JP3400060B2 - Digital X-ray equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】本発明はディジタルＸ線撮影装置に関し、
特に胸部等の大視野を必要とする撮影に好適なディジタ
ルＸ線撮影装置に関するものである。The present invention relates to a digital X-ray imaging apparatus ,
Suitable Digitally especially shooting that requires a large field of view, such as chest
The present invention relates to an X-ray imaging apparatus .

【０００２】[0002]

【従来の技術】従来、Ｘ線の透過像を撮影する方式とし
て、Ｘ線フィルムを使用する方式と、Ｘ線画像をディジ
タル画像として撮影するディジタルラジオグラフィ(以
下、「ＤＲ」と略記する)方式とがある。後者のＤＲで
は、画像処理による診断能の向上が期待でき、電子的に
画像を蓄積，保管，検索することができる。胸部用のＤ
Ｒとしては、Ｘ線フィルムにより撮影されたＸ線像をデ
ィジタル化するフィルムディジタイザ方式，Ｘ線フィル
ムに代わり輝尽性蛍光体を用い、潜像をレーザビーム走
査により読み取り画像化するイメージングプレート方
式，線状Ｘ線ビームと１次元検出器を組み合わせたスキ
ャノグラフィ方式，Ｘ線像を光学像に変換して増幅する
Ｘ線イメージインテンシファイア(以下、「Ｘ線ＩＩ」と
略記する)と光学像を電気信号に変換するテレビカメラ
とから構成されるＸ線イメージインテンシファイアテレ
ビカメラ方式(以下、「Ｘ線ＩＩ−ＴＶ方式」と略記する)
等がある。これらのＤＲ方式のうちで、Ｘ線ＩＩ−ＴＶ
方式は実時間ＤＲとも呼ばれ、撮影画像の即時表示・蓄
積の機能を持ち、１回の撮影・処理に要する時間は最小
である。このため、撮影の成功失敗が即座に判定でき、
１回の検査に要する時間が短いため、集団検診に適して
いる。また、一方では、撮影から診断までに必要とされ
る時間が短く、即時診断も可能であり、撮影条件を変更
しての再撮影を可能とするだけでなく、連続撮影，動画
像撮影，透視等の機能を持たせることも可能であるた
め、病院における緊急な診断や精密診断にも適してい
る。なお、Ｘ線ＩＩ−ＴＶ方式以外の方式では、撮影か
ら読み出しまでに３０秒以上を要する。上記Ｘ線ＩＩ−
ＴＶ方式でＸ線検出系と被検体との相対位置を変えなが
ら、Ｘ線検出系の視野よりも広い範囲の目的撮影部位を
複数回に分割してＸ線像を撮影する方法としては、例え
ば、「エレクトロメディカ,第60巻,第１号,第2-5頁，１
９９２年」（Ｅlectromedica60(1992)No.1,pp.2-5)に開
示された方法が知られている。この方法は、被検体の撮
影***は寝台上の仰臥位とし、Ｘ線源と上記Ｘ線検出系
とを一体化して、被写体に対して一方向に直線上を平行
移動する方法であり、例えば、下肢の血管造影像を撮影
し、複数枚の画像を接合して表示するというものであ
る。2. Description of the Related Art Conventionally, as a method for photographing an X-ray transmission image, a method using an X-ray film and a digital radiography (hereinafter abbreviated as "DR") method for photographing an X-ray image as a digital image. There is. The latter DR can be expected to improve the diagnostic ability by image processing, and images can be electronically stored, stored, and retrieved. D for chest
As R, a film digitizer system that digitizes an X-ray image taken by an X-ray film, an imaging plate system that reads a latent image by laser beam scanning and forms an image by using a stimulable phosphor instead of the X-ray film, Scanography method combining a linear X-ray beam and a one-dimensional detector, an X-ray image intensifier (hereinafter abbreviated as "X-ray II") that converts an X-ray image into an optical image and amplifies it X-ray image intensifier TV camera system (hereinafter abbreviated as "X-ray II-TV system") composed of a TV camera for converting an image into an electric signal
Etc. Among these DR systems, X-ray II-TV
The method is also called real-time DR, has a function of instantly displaying / accumulating photographed images, and requires a minimum time for one photographing / processing. Therefore, the success or failure of shooting can be immediately determined,
It is suitable for mass screening because the time required for one test is short. On the other hand, the time required from imaging to diagnosis is short, and immediate diagnosis is possible, so that not only re-imaging with changing imaging conditions is possible, but also continuous imaging, moving image imaging, and fluoroscopy. Since it is possible to have functions such as, it is also suitable for emergency diagnosis and precise diagnosis in hospitals. It should be noted that in any method other than the X-ray II-TV method, it takes 30 seconds or more from photographing to reading. X-ray II-
As a method of capturing an X-ray image by dividing the target imaging region in a range wider than the visual field of the X-ray detection system into a plurality of times while changing the relative position between the X-ray detection system and the subject in the TV system, for example, , "Electromedica, Volume 60, Issue 1, Pages 2-5, 1
1992 "(Electromedica 60 (1992) No. 1, pp. 2-5) is known. In this method, the imaging position of the subject is the supine position on the bed, the X-ray source and the X-ray detection system are integrated, and the object is translated in a straight line in one direction. , An angiographic image of the lower limbs is taken and a plurality of images are joined and displayed.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】Ｘ線ＩＩ−ＴＶ方式
は、上述のような優れた特長を持っているが、胸部用の
ＤＲ方式としては、これまで視野サイズと空間分解能の
どちらかが他の方式より劣るという問題があった。すな
わち、大視野を超高解像度で撮影することが可能なＸ線
ＩＩを製作することは技術的に困難である。胸部視野の
撮影に必要な約４０cm角を確保できる大視野のＸ線ＩＩ
としては、「ラジオロジー,1989年,5月号の第300頁(Rad
iology(1989,May)pp.300)」に記載の４７cmのＸ線ＩＩ
があるが、空間分解能は他の方式より劣る。また、Ｘ線
ＩＩの特徴として、視野の中心から離れるに従って空間
分解能が低下するという問題がある。そのため、肺の撮
影において、Ｘ線ＩＩの解像度の高い中心部分は縦隔中
心部を撮影し、肺野部は解像度の低下した周辺部分で撮
影することになってしまう。なお、前記「エレクトロメ
デイカ」誌の技術は、Ｘ線ＩＩ−ＴＶ方式で複数回に分
割して撮影された画像を、写真で切り貼りして接合表示
しており、コンピュータ上では画像合成を行っていな
い。また、特に着目する複数個の部位が、Ｘ線ＩＩの画
質が最良である中央部で撮影することはなされていな
い。また、画像接合に先立って、検出系に起因する感度
の補正や画像の幾何学的歪の補正が実施されていないこ
とは、表示された画像からも明白である。画像の接合部
の濃度は不連続になっており、接合部付近の血管系は十
分な画質では表示されていない。さらに、上述の如き、
Ｘ線源とＸ線検出系を一体化して、被写体との相対位置
を平行に変化させる従来の複数回撮影法では、被検体を
横切るＸ線ビームが平行ビームでなく拡散ビームである
ため、Ｘ線源とＸ線検出系とを被検体に対して相対的に
移動させることにより、被検体上の位置は同じでも、複
数回の撮影でＸ線ビームの入力角度が異なる。従って、
このビームの入力角度の違いから、奥行き方向の「画像
ずれ」が起こり、画像の接合を正確に行うことができな
いという問題があつた。この具対的な例を、図１２に示
した。この例では、Ｘ線源３とＸ線検出系１６とを一体
化して、仰臥位の被検体１７に平行に移動させている。
この場合、前述の如く、被検体１７を横切るＸ線ビーム
は拡散ビームであるため、Ｘ線源３がＡ点にある場合に
腹面上のＰで示される位置を通るＸ線ビームは背面では
Ｑで示される位置を通り、Ｘ線源３がＢ点にある場合に
腹面上のＰで示される位置を通るＸ線ビームは背面では
Ｒで示される位置を通ることになる。Ｘ線画像は透過像
であるので、上で得られた２枚の画像を接合しようとす
る場合、腹面上のＰで示される位置が重なるように接合
すると、背面では、片方の画像はＱ、片方の画像はＲを
接合することになり、画像が正確に接合できないことに
なるという訳である。本発明は上記事情に鑑みてなされ
たもので、その目的とするところは、従来の技術におけ
る上述の如き問題を解消し、必要な視野サイズと肺野部
の広範な領域で高い空間分解態を有するＸ線撮影を、実
時間ＤＲ方式によって実現し、即時表示・診断を可能に
することによって、再撮影，撮影条件変更，精密診断等
の可能性を拡大し、更に、スループットを向上すること
により、集団検診を可能にするディジタルＸ線撮影装置
を提供することにある。The X-ray II-TV system has the above-mentioned excellent features, but the DR system for the chest has been different in view field size and spatial resolution. There is a problem that it is inferior to the method of. That is, it is technically difficult to manufacture an X-ray II capable of capturing a large field of view with ultra-high resolution. Large field X-ray II that can secure about 40 cm square required for chest field imaging
, `` Radiology, 1989, May issue, page 300 (Rad
II (1989, May) pp. 300) ”, 47 cm X-ray II
However, the spatial resolution is inferior to other methods. Further, as a characteristic of X-ray II, there is a problem that the spatial resolution decreases as the distance from the center of the visual field increases. Therefore, in the lung imaging, the central part of the X-ray II having high resolution is imaged at the central part of the mediastinum, and the lung field is imaged at the peripheral part where the resolution is lowered. In the technology of "Electromedica", the images taken by dividing the image by the X-ray II-TV method into multiple times are cut and pasted in a photograph to be jointly displayed, and the images are combined on a computer. Not not. In addition, a plurality of regions of particular interest have not been imaged in the central portion where the image quality of X-ray II is the best. Further, it is clear from the displayed images that the sensitivity correction due to the detection system and the geometric distortion of the images have not been performed prior to the image joining. The density of the joints in the image is discontinuous, and the vascular system near the joints is not displayed with sufficient image quality. Furthermore, as mentioned above,
In the conventional multiple imaging method in which the X-ray source and the X-ray detection system are integrated to change the relative position to the subject in parallel, the X-ray beam that traverses the subject is not a parallel beam but a diffuse beam. By moving the radiation source and the X-ray detection system relative to the subject, the input angle of the X-ray beam is different for a plurality of times of imaging even if the position on the subject is the same. Therefore,
Due to this difference in the input angle of the beam, there is a problem that "image shift" in the depth direction occurs and the images cannot be joined accurately. A concrete example of this is shown in FIG. In this example, the X-ray source 3 and the X-ray detection system 16 are integrated and moved in parallel with the subject 17 in the supine position.
In this case, as described above, since the X-ray beam that traverses the subject 17 is a diffuse beam, when the X-ray source 3 is at point A, the X-ray beam that passes through the position indicated by P on the abdominal surface is Q on the back surface. The X-ray beam passing through the position indicated by and passing through the position indicated by P on the ventral surface when the X-ray source 3 is located at point B passes through the position indicated by R on the back surface. Since the X-ray image is a transmission image, when trying to join the two images obtained above, when joining them so that the positions indicated by P on the ventral surface overlap, one image on the back surface is Q, This means that one image joins R, and the images cannot be joined correctly. The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to solve the above-mentioned problems in the conventional technique, and to achieve a high spatial resolution in a wide area of a necessary visual field size and lung field. By realizing the X-ray imaging possessed by the real-time DR method and enabling immediate display / diagnosis, the possibility of re-imaging, changing imaging conditions, precise diagnosis, etc. is expanded, and further, throughput is improved. The purpose of the present invention is to provide a digital X-ray imaging apparatus that enables a group medical examination.

【０００４】[0004]

【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、Ｘ
線源，該Ｘ線源からの出射Ｘ線の範囲を制限するＸ線ス
リット，散乱Ｘ線を遮蔽するＸ線グリッド，被検体を透
過したＸ線を検出するＸ線検出系，該Ｘ線検出系の移動
機構および前記Ｘ線検出系からの出力信号を収集して被
検体の画像を得るための演算処理を行う信号処理装置お
よび該信号処理装置の演算結果である被検体の画像を表
示する表示装置を有するディジタルＸ線撮影装置におい
て、前記被検体の複数の着目部位に対して、それぞれの
着目部位を前記Ｘ線検出系の視野の中央部に設定し、か
つ、前記複数の着目部位の間の中間部分を少なくとも１
回の撮影視野に含ませるように、それぞれの撮影視野の
設定を制御する如く構成したことを特徴とするディジタ
ルＸ線撮影装置により達成される。The above objects of the present invention are as follows.
X-ray source, X-ray slit for limiting the range of X-rays emitted from the X-ray source, X-ray grid for shielding scattered X-rays, X-ray detection system for detecting X-rays transmitted through an object, and X-ray detection A signal processing device that performs an arithmetic process to obtain an image of a subject by collecting output signals from the moving mechanism of the system and the X-ray detection system, and an image of the subject that is a calculation result of the signal processing device are displayed. In a digital X-ray imaging apparatus having a display device, with respect to a plurality of target parts of the subject, each target part is set in the central part of the visual field of the X-ray detection system, and At least 1 in the middle
A digital camera characterized by being configured so as to control the setting of each photographing visual field so as to be included in the photographing visual field of one time.
This is achieved by the X-ray radiograph.

【０００５】本発明に係るディジタルＸ線撮影装置にお
いては、着目する複数の部位をＸ線検出系の検出視野の
中央部で撮影するので、着目部位の画質を最良の条件で
得ることができる。被検体が人体の胸部の場合、これに
より、肺野部分の診断能を向上させることができる。ま
た、複数の着目部位間の中間領域を少なくとも１回の撮
影視野に含むので、視野に欠損を生じることがなく、必
要な領域のすべてを撮影できる。更に、高解像度Ｘ線Ｉ
Ｉ−ＴＶ系を使用することにより、即時表示・診断が可
能になり、スループットが向上する。具体的には、複数
回の撮影を行うことにより、両肺をカバーする画像を得
ることができる。また、複数の画像を合成することによ
り、１台の表示装置で診断を行うことが可能になる。検
出器系の感度と画像の幾何学的歪と濃度を補正すること
により、画像合成時のつなぎ目におけるこれら特性のず
れを減らし、診断をより正確に行なうための、デイジタ
ルＸ線撮影装置を実現することができる。なお、必要な
撮影視野を覆う大きさを持つＸ線グリッドを使用し、Ｘ
線源と上述のＸ線グリッドの位置関係をグリッドの設計
条件、すなわち、直接線を効果的に透過して散乱線を遮
蔽する条件で固定することにより、検出系を移動させて
も前述のＸ線グリッドの散乱線遮蔽効果を有効に発揮さ
せることができる。また、高解像度Ｘ線ＩＩ−ＴＶ系を
使用することにより、即時表示・診断が可能になり、ま
た、スループットが向上するＸ線スリット位置を移動す
ることにより、被検体の余分な被曝を遮蔽することがで
きる。In the digital X-ray imaging apparatus according to the present invention, a plurality of parts of interest are imaged in the central part of the detection field of view of the X-ray detection system, so that the image quality of the part of interest is the best condition. Can be obtained at When the subject is the chest of the human body, this can improve the diagnostic ability of the lung field portion. In addition, since the intermediate region between the plurality of regions of interest is included in at least one imaging visual field, no defect occurs in the visual field and all necessary regions can be imaged. Furthermore, high resolution X-ray I
By using the I-TV system, immediate display / diagnosis is possible and throughput is improved. Specifically, an image covering both lungs can be obtained by performing imaging a plurality of times. In addition, by synthesizing a plurality of images, it becomes possible to perform diagnosis with one display device. By correcting the sensitivity of the detector system and the geometrical distortion and density of the image, it is possible to realize a digital X-ray imaging apparatus for reducing the deviation of these characteristics at the joint at the time of image synthesis and performing the diagnosis more accurately. be able to. Use an X-ray grid that is large enough to cover the required field of view.
By fixing the positional relationship between the radiation source and the above-mentioned X-ray grid under the grid design condition, that is, the condition that the direct rays are effectively transmitted and the scattered rays are shielded, even if the detection system is moved, The scattered ray shielding effect of the line grid can be effectively exhibited. Further, by using the high-resolution X-ray II-TV system, it is possible to perform immediate display / diagnosis, and by moving the X-ray slit position for improving the throughput, it is possible to shield the patient from excessive radiation exposure. be able to.

【０００６】[0006]

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図１は、本発明の一実施例に係る胸部用Ｘ
線撮影装置の概略構成を示す側面図である。本実施例に
係る胸部用Ｘ線撮影装置は、撮像制御装置１，Ｘ線管用
高電圧発生装置２，Ｘ線管３，Ｘ線しぼりおよびフィル
タ４，Ｘ線スリット５，Ｘ線グリッド６，Ｘ線イメージ
インテンシファイア(以下、「Ｘ線ＩＩ」ともいう)７，光
学レンズ系８，光学しぼり９，超高精細テレビカメラ１
０，画像収集・処理装置１１，画像表示装置１２，記録
装置１３，破線の囲みで示されるＸ線検出系１６の移動
を行う移動機構１４，移動制御装置１５等により構成さ
れる。被検者の撮影***は、立位，寝台上の仰臥位ある
いは伏臥位とされる。立位では、Ｘ線検出系はＸ線入射
面が床面に対して垂直に位置する場合(図１に示す例)を
標準とする。仰臥位では、Ｘ線は下から照射され、検出
器は寝台の上で、Ｘ線入射面が下向きに位置する場合を
標準とする。伏臥位では、Ｘ線は上から照射され、検出
器は寝台の下で、Ｘ線入射面が上向きに位置する場合を
標準とする。また、本実施例に係る撮影装置において
は、Ｘ線検出系１６が複数の撮影の間に、水平な直線上
を、紙面を貫通する方向に移動する構成となっている。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 shows a chest X according to an embodiment of the present invention.
It is a side view which shows schematic structure of a radiography apparatus. The chest X-ray imaging apparatus according to the present embodiment includes an imaging controller 1, an X-ray tube high voltage generator 2, an X-ray tube 3, an X-ray squeezing filter, an X-ray slit 5, an X-ray grid 6, and an X-ray grid 6. Line image intensifier (hereinafter also referred to as "X-ray II") 7, optical lens system 8, optical aperture 9, ultra-high-definition television camera 1
0, an image acquisition / processing device 11, an image display device 12, a recording device 13, a moving mechanism 14 for moving the X-ray detection system 16 shown by a broken line box, a movement control device 15, and the like. The subject is photographed in the standing position, supine position on the bed, or prone position. In the standing position, the standard of the X-ray detection system is when the X-ray incident surface is positioned perpendicular to the floor surface (example shown in FIG. 1). In the supine position, it is standard that the X-ray is irradiated from below and the detector is on the bed and the X-ray incident surface is located downward. In the prone position, it is standard that the X-ray is irradiated from above and the detector is located under the bed and the X-ray incident surface is located upward. Further, in the imaging apparatus according to the present embodiment, the X-ray detection system 16 is configured to move on a horizontal straight line in a direction penetrating the paper surface during a plurality of imaging operations.

【０００７】ここで、上述のテレビカメラ１０は、撮像
素子として高解像度撮像管２０を使用している。また、
Ｘ線ＩＩ７の有効入力視野径は約１４インチで、片肺と
縦隔部の領域をカバーする視野系を有する。Ｘ線検出系
１６は、Ｘ線入力面が床面に対して垂直に、かつ、Ｘ線
管３とＸ線入力面の中心とを結んだ中心線と垂直に位置
するように設定されている。上述の各部の機能の概要
は、以下の通りである。撮影制御装置１は、Ｘ線検出系
１６を片肺と縦隔部の領域をカバーする２つの所定の位
置でＸ線撮影するための撮影シーケンス、すなわち、２
つのＸ線パルスのパルス幅とパルス間隔，高電圧(Ｘ線
管電圧)，管電流およびＸ線検出系１６の移動シーケン
スを規定する。移動制御装置１５は、移動機構１４を制
御することにより、Ｘ線撮影時には、Ｘ線検出系１６を
前記の２つの所定の位置のそれぞれで、静止状態を保持
し、かつ、前述の２つのＸ線パルス間で移動させる如く
制御する。これにより、前述の２つの位置で、引き続い
て２回のＸ線撮影を実行することが可能となる。Here, the above-mentioned television camera 10 uses a high resolution image pickup tube 20 as an image pickup element. Also,
The effective input visual field diameter of the X-ray II7 is about 14 inches, and has a visual field system that covers the area of one lung and the mediastinum. The X-ray detection system 16 is set so that the X-ray input surface is positioned perpendicular to the floor surface and is also perpendicular to the center line connecting the X-ray tube 3 and the center of the X-ray input surface. . The outline of the function of each unit described above is as follows. The imaging control apparatus 1 uses the X-ray detection system 16 to perform X-ray imaging at two predetermined positions that cover the area of one lung and the mediastinum, that is, 2
The pulse width and pulse interval of one X-ray pulse, the high voltage (X-ray tube voltage), the tube current, and the movement sequence of the X-ray detection system 16 are specified. The movement control device 15 controls the movement mechanism 14 to hold the X-ray detection system 16 in a stationary state at each of the above-mentioned two predetermined positions during X-ray imaging, and to hold the above-mentioned two X-rays. It is controlled so as to move between line pulses. This makes it possible to successively perform X-ray imaging twice at the above-mentioned two positions.

【０００８】また、Ｘ線スリット５は、Ｘ線を透過する
一定の幅を有し、検出系の移動方向と同一方向に移動す
るものであり、撮影位置に従って移動する。Ｘ線グリッ
ド６は、２回の撮影に必要な視野を覆う大きさを有し、
その周囲はＸ線遮蔽板で覆われている。また、Ｘ線グリ
ッド６は、Ｘ線グリッドを構成するＸ線吸収板が撮像管
の走査方向と垂直になるように配置されている。高電圧
発生装置２は、撮影シーケンスに従って電圧，電流を発
生し、Ｘ線管３はＸ線を発生する。被検体１７を透過し
たＸ線は、Ｘ線グリッド６により散乱線が遮蔽されて減
衰した後、Ｘ線ＩＩ７に入射する。Ｘ線ＩＩ７の入力蛍
光面１８上に投射されたＸ線像は、Ｘ線ＩＩ７の働きに
より、出力蛍光面１９上の可視光像に変換される。光学
レンズ系８は、この可視光像をテレビカメラ１０へ結像
する。テレビカメラ１０は、画像をビデオ信号に変換
し、画像収集・処理装置１１に入力する。The X-ray slit 5 has a certain width for transmitting X-rays, moves in the same direction as the moving direction of the detection system, and moves according to the photographing position. The X-ray grid 6 has a size that covers the field of view required for two imagings,
The surrounding area is covered with an X-ray shield. Further, the X-ray grid 6 is arranged such that the X-ray absorbing plate forming the X-ray grid is perpendicular to the scanning direction of the image pickup tube. The high voltage generator 2 generates a voltage and a current according to an imaging sequence, and the X-ray tube 3 generates an X-ray. The X-rays that have passed through the subject 17 are incident on the X-ray II 7 after the scattered rays are shielded by the X-ray grid 6 and attenuated. The X-ray image projected on the input phosphor screen 18 of the X-ray II7 is converted into a visible light image on the output phosphor screen 19 by the action of the X-ray II7. The optical lens system 8 forms this visible light image on the television camera 10. The television camera 10 converts an image into a video signal and inputs it to the image collecting / processing device 11.

【０００９】画像収集・処理装置１１は、上述のビデオ
信号をＡ／Ｄ変換し、内部のフレームメモリに記憶し、
得られた２枚のディジタルＸ線像に対して、上記Ｘ線検
出系による画像の幾何学的歪の補正と、画像の濃度レベ
ルのシェーディング補正とを行い、上述の２枚の画像に
共通に含まれる被写体部位が一致するように２枚の画像
を合成し、画像処理を行い、画像表示装置１２へ画像を
表示し、記録装置１３へ画像を蓄積する。画像表示装置
１２は、片肺画像および合成画像を表示する機能を有
し、左右の片肺画像を左右に並べて観察することも可能
である。図２に、撮影シーケンスおよび移動シーケンス
の一例を示す。まず、Ｘ線検出系１６が片肺と縦隔部の
領域をカバーする位置(Ａ位置)と、もう一方の片肺と縦
隔部の領域をカバーする位置(Ｂ位置)とを決定する。上
述のＡ位置およびＢ位置の代表例は、それぞれ、体軸か
ら８５mm左および右の位置である。The image collecting / processing device 11 A / D converts the above-mentioned video signal and stores it in an internal frame memory.
On the two obtained digital X-ray images, geometrical distortion of the image is corrected by the X-ray detection system and shading correction of the image density level is performed, and the two images are commonly used. The two images are combined so that the included subject parts match each other, image processing is performed, the image is displayed on the image display device 12, and the image is accumulated in the recording device 13. The image display device 12 has a function of displaying a single lung image and a composite image, and can also observe the left and right single lung images side by side. FIG. 2 shows an example of the shooting sequence and the movement sequence. First, the position where the X-ray detection system 16 covers the region of one lung and the mediastinum (A position) and the position where the other one lung covers the region of the mediastinum (B position) are determined. Typical examples of the above-mentioned position A and position B are positions 85 mm left and right from the body axis, respectively.

【００１０】最初に、Ｘ線検出系１６の位置を、Ａ位置
に設定する。テレビカメラの動作モードは、図２に示し
た代表例では毎秒３０フレーム，１０００本走査モード
でビデオ信号を読み出す。この場合の読み出し時間は３
３msである。図２に示したＸ線の照射時間は５msの場合
である。照射時間は、例えば、３０ms程度に設定するこ
とも可能である。Ｘ線の照射が行われるフレームでは、
テレビカメラは、フレームブランキング動作により読み
出し走査を停止してＸ線像を撮像面に蓄積し、次のフレ
ームでフレームブランキング動作を停止して読み出し走
査を行い、１枚目の画像データとして画像収集・処理装
置に記憶する。次に、Ｘ線検出系１６の位置をＢ位置へ
移動する。平均移動速度の代表例は約５０cm/sであり、
この場合には、移動に３３０msを要する。Ｂ位置への移
動後、Ａ位置の場合と同様にして撮影が行われ、２枚目
の画像データが収集される。First, the position of the X-ray detection system 16 is set to the A position. In the operation mode of the television camera, in the representative example shown in FIG. 2, a video signal is read out at a scanning rate of 1000 frames at 30 frames per second. The read time in this case is 3
3 ms. The X-ray irradiation time shown in FIG. 2 is for 5 ms. The irradiation time can be set to, for example, about 30 ms. In the frame where X-ray irradiation is performed,
The television camera stops the read scanning by the frame blanking operation and accumulates the X-ray image on the imaging surface, stops the frame blanking operation in the next frame and performs the read scanning, and performs image reading as the first image data. Stored in the collection / processing device. Next, the position of the X-ray detection system 16 is moved to the B position. A typical example of average moving speed is about 50 cm / s,
In this case, it takes 330 ms to move. After moving to the B position, shooting is performed as in the case of the A position, and the second image data is collected.

【００１１】図３に、画像合成アルゴリズムの一例を示
す。本アルゴリズムは、複数枚のディジタルＸ線像に対
して、それぞれ、Ｘ線ＩＩ−ＴＶ系による画像に感度補
正と幾何学的歪補正を行う画像補正処理と、複数枚の画
像に共通に含まれる被写体部位が一致するように、複数
枚の画像を合成して濃度補正を行う画像合成処理とから
成る。画像補正処理は、胸部Ｘ線像の撮影に先立って補
正用テーブルを作成する前処理と、撮影後のデータを補
正する後処理に分けられる。前処理では、感度補正のた
めの感度補正係数テーブルと幾何学的歪補正のための位
置対応テーブルとを作成する。感度補正係数テーブル作
成のためには、Ｘ線透過率が一様なファントムを撮影
し、位置対応テーブル作成のためには、ファントム内の
各構成要素の位置が既知である標準ファントムを撮影す
る。FIG. 3 shows an example of the image synthesizing algorithm. This algorithm is commonly included in a plurality of digital X-ray images, and an image correction process for performing sensitivity correction and geometric distortion correction on an image by an X-ray II-TV system, respectively. An image combining process of combining a plurality of images and performing density correction so that the subject parts match each other. The image correction process is divided into a pre-process for creating a correction table prior to the imaging of the chest X-ray image and a post-process for correcting the post-imaging data. In the preprocessing, a sensitivity correction coefficient table for sensitivity correction and a position correspondence table for geometric distortion correction are created. To create the sensitivity correction coefficient table, a phantom with uniform X-ray transmittance is photographed, and to create the position correspondence table, a standard phantom in which the position of each component in the phantom is known is photographed.

【００１２】感度補正係数テーブルを作成するために、
Ｘ線透過率が一様なファントムを撮影し、検出器の感度
データを各画素ごとに計測する。このデータをそのま
ま、あるいは、平滑化処理により高周波ノイズを低減し
たものを感度補正係数テーブルとする。Ｘ線検出面での
ｘｙ座標系において、Ｘ線投射強度をＡ(ｘ，ｙ)、被写
体のＸ線透過率分布をＴ(ｘ，ｙ)、散乱線分布をＳ
(ｘ，ｙ)、Ｘ線検出面の感度分布をＨ(ｘ，ｙ)とする
と、被写体の撮影データＤ(ｘ，ｙ)は、 Ｄ(ｘ，ｙ)＝{Ｔ(ｘ，ｙ)＋Ｓ(ｘ，ｙ)}・Ｈ(ｘ，ｙ)・Ａ
(ｘ，ｙ) となり、Ｘ線透過率が一様なファントムの撮影データＢ
(ｘ，ｙ)は、 Ｂ(ｘ，ｙ)＝ｋ・Ｈ(ｘ，ｙ)・Ａ(ｘ，ｙ) (ｋ：定数) となる。In order to create the sensitivity correction coefficient table,
A phantom with uniform X-ray transmittance is photographed, and the sensitivity data of the detector is measured for each pixel. This data is used as it is, or a high-frequency noise reduced by smoothing processing is used as the sensitivity correction coefficient table. In the xy coordinate system on the X-ray detection plane, the X-ray projection intensity is A (x, y), the X-ray transmittance distribution of the subject is T (x, y), and the scattered radiation distribution is S.
(x, y) and the sensitivity distribution of the X-ray detection surface is H (x, y), the imaging data D (x, y) of the subject is D (x, y) = {T (x, y) + S (x, y)} · H (x, y) · A
(x, y), and the phantom image data B with uniform X-ray transmittance
(x, y) becomes B (x, y) = k · H (x, y) · A (x, y) (k: constant).

【００１３】感度分布補正演算の一例としては、下記の
式(１)の左辺の演算を行う。 lnＤ(ｘ，ｙ)−lnＢ(ｘ，ｙ) ＝ln{Ｔ(ｘ，ｙ)＋Ｓ(ｘ，ｙ)}−lnｋ ・・・・(１) この場合、補正結果は式(１)の右辺となり、散乱線分布
は補正されずに残る。散乱線分布の補正方法としては、
散乱線を別に計測しておき、式(１)の演算結果を補正す
る方法がある。また、後述するように、画像を接合した
ときに、濃度差の補正を行うことにより、散乱線分布の
補正を行うことができる。位置対応テーブル作成のため
に、ファントム内の各構成要素の位置が既知である標準
ファントムを撮影する。この撮影画像の解析により、こ
れらの各構成要素の元の位置と測定位置との関係を知る
ことができる。元の位置座標をパラメータとし、測定画
像のどの座標に対応するかの関係を、位置対応テーブル
とする。As an example of the sensitivity distribution correction calculation, the calculation on the left side of the following equation (1) is performed. lnD (x, y) -lnB (x, y) = ln {T (x, y) + S (x, y)}-lnk (1) In this case, the correction result is the right side of Expression (1). And the scattered radiation distribution remains uncorrected. As a method of correcting the scattered radiation distribution,
There is a method of separately measuring scattered rays and correcting the calculation result of the formula (1). Further, as will be described later, when the images are joined together, the density difference can be corrected to correct the scattered radiation distribution. In order to create the position correspondence table, a standard phantom in which the position of each component in the phantom is known is photographed. By analyzing the captured image, it is possible to know the relationship between the original position of each of these components and the measurement position. Using the original position coordinates as parameters, the relationship of which coordinates in the measurement image correspond to the position correspondence table.

【００１４】一般には、完全に対応する画素は、測定画
像のディスクリートな位置には存在しないから、歪の無
い画像のすべての画素の座標について、近傍の測定画像
の座標を用いて内挿および外挿演算により求める。内挿
および外挿には、最近傍補間(０次補間)法，ラグランジ
ュ補間法，標本化関数補間法，スプライン補間法等の各
種の補間法から、いずれかの方法を選択して用いる。図
４に、標準ファントムの一例を示す。格子点のみに穴を
開けたファントムを用いる場合、位置対応テーブルも格
子の交点の画素位置のみに対応する測定画像の座標が入
ることになる。そこで、格子の交点の画素位置以外のテ
ーブルを４点ラグランジュ法で内挿および外挿を行うと
すれば、４つの格子の交点で囲まれる斜線部の画素は内
挿、それ以外の画素は外挿を行うことになる。後処理で
は、被検体の撮影により得られた入力画像について、ま
ず、感度補正が行われる。これは、入力画像のメモリ上
の座標の入力に対して、感度補正係数を感度補正係数テ
ーブルから求め、この係数で入力画像の値を除すること
により行う。Generally, completely corresponding pixels do not exist at discrete positions in the measurement image, so that the coordinates of all the pixels in the image without distortion are interpolated and extrapolated using the coordinates of the neighboring measurement images. Obtained by insertion calculation. For interpolation and extrapolation, any one of various interpolation methods such as a nearest neighbor interpolation (zero-order interpolation) method, a Lagrange interpolation method, a sampling function interpolation method, a spline interpolation method, etc. is selected and used. FIG. 4 shows an example of the standard phantom. When using a phantom in which holes are formed only at the grid points, the position correspondence table also contains the coordinates of the measurement image corresponding to only the pixel positions at the intersections of the grid. Therefore, if interpolation and extrapolation are performed on the table other than the pixel positions at the intersections of the lattice by the 4-point Lagrangian method, the pixels in the shaded area surrounded by the intersections of the four lattices are interpolated, and the other pixels are extrapolated. Will be inserted. In the post-processing, sensitivity correction is first performed on the input image obtained by photographing the subject. This is performed by obtaining the sensitivity correction coefficient from the sensitivity correction coefficient table for the input of the coordinates of the input image on the memory, and dividing the value of the input image by this coefficient.

【００１５】次に、幾何学的歪の補正が行われる。この
ために、歪の無い(元の位置の)画像の各画素に対して、
位置対応テーブルから測定画像上の対応する画素を求
め、測定画像におけるその画素の濃度値をもって、歪の
無い画像の濃度値とする。ただし、一般には、完全に対
応する画素は、測定画像のディスクリートな位置には存
在しないから、歪の無い画像のすべての画素の濃度値に
ついて、近傍の測定画像の濃度値を用いて内挿および外
挿演算により求める。内挿および外挿には、最近傍補間
(０次補間)法，ラグランジュ補間法，標本化関数補間
法，スプライン補間法等の各種の補間方法から、いずれ
かを選択して用いる。画像補正処理の後、画像合成処理
を行う。画像合成処理では、まず、画像の接合のための
接合位置を決定した後、接合位置に従って座標系を統一
して画像を接合し、濃度補正を行う。Next, the geometric distortion is corrected. For this reason, for each pixel of the undistorted (original position) image,
The corresponding pixel on the measurement image is obtained from the position correspondence table, and the density value of that pixel in the measurement image is used as the density value of the image without distortion. However, in general, completely corresponding pixels do not exist in the discrete positions of the measurement image, and therefore, for the density values of all the pixels of the image without distortion, interpolation using the density values of the neighboring measurement images and Calculated by extrapolation. Nearest neighbor interpolation for interpolation and extrapolation
Any one of various interpolation methods such as a (zero-order interpolation) method, a Lagrange interpolation method, a sampling function interpolation method, and a spline interpolation method is selected and used. After the image correction processing, image synthesis processing is performed. In the image synthesizing process, first, a joining position for joining images is determined, and then the images are joined by unifying the coordinate systems according to the joining position to perform density correction.

【００１６】図５に、接合位置の決定法の例を示す。図
５は、２回撮影の例を示しており、２個の円は、それぞ
れの撮影位置での検出系の視野を示している。図５(ａ)
は、複数のＸ線像に共通に現れる被検体の特徴(特定の
骨のエッジ等)を基準点にする方法である。図５(ａ)で
は、第１胸椎から第５胸椎までの胸椎と肋骨を示してあ
る。これらの骨の任意のエッジの１点、例えば黒丸印で
示した第２胸椎のエッジの角をマーカーとして用いる。
図５(ｂ)は、被検体に予めマーカーを付加してＸ線撮影
を行い、複数枚のＸ線像に共通に含まれるマーカーの位
置を基準点にする方法である。図５(ｂ)では、マーカー
に円形の金属片を用いた例を示す。図５(ｃ)は、既知の
透過率と位置関係を持つマーカーファントムを被検体に
重ねて撮影し、マーカーファントムの一部分、例えば黒
丸印で示した格子点を基準点にする方法である。この方
法では基準点を決定すると同時に、マーカーファントム
の位置における得られた画像の値から検出系の感度を、
得られた画像におけるマーカーファントムの位置関係か
ら歪を測定し、感度補正と幾何学的歪補正に用いること
ができる。FIG. 5 shows an example of a method for determining the joining position. FIG. 5 shows an example of two times of imaging, and two circles show the field of view of the detection system at each imaging position. Figure 5 (a)
Is a method of using a feature of a subject (edge of a specific bone or the like) commonly appearing in a plurality of X-ray images as a reference point. In FIG. 5A, the thoracic vertebra and ribs from the first thoracic vertebra to the fifth thoracic vertebra are shown. One point of any edge of these bones, for example, the corner of the edge of the second thoracic vertebra indicated by a black circle is used as a marker.
FIG. 5B is a method in which a marker is added to the subject in advance and X-ray imaging is performed, and the position of the marker commonly included in a plurality of X-ray images is used as a reference point. FIG. 5B shows an example in which a circular metal piece is used for the marker. FIG. 5C shows a method in which a marker phantom having a known positional relationship with the transmittance is superimposed on the subject and photographed, and a part of the marker phantom, for example, a grid point indicated by a black circle is used as a reference point. In this method, the reference point is determined, and at the same time, the sensitivity of the detection system is determined from the value of the image obtained at the position of the marker phantom.
The distortion can be measured from the positional relationship of the marker phantom in the obtained image, and can be used for sensitivity correction and geometric distortion correction.

【００１７】接合位置を決定するための基準点は複数枚
のＸ線像に共通に含まれることが望ましく、共通に含ま
れる場合の接合方法は、後段で図６を用いて説明する。
基準点が１視野にしか含まれない場合には、被写体空間
に対する基準点の座標が既知であるようにすることによ
り、画像を接合することができる。例えば、図５(ｃ)の
マーカーファントムの例では、白抜き丸印で示した４つ
の格子点の被写体空間における位置座標が既知であれ
ば、接合することができる。複数枚のディジタル画像の
合成方法としては、例えば、特開平2-264372号公報に開
示されている方法を用いることができる。この方法は、
複数のディジタル画像上で共通に写っている２点を抽出
し、この２点を結ぶ直線を接合線として画像を接合し、
各画像の平均濃度分布を算出し、画像の各画素の明暗レ
ベルを調節するものである。It is desirable that the reference point for determining the joining position is commonly included in a plurality of X-ray images, and the joining method in the case of being commonly included will be described later with reference to FIG.
When the reference point is included in only one visual field, the images can be joined by making the coordinates of the reference point with respect to the subject space known. For example, in the example of the marker phantom of FIG. 5C, if the position coordinates of the four grid points indicated by the white circles in the subject space are known, they can be joined. As a method of synthesizing a plurality of digital images, for example, the method disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-264372 can be used. This method
Extract two points that are common on multiple digital images, join the images with the straight line connecting these two points as the joining line,
The average density distribution of each image is calculated and the brightness level of each pixel of the image is adjusted.

【００１８】図６に、画像接合方法の一例を示す。図６
は、２枚のＸ線像に２個の基準点が共通に含まれる場合
を示しており、画像Ｌ上の接合位置を点Ａ１，Ｂ１、画
像Ｒ上の接合位置を点Ａ２，Ｂ２とする。ここで、Ａ１
とＡ２，Ｂ１とＢ２は被写体の同一部分で対応する位置
である。Ａ１とＡ２，Ｂ１とＢ２が一致するように、２
枚の画像の座標系を統一する。座標の変換にはアフィン
変換を用い、内挿および外挿された位置対応テーブルを
用いる。座標変換後、対応する接合位置が一致するよう
に２枚の画像を重ねる。接合位置Ａ１とＡ２の一致した
点をＡ、Ｂ１とＢ２の一致した点をＢとし、視野の境界
線の交点をＣ，Ｄとすると、折線ＣＡＢＤを接合線とし
て、その左側は画像Ｌ、右側は画像Ｒを用いて接合す
る。接合位置が複数の場合、各々一致した接合位置と視
野の境界線の交点をつなげた折線を接合線として、接合
を行う。FIG. 6 shows an example of the image joining method. Figure 6
Shows the case where two reference points are commonly included in two X-ray images, and the joining positions on the image L are points A1 and B1, and the joining positions on the image R are points A2 and B2. . Where A1
And A2, B1 and B2 are corresponding positions in the same part of the subject. 2 so that A1 and A2 and B1 and B2 match
Unify the coordinate system of the images. Affine transformation is used for coordinate conversion, and an interpolated and extrapolated position correspondence table is used. After the coordinate conversion, the two images are overlapped so that the corresponding joining positions match. When the point where the joining positions A1 and A2 coincide is A, the point where B1 and B2 coincide is B, and the intersections of the boundaries of the visual fields are C and D, the broken line CABD is the joining line, and the left side thereof is the image L, the right side. Joins using image R. When there are a plurality of joining positions, joining is performed using a broken line that connects the intersections of the matching joining position and the boundary line of the field of view as the joining line.

【００１９】接合後、接合位置での濃度の不連続を補正
するために、画像Ｌと画像Ｒの重複部分の濃度補正を行
う。図７に、濃度補正の一例を示す。ここで、画像Ｌの
画素値をｌ、画像Ｒの画素値をｒで表わすものとする。
本発明では、２枚の画像のいずれか一方にのみ含まれる
領域については、その画像の値を保存し、両方に含まれ
る領域については、以下に示すアルゴリズムによって計
算された補正係数に従って濃度補正を行う。ラインＧ上
の濃度補正を、図７(ｂ)に示す。ここで、接合線上での
画素値は、接合線上での画像Ｌと画像Ｒの画素値の平均
値とする。接合線近傍では、接合線上で画像Ｌと画像Ｒ
の画素値の変化が連続になるように、画素値に補正係数
を乗算する。補正係数は、図７(ｃ)に示すように、接合
線上で画像Ｌと画像Ｒの画素値が連続になるように線形
に変化させるものとし、１ライン(Ｘ軸方向)ごとに計算
される。After the joining, in order to correct the discontinuity of the density at the joining position, the density of the overlapping portion of the image L and the image R is corrected. FIG. 7 shows an example of density correction. Here, the pixel value of the image L is represented by 1, and the pixel value of the image R is represented by r.
In the present invention, the value of the image is saved for the area included in only one of the two images, and the density correction is performed for the area included in both of the images according to the correction coefficient calculated by the following algorithm. To do. The density correction on the line G is shown in FIG. Here, the pixel value on the joining line is the average value of the pixel values of the image L and the image R on the joining line. In the vicinity of the joining line, the image L and the image R are on the joining line.
The pixel value is multiplied by the correction coefficient so that the pixel value changes continuously. As shown in FIG. 7C, the correction coefficient is linearly changed so that the pixel values of the image L and the image R are continuous on the joining line, and is calculated for each line (X-axis direction). .

【００２０】以下に、補正係数の決定法の一例を示す。
接合線上での画素値を接合線上での画像Ｌと画像Ｒの画
素値の平均値とすると、接合線上での補正量ｍは、式
(２)で表わされる。 ｍ＝(ｌ−ｒ)／２ ・・・・(２) ここで、ｍは縦方向(Ｙ軸方向)に不連続となり、接合線
上での補正量がｍとなるように設定した補正係数も、図
７(ｄ)に示すように縦方向に不連続となる。従って、こ
の補正係数で濃度変換を行うと、変換後の画像の濃度は
１ライン毎に横方向には連続だが縦方向には不連続とな
る。縦方向にも連続な補正係数とするために、接合線上
での補正量を式(３)で表されるｍ’とする。ここで、ｉ
はＸ軸方向、ｊはＹ軸方向の画素位置を表わす。 ｍ’は、図７(ａ)に示すように、ｍを横ｐ画素、縦ｑ画
素のウィンドウで平滑化した値である。An example of a method of determining the correction coefficient will be shown below.
If the pixel value on the joining line is the average value of the pixel values of the image L and the image R on the joining line, the correction amount m on the joining line is
It is represented by (2). m = (l−r) / 2 (2) where m is discontinuous in the vertical direction (Y-axis direction), and the correction coefficient set so that the correction amount on the joining line is m , As shown in FIG. 7D, it becomes discontinuous in the vertical direction. Therefore, when density conversion is performed using this correction coefficient, the density of the converted image becomes continuous in the horizontal direction for each line but discontinuous in the vertical direction. In order to obtain a correction coefficient that is continuous also in the vertical direction, the correction amount on the joining line is m ′ represented by equation (3). Where i
Represents the pixel position in the X-axis direction and j represents the pixel position in the Y-axis direction. As shown in FIG. 7A, m ′ is a value obtained by smoothing m with a window of horizontal p pixels and vertical q pixels.

【００２１】接合線上での補正量がｍ’となるように設
定した補正係数は、図７(ｅ)に示すように縦方向にも連
続となる。この補正係数で濃度変換を行えば、変換後の
画像の濃度は、１ライン毎に横方向にも縦方向にも連続
となる。上記実施例においては、Ｘ線ＩＩが片肺と縦隔
部をカバーする入力視野の大きさを有し、複数回撮影と
しては最小撮影回数である２回の撮影で胸部全体を視野
に含むことができ、撮影および画像処理に必要とされる
時間が最短である。胸部用Ｘ線撮影装置としては、合成
画像の視野の形状は、正方形に近いものが好ましい。撮
影時間は、呼吸を停止して胸部の動きを最小限に制限す
るために、２秒以下であることが望ましい。本実施例で
は、Ｘ線ＩＩの入力視野が円形でその直径が３０〜４５
ｃｍ程度であり、２回の撮影の間の相対的移動距離が上
述の入力視野の直径のおよそ１／２であり、合成画像の
視野が１辺の長さが直径のおよそ(√３)／２倍の正方形
となっており、好適である。また、撮影時間は約０.５
秒以下であり、好適である。The correction coefficient set so that the correction amount on the joining line is m'is continuous in the vertical direction as shown in FIG. 7 (e). If density conversion is performed using this correction coefficient, the density of the converted image becomes continuous in the horizontal and vertical directions line by line. In the above embodiment, the X-ray II has the size of the input visual field that covers one lung and the mediastinum, and the entire chest is included in the visual field in two times, which is the minimum number of times of imaging for multiple times. And the time required for shooting and image processing is the shortest. As the chest X-ray imaging apparatus, it is preferable that the shape of the visual field of the composite image is close to a square. The imaging time is preferably less than 2 seconds to stop breathing and limit chest movements to a minimum. In this embodiment, the X-ray II input field is circular and has a diameter of 30 to 45.
cm, the relative movement distance between the two photographings is about ½ of the diameter of the input visual field, and the visual field of the composite image has a side length of approximately (√3) / diameter. It has a doubled square shape, which is preferable. Also, the shooting time is about 0.5
It is less than a second, which is preferable.

【００２２】上記実施例においては、移動機構はＸ線検
出系が、複数の撮影の間に水平な直線上を移動する構成
となっている。この構成は、胸部の撮影に適していると
同時に、重量物である検出系の移動に適している。移動
軌道は、直線軌道の他に、図８に示す円軌道が考えられ
る。直線軌道が移動方向を反転させなければならないの
に対し、円軌道ではその必要がないため、機構が簡略化
できる利点がある。撮影回数については、Ｘ線ＩＩが１
２インチ程度の小型の場合は、胸部撮影には４回の撮影
が好ましい。その場合の検出系は、図９に示す円軌道上
を移動する方法が、正方形に近い視野を得ることができ
るので好ましい。次に、本発明の第２の実施例の概略構
成を示す図として、Ｘ線撮影装置の上面図を図１０に示
す。本実施例に係るＸ線撮影装置においては、まず、Ｘ
線源３および被検体１７の位置は固定とし、撮影時に
は、Ｘ線源３とＸ線入力面の中心とを結んだ中心線上の
一定位置にＸ線源３があり、かつ、Ｘ線入力面が中心線
にほぼ垂直となるようにＸ線検出系１６を移動させる。
そのために撮影系は、Ｘ線管３を中心とした円弧上を移
動する。In the above-mentioned embodiment, the moving mechanism is so constructed that the X-ray detecting system moves on a horizontal straight line during a plurality of photographing operations. This configuration is suitable for photographing the chest and moving the detection system, which is a heavy object. As the moving trajectory, a circular trajectory shown in FIG. 8 can be considered in addition to the linear trajectory. While the linear orbit has to reverse the moving direction, the circular orbit does not have to do so, so there is an advantage that the mechanism can be simplified. X-ray II is 1
When the size is as small as 2 inches, four times of photographing is preferable for chest photographing. The detection system in that case is preferably a method of moving on the circular orbit shown in FIG. 9 because a field of view close to a square can be obtained. Next, FIG. 10 shows a top view of the X-ray imaging apparatus as a diagram showing the schematic configuration of the second embodiment of the present invention. In the X-ray imaging apparatus according to this embodiment, first, X
The positions of the radiation source 3 and the subject 17 are fixed, and at the time of imaging, the X-ray source 3 is located at a fixed position on the center line that connects the X-ray source 3 and the center of the X-ray input surface, and The X-ray detection system 16 is moved so that is substantially perpendicular to the center line.
Therefore, the imaging system moves on an arc centered on the X-ray tube 3.

【００２３】また、円弧上を移動する代わりに、回動中
心を持つステージ上にＸ線検出系１６を設定し、Ｘ線検
出系１６の中心を複数回撮影のための所定の位置に移動
するための直線移動系と検出系自身をＸ線源３に対面さ
せるための回転系を併用する移動機構が利用できる。こ
れにより、主要な動きが直線運動となり、Ｘ線検出系１
６の高速移動が可能となるという効果が得られる。な
お、上記実施例では、Ｘ線管３を固定した例を示した
が、他の実施例としては、Ｘ線管３のＸ線検出系１６に
対する向きを一定にする方法もある。これにより、Ｘ線
強度分布を一定にすることができ、焦点サイズを小さく
し、分解能を高めることができる。また、Ｘ線検出系と
被検体の相対的位置を変化させる手段としては、Ｘ線検
出系１６を移動させる方法の他に、被検体１７を移動さ
せる方法がある。その場合には、図１１に示すように、
Ｘ線源３およびＸ線検出系１６の位置は、Ｘ線源３とＸ
線検出系１６の中心とを結んで中心線に対してＸ線入力
面がほぼ垂直になるように固定し、撮影時の被検体１７
の位置は、Ｘ線源３と被検体１７の中心とを結んだ中心
線上の一定位置にＸ線源３があり、かつ、被検体１７が
中心線にほぼ垂となるようにすればよい。Further, instead of moving on an arc, the X-ray detection system 16 is set on a stage having a center of rotation, and the center of the X-ray detection system 16 is moved to a predetermined position for photographing a plurality of times. For this purpose, a moving mechanism that uses a linear moving system and a rotating system for facing the detection system itself to the X-ray source 3 can be used. As a result, the main movement becomes a linear movement, and the X-ray detection system 1
The effect that 6 high speed movements are possible is obtained. In the above embodiment, the example in which the X-ray tube 3 is fixed is shown, but as another embodiment, there is a method of keeping the orientation of the X-ray tube 3 with respect to the X-ray detection system 16 constant. As a result, the X-ray intensity distribution can be made constant, the focus size can be reduced, and the resolution can be improved. Further, as a means for changing the relative position between the X-ray detection system and the subject, there is a method of moving the subject 17 in addition to the method of moving the X-ray detection system 16. In that case, as shown in FIG.
The positions of the X-ray source 3 and the X-ray detection system 16 are the same as those of the X-ray source 3 and the X-ray source 3.
The X-ray input surface is fixed so as to be connected to the center of the line detection system 16 so that the X-ray input surface is substantially perpendicular to the center line.
The position may be such that the X-ray source 3 is located at a fixed position on the center line connecting the X-ray source 3 and the center of the subject 17, and the subject 17 is substantially perpendicular to the center line.

【００２４】なお、被検体のみを移動する方法には、検
出系に対して直接的な振動を与えないので、振動ノイズ
による影響を避けられる利点がある。Ｘ線検出系と被検
体の相対的位置を変化させることにより、目的撮影部位
を複数回に分割して撮影するための手段としては、前記
いくつかの実施例に示した方法の他に、被検体と検出系
の両方を同時にあるいは時系列的に移動する方法があ
る。両方を同時に移動する方法には、移動時間を短縮で
きる効果がある。また、Ｘ線照射時にも、検出系と被検
体の相対位置を連続的に変化させることにより、移動機
構を簡略化することができる。撮像管を用いる超高精細
カメラでは、走査線数と垂直方向の解像度に比較して走
査線方向の解像度は一般に低いので、Ｘ線グリッドを構
成するＸ線吸収板が撮像管の走査線方向と垂直である場
合には、該Ｘ線吸収板の像、即ちグリッドパターンが撮
影された画像上でぼけ、目視による診断で障害にならな
い効果がある。The method of moving only the subject has the advantage that the influence of vibration noise can be avoided because no direct vibration is applied to the detection system. As means for changing the relative position of the X-ray detection system and the subject to divide the target imaged region into a plurality of times for imaging, in addition to the methods described in the above-mentioned several embodiments, There is a method of moving both the sample and the detection system simultaneously or in time series. The method of moving both at the same time has an effect of shortening the moving time. Further, even during X-ray irradiation, the moving mechanism can be simplified by continuously changing the relative position between the detection system and the subject. In an ultra-high-definition camera using an image pickup tube, the resolution in the scanning line direction is generally lower than the number of scanning lines and the resolution in the vertical direction. Therefore, the X-ray absorbing plate forming the X-ray grid is arranged in the scanning line direction of the image pickup tube. When it is vertical, there is an effect that the image of the X-ray absorbing plate, that is, the image in which the grid pattern is photographed is blurred and does not hinder visual diagnosis.

【００２５】上記実施例においては、Ｘ線検出系とし
て、Ｘ線ＩＩと撮像管を利用するテレビカメラを用いた
Ｘ線ＩＩ−ＴＶ方式を採用している。この方式は、実時
間Ｘ線撮影系として技術開発が最も進歩し普及している
方式であり、２１００本走査や４２００本走査の超高精
細カメラの利用も可能であり、高解像度Ｘ線像を比較的
容易に得ることができる特長がある。また、この方式に
よる場合には、Ｘ線透視が可能であり、撮影の位置合せ
も容易に可能である。また、実時間で画像読み出しが可
能であるので、Ｘ線検出系１６が撮影位置に移動した後
には、短時間のうちに次の撮影が可能であり、連続撮影
も可能である。テレビカメラの撮像素子として撮像管を
用い、その走査線方向を複数の撮影のためのＸ線検出系
の移動方向と平行にすることにより、複数回の撮影によ
り得られた画像の位置合わせを平行移動のみで可能と
し、合成画像の生成処理の演算を単純化し、複数回撮影
から合成画像までに要する時間を短縮する効果がある。In the above embodiment, the X-ray II-TV system using the X-ray II and the television camera using the image pickup tube is adopted as the X-ray detection system. This method is the most advanced and popular technology development as a real-time X-ray imaging system, and it is also possible to use an ultra-high-definition camera of 2100 line scan or 4200 line scan to obtain a high-resolution X-ray image. There is a feature that can be obtained relatively easily. Further, in the case of this method, X-ray fluoroscopy is possible, and the position of the image can be easily aligned. Further, since the image can be read in real time, after the X-ray detection system 16 moves to the photographing position, the next photographing can be performed within a short time, and continuous photographing is also possible. An image pickup tube is used as the image pickup element of a television camera, and its scanning line direction is parallel to the moving direction of the X-ray detection system for multiple shots, so that the images obtained by multiple shots are aligned in parallel. There is an effect that it is possible only by moving, the calculation of the synthetic image generation processing is simplified, and the time required from photographing a plurality of times to the synthetic image is shortened.

【００２６】また、テレビカメラとしては、上記実施例
に述べた撮像管を用いる方式以外にＣＣＤ撮像素子を用
い、その画素配列が複数の撮影のためのＸ線検出系の移
動方向と平行であることを特長とすることができる。撮
像管を用いるカメラでは、読み出し走査時に機械的な振
動を与えると、撮像管内部の電極の固有新動の影響でノ
イズが発生して障害になる場合がある。また、機械的な
振動を除去した後にも、ノイズの減衰に一定の時間を要
する場合がある。一方、ＣＣＤ素子は固体素子であり、
振動によるノイズの発生がないので、Ｘ線照射後に画像
読み出しと同時に検出器系の移動を開始することがで
き、移動終了後、直ちに次の画像の撮影を開始すること
ができる。このため、画像合成のための複数枚のＸ線像
の撮影を高速で行うことができ、検出器系の移動時間に
おける被検体の動きが合成画像におよぼす影響を減少す
ることができる。As the television camera, a CCD image pickup device is used in addition to the system using the image pickup tube described in the above embodiment, and the pixel array thereof is parallel to the moving direction of the X-ray detection system for plural photographing. It can be characterized. In a camera using an image pickup tube, if mechanical vibration is applied during read-out scanning, noise may occur due to the inherent movement of the electrodes inside the image pickup tube, which may be an obstacle. Further, even after removing mechanical vibration, it may take a certain amount of time to attenuate noise. On the other hand, the CCD element is a solid-state element,
Since there is no generation of noise due to vibration, the movement of the detector system can be started at the same time as the image reading after the X-ray irradiation, and the photographing of the next image can be started immediately after the end of the movement. Therefore, a plurality of X-ray images for image combination can be captured at high speed, and the influence of the motion of the subject on the combined image during the movement time of the detector system can be reduced.

【００２７】Ｘ線検出系としては、Ｘ線ＩＩとテレビカ
メラの組み合わせのみに留まらず、蛍光板とテレビカメ
ラの組み合わせにも拡張できることは明らかである。こ
の場合は、蛍光板に起因する画像の幾何学的歪と画像の
低空間周波数成分の感度むらはＸ線ＩＩに比較して小さ
いために画像補正と合成がより容易であるという利点が
ある。ただし、高解像度蛍光板の感度はＸ線ＩＩの感度
より低いので、テレビカメラとしてはアバランシェ動作
を行う超高感度撮像管等の高感度撮像デバイスまたは冷
却型ＣＣＤ素子のような超低雑音撮像デバイスを使用す
る。本発明の利用分野は単に胸部撮影のみにとどまら
ず、体格の大きな被検者の、例えば、大腸のような大型
の臓器のＸ線撮影に対しても有効である。また、全身の
血管造影においても、画像の繋ぎ目部分を滑らかに表示
できるので、その近傍の血管の診断に好適である。ま
た、本発明に係るディジタルＸ線撮影装置は、従来のＸ
線撮影装置で可能な多くの応用も可能であり、それらの
適用範囲を拡大するものである。例えば、断層撮影，拡
大撮影，ステレオ撮影等の画像を、従来より大視野かつ
高精細画像に拡張することができる。It is obvious that the X-ray detection system is not limited to the combination of the X-ray II and the television camera but can be extended to the combination of the fluorescent screen and the television camera. In this case, the geometrical distortion of the image due to the fluorescent screen and the sensitivity unevenness of the low spatial frequency component of the image are smaller than those of the X-ray II, and therefore, there is an advantage that image correction and synthesis are easier. However, since the sensitivity of the high-resolution fluorescent screen is lower than that of X-ray II, a high-sensitivity image pickup device such as an ultra-high-sensitivity image pickup tube that performs avalanche operation or an ultra-low-noise image pickup device such as a cooled CCD device is used as a TV camera. use. The field of use of the present invention is not limited to chest radiography, but is also effective for X-ray radiography of a large body such as the large intestine of a subject having a large physique. In addition, even in whole-body angiography, the joint portion of the image can be displayed smoothly, which is suitable for diagnosing blood vessels in the vicinity thereof. Further, the digital X-ray imaging apparatus according to the present invention is a conventional X-ray imaging apparatus.
There are many possible applications of the radiography device, which extend their scope of application. For example, images of tomography, magnifying, stereo imaging, etc. can be expanded to have a larger field of view and higher definition than before.

【００２８】[0028]

【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、肺野部等の広い領域で高い空間分解能を有したデ
ィジタルＸ線撮影を実時間ＤＲ方式によって実現でき、
即時表示・診断が可能となるので、再撮影，撮影条件の
変更等が容易にでき、精密診断を可能とし、更に、スル
ープットを向上することが可能なディジタルＸ線撮影装
置を実現できるという顕著な効果を奏するものである。
より具体的に述べれば、本発明によれば、胸部用ＤＲ等
において、直接線を効果的に透過して散乱線を遮蔽し、
必要の無い視野におけるＸ線を遮麟することにより、Ｘ
線検出器の視野よりも広い範囲の部位を高い空間分解能
でＸ線撮影し、かつ、余分な被曝を防ぐことが可能なデ
ィジタルＸ線撮影装置を実現できるという顕著な効果を
奏するものである。As described above in detail, according to the present invention, digital X-ray photography having a high spatial resolution in a wide area such as a lung field can be realized by the real-time DR system.
Since the immediate display / diagnosis is possible, re-imaging, change of imaging conditions, etc. can be easily performed, precise diagnosis is possible, and further, it is possible to realize a digital X-ray imaging apparatus capable of improving throughput. It is effective.
More specifically, according to the present invention, in a chest DR or the like, direct rays are effectively transmitted to block scattered rays,
By blocking X-rays in an unnecessary field of view, X
X-ray imaging the site of a wider range than the field of view of the line detector with high spatial resolution, and capable of preventing the excessive exposure de
This has a remarkable effect of realizing a digital X-ray imaging apparatus .

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

【図１】本発明の一実施例に係るディジタルＸ線撮影装
置の概略構成を示す側面図である。FIG. 1 is a side view showing a schematic configuration of a digital X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図２】実施例に係るディジタルＸ線撮影装置における
撮影のシーケンスと検出器の移動のシーケンスを示す図
である。FIG. 2 is a diagram showing an imaging sequence and a detector movement sequence in the digital X-ray imaging apparatus according to the embodiment.

【図３】実施例に係る画像補正および合成アルゴリズム
の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of an image correction and composition algorithm according to the embodiment.

【図４】実施例に係る標準ファントムの一例を示す図で
ある。FIG. 4 is a diagram showing an example of a standard phantom according to an embodiment.

【図５】実施例における接合位置の一例を示す図であ
る。FIG. 5 is a diagram showing an example of a joining position in the example.

【図６】実施例における画像の接合の一例を示す図であ
る。FIG. 6 is a diagram showing an example of image joining in the embodiment.

【図７】実施例における濃度補正と補正係数の一例を示
す図である。FIG. 7 is a diagram showing an example of density correction and a correction coefficient in the embodiment.

【図８】実施例に係る検出系の移動軌道の一例を示す図
である。FIG. 8 is a diagram showing an example of a movement trajectory of the detection system according to the embodiment.

【図９】実施例に係る検出系の移動軌道の他の一例を示
す図である。FIG. 9 is a diagram showing another example of the movement trajectory of the detection system according to the embodiment.

【図１０】本発明の一実施例に係るＸ線撮影装置の上面
図である。FIG. 10 is a top view of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図１１】本発明の一実施例に係るＸ線撮影装置の上面
図である。FIG. 11 is a top view of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図１２】従来技術の問題点を説明するための図であ
る。FIG. 12 is a diagram for explaining a problem of the conventional technique.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 撮影制御装置 ２ 高電圧発生装置 ３ Ｘ線管 ４ Ｘ線しぼりおよびフイルタ ５ Ｘ線スリット ６ Ｘ線グリッド ７ Ｘ線ＩＩ ８ 光学レンズ系 １０ テレビカメラ １１ 画像収集・処理装置 １２ 画像表示装置 １３ 記録装置 １４ 移動機構 １５ 移動制御装置 １６ Ｘ線検出系 １７ 被検体 ２０ 高解像度撮像管 1 Shooting control device 2 High voltage generator 3 X-ray tube 4 X-ray squeezing and filtering 5 X-ray slit 6 X-ray grid 7 X-ray II 8 Optical lens system 10 TV camera 11 Image collection and processing equipment 12 Image display device 13 Recording device 14 Moving mechanism 15 Mobility control device 16 X-ray detection system 17 Subject 20 High-resolution camera tube

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 常岡 雅幸 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株式会社日立メディコ内 (72)発明者 横内 久猛 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株式会社日立メディコ内 (56)参考文献 特開 平４−215743（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−251233（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−371140（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−45737（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 6/00 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Masayuki Tsuneoka 1-1-14 Uchikanda, Chiyoda-ku, Tokyo Hitachi Medical Co., Ltd. (72) Inventor Hisatake Yokouchi 1-1-14 Uchikanda, Chiyoda-ku, Tokyo No. Hitachi Medical Co., Ltd. (56) Reference JP-A-4-215743 (JP, A) JP-A-3-251233 (JP, A) JP-A-4-371140 (JP, A) JP-A-61-45737 (JP, A) (58) Fields surveyed (Int.Cl. ⁷ , DB name) A61B 6/00

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】Ｘ線管を具備するＸ線発生手段と、前記Ｘ
線発生手段を制御するＸ線発生制御手段と、散乱Ｘ線を
遮蔽するＸ線グリッドを具備し、検査対象を透過したＸ
線を検出するＸ線検出手段と、前記Ｘ線検出手段からの
信号を収集し、前記検査対象を透過したＸ線のディジタ
ルＸ線画像を得る信号処理を行う信号処理手段と、前記
信号処理手段により得られる前記検査対象の画像を表示
する表示手段と、前記Ｘ線検出手段を移動させて、前記
Ｘ線検出手段、前記検査対象および前記Ｘ線管の相対位
置を変更する位置変更手段と、前記位置変更手段を制御
する位置変更制御手段と、前記位置変更制御手段および
前記Ｘ線発生制御手段を制御する撮影シーケンス制御手
段とを有し、 前記Ｘ線管を固定して前記Ｘ線検出手段を直線上に移動
させて、複数のディジタルＸ線画像を計測して、前記複
数のディジタルＸ線画像を接合することを特徴とするデ
ィジタルＸ線撮影装置。 1. An X-ray generating means having an X-ray tube, and the X-ray generating means.
X-ray generation control means for controlling the radiation generation means and scattered X-rays
Equipped with an X-ray grid to shield the X
X-ray detecting means for detecting a ray, and
X-ray digitizer that collects signals and passes through the inspection object
Signal processing means for performing signal processing for obtaining an X-ray image,
Display the image of the inspection object obtained by the signal processing means
By moving the display means and the X-ray detection means,
X-ray detection means, relative position of the inspection object and the X-ray tube
Position changing means for changing the position and controlling the position changing means
Position change control means, the position change control means, and
Imaging sequence control hand for controlling the X-ray generation control means
And a step for fixing the X-ray tube and moving the X-ray detection means on a straight line.
Then, by measuring a plurality of digital X-ray images,
A device characterized by joining a number of digital X-ray images.
Digital X-ray equipment. 【請求項２】Ｘ線管を具備するＸ線発生手段と、前記Ｘ
線発生手段を制御するＸ線発生制御手段と、散乱Ｘ線を
遮蔽するＸ線グリッドを具備し、検査対象を透過したＸ
線を検出するＸ線検出手段と、前記Ｘ線検出手段からの
信号を収集し、前記検査対象を透過したＸ線のディジタ
ルＸ線画像を得る信号処理を行う信号処理手段と、前記
信号処理手段により得られる前記検査対象の画像を表示
する表示手段と、前記Ｘ線検出手段を移動させて、前記
Ｘ線検出手段、前記検査対象および前記Ｘ線管の相対位
置を変更する位置変更手段と、前記位置変更手段を制御
する位置変更制御手段と、前記位置変更制御手段および
前記Ｘ線発生制御手段を制御する撮影シーケンス制御手
段とを有し、 前記Ｘ線管および前記検査対象の位置を固定して、前記
Ｘ線検出手段を前記Ｘ線管を中心とした円弧上を移動さ
せ、 撮影時には、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出手段のＸ線入力
画面の中心とを結んだ中心線上の一定位置に前記Ｘ線管
があり、 前記Ｘ線入力面が前記中心線にほぼ垂直となるようにＸ
線検出手段を移動させて、複数のディジタルＸ線画像を
計測して、前記複数のディジタルＸ線画像を接合するこ
とを特徴とするディジタルＸ線撮影装置。 2. An X-ray generating means including an X-ray tube, and the X-ray generating means.
X-ray generation control means for controlling the radiation generation means and scattered X-rays
Equipped with an X-ray grid to shield the X
X-ray detecting means for detecting a ray, and
X-ray digitizer that collects signals and passes through the inspection object
Signal processing means for performing signal processing for obtaining an X-ray image,
Display the image of the inspection object obtained by the signal processing means
By moving the display means and the X-ray detection means,
X-ray detection means, relative position of the inspection object and the X-ray tube
Position changing means for changing the position and controlling the position changing means
Position change control means, the position change control means, and
Imaging sequence control hand for controlling the X-ray generation control means
And a step for fixing the positions of the X-ray tube and the inspection target,
The X-ray detection means is moved on an arc centered on the X-ray tube.
Was, at the time of photographing, the X-ray input of the X-ray tube and the X-ray detector
The X-ray tube is placed at a fixed position on the center line connecting the center of the screen.
X , so that the X-ray input surface is almost perpendicular to the center line.
By moving the line detection means, a plurality of digital X-ray images can be obtained.
Measure and combine the plurality of digital X-ray images.
And a digital X-ray imaging apparatus.