JP3663816B2

JP3663816B2 - X-ray equipment

Info

Publication number: JP3663816B2
Application number: JP07988397A
Authority: JP
Inventors: 哲雄今西
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1997-03-31
Filing date: 1997-03-31
Publication date: 2005-06-22
Anticipated expiration: 2017-03-31
Also published as: JPH10276366A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、Ｘ線管による被検体へのＸ線曝射に伴ってイメージインテンシファイアで検出されるＸ線検出信号をディジタル変換してＸ線画像を得るタイプのＸ線撮影装置に係り、特にＸ線画像のコントラストをアップさせるための技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
病院等に設置されている医用のＸ線撮影装置は、被検体（患者）を挟んで対向設置されたＸ線管、および、イメージインテンシファイア（以下、適宜「Ｉ・Ｉ管」と略記）を具備する撮像部を備えていて、被検体へのＸ線曝射に伴って撮像部から出力されるＸ線検出信号をディジタル変換してＸ線画像を得るとともに、得られたＸ線画像をＴＶモニタの画面に映し出したり、又は、フィルムの上に焼き付けしたりして、Ｘ線画像を表示する構成となっている。
そして、従来のＸ線撮影装置は、普通、撮影部位の組織・器官が全て重なったかたちで表示される単純撮影の他に、被検体内の関心裁断面だけが抽出されたかたちで表示される断層撮影が出来るよう構成されている。
【０００３】
この断層撮影の原理を、図９を参照しながら説明する。ここでは、図９に示すように、被検体Ｍにおける関心裁断面Ｍａが抽出されたような状態で鮮明に表示されることになる。断層撮影の場合、Ｘ線管５１とＩ・Ｉ管５２とが、被検体における関心裁断面Ｍａ上の点を挟んで対称な位置関係になるように、Ｘ線管５１とＩ・Ｉ管５２とからなる撮像部を連動して移動させ、撮像部の移動過程て得られた各Ｘ線画像を積分している。
【０００４】
すなわち、関心裁断面Ｍａに位置する点Ａ，Ｂが、常にＩ・Ｉ管５２のＸ線検出面５２ａの同一点ａ，点ｂに投影されるように、Ｉ・Ｉ管５２とＸ線管５１とを連動して移動させるのである。こうすると、関心裁断面Ｍａから外れた位置の点Ｃは、撮像部の移動につれてＸ線検出面５２ａでの投影位置が変化する。Ｘ線管５１が位置Ｐ１の時には、点ＣがＸ線検出面５２ａの点ｃ１に投影され、Ｘ線の照射角度が異なる位置Ｐ２にＸ線管５１が移った時には、点ＣがＸ線検出面５２ａの点ｃ２に投影される。
【０００５】
この結果、各Ｘ線画像を積分した時に、点Ｃの信号はＸ線画像の上にばらまかれた（分配された）ようなかたちとなって、積分後のＸ線画像では点Ｃはボケ像となる。関心裁断面Ｍａから離れている距離が大きくなるほど点のボケ度合も大きくなる。したがって、撮像部の移動過程で得られる異なる複数のＸ線画像を積分することにより、関心裁断面Ｍａだけが鮮明に現れた断層Ｘ線画像が得られるのである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記のＸ線撮影装置の場合、最終的に表示されるＸ線画像のコントラストが十分でないという問題がある。Ｘ線画像のコントラストが十分でないのは、Ｉ・Ｉ管５２に散乱Ｘ線が入射するためである。Ｉ・Ｉ管５２の前面にグリッドを設け、散乱Ｘ線を除去するようにしてはいるけれど、グリッドだけでは散乱Ｘ線を十分に除去することは出来ないのである。グリッドを密に配設すれば、散乱Ｘ線の除去率は高まるけれども、いわば真の信号分である直進Ｘ線（非散乱Ｘ線）の除去率も増大し、撮像部から出力される信号量が減少してしまうことから、やはりコントラストの向上を実現することができない。
【０００７】
この発明は、上記問題点に鑑み、Ｘ線画像のコントラストを適切なかたちで向上させられるＸ線撮影装置を提供することを課題とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
請求項１の発明に係るＸ線撮影装置は、被検体を挟んで対向設置されたＸ線管およびイメージインテンシファイアと、被検体へのＸ線曝射に伴ってイメージインテンシファイアから出力される透過Ｘ線検出信号をディジタル変換してＸ線画像を作成する画像形成手段と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶手段と、Ｘ線画像を表示する画像表示手段とを備えているＸ線撮影装置において、前記Ｘ線管と被検体との間に位置するとともにＸ線画像の中に像として出現するよう配置されたＸ線遮蔽片と、Ｘ線画像におけるＸ線遮蔽片像エリアの画素の中で、最小の信号強度を検出する信号強度検出手段と、Ｘ線画像の各画素信号について前記信号強度検出手段により検出された最小の信号強度相応分をそれぞれ差し引く補正処理をおこなう画像補正手段とを備えている。
【０００９】
また、請求項２の発明は、請求項１に記載のＸ線撮影装置において、Ｘ線管とイメージインテンシファイアとが、被検体における関心裁断面上の点を挟んで対称な位置関係になるように、Ｘ線管とイメージインテンシファイアとからなる撮像部を連動して移動させる撮像部移動手段と、撮像部の移動過程で得られる各Ｘ線画像において、Ｘ線遮蔽片像の出現位置が変化するように、撮像部の移動に伴って、Ｘ線管に対するＸ線遮蔽片の位置を変えるＸ線遮蔽片移動手段と、撮像部の移動過程で得られる各Ｘ線画像を積分して被検体の関心裁断面の断層Ｘ線画像を得る画像積分手段とを備えている。
【００１０】
〔作用〕
次に、この発明のＸ線撮影装置により被検体のＸ線撮影を行う際の作用を説明する。
請求項１の発明のＸ線撮影装置では、Ｘ線管から被検体にＸ線が照射されると、Ｉ・Ｉ管へ被検体からの透過Ｘ線が入射して検出され、撮像手段から透過Ｘ線信号として出力される。この透過Ｘ線検出信号は、画像形成手段によりディジタル変換されてＸ線画像として画像記憶手段に送られて記憶される。
【００１１】
一方、請求項１のＸ線撮影装置の場合、Ｘ線管と被検体との間に配置されたＸ線遮蔽片がＸ線画像の中に像として出現する。そして、Ｘ線画像の中のＸ線遮蔽片像エリアの画素の中で、最小の信号強度が信号強度検出手段により検出され、画像補正手段により、Ｘ線画像の各画素信号について、信号強度検出手段で検出された最小の信号強度相応分を差し引く補正処理をおこなう。
Ｘ線遮蔽片は直進Ｘ線を遮るので、Ｘ線遮蔽片像エリアの画素の画像信号は、直進Ｘ線によるものではなく、事実上、散乱Ｘ線量だけによるものとなる。したがって、画像補正手段による差し引き補正処理を施したＸ線画像は、散乱Ｘ線の影響が除かれた画像となる。この結果、表示画像における濃淡変化に関係しない散乱Ｘ線による信号分に画像表示の濃淡変化範囲を割り当てる必要がなくなり、表示画像における濃淡変化に関係する信号分だけに濃度変化範囲全体を割当てられるようになり、表示されるＸ線画像の濃淡変化は、従来よりも顕著なものとなる。
【００１２】
請求項２のＸ線撮影装置では、断層撮影がおこなわれて断層Ｘ線画像が得られることになる。すなわち、Ｘ線管とＩ・Ｉ管を連動させて移動させる過程で得られる各Ｘ線画像を画像積分手段により積分することにより、被検体の関心裁断面の断層Ｘ線画像が得られる。勿論、断層Ｘ線画像も、画像補正手段による散乱Ｘ線による信号分を差し引く補正処理により、濃淡変化は、従来よりも大きくなる。
【００１３】
また、遮蔽片移動手段により、Ｘ線管に対するＸ線遮蔽片の位置が変化するので、各Ｘ線画像の中のＸ線遮蔽片像の出現位置が変化し、断層Ｘ線画像の一部がＸ線遮蔽片の像（陰）で完全に隠されて見えない状態となることが避けられる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、この発明のＸ線撮影装置の一実施例を、図面を参照しながら説明する。図１は実施例に係るＸ線撮影装置の大略構成を示すブロック図である。
【００１５】
実施例のＸ線撮影装置には、被検体Ｍを載置したまま左右や前後に移動させられる天板１と、天板１を挟んで対向支持されたＸ線管２およびＩ・Ｉ管３を具備した撮像部４とが設けられている。なお、天板１は左右や前後の移動の他、上下移動も可能である。天板１の移動は天板系駆動部５によりおこなわれる。
【００１６】
また、実施例装置には、撮像部４に対し、断層Ｘ線画像を得るのに必要な動作をおこなわせる撮像系駆動部６も設けられている。なお、実施例装置による断層撮影原理は、図９を参照して先に説明したものと同じであるから、改めての説明は省略する。
【００１７】
実施例装置による断層撮影の場合、図１に示すように、撮像系駆動部６により、Ｘ線管２が位置Ｆ１→位置Ｆ２→位置Ｆ３と移動してＸ線の照射角度（視野角）が変更されるとともに、Ｘ線の照射角度の変更に合わせて、Ｉ・Ｉ管３も位置ｆ１→位置ｆ２→位置ｆ３と移動する。すなわち、Ｘ線管２とＩ・Ｉ管３とが被検体における裁断面上の点を挟んで対称な位置関係を維持しながら、撮像部の移同過程で複数のＸ線画像が得られるよう構成されているのである。実施例装置の場合、撮像系駆動部６は、Ｘ線照射角度の変更機能や、Ｉ・Ｉ管の位置移動機能の他、Ｘ線管２への高電圧印加機能なども具備している。
【００１８】
また、被検体Ｍを透過して来るＸ線を受けるＩ・Ｉ管３の方では、被検体ＭヘのＸ線照射に伴って被検体ＭのＸ線透視（光）像が検出されるとともに、このＸ線透視像がＩ・Ｉ管３の裏側に付設されたＴＶカメラ部３ａで撮影されて、透過Ｘ線検出信号としてアナログ信号が、（必要に応じて増幅回路を介して）信号処理系のＡＤ変換器２０へ出力される。
【００１９】
一方、実施例のＸ線撮影装置では、撮像処理系における構成上の特徴として、小円板状の鉛片（Ｘ線遮蔽片）１０がＸ線管２と被検体Ｍの間に位置するとともに、Ｘ線画像中に円形の陰となって映し出される向き（姿勢）で配置されている。この鉛片１０は、支持ロッド１１によって、Ｘ線管２の横面に取り付けられたモータ１２の回転軸に結合されており、図１に示すように、Ｘ線管２の位置の移動に連動して、モータ１２の回転軸が、所定角度だけ回り、鉛片１０が振り子が振れるような感じで移動する。これにより、Ｘ線管２に対する鉛片１０の位置が変化するようになっている。勿論、鉛片１０は直進Ｘ線を遮蔽するので、Ｉ・Ｉ管３のＸ線検出面における鉛片１０に対応する位置には、直進Ｘ線が入射せず、散乱Ｘ線だけが入射するかたちとなる。なお、支持ロッド１１の方はＸ線透過材（例えば、プラスチック棒など）で形成されている。
【００２０】
実施例装置の信号処理系には、タイミング信号発生器２１から出力される制御信号に従って透過Ｘ線検出信号をディジタル信号に変換し、Ｘ線画像の各画素信号として出力するＡＤ変換器２０が設けられているとともに、ＡＤ変換器２０から出力される各画素信号を次々とＸ（横）とＹ（縦）の方向に沿って続くアドレス番号により各画素の番地付けをして格納し、Ｘ線画像として記憶するフレームメモリ（画像記憶手段）２２ａ，２２ｂが設けられている他、Ｘ線画像を画面に映し出すＴＶモニタ（画像表示手段）２３も設けられている。フレームメモリ２２ａ，２２ｂは、各々がＸ線画像１枚分の画素信号を記憶できる。したがって、実施例装置では、ＡＤ変換器２０およびタイミング信号発生器２１を中心に画像形成手段が構成されていることになる。
【００２１】
そして、実施例のＸ線撮影装置は、信号処理系における構成上の特徴として、Ｘ線画像におけるＸ線遮蔽片像エリアの画素の信号強度を検出する信号強度検出手段と、Ｘ線画像の各画素信号について前記信号強度検出手段で検出した信号強度相応分をそれぞれ差し引く補正処理を行う画像補正手段を備えている。
実施例装置の信号強度検出手段は、バッファメモリ２４，しきい値発生器２５、鉛片像域検出部２６，比較器２７，２８，スイッチ２９，および最小値メモリ３０を中心に構成されている。
【００２２】
バッファメモリ２４は鉛片像域検出部２６の出力信号によって画素信号をホールドする。鉛片像域検出部２６は、タイミング信号発生器２１の制御信号に基づき、ＡＤ変換器２０からの画像信号が鉛片像を含む一定区域内の画素のものである時に出力信号を出す。しきい値発生器２５は、比較器２７の比較動作の基準となる基準信号を出力する。比較器２７は画素信号と基準信号との信号強度の大小比較をおこなう。比較器２８は、バッファメモリ２４でホールドされている画素信号と最小値メモリ３０に記憶されている画素信号の信号強度の大小比較をおこなう。スイッチ２９は、比較器２８からの出力信号によりオン・オフ動作（開閉動作）するスイッチである。スイッチ２９が閉じられると、最小値メモリ３０に記憶されていた信号が、バッファメモリ２４にホールドされている画素信号に更新される。
【００２３】
また、実施例装置の画像補正手段は、引算器３１を中心に構成されていて、引算器３１が、フレームメモリ２２ａあるいはフレームメモリ２２ｂから読みだされる各画素信号から最小値メモリ３０に記憶されている画素信号を引算処理してから加算器３２へ出力する。
【００２４】
さらに、実施例のＸ線撮影装置では、撮像部の移動過程で得られた異なる複数枚のＸ線画像を積分し、断層Ｘ線画像を得る画像積分手段として、加算器３２およびフレームメモリ２２ａ，２２ｂと同一の各画素の番地付けで画素信号を格納記憶するフレームメモリ（画像記憶手段）３３が設けられている。加算器３２の一方の端子には、引算器３１から送られててくる（例えばＩ番地）の画素信号が入力され、加算器３２の他方の端子には、フレームメモリ３３のＩ番地の画素信号が読みだされて入力される。加算器３３により両画素信号が加算されてフレームメモリ３３に送られ、そのＩ番地の新画素信号として更新記憶される。Ｘ線画像の全番地の画素信号について同様の処理を行い、Ｘ線画像の積分を実行し、断層Ｘ線画像を作成するのである。
【００２５】
フレームメモリ２２ａ，２２ｂや、フレームメモリ３３に記憶されているＸ線画像ないし断層Ｘ線画像は、適宜、ＤＡ変換器３４を介してＴＶモニタ２３に送られて画面上に映し出されたり、プリンタ（図示省略）によりシートに焼き付けられたりして、表示される。
なお、その他、実施例装置には撮影実行に必要な指令やデータ等を入力するための操作部３５も設けられている。この操作部３５は、キーボードや、いわゆるマウスなどの入力機器類で構成されている。
【００２６】
続いて、以上に説明した構成を有する実施例装置により断層撮影を実行する時の動作を、図面を参照しながら具体的に説明する。
【００２７】
まずＸ線管２が位置Ｆ１で、天板１に載置された被検体ＭにＸ線を照射し、Ｉ・Ｉ管３が位置ｆ１で透過Ｘ線を受け、ＴＶカメラ部３ａから透過Ｘ線検出信号がＡＤ変換器２０へ出力される。ＡＤ変換器２０は透過Ｘ線検出信号をディジタル変換して、フレームメモリ２２ａに格納しＸ線画像を記憶する。この時、画素信号はバッファメモリ２４へも出力されて、絶えず画素信号の記憶・更新がなされてもいる。フレームメモリ２２ａに記憶されるＸ線画像Ｇ１は、図２に示すように有効画面が円形である。Ｘ線画像Ｇ１の場合、画素信号は、タイミング信号発生器２１の制御信号に従って、最上段の水平ラインにおける左側の番地から右側の番地へ（Ｘ方向）に順に格納され、右端までゆくと再び、最上段から一つ下（Ｙ方向に１アドレス進んだ位置）の水平ラインにおける左側の番地から右側の番地へ（Ｘ方向）に順に格納されることが繰り返し行われ、最下段の水平ラインの右端の番地への格納が終われば、Ｘ線画像Ｇ１が記憶されたことになる。
【００２８】
Ｘ線画像Ｇ１の形成・記憶と同時に、鉛片像域検出部２６がタイミング信号発生器２１の制御信号に基づき、バッファメモリ２４へ出力されてくる画素信号が図２に一点鎖線で示した領域Ｅの中の画素のものであるか否かを監視している。領域Ｅは、内側に鉛片１０の像（陰）を含むように鉛片１０の設置位置に応じて予め決められている。鉛片像域検出部２６は、タイミング信号発生器２１からのタイミング信号を計数することにより、バッファメモリ２４へ出力されてくる画素信号が領域Ｅに属するか否かを判定する。
【００２９】
領域Ｅの中の画素であると判定した時は、鉛片像域検出部２６が出力信号を出して、比較器２７にバッファメモリ２４が記憶中の画素信号と、しきい値発生器２５からの基準信号とを（強度）比較する動作を開始させる。画素信号の強度が基準信号の強度より大きければ、何も起こらず次の処理に移る。
【００３０】
しかしながら、例えば、図２に示すように、鉛片１０の像ＧＡを水平に横切るラインＨＬでは、水平ラインＨＬの左から右に沿って画素信号の強度の変化を見れば、図３に示すように、画素信号の強度が基準信号の強度を下回るようになる。図３の中に符号Ｒ１で示すように、画素信号の強度が、基準信号の強度より小さければ、比較器２７が出力信号を出しバッファメモリ２４の画素信号をホールドするとともに、比較器２８が、ホールドされた画素信号と最小値メモリ３０に記憶されている最小値信号（最初は例えば基準信号を記憶させておく）の強度の比較を開始する。
【００３１】
ホールドされた画素信号の強度が最小値信号の強度より大きければ、そのままで、バッファメモリ２４のホールドも解除されて、何も起こらずに次の処理に移る。しかし、ホールドされた画素信号の強度が最小値信号の強度より小さければ、比較器２８が出力信号を出しスイッチ２９を一定期間だけ閉じる（オンにする）。スイッチ２９が閉じると、最小値メモリ３０にそれまで記憶されていた最小値信号が、バッファメモリ２４にホールドされた画素信号に変更記憶（更新）される。
以下、領域Ｅにおける上辺から下辺の間の水平ラインの各画素についての画素信号に対し同様の処理が行われて、結果的に、例えば図３に示された最小強度値の画素信号min1が最小値メモリ３０に記憶される。
【００３２】
そして、この最小値メモリ３０に記憶されている画素信号min1は、散乱Ｘ線だけによる信号と決定される。なぜなら、鉛片像は、直進Ｘ線が遮られ、散乱Ｘ線によって生じた信号だからである。通常、鉛片像における画素の画素信号の中でも、強度が最小の信号が、散乱Ｘ線のみによる信号分と正確に対応していると見ることができる。領域Ｅの外側の画素についての画像信号の時は、勿論、比較器２７，２８は全く動作することなく、次の処理へ移る。このようにして、Ｘ線画像Ｇ１の記憶と、散乱Ｘ線の影響分相当の画素信号min1の検出記憶が終了する。
【００３３】
Ｘ線画像Ｇ１の記憶と画素信号min1の検出記憶の終了に続き、次に引算器３１による補正処理がおこなわれる。すなわち、Ｘ線画像Ｇ１の各画素の画素信号が順に読み出されて、引算器３１で画素信号min1の分が差し引かれた後、加算器３２を経てフレームメモリ３３に格納される。引算器３１による引算処理により、フレームメモリ３３に記憶された画像は散乱Ｘ線による影響が除かれたものとなっている。
【００３４】
一方、このＸ線画像Ｇ１に対する補正処理の実行と平行して、Ｘ線管２が位置Ｆ２に移動させられるとともに、Ｉ・Ｉ管３が位置ｆ２に移動させられて撮影が行われ、同様にして、図４に示すＸ線画像Ｇ２の記憶と、図４に一点鎖線で示す領域Ｅの中の画素の画素信号のうち強度が最小の画素信号min2の検出記憶が実行される。Ｘ線画像Ｇ２はフレームメモリ２２ｂに記憶される。なお、最小値メモリ３０は、勿論、画素信号min2を検出する処理中も、先に検出記憶している画素信号min1を必要な期間は、保持する構成となっている。
また、Ｘ線管２が位置Ｆ２に移動する際、鉛片１０も連動して移動するので、図４に示すように、鉛片１０の像ＧＡはＸ線画像Ｇ２の真ん中へ移る。
【００３５】
Ｘ線画像Ｇ２の記憶と画素信号min2の検出記憶の終了に続き、次にＸ線画像Ｇ２に対し引算器３１による補正処理がおこなわれる。この場合も、Ｘ線画像Ｇ２に対する補正処理の実行と平行して、Ｘ線管２が位置Ｆ３に移動させられるとともに、Ｉ・Ｉ管３が位置ｆ３に移動させられて撮影が行われ、同様にして、図５に示すＸ線画像Ｇ３の記憶と、図５に一点鎖線で示す領域Ｅの中の画素の画素信号のうち強度が最小の画素信号min3の検出記憶が実行される。Ｘ線画像Ｇ３はフレームメモリ２２ａに記憶される。Ｘ線管２が位置Ｆ３に移動する際、鉛片１０も連動して移動するので、その像ＧＡは、図５に示すように、さらに下方へ移る。
【００３６】
一方、Ｘ線画像Ｇ２に対する補正処理は、Ｘ線画像Ｇ１の場合と同様であるが、引算処理後のフレームメモリ３３への格納動作が、Ｘ線画像Ｇ１の場合と少し異なる。引算処理されたＸ線画像Ｇ２の（例えばＪ番地の）画素の画素信号は、フレームメモリ３３におけるＪ番地の画素信号が読みだされて、両画素信号が加算され、フレームメモリ３３のＪ番地に格納（更新記憶）される。全画素について画素信号の加算・記憶更新の処理が終われば、Ｘ線画像Ｇ１，Ｇ２が積分されたことになる。勿論、Ｘ線画像Ｇ３も同様に画像成分処理されて、結果的にフレームメモリ３３には、図６に示すように、Ｘ線画像Ｇ１〜Ｇ３が積分されて得られた断層Ｘ線画像Ｇ４が記憶されることになる。
なお、上述の実施例装置による断層撮影動作の一連の流れを、図８に示すフローチャートの上に纏めて示す。
また、上の説明では、Ｘ線の照射角度が異なる３枚のＸ線画像を得て積分し、１枚の断層Ｘ線画像を得ているが、勿論、実際の場合、撮像部の移動過程で得られるＸ線画像は、３枚に限らず、もっと多数枚得て積分するのが普通である。
【００３７】
なお、各Ｘ線画像Ｇ１〜Ｇ３における鉛片像ＧＡのところは、補正処理により各Ｘ線画像での略０レベルとなるので、フレームメモリ３３に積分記憶された断層Ｘ線画像Ｇ４では、図７に示すように、鉛片像ＧＡの跡が上下に続く帯状像Ｇａとなって薄く現れるが、帯状像Ｇａによって関心裁断面上の像が隠れることはない。
【００３８】
そして、断層Ｘ線画像Ｇ４は、従来のものに比べコントラストが向上している。図７は、断層Ｘ線画像Ｇ４の信号波形を示すグラフであるが、従来の場合、図７に一点鎖線で示すように、表示画像における濃淡変化に関係する信号分Ｓａと、表示画像における濃淡変化に関係しない散乱Ｘ線によるオフセット分Ｂａとを合わせた信号範囲に（例えば２５６階調の）濃度変化範囲全体が割当てられる。これに対して、この発明の場合、図７に実線で示すように、散乱Ｘ線によるオフセット分Ｂａは除去され、表示画像における濃淡変化に関係する信号分Ｓｂだけに濃度変化範囲全体が割当てられる。この結果、表示された断層Ｘ線画像では濃淡変化が従来より顕著となり、コントラストが向上して、患部の微細な変化もよく分かるようになる。
【００３９】
この発明は、上記の実施例に限られるものではなく、以下のように変形実施することも可能である。
（１）上記実施例は、断層撮影において散乱Ｘ線の影響が除かれる構成であったが、Ｘ線画像の積分を行わない通常のＸ線透視撮影において散乱Ｘ線の影響が除かれる構成のものも、変形例としてあげることができる。
【００４０】
（２）上記実施例では、Ｘ線管の移動に連動して鉛片の移動が行われる構成であったが、Ｘ線管と鉛片との位置関係を固定するものも変形例としてあげられる。ただ、この場合は、断層Ｘ線画像で鉛片像が濃く現れる。しかし、鉛片像が断層Ｘ線画像の周辺部など診断に支障のない位置に鉛片を設置すれば、実用上は、特に問題にはならない。
【００４１】
（３）上記実施例では、断層撮影の際にＸ線管およびＩ・Ｉ管が平行移動する構成であったが、断層撮影の際にＸ線管およびＩ・Ｉ管が、円弧移動、渦巻き移動、楕円移動など他の周知の移動態様をとる構成のものも、変形例としてあげられることは言うまでもない。
【００４２】
（４）上記実施例では、Ｘ線管と被検体との間に配置するＸ線遮蔽片が、小円板状の鉛片であったが、Ｘ線遮蔽片の形は円板に限らないし、材料も鉛に限らないことも言うまでもない。
【００４３】
（５）上記実施例では、各Ｘ線画像の積分前に散乱Ｘ線の影響を除く（引算）補正処理を行う構成であったが、各Ｘ線画像を補正前に積分するとともに、各Ｘ線画像における最小強度の画素信号min1〜min3の加算値を得て、積分されたＸ線画像に対し纏めて散乱Ｘ線の影響を除く（引算）補正処理を行う構成のものも、変形例としてあげられる。
【００４４】
（６）上記実施例では、領域Ｅの中の鉛片像エリアの画素の画素信号のうち強度が最小の画素信号を散乱Ｘ線による信号強度相応分としたが、散乱Ｘ線による信号強度相応分は、強度が最小の画素信号に限らない。例えば、Ｘ線画像の中の鉛片像エリアの幾つかの画素の画素信号の平均値を信号強度相応分とする構成のものが、変形例としてあげられる。
【００４５】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、請求項１の発明のＸ線撮影装置によれば、Ｘ線画像から、散乱Ｘ線の影響によるオフセット分が除去されるので、表示画像における濃淡変化を大きくすることができ、コントラストが向上する。
【００４６】
また、請求項２のＸ線撮影装置によれば、Ｘ線とイメージインテンシファイアとを連動して移動させた過程で得られる異なる複数のＸ線画像を積分する構成を有するので、断層Ｘ線画像が得られるとともに、Ｘ線遮蔽片の位置が変化するので、断層Ｘ線画像上には、Ｘ線遮蔽片の像（移動軌跡）が薄く出るだけであり、Ｘ線遮蔽片の像で画像が隠れてしまうことはない。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例のＸ線撮影装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】実施例装置で得たＸ線画像を模式的に示す図である。
【図３】図２のＸ線画像の水平方向での画素信号強度の変化を示すグラフである。
【図４】実施例装置で得た他のＸ線画像を模式的に示す図である。
【図５】実施例装置で得た他のＸ線画像を模式的に示す図である。
【図６】実施例装置で得た断層Ｘ線画像を模式的に示す図である。
【図７】図７の断層Ｘ線画像での画素信号強度の変化を示すグラフである。
【図８】実施例装置による断層撮影動作の流れを示すフローチャートである。
【図９】この発明のＸ線撮影装置による断層撮影の原理を示す説明図である。
【符号の説明】
２…Ｘ線管
３…イメージインテンシファイア
４…撮影像部
１０…小円板状の鉛片
２０…ＡＤ変換器
２３…ＴＶモニタ
２２ａ，２２ｂ…フレームメモリ
２７，２８…比較器
３０…最小値メモリ
３１…引算器
３２…加算器
３３…フレームメモリ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray imaging apparatus of a type that obtains an X-ray image by digitally converting an X-ray detection signal detected by an image intensifier along with X-ray exposure to an object by an X-ray tube, In particular, the present invention relates to a technique for increasing the contrast of an X-ray image.
[0002]
[Prior art]
A medical X-ray imaging apparatus installed in a hospital or the like includes an X-ray tube and an image intensifier (hereinafter, abbreviated as “I / I tube” as appropriate) installed opposite to each other with a subject (patient) in between. An X-ray image is obtained by digitally converting the X-ray detection signal output from the imaging unit upon X-ray exposure to the subject, and the obtained X-ray image is converted into an X-ray image. It is configured to display an X-ray image by projecting on the screen of a TV monitor or printing on a film.
The conventional X-ray imaging apparatus usually displays only the section of interest in the subject extracted in addition to the simple imaging in which all the tissues and organs of the imaging region are overlapped. It is configured for tomography.
[0003]
The principle of tomography will be described with reference to FIG. Here, as shown in FIG. 9, the interest cut surface Ma in the subject M is clearly displayed in the extracted state. In the case of tomography, the X-ray tube 51 and the I / I tube 52 are symmetrically positioned so that the X-ray tube 51 and the I / I tube 52 are symmetric with respect to a point on the section of interest Ma of the subject. The X-ray images obtained through the movement process of the imaging unit are integrated.
[0004]
In other words, the I / I tube 52 and the X-ray tube are so projected that the points A and B located on the section of interest Ma are always projected onto the same point a and point b on the X-ray detection surface 52a of the I / I tube 52. 51 is moved in conjunction with it. In this way, the projection position on the X-ray detection surface 52a of the point C at a position deviating from the interest cut section Ma changes as the imaging unit moves. When the X-ray tube 51 is at the position P1, the point C is projected onto the point c1 of the X-ray detection surface 52a, and when the X-ray tube 51 is moved to the position P2 where the X-ray irradiation angle is different, the point C is detected at the X-ray. Projected to a point c2 on the surface 52a.
[0005]
As a result, when each X-ray image is integrated, the signal of the point C is dispersed (distributed) on the X-ray image. In the X-ray image after integration, the point C is a blurred image. It becomes. The greater the distance away from the interest cut section Ma, the greater the degree of blurring of the points. Therefore, by integrating a plurality of different X-ray images obtained in the moving process of the imaging unit, a tomographic X-ray image in which only the interest cut section Ma appears clearly can be obtained.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the case of the above-described X-ray imaging apparatus, there is a problem that the contrast of the finally displayed X-ray image is not sufficient. The contrast of the X-ray image is not sufficient because scattered X-rays are incident on the I / I tube 52. Although a grid is provided on the front surface of the I / I tube 52 to remove scattered X-rays, the grid alone cannot sufficiently remove scattered X-rays. If the grids are densely arranged, the removal rate of scattered X-rays increases, but the removal rate of straight X-rays (non-scattered X-rays), which is the true signal, also increases, and the amount of signal output from the imaging unit As a result, the contrast cannot be improved.
[0007]
In view of the above problems, an object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of improving the contrast of an X-ray image in an appropriate manner.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
An X-ray imaging apparatus according to a first aspect of the present invention is an X-ray tube and an image intensifier placed opposite to each other with a subject interposed therebetween, and is output from the image intensifier along with the X-ray exposure to the subject. X-ray imaging provided with image forming means for digitally converting transmitted X-ray detection signals to generate X-ray images, image storage means for storing X-ray images, and image display means for displaying X-ray images In the apparatus, an X-ray shielding piece located between the X-ray tube and the subject and arranged to appear as an image in the X-ray image, and pixels of the X-ray shielding piece image area in the X-ray image Among them, a signal intensity detecting means for detecting the minimum signal intensity, and an image correcting means for performing a correction process for subtracting an amount corresponding to the minimum signal intensity detected by the signal intensity detecting means for each pixel signal of the X-ray image. It is equipped with a.
[0009]
According to a second aspect of the present invention, in the X-ray imaging apparatus according to the first aspect, the X-ray tube and the image intensifier are in a symmetrical positional relationship with respect to a point on the section of interest in the subject. In this way, in the X-ray image obtained in the moving process of the imaging unit, the imaging unit moving unit that moves the imaging unit composed of the X-ray tube and the image intensifier in conjunction with each other, the appearance position of the X-ray shielding piece image The X-ray shielding piece moving means for changing the position of the X-ray shielding piece with respect to the X-ray tube and the X-ray images obtained in the moving process of the imaging portion are integrated as the imaging portion moves. Image integration means for obtaining a tomographic X-ray image of the section of interest of the subject.
[0010]
[Action]
Next, the operation when X-ray imaging of a subject is performed by the X-ray imaging apparatus of the present invention will be described.
In the X-ray imaging apparatus according to the first aspect of the present invention, when the subject is irradiated with X-rays from the X-ray tube, transmitted X-rays from the subject enter the I / I tube and are detected and transmitted from the imaging means. Output as an X-ray signal. This transmitted X-ray detection signal is digitally converted by the image forming means, sent to the image storage means as an X-ray image, and stored.
[0011]
On the other hand, in the case of the X-ray imaging apparatus according to the first aspect, the X-ray shielding piece arranged between the X-ray tube and the subject appears as an image in the X-ray image. Then, the minimum signal intensity is detected by the signal intensity detection means among the pixels in the X-ray shielding piece image area in the X-ray image, and the signal intensity detection is performed on each pixel signal of the X-ray image by the image correction means. Correction processing is performed to subtract the amount corresponding to the minimum signal intensity detected by the means.
Since the X-ray shielding piece blocks the straight X-ray, the image signal of the pixel in the X-ray shielding piece image area is not based on the straight X-ray, but is actually based only on the scattered X-ray dose. Therefore, the X-ray image subjected to the subtraction correction process by the image correction unit is an image from which the influence of scattered X-rays is removed. As a result, it is not necessary to assign the shade change range of the image display to the signal portion due to the scattered X-rays not related to the shade change in the display image, and the entire density change range can be assigned only to the signal portion related to the shade change in the display image. Thus, the change in shading of the displayed X-ray image becomes more noticeable than before.
[0012]
In the X-ray imaging apparatus according to the second aspect, tomographic imaging is performed to obtain a tomographic X-ray image. That is, a tomographic X-ray image of the section of interest of the subject is obtained by integrating each X-ray image obtained in the process of moving the X-ray tube and the I / I tube in conjunction with each other by the image integration means. Of course, also in the tomographic X-ray image, the shading change becomes larger than in the conventional case by the correction process of subtracting the signal due to the scattered X-rays by the image correcting means.
[0013]
Further, since the position of the X-ray shielding piece with respect to the X-ray tube is changed by the shielding piece moving means, the appearance position of the X-ray shielding piece image in each X-ray image is changed, and a part of the tomographic X-ray image is displayed. It is avoided that the image (shadow) of the X-ray shielding piece is completely hidden and cannot be seen.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the X-ray imaging apparatus of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment.
[0015]
In the X-ray imaging apparatus of the embodiment, the top plate 1 that can be moved left and right or back and forth with the subject M mounted thereon, the X-ray tube 2 and the I / I tube 3 that are supported opposite to each other with the top plate 1 interposed therebetween. And an imaging unit 4 provided with the above. The top plate 1 can be moved up and down in addition to moving left and right and back and forth. The top plate 1 is moved by the top plate driving unit 5.
[0016]
Further, the apparatus according to the embodiment is also provided with an imaging system driving unit 6 that performs an operation necessary for obtaining a tomographic X-ray image with respect to the imaging unit 4. Note that the tomographic principle of the embodiment apparatus is the same as that described above with reference to FIG.
[0017]
In the case of tomography using the embodiment apparatus, as shown in FIG. 1, the imaging system driving unit 6 moves the X-ray tube 2 from position F1 → position F2 → position F3, and the X-ray irradiation angle (viewing angle) is increased. As the X-ray irradiation angle is changed, the I / I tube 3 is also moved from the position f1 to the position f2 to the position f3. That is, the X-ray tube 2 and the I / I tube 3 maintain a symmetrical positional relationship with respect to a point on the cut surface of the subject, and a plurality of X-ray images can be obtained in the process of moving the imaging unit. It is composed. In the case of the embodiment apparatus, the imaging system driving unit 6 has a function of changing the X-ray irradiation angle, a function of moving the position of the I / I tube, and a function of applying a high voltage to the X-ray tube 2.
[0018]
In the direction of the I / I tube 3 that receives X-rays transmitted through the subject M, an X-ray fluoroscopic (light) image of the subject M is detected as the subject M is irradiated with X-rays. This X-ray fluoroscopic image is taken by a TV camera unit 3a attached to the back side of the I / I tube 3, and an analog signal is transmitted as a transmitted X-ray detection signal (via an amplification circuit if necessary). It is output to the AD converter 20 of the system.
[0019]
On the other hand, in the X-ray imaging apparatus of the embodiment, as a structural feature in the imaging processing system, a small disc-shaped lead piece (X-ray shielding piece) 10 is positioned between the X-ray tube 2 and the subject M. , They are arranged in a direction (posture) projected in the shadow of a circle in the X-ray image. The lead piece 10 is coupled to a rotating shaft of a motor 12 attached to a lateral surface of the X-ray tube 2 by a support rod 11 and interlocks with the movement of the position of the X-ray tube 2 as shown in FIG. Then, the rotating shaft of the motor 12 rotates by a predetermined angle, and the lead piece 10 moves as if the pendulum swings. Thereby, the position of the lead piece 10 with respect to the X-ray tube 2 changes. Of course, since the lead piece 10 shields the straight X-ray, the straight X-ray does not enter the position corresponding to the lead piece 10 on the X-ray detection surface of the I / I tube 3, and only the scattered X-ray enters. It becomes a shape. The support rod 11 is made of an X-ray transmitting material (for example, a plastic rod).
[0020]
The signal processing system of the embodiment apparatus is provided with an AD converter 20 that converts a transmission X-ray detection signal into a digital signal in accordance with a control signal output from the timing signal generator 21 and outputs it as each pixel signal of an X-ray image. In addition, each pixel signal output from the AD converter 20 is stored by addressing each pixel by an address number that continues in the X (horizontal) and Y (vertical) directions. In addition to frame memories (image storage means) 22a and 22b for storing images, a TV monitor (image display means) 23 for displaying an X-ray image on a screen is also provided. Each of the frame memories 22a and 22b can store a pixel signal for one X-ray image. Therefore, in the embodiment apparatus, the image forming means is configured with the AD converter 20 and the timing signal generator 21 as the center.
[0021]
The X-ray imaging apparatus according to the embodiment includes, as structural features in the signal processing system, signal intensity detection means for detecting the signal intensity of the pixels in the X-ray shielding piece image area in the X-ray image, and each of the X-ray images. Image correction means for performing a correction process for subtracting the corresponding signal intensity detected by the signal intensity detection means for the pixel signal is provided.
The signal intensity detection means of the embodiment apparatus is mainly composed of a buffer memory 24, a threshold generator 25, a lead piece image area detection unit 26, comparators 27 and 28, a switch 29, and a minimum value memory 30. .
[0022]
The buffer memory 24 holds the pixel signal according to the output signal of the lead piece image area detection unit 26. The lead piece image area detection unit 26 outputs an output signal based on the control signal of the timing signal generator 21 when the image signal from the AD converter 20 is for a pixel in a certain area including the lead piece image. The threshold generator 25 outputs a reference signal that serves as a reference for the comparison operation of the comparator 27. The comparator 27 compares the signal strengths of the pixel signal and the reference signal. The comparator 28 compares the signal strength of the pixel signal held in the buffer memory 24 and the pixel signal stored in the minimum value memory 30. The switch 29 is a switch that is turned on / off (opening / closing) by an output signal from the comparator 28. When the switch 29 is closed, the signal stored in the minimum value memory 30 is updated to the pixel signal held in the buffer memory 24.
[0023]
Further, the image correction means of the embodiment apparatus is configured with a subtracter 31 as the center, and the subtractor 31 transfers the pixel signal read from the frame memory 22a or the frame memory 22b to the minimum value memory 30. The stored pixel signal is subtracted and output to the adder 32.
[0024]
Furthermore, in the X-ray imaging apparatus of the embodiment, an adder 32 and a frame memory 22a, as image integration means for integrating a plurality of different X-ray images obtained in the moving process of the imaging unit and obtaining a tomographic X-ray image. A frame memory (image storage means) 33 for storing and storing pixel signals at the same address of each pixel as in 22b is provided. A pixel signal (for example, address I) sent from the subtractor 31 is input to one terminal of the adder 32, and a pixel at address I of the frame memory 33 is input to the other terminal of the adder 32. The signal is read and input. Both pixel signals are added by the adder 33, sent to the frame memory 33, and updated and stored as a new pixel signal at address I. The same processing is performed on the pixel signals at all addresses of the X-ray image, the X-ray image is integrated, and a tomographic X-ray image is created.
[0025]
X-ray images or tomographic X-ray images stored in the frame memories 22a and 22b and the frame memory 33 are appropriately sent to the TV monitor 23 via the DA converter 34 and displayed on the screen, or the printer ( (Not shown) is displayed on the sheet.
In addition, the embodiment device is also provided with an operation unit 35 for inputting commands, data, and the like necessary for execution of photographing. The operation unit 35 includes a keyboard and input devices such as a so-called mouse.
[0026]
Subsequently, an operation when tomography is executed by the embodiment apparatus having the above-described configuration will be specifically described with reference to the drawings.
[0027]
First, the X-ray tube 2 irradiates the subject M placed on the top 1 with X-rays at the position F1, and the I / I tube 3 receives the transmitted X-rays at the position f1 and transmits the transmitted X-rays from the TV camera unit 3a. A line detection signal is output to the AD converter 20. The AD converter 20 digitally converts the transmitted X-ray detection signal, stores it in the frame memory 22a, and stores an X-ray image. At this time, the pixel signal is also output to the buffer memory 24, and the pixel signal is constantly stored and updated. The X-ray image G1 stored in the frame memory 22a has a circular effective screen as shown in FIG. In the case of the X-ray image G1, the pixel signal is sequentially stored from the left address to the right address (X direction) in the uppermost horizontal line according to the control signal of the timing signal generator 21, and when reaching the right end, It is repeatedly stored sequentially from the left address to the right address (X direction) in the horizontal line one position below the top line (position advanced one address in the Y direction), and the right end of the bottom horizontal line. When the storage at the address is finished, the X-ray image G1 is stored.
[0028]
Simultaneously with the formation and storage of the X-ray image G1, the pixel signal output to the buffer memory 24 by the lead piece image area detection unit 26 based on the control signal of the timing signal generator 21 is indicated by a one-dot chain line in FIG. It is monitored whether the pixel is in E. The region E is determined in advance according to the installation position of the lead piece 10 so as to include an image (shade) of the lead piece 10 inside. The lead piece image area detection unit 26 counts the timing signals from the timing signal generator 21 to determine whether or not the pixel signal output to the buffer memory 24 belongs to the area E.
[0029]
When it is determined that the pixel is in the area E, the lead piece image area detection unit 26 outputs an output signal, and the pixel signal stored in the buffer memory 24 in the comparator 27 and the threshold generator 25 The operation of comparing (intensity) with the reference signal is started. If the intensity of the pixel signal is greater than the intensity of the reference signal, nothing happens and the process proceeds to the next process.
[0030]
However, for example, as shown in FIG. 2, in the line HL that horizontally traverses the image GA of the lead piece 10, if the change in the intensity of the pixel signal is observed from the left to the right of the horizontal line HL, as shown in FIG. 3. Further, the intensity of the pixel signal becomes lower than the intensity of the reference signal. As indicated by reference numeral R1 in FIG. 3, if the intensity of the pixel signal is smaller than the intensity of the reference signal, the comparator 27 outputs an output signal and holds the pixel signal in the buffer memory 24. The comparison of the intensity of the held pixel signal and the minimum value signal stored in the minimum value memory 30 (for example, a reference signal is initially stored) is started.
[0031]
If the intensity of the held pixel signal is larger than the intensity of the minimum value signal, the hold of the buffer memory 24 is released as it is, and the next process is started without any action. However, if the intensity of the held pixel signal is smaller than the intensity of the minimum value signal, the comparator 28 outputs an output signal and closes (turns on) the switch 29 for a certain period. When the switch 29 is closed, the minimum value signal stored so far in the minimum value memory 30 is changed and stored (updated) into the pixel signal held in the buffer memory 24.
Thereafter, the same processing is performed on the pixel signal for each pixel of the horizontal line between the upper side and the lower side in the region E. As a result, for example, the pixel signal min1 having the minimum intensity value shown in FIG. Stored in the value memory 30.
[0032]
The pixel signal min1 stored in the minimum value memory 30 is determined as a signal based only on scattered X-rays. This is because the lead piece image is a signal generated by the scattered X-rays because the straight X-rays are blocked. Usually, it can be seen that among the pixel signals of the pixels in the lead piece image, the signal having the minimum intensity accurately corresponds to the signal component of only scattered X-rays. In the case of an image signal for a pixel outside the area E, of course, the comparators 27 and 28 do not operate at all and proceed to the next processing. In this way, the storage of the X-ray image G1 and the detection and storage of the pixel signal min1 corresponding to the influence of scattered X-rays are completed.
[0033]
Subsequent to the end of storing the X-ray image G1 and detecting and storing the pixel signal min1, correction processing by the subtractor 31 is performed. That is, the pixel signal of each pixel of the X-ray image G1 is sequentially read out, and after subtracting the pixel signal min1 by the subtractor 31, it is stored in the frame memory 33 via the adder 32. The image stored in the frame memory 33 by the subtracting process by the subtractor 31 is one in which the influence of scattered X-rays is removed.
[0034]
On the other hand, in parallel with the execution of the correction process for the X-ray image G1, the X-ray tube 2 is moved to the position F2, and the I / I tube 3 is moved to the position f2 to perform imaging. Then, the storage of the X-ray image G2 shown in FIG. 4 and the detection and storage of the pixel signal min2 having the minimum intensity among the pixel signals of the pixels in the region E shown by the alternate long and short dash line in FIG. The X-ray image G2 is stored in the frame memory 22b. Of course, the minimum value memory 30 is configured to hold the pixel signal min1 previously detected and stored during the process of detecting the pixel signal min2 during a necessary period.
Further, when the X-ray tube 2 moves to the position F2, the lead piece 10 also moves in conjunction therewith, so that the image GA of the lead piece 10 moves to the middle of the X-ray image G2, as shown in FIG.
[0035]
Following the end of storage of the X-ray image G2 and detection and storage of the pixel signal min2, correction processing by the subtractor 31 is performed on the X-ray image G2. In this case as well, the X-ray tube 2 is moved to the position F3 and the I / I tube 3 is moved to the position f3 in parallel with the execution of the correction processing for the X-ray image G2, and the same is performed. Thus, the storage of the X-ray image G3 shown in FIG. 5 and the detection and storage of the pixel signal min3 having the minimum intensity among the pixel signals of the pixels in the region E shown by the one-dot chain line in FIG. 5 are executed. The X-ray image G3 is stored in the frame memory 22a. When the X-ray tube 2 moves to the position F3, the lead piece 10 also moves in conjunction with it, so that the image GA further moves downward as shown in FIG.
[0036]
On the other hand, the correction process for the X-ray image G2 is the same as that for the X-ray image G1, but the storage operation in the frame memory 33 after the subtraction process is slightly different from that for the X-ray image G1. The pixel signal of the pixel (for example, address J) of the subtracted X-ray image G2 is read out from the pixel signal at address J in the frame memory 33, and both pixel signals are added together. (Update storage). When the pixel signal addition / storage update processing is completed for all pixels, the X-ray images G1 and G2 are integrated. Of course, the X-ray image G3 is also processed in the same manner, and as a result, as shown in FIG. 6, the tomographic X-ray image G4 obtained by integrating the X-ray images G1 to G3 is stored in the frame memory 33. Will be remembered.
A series of tomographic operations performed by the above-described embodiment apparatus is summarized on the flowchart shown in FIG.
In the above description, three X-ray images having different X-ray irradiation angles are obtained and integrated to obtain one tomographic X-ray image. Of course, in the actual case, the moving process of the imaging unit The number of X-ray images obtained in step (1) is not limited to three, and it is common to obtain and integrate a larger number of images.
[0037]
Note that the lead piece image GA in each of the X-ray images G1 to G3 becomes approximately 0 level in each X-ray image by the correction process, and therefore in the tomographic X-ray image G4 integrated and stored in the frame memory 33, FIG. As shown in FIG. 7, although the trace of the lead piece image GA appears thinly as a continuous strip-shaped image Ga, the strip-shaped image Ga does not hide the image on the section of interest.
[0038]
The tomographic X-ray image G4 has improved contrast as compared with the conventional one. FIG. 7 is a graph showing a signal waveform of the tomographic X-ray image G4. In the conventional case, as shown by a one-dot chain line in FIG. 7, the signal Sa related to the change in light and dark in the display image and the light and dark in the display image The entire density change range (for example, 256 gradations) is assigned to the signal range including the offset Ba due to scattered X-rays not related to the change. On the other hand, in the case of the present invention, as indicated by the solid line in FIG. 7, the offset Ba due to the scattered X-rays is removed, and the entire density change range is assigned only to the signal Sb related to the density change in the display image. . As a result, in the displayed tomographic X-ray image, the light / dark change becomes more conspicuous than before, the contrast is improved, and the minute change of the affected area can be well understood.
[0039]
The present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
(1) In the above embodiment, the effect of scattered X-rays is removed in tomography, but the effect of scattered X-rays is removed in normal X-ray fluoroscopy without integrating X-ray images. A thing can also be mention | raise | lifted as a modification.
[0040]
(2) In the above-described embodiment, the lead piece is moved in conjunction with the movement of the X-ray tube. However, a modification that fixes the positional relationship between the X-ray tube and the lead piece is also included. . However, in this case, the lead piece image appears dark in the tomographic X-ray image. However, if the lead piece image is installed at a position where there is no hindrance to the diagnosis, such as the periphery of the tomographic X-ray image, there is no particular problem in practical use.
[0041]
(3) In the above embodiment, the X-ray tube and the I / I tube are moved in parallel during tomography. However, the X-ray tube and the I / I tube are moved in an arc and swirled during tomography. Needless to say, a configuration that adopts other well-known movement modes such as movement, elliptical movement, and the like can also be given as modifications.
[0042]
(4) In the above embodiment, the X-ray shielding piece arranged between the X-ray tube and the subject is a small disk-shaped lead piece, but the shape of the X-ray shielding piece is not limited to the disk. Needless to say, the material is not limited to lead.
[0043]
(5) In the above embodiment, the correction process is performed to remove (subtract) the influence of scattered X-rays before integration of each X-ray image. However, each X-ray image is integrated before correction, A modification is also possible in which an addition value of the minimum intensity pixel signals min1 to min3 in the X-ray image is obtained and correction processing is performed on the integrated X-ray image to remove (subtract) the influence of scattered X-rays. Take an example.
[0044]
(6) In the above embodiment, among the pixel signals of the pixels in the lead piece image area in the region E, the pixel signal having the minimum intensity is determined as the signal intensity corresponding to the scattered X-rays. The minute is not limited to the pixel signal having the minimum intensity. For example, a configuration in which the average value of the pixel signals of several pixels in the lead piece image area in the X-ray image is set corresponding to the signal intensity is given as a modification.
[0045]
【The invention's effect】
As is clear from the above description, according to the X-ray imaging apparatus of the first aspect of the present invention, the offset due to the influence of scattered X-rays is removed from the X-ray image, so that the change in shading in the display image is increased. Can improve the contrast.
[0046]
According to the X-ray imaging apparatus of the second aspect, since the X-ray imaging apparatus has a configuration for integrating a plurality of different X-ray images obtained in the process of moving the X-ray and the image intensifier in conjunction with each other. Since an image is obtained and the position of the X-ray shielding piece changes, the X-ray shielding piece image (movement trajectory) only appears lightly on the tomographic X-ray image. Will never be hidden.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment.
FIG. 2 is a diagram schematically showing an X-ray image obtained by an example apparatus.
FIG. 3 is a graph showing changes in pixel signal intensity in the horizontal direction of the X-ray image of FIG. 2;
FIG. 4 is a diagram schematically showing another X-ray image obtained by the embodiment apparatus.
FIG. 5 is a diagram schematically showing another X-ray image obtained by the example apparatus.
FIG. 6 is a diagram schematically showing a tomographic X-ray image obtained by an example apparatus.
7 is a graph showing changes in pixel signal intensity in the tomographic X-ray image of FIG. 7;
FIG. 8 is a flowchart showing a flow of tomography operation by the embodiment apparatus.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing the principle of tomography by the X-ray imaging apparatus of the present invention.
[Explanation of symbols]
2 ... X-ray tube
3 ... Image Intensifier
4 ... Photographing image section
10 ... Small disk-shaped lead piece
20 ... AD converter
23 ... TV monitor
22a, 22b ... Frame memory
27, 28 ... Comparator
30 ... Minimum value memory
31 ... Subtractor
32 ... Adder
33 ... Frame memory

Claims

An X-ray tube and an image intensifier placed opposite to each other with the subject interposed therebetween, and a transmitted X-ray detection signal output from the image intensifier accompanying the X-ray exposure to the subject are digitally converted to X-rays In an X-ray imaging apparatus comprising an image forming means for creating an image, an image storage means for storing an X-ray image, and an image display means for displaying an X-ray image, the X-ray tube and the subject Signal intensity detection that detects the minimum signal intensity among the X-ray shielding piece located in the X-ray image and arranged to appear as an image in the X-ray image and the pixels in the X-ray shielding piece image area in the X-ray image And an image correcting means for performing a correction process for subtracting a corresponding amount of the minimum signal intensity detected by the signal intensity detecting means for each pixel signal of the X-ray image. Apparatus.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray tube and the image intensifier are in a symmetrical positional relationship with respect to a point on the section of interest in the subject. The imaging unit moving means for moving the imaging unit composed of the tensiifier and the X-ray shielding piece image appearance position change in each X-ray image obtained in the moving process of the imaging unit. The X-ray shielding piece moving means for changing the position of the X-ray shielding piece with respect to the X-ray tube, and the X-ray image obtained in the moving process of the imaging unit are integrated to obtain a tomogram X of the cross section of interest of the subject. An X-ray imaging apparatus comprising image integration means for obtaining a line image.