及びプログラム
JP4977201B2 (ja) マルチｘ線発生装置のための制御装置、制御方法、及びコンピュータ可読メモリ
JP5877985B2 (ja) 電子ビーム・システムを動作させる方法及びシステム
JP2021115376A (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線高電圧装置
EP3294044B1 (en) X-ray tube with gridding electrode
US8938050B2 (en) Low bias mA modulation for X-ray tubes
KR20100109381A (ko) 방사선 촬영장치
US8755488B2 (en) Voltage modulated x-ray tube
CN103081024B (zh) 利用像素化探测器的x射线成像
JP5677534B2 (ja) 放射線撮影装置及びその制御方法
JP5914625B2 (ja) 放射線撮影装置及びその制御方法
JP2021191404A (ja) 画像処理装置、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラム
JP2019523876A (ja) 対象物をｘ線イメージングするための装置
JP7698996B2 (ja) Ｘ線診断装置、ｘ線診断方法、およびプログラム
JP2020049059A (ja) 医用画像処理装置および方法
JP2011098233A (ja) マルチｘ線撮影装置及びその制御方法
JP2021191403A (ja) 制御装置、放射線画像撮影システム、制御処理方法、及び制御処理プログラム
JP2008073342A (ja) 放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法
JP2021191402A (ja) 画像処理装置、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラム
US11179123B2 (en) Radiography apparatus, radiography apparatus operation method, and radiography apparatus operation program
KR102801623B1 (ko) 하이브리드 펄스를 이용한 엑스선 영상 획득 및 처리 방법, 장치 및 시스템
EP3013237B1 (en) Imaging apparatus
JP2011167467A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2008119468A (ja) Ｃｂｃｔ型ｘ線撮像の方法とアッセンブリ

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 200980104566.6

Country of ref document: CN

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

Ref document number: 09711441

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2009711441

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 12745437

Country of ref document: US

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 20107012271

Country of ref document: KR

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE