JPH06189947A - X-ray tv device - Google Patents
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、Ｘ線ＴＶ装置に係
り、特にＴＶカメラにＣＣＤ（Charge CoupledDevice
）などの固体撮像素子を用いたＸ線ＴＶ装置に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray TV apparatus, and more particularly to a TV camera having a CCD (Charge Coupled Device).
) And an X-ray TV apparatus using a solid-state image sensor.
【０００２】[0002]
【従来の技術】一般に、消化器などの検査では、Ｘ線診
断が必要不可欠の検査項目となっている。例えば、Ｘ線
を用いた消化器造影検査は、通常、臓器の動態観察やフ
ィルム撮影の位置決めのために行う透視とその後の撮影
とを繰り返しながら実施される。この透視及び撮影を行
うための装置としてＸ線ＴＶ装置が知られている。この
Ｘ線ＴＶ装置における透視は、被検体を透過したＸ線を
可視光に変換し、その光信号をＴＶカメラで撮影するこ
とにより行われている。このＸ線ＴＶ装置において、動
きの早い被写体を動態観察したり、静止画を得る場合、
繰り返しＸ線パルスや単発Ｘ線パルスが用いられてい
る。2. Description of the Related Art Generally, X-ray diagnosis is an indispensable inspection item in the inspection of digestive organs. For example, a digestive organ contrast examination using X-rays is usually performed while repeating fluoroscopy for observing the dynamics of organs and positioning for film photography, and subsequent imaging. An X-ray TV apparatus is known as an apparatus for performing this fluoroscopy and photographing. The fluoroscopy in this X-ray TV apparatus is performed by converting the X-rays that have passed through the subject into visible light and capturing the optical signal with a TV camera. In this X-ray TV device, when observing a fast-moving subject in a dynamic state or obtaining a still image,
Repetitive X-ray pulses and single-shot X-ray pulses are used.
【０００３】撮像素子としては従来、撮像管が用いられ
てきたが、その撮像管の走査方式とＸ線パルスとには様
々の組み合わせがある。繰り返しＸ線パルスを用いる場
合、ａ１）インターレース走査方式、ａ２）プログレッ
シブ（ノンインターレース）走査方式、があり、単発Ｘ
線パルスを用いる場合、ｂ１）プログレッシブ走査方
式、がある。Conventionally, an image pickup tube has been used as an image pickup element, but there are various combinations of the scanning method of the image pickup tube and the X-ray pulse. When the repetitive X-ray pulse is used, there are a1) interlaced scanning method and a2) progressive (non-interlaced) scanning method, and single-shot X
When a line pulse is used, there is b1) progressive scanning method.
【０００４】方式「ａ１」は各フィールド毎にＸ線を曝
射するもので、被検体の動きが早い場合、奇数、偶数フ
ィールドで得られる出力信号が異なるため、フリッカー
が発生し易く、また垂直変調度が良くない。ＮＴＳＣ方
式の場合、毎秒６０回のＸ線曝射を行えば、メモリ装置
無しで画像が得られ、簡便性がある。方式「ａ２」、
「ｂ１」は通常、メモリ装置を必要とするが、被写体の
動きによるフリッカー発生が無く、垂直変調度も良いな
ど、画質が優れているので、一般にこの方式が採用され
ている。The method "a1" irradiates X-rays in each field, and when the subject moves fast, the output signals obtained in the odd and even fields are different, so that flicker is likely to occur, and vertical The degree of modulation is not good. In the case of the NTSC system, if X-ray irradiation is performed 60 times per second, an image can be obtained without a memory device, which is convenient. Method "a2",
"B1" usually requires a memory device, but this system is generally adopted because it has excellent image quality such as no flicker due to movement of the subject and good vertical modulation.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た撮像管には残像があるため、バイアスライトなど、残
像対策が必要になるし、また残像防止機構を組み込んで
もＸ線パルス列に対する映像信号の立上がりが悪い。さ
らに、Ｘ線パルス間隔を変えると、一般に映像信号が変
動するなどの理由から、Ｘ線ＴＶを使う上での機能制限
がある。However, since the above-mentioned image pickup tube has an afterimage, it is necessary to take measures against afterimage such as a bias light, and even if the afterimage preventing mechanism is incorporated, the rise of the video signal with respect to the X-ray pulse train does not occur. bad. Furthermore, when the X-ray pulse interval is changed, the function of the X-ray TV is limited because the video signal generally varies.
【０００６】この発明は、上述した従来技術の問題に鑑
みてなされたもので、メモリや残像対策の必要の無い簡
単な構成で、良好な透視画像を得ることを、目的とす
る。The present invention has been made in view of the above-mentioned problems of the prior art, and it is an object of the present invention to obtain a good perspective image with a simple structure that does not require any memory or measures against afterimage.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明に係るＸ線ＴＶ装置は、Ｘ線パルスを被検
体に向けて曝射するＸ線管と、上記被検体を透過したＸ
線を光信号に変換する変換器と、この変換器により変換
された光信号に応じた映像信号を生成するＴＶカメラと
を備えた。上記ＴＶカメラには、上記光信号を入射させ
且つ奇数フィールドシフトパルス及び偶数フィールドシ
フトパルスに基づいたフレーム蓄積モードで動作する固
体撮像素子を内蔵する一方、上記フィールドシフトパル
スに応じて上記Ｘ線パルスの幅の上限値を１フィールド
分に設定する上限値設定手段と、この上限値設定手段に
より設定された上限値に収まる幅のＸ線パルスを設定す
るパルス幅設定手段と、このパルス幅設定手段により設
定されたパルス幅のＸ線パルスを上記両フィールドシフ
トパルスの一方に同期して前記Ｘ線管から曝射させるＸ
線パルス曝射手段とを備えた。In order to achieve the above object, an X-ray TV apparatus according to the present invention has an X-ray tube for irradiating an object with X-ray pulses and an X-ray transmitted through the object.
A converter for converting the line into an optical signal and a TV camera for generating a video signal according to the optical signal converted by the converter were provided. The TV camera has a built-in solid-state image pickup device which receives the optical signal and operates in a frame accumulation mode based on an odd field shift pulse and an even field shift pulse, while the X-ray pulse is generated according to the field shift pulse. Upper limit value setting means for setting the upper limit value of the width of one field for one field, pulse width setting means for setting an X-ray pulse having a width falling within the upper limit value set by the upper limit value setting means, and this pulse width setting means The X-ray pulse having the pulse width set by X is emitted from the X-ray tube in synchronization with one of the field shift pulses.
Line pulse exposure means.
【０００８】[0008]
【作用】上限値設定手段により、フィールドシフトパル
スのパルス間隔の１／２（即ち１フィールド分）に相当
する幅がＸ線パルス幅の上限値として設定される。また
撮影情報、即ち被検体の造影剤のスピードやＸ線条件に
応じてＸ線パルス幅がパルス幅設定手段により設定され
るが、このＸ線パルスの幅は上記上限値を越えない。こ
のように設定されたＸ線パルスが、Ｘ線パルス曝射手段
により、奇数、偶数フィールドシフトパルスの一方に同
期してＸ線管から曝射される。これにより、Ｘ線パルス
は１フィールド内に収まる。このＸ線パルスに対応した
光信号はＴＶカメラの、ＣＣＤなどの固体撮像素子によ
り受光される。この固体撮像素子はフレーム蓄積モード
で動作しており、奇数フィールド、偶数フィールドの光
蓄積時間に蓄積された電荷が、これらの期間に引き続く
フィールドシフトパルスで順次、殆ど完全に読み出さ
れ、１つの完全なフレーム信号となる。このフレーム信
号が透視画像としてモニタに表示される。つまり、イン
ターレース走査であっても、メモリ無しの構造で、プロ
グレッシブ走査相当の垂直解像度が得られる。またＣＣ
Ｄなどの固体撮像素子は残像が殆ど無いので、残像対策
の必要もない。The upper limit setting means sets the width corresponding to 1/2 of the pulse interval of the field shift pulse (that is, one field) as the upper limit of the X-ray pulse width. Further, the X-ray pulse width is set by the pulse width setting means according to the imaging information, that is, the speed of the contrast medium of the subject and the X-ray condition, but the width of the X-ray pulse does not exceed the upper limit value. The X-ray pulse thus set is emitted from the X-ray tube in synchronization with one of the odd and even field shift pulses by the X-ray pulse emitting means. As a result, the X-ray pulse falls within one field. An optical signal corresponding to this X-ray pulse is received by a solid-state image pickup device such as a CCD of a TV camera. This solid-state image pickup device operates in the frame accumulation mode, and the charges accumulated during the light accumulation time of the odd field and the even field are read out almost completely by the field shift pulse following these periods, and the electric charges are It becomes a complete frame signal. This frame signal is displayed on the monitor as a fluoroscopic image. That is, even with interlaced scanning, a vertical resolution equivalent to progressive scanning can be obtained with a structure having no memory. Also CC
Since the solid-state image sensor such as D has almost no afterimage, it is not necessary to take measures against afterimage.
【０００９】[0009]
【実施例】この発明の一実施例を図１〜図４に基づき説
明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
【００１０】図１に示すＸ線ＴＶ装置は、Ｘ線を照射可
能なＸ線管１と、このＸ線管１に接続されたＸ線高電圧
装置２とを備えている。Ｘ線高電圧装置２は、透視のと
きに、後述するように与えられる指令信号に対応した高
電圧をＸ線管１に供給可能になっている。これにより、
Ｘ線管１は被検体Ｐに向けて指令強度、指令パルス幅の
Ｘ線を曝射できる。The X-ray TV apparatus shown in FIG. 1 comprises an X-ray tube 1 capable of irradiating X-rays, and an X-ray high voltage device 2 connected to this X-ray tube 1. The X-ray high-voltage device 2 can supply a high voltage corresponding to a command signal given to the X-ray tube 1 as will be described later during fluoroscopy. This allows
The X-ray tube 1 can irradiate the subject P with X-rays having a command intensity and a command pulse width.
【００１１】Ｘ線管１が形成するＸ線照射野の所定位置
には、Ｘ線蛍光倍増管（Ｉ．Ｉ．）３が配設されてい
る。このＸ線蛍光倍増管３は、被検体Ｐを透過してきた
Ｘ線を、その強度に対応した可視光に変換する。Ｘ線蛍
光倍増管３の出力光側には、屈折レンズ群４で形成され
る光学系を介してＴＶカメラ７が設けられ、このＴＶカ
メラ７の出力端は画像表示器８に接続されている。An X-ray fluorescent multiplier (II) 3 is arranged at a predetermined position in the X-ray irradiation field formed by the X-ray tube 1. The X-ray fluorescence multiplier tube 3 converts the X-rays that have passed through the subject P into visible light corresponding to the intensity thereof. On the output light side of the X-ray fluorescence multiplier tube 3, a TV camera 7 is provided via an optical system formed by the refraction lens group 4, and the output end of the TV camera 7 is connected to the image display 8. .
【００１２】さらに、Ｘ線高電圧装置２とＴＶカメラ７
との間にはＸ線制御器９が介挿されている。Ｘ線制御器
９は、後述するＴＶカメラ７から出力されるフィールド
シフトパルスなどを入力して、Ｘ線高電圧装置２に所望
強度、パルス幅及び繰返し周波数のＸ線パルス指令信号
を出力するようになっている。Further, the X-ray high voltage device 2 and the TV camera 7
An X-ray controller 9 is interposed between the and. The X-ray controller 9 inputs a field shift pulse output from the TV camera 7 described later and outputs an X-ray pulse command signal having a desired intensity, pulse width and repetition frequency to the X-ray high voltage device 2. It has become.
【００１３】これをＴＶカメラ７との関連で説明する。This will be described in connection with the TV camera 7.
【００１４】上記ＴＶカメラ７は図２に示すように、固
体撮像素子（ＳＩＤ）としてのインターライン型ＣＣＤ
２０を、その光信号の入射位置に備えている。このＣＣ
Ｄ２０は、入射する光信号を映像電気信号に変換するも
ので、フレーム蓄積（積分）モードで動作可能に構成さ
れている。ＣＣＤ２０の出力側は映像増幅回路２１を介
して映像プロセス回路２２が接続され、この映像プロセ
ス回路２２で処理した映像信号が前記画像表示器８に出
力される。The TV camera 7 is, as shown in FIG. 2, an interline CCD as a solid-state image sensor (SID).
20 is provided at the incident position of the optical signal. This CC
D20 converts an incident optical signal into a video electric signal, and is configured to be operable in a frame accumulation (integration) mode. The output side of the CCD 20 is connected to a video process circuit 22 via a video amplifier circuit 21, and the video signal processed by the video process circuit 22 is output to the image display 8.
【００１５】また、ＣＣＤ２０には水平駆動回路２３及
び垂直駆動回路２４を介してパルス発生整形回路２５が
接続されている。パルス発生整形回路２５はＣＣＤ２０
のフレーム蓄積モードの動作制御や映像処理に必要な各
種のパルス信号を発生・整形するもので、フィールドシ
フトパルスを含む動作制御用パルス群が水平駆動回路２
３及び垂直駆動回路２４に出力され、映像処理用のパル
スが映像増幅回路２１及び映像プロセス回路２２に出力
されている。パルス発生整形回路２５はまた、上記フィ
ールドシフトパルスをＸ線制御器９に出力する回路を内
臓している。A pulse generation shaping circuit 25 is connected to the CCD 20 via a horizontal drive circuit 23 and a vertical drive circuit 24. The pulse generation shaping circuit 25 is the CCD 20.
Is for generating and shaping various pulse signals necessary for operation control in the frame accumulation mode and image processing, and the operation control pulse group including the field shift pulse is used for the horizontal drive circuit 2.
3 and the vertical drive circuit 24, and the video processing pulse is output to the video amplifier circuit 21 and the video process circuit 22. The pulse generation / shaping circuit 25 also includes a circuit for outputting the field shift pulse to the X-ray controller 9.
【００１６】ここで、フィールドシフトパルスを受けた
Ｘ線制御器９の動作について説明する。The operation of the X-ray controller 9 which receives the field shift pulse will be described below.
【００１７】一般に、Ｘ線管１から発生されるＸ線量
は、Ｘ線管電圧、管電流およびＸ線照射時間つまりＸ線
パルス幅によって決定される。Ｘ線パルス幅は、Ｘ線制
御器９によって外部から設定できるようになっている
が、Ｘ線パルス幅を狭くすると、必要なＸ線量を確保す
るため、管電圧や管電流を増加させなければならず、Ｘ
線管１やＸ線高電圧装置２の定格条件からＸ線パルス幅
の下限に制限を受ける。一方、Ｘ線パルス幅の上限は、
奇数あるいは偶数のフィールドシフトパルスの時間間隔
の１／２となっている。術者はこの制限内にあるＸ線パ
ルス幅を被検体の造影剤のスピードや体厚などを考慮し
て選択する。なお、画像の輝度を一定とするため、図示
しない透視輝度調整（ＡＢＣ）が一般的に用いられてお
り、Ｘ線パルスの選択を変えても管電圧や管電流はこれ
に応じて自動的に設定されるようになっている。Generally, the X-ray dose generated from the X-ray tube 1 is determined by the X-ray tube voltage, the tube current and the X-ray irradiation time, that is, the X-ray pulse width. The X-ray pulse width can be set from the outside by the X-ray controller 9. However, if the X-ray pulse width is narrowed, the tube voltage or the tube current must be increased in order to secure the necessary X-ray dose. No, X
The lower limit of the X-ray pulse width is limited by the rated conditions of the X-ray tube 1 and the X-ray high-voltage device 2. On the other hand, the upper limit of the X-ray pulse width is
It is 1/2 of the time interval of the odd or even field shift pulse. The operator selects an X-ray pulse width within this limit in consideration of the speed and body thickness of the contrast medium of the subject. In addition, in order to keep the brightness of the image constant, a perspective brightness adjustment (ABC) not shown is generally used, and the tube voltage and the tube current are automatically adjusted according to this even if the selection of the X-ray pulse is changed. It is set.
【００１８】次に、パルス幅をフィールドシフトパルス
の時間間隔１の１／２に上限値を設定する具体例を図３
（ａ）に示す。図３（ａ）はＸ線制御器９のフィールド
シフトパルスを受ける回路例で、９１は単安定マルチバ
イブレータ（Ｍ／Ｍ）、９２はＸ線パルスの上限幅を設
定する調整器、９３はＡＮＤ回路を示している。ＡＮＤ
回路９３には前記した術者が選択するＸ線パルス幅が入
力されており、また、出力には決定されたＸ線パルス幅
が得られる。このＸ線パルス幅でＸ線管１からＸ線が発
生する。入力されたフィールドシフトパルスＡはパルス
幅調整器９２によって設定された上限パルス幅に整形さ
れ、図３（ｂ）に示すようにＭ／Ｍ出力Ｂが得られ、Ａ
ＮＤ回路９３に入力される。Next, a concrete example of setting the upper limit of the pulse width to 1/2 of the time interval 1 of the field shift pulse is shown in FIG.
It shows in (a). FIG. 3A is an example of a circuit that receives the field shift pulse of the X-ray controller 9, 91 is a monostable multivibrator (M / M), 92 is an adjuster that sets the upper limit width of the X-ray pulse, and 93 is an AND. The circuit is shown. AND
The X-ray pulse width selected by the operator is input to the circuit 93, and the determined X-ray pulse width is obtained at the output. X-rays are generated from the X-ray tube 1 with this X-ray pulse width. The input field shift pulse A is shaped into the upper limit pulse width set by the pulse width adjuster 92, and the M / M output B is obtained as shown in FIG.
It is input to the ND circuit 93.
【００１９】ＡＮＤ回路９３では選択パルス幅が上限パ
ルス幅より狭いときは図のように選択パルス幅が出力さ
れる。何等かの理由で選択パルス幅が上限パルス幅より
広い場合が生じても、図３（ｃ）に示すようにＡＮＤ出
力Ｄには上限パルス幅が得られるので、Ｘ線パルス幅は
常に上限パルス幅以下となり、パルス周波数はフィール
ドシフトパルスの周波数と同一となる。When the selection pulse width is narrower than the upper limit pulse width, the AND circuit 93 outputs the selection pulse width as shown in the figure. Even if the selection pulse width is wider than the upper limit pulse width for some reason, since the upper limit pulse width is obtained in the AND output D as shown in FIG. 3C, the X-ray pulse width is always the upper limit pulse width. The width is less than the width, and the pulse frequency is the same as the frequency of the field shift pulse.
【００２０】続いて本実施例の全体動作を図４により説
明する。Next, the overall operation of this embodiment will be described with reference to FIG.
【００２１】電源投入により、ＴＶカメラ７のパルス発
生整形回路２５からフィールドシフトパルスがＸ線制御
器９にも送られる。被検体の体厚や造影剤のスピードな
どを考慮して術者がＸ線パルス幅を選択すると、前述し
た図３記載の動作が行なわれる。すなわち、透視Ｘ線の
Ｘ線周波数、Ｘ線パルス幅が決定される。なお、Ｘ線強
度に係わる前述したＡＢＣ動作については、便宜上説明
を除く。When the power is turned on, a field shift pulse is also sent from the pulse generation shaping circuit 25 of the TV camera 7 to the X-ray controller 9. When the operator selects the X-ray pulse width in consideration of the body thickness of the subject and the speed of the contrast medium, the operation shown in FIG. 3 described above is performed. That is, the X-ray frequency and the X-ray pulse width of the transparent X-ray are determined. Note that the above-mentioned ABC operation relating to the X-ray intensity will not be described for convenience.
【００２２】そして、図示しないＸ線スイッチを投入す
ると、Ｘ線制御器９からＸ線高電圧装置２に指令が送ら
れ、Ｘ線管１から指令されたパルス幅、周波数、強度の
Ｘ線パルスＸ１，Ｘ２，…が図４（ｄ）の如く２フィー
ルド毎に曝射される。このＸ線パルスＸ１，Ｘ２，…
は、例えば偶数フィールドのフィールドシフトパルスに
同期し（そのパルス立上がりよりも所定時間遅らせても
よい）且つその偶数フィールドシフトパルス間隔の半分
の幅（即ち１フィールドの幅＝上限値）を越えないパル
スとなる。このため、ある１つのＸ線パルスＸ１は、偶
数フィールドの光蓄積期間Ｂ１の前半１フィールド内に
収まり、且つ、奇数フィールドの光蓄積期間Ａ１の後半
１フィールド内に収まる。Ｘ線パルスＸ２以降について
も同様である。Then, when an X-ray switch (not shown) is turned on, a command is sent from the X-ray controller 9 to the X-ray high-voltage device 2, and an X-ray pulse having the pulse width, frequency and intensity commanded by the X-ray tube 1. X 1 , X 2 , ... Are exposed every two fields as shown in FIG. This X-ray pulse X 1 , X 2 , ...
Is, for example, a pulse which is synchronized with a field shift pulse of an even field (may be delayed by a predetermined time from the rising edge of the pulse) and does not exceed the half width of the even field shift pulse interval (that is, the width of one field = upper limit value). Becomes Therefore, one certain X-ray pulse X 1 falls within the first half field of the even field light accumulation period B 1 and within the second half field of the odd field light accumulation period A 1 . The same applies to the X-ray pulse X 2 and thereafter.
【００２３】このように周期的に曝射されたＸ線パルス
Ｘ１，Ｘ２，…は被検体Ｐを透過し、Ｘ線蛍光増倍管３
出力面で透視画像になる。この透視画像は可視光線とし
て光学系４を通りＴＶカメラ７に入射し、ＴＶカメラ７
のＣＣＤ２０で撮像される。これにより、例えばＸ線パ
ルスＸ１に係る可視光線は奇数、偶数フィールドの光蓄
積期間Ａ１，Ｂ１に電荷としてＣＣＤ２０の受光部に蓄
積される。この蓄積電荷は、Ｘ線パルスＸ１のみに依存
するもので、それらの蓄積期間Ａ１，Ｂ１に引き続くフ
ィールドシフトパルスで順次完全に読み出され、図４
（ｅ）に示すようにＣＣＤ出力信号Ａ１´，Ｂ１´とな
る。この出力信号Ａ１´，Ｂ１´は１枚の完全なフレー
ム信号Ｆ１を形成するもので、映像回路２１、映像プロ
セス回路２２を経て画像表示器８に送られる。これによ
り、画像表示器８には、一組の出力信号Ａ１´，Ｂ１´
に係る透視画像が表示される。Ｘ線パルスＸ２，Ｘ３，
…についても同様であり、奇数、偶数フィールドの光蓄
積期間Ａ２，Ｂ２、Ａ３，Ｂ３、…に係る電荷蓄積に対
応して、夫々、ＣＣＤ出力信号Ａ２´，Ｂ２´、Ａ
３´，Ｂ３´、…が得られ、フレーム信号Ｆ２、Ｆ３、
…が形成される（図４（ｅ）参照）。このフレーム信号
Ｆ２、Ｆ３、…による透視画像が画像表示器８で切れ目
無く連続的に表示されるから、動態観察が可能になる。The X-ray pulses X 1 , X 2 , ... Which have been thus periodically emitted pass through the subject P, and the X-ray fluorescence multiplier 3
It becomes a perspective image on the output side. This perspective image passes through the optical system 4 and enters the TV camera 7 as visible light, and the TV camera 7
The image is picked up by the CCD 20. As a result, for example, the visible light ray related to the X-ray pulse X 1 is accumulated in the light receiving portion of the CCD 20 as electric charge in the light accumulation periods A 1 and B 1 of the odd and even fields. This accumulated charge depends only on the X-ray pulse X 1 , and is sequentially and completely read out by the field shift pulse following the accumulation periods A 1 and B 1 , as shown in FIG.
As shown in (e), the CCD output signals A 1 ′ and B 1 ′ are obtained. The output signals A 1 ′ and B 1 ′ form one complete frame signal F 1 and are sent to the image display 8 via the video circuit 21 and the video process circuit 22. As a result, the image display 8 has a set of output signals A 1 ′ and B 1 ′.
A perspective image according to is displayed. X-ray pulse X 2 , X 3 ,
The same applies to ..., Corresponding to the charge accumulation relating to the light accumulation periods A 2 , B 2 , A 3 , B 3 , ... Of odd and even fields, CCD output signals A 2 ′, B 2 ′, respectively. A
3 ′, B 3 ′, ... are obtained, and the frame signals F 2 , F 3 ,
Are formed (see FIG. 4E). Since the fluoroscopic images based on the frame signals F 2 , F 3 , ... Are continuously displayed on the image display 8 without any break, dynamic observation is possible.
【００２４】このように、残像が殆ど零（これは蓄積し
た電荷が引き続くフィールド期間に殆ど完全に読み出さ
れることに相当）のＣＣＤをフレーム積分モードで動作
させ、Ｘ線パルス幅を１フィールド期間内に収めた。こ
のため、メモリを付加しなくても、インターレース走査
を利用してプログレッシブ走査相当の透視画像を得るこ
とができ、動きボケの少ない、高画質のＸ線ＴＶ装置を
提供できる。As described above, the CCD having an afterimage of almost zero (which corresponds to almost complete reading of accumulated charges in the subsequent field period) is operated in the frame integration mode, and the X-ray pulse width is set within one field period. I put it in. Therefore, a perspective image equivalent to progressive scanning can be obtained by using interlaced scanning without adding a memory, and a high-quality X-ray TV device with less motion blur can be provided.
【００２５】この画質向上を、従来のフィールド蓄積モ
ードとフレーム蓄積モードとの関連でさらに説明する。
フレーム蓄積モードでは上述した如く、フィールド蓄積
モード時と同様に、奇数、偶数各フィールド毎に出力信
号が得られる（図４（ｅ））。このフレーム蓄積モード
での光蓄積期間は２フィールドであるため、放送用のビ
デオカメラのように、時間的に連続した光で撮像する場
合、被写体の動きによる残像が大きいので、光蓄積期間
が１フィールドである、図示しないフィールド蓄積モー
ドが一般に用いられている。This image quality improvement will be further described in relation to the conventional field accumulation mode and frame accumulation mode.
As described above, in the frame accumulation mode, an output signal is obtained for each of the odd and even fields as in the field accumulation mode (FIG. 4 (e)). Since the light accumulation period in this frame accumulation mode is 2 fields, when capturing with temporally continuous light like a video camera for broadcasting, since the afterimage due to the movement of the subject is large, the light accumulation period is 1 A field accumulation mode (not shown), which is a field, is generally used.
【００２６】このフィールド蓄積モードでは、垂直方向
の２画素の信号を合算して読み取るため、画像の垂直方
向の開口が大きくなり、垂直解像度が劣る。これを解消
するため、垂直２画素の合算を行わず、１画素分の信号
を捨てる（つまり信号値を半分にする）ことにより、垂
直解像度を向上させる考えも提案されている。しかし、
Ｘ線ＴＶ装置において信号を半分捨てることは、Ｘ線の
エネルギーを半分捨てることになるため、Ｘ線カンタム
雑音のレベルを同じに保つためには２倍のＸ線量が必要
になる。これは、被曝線量を考慮すると好ましいことで
はない。In this field storage mode, signals of two pixels in the vertical direction are combined and read, so the aperture in the vertical direction of the image becomes large and the vertical resolution is poor. In order to solve this, it has been proposed that the vertical resolution is improved by discarding the signal for one pixel (that is, halving the signal value) without summing the two vertical pixels. But,
Discarding half the signal in an X-ray TV system means discarding half the energy of the X-rays, thus requiring twice the X-ray dose to keep the level of X-ray quantum noise the same. This is not preferable considering the radiation dose.
【００２７】これに対して、フレーム蓄積モードの場
合、垂直方向の１画素を読み込むためフログレッシブ走
査相当の解像度となり、フィールド蓄積モードの場合よ
りも高い垂直解像度が得られるのである。On the other hand, in the frame accumulation mode, since one pixel in the vertical direction is read, the resolution is equivalent to progressive scanning, and a higher vertical resolution can be obtained than in the field accumulation mode.
【００２８】さらに、本実施例によれば、従来、撮像管
に用いられていたバイアスライトなどの残像対策が不要
になり、装置の構成が簡素化される。さらに、残像が殆
ど無いので、映像信号の立上がり時間が短くなる。Further, according to the present embodiment, it is not necessary to take measures against afterimage such as a bias light which has been conventionally used for an image pickup tube, and the structure of the apparatus is simplified. Furthermore, since there is almost no afterimage, the rise time of the video signal is shortened.
【００２９】さらに、この実施例のＸ線ＴＶ装置には以
下の利点がある。Ｘ線パルスが単発の場合、繰り返し周
波数を下げる場合、又はＸ線曝射中に繰り返し周波数を
変える場合にも安定な信号が得られる。この特性は固体
撮像素子（ＳＩＤ）の画素数に関係無く得られるので、
例えば静止画を得るために単発のＸ線を曝射する場合、
多画素の固体撮像素子を用いれば、フィルム撮影（透視
に続いて実施される、いわゆる撮影）を行うときのＸ線
条件より遥かに少ない線量で、フィルム画像に代わる良
質な画像を提供できるようになる。また、Ｘ線パルスの
頻度を図４に示す、例えば１／４にすれば、患者の被曝
線量を１／４に下げることができ、動きの遅い被検体の
観察に有用となる。さらに、撮像管の残像に対比される
利点がある。つまり、撮像管を用いると残像が出るた
め、Ｘ線曝射中にＸ線パルスの繰返し周波数を変えると
出力信号が変化し、とくに画像の引き算を行う必要があ
るＤＳＡ(Digital Subtraction Angiography) 装置で
は、その引き算が困難になっていた。しかし、この実施
例によれば、Ｘ線曝射中にＸパルスの繰返し周波数を変
えても出力信号のレベルが一定のため、Ｘ線パルス間隔
を変化させた引き算が可能で、ＤＳＡ装置においても新
たな臨床価値を生み出すことができる。Further, the X-ray TV apparatus of this embodiment has the following advantages. A stable signal can be obtained when the X-ray pulse is a single shot, when the repetition frequency is lowered, or when the repetition frequency is changed during X-ray exposure. Since this characteristic can be obtained regardless of the number of pixels of the solid-state image sensor (SID),
For example, when exposing a single X-ray to obtain a still image,
By using a multi-pixel solid-state image sensor, it is possible to provide a high-quality image that replaces a film image with a dose far lower than the X-ray condition when performing film photographing (so-called photographing that is performed after fluoroscopy). Become. Further, if the frequency of the X-ray pulse is set to, for example, 1/4 as shown in FIG. 4, the dose of the patient can be reduced to 1/4, which is useful for observing a slow-moving subject. Furthermore, there is an advantage compared with the afterimage of the image pickup tube. In other words, when an image pickup tube is used, an afterimage appears, so that the output signal changes when the repetition frequency of the X-ray pulse is changed during X-ray exposure, and especially in the DSA (Digital Subtraction Angiography) device that needs to subtract an image. , The subtraction was difficult. However, according to this embodiment, even if the repetition frequency of the X pulse is changed during X-ray irradiation, the output signal level is constant, so subtraction can be performed with the X-ray pulse interval changed, and even in the DSA apparatus. It can create new clinical value.
【００３０】一方、画像メモリを用いて特定の１フレー
ムの画像を継続観察することもできる。例えば図４のＸ
線パルスＸ４に係るＣＣＤ出力信号Ａ４´，Ｂ４´は、
他のＸ線パルスによるＣＣＤ出力信号の影響を受けない
ので、動きの早い被検体であっても、そのスピードに適
するＸ線幅を設定することにより、動きボケの無い鮮明
な画像となり、画像の診断価値を一層高めることができ
る。On the other hand, it is possible to continuously observe a specific one frame image using the image memory. For example, X in FIG.
The CCD output signals A 4 ′ and B 4 ′ related to the line pulse X 4 are
Since it is not affected by the CCD output signal due to other X-ray pulses, a clear image with no motion blur can be obtained by setting an X-ray width suitable for the speed even for a fast-moving subject. The diagnostic value can be further increased.
【００３１】なお、上記実施例では固体撮像素子として
ＣＣＤを使うとしたが、これは例えばＣＭＤ(Charge Mo
dulation Device)であってもよい。Although a CCD is used as the solid-state image pickup device in the above embodiment, this is for example a CMD (Charge Mo
dulation Device).
【００３２】[0032]
【発明の効果】以上説明したように、この発明に係るＸ
線ＴＶ装置では、ＴＶカメラにフレーム蓄積モードで動
作する固体撮像素子を内蔵する一方、フィールドシフト
パルスに応じてＸ線パルスの幅の上限値を１フィールド
分に設定し、この上限値に収まる幅のＸ線パルスを設定
し、このパルス幅のＸ線パルスを奇数、偶数フィールド
シフトパルスの一方に同期して曝射させるようにしたの
で、画像メモリや残像対策の必要の無い簡単な構造に形
成でき、またインターレース走査でありながらプログレ
ッシブ走査相当の良好な透視画像を得ることができる。As described above, the X according to the present invention
In a line TV device, a TV camera has a built-in solid-state imaging device that operates in a frame accumulation mode, while the upper limit of the width of the X-ray pulse is set to 1 field in accordance with the field shift pulse, and the width that falls within this upper limit is set. The X-ray pulse is set so that the X-ray pulse having this pulse width is exposed in synchronization with either the odd-numbered or even-numbered field shift pulse. In addition, it is possible to obtain a good perspective image equivalent to progressive scanning even though it is interlaced scanning.
【図１】この発明の一実施例に係る、透視用のＸ線ＴＶ
装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 1 is a perspective X-ray TV according to an embodiment of the present invention.
The block diagram which shows the schematic structure of a device.
【図２】ＴＶカメラの概略を示すブロック図。FIG. 2 is a block diagram showing an outline of a TV camera.
【図３】（ａ），（ｂ），（ｃ）はＸ線パルス幅の設定
についての説明図。3A, 3B, and 3C are explanatory diagrams for setting an X-ray pulse width.
【図４】全体動作の一例を説明するタイミングチャー
ト。FIG. 4 is a timing chart illustrating an example of the entire operation.
１ Ｘ線管 ２ Ｘ線高電圧装置 ３ Ｘ線蛍光増倍管 ４ 屈折レンズ群 ７ ＴＶカメラ ９ Ｘ線制御器 ２０ ＣＣＤ ２４ 垂直駆動回路 ２５ パルス発生整形回路 ９１ モノマルチバイブレータ ９２ パルス幅調整器 ９３ ＡＮＤ回路 1 X-ray tube 2 X-ray high-voltage device 3 X-ray fluorescence multiplier tube 4 Refractive lens group 7 TV camera 9 X-ray controller 20 CCD 24 Vertical drive circuit 25 Pulse generation shaping circuit 91 Mono multivibrator 92 Pulse width adjuster 93 AND circuit
Claims (1)
線管と、上記被検体を透過したＸ線を光信号に変換する
変換器と、この変換器により変換された光信号に応じた
映像信号を生成するＴＶカメラとを備えたＸ線ＴＶ装置
において、上記ＴＶカメラには、上記光信号を入射させ
且つ奇数フィールドシフトパルス及び偶数フィールドシ
フトパルスに基づいたフレーム蓄積モードで動作する固
体撮像素子を内蔵する一方、上記フィールドシフトパル
スに応じて上記Ｘ線パルスの幅の上限値を１フィールド
分に設定する上限値設定手段と、この上限値設定手段に
より設定された上限値に収まる幅のＸ線パルスを設定す
るパルス幅設定手段と、このパルス幅設定手段により設
定されたパルス幅のＸ線パルスを上記両フィールドシフ
トパルスの一方に同期して前記Ｘ線管から曝射させるＸ
線パルス曝射手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＴＶ
装置。1. An X which irradiates an object with an X-ray pulse.
An X-ray TV apparatus including a ray tube, a converter that converts X-rays that have passed through the subject into an optical signal, and a TV camera that generates a video signal according to the optical signal converted by the converter. The TV camera has a built-in solid-state image pickup device which receives the optical signal and operates in a frame accumulation mode based on an odd field shift pulse and an even field shift pulse, and the X-ray in response to the field shift pulse. An upper limit value setting means for setting the upper limit value of the pulse width for one field, a pulse width setting means for setting an X-ray pulse having a width falling within the upper limit value set by the upper limit value setting means, and this pulse width setting X-rays having a pulse width set by the means are emitted from the X-ray tube in synchronization with one of the field shift pulses.
X-ray TV, characterized by comprising:
apparatus.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4344218A JPH06189947A (en) | 1992-12-24 | 1992-12-24 | X-ray tv device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4344218A JPH06189947A (en) | 1992-12-24 | 1992-12-24 | X-ray tv device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06189947A true JPH06189947A (en) | 1994-07-12 |
Family
ID=18367551
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4344218A Pending JPH06189947A (en) | 1992-12-24 | 1992-12-24 | X-ray tv device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06189947A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000261724A (en) * | 1999-03-10 | 2000-09-22 | Toshiba Corp | X-ray device and photographing condition setting method |
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-
1992
- 1992-12-24 JP JP4344218A patent/JPH06189947A/en active Pending
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