JPH0879628A - X-ray diagnostic device - Google Patents

X-ray diagnostic device

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JPH0879628A
JPH0879628A JP6211048A JP21104894A JPH0879628A JP H0879628 A JPH0879628 A JP H0879628A JP 6211048 A JP6211048 A JP 6211048A JP 21104894 A JP21104894 A JP 21104894A JP H0879628 A JPH0879628 A JP H0879628A
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image
contrast agent
imaging
ray projection
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宏 朝比奈
Kunio Aoki
邦夫 青木
Toyomitsu Kanebako
豊充 金箱
Toshikuni Nakatani
叔訓 中谷
Hiroshi Nakayama
博士 中山
Masahiro Ozawa
政広 小澤
Kunitoshi Matsumoto
国敏 松本
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  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

PURPOSE: To reduce artifacts by obtaining subtraction pictures only by a contrast medium for respective photographing angles and reconstituting three- dimensional data of a contrast medium part. CONSTITUTION: An X-ray projection picture signal is stored in a first picture memory 7 with the photographing angle as an address before the contrast medium is injected, and it is stored in a second picture memory 9 with the photographing angle as the address after the contrast medium is injected. X-ray projection picture data which are read out of the first picture memory 7 and the second picture memory 8 are transmittted to a subtraction processing means 9, and two pieces of X-ray projection picture data with the same photographing angle before and after the contrast medium is injected are subtracted. Thus, subtraction picture data of 72 frames different in the photographing angles are generated. A three-dimensional constitution means 10 gives an appropriate convolution filter to subtraction picture data of 72 frames, inversely projects them and reconstructs three-dimensional data of the contrast medium part.

Description

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

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、被検体の3次元データ
を再構成するX線診断装置に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of a subject.

【0002】[0002]

【従来の技術】この種のX線診断装置は、X線コンピュ
ータトモグラフィ(X線CT)のように、被検体を挟ん
で対向させたX線管とイメージインテンシファイアー
(I.I.)とを被検体体軸の法面内で回転させながら撮影
を繰り返すことで撮影角度の異なる複数フレームのX線
投影画像を得、これらのX線投影画像から被検体の3次
元データを逆投影や論理和により再構成することからI.
I.CTとも呼ばれている。このI.I.CTが抱える問題点
を以下に述べる。
2. Description of the Related Art An X-ray diagnostic apparatus of this type includes an X-ray tube and an image intensifier (II) which are opposed to each other with a subject interposed therebetween, as in X-ray computed tomography (X-ray CT). By repeating imaging while rotating in the normal plane of the body axis of the subject, X-ray projection images of a plurality of frames with different imaging angles are obtained, and from these X-ray projection images, three-dimensional data of the subject is back-projected or ORed. From reconfiguring I.
Also called I.CT. The problems that this ICT has are described below.

【0003】図24(a)で点線で示す領域が再構成領
域である。この再構成領域は、全方位に関する円錐のX
線束に内接する球体として定義される。撮影は被検体P
がこの再構成領域内に収容されている状態で行う必要が
ある。これは、被検体Pが再構成領域内に収容されてい
ないことを考えれば理解される。図24(b)に示すよ
うに、再構成領域からはみ出した斜線で示す被検体Pの
一部分のデータは、b方向からは取り込まれるが、a方
向からは取り込まれない。したがって、この斜線部のデ
ータがアーチファクトとして再構成画像に現れてしま
う。このためI.I.CTでは、大口径のイメージインテン
シファイアが必要であった。また、X線管を被検体に接
近させて被検体内の特定の臓器を幾何学的に拡大して撮
影することができなかった。
The area indicated by the dotted line in FIG. 24 (a) is the reconstruction area. This reconstruction area is the cone X for all directions.
It is defined as a sphere inscribed in a ray bundle. Imaging is subject P
Must be stored in this reconstruction area. This is understood considering that the subject P is not contained in the reconstruction area. As shown in FIG. 24 (b), the data of a part of the subject P shown by the slanted line that protrudes from the reconstruction area is captured from the b direction, but is not captured from the a direction. Therefore, the data in the shaded area appears as an artifact in the reconstructed image. Therefore, the ICT requires a large-diameter image intensifier. In addition, it was not possible to take an image by enlarging a specific organ in the subject geometrically by bringing the X-ray tube close to the subject.

【0004】また、大きな構造物であるX線管とイメー
ジインテンシファイアーとを、少なくとも180°回転
させるため、回転支持機構が大型化され、また十分な回
転空間のある撮影室が必要であり、さらに撮影時間が長
時間化するといった問題があった。さらに、血管造影撮
影のとき、造影剤を注入する前に、いわゆるマクス画像
を撮影しておく必要があり、撮影時間が長時間化すると
いった問題があった。
Further, since the X-ray tube and the image intensifier, which are large structures, are rotated by at least 180 °, the rotation support mechanism is large and a photographing room having a sufficient rotation space is required. Further, there is a problem that the photographing time becomes long. Furthermore, in the case of angiography, it is necessary to take a so-called Max image before injecting a contrast agent, which causes a problem that the imaging time becomes long.

【0005】[0005]

【発明が解決しようとする課題】本発明の第1の目的
は、アーチファクトを軽減することのできるX線診断装
置を提供することである。第2の目的は、回転角を18
0°より小さくすることのできるX線診断装置を提供す
ることである。第3の目的は、造影剤を注入する前にマ
クス画像の撮影が不要なX線診断装置を提供することで
ある。
SUMMARY OF THE INVENTION A first object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus capable of reducing artifacts. The second purpose is to set the rotation angle to 18
An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus that can make the angle smaller than 0 °. A third object is to provide an X-ray diagnostic apparatus that does not require taking a Max image before injecting a contrast agent.

【0006】[0006]

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の回り
360度の中の複数の撮影角度から撮影した複数のX線
投影画像から被検体の3次元データを再構成するX線診
断装置において、同じ撮影角度から撮影したX線造影剤
注入前のX線投影画像からX線造影剤注入後のX線投影
画像を引き算して造影剤影のみの引き算画像を撮影角度
毎に得て、これらの造影剤影のみの引き算画像から造影
部分の3次元データを再構成することを特徴とする。
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is an X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of an object from a plurality of X-ray projection images taken from a plurality of imaging angles within 360 degrees around the object. In, the X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image before injection of the X-ray contrast agent captured from the same imaging angle to obtain a subtraction image of only the contrast agent shadow for each imaging angle, It is characterized in that the three-dimensional data of the contrast-enhanced portion is reconstructed from the subtracted image of only these contrast agent shadows.

【0007】[0007]

【作用】本発明によれば、再構成領域からはみ出した被
検体の一部分の像は引き算により排除されるので、アー
チファクトが解消される。また、このように被検体の一
部が再構成領域からはみ出してもアーチファクトの無い
3次元データが得られるので、X線管を被検体に接近さ
せ、イメージインテンシファイアを遠ざけて被検体内の
特定の臓器(この場合、血管)を幾何学的に拡大して撮
影することも可能となる。
According to the present invention, since the image of the part of the subject protruding from the reconstruction area is eliminated by subtraction, the artifact is eliminated. In addition, since three-dimensional data without artifacts can be obtained even if a part of the subject goes out of the reconstruction area in this way, the X-ray tube is brought closer to the subject and the image intensifier is moved away from the inside of the subject. A specific organ (in this case, a blood vessel) can be geometrically magnified and photographed.

【0008】[0008]

【実施例】以下図面を参照して本発明の好適な実施例を
説明する。 (第1実施例)図1に第1実施例によるX線診断装置の
構成を示している。コーンビーム形のX線を被検体Pに
照射するX線管1と、被検体Pを透過したX線を検出す
るイメージインテンシファイア2とが、被検体Pを挟ん
で対向した状態を維持したまま被検体体軸の法面内で移
動可能(回転可能)に図示しない支持機構に支持され
る。イメージインテンシファイア2の光出力面には光学
系を介して例えばCCDカメラ等のTVカメラ5が装着
される。高電圧発生装置3は、X線制御装置4の制御に
より、X線管1に管電圧、管電流をパルス状に加える。
DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. (First Embodiment) FIG. 1 shows the arrangement of an X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment. The X-ray tube 1 that irradiates the subject P with cone-beam-shaped X-rays and the image intensifier 2 that detects the X-rays that have passed through the subject P are kept facing each other with the subject P in between. As it is, it is movably (rotatably) supported by a support mechanism (not shown) within the normal plane of the body axis of the subject. A TV camera 5 such as a CCD camera is attached to the light output surface of the image intensifier 2 via an optical system. The high voltage generator 3 applies a tube voltage and a tube current to the X-ray tube 1 in pulses under the control of the X-ray controller 4.

【0009】X線管1とイメージインテンシファイア2
とが、被検体Pの回りを回転しながら、撮影が繰り返さ
れ、撮影角度が例えば5°づつ異なる72フレームのX
線投影画像が得られる。なお、X線管1の全方位に関す
る円錐のX線束に内接する球体として再構成領域を定義
し、この再構成領域内で再構成が為される。
X-ray tube 1 and image intensifier 2
The images are repeated while rotating around the subject P, and the X-rays of 72 frames differ in imaging angle by 5 °, for example.
A line projection image is obtained. The reconstruction area is defined as a sphere inscribed in the conical X-ray flux in all directions of the X-ray tube 1, and the reconstruction is performed in this reconstruction area.

【0010】X線投影画像信号は、アナログディジタル
変換器(A/D)6を介して、造影剤注入前には、撮影
角度をアドレスとして第1の画像メモリ7に記憶され、
造影剤注入後には、撮影角度をアドレスとして第2の画
像メモリ8に記憶される。第1の画像メモリ7と第2の
画像メモリ8から読み出されたX線投影画像データは、
サブトラクション処理手段9に送られる。
The X-ray projection image signal is stored in the first image memory 7 via the analog / digital converter (A / D) 6 with the imaging angle as an address before the injection of the contrast agent.
After the injection of the contrast agent, the image capturing angle is stored in the second image memory 8 as an address. The X-ray projection image data read from the first image memory 7 and the second image memory 8 is
It is sent to the subtraction processing means 9.

【0011】サブトラクション処理手段9は、撮影角度
が同じ造影剤注入前後の2枚のX線投影画像データを引
き算(サブトラクション)する。これにより撮影角度の
異なる72フレームのサブトラクション画像データが作
成される。
The subtraction processing means 9 subtracts (subtracts) the two X-ray projection image data before and after the injection of the contrast agent having the same photographing angle. As a result, 72 frames of subtraction image data having different shooting angles are created.

【0012】3次元再構成手段10は、72フレームの
サブトラクション画像データに対して適当なコンボリュ
ーションフィルターを掛けた後、逆投影することにより
造影剤部分の3次元データを再構成する。
The three-dimensional reconstruction means 10 reconstructs the three-dimensional data of the contrast agent portion by applying an appropriate convolution filter to the 72-frame subtraction image data and then back-projecting.

【0013】3次元データは、画像メモリ11に一旦記
憶される。表示画像作成手段12は、図示しない入力装
置を介して特定された視点から見た例えば表面画像等の
表示画像データを画像メモリ11の3次元データを使っ
て作成する。表示画像データは、ディジタルアナログ変
換器(D/A)13でアナログ信号に変換された後、C
RTディスプレイ等のモニタ14に表示される。
The three-dimensional data is temporarily stored in the image memory 11. The display image creating means 12 creates display image data such as a surface image viewed from a specified viewpoint via an input device (not shown) using the three-dimensional data in the image memory 11. The display image data is converted into an analog signal by the digital-analog converter (D / A) 13 and then C
It is displayed on the monitor 14 such as an RT display.

【0014】次に本実施例の動作について説明する。図
2(a)に一点鎖線でマスク像撮影時のX線管軌道を示
し、実線で造影撮影時のX線管軌道を示し、図2(b)
に、撮影角度の経時的な変化を造影剤注入タイミングと
共に示している。図3に3次元データを再構成するまで
の画像処理の流れを示している。なお、図2(a)では
移動軌跡を両X線管で区別して表すために、一点鎖線と
実線とを重ねないで記述しているが、実際には両X線管
は同一の周回軌道を回転する。
Next, the operation of this embodiment will be described. FIG. 2A shows an X-ray tube trajectory at the time of mask image photography by a dashed-dotted line, a solid line shows an X-ray tube trajectory at the time of contrast photography, and FIG.
9 shows the change over time of the imaging angle together with the contrast agent injection timing. FIG. 3 shows the flow of image processing up to reconstruction of three-dimensional data. In addition, in FIG. 2A, the dash-dotted line and the solid line are not overlapped in order to distinguish the movement trajectory by the two X-ray tubes, but both X-ray tubes actually have the same orbit. Rotate.

【0015】まず、造影剤が被検体Pに注入されない状
態で、支持機構によりX線管1とイメージインテンシフ
ァイア2とが、時刻t1からt2の間に被検体Pの回り
を1周する。この間、撮影が繰り返され、撮影角度が例
えば5°づつ異なる72フレームのX線投影画像がマス
ク像として得られる。これら72フレームのマスク像信
号は、アナログディジタル変換器6を介して、各々の撮
影角度をアドレスとして第1の画像メモリ7に記憶され
る。
First, with the contrast agent not injected into the subject P, the X-ray tube 1 and the image intensifier 2 make one revolution around the subject P between times t1 and t2 by the support mechanism. During this period, photographing is repeated, and X-ray projection images of 72 frames whose photographing angles differ by 5 ° are obtained as mask images. These 72-frame mask image signals are stored in the first image memory 7 via the analog-digital converter 6 with each photographing angle as an address.

【0016】次にマスク像の撮影が終了した後、時刻t
3において、被検体Pに造影剤が、注射器を使って医師
により、またはインジェクタにより自動化されて注入さ
れる。造影剤が関心領域に存在する時刻t4からt5の
間に、支持機構によりX線管1とイメージインテンシフ
ァイア2とが、被検体Pの回りを1周する。この間、撮
影が繰り返され、撮影角度が例えば5°づつ異なる72
フレームの血管造影画像がライブ像として得られる。こ
れら72フレームのライブ像信号は、アナログディジタ
ル変換器6を介して、各々の撮影角度をアドレスとして
第2の画像メモリ8に記憶される。
Next, after the mask image has been photographed, time t
In 3, the contrast medium is injected into the subject P by a doctor using a syringe or automatically by an injector. Between times t4 and t5 when the contrast agent is present in the region of interest, the X-ray tube 1 and the image intensifier 2 make one round around the subject P by the support mechanism. During this period, photographing is repeated, and the photographing angles differ by 5 °, for example.
An angiographic image of the frame is obtained as a live image. These 72-frame live image signals are stored in the second image memory 8 via the analog-to-digital converter 6 with each shooting angle as an address.

【0017】第1の画像メモリ7と第2の画像メモリ8
から読み出されたマスク像データとライブ像データは、
サブトラクション処理手段9に送られる。サブトラクシ
ョン処理手段9で、撮影角度が同じ造影剤注入前後の2
枚のマスク像とライブ像とを引き算する。これにより撮
影角度の異なる72フレームのサブトラクション画像デ
ータが作成される。このサブトラクション画像には、造
影された血管影のみ存在する。
First image memory 7 and second image memory 8
The mask image data and live image data read from
It is sent to the subtraction processing means 9. In the subtraction processing means 9, the imaging angle is the same before and after the injection of the contrast agent.
Subtract the mask image and the live image. As a result, 72 frames of subtraction image data having different shooting angles are created. Only the contrasted blood vessel shadow is present in this subtraction image.

【0018】これら72フレームのサブトラクション画
像データは3次元再構成手段10により適当なコンボリ
ューションフィルターを掛けられ、さらに逆投影され
る。これにより血管(造影部分)のみの3次元データが
再構成される。
The 72-frame subtraction image data is subjected to an appropriate convolution filter by the three-dimensional reconstructing means 10 and further back projected. Thereby, the three-dimensional data of only the blood vessel (contrast portion) is reconstructed.

【0019】この3次元データは、画像メモリ11に一
旦記憶される。表示画像作成手段12により図示しない
入力装置を介して特定された視点から見た例えば表面画
像等の表示画像データが画像メモリ11の3次元データ
から作成される。表示画像データは、ディジタルアナロ
グ変換器13でアナログ信号に変換された後、CRTデ
ィスプレイ等のモニタ14に表示される。
The three-dimensional data is temporarily stored in the image memory 11. The display image creating means 12 creates display image data such as a surface image viewed from a specified viewpoint via an input device (not shown) from the three-dimensional data in the image memory 11. The display image data is converted into an analog signal by the digital-analog converter 13, and then displayed on the monitor 14 such as a CRT display.

【0020】このように造影剤注入の前後で撮影した2
枚の画像間でサブトラクションをして、このサブトラク
ション画像から造影剤の3次元データを再構成するの
で、図24(a)を使って説明したように再構成領域か
らはみ出した被検体Pの一部分のデータはサブトラクシ
ョンにより排除され、したがってアーチファクトが解消
される。また、このように被検体Pの一部が再構成領域
からはみ出してもアーチファクトの無い3次元データが
得られるので、X線管を被検体に接近させ、イメージイ
ンテンシファイアを遠ざけて被検体内の特定の臓器(こ
の場合、血管)を幾何学的に拡大して撮影することがで
きる。 (第2実施例)図4に第2実施例のX線診断装置の構成
を示し、図1と同じ部分には同符号を付して説明は省略
する。第2実施例は、X線投影画像から造影剤影を含む
部分画像を撮影角度毎に抽出し、これらの部分画像から
造影部分の3次元データを再構成することを特徴とする
ものであり、以下に具体的に説明する。なお、ここでも
第1実施例と同様に、5°毎に撮影され、撮影角度の異
なる72フレームのマクス像、撮影角度の異なる72フ
レームのライブ像が得られるものとする。
In this way, images were taken before and after the injection of the contrast agent.
Since the subtraction is performed between the images and the three-dimensional data of the contrast agent is reconstructed from this subtraction image, a part of the subject P protruding from the reconstruction area as described with reference to FIG. The data is subtracted out, thus eliminating artifacts. Further, even if a part of the subject P protrudes from the reconstruction area in this manner, three-dimensional data without artifacts can be obtained, so that the X-ray tube is brought closer to the subject and the image intensifier is moved away from the inside of the subject. A specific organ (in this case, blood vessel) can be geometrically magnified and photographed. (Second Embodiment) FIG. 4 shows the arrangement of an X-ray diagnostic apparatus according to the second embodiment. The same parts as those in FIG. The second embodiment is characterized in that partial images including a contrast agent shadow are extracted from an X-ray projection image for each imaging angle, and three-dimensional data of a contrast portion is reconstructed from these partial images. This will be specifically described below. Here, as in the case of the first embodiment, it is assumed that 72 frames of max images with different photographing angles and 72 frames of live images with different photographing angles are obtained by photographing every 5 °.

【0021】72フレームのマクス像とライブ像とか
ら、サブトラクション処理手段9により72フレームの
サブトラクション画像が得られる。ここまでは第1実施
例と同じである。本実施例では、X線CTの多段スライ
ス(マルチスライス)の考え方が流用され、スライス面
毎に再構成が行われる。つまり、各X線投影画像の1水
平ライン上のデータ列を、X線CTでいうところの一次
元投影データ(プロジェクションデータ)として取り扱
い、全撮影角度のサブトラクション画像の中の同じ水平
ライン番号のデータ列から1スライス面の断層像を再構
成する。
The 72-frame subtraction image is obtained by the subtraction processing means 9 from the 72-frame max image and the live image. The process up to this point is the same as in the first embodiment. In the present embodiment, the concept of multi-slice (multi-slice) of X-ray CT is applied, and reconstruction is performed for each slice plane. That is, a data string on one horizontal line of each X-ray projection image is treated as one-dimensional projection data (projection data) referred to by X-ray CT, and data of the same horizontal line number in the subtraction images at all imaging angles. A tomographic image of one slice plane is reconstructed from the row.

【0022】72フレームのサブトラクション画像は、
画像メモリ15を介してスライス分割手段15に取り込
まれる。スライス分割手段15は、各サブトラクション
画像について、水平ライン単位で水平ライン番号と撮影
角度とを属性させて1次元のデータ列として領域限定手
段17に送り込む。
The 72-frame subtraction image is
It is taken into the slice dividing means 15 via the image memory 15. The slice dividing unit 15 assigns the horizontal line number and the photographing angle in units of horizontal lines to each subtraction image and sends it to the region limiting unit 17 as a one-dimensional data string.

【0023】領域限定手段17は、水平ライン番号が同
じであって、撮影角度が相違する72個のデータ列のデ
ータが全て0を示すとき、当該水平ライン番号(スライ
ス面)については断層像を再構成しない、換言すると再
構成対象から除外するように、当該水平ライン番号のデ
ータ列を2次元再構成手段18に送らない。図5の斜線
部は領域限定手段17による除去領域を示す。また、領
域限定手段17は、水平ライン番号が同じであって、撮
影角度が相違する72個のデータ列のデータに0以外の
データが含まれるとき、当該水平ライン番号(スライス
面)については断層像を再構成するように、当該水平ラ
イン番号の72個のデータ列を2次元再構成手段18に
送る。
When the data of 72 data strings having the same horizontal line number and different photographing angles indicate 0, the area limiting means 17 produces a tomographic image for the horizontal line number (slice plane). The data string of the horizontal line number is not sent to the two-dimensional reconstructing means 18 so that it is not reconstructed, in other words, excluded from the reconstruction object. The shaded area in FIG. 5 indicates the removal area by the area limiting means 17. In addition, when the data of 72 data strings having the same horizontal line number and different imaging angles includes data other than 0, the area limiting unit 17 includes a slice for the horizontal line number (slice plane). The 72 data strings of the horizontal line number are sent to the two-dimensional reconstruction means 18 so as to reconstruct the image.

【0024】このように水平ライン毎にデータを選別す
ることにより、再構成する領域がスライス方向(被検体
体軸方向)に沿って限定される。関心部位(造影剤影、
通常は造影血管)は画像中央になるように撮影されるた
め、通常、画像上部および画像下部の数ラインには関心
部位は存在しないで、0レベルのデータとなる。各X線
投影画像で、上部および下部の数ラインを除く部分が、
造影剤影を含む部分画像に等価である。
By thus selecting the data for each horizontal line, the area to be reconstructed is limited along the slice direction (the body axis direction of the subject). Region of interest (contrast shadow,
Normally, the contrasted blood vessel) is imaged at the center of the image, so that there is usually no region of interest in the upper and lower lines of the image, and the data is 0 level data. In each X-ray projection image, the part except the upper and lower lines is
It is equivalent to a partial image including a contrast agent shadow.

【0025】2次元再構成手段18は、領域限定手段1
7から送られてきた水平ライン番号が同じであって、全
撮影角度のここでは72個のデータ列から、断層像を再
構成する。この再構成は、領域限定手段17から送られ
てきた全ての水平ライン番号(スライス面)について行
われる。これにより、複数枚の断層像が再構成される。
このように作成された複数枚の断層像は、3次元画像
メモリ11に水平ライン番号をスライス位置として属性
され、書き込まれる。これにより3次元画像メモリ11
には3次元データが構築される。
The two-dimensional reconstruction means 18 is the area limiting means 1
The horizontal line numbers sent from 7 are the same, and a tomographic image is reconstructed from 72 data strings of all imaging angles here. This reconstruction is performed for all horizontal line numbers (slice planes) sent from the area limiting means 17. As a result, a plurality of tomographic images are reconstructed.
The plurality of tomographic images created in this manner are written in the three-dimensional image memory 11 with the horizontal line number as a slice position. As a result, the three-dimensional image memory 11
3D data is constructed in.

【0026】第1実施例と同様に、画像メモリ11に書
き込まれた3次元データから表示画像作成12で表示画
像が作成され、ディジタルアナログ変換器13を介して
モニタ14に表示される。
Similar to the first embodiment, the display image is created from the three-dimensional data written in the image memory 11 by the display image creating unit 12 and displayed on the monitor 14 via the digital-analog converter 13.

【0027】第2実施例によれば、再構成領域を限定で
きるので再構成処理時間を短縮できる。 (第3実施例)図6に第3実施例のX線診断装置の構成
を示し、図4と同じ部分には同符号を付して説明は省略
する。第3実施例のX線診断装置には、X線管1とイメ
ージインテンシファイア2とTVカメラ5からなる第1
の撮影系と、この第1の撮影系と同構成のX線管21と
イメージインテンシファイア22とTVカメラ25から
なる第2の撮影系との2系統の撮影系が装備される。図
7(b)に示すように、X線管1からイメージインテン
シファイア2に至るX線束中心線と、X線管21からイ
メージインテンシファイア22に至るX線束中心線とが
角度αで交差するように、両撮影系は図示しない回転支
持機構に保持される。この角度αは、小さいほど撮影時
間短縮に効果的であるが、大型のイメージインテンシフ
ァイア2,22の干渉を避けるために、3°〜45°の
範囲内で特定の角度に設定される。回転支持機構が回転
すると、第1の撮影系は図7(a)の実線で示す周回軌
道を回転し、第2の撮影系は図7(a)の一点鎖線で示
すように第1の撮影系から角度α分の時間遅延をもって
同じ周回軌道を回転する。X線管21には高電圧発生装
置23が接続される。
According to the second embodiment, since the reconstruction area can be limited, the reconstruction processing time can be shortened. (Third Embodiment) FIG. 6 shows the arrangement of an X-ray diagnostic apparatus according to the third embodiment. The same parts as those in FIG. The X-ray diagnostic apparatus according to the third embodiment includes a first X-ray tube 1, an image intensifier 2, and a TV camera 5.
And a second photographing system including an X-ray tube 21, an image intensifier 22, and a TV camera 25 having the same configuration as that of the first photographing system. As shown in FIG. 7B, the X-ray flux center line from the X-ray tube 1 to the image intensifier 2 and the X-ray flux center line from the X-ray tube 21 to the image intensifier 22 intersect at an angle α. As described above, both photographing systems are held by a rotation support mechanism (not shown). The smaller this angle α is, the more effective it is to shorten the photographing time, but in order to avoid the interference of the large image intensifiers 2 and 22, it is set to a specific angle within the range of 3 ° to 45 °. When the rotation support mechanism rotates, the first photographing system rotates the orbit shown by the solid line in FIG. 7A, and the second photographing system rotates the first photographing system as shown by the one-dot chain line in FIG. 7A. Rotate the same orbit with a time delay of angle α from the system. A high voltage generator 23 is connected to the X-ray tube 21.

【0028】インジェクタ27は造影剤自動注入器であ
り、シリンジ(注射筒)29を介して造影剤が被検体P
に注入されるようになっている。インジェクタ27は、
撮影期間中、被検体の造影剤濃度が経時的に変化するよ
うに、瞬時注入量を刻々と変化しながら造影剤を注入す
る。
The injector 27 is a contrast agent automatic injector, and the contrast agent is injected through the syringe 29 into the subject P.
It is supposed to be injected into. The injector 27 is
During the imaging period, the contrast agent is injected while changing the instantaneous injection amount momentarily so that the concentration of the contrast agent in the subject changes with time.

【0029】第1の撮影系は被検体Pの回りを回転しな
がら、撮影を繰り返し、撮影角度が例えば5°づつ異な
る72フレームのX線投影画像(第1のX線投影画像と
いう)を得る。これらの第1のX線投影画像は、アナロ
グディジタル変換器6を介して第1の画像メモリ31に
送られ、記憶される。同様に、第2の撮影系は被検体P
の回りを回転しながら、撮影を繰り返し、第1の撮影系
と同じように撮影角度が例えば5°づつ異なる72フレ
ームのX線投影画像(第2のX線投影画像という)を得
る。これらの第2のX線投影画像は、アナログディジタ
ル変換器26を介して第2の画像メモリ32に送られ、
記憶される。
The first imaging system repeats imaging while rotating around the subject P, and obtains 72 frames of X-ray projection images (referred to as first X-ray projection images) whose imaging angles differ by 5 °, for example. . These first X-ray projection images are sent to the first image memory 31 via the analog-digital converter 6 and stored therein. Similarly, the second imaging system is the subject P.
The photographing is repeated while rotating around, and 72 frames of X-ray projection images (referred to as second X-ray projection images) whose photographing angles differ by 5 °, for example, are obtained as in the first photographing system. These second X-ray projection images are sent to the second image memory 32 via the analog-digital converter 26,
Remembered.

【0030】サブトラクション処理手段9は、撮影角度
が同じ第1のX線投影画像と第2のX線投影画像を引き
算する。これにより撮影角度の異なる72フレームのサ
ブトラクション画像が作成される。第1の撮影系がある
撮影角度について撮影を行ってから、角度α及び角速度
に応じた遅延時間を経て第2の撮影系が同じ撮影角度に
ついて撮影を行う。インジェクタ27により被検体の造
影剤濃度が経時的に変化されているので、撮影角度が同
じ第1のX線投影画像と第2のX線投影画像との間には
遅延時間に応じた造影剤濃度差がある。したがって、撮
影角度が同じ第1のX線投影画像と第2のX線投影画像
とを引き算することにより、この濃度差に応じて造影部
分が抽出されることが可能である。
The subtraction processing means 9 subtracts the first X-ray projection image and the second X-ray projection image having the same photographing angle. As a result, 72-frame subtraction images with different shooting angles are created. The first imaging system performs imaging at a certain imaging angle, and then the second imaging system performs imaging at the same imaging angle after a delay time corresponding to the angle α and the angular velocity. Since the contrast agent concentration of the subject is changed with time by the injector 27, the contrast agent according to the delay time is provided between the first X-ray projection image and the second X-ray projection image having the same imaging angle. There is a density difference. Therefore, by subtracting the first X-ray projection image and the second X-ray projection image having the same imaging angle, it is possible to extract the contrasted portion according to the density difference.

【0031】サブトラクション処理手段9で作成された
72フレームのサブトラクション画像は、2値化処理部
30で、2値化される。2値化処理部30は、サブトラ
クション画像の画素平均値をしきい値として計算し、こ
のしきい値以上の画素に1を、しきい値未満の画素に0
を割り当てる。これにより造影血管部分が画素値1、他
の部分が画素値0を持つ2値画像が得られる。
The 72-frame subtraction image created by the subtraction processing means 9 is binarized by the binarization processing unit 30. The binarization processing unit 30 calculates the pixel average value of the subtraction image as a threshold value, and 1 is set to pixels above the threshold value and 0 to pixels below the threshold value.
Assign As a result, a binary image in which the contrast blood vessel portion has a pixel value of 1 and the other portions have a pixel value of 0 is obtained.

【0032】72フレームの2値画像は画像メモリ33
に一旦記憶される。再構成手段34は、72フレームの
2値画像から逆投影及び論理和処理により造影血管の3
次元データを再構成する。この3次元データは画像メモ
リ33に一旦記憶される。この3次元データから表示画
像作成手段12で作成された表示画像はディジタルアナ
ログ変換器13を介してモニタ14に表示される。
The 72-frame binary image is stored in the image memory 33.
Is once stored in. The reconstructing means 34 performs three-dimensional imaging of the blood vessels of the blood vessel from the binary image of 72 frames by backprojection and logical sum processing.
Reconstruct dimensional data. This three-dimensional data is temporarily stored in the image memory 33. The display image created by the display image creating means 12 from the three-dimensional data is displayed on the monitor 14 via the digital-analog converter 13.

【0033】次に本実施例の動作について説明する。図
8に第1、第2撮影系の撮影角度の時間変化と造影剤注
入量の時間変化を示している。第1の撮影系は、時刻t
1からt4の期間に、被検体の回りを撮影角度0°〜3
60°で1回転する。第2の撮影系は、第1の撮影系か
ら遅延時間△tだけ遅れて、時刻t3からt5の期間に
被検体の回りを撮影角度0°〜360°で1回転する。
造影剤は、時刻t1とt3の間、つまり第1の撮影系が
0°を通過してから、第2の撮影系が0°を通過するま
での間の時刻t2に注入開始され、時間経過に伴って瞬
間注入量が序々に増加されながら撮影期間中の継続的に
注入される。
Next, the operation of this embodiment will be described. FIG. 8 shows the temporal changes in the imaging angles of the first and second imaging systems and the temporal changes in the injection amount of the contrast agent. The first imaging system is at time t
During the period from 1 to t4, the imaging angle around the subject is 0 ° to 3 °.
Rotate once at 60 °. The second imaging system is delayed by the delay time Δt from the first imaging system and makes one rotation around the subject at an imaging angle of 0 ° to 360 ° during the period from time t3 to time t5.
The contrast agent is started to be injected at time t2 between times t1 and t3, that is, between the time when the first imaging system passes 0 ° and the time when the second imaging system passes 0 °, and the time elapses. With this, the instantaneous injection amount is gradually increased, and the injection is continuously performed during the imaging period.

【0034】第1の撮影系は撮影角度0°〜360°で
被検体Pの回りを回転する間、一定周期で撮影を繰り返
す。これにより撮影角度が例えば5°づつ異なる72フ
レームの第1のX線投影画像が得られ、これらの第1の
X線投影画像は、アナログディジタル変換器6を介して
第1の画像メモリ31に送られ、記憶される。同様に、
第2の撮影系は撮影角度0°〜360°で被検体Pの回
りを回転する間、一定周期で撮影を繰り返す。これによ
り撮影角度が例えば5°づつ異なる72フレームの第2
のX線投影画像が得られ、これらの第2のX線投影画像
は、アナログディジタル変換器26を介して第2の画像
メモリ32に送られ、記憶される。
The first photographing system repeats photographing at a constant cycle while rotating around the subject P at a photographing angle of 0 ° to 360 °. As a result, the first X-ray projection images of 72 frames whose photographing angles are different by 5 ° are obtained, and these first X-ray projection images are stored in the first image memory 31 via the analog-digital converter 6. Sent and stored. Similarly,
The second imaging system repeats imaging at a constant cycle while rotating around the subject P at an imaging angle of 0 ° to 360 °. As a result, the second frame of 72 frames whose photographing angles are different by 5 °, for example
X-ray projection images of are obtained, and these second X-ray projection images are sent to the second image memory 32 via the analog-digital converter 26 and stored therein.

【0035】第1のX線投影画像と第2のX線投影画像
は、サブトラクション処理手段9に送られる。撮影角度
が同じ第1のX線投影画像と第2のX線投影画像が、引
き算される。これにより撮影角度の異なる72フレーム
のサブトラクション画像が作成される。
The first X-ray projection image and the second X-ray projection image are sent to the subtraction processing means 9. The first X-ray projection image and the second X-ray projection image having the same shooting angle are subtracted. As a result, 72-frame subtraction images with different shooting angles are created.

【0036】第1の撮影系が、例えば撮影角度180°
で撮影を行ってから、第2の撮影系が同じ撮影角度18
0°で撮影を行うまでに、遅延時間△tの時間差が生じ
る。この遅延時間△tの間に、被検体に注入される造影
剤量は△N増加し、これに応じて撮影部位の造影剤濃度
も増加する。したがって、撮影角度が同じ第1のX線投
影画像と第2のX線投影画像とを引き算することによ
り、この濃度差に応じて造影部分が抽出されることにな
る。
The first photographing system has a photographing angle of 180 °, for example.
The second shooting system has the same shooting angle 18
There is a time difference of the delay time Δt before the photographing is performed at 0 °. During this delay time Δt, the amount of the contrast medium injected into the subject increases by ΔN, and the concentration of the contrast medium at the imaging site also increases accordingly. Therefore, by subtracting the first X-ray projection image and the second X-ray projection image having the same imaging angle, the contrast portion is extracted according to this density difference.

【0037】サブトラクション処理手段9で作成された
72フレームのサブトラクション画像は、2値化処理部
30で各々2値化される。この2値化のためのしきい値
は、2値化処理部30でサブトラクション画像毎に、そ
の画素平均値として計算される。このしきい値以上の画
素が1を、しきい値未満の画素が0を割り当てられ、こ
れにより造影血管部分が画素値1、他の部分が画素値0
を持つ2値画像が得られる。
The 72-frame subtraction image created by the subtraction processing means 9 is binarized by the binarization processing unit 30. The threshold value for this binarization is calculated by the binarization processing unit 30 as a pixel average value for each subtraction image. Pixels above the threshold are assigned 1 and pixels below the threshold are assigned 0 so that the contrasted blood vessel portion has a pixel value of 1 and the other portions have a pixel value of 0.
A binary image with is obtained.

【0038】72フレームの2値画像は画像メモリ33
に一旦記憶される。再構成手段34により、これら72
フレームの2値画像から、図9(a),(b)に原理を
示すように逆投影及び論理和処理により造影血管の3次
元データが再構成される。この3次元データは画像メモ
リ33に一旦記憶される。この3次元データから表示画
像作成手段12で作成された表示画像はディジタルアナ
ログ変換器13を介してモニタ14に表示される。な
お、本実施例では2値化処理が含まれているため、造影
血管の濃淡情報は得られないが、造影血管の3次元の空
間情報が得られる。
The 72-frame binary image is stored in the image memory 33.
Is once stored in. By the reconstructing means 34, these 72
From the binary image of the frame, the three-dimensional data of the contrasted blood vessel is reconstructed by the back projection and the logical sum processing as shown in the principle in FIGS. This three-dimensional data is temporarily stored in the image memory 33. The display image created by the display image creating means 12 from the three-dimensional data is displayed on the monitor 14 via the digital-analog converter 13. Since the binarization processing is included in this embodiment, the grayscale information of the contrasted blood vessel cannot be obtained, but the three-dimensional spatial information of the contrasted blood vessel can be obtained.

【0039】このように本実施例ではマスク像の撮影が
不要になるので、撮影時間の短縮化が図られる。なお、
この2値化されたサブトラクション画像をバックプロジ
ェクションして論理和をとることで、造影剤の3次元的
な位置を特定する3次元再構成法は、造影剤濃度を変化
させながら撮影すること限定する必要は無く、第1実施
例に記載したX線撮影方法によって得られるサブトラク
ション画像に対して2値化して同様の処理を行っても良
い。このとき撮影角度のピッチは細かいことが望ましい
が、対象となる血管が1本のときは、少なくとも対向し
ない2方向の画像を得て再構成すれば良い。また、対象
血管が2本以上ある、あるいは対象血管が太いときは、
少なくとも対向しない3方向以上の画像を用いることが
必要となる。 (第4実施例)図10に第4実施例のX線診断装置の主
要部の構成を示し、図6と同じ部分には同符号を付して
説明は省略する。第4実施例のX線診断装置には、第3
実施例と同様に、2系統の撮影系が装備される。図11
(b)に示すように、2系統の撮影系は各X線束中心線
が90°+β/2で交差するように、図示しない回転支
持機構に保持される。なお、図13に示すようにX線管
1,21からのX線束の広がり角をαとするとき、β>
αとなるようにβは設定されることが好ましい。
As described above, in the present embodiment, since it is not necessary to photograph the mask image, the photographing time can be shortened. In addition,
The three-dimensional reconstruction method of specifying the three-dimensional position of the contrast agent by back-projecting the binarized subtraction image and taking the logical sum limits the imaging while changing the concentration of the contrast agent. There is no need, and the subtraction image obtained by the X-ray imaging method described in the first embodiment may be binarized and the same processing may be performed. At this time, it is desirable that the pitch of the imaging angle is fine, but when the target blood vessel is one, it is sufficient to obtain and reconstruct images in at least two directions that do not face each other. If there are two or more target blood vessels or the target blood vessels are thick,
It is necessary to use images in at least three directions that do not face each other. (Fourth Embodiment) FIG. 10 shows the structure of the main part of an X-ray diagnostic apparatus according to the fourth embodiment. The same parts as those in FIG. The X-ray diagnostic apparatus of the fourth embodiment has a third
Similar to the embodiment, two image pickup systems are equipped. Figure 11
As shown in (b), the two imaging systems are held by a rotation support mechanism (not shown) such that the center lines of the X-ray fluxes intersect at 90 ° + β / 2. When the spread angle of the X-ray flux from the X-ray tubes 1 and 21 is α as shown in FIG. 13, β>
It is preferable that β is set so as to be α.

【0040】造影前に、第1の撮影系で撮影された第1
のX線投影画像は、画像メモリ41に記憶される。造影
後に、第1の撮影系で撮影された第1のX線投影画像
は、画像メモリ42に記憶される。造影前に、第2の撮
影系で撮影された第2のX線投影画像は、画像メモリ4
3に記憶される。造影後に、第2の撮影系で撮影された
第2のX線投影画像は、画像メモリ44に記憶される。
The first image taken by the first imaging system before the contrast
The X-ray projection image of is stored in the image memory 41. After the contrast enhancement, the first X-ray projection image captured by the first imaging system is stored in the image memory 42. The second X-ray projection image taken by the second imaging system before the contrast is recorded in the image memory 4
3 is stored. After the contrast enhancement, the second X-ray projection image taken by the second imaging system is stored in the image memory 44.

【0041】サブトラクション処理手段45は、撮影角
度が同じ造影前後の2枚の第1のX線投影画像間で引き
算をする。サブトラクション処理手段46は、撮影角度
が同じ造影前後の2枚の第2のX線投影画像間で引き算
をする。サブトラクション処理手段45,46で得られ
たサブトラクション画像は、画像メモリ47を介して先
の実施例と同様に図示しない3次元再構成手段に送られ
る。ここで、造影血管の3次元データが再構成される。
図示しない表示画像作成手段で3次元データから作成さ
れた表示画像はディジタルアナログ変換器を介してモニ
タに表示される。
The subtraction processing means 45 subtracts between the two first X-ray projection images before and after the contrast at the same imaging angle. The subtraction processing unit 46 subtracts between the two second X-ray projection images before and after the contrast at the same imaging angle. The subtraction images obtained by the subtraction processing means 45 and 46 are sent to the three-dimensional reconstruction means (not shown) via the image memory 47 as in the previous embodiment. Here, the three-dimensional data of the contrasted blood vessel is reconstructed.
The display image created from the three-dimensional data by the display image creating means (not shown) is displayed on the monitor via the digital-analog converter.

【0042】次に本実施例の動作について説明する。図
11(a)にマスク像撮影時の第1、第2の撮影系(こ
こではX線管)の軌道を実線で示し、造影後のライブ像
撮影時の第1、第2の撮影系(ここではX線管)の軌道
を一点鎖線で示している。図12に第1の撮影系の撮影
角度の時間変化を実線で示し、第2の撮影系の撮影角度
の時間変化を一点鎖線で示している。
Next, the operation of this embodiment will be described. In FIG. 11A, the orbits of the first and second imaging systems (here, the X-ray tube) at the time of mask image imaging are shown by solid lines, and the first and second imaging systems at the time of live image imaging after contrast ( Here, the orbit of the (X-ray tube) is shown by the alternate long and short dash line. In FIG. 12, the change over time of the shooting angle of the first shooting system is shown by a solid line, and the change over time of the shooting angle of the second shooting system is shown by a dashed line.

【0043】まず、マスク像撮影時には、第1、第2の
撮影系は各々初期の撮影角度(0°、90°+β/2)
から、時計逆回りに90°+β/2だけ回転する。これ
により、第1の撮影系の撮影角度は0°から90°+β
/2で変化し、第2の撮影系の撮影角度は90°+β/
2から180°+βで変化する。この時刻t1〜t2の
間、第1、第2の撮影系共に撮影を繰り返し、それぞれ
複数の第1のX線投影画像、複数の第2のX線投影画像
をマスク像として撮影する。マスク像としての第1のX
線投影画像は、画像メモリ41に記憶される。マスク像
としての第2のX線投影画像は、画像メモリ43に記憶
される。
First, at the time of photographing a mask image, the first and second photographing systems each have an initial photographing angle (0 °, 90 ° + β / 2).
Then, rotate 90 ° + β / 2 counterclockwise. As a result, the shooting angle of the first shooting system is 0 ° to 90 ° + β
/ 2, the shooting angle of the second shooting system is 90 ° + β /
It varies from 2 to 180 ° + β. From time t1 to time t2, imaging is repeated in both the first and second imaging systems, and a plurality of first X-ray projection images and a plurality of second X-ray projection images are respectively captured as mask images. First X as a mask image
The line projection image is stored in the image memory 41. The second X-ray projection image as the mask image is stored in the image memory 43.

【0044】時刻t2の後、時刻t3で造影剤が被検体
Pに注入される。そして、第1、第2の撮影系は各々マ
スク像撮影終了時の撮影角度(90°+β/2、180
°+β)から、時計回りに90°+β/2だけ回転し、
各々初期の撮影角度に戻る。この時刻t4〜t5の間、
第1、第2の撮影系共に撮影を繰り返し、それぞれ複数
の第1のX線投影画像、複数の第2のX線投影画像をラ
イブ像(血管造影画像)として撮影する。ライブ像とし
ての第1のX線投影画像は、画像メモリ42に記憶され
る。ライブ像としての第2のX線投影画像は、画像メモ
リ44に記憶される。
After time t2, the contrast agent is injected into the subject P at time t3. Then, the first and second image pickup systems respectively set the image pickup angles (90 ° + β / 2, 180) at the end of the mask image photographing.
° + β), rotate clockwise by 90 ° + β / 2,
Each returns to the initial shooting angle. From this time t4 to t5,
Imaging is repeated in both the first and second imaging systems, and a plurality of first X-ray projection images and a plurality of second X-ray projection images are taken as live images (angiographic images), respectively. The first X-ray projection image as a live image is stored in the image memory 42. The second X-ray projection image as a live image is stored in the image memory 44.

【0045】このように90°+β/2だけ回転するこ
とで、第1の撮影系により0°〜90°+β/2の範囲
のX線投影画像が得られ、第2の撮影系により90°+
β/2〜180°+βの範囲のX線投影画像が得られ
る。つまり、2つの撮影系により0°〜180°+βの
範囲のX線投影画像が得られることになり、したがっ
て、回転角度を狭小して、撮影時間の短縮を図ることが
できる。
By rotating 90 ° + β / 2 in this way, an X-ray projection image in the range of 0 ° to 90 ° + β / 2 can be obtained by the first imaging system, and 90 ° by the second imaging system. +
An X-ray projection image in the range of β / 2 to 180 ° + β is obtained. That is, the X-ray projection image in the range of 0 ° to 180 ° + β can be obtained by the two imaging systems. Therefore, the rotation angle can be narrowed and the imaging time can be shortened.

【0046】画像メモリ42,44に記録された造影後
のライブ像は、同じ撮影角度から撮影された画像メモリ
41,43の造影前のマスク像と引き算される。画像メ
モリ4に記録された造影剤注入後に撮影された画像は、
同じ角度から撮影された、画像メモリ3に記録されてい
る造影剤注入前の画像とサブトラクション処理される。
0°〜180°+βの範囲の複数のサブトラクション
画像は3次元再構成手段に送られ、3次元再構成手段で
はサブトラクション画像に対し、適当なコンボリューシ
ョンフィルターを掛けた後逆投影することで、被検体の
造影部分の3次元データが得られる。3次元データは、
表示画像作成手段で、表示画像が作成される。この表示
画像はディジタルアナログ変換器を介してモニタに表示
される。 (第5実施例)図14に第5実施例のX線診断装置の主
要部の構成を示し、図10と同じ部分には同符号を付し
て説明は省略する。第5実施例のX線診断装置には、第
3実施例と同様に、2系統の撮影系が装備される。図1
5(b)に示すように、2系統の撮影系は各X線束中心
線が90°で交差、つまり直交するように図示しない回
転支持機構に保持される。撮影時には、2系統の撮影系
は90°+βの角度だけ回転する。この間、各撮影系で
撮影が繰り返される。したがって、撮影角度90°〜9
0°+βの間では、両撮影系で同じ撮影角度で撮影が実
行される。なお、図13に示したようにX線管1,21
からのX線束の広がり角をαとするとき、β>αとなる
ようにβは設定されることが好ましい。
The post-contrast live images recorded in the image memories 42 and 44 are subtracted from the pre-contrast mask images of the image memories 41 and 43 photographed from the same photographing angle. The image captured after the injection of the contrast agent recorded in the image memory 4 is
The subtraction processing is performed with the image before injection of the contrast agent, which is recorded from the same angle and is recorded in the image memory 3.
A plurality of subtraction images in the range of 0 ° to 180 ° + β are sent to the three-dimensional reconstructing unit, and the three-dimensional reconstructing unit applies an appropriate convolution filter to the subtraction image and then back-projects the subtracted image. Three-dimensional data of the contrast part of the specimen is obtained. Three-dimensional data is
A display image is created by the display image creating means. This display image is displayed on the monitor via the digital-analog converter. (Fifth Embodiment) FIG. 14 shows the construction of the main part of an X-ray diagnostic apparatus according to the fifth embodiment. The same parts as those in FIG. The X-ray diagnostic apparatus of the fifth embodiment is equipped with two imaging systems as in the third embodiment. FIG.
As shown in FIG. 5B, the two imaging systems are held by a rotation support mechanism (not shown) so that the center lines of the X-ray fluxes intersect at 90 °, that is, at right angles. At the time of shooting, the two shooting systems rotate by an angle of 90 ° + β. During this period, shooting is repeated in each shooting system. Therefore, the shooting angle 90 ° -9
In the range of 0 ° + β, shooting is performed at the same shooting angle in both shooting systems. As shown in FIG. 13, the X-ray tubes 1, 21
It is preferable that β is set so that β> α, where α is the spread angle of the X-ray flux.

【0047】第1、第2の撮影系各々で造影前に撮影角
度90°〜90°+βの間で撮影されたX線投影画像
が、比較手段51に送られる。比較手段51は第1、第
2の撮影系で同じ撮影角度の2枚のX線投影画像の画素
値(特定座標の画素値同士、または画素値合計同士)を
比較し、両撮影系の感度が同一になるように両撮影系各
々に対する第1,第2の補正係数を算出する。補正手段
52には、画像メモリ41から第1の撮影系で造影前に
撮影された第1のX線投影画像が送られる。補正手段5
2は、第1のX線投影画像の各画素に第1の補正係数を
掛け合わせて画素値を補正する。補正された第1のX線
投影画像は、撮影角度を属性して画像メモリ57に記憶
される。同様に、補正手段53には、画像メモリ43か
ら第2の撮影系で造影前に撮影された第2のX線投影画
像が送られる。補正手段53は、第2のX線投影画像の
各画素に第2の補正係数を掛け合わせて画素値を補正す
る。補正された第2のX線投影画像は、撮影角度を属性
して画像メモリ57に記憶される。
The X-ray projection images photographed at the photographing angles of 90 ° to 90 ° + β before the contrast in each of the first and second photographing systems are sent to the comparison means 51. The comparison means 51 compares the pixel values (pixel values at specific coordinates or pixel value totals) of two X-ray projection images at the same imaging angle in the first and second imaging systems, and the sensitivities of both imaging systems. The first and second correction coefficients for both imaging systems are calculated so that The first X-ray projection image captured before the contrast in the first imaging system is sent from the image memory 41 to the correction unit 52. Correction means 5
2 corrects the pixel value by multiplying each pixel of the first X-ray projection image by the first correction coefficient. The corrected first X-ray projection image is stored in the image memory 57 with the shooting angle as an attribute. Similarly, the correction unit 53 is sent from the image memory 43 with the second X-ray projection image captured by the second imaging system before the contrast enhancement. The correction unit 53 corrects the pixel value by multiplying each pixel of the second X-ray projection image by the second correction coefficient. The corrected second X-ray projection image is stored in the image memory 57 with the shooting angle as an attribute.

【0048】造影後についても同様で、第1、第2の撮
影系各々で造影後に撮影角度90°〜90°+βの間で
撮影されたX線投影画像が、比較手段54に送られる。
比較手段54は第1、第2の撮影系で同じ撮影角度の2
枚のX線投影画像の画素値(特定座標の画素値同士、ま
たは画素値合計同士)を比較し、両撮影系の感度が同一
になるように両撮影系各々に対する第3,第4の補正係
数を算出する。補正手段55には、画像メモリ42から
第1の撮影系で造影後に撮影された第1のX線投影画像
が送られる。補正手段55は、第1のX線投影画像の各
画素に第3の補正係数を掛け合わせて画素値を補正す
る。補正された第1のX線投影画像は、撮影角度を属性
して画像メモリ58に記憶される。同様に、補正手段5
6には、画像メモリ44から第2の撮影系で造影後に撮
影された第2のX線投影画像が送られる。補正手段56
は、第2のX線投影画像の各画素に第4の補正係数を掛
け合わせて画素値を補正する。補正された第2のX線投
影画像は、撮影角度を属性して画像メモリ58に記憶さ
れる。
Similarly after the contrast enhancement, the X-ray projection images captured by the first and second imaging systems after the contrast enhancement at the imaging angles 90 ° to 90 ° + β are sent to the comparison means 54.
The comparison means 54 is a first and a second imaging system, and has the same imaging angle of 2.
Pixel values (pixel values at specific coordinates or pixel value sums) of the X-ray projection images are compared, and third and fourth corrections are made to each of the two imaging systems so that the sensitivities of both imaging systems are the same. Calculate the coefficient. The first X-ray projection image captured after the contrast enhancement in the first imaging system is sent from the image memory 42 to the correction unit 55. The correction unit 55 corrects the pixel value by multiplying each pixel of the first X-ray projection image by the third correction coefficient. The corrected first X-ray projection image is stored in the image memory 58 with the shooting angle as an attribute. Similarly, the correction means 5
A second X-ray projection image captured after being contrast-enhanced by the second imaging system is sent from the image memory 44. Correction means 56
Corrects the pixel value by multiplying each pixel of the second X-ray projection image by the fourth correction coefficient. The corrected second X-ray projection image is stored in the image memory 58 with the shooting angle as an attribute.

【0049】サブトラクション処理手段59には、画像
メモリ57,58から造影前後のX線投影画像が読み込
まれる。サブトラクション処理部59では、造影前後
で、撮影角度が同じ2枚のX線投影画像が引き算され
る。サブトラクション処理手段59で得られたサブトラ
クション画像は、画像メモリ47を介して先の実施例と
同様に図示しない3次元再構成手段に送られる。ここ
で、造影血管の3次元データが再構成される。図示しな
い表示画像作成手段で3次元データから作成された表示
画像はディジタルアナログ変換器を介してモニタに表示
される。
The subtraction processing means 59 reads the X-ray projection images before and after contrast enhancement from the image memories 57 and 58. The subtraction processing unit 59 subtracts two X-ray projection images having the same imaging angle before and after the contrast enhancement. The subtraction image obtained by the subtraction processing means 59 is sent to the three-dimensional reconstruction means (not shown) via the image memory 47 as in the previous embodiment. Here, the three-dimensional data of the contrasted blood vessel is reconstructed. The display image created from the three-dimensional data by the display image creating means (not shown) is displayed on the monitor via the digital-analog converter.

【0050】次に本実施例の動作について説明する。図
15(a)にマスク像撮影時の第1、第2の撮影系(こ
こではX線管)の軌道を実線で示し、造影後のライブ像
撮影時の第1、第2の撮影系(ここではX線管)の軌道
を一点鎖線で示している。図16に第1の撮影系の撮影
角度の時間変化を実線で示し、第2の撮影系の撮影角度
の時間変化を一点鎖線で示している。
Next, the operation of this embodiment will be described. In FIG. 15A, the trajectories of the first and second imaging systems (here, the X-ray tube) at the time of mask image imaging are shown by solid lines, and the first and second imaging systems at the time of live image imaging after contrast ( Here, the orbit of the (X-ray tube) is shown by the alternate long and short dash line. In FIG. 16, the time change of the shooting angle of the first shooting system is shown by a solid line, and the time change of the shooting angle of the second shooting system is shown by a dashed line.

【0051】まず、マスク像撮影時には、第1、第2の
撮影系は各々初期の撮影角度(0°、90°)から、時
計逆回りに90°+βだけ回転する。これにより、第1
の撮影系の撮影角度は0°から90°+βで変化し、第
2の撮影系の撮影角度は90°から180°+βで変化
する。この時刻t1〜t2の間、第1、第2の撮影系共
に撮影を繰り返し、それぞれ複数の第1のX線投影画
像、複数の第2のX線投影画像をマスク像として撮影す
る。マスク像としての第1のX線投影画像は、画像メモ
リ41に記憶される。マスク像としての第2のX線投影
画像は、画像メモリ43に記憶される。
First, when photographing a mask image, the first and second photographing systems rotate 90 ° + β in the counterclockwise direction from the initial photographing angles (0 °, 90 °). Thereby, the first
The image capturing angle of the image capturing system changes from 0 ° to 90 ° + β, and the image capturing angle of the second image capturing system changes from 90 ° to 180 ° + β. From time t1 to time t2, imaging is repeated in both the first and second imaging systems, and a plurality of first X-ray projection images and a plurality of second X-ray projection images are respectively captured as mask images. The first X-ray projection image as the mask image is stored in the image memory 41. The second X-ray projection image as the mask image is stored in the image memory 43.

【0052】時刻t2の後、時刻t3で造影剤が被検体
Pに注入される。そして、第1、第2の撮影系は各々マ
スク像撮影終了時の撮影角度(90°+β、180°+
β)から、時計回りに90°+βだけ回転し、各々初期
の撮影角度に戻る。この時刻t4〜t5の間、第1、第
2の撮影系共に撮影を繰り返し、それぞれ複数の第1の
X線投影画像、複数の第2のX線投影画像をライブ像
(血管造影画像)として撮影する。ライブ像としての第
1のX線投影画像は、画像メモリ42に記憶される。ラ
イブ像としての第2のX線投影画像は、画像メモリ44
に記憶される。
After time t2, the contrast agent is injected into the subject P at time t3. Then, the first and second photographing systems respectively take photographing angles (90 ° + β, 180 ° +) at the end of photographing the mask image.
From β), rotate 90 ° + β clockwise and return to the initial shooting angles. During this time t4 to t5, imaging is repeated in both the first and second imaging systems, and a plurality of first X-ray projection images and a plurality of second X-ray projection images are used as live images (angiographic images), respectively. Take a picture. The first X-ray projection image as a live image is stored in the image memory 42. The second X-ray projection image as a live image is stored in the image memory 44.
Memorized in.

【0053】このように90°+βだけ回転すること
で、第1の撮影系により0°〜90°+βの範囲のX線
投影画像が得られ、第2の撮影系により90°〜180
°+βの範囲のX線投影画像が得られる。つまり、マス
ク像撮影時、及びライブ像撮影時で、90°〜90°+
βの範囲では両撮影系での同じ撮影角度のX線投影画像
が得られることになる。
By thus rotating by 90 ° + β, an X-ray projection image in the range of 0 ° to 90 ° + β can be obtained by the first imaging system, and 90 ° -180 by the second imaging system.
An X-ray projection image in the range of + ° is obtained. That is, 90 ° to 90 ° + at the time of mask image shooting and live image shooting
In the range of β, X-ray projection images with the same imaging angle in both imaging systems can be obtained.

【0054】撮影角度90°〜90°+βの範囲中で同
じ撮影角度で撮影したマスク像が第1、第2の撮影系か
ら少なくとも1枚ずつ比較手段51に送られる。比較手
段51により、第1、第2の撮影系で同じ撮影角度の2
枚のマスク像の画素値(特定座標の画素値同士、または
画素値合計同士)が比較され、両撮影系の感度が同一に
なるように両撮影系各々に対する第1,第2の補正係数
が算出される。例えば第1の補正係数0.9、第2の補
正係数1.0が計算される。
At least one mask image photographed at the same photographing angle within the photographing angle range of 90 ° to 90 ° + β is sent to the comparing means 51 from the first and second photographing systems at least one by one. By the comparison means 51, the first and second image pickup systems have the same image pickup angle 2
The pixel values (pixel values at specific coordinates or pixel value sums) of the mask images on one sheet are compared with each other, and the first and second correction coefficients for each of the two imaging systems are set so that the sensitivities of both imaging systems become the same. It is calculated. For example, the first correction coefficient 0.9 and the second correction coefficient 1.0 are calculated.

【0055】補正手段52には、画像メモリ41から第
1の撮影系で造影前に撮影された第1のマスク像が送ら
れる。補正手段52は、第1のマスク像の各画素に第1
の補正係数を掛け合わせて画素値を補正する。補正され
た第1のマスク像は、撮影角度を属性して画像メモリ5
7に記憶される。同様に、補正手段53には、画像メモ
リ43から第2の撮影系で造影前に撮影された第2のマ
スク像が送られる。補正手段53は、第2のマスク像の
各画素に第2の補正係数を掛け合わせて画素値を補正す
る。補正された第2のマスク像は、撮影角度を属性して
画像メモリ57に記憶される。
The first mask image photographed before the contrast in the first photographing system is sent from the image memory 41 to the correcting means 52. The correction means 52 makes a first correction for each pixel of the first mask image.
The pixel value is corrected by multiplying by the correction coefficient of. The corrected first mask image has the image capturing angle as an attribute and is stored in the image memory 5
Stored in 7. Similarly, the correction unit 53 is sent from the image memory 43 with the second mask image photographed by the second photographing system before the contrast enhancement. The correction unit 53 corrects the pixel value by multiplying each pixel of the second mask image by the second correction coefficient. The corrected second mask image is stored in the image memory 57 with the shooting angle as an attribute.

【0056】同様に、撮影角度90°〜90°+βの範
囲中で同じ撮影角度で撮影したライブ像が第1、第2の
撮影系から少なくとも1枚ずつ比較手段54に送られ
る。比較手段54により、第1、第2の撮影系で同じ撮
影角度の2枚のライブ像の画素値(特定座標の画素値同
士、または画素値合計同士)が比較され、両撮影系の感
度が同一になるように両撮影系各々に対する第3,第4
の補正係数が算出される。例えば第3の補正係数0.
9、第4の補正係数1.0が計算される。
Similarly, at least one live image photographed at the same photographing angle in the photographing angle range of 90 ° to 90 ° + β is sent from the first and second photographing systems to the comparing means 54. The comparing means 54 compares the pixel values of the two live images of the same photographing angle in the first and second photographing systems (pixel values at specific coordinates or pixel value totals), and the sensitivities of both photographing systems are compared. 3rd and 4th for both shooting systems to be the same
Is calculated. For example, the third correction coefficient 0.
9, the fourth correction factor 1.0 is calculated.

【0057】補正手段55には、画像メモリ42から第
1の撮影系で造影後に撮影された第1のライブ像が送ら
れる。補正手段55は、第1のライブ像の各画素に第3
の補正係数を掛け合わせて画素値を補正する。補正され
た第1のライブ像は、撮影角度を属性して画像メモリ5
8に記憶される。同様に、補正手段56には、画像メモ
リ44から第2の撮影系で造影後に撮影された第2のラ
イブ像が送られる。補正手段56は、第2のライブ像の
各画素に第4の補正係数を掛け合わせて画素値を補正す
る。補正された第2のライブ像は、撮影角度を属性して
画像メモリ58に記憶される。
The first live image photographed by the first photographing system after being contrasted is sent to the correcting means 55 from the image memory 42. The correction unit 55 adds a third pixel to each pixel of the first live image.
The pixel value is corrected by multiplying by the correction coefficient of. The corrected first live image is attributed to the shooting angle and is used as the image memory 5
8 is stored. Similarly, the correction unit 56 is sent from the image memory 44 with the second live image photographed after being contrasted by the second photographing system. The correction unit 56 corrects the pixel value by multiplying each pixel of the second live image by the fourth correction coefficient. The corrected second live image is stored in the image memory 58 with the shooting angle as an attribute.

【0058】画像メモリ57に記録された造影後のライ
ブ像は、同じ撮影角度から撮影された画像メモリ58の
造影前のマスク像を引き算される。これにより撮影角度
0°〜180°+βの複数枚のサブトラクション画像が
作成され、画像メモリ47に記憶される。複数枚のサブ
トラクション画像は3次元再構成手段に送られ、3次元
再構成手段ではサブトラクション画像に対し、適当なコ
ンボリューションフィルターを掛けた後逆投影すること
で、被検体の造影部分の3次元データが得られる。3次
元データは、表示画像作成手段で、表示画像が作成され
る。この表示画像はディジタルアナログ変換器を介して
モニタに表示される。
The post-contrast live image recorded in the image memory 57 is subtracted from the pre-contrast mask image of the image memory 58 photographed from the same photographing angle. As a result, a plurality of subtraction images with a shooting angle of 0 ° to 180 ° + β are created and stored in the image memory 47. The plurality of subtraction images are sent to the three-dimensional reconstruction means, and the three-dimensional reconstruction means applies an appropriate convolution filter to the subtraction image and then back-projects the three-dimensional data of the contrast part of the subject. Is obtained. A display image is created from the three-dimensional data by the display image creating means. This display image is displayed on the monitor via the digital-analog converter.

【0059】本実施例では第4実施例のように撮影時間
の短縮化が図られる他に、2系統の撮影系間での感度の
不均一性を是正することができる。 (第6実施例)図17に第6実施例のX線診断装置の構
成を示し、図1と同じ部分には同符号を付して説明は省
略する。第6実施例のX線診断装置は、図1の構成に、
サブトラクション処理手段9と3次元再構成手段10と
の間に画像メモリ60、データ修正手段61、画像メモ
リ62が追加された構成である。データ修正手段61
は、マニュアルでサブトラクション画像を修正する、例
えば不要な部分を除去する等の処理を実行する。例え
ば、比較的長時間継続的に造影剤を注入するため、主に
後半の画像で、静脈に造影剤が流入してしまうことがあ
る。この造影された静脈部分を除去することを目的とし
ている。
In this embodiment, in addition to shortening the photographing time as in the fourth embodiment, it is possible to correct the non-uniformity of sensitivity between the two photographing systems. (Sixth Embodiment) FIG. 17 shows the arrangement of an X-ray diagnostic apparatus according to the sixth embodiment. The same parts as those in FIG. The X-ray diagnostic apparatus of the sixth embodiment has the configuration shown in FIG.
An image memory 60, a data correction unit 61, and an image memory 62 are added between the subtraction processing unit 9 and the three-dimensional reconstruction unit 10. Data correction means 61
Performs a process of manually correcting the subtraction image, for example, removing an unnecessary portion. For example, since the contrast medium is continuously injected for a relatively long time, the contrast medium may flow into the vein mainly in the latter half of the image. The purpose is to remove this imaged vein portion.

【0060】データ修正手段61は図18に示すよう
に、サブトラクション画像および修正後のサブトラクシ
ョン画像を一時的に記録しておく画像メモリ69、サブ
トラクション画像を表示する表示装置67、サブトラク
ション画像の除去する除去部分を指定するための座標入
力装置68、座標入力装置68を介して指定された除去
部分を除去、つまり背景と同じ0値に変換するCPU6
6とがデータ/制御バス65に接続されて構成される。
As shown in FIG. 18, the data correction means 61 includes an image memory 69 for temporarily recording the subtraction image and the corrected subtraction image, a display device 67 for displaying the subtraction image, and a removal for removal of the subtraction image. A coordinate input device 68 for designating a portion, and a CPU 6 for removing the removal portion designated through the coordinate input device 68, that is, converting it to the same zero value as the background.
6 and 6 are connected to the data / control bus 65.

【0061】画像メモリ60には全ての撮影角度のサブ
トラクション画像が記憶される。1枚づつサブトラクシ
ョン画像がデータ修正手段61に送り込まれ、表示装置
67に表示される。図19に示すように、操作者は表示
画像を観察し、不要な物体が写っている位置を座標入力
装置68を介して例えば矩形ROIにより指定する。矩
形ROI内の画素値は全て背景と同じ0値に置き換えら
れる。このような修正作業が、図20に示すように必要
なサブトラクション画像について実行され、修正後の及
び無修正のサブトラクション画像は、画像メモリ62を
介して3次元再構成手段10に送り込まれる。3次元再
構成手段10ではサブトラクション画像に対し、適当な
コンボリューションフィルターを掛けた後逆投影するこ
とで、被検体の造影剤部分の3次元データを得る。
The image memory 60 stores subtraction images at all photographing angles. The subtraction images are sent to the data correction means 61 one by one and displayed on the display device 67. As shown in FIG. 19, the operator observes the display image and designates a position where an unnecessary object is shown, for example, by a rectangle ROI via the coordinate input device 68. All pixel values in the rectangle ROI are replaced with the same 0 value as the background. Such a correction operation is performed on the necessary subtraction images as shown in FIG. 20, and the corrected and uncorrected subtraction images are sent to the three-dimensional reconstruction unit 10 via the image memory 62. The three-dimensional reconstruction means 10 obtains three-dimensional data of the contrast agent portion of the subject by applying an appropriate convolution filter to the subtraction image and then back-projecting it.

【0062】このように再構成の前段で不要な部分を除
去するので、再構成処理の省力化を図り、また一部画像
にのみ上述したような造影静脈が写ることによるアーチ
ファクトの発生を防止することができる。また、この修
正処理は、サブトラクション画像を修正対象としたこと
で可能となる。なぜなら、修正後の画素値が不明なX線
投影画像(濃淡画像)については、修正不可能である。 (第7実施例)図21に第7実施例のX線診断装置の主
要部の構成を示し、図17と同じ部分には同符号を付し
て説明は省略する。再構成処理ではある撮影角度ではと
らえられる血管部分が、別の撮影角度ではとらえられな
いとき、つまり被写体が再構成領域から一部はみ出して
いるとき、再構成結果にアーチファクトを発生させてし
まう。第7実施例では、この種のアーチファクトの発生
を防止するものである。第7実施例のX線診断装置は、
図17の構成に、画像メモリ60とデータ修正手段61
との間に再構成領域外データ判定手段72と、この再構
成領域外データ判定手段72の出力にデータ修正手段6
1と画像メモリ62とを選択的に接続するスイッチ73
が追加された構成である。
As described above, since the unnecessary portion is removed before the reconstruction, the reconstruction process can be saved and the occurrence of the artifact due to the above-described contrast-enhanced vein appearing in only a part of the image can be prevented. be able to. Further, this correction processing can be performed by setting the subtraction image as the correction target. This is because it is impossible to correct an X-ray projection image (grayscale image) whose pixel value after correction is unknown. (Seventh Embodiment) FIG. 21 shows the structure of the main part of the X-ray diagnostic apparatus according to the seventh embodiment. The same parts as those in FIG. In the reconstruction process, when the blood vessel portion that can be captured at a certain imaging angle cannot be captured at another imaging angle, that is, when the subject partially protrudes from the reconstruction area, an artifact is generated in the reconstruction result. The seventh embodiment prevents the occurrence of this kind of artifact. The X-ray diagnostic apparatus according to the seventh embodiment is
In the configuration of FIG. 17, an image memory 60 and a data correction means 61 are provided.
Between the reconstructed area data determination means 72 and the data outside the reconstructed area determination means 72 and the data correction means 6
Switch 73 for selectively connecting 1 and the image memory 62
Is the added configuration.

【0063】図22に再構成領域外データ判定手段72
の判定処理手順をフローチャートで示している。再構成
領域外データ判定手段72は、ステップS1で、画像メ
モリ60から1枚のサブトラクション画像を取り込む。
ステップS2で、このサブトラクション画像の周辺領域
を決定する。イメージインテンシファイアの入力窓の関
係で円形のサブトラクション画像に対し、図23に斜線
で示す1画素幅の周辺領域が決定される。
FIG. 22 shows the outside-reconstruction area data judging means 72.
The determination processing procedure of is shown in a flowchart. The outside-reconstruction area data determination means 72 fetches one subtraction image from the image memory 60 in step S1.
In step S2, the peripheral area of this subtraction image is determined. Due to the input window of the image intensifier, the peripheral area having a 1-pixel width indicated by the diagonal lines in FIG. 23 is determined for the circular subtraction image.

【0064】次に、ステップS3で、被検体(造影血
管)が写っている画素と写っていない画素を判定する為
の基準値が決定される。判定対象がサブトラクション画
像であるので、ここでは0値または0近似値に固定され
るが、例えばサブトラクション画像の全画素値の平均値
を基準値として計算するようにしてもよい。次にステッ
プS4で、サブトラクション画像の周辺画素を順次、基
準値と比較する。
Next, in step S3, reference values for determining pixels in which the subject (contrast blood vessel) is visible and pixels in which it is not are determined. Since the determination target is the subtraction image, it is fixed to a 0 value or a 0 approximation value here, but for example, the average value of all pixel values of the subtraction image may be calculated as the reference value. Next, in step S4, the peripheral pixels of the subtraction image are sequentially compared with the reference value.

【0065】サブトラクション画像の全ての周辺画素が
基準値を下回っているとき、つまり、当該サブトラクシ
ョン画像中の全ての像が再構成領域内であると判定され
たとき、当該サブトラクション画像はスイッチ73を介
して無修正で画像メモリ62に送られる。一方、サブト
ラクション画像の少なくとも1つの周辺画素が基準値を
越えているとき、つまり、当該サブトラクション画像中
に再構成領域外の像が存在すると判定されたとき、当該
サブトラクション画像はスイッチ73を介してデータ修
正手段61に送られる。つまり、再構成領域外の像が存
在すると判定されたサブトラクション画像だけがデータ
修正手段61に送られ、当該像の除去を操作者に促すこ
とができる。ここでは、図23の点線で囲むような除去
すべき血管像の除去は、データ修正手段61でマニュア
ルで行われる。
When all the peripheral pixels of the subtraction image are below the reference value, that is, when it is determined that all the images in the subtraction image are within the reconstruction area, the subtraction image is passed through the switch 73. And is sent to the image memory 62 without modification. On the other hand, when at least one peripheral pixel of the subtraction image exceeds the reference value, that is, when it is determined that an image outside the reconstruction area exists in the subtraction image, the subtraction image is output via the switch 73. It is sent to the correction means 61. That is, only the subtraction image determined to have an image outside the reconstruction area is sent to the data correction unit 61, and the operator can be prompted to remove the image. Here, the removal of the blood vessel image to be removed as surrounded by the dotted line in FIG. 23 is manually performed by the data correction means 61.

【0066】こうして画像メモリ62には再構成領域外
の像が存在しない全角度のサブトラクション画像が保持
される。このように本実施例では、アーチファクトの原
因となる再構成領域外の像の有無を判定して、この部分
の除去を操作者に促すことができる。本発明は上述した
実施例に限定されること無く種々変形して実施可能であ
る。
In this way, the image memory 62 holds the subtraction images at all angles in which there is no image outside the reconstruction area. As described above, in the present embodiment, it is possible to determine the presence or absence of an image outside the reconstruction area that causes an artifact and prompt the operator to remove this portion. The present invention is not limited to the above-described embodiments and can be variously modified and implemented.

【0067】[0067]

【発明の効果】本発明は、被検体の回り360度の中の
複数の撮影角度から撮影した複数のX線投影画像から被
検体の3次元データを再構成するX線診断装置におい
て、同じ撮影角度から撮影したX線造影剤注入前のX線
投影画像からX線造影剤注入後のX線投影画像を引き算
して造影剤影のみの引き算画像を撮影角度毎に得て、こ
れらの造影剤影のみの引き算画像から造影部分の3次元
データを再構成することを特徴としたので、再構成領域
からはみ出した被検体の一部分の像は引き算により排除
され、これによりアーチファクトが解消される。また、
このように被検体の一部が再構成領域からはみ出しても
アーチファクトの無い3次元データが得られるので、X
線管を被検体に接近させ、イメージインテンシファイア
を遠ざけて被検体内の特定の臓器(この場合、血管)を
幾何学的に拡大して撮影することも可能となる。
According to the present invention, the same radiography is performed in the X-ray diagnostic apparatus for reconstructing the three-dimensional data of the subject from a plurality of X-ray projection images taken from a plurality of radiographing angles within 360 degrees around the subject. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image before injection of the X-ray contrast agent obtained from an angle to obtain a subtraction image of only the contrast agent shadow for each imaging angle. Since the three-dimensional data of the contrast portion is reconstructed from the subtraction image of only the shadow, the image of a part of the subject protruding from the reconstruction area is excluded by subtraction, thereby eliminating the artifact. Also,
In this way, even if a part of the subject is out of the reconstruction area, three-dimensional data without artifacts can be obtained.
It is also possible to take a specific organ (in this case, a blood vessel) in the subject geometrically by enlarging it by moving the line tube close to the subject and moving the image intensifier away.

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

【図1】第1実施例の構成図。FIG. 1 is a configuration diagram of a first embodiment.

【図2】第1実施例の動作説明図。FIG. 2 is an operation explanatory diagram of the first embodiment.

【図3】第1実施例の処理概要図。FIG. 3 is a schematic diagram of processing of the first embodiment.

【図4】第2実施例の構成図。FIG. 4 is a configuration diagram of a second embodiment.

【図5】除去領域を示す図。FIG. 5 is a diagram showing a removal area.

【図6】第3実施例の構成図。FIG. 6 is a configuration diagram of a third embodiment.

【図7】第1,第2の撮影系の回転軌道を示す図。FIG. 7 is a diagram showing the rotational trajectories of the first and second imaging systems.

【図8】第3実施例の動作説明図。FIG. 8 is an operation explanatory diagram of the third embodiment.

【図9】3次元再構成の原理図。FIG. 9 is a principle diagram of three-dimensional reconstruction.

【図10】第4実施例の主要部構成図。FIG. 10 is a configuration diagram of main parts of a fourth embodiment.

【図11】第1,第2の撮影系の回転軌道を示す図。FIG. 11 is a diagram showing the rotational trajectories of the first and second imaging systems.

【図12】第4実施例の動作説明図。FIG. 12 is an operation explanatory view of the fourth embodiment.

【図13】X線束の広がり角を示す図。FIG. 13 is a diagram showing a spread angle of an X-ray flux.

【図14】第5実施例の主要部構成図。FIG. 14 is a configuration diagram of main parts of a fifth embodiment.

【図15】第1,第2の撮影系の回転軌道を示す図。FIG. 15 is a diagram showing the rotational trajectories of the first and second imaging systems.

【図16】第5実施例の動作説明図。FIG. 16 is an operation explanatory diagram of the fifth embodiment.

【図17】第6実施例の構成図。FIG. 17 is a configuration diagram of a sixth embodiment.

【図18】図17のデータ修正手段の構成図。FIG. 18 is a block diagram of the data correction means of FIG. 17.

【図19】データ修正の概念図。FIG. 19 is a conceptual diagram of data correction.

【図20】第6実施例の処理概要図。FIG. 20 is a schematic view of the process of the sixth embodiment.

【図21】第7実施例の主要部の構成図。FIG. 21 is a configuration diagram of a main part of the seventh embodiment.

【図22】図21の再構成領域外データ判定手段の処理
手順を示すフローチャート。
22 is a flowchart showing the processing procedure of the outside-reconstruction area data determination means of FIG. 21.

【図23】周辺領域を示す図。FIG. 23 is a diagram showing a peripheral region.

【図24】従来の一問題点の説明図。FIG. 24 is an explanatory diagram of a conventional problem.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1…X線管、 2…イメージイン
テンシファイア、3…高電圧発生装置、
4…X線制御装置、5…TVカメラ、
6…アナログディジタル変換器、7,8,11…画像
メモリ、 9…サブトラクション処理手段、10
…3次元再構成手段、 12…表示画像作成手
段、13…ディジタルアナログ変換器、 14…モニ
タ。
1 ... X-ray tube, 2 ... Image intensifier, 3 ... High-voltage generator,
4 ... X-ray controller, 5 ... TV camera,
6 ... Analog-to-digital converter, 7, 8, 11 ... Image memory, 9 ... Subtraction processing means, 10
... three-dimensional reconstruction means, 12 ... display image creating means, 13 ... digital-analog converter, 14 ... monitor.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 中谷 叔訓 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 中山 博士 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 小澤 政広 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 松本 国敏 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Nakatani Ankun 1385-1 Shimoishigami, Otawara-shi, Tochigi Stock company Toshiba Nasu factory (72) Inventor Dr. Nakayama 1385-1 Shimoishigami, Otawara, Tochigi Incorporated at Toshiba Nasu Plant (72) Inventor Masahiro Ozawa 1385-1 Shimoishigami, Otawara, Tochigi Prefecture Incorporated within Toshiba Nasu Plant (72) Inventor Kunitoshi Matsumoto 1385-1385 Shimoishi, Otawara, Tochigi Prefecture Company Toshiba Nasu Factory

Claims (8)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 被検体の回り360度の中の複数の撮影
角度から撮影した複数のX線投影画像から被検体の3次
元データを再構成するX線診断装置において、 同じ撮
影角度から撮影したX線造影剤注入前のX線投影画像か
らX線造影剤注入後のX線投影画像を引き算して造影剤
影のみの引き算画像を撮影角度毎に得て、これらの造影
剤影のみの引き算画像から造影部分の3次元データを再
構成することを特徴とするX線診断装置。
1. An X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of a subject from a plurality of X-ray projection images photographed from a plurality of photographing angles within 360 degrees around the subject. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image before injection of the X-ray contrast agent to obtain a subtraction image of only the contrast agent shadow for each imaging angle, and subtraction of only these contrast agent shadows An X-ray diagnostic apparatus which reconstructs three-dimensional data of a contrast portion from an image.
【請求項2】 被検体の回り360度の中の複数の撮影
角度からX線造影剤注入前とX線造影剤注入後の2組の
X線投影画像を撮影し、同じ撮影角度で撮影したX線造
影剤注入前のX線投影画像からX線造影剤注入後のX線
投影画像を引き算して造影剤影のみの引き算画像を撮影
角度毎に得て、これらの造影剤影のみの引き算画像から
造影部分の3次元データを再構成するX線診断装置にお
いて、 前記引き算画像から造影剤影を含む部分画像を撮影角度
毎に抽出し、これらの部分画像から造影部分の3次元デ
ータを再構成することを特徴とするX線診断装置。
2. Two sets of X-ray projection images before injection of the X-ray contrast agent and after injection of the X-ray contrast agent are taken from a plurality of imaging angles within 360 degrees around the subject, and taken at the same imaging angle. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image before injection of the X-ray contrast agent to obtain a subtraction image of only the contrast agent shadow for each imaging angle, and subtraction of only these contrast agent shadows In an X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of a contrast portion from an image, partial images including a contrast agent shadow are extracted from the subtraction image for each imaging angle, and the three-dimensional data of the contrast portion is reconstructed from these partial images. An X-ray diagnostic apparatus characterized by comprising.
【請求項3】 被検体の回り360度の中で複数の撮影
角度から撮影した複数のX線投影画像から被検体の3次
元データを再構成するX線診断装置において、 被検体を挟んで対向配置される第1のX線管と第1のX
線検出器とを有する第1の撮影系と、 被検体を挟んで対向配置される第2のX線管と第2のX
線検出器とを有する第2の撮影系と、 前記第1のX線管から前記第1のX線検出器に至るX線
束中心線と前記第2のX線管から前記第2のX線検出器
に至るX線束中心線とが所定角度で交差する状態で前記
第1の撮影系と前記第2の撮影系とを回転可能に支持す
る支持手段と、 被検体の造影剤濃度が経時的に変化するように被検体に
造影剤を注入する造影剤注入装置と、 前記第1の撮影系で撮影した第1のX線投影画像から、
この第1のX線投影画像と同じ撮影角度であって異なる
造影剤濃度の前記第2の撮影系で撮影した第2のX線投
影画像を撮影角度毎に引き算し、これらの引き算画像を
2値化することより造影剤の存在を表す複数の造影剤画
像を得て、これらの造影剤画像から造影剤の3次元上の
存在を表す3次元データを再構成する手段とを具備する
ことを特徴とするX線診断装置。
3. An X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of a subject from a plurality of X-ray projection images taken from a plurality of imaging angles within 360 degrees around the subject, facing each other across the subject. First X-ray tube and first X arranged
A first imaging system having a line detector, a second X-ray tube and a second X-ray tube which are arranged to face each other with the subject in between.
A second imaging system having a line detector, an X-ray flux center line from the first X-ray tube to the first X-ray detector, and the second X-ray from the second X-ray tube Supporting means for rotatably supporting the first imaging system and the second imaging system in a state where the center line of the X-ray flux reaching the detector intersects at a predetermined angle, and the contrast agent concentration of the subject changes with time. From a first X-ray projection image captured by the first imaging system, a contrast agent injection device that injects a contrast agent into a subject so that
A second X-ray projection image captured by the second imaging system having the same imaging angle as this first X-ray projection image but different contrast agent concentration is subtracted for each imaging angle, and these subtracted images are Means for reconstructing three-dimensional data representing the three-dimensional presence of the contrast agent from these contrast agent images by obtaining a plurality of contrast agent images representing the presence of the contrast agent by binarization. Characteristic X-ray diagnostic device.
【請求項4】 被検体の回りの異なる撮影角度から撮影
した複数のX線投影画像から被検体の3次元データを再
構成するX線診断装置において、 X線管とX線検出器とからなる少なくとも2組の撮影系
を備え、一方の撮影系により0度からa度までの範囲内
で撮影角度の異なる複数のX線投影画像を得、他方の撮
影系によりa度から2・a度までの範囲内で撮影角度の
異なる複数のX線投影画像を得、これら2組の撮影系で
得た撮影角度の異なる複数のX線投影画像から被検体の
3次元データを再構成することを特徴とするX線診断装
置。
4. An X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of an object from a plurality of X-ray projection images taken from different imaging angles around the object, comprising an X-ray tube and an X-ray detector. Equipped with at least two sets of imaging systems, one imaging system obtains multiple X-ray projection images with different imaging angles within the range of 0 degrees to a degrees, and the other imaging system from a degrees to 2.a degrees A plurality of X-ray projection images with different imaging angles are obtained within the range, and the three-dimensional data of the subject is reconstructed from the plurality of X-ray projection images with different imaging angles obtained by these two sets of imaging systems. X-ray diagnostic device.
【請求項5】 被検体の回りの異なる撮影角度から撮影
した複数のX線投影画像から被検体の3次元データを再
構成するX線診断装置において、 X線管とX線検出器とからなる少なくとも2組の撮影系
を備え、一方の撮影系により0度からa度までの範囲内
で撮影角度の異なる複数のX線投影画像を得、他方の撮
影系によりb度(b<a)からc度(c>a)までの範
囲内で撮影角度の異なる複数のX線投影画像を得、b度
からa度までの範囲で2組の撮影系で同じ撮影角度で造
影剤注入前に撮影した2枚のX線投影画像から2組の撮
影系間の感度差を求め、この感度差に基づいて造影剤注
入後に2組の撮影系で撮影した複数のX線投影画像の感
度補正をして、感度補正された複数のX線投影画像から
被検体の3次元データを再構成することを特徴とするX
線診断装置。
5. An X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of an object from a plurality of X-ray projection images taken from different imaging angles around the object, comprising an X-ray tube and an X-ray detector. Equipped with at least two sets of imaging systems, one imaging system obtains a plurality of X-ray projection images with different imaging angles within the range of 0 degrees to a degrees, and the other imaging system from b degrees (b <a) Multiple X-ray projection images with different imaging angles were obtained within a range up to c degrees (c> a), and images were taken at the same imaging angle in the range from b degrees to a degrees at the same imaging angle before injection of the contrast agent. The sensitivity difference between the two sets of imaging systems is obtained from the two X-ray projection images obtained, and the sensitivity of the plurality of X-ray projection images taken by the two sets of imaging systems after injection of the contrast agent is corrected based on this sensitivity difference. And reconstructing the three-dimensional data of the subject from a plurality of sensitivity-corrected X-ray projection images X, wherein
Line diagnostic device.
【請求項6】 X線管とX線平面検出器とを対向させ、
被検体の回り360度の範囲内で複数の撮影角度でX線
投影画像をX線造影剤注入前とX線造影剤注入後とで撮
影し、同じ撮影角度で撮影したX線造影剤注入前のX線
投影画像からX線造影剤注入後のX線投影画像を引き算
して造影剤のみの引き算画像を撮影角度毎に得て、これ
らの引き算画像から造影剤の3次元データを再構成する
X線診断装置において、 前記造影剤のみの引き算画像内の特定の領域について再
構成することを特徴とするX線診断装置。
6. An X-ray tube and an X-ray flat panel detector are opposed to each other,
Before injection of the X-ray contrast agent, the X-ray projection images were captured before injection of the X-ray contrast agent and after injection of the X-ray contrast agent at a plurality of imaging angles within a range of 360 degrees around the subject, and at the same imaging angle. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image to obtain a subtraction image of only the contrast agent for each imaging angle, and three-dimensional data of the contrast agent is reconstructed from these subtraction images. In the X-ray diagnostic apparatus, the X-ray diagnostic apparatus is configured to reconstruct a specific region in the subtracted image of only the contrast agent.
【請求項7】 X線管とX線平面検出器とを対向させ、
被検体の回り360度の範囲内で複数の撮影角度でX線
投影画像をX線造影剤注入前とX線造影剤注入後とで撮
影し、同じ撮影角度で撮影したX線造影剤注入前のX線
投影画像からX線造影剤注入後のX線投影画像を引き算
して造影剤のみの引き算画像を撮影角度毎に得て、これ
らの引き算画像から造影剤の3次元データを再構成する
X線診断装置において、 前記造影剤のみの引き算画像の周辺部のデータをゼロ値
に置換して、再構成処理に供することを特徴とするX線
診断装置。
7. An X-ray tube and an X-ray flat panel detector are opposed to each other,
Before injection of the X-ray contrast agent, the X-ray projection images were captured before injection of the X-ray contrast agent and after injection of the X-ray contrast agent at a plurality of imaging angles within a range of 360 degrees around the subject, and at the same imaging angle. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image to obtain a subtraction image of only the contrast agent for each imaging angle, and three-dimensional data of the contrast agent is reconstructed from these subtraction images. In the X-ray diagnostic apparatus, the data in the peripheral portion of the subtracted image containing only the contrast agent is replaced with a zero value, and the data is subjected to reconstruction processing.
【請求項8】 被検体の回り360度の中の複数の撮影
角度から撮影した複数のX線投影画像から被検体の3次
元データを再構成するX線診断装置において、 同じ撮影角度から撮影したX線造影剤注入前のX線投影
画像からX線造影剤注入後のX線投影画像を引き算して
造影剤影のみの引き算画像を撮影角度毎に得て、これら
の造影剤影のみの引き算画像から不要部分を除去し、不
要部分を除去した引き算画像から造影部分の3次元デー
タを再構成することを特徴とするX線診断装置。
8. An X-ray diagnostic apparatus for reconstructing three-dimensional data of a subject from a plurality of X-ray projection images photographed from a plurality of photographing angles within 360 degrees around the subject, and images are taken from the same photographing angle. The X-ray projection image after injection of the X-ray contrast agent is subtracted from the X-ray projection image before injection of the X-ray contrast agent to obtain a subtraction image of only the contrast agent shadow for each imaging angle, and subtraction of only these contrast agent shadows An X-ray diagnostic apparatus characterized in that an unnecessary portion is removed from an image, and three-dimensional data of a contrast portion is reconstructed from a subtraction image from which the unnecessary portion is removed.
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