JP2000333941A - X-ray imaging device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray imaging device capable of specifying the position of the affected part of a subject in the direction of X-ray irradiation. SOLUTION: From the position of an area of concern (i) which is specified in a fluoroscopic image of a subject 6 taken at an imaging distance H(1) and in another fluoroscopic image of the subject 6 taken at an imaging distance H(2), the distances X(1), X(2) of the area of concern (i) from the center of an X-ray detector are determined on the respective images, and the position A of the area of concern (i) of the subject 6 in the direction of X-ray irradiation is specified from information about the distances.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体にＸ線を照
射することによりその透過像を撮影するためのＸ線撮影
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray photographing apparatus for irradiating a subject with X-rays to photograph a transmitted image thereof.

【０００２】[0002]

【従来の技術】Ｘ線管とＸ線検出手段を被検体を挟んで
対向配置させ、Ｘ線を被検体に照射することにより、そ
の透過像を撮影するＸ線撮影装置が広く診断に用いられ
ている。2. Description of the Related Art An X-ray imaging apparatus for arranging an X-ray tube and an X-ray detecting means opposite to each other with a subject interposed therebetween and irradiating the subject with X-rays to take a transmission image thereof is widely used for diagnosis. ing.

【０００３】ここで、Ｘ線検出手段として、Ｘ線フィル
ムやイメージインテンシファイヤ等が広く用いられてい
るが、Ｘ線フィルムでは撮影後に現像されたフィルムを
直接シャーカステンに張り付けるなどし、フィルムを観
察することによって病変部の診断がなされる。Here, as an X-ray detecting means, an X-ray film, an image intensifier, or the like is widely used. In the case of an X-ray film, a film developed after photographing is directly adhered to a shakasten, for example. By observing, a lesion is diagnosed.

【０００４】一方、イメージインテンシファイヤでは得
られた映像データをテレビカメラなどで撮影しその画像
をテレビモニタに表示することによって病変部の診断が
なされる。また、最近、テレビカメラなどで撮影された
アナログデータをディジタルデータに変換し、適宜画像
処理を施し画像をモニタに表示することなどもなされて
いる。On the other hand, in an image intensifier, a lesion is diagnosed by photographing the obtained video data with a television camera or the like and displaying the image on a television monitor. Also, recently, analog data taken by a television camera or the like is converted into digital data, image processing is appropriately performed, and an image is displayed on a monitor.

【０００５】[0005]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、かかる
Ｘ線撮影装置では、得られた画像は被検体の透視像、す
なわち２次元平面像であるため、病変部の有無の判断は
可能であるが、Ｘ線照射方向から見て被検体の厚み方向
のどの位置に病変部が存在するのかの判断ができなかっ
た。このため、複数の臓器が重なって存在する部位など
を診断する場合、病変部がどの臓器のどの部分に存在す
るの判断が困難となる場合があった。そこで、本発明
は、Ｘ線の照射方向における被検体の病変部の位置特定
が可能なＸ線撮影装置の提供を目的とする。However, in such an X-ray imaging apparatus, since the obtained image is a fluoroscopic image of the subject, that is, a two-dimensional plane image, it is possible to determine the presence or absence of a lesion. It was not possible to determine at which position in the thickness direction of the subject the lesion exists when viewed from the X-ray irradiation direction. For this reason, when diagnosing a part where a plurality of organs overlap, it is sometimes difficult to determine which part of the organ has a lesion. Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of specifying the position of a lesion in a subject in the X-ray irradiation direction.

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体を挟ん
でそれぞれ対向配置されたＸ線発生手段と２次元Ｘ線検
出手段とを備え、 前記Ｘ線発生手段及び前記検出手段
間の撮影距離を変更可能なＸ線撮影装置において、異な
る撮影距離で撮影された前記被検体の２つの画像におい
て関心領域をそれぞれ特定する関心領域特定手段と、前
記２つの画像上でそれぞれ特定された関心領域の位置か
らＸ線照射方向における前記被検体の関心領域の位置を
求める演算手段とを備えたことを特徴とする。かかる演
算手段は、撮影距離Ｈ（１）から撮影された画像に基づ
き特定された関心領域ｉの検出手段中心からの距離Ｘ
（１）、撮影距離Ｈ（２）から撮影された画像に基づく
関心領域ｉの検出手段中心からの距離Ｘ（２）、撮影距
離Ｈ（１）及びＨ（２）、及びあらかじめ求められたＸ
線検出部と被検体の診断上部間の距離Ｋから次式に基づ
き、Ｘ線照射方向における関心領域の位置Ａを算出する
ことを特徴とする。 Ａ＝（Ｈ（１）×Ｈ（２）×（Ｘ（２）− Ｘ
（１）））／（Ｈ（１）×Ｘ（２）−Ｈ（２）×Ｘ
（１））−ＫAccording to the present invention, there is provided an X-ray generating means and a two-dimensional X-ray detecting means which are respectively opposed to each other with a subject interposed therebetween, and an imaging between the X-ray generating means and the detecting means is provided. In an X-ray imaging apparatus capable of changing a distance, a region of interest specifying means for specifying a region of interest in each of two images of the subject imaged at different imaging distances, and a region of interest specified on each of the two images And calculating means for calculating the position of the region of interest of the subject in the X-ray irradiation direction from the position. The calculating means includes a distance X from the detection means center of the region of interest i specified based on the image taken from the shooting distance H (1).
(1) The distance X (2) from the center of the detecting means of the region of interest i based on the image photographed from the photographing distance H (2), the photographing distances H (1) and H (2), and the previously calculated X
It is characterized in that the position A of the region of interest in the X-ray irradiation direction is calculated from the distance K between the line detector and the diagnostic upper part of the subject based on the following equation. A = (H (1) × H (2) × (X (2) −X
(1))) / (H (1) × X (2) −H (2) × X
(1)) -K

【０００７】また、かかるＸ線撮影装置における２次元
Ｘ線検出手段は、透過Ｘ線を電荷として蓄積する平面状
のＸ線検出部と、蓄積された電荷を読み出して電気信号
に変換する信号変換部と、読み出された電気信号をデジ
タル信号に変換するＡ／Ｄ変換部を備えたフラットパネ
ルＸ線検出器であることを特徴とする。The two-dimensional X-ray detecting means in the X-ray imaging apparatus includes a planar X-ray detecting section for storing transmitted X-rays as electric charges, and a signal conversion for reading out the stored electric charges and converting the electric charges into electric signals. And a flat panel X-ray detector including an A / D converter for converting the read electrical signal into a digital signal.

【０００８】[0008]

【発明の実施の形態】図１は本発明にかかるＸ線撮影装
置の一実施形態を示す概略図である。撮影台１は被検体
６を載置するための寝台２を有し、その上部には被検体
６にＸ線を照射するＸ線発生手段であるＸ線管５が配設
されている。撮影台１の下部には、被検体６を挟んでＸ
線管５と対向するよう配設されたＸ線検出部７とコント
ロール・ユニット（以下Ｃ．Ｕ．という）８よりなるフ
ラットパネルＸ線検出器30が配設されている。FIG. 1 is a schematic diagram showing one embodiment of an X-ray imaging apparatus according to the present invention. The imaging table 1 has a bed 2 on which a subject 6 is placed, and an X-ray tube 5 as X-ray generating means for irradiating the subject 6 with X-rays is disposed above the bed 2. At the lower part of the imaging table 1, X
A flat panel X-ray detector 30 including an X-ray detection unit 7 and a control unit (hereinafter referred to as CU) 8 arranged to face the X-ray tube 5 is provided.

【０００９】Ｘ線管５とフラットパネルＸ線検出器30と
は揺動桿13で連結されており、それぞれ水平方向に移動
できるよう構成されている。また、Ｘ線管５は揺動桿13
に沿って上下方向にも移動可能なように構成されてお
り、Ｘ線管５はＸ線管駆動手段５１によって駆動され
る。The X-ray tube 5 and the flat panel X-ray detector 30 are connected by a swinging rod 13, and are configured to be movable in the horizontal direction. Further, the X-ray tube 5 is
The X-ray tube 5 is driven by an X-ray tube driving unit 51.

【００１０】撮影台制御器１１は、撮影時にＸ線管５と
フラットパネルＸ線検出器30の移動制御を行うと共に、
Ｘ線制御器44およびデジタル・ラジオグラフィー装置
（以下ＤＲ装置という）41へ送るＸ線曝射信号43のタイ
ミングも制御している。また、撮影台制御器１１は、Ｘ
線照射方向における被検体の病変部の位置特定に際し
て、 Ｘ線管５を上下動させるためのＸ線管駆動手段５
１の制御を及び演算手段10の動作制御も行う。The imaging table controller 11 controls the movement of the X-ray tube 5 and the flat panel X-ray detector 30 during imaging, and
It also controls the timing of an X-ray exposure signal 43 sent to an X-ray controller 44 and a digital radiography device (hereinafter, DR device) 41. Further, the imaging stand controller 11 sets X
X-ray tube driving means 5 for moving the X-ray tube 5 up and down when specifying the position of the lesion in the subject in the X-ray irradiation direction
1 and the operation of the arithmetic means 10 are also controlled.

【００１１】操作者は、撮影条件設定器３を介して様々
な撮影条件を設定することができ、Ｘ線制御器44は、Ｘ
線曝射信号43が入力された場合にここで設定された撮影
条件に基づいて高圧発生器４を制御し、高圧発生器４は
Ｘ線制御器44の指示に基づいて高電圧をＸ線管５に印加
することでＸ線管５からＸ線を曝射させる。The operator can set various photographing conditions via the photographing condition setting device 3, and the X-ray controller 44
When the X-ray irradiation signal 43 is input, the high-voltage generator 4 is controlled based on the imaging conditions set here, and the high-voltage generator 4 outputs a high voltage to the X-ray tube based on an instruction from the X-ray controller 44. 5, X-rays are emitted from the X-ray tube 5.

【００１２】ここで、フラットパネルＸ線検出器30は全
体としては２次元の平面状の形をしており、直接変換方
式と間接変換方式とで細部の構造は異なるが、基本的に
は図２に示すように、Ｘ線検出部７は被検体６を透過し
たＸ線を電荷に変換するＸ線検出物質層71と、この電荷
を読み出し電気信号に変換するＴＦＴトランジスタ72を
備えており、これらは半導体分野の薄膜技術を利用する
ことによってガラス基板73上に形成されている。Here, the flat panel X-ray detector 30 has a two-dimensional planar shape as a whole, and the detailed structure differs between the direct conversion system and the indirect conversion system. As shown in FIG. 2, the X-ray detection unit 7 includes an X-ray detection substance layer 71 that converts X-rays transmitted through the subject 6 into electric charges, and a TFT transistor 72 that reads out this electric charge and converts it into an electric signal. These are formed on the glass substrate 73 by utilizing thin film technology in the semiconductor field.

【００１３】また、Ｃ．Ｕ．８は、ＴＦＴトランジスタ
72で変換された電気信号を増幅するアンプ81、このアン
プ81の出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器82、
Ｘ線検出物質層71により変換された電荷をＴＦＴトラン
ジスタ72により読み出すタイミングの制御やＡ／Ｄ変換
器82のタイミング制御を行なう制御回路83、及び制御回
路83で制御されＡ／Ｄ変換器82により変換されたデジタ
ル信号に垂直同期信号等を付け加えてデジタル・ビデオ
信号を出力する加算器84とで構成され、このＣ．Ｕ．８
とＸ線検出部７とは保護ケースに収容されている。Further, C.I. U. 8 is a TFT transistor
An amplifier 81 that amplifies the electric signal converted by 72, an A / D converter 82 that converts the output of the amplifier 81 into a digital signal,
The control circuit 83 controls the timing of reading out the charges converted by the X-ray detection material layer 71 by the TFT transistor 72 and the timing control of the A / D converter 82, and the A / D converter 82 controlled by the control circuit 83 A digital adder 84 for adding a vertical synchronizing signal or the like to the converted digital signal and outputting a digital video signal. U. 8
And the X-ray detector 7 are housed in a protective case.

【００１４】このフラットパネルＸ線検出器30には、前
述のように直接変換方式と間接変換方式とがあり、直接
変換方式のＸ線検出器では、Ｘ線検出物質層71が図３
（ａ）に示されるように光導電体膜7a（例えばアモルフ
ァス・セレン膜、Ｃｄ（Ｚｎ）Ｔｅ膜）によって形成さ
れる。この光導電体膜7aはＸ線入射側に形成された表面
電極７ａとそれに対向して各画素を形成するよう複数形
成された電荷収集電極によって挟まれており、両電極管
には所定の電圧が印加されている。The flat panel X-ray detector 30 has a direct conversion system and an indirect conversion system as described above. In the direct conversion X-ray detector, the X-ray detection substance layer 71 is formed as shown in FIG.
As shown in FIG. 2A, the photoconductive film 7a (for example, an amorphous selenium film, a Cd (Zn) Te film) is formed. The photoconductor film 7a is sandwiched between a surface electrode 7a formed on the X-ray incidence side and a plurality of charge collecting electrodes formed to form each pixel opposed thereto, and a predetermined voltage is applied to both electrode tubes. Is applied.

【００１５】Ｘ線がこの光導電体膜7eに入射するとアモ
ルファス・セレン膜でそのエネルギーを放出し、電子と
正孔のペアーに変換され、これによって生じた電荷は外
部印加電圧の作用で両電極7a、7bに移動する。そして図
３（ｂ）に示されるように電荷収集電極7bを介してコン
デンサ7dに蓄積され、ドライブコントローラ8aによって
制御されたＴＦＴトランジスタ7c及びマルチプレクサ8b
を介して逐一デジタル・ビデオ信号として出力される。When X-rays enter the photoconductor film 7e, the energy is released by the amorphous selenium film and converted into a pair of electrons and holes, and the charges generated by this are transferred to both electrodes by the action of an externally applied voltage. Move to 7a, 7b. Then, as shown in FIG. 3B, the TFT transistor 7c and the multiplexer 8b are stored in the capacitor 7d via the charge collecting electrode 7b and controlled by the drive controller 8a.
Are output one by one as digital video signals.

【００１６】また、間接方式のＸ線検出器では、図４
（ａ）に示すようにＸ線検出物質層71が柱状結晶構造の
ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）層7e' で形成され、入射Ｘ線
はＣｓＩ層7e' でそのエネルギーを放出し、蛍光に変換
される。これにより生じた蛍光は、ＣｓＩ層7e' の柱状
結晶構造によりフォトダイオード7b' に導びかれ、フォ
トダイオード7b' において電荷へ変換される。変換され
た電荷はコンデンサ7dに蓄積され、図４（ｂ）に示され
るようにドライブコントローラ8aによって制御されたＴ
ＦＴトランジスタ7c及びマルチプレクサ8bを介して逐一
デジタル・ビデオ信号として出力される。In the indirect X-ray detector, FIG.
As shown in (a), an X-ray detection substance layer 71 is formed of a cesium iodide (CsI) layer 7e 'having a columnar crystal structure, and incident X-rays emit their energy in the CsI layer 7e' and are converted into fluorescent light. You. The resulting fluorescence is guided to the photodiode 7b 'by the columnar crystal structure of the CsI layer 7e', and is converted to electric charge in the photodiode 7b '. The converted charge is stored in the capacitor 7d, and is controlled by the drive controller 8a as shown in FIG.
The digital video signal is output one by one via the FT transistor 7c and the multiplexer 8b.

【００１７】図１において、フラットパネルＸ線検出器
30のＣ．Ｕ．８より出力されるデジタル・ビデオ信号は
ＤＲ装置41へ送られ、ＤＲ装置41のＩＣメモリ40に記録
され、表示用のモニター22に被検体６の透視像として表
示される。またＤＲ装置41は、Ｃ．Ｕ．８に対して電荷
蓄積信号を送る電荷蓄積制御回路９を有する。Referring to FIG. 1, a flat panel X-ray detector
30 C.I. U. The digital video signal output from 8 is sent to the DR device 41, recorded in the IC memory 40 of the DR device 41, and displayed on the display monitor 22 as a fluoroscopic image of the subject 6. Further, the DR device 41 has a C.I. U. 8 has a charge storage control circuit 9 for sending a charge storage signal.

【００１８】つぎに、図１の各部の信号波形を示す図５
のタイミングチャートを参照して本装置の動作を説明す
る。Next, FIG. 5 shows signal waveforms at various parts in FIG.
The operation of the present apparatus will be described with reference to the timing chart of FIG.

【００１９】なお、図５に示された各部の信号は、理解
が用意となるためテレビの垂直同期信号と関連させて表
示されており、図中、（イ）はＣ．Ｕ．８から出力され
る垂直同期信号、（ロ）は撮影台制御器11から出力され
るＸ線曝射信号、（ハ）は電荷蓄積制御回路９から出力
される電荷蓄積信号、（ニ）はＣ．Ｕ．８から出力され
るビデオ信号、（ホ）はＤＲ装置41から出力されるビデ
オ信号である。The signals of each section shown in FIG. 5 are displayed in association with the vertical synchronizing signal of the television for easy understanding. U. 8, (b) is an X-ray exposure signal output from the imaging table controller 11, (c) is a charge storage signal output from the charge storage control circuit 9, and (d) is C. . U. 8 is a video signal output from the DR device 41, and (e) is a video signal output from the DR device 41.

【００２０】電荷蓄積制御回路９から出力される電荷蓄
積信号は通常オフ状態となっており、フラットパネルＸ
線検出器30のＸ線検出物質層71からの電荷は常に電気信
号に変換されＣ．Ｕ．８からビデオ信号として出力され
ている（図５のａの時点）。The charge storage signal output from the charge storage control circuit 9 is normally off, and the flat panel X
The electric charge from the X-ray detection substance layer 71 of the X-ray detector 30 is always converted into an electric signal, and the C.I. U. 8 is output as a video signal (at the time point a in FIG. 5).

【００２１】Ｘ−ＲＡＹスイッチ19が押されると撮影台
制御器11の制御で、図示しない撮影準備信号が出力され
Ｘ線管５の陽極が回転し始めると共にフィラメントが加
熱される。また、電荷蓄積制御回路９から出力される電
荷蓄積信号がオン状態となって、電気信号への変換が止
まり、Ｃ．Ｕ．８から出力されるビデオ信号は黒レベル
になる（図５のｂの時点）。When the X-RAY switch 19 is depressed, under the control of the imaging table controller 11, an imaging preparation signal (not shown) is output, the anode of the X-ray tube 5 starts rotating, and the filament is heated. Further, the charge storage signal output from the charge storage control circuit 9 is turned on, the conversion to the electric signal is stopped, and C.I. U. The video signal output from 8 goes to the black level (at the time point b in FIG. 5).

【００２２】次に、Ｘ線曝射信号43がＸ線制御器44に出
力され、撮影条件設定器３に設定された撮影条件にて高
圧発生器４から高圧がＸ線管５に印加されＸ線が被検体
６に照射される（図５のｃの時点）。Next, an X-ray exposure signal 43 is output to an X-ray controller 44, and a high pressure is applied from a high voltage generator 4 to an X-ray tube 5 under the imaging conditions set in an imaging condition setting unit 3, and X-rays are applied. The line is irradiated on the subject 6 (at the time point c in FIG. 5).

【００２３】被検体６を透過した透過Ｘ線はフラットパ
ネルＸ線検出器30のＸ線検出物質層71により電荷に変換
されるが、この時電荷蓄積信号がオン状態であるためＴ
ＦＴトランジスタがオフ状態となって電気信号への変換
がなされず、このため発生した電荷は各素子が有するコ
ンデンサに蓄積される。The transmitted X-rays transmitted through the subject 6 are converted into electric charges by the X-ray detecting substance layer 71 of the flat panel X-ray detector 30. At this time, since the electric charge accumulation signal is in the ON state, T
Since the FT transistor is turned off and conversion into an electric signal is not performed, generated electric charges are accumulated in capacitors included in the respective elements.

【００２４】撮影台１の撮影動作が終了すると撮影台制
御器11からのＸ線曝射信号43がオフになりＸ線曝射が停
止するが、このとき、被検体６のＸ線透視像がフラット
パネルＸ線検出器30の各素子が有するコンデンサに電荷
として蓄積されている（図５のｄの時点）。When the imaging operation of the imaging table 1 is completed, the X-ray exposure signal 43 from the imaging table controller 11 is turned off and the X-ray emission is stopped. At this time, an X-ray fluoroscopic image of the subject 6 is displayed. The electric charges are accumulated in the capacitors of the respective elements of the flat panel X-ray detector 30 (at the time point d in FIG. 5).

【００２５】電荷蓄積制御回路９は、Ｘ線曝射信号43が
オフから次の垂直同期信号に同期して最低１フレームの
期間電荷蓄積信号をオフする（図５のｅの時点から時点
ｆの期間）。The charge accumulation control circuit 9 turns off the charge accumulation signal for a period of at least one frame in synchronization with the next vertical synchronizing signal after the X-ray emission signal 43 is turned off (from the time point e to the time point f in FIG. 5). period).

【００２６】フラットパネルＸ線検出器30の各素子のコ
ンデンサの電荷が各素子のＴＦＴトランジスタを介して
各素子毎に逐一電気信号に変換されＣ．Ｕ．８からビデ
オ信号が出力される。Ｃ．Ｕ．８から出力されるビデオ
信号はＤＲ装置41においてＩＣメモリ40に記憶されると
同時にリアルタイムで透視像がモニター22に表示され
る。かかる透視像に基づいて関心領域の特定がなされ
る。The electric charge of the capacitor of each element of the flat panel X-ray detector 30 is converted into an electric signal for each element one by one through the TFT transistor of each element. U. 8 outputs a video signal. C. U. The video signal output from 8 is stored in the IC memory 40 in the DR device 41, and at the same time, a fluoroscopic image is displayed on the monitor 22 in real time. The region of interest is specified based on such a perspective image.

【００２７】次に、かかる構成のＸ線撮影装置を用いて
Ｘ線照射方向、すなわち通常被検体６の厚さ方向におけ
る病変部等の関心領域の位置を求める方法を、図６から
図９に基づいて説明する。Next, a method for obtaining the position of a region of interest such as a lesion in the X-ray irradiation direction, that is, the thickness direction of the normal subject 6 using the X-ray imaging apparatus having such a configuration will be described with reference to FIGS. It will be described based on the following.

【００２８】図６および図７は、それぞれ図1に示され
た撮影台制御器11及び演算手段10の動作を示すフローチ
ャートである。まず、被検体６が適宜位置決めされた状
態で撮影台制御器11は、関心領域高さの計算を行う旨の
指示を演算手段10に与えた後（Ｓ１）、Ｘ線管５とＸ線
検出部７間の距離である撮影距離Ｈ（１）になるようＸ
線管駆動手段５１に指示を与える（Ｓ２）。FIGS. 6 and 7 are flow charts showing the operations of the imaging table controller 11 and the arithmetic means 10 shown in FIG. 1, respectively. First, with the subject 6 properly positioned, the imaging table controller 11 gives an instruction to calculate the height of the region of interest to the arithmetic means 10 (S1). X so that the shooting distance H (1), which is the distance between the units 7, is obtained.
An instruction is given to the wire tube driving means 51 (S2).

【００２９】そして、Ｘ線制御器44に対してＸ線曝射指
示を与えると共にＤＲ装置41に対して同じ信号を与える
ことで撮影指示を行う（Ｓ３）。これにより、被検体検
６の撮影がなされるが、この間撮影台制御器11は演算手
段10からの関心領域特定終了の通知を待つ（Ｓ４）。Then, an X-ray exposure instruction is given to the X-ray controller 44 and an imaging instruction is given by giving the same signal to the DR device 41 (S3). As a result, the imaging of the subject test 6 is performed. During this time, the imaging table controller 11 waits for a notification of the end of the region of interest specification from the arithmetic means 10 (S4).

【００３０】これらの動作に対して、図７に示されるよ
うに、関心領域高さの計算を行う旨の指示を待っていた
演算手段10は（Ｓ１１）、ステップ１（Ｓ１）において
撮影台制御器11からの指示を受けた後、ステップ３（Ｓ
３）におけるＸ線曝射指示に基づき撮影されモニタ２２
に表示された被検体６の透視画像上で病変部などの関心
領域の特定がなされるのを待つ（Ｓ１２）。In response to these operations, as shown in FIG. 7, the arithmetic means 10 that has been waiting for an instruction to calculate the height of the region of interest is (S11). After receiving the instruction from the device 11, step 3 (S
The monitor 22 captures an image based on the X-ray exposure instruction in 3).
It waits until a region of interest such as a lesion is specified on the fluoroscopic image of the subject 6 displayed in (2) (S12).

【００３１】ここで、病変部などの関心領域の特定は、
図１においてマウスなどのモニタ関心領域特定手段２２
ａを用いて、モニタ２２に表示された、たとえば図８に
示されるような透視像上の病変部等の関心領域ｉをクリ
ックすることによってなされる。Here, the region of interest such as a lesion is specified by
In FIG. 1, a monitor region of interest specifying means 22 such as a mouse is shown.
This is done by clicking on a region of interest i such as a lesion on a fluoroscopic image as shown in FIG.

【００３２】関心領域ｉの特定がなされると、演算手段
10は図９に示されるようにＸ線検出部７の中心からの距
離Ｘ（１）を算出する（Ｓ１３）。Ｘ（１）の算出は、
Ｘ線検出部７の寸法が既知であることから特定された関
心領域ｉの画素位置を特定することで容易に算出でき
る。When the region of interest i is specified, the calculating means
10 calculates the distance X (1) from the center of the X-ray detector 7 as shown in FIG. 9 (S13). The calculation of X (1) is
Since the dimensions of the X-ray detection unit 7 are known, the calculation can be easily performed by specifying the pixel position of the specified region of interest i.

【００３３】演算手段10は、 Ｘ線検出部７の中心から
の距離Ｘ（１）を算出した後、撮影台制御器11に対して
関心領域の特定が終了したことを通知し（Ｓ１４）、撮
影距離Ｈ（２）から撮影された画像上で病変部などの関
心領域ｉが再度特定されるのを待つ（Ｓ１５）。After calculating the distance X (1) from the center of the X-ray detector 7, the calculating means 10 notifies the imaging stand controller 11 that the specification of the region of interest has been completed (S14). It waits until the region of interest i such as a lesion is specified again on the image photographed from the photographing distance H (2) (S15).

【００３４】撮影台制御器11は、演算手段10からの通知
を受けて撮影距離がＨ（２）になるようにＸ線管駆動手
段５１に対して指示を行う（Ｓ４、Ｓ５）。そして、Ｘ
線制御器４４に対してＸ線曝射指示を再度与えると共に
ＤＲ装置４１に対して同じ信号を与えることで撮影指示
を与える（Ｓ６）。これにより、撮影距離Ｈ（２）での
被検体６の撮影が再度なされ、被検体６の透視像がモニ
タ２２に表示される。The imaging table controller 11 receives the notification from the arithmetic means 10 and instructs the X-ray tube driving means 51 so that the imaging distance becomes H (2) (S4, S5). And X
An X-ray emission instruction is again given to the line controller 44 and an imaging instruction is given by giving the same signal to the DR device 41 (S6). Thus, the imaging of the subject 6 at the shooting distance H (2) is performed again, and the fluoroscopic image of the subject 6 is displayed on the monitor 22.

【００３５】操作者により関心領域特定手段２２ａを用
いてモニタ２２に表示された被検体６の画像上で関心領
域ｉの特定が再度なされると、関心領域が特定されるの
を待っていた演算手段10は（Ｓ１５）、図９に示される
ようにＸ線検出器７の中心からの距離Ｘ（２）をＸ
（１）を算出した場合と同様の方法で算出する（Ｓ１
６）。When the operator again specifies the region of interest i on the image of the subject 6 displayed on the monitor 22 by using the region of interest specifying means 22a, the operation which has been waiting for the region of interest to be specified is performed. The means 10 (S15) calculates the distance X (2) from the center of the X-ray detector 7 as shown in FIG.
It is calculated in the same manner as when (1) was calculated (S1
6).

【００３６】そして、演算手段10は、撮影距離Ｈ（１）
の下で撮影された画像に基づき特定された関心領域ｉの
中心からの距離Ｘ（１）と、及び撮影距離Ｈ（２）から
撮影された画像に基づく関心領域ｉのＸ線検出器７の中
心からの距離Ｘ（２）と、２つの撮影距離Ｈ（１）及び
Ｈ（２）と、あらかじめ求められたＸ線検出部７と寝台
２間の距離Ｋから次式に基づき、図9に示される関心領
域ｉのＸ線照射方向における寝台２からの位置Ａを算出
する（Ｓ１７）。 Ａ＝（Ｈ（１）×Ｈ（２）×（Ｘ（２）− Ｘ
（１）））／（Ｈ（１）×Ｘ（２）−Ｈ（２）×Ｘ
（１））−ＫThe calculating means 10 calculates the photographing distance H (1)
The distance X (1) from the center of the region of interest i specified based on the image photographed under and the X-ray detector 7 of the region of interest i based on the image photographed from the photographing distance H (2) Based on the distance X (2) from the center, the two photographing distances H (1) and H (2), and the distance K between the X-ray detector 7 and the bed 2 which are obtained in advance, based on the following equation, FIG. The position A of the indicated region of interest i from the bed 2 in the X-ray irradiation direction is calculated (S17). A = (H (1) × H (2) × (X (2) −X
(1))) / (H (1) × X (2) −H (2) × X
(1)) -K

【００３７】上述した実施の形では、２次元Ｘ線検出器
としてフラットパネルＸ線検出器を用いたが、本発明は
これに限らず、たとえばイメージインテンシファイヤと
テレビカメラを組み合わせ、さらにそれらをディジタル
変換して撮影画像とし表示する構成を採用してもよい。In the embodiment described above, a flat panel X-ray detector is used as a two-dimensional X-ray detector. However, the present invention is not limited to this. For example, an image intensifier and a television camera are combined, A configuration in which digital conversion is performed and a captured image is displayed may be employed.

【００３８】しかし、フラットパネルＸ線検出器を用い
た場合歪みの無いフラットな画像が得られるため、Ｘ線
照射方向についての関心領域の位置の特定をより正確に
なしうる。However, when a flat panel X-ray detector is used, a flat image without distortion is obtained, so that the position of the region of interest in the X-ray irradiation direction can be specified more accurately.

【００３９】[0039]

【発明の効果】本発明によれば、 透視像を得るＸ線撮
影装置を用いてＸ線照射方向における関心領域の位置特
定を行うことができる。このため、臓器などが重なり合
う部分を撮影する場合であっても従来不可能であった病
変部の特定を行うことが可能となる。According to the present invention, it is possible to specify the position of the region of interest in the X-ray irradiation direction using an X-ray photographing apparatus for obtaining a fluoroscopic image. For this reason, it is possible to specify a lesion, which has been impossible in the related art, even when imaging a portion where an organ or the like overlaps.

【００４０】また、２次元Ｘ線検出器としてフラットパ
ネルＸ線検出器を用いることによって歪みの無いフラッ
トな画像が得られるため、Ｘ線照射方向について関心領
域の位置の特定をより正確になしうる。Since a flat image without distortion is obtained by using a flat panel X-ray detector as the two-dimensional X-ray detector, the position of the region of interest in the X-ray irradiation direction can be specified more accurately. .

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の実施形態におけるＸ線撮影装置の概略
構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図２】フラットパネルＸ線検出器の構成を示す模式図
である。FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of a flat panel X-ray detector.

【図３】直接変換方式のフラットパネルＸ線検出器のＸ
線検出部の構成（ａ）と電荷読み出し部の構成（ｂ）を
示す模式図である。FIG. 3 shows a direct conversion type flat panel X-ray detector X
It is a schematic diagram which shows the structure (a) of a line detection part, and the structure (b) of a charge readout part.

【図４】間接変換方式のフラットパネルＸ線検出器のＸ
線検出部の構成（ａ）と電荷読み出し部の構成（ｂ）を
示す模式図である。FIG. 4 shows the X of the flat panel X-ray detector of the indirect conversion method.
It is a schematic diagram which shows the structure (a) of a line detection part, and the structure (b) of a charge readout part.

【図５】図１の各部の信号波形を示すタイムチャートで
ある。FIG. 5 is a time chart showing signal waveforms at various parts in FIG. 1;

【図６】本発明の実施の形態におけるＸ線撮影装置の撮
影台制御器の動作を示すフローチャートである。FIG. 6 is a flowchart illustrating an operation of an imaging table controller of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment of the present invention.

【図７】本発明におけるＸ線撮影装置の演算手段の動作
を示すフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart showing the operation of the calculation means of the X-ray imaging apparatus according to the present invention.

【図８】透視像上で特定された関心領域を示す図であ
る。FIG. 8 is a diagram showing a region of interest specified on a perspective image.

【図９】異なる撮影距離からの撮影により関心領域が一
意的に特定されることを説明する図である。FIG. 9 is a diagram illustrating that a region of interest is uniquely specified by photographing from different photographing distances.

【符号の説明】 １：撮影台 ２：寝台 ３：撮影条件設定器 ４：高圧発生器 ５：Ｘ線管 ６：被検体 ７：Ｘ線検出部（71…Ｘ線検出物質層 72…ＴＦＴト
ランジスタ 73…ガラス基板） ８：コントロール・ユニット（Ｃ．Ｕ．）（81…アンプ
82…Ａ／Ｄ変換器 83…制御回路 84…加算器） ９：電荷蓄積制御回路 10：演算手段 11：撮影台制御器 19：Ｘ−ＲＡＹスイッチ 22：モニター 30：フラットパネルＸ線検出器 40：ＩＣメモリ 41：デジタル・ラジオグラフィー装置（ＤＲ装置） 43：Ｘ線曝射信号 44：Ｘ線制御器[Description of Signs] 1: Imaging table 2: Sleeping table 3: Imaging condition setting device 4: High pressure generator 5: X-ray tube 6: Subject 7: X-ray detection unit (71: X-ray detection material layer 72: TFT transistor) 73: glass substrate 8: Control unit (CU) (81: amplifier)
82: A / D converter 83: control circuit 84: adder) 9: charge accumulation control circuit 10: arithmetic means 11: imaging table controller 19: X-RAY switch 22: monitor 30: flat panel X-ray detector 40 : IC memory 41: Digital radiography device (DR device) 43: X-ray exposure signal 44: X-ray controller

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 高濱 公大 京都市中京区西ノ京桑原町１番地 株式会 社島津製作所内 (72)発明者 平田 五郎 京都市中京区西ノ京桑原町１番地 株式会 社島津製作所内 (72)発明者 門脇 利生 京都市中京区西ノ京桑原町１番地 株式会 社島津製作所内 Ｆターム(参考） 2H013 AC01 4C093 AA07 EA02 EB13 EB17 EC29 ED01 FA15 FF17 FF28  ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuing on the front page (72) Inventor Kodai Takahama 1 Nishinokyo Kuwaharacho, Nakagyo-ku, Kyoto Co., Ltd. Shimadzu Corporation (72) Inventor Goro Hirata 1 Nishinokyo Kuwaharacho, Nakagyo-ku, Kyoto Co., Ltd. Shimadzu Corporation (72) Inventor Toshio Kadowaki 1-term Kuwaharacho, Nishinokyo, Nakagyo-ku, Kyoto F-term in Shimadzu Corporation (reference) 2H013 AC01 4C093 AA07 EA02 EB13 EB17 EC29 ED01 FA15 FF17 FF28

Claims (2)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 被検体を挟んでそれぞれ対向配置され
たＸ線発生手段と２次元Ｘ線検出手段とを備え、 前記
Ｘ線発生手段及び前記検出手段間の撮影距離を変更可能
なＸ線撮影装置において、異なる撮影距離で撮影された
前記被検体の２つの画像において関心領域をそれぞれ特
定する関心領域特定手段と、前記２つの画像上でそれぞ
れ特定された関心領域の位置からＸ線照射方向における
前記被検体の関心領域の位置を求める演算手段を備えた
ことを特徴とするＸ線撮影装置。1. An X-ray imaging apparatus comprising: an X-ray generation unit and a two-dimensional X-ray detection unit, which are arranged opposite to each other with a subject interposed therebetween, and wherein an imaging distance between the X-ray generation unit and the detection unit can be changed. In the apparatus, a region of interest specifying means for specifying a region of interest in each of two images of the subject photographed at different photographing distances, and a position in the X-ray irradiation direction from the position of the region of interest specified on each of the two images An X-ray imaging apparatus, comprising: an arithmetic unit that calculates a position of a region of interest of the subject. 【請求項２】 請求項１記載のＸ線撮影装置において、
前記２次元Ｘ線検出手段は、透過Ｘ線を電荷として蓄積
する平面状のＸ線検出部と、蓄積された電荷を読み出し
て電気信号に変換する信号変換部と、読み出された電気
信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部を備えたフ
ラットパネルＸ線検出器であることを特徴とするＸ線撮
影装置。 【０００１】2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein
The two-dimensional X-ray detection means includes a planar X-ray detection unit that accumulates transmitted X-rays as electric charge, a signal conversion unit that reads the stored electric charge and converts the electric charge into an electric signal, An X-ray imaging apparatus, which is a flat panel X-ray detector including an A / D converter for converting a digital signal. [0001]