JP2017184949A

JP2017184949A - Radiographic imaging apparatus

Info

Publication number: JP2017184949A
Application number: JP2016075227A
Authority: JP
Inventors: 會田　博之; Hiroyuki Aida; 博之會田; 弘堀内; Hiroshi Horiuchi
Original assignee: Toshiba Electron Tubes and Devices Co Ltd
Current assignee: Canon Electron Tubes and Devices Co Ltd
Priority date: 2016-04-04
Filing date: 2016-04-04
Publication date: 2017-10-12

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiographic imaging apparatus facilitating recognition of correspondence between a radiographic image and a subject.SOLUTION: A radiographic imaging apparatus includes: a radiation generator generating radiation; a radiation detector detecting the radiation emitted from the radiation generator and transmitted through a subject; a first image constitution part creating radiographic image signals on the basis of intensity distribution of the radiation detected by the radiation detector; a reflection part provided on a place between the radiation generator and the radiation detector, transmitting the radiation emitted from the radiation generator and reflecting visible light; and a projection part creating optical images on the basis of the radiation image signals and projecting the optical images to a radiation imaging region of the subject via the reflection part.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、放射線画像撮影装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a radiographic imaging apparatus.

放射線画像撮影装置の一例にＸ線画像撮影装置がある。現在実用化されているＸ線画像撮影装置においては、Ｘ線発生器から照射され人体等の被検体を透過したＸ線の強度分布をＸ線検出器により検出し、検出された電荷信号をデジタルデータに変換し、得られたデジタルデータに対してノイズの除去や輝度の調整などの補正を行いＸ線画像を作成し、作成したＸ線画像を被検体から離れた場所に設けられたディスプレイに表示するようにしている。
この場合、処置を行う者は、ディスプレイに表示されたＸ線画像に基づいて被検体のどの部位に異変があるかを判断し、異変があると判断された部位に対して処置を施すようにしている。 An example of a radiation image capturing apparatus is an X-ray image capturing apparatus. In an X-ray imaging apparatus currently in practical use, an X-ray detector detects the intensity distribution of X-rays irradiated from an X-ray generator and transmitted through a subject such as a human body, and the detected charge signal is digitally converted. Data is converted, and the obtained digital data is corrected for noise removal, brightness adjustment, etc. to create an X-ray image, and the generated X-ray image is displayed on a display located away from the subject. It is trying to display.
In this case, the person who performs the treatment determines which part of the subject has an abnormality based on the X-ray image displayed on the display, and performs the treatment on the part that has been determined to have the abnormality. ing.

ところが、ディスプレイに表示されたＸ線画像は透過画像のため、ディスプレイに表示されたＸ線画像と、被検体とでは左右が逆になる。
また、ディスプレイに表示されたＸ線画像と、被検体とでは、倍率や傾きが異なる場合がある。そのため、Ｘ線画像における部位の位置と、被検体における部位の位置とを正確に対応させることが難しい場合もある。
その結果、ディスプレイに表示されたＸ線画像に基づいて被検体に処置を施すと、処置を誤るおそれがある。
被検体が人体等である場合には、処置の誤りは大きな問題となる。また、医療行為には緊急性を有する場合もあり、処置の誤りが発生するおそれがある。
そこで、放射線画像と、被検体との対応関係の認識が容易となる技術の開発が望まれていた。 However, since the X-ray image displayed on the display is a transmission image, the X-ray image displayed on the display and the subject are reversed.
Further, the X-ray image displayed on the display and the subject may have different magnifications and inclinations. Therefore, it may be difficult to accurately correspond the position of the part in the X-ray image and the position of the part in the subject.
As a result, if the subject is treated based on the X-ray image displayed on the display, the treatment may be erroneous.
When the subject is a human body or the like, an error in treatment becomes a big problem. In addition, medical practice may be urgent, and there is a risk that treatment errors will occur.
Therefore, it has been desired to develop a technique that makes it easy to recognize the correspondence between the radiation image and the subject.

特開２００９−２０５１０３号公報JP 2009-205103 A 特開２０１０−５５０３３号公報JP 2010-55033 A

本発明が解決しようとする課題は、放射線画像と、被検体との対応関係の認識が容易となる放射線画像撮影装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a radiographic imaging apparatus that makes it easy to recognize the correspondence between a radiographic image and a subject.

実施形態に係る放射線画像撮影装置は、放射線を発生させる放射線発生器と、前記放射線発生器から照射され、被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線検出器により検出された前記放射線の強度分布に基づいて放射線画像信号を作成する第１の画像構成部と、前記放射線発生器と、前記放射線検出器と、の間に設けられ、前記放射線発生器から照射された前記放射線を透過し、可視光を反射する反射部と、前記放射線画像信号に基づいて光学画像を作成し、前記反射部を介して前記光学画像を前記被検体の放射線撮影領域に投影する投影部と、を備えている。 A radiographic imaging device according to an embodiment is detected by a radiation generator that generates radiation, a radiation detector that is irradiated from the radiation generator and transmits the subject, and the radiation detector. The radiation that is provided between the first image forming unit that creates a radiation image signal based on the intensity distribution of the radiation, the radiation generator, and the radiation detector, and is emitted from the radiation generator. A reflection unit that transmits visible light and reflects visible light; a projection unit that creates an optical image based on the radiation image signal; and projects the optical image onto a radiation imaging region of the subject through the reflection unit; It has.

Ｘ線画像撮影装置１００を例示するための模式図である。1 is a schematic diagram for illustrating an X-ray imaging apparatus 100. FIG. Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。1 is a schematic perspective view for illustrating an X-ray detector 1. FIG. 表示部６ａに表示されるＸ線画像２１０を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for illustrating the X-ray image 210 displayed on the display part 6a. Ｘ線画像撮影装置１０１を例示するための模式図である。1 is a schematic diagram for illustrating an X-ray imaging apparatus 101. FIG. 被検体２００のＸ線撮影領域２００ａに投影されたＸ線画像２１０を例示するための模式図である。4 is a schematic diagram for illustrating an X-ray image 210 projected on an X-ray imaging region 200a of a subject 200. FIG. （ａ）〜（ｆ）は、Ｘ線検出器１に設けられたマーク１ａ、１ｂを例示するための模式平面図である。(A)-(f) is a schematic plan view for illustrating mark 1a, 1b provided in the X-ray detector 1. FIG. Ｘ線画像撮影装置１０２を例示するための模式図である。1 is a schematic diagram for illustrating an X-ray imaging apparatus 102. FIG.

以下、図面を参照しつつ、実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
本実施の形態に係る放射線画像撮影装置は、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出器を備えている。放射線検出器には、大きく分けて直接変換方式と間接変換方式がある。
以下においては、一例として、間接変換方式の放射線検出器を例示するが、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置に設けられる放射線検出器は、直接変換方式の放射線検出器であってもよい。
すなわち、放射線検出器は、放射線を信号電荷に変換する光電変換膜を有し放射線を直接的に検出する直接変換方式の放射線検出器、または、放射線をシンチレータと協働して検出する間接変換方式の放射線検出器であればよい。
なお、直接変換方式の放射線検出器には既知の技術を適用することができるので詳細な説明は省略する。 Hereinafter, embodiments will be illustrated with reference to the drawings. In addition, in each drawing, the same code | symbol is attached | subjected to the same component and detailed description is abbreviate | omitted suitably.
The radiographic imaging apparatus according to the present embodiment includes a radiation detector that detects radiation transmitted through a subject. Radiation detectors are broadly divided into direct conversion methods and indirect conversion methods.
In the following, an indirect conversion type radiation detector is illustrated as an example. However, the radiation detector provided in the radiographic imaging apparatus according to the present embodiment may be a direct conversion type radiation detector.
That is, the radiation detector has a photoelectric conversion film that converts radiation into signal charges and directly detects radiation, or an indirect conversion method that detects radiation in cooperation with a scintillator. Any radiation detector may be used.
Since a known technique can be applied to the direct conversion type radiation detector, detailed description thereof is omitted.

また、放射線画像撮影装置は、例えば、一般医療用途などに用いることができるが、用途に限定はない。
また、以下に例示をする放射線画像撮影装置は、、Ｘ線のほかにもγ線などの各種放射線に適用させることができる。ここでは、一例として、放射線の中の代表的なものとしてＸ線に係る場合を例にとり説明をする。したがって、以下の実施形態の「Ｘ線」を「他の放射線」に置き換えることにより、他の放射線にも適用させることができる。 Moreover, although a radiographic imaging apparatus can be used for a general medical use etc., for example, there is no limitation in a use.
Moreover, the radiographic imaging apparatus illustrated below can be applied to various types of radiation such as γ rays in addition to X-rays. Here, as an example, a case of X-rays as a representative example of radiation will be described as an example. Therefore, by replacing “X-ray” in the following embodiments with “other radiation”, the present invention can be applied to other radiation.

（第１の実施形態）
図１は、Ｘ線画像撮影装置１００を例示するための模式図である。
図２は、Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。
図１に示すように、Ｘ線画像撮影装置１００には、Ｘ線検出器１、画像構成部２（第１の画像構成部の一例に相当する）、投影部３、反射部４、Ｘ線発生器５、操作部６、および制御部７が設けられている。
Ｘ線検出器１は、Ｘ線発生器５から照射され、被検体２００を透過したＸ線を検出する。
図２に示すように、Ｘ線検出器１には、アレイ基板１０、回路基板１１、支持板１２、およびシンチレータ１３が設けられている。
また、Ｘ線検出器１は、アレイ基板１０、回路基板１１、支持板１２、およびシンチレータ１３が収納される図示しない筐体をさらに備えることができる。アレイ基板１０は、筐体の内部に固定された支持板１２の、Ｘ線が入射する側の面に設けられている。回路基板１１は、支持板１２の、アレイ基板１０が設けられる側とは反対側の面に設けられている。 (First embodiment)
FIG. 1 is a schematic diagram for illustrating the X-ray imaging apparatus 100.
FIG. 2 is a schematic perspective view for illustrating the X-ray detector 1.
As shown in FIG. 1, an X-ray imaging apparatus 100 includes an X-ray detector 1, an image configuration unit 2 (corresponding to an example of a first image configuration unit), a projection unit 3, a reflection unit 4, and an X-ray. A generator 5, an operation unit 6, and a control unit 7 are provided.
The X-ray detector 1 detects X-rays irradiated from the X-ray generator 5 and transmitted through the subject 200.
As shown in FIG. 2, the X-ray detector 1 is provided with an array substrate 10, a circuit substrate 11, a support plate 12, and a scintillator 13.
The X-ray detector 1 can further include a housing (not shown) in which the array substrate 10, the circuit substrate 11, the support plate 12, and the scintillator 13 are accommodated. The array substrate 10 is provided on the surface of the support plate 12 fixed inside the housing on the side on which X-rays enter. The circuit board 11 is provided on the surface of the support plate 12 opposite to the side on which the array substrate 10 is provided.

アレイ基板１０は、シンチレータ１３によりＸ線から変換された蛍光（可視光）を信号電荷に変換する。
アレイ基板１０は、基板１０ａ、光電変換部１０ｂ、制御ライン（又はゲートライン）１０ｃ１、データライン（又はシグナルライン）１０ｃ２などを有する。
なお、光電変換部１０ｂ、制御ライン１０ｃ１、およびデータライン１０ｃ２の数などは例示をしたものに限定されるわけではない。 The array substrate 10 converts the fluorescence (visible light) converted from the X-rays by the scintillator 13 into a signal charge.
The array substrate 10 includes a substrate 10a, a photoelectric conversion unit 10b, a control line (or gate line) 10c1, a data line (or signal line) 10c2, and the like.
Note that the numbers of the photoelectric conversion units 10b, the control lines 10c1, and the data lines 10c2 are not limited to those illustrated.

基板１０ａは、板状を呈し、無アルカリガラスなどの透光性材料から形成されている。光電変換部１０ｂは、基板１０ａの一方の表面に複数設けられている。
光電変換部１０ｂは、矩形状を呈し、制御ライン１０ｃ１とデータライン１０ｃ２とにより画された領域に設けられている。複数の光電変換部１０ｂは、マトリクス状に並べられている。なお、１つの光電変換部１０ｂは、１つの画素（pixel）に対応する。 The board | substrate 10a exhibits plate shape and is formed from translucent materials, such as an alkali free glass. A plurality of photoelectric conversion units 10b are provided on one surface of the substrate 10a.
The photoelectric conversion unit 10b has a rectangular shape and is provided in a region defined by the control line 10c1 and the data line 10c2. The plurality of photoelectric conversion units 10b are arranged in a matrix. One photoelectric conversion unit 10b corresponds to one pixel.

複数の光電変換部１０ｂのそれぞれには、光電変換素子１０ｂ１と、スイッチング素子である薄膜トランジスタ（ＴＦＴ；Thin Film Transistor）１０ｂ２が設けられている。また、光電変換素子１０ｂ１において変換した信号電荷を蓄積する蓄積キャパシタ１０ｂ３を設けることができる。蓄積キャパシタ１０ｂ３は、例えば、矩形平板状を呈し、各薄膜トランジスタ１０ｂ２の下に設けることができる。ただし、光電変換素子１０ｂ１の容量によっては、光電変換素子１０ｂ１が蓄積キャパシタ１０ｂ３を兼ねることができる。光電変換素子１０ｂ１は、例えば、フォトダイオードなどとすることができる。
薄膜トランジスタ１０ｂ２は、蓄積キャパシタ１０ｂ３への電荷の蓄積、および、蓄積キャパシタ１０ｂ３に蓄積されている電荷の放出のスイッチングを行う。 Each of the plurality of photoelectric conversion units 10b is provided with a photoelectric conversion element 10b1 and a thin film transistor (TFT) 10b2 which is a switching element. In addition, a storage capacitor 10b3 that stores the signal charge converted in the photoelectric conversion element 10b1 can be provided. The storage capacitor 10b3 has, for example, a rectangular flat plate shape and can be provided under each thin film transistor 10b2. However, depending on the capacitance of the photoelectric conversion element 10b1, the photoelectric conversion element 10b1 can also serve as the storage capacitor 10b3. The photoelectric conversion element 10b1 can be, for example, a photodiode.
The thin film transistor 10b2 performs switching of charge accumulation in the storage capacitor 10b3 and discharge of charge stored in the storage capacitor 10b3.

回路基板１１は、フレキシブルプリント基板１４ａ、１４ｂを介してアレイ基板１０と電気的に接続されている。
回路基板１１には、読み出し回路、増幅・変換回路、および制御回路が設けられている。
読み出し回路は、薄膜トランジスタ１０ｂ２のオン状態とオフ状態を切り替える。読み出し回路は、Ｘ線画像の走査方向に従って、対応する制御ライン１０ｃ１に制御信号Ｓ１を入力する。制御ライン１０ｃ１に入力された制御信号Ｓ１により薄膜トランジスタ１０ｂ２がオン状態となり、光電変換素子１０ｂ１からの信号電荷（画像データ信号Ｓ２）が受信できるようになる。 The circuit board 11 is electrically connected to the array board 10 via flexible printed boards 14a and 14b.
The circuit board 11 is provided with a readout circuit, an amplification / conversion circuit, and a control circuit.
The reading circuit switches between the on state and the off state of the thin film transistor 10b2. The readout circuit inputs the control signal S1 to the corresponding control line 10c1 according to the scanning direction of the X-ray image. The thin film transistor 10b2 is turned on by the control signal S1 input to the control line 10c1, and the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 10b1 can be received.

増幅・変換回路は、積分アンプ、並列−直列変換回路、およびアナログ−デジタル変換回路を有している。積分アンプは、データライン１０ｃ２と電気的に接続されている。並列−直列変換回路は、積分アンプと電気的に接続されている。アナログ−デジタル変換回路は、並列−直列変換回路と電気的に接続されている。
積分アンプは、光電変換部１０ｂからの画像データ信号Ｓ２を順次受信する。そして、積分アンプは、一定時間内に流れる電流を積分し、その積分値に対応した電圧を並列−直列変換回路へ出力する。この様にすれば、所定の時間内にデータライン１０ｃ２を流れる電流の値（電荷量）を電圧値に変換することが可能となる。すなわち、積分アンプは、シンチレータ１３において発生した蛍光の強弱分布に対応した画像データ情報を、電位情報へと変換する。
並列−直列変換回路は、電位情報へと変換された画像データ信号Ｓ２を順次直列信号に変換する。
アナログ−デジタル変換回路は、直列信号に変換された画像データ信号Ｓ２をデジタル信号に順次変換する。 The amplification / conversion circuit includes an integration amplifier, a parallel-series conversion circuit, and an analog-digital conversion circuit. The integrating amplifier is electrically connected to the data line 10c2. The parallel-serial conversion circuit is electrically connected to the integration amplifier. The analog-digital conversion circuit is electrically connected to the parallel-series conversion circuit.
The integrating amplifier sequentially receives the image data signal S2 from the photoelectric conversion unit 10b. The integrating amplifier integrates the current flowing within a predetermined time and outputs a voltage corresponding to the integrated value to the parallel-serial conversion circuit. In this way, the value of the current (charge amount) flowing through the data line 10c2 within a predetermined time can be converted into a voltage value. That is, the integrating amplifier converts the image data information corresponding to the intensity distribution of the fluorescence generated in the scintillator 13 into potential information.
The parallel-serial conversion circuit sequentially converts the image data signal S2 converted into potential information into a serial signal.
The analog-digital conversion circuit sequentially converts the image data signal S2 converted into the serial signal into a digital signal.

シンチレータ１３は、複数の光電変換素子１０ｂ１の上に設けられ、入射するＸ線を可視光すなわち蛍光に変換する。シンチレータ１３は、基板１０ａ上の複数の光電変換部１０ｂが設けられた領域（有効画素領域）を覆うように設けられている。
シンチレータ１３は、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）：タリウム（Ｔｌ）、あるいはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）：タリウム（Ｔｌ）などを用いて形成することができる。この場合、真空蒸着法などを用いて、シンチレータ１３を形成すれば、複数の柱状結晶の集合体からなるシンチレータ１３が形成される。
また、シンチレータ１３は、例えば、酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ）などを用いて形成することもできる。この場合、複数の光電変換部１０ｂごとに四角柱状のシンチレータ１３が設けられるように、マトリクス状の溝部を形成することができる。 The scintillator 13 is provided on the plurality of photoelectric conversion elements 10b1, and converts incident X-rays into visible light, that is, fluorescence. The scintillator 13 is provided so as to cover an area (effective pixel area) where a plurality of photoelectric conversion units 10b are provided on the substrate 10a.
The scintillator 13 can be formed using, for example, cesium iodide (CsI): thallium (Tl) or sodium iodide (NaI): thallium (Tl). In this case, if the scintillator 13 is formed using a vacuum vapor deposition method or the like, the scintillator 13 composed of an aggregate of a plurality of columnar crystals is formed.
The scintillator 13 can also be formed using, for example, gadolinium oxysulfide (Gd ₂ O ₂ S). In this case, a matrix-like groove part can be formed so that the quadrangular columnar scintillator 13 is provided for each of the plurality of photoelectric conversion parts 10b.

その他、Ｘ線検出器１には、蛍光の利用効率を高めて感度特性を改善するために、シンチレータ１３の表面側（Ｘ線の入射面側）を覆うように図示しない反射層を設けることができる。
また、空気中に含まれる水蒸気により、シンチレータ１３の特性と図示しない反射層の特性が劣化するのを抑制するために、シンチレータ１３と図示しない反射層を覆う図示しない防湿体を設けることができる。 In addition, the X-ray detector 1 may be provided with a reflection layer (not shown) so as to cover the surface side of the scintillator 13 (X-ray incident surface side) in order to improve the use efficiency of fluorescence and improve sensitivity characteristics. it can.
Moreover, in order to suppress deterioration of the characteristics of the scintillator 13 and the characteristics of the reflective layer (not shown) due to water vapor contained in the air, a moistureproof body (not shown) that covers the scintillator 13 and the reflective layer (not shown) can be provided.

画像構成部２は、Ｘ線検出器１により検出されたＸ線の強度分布に基づいてＸ線画像信号（Ｘ線画像に関する画像データ信号）を作成する。
画像構成部２は、配線２ａを介して、回路基板１１に設けられたアナログ−デジタル変換回路と電気的に接続されている。なお、画像構成部２は、回路基板１１と一体化されていてもよい。
図１に示すように、画像構成部２は、アナログ−デジタル変換回路によりデジタル信号に変換された画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像信号を作成する。なお、Ｘ線画像信号の作成には既知の技術を適用することができるので、詳細な説明は省略する。 The image construction unit 2 creates an X-ray image signal (image data signal related to the X-ray image) based on the X-ray intensity distribution detected by the X-ray detector 1.
The image construction unit 2 is electrically connected to an analog-digital conversion circuit provided on the circuit board 11 via the wiring 2a. Note that the image configuration unit 2 may be integrated with the circuit board 11.
As shown in FIG. 1, the image construction unit 2 creates an X-ray image signal based on the image data signal S2 converted into a digital signal by an analog-digital conversion circuit. Since a known technique can be applied to the creation of the X-ray image signal, a detailed description is omitted.

また、画像構成部２は、Ｘ線画像信号を、投影部３および操作部６に向けて出力する。また、画像構成部２は、Ｘ線画像信号を、Ｘ線画像撮影装置１００の外部に設けられた機器に向けて出力することもできる。 Further, the image construction unit 2 outputs the X-ray image signal toward the projection unit 3 and the operation unit 6. The image construction unit 2 can also output an X-ray image signal toward a device provided outside the X-ray image capturing apparatus 100.

投影部３は、配線３ａを介して画像構成部２と電気的に接続されている。
投影部３は、Ｘ線画像信号に基づいて光学画像であるＸ線画像を作成し、反射部４を介してＸ線画像を被検体２００の放射線撮影領域２００ａに投影する。投影部３は、例えば、液晶プロジェクタなどとすることができる。 The projection unit 3 is electrically connected to the image configuration unit 2 via the wiring 3a.
The projection unit 3 creates an X-ray image that is an optical image based on the X-ray image signal, and projects the X-ray image onto the radiation imaging region 200 a of the subject 200 via the reflection unit 4. The projection unit 3 can be, for example, a liquid crystal projector.

反射部４は、Ｘ線発生器５とＸ線検出器１との間に設けられている。この場合、反射部４とＸ線検出器１との間には、被検体２００が入り込めるスペースが設けられている。反射部４は、Ｘ線発生器５から照射されたＸ線の大部分を透過させる。反射部４を透過したＸ線は、被検体２００に照射され、被検体２００を透過したＸ線がＸ線検出器１に照射される。
また、反射部４は、投影部３から照射された可視光（Ｘ線画像）を反射し、反射した可視光（Ｘ線画像）を被検体２００のＸ線撮影領域２００ａに照射する。 The reflection unit 4 is provided between the X-ray generator 5 and the X-ray detector 1. In this case, a space in which the subject 200 can enter is provided between the reflection unit 4 and the X-ray detector 1. The reflection unit 4 transmits most of the X-rays emitted from the X-ray generator 5. The X-ray transmitted through the reflecting unit 4 is irradiated to the subject 200, and the X-ray transmitted through the subject 200 is irradiated to the X-ray detector 1.
The reflection unit 4 reflects the visible light (X-ray image) emitted from the projection unit 3 and irradiates the reflected visible light (X-ray image) to the X-ray imaging region 200 a of the subject 200.

この場合、Ｘ線発生器５の焦点５ｃとＸ線検出器１との間の距離Ｌ１と、投影部３の焦点３ｂとＸ線検出器１との間の光学距離Ｌ２と、が等しくなるようにすることが好ましい。光学距離Ｌ２は、投影部３の焦点３ｂと反射部４との間の距離Ｌ２ａと、反射部４とＸ線検出器１との間の距離Ｌ２ｂとの和である。
この様にすれば、撮影時に被検体２００の位置が変化しても、Ｘ線の拡大率と投影像（Ｘ線画像）の拡大率とを一致させることができる。そのため、被検体２００の位置を画像処理装置などにより検出し、Ｘ線の拡大率と投影像（Ｘ線画像）の拡大率とが一致するように投影像（Ｘ線画像）を補正する必要がない。その結果、Ｘ線画像撮影装置１００の構成を簡易なものとすることができる。
なお、投影部３と反射部４とによるＸ線画像の投影に関する詳細は後述する。 In this case, the distance L1 between the focal point 5c of the X-ray generator 5 and the X-ray detector 1 is equal to the optical distance L2 between the focal point 3b of the projection unit 3 and the X-ray detector 1. It is preferable to make it. The optical distance L2 is the sum of the distance L2a between the focal point 3b of the projection unit 3 and the reflection unit 4 and the distance L2b between the reflection unit 4 and the X-ray detector 1.
In this way, even if the position of the subject 200 changes during imaging, the X-ray enlargement rate and the projection image (X-ray image) enlargement rate can be matched. Therefore, it is necessary to detect the position of the subject 200 with an image processing apparatus or the like, and to correct the projection image (X-ray image) so that the magnification rate of the X-ray and the magnification rate of the projection image (X-ray image) match. Absent. As a result, the configuration of the X-ray imaging apparatus 100 can be simplified.
Details regarding the projection of the X-ray image by the projection unit 3 and the reflection unit 4 will be described later.

反射部４は、例えば、ガラスや樹脂などからなる板材と、板材の表面に設けられた厚みの薄い金属膜とを有するものなどとすることができる。 The reflection part 4 can be, for example, a member having a plate material made of glass or resin and a thin metal film provided on the surface of the plate material.

Ｘ線発生器５は、例えば、Ｘ線を発生させる真空管とすることができる。
Ｘ線発生器５は、フィラメント５ａおよびターゲット５ｂを有する。
フィラメント５ａは、例えば、タングステンなどから形成され、図示しない高圧電源のマイナス側に電気的に接続されている。
ターゲット５ｂは、例えば、銅、タングステン、モリブデンなどから形成され、図示しない高圧電源のプラス側に電気的に接続されている。
Ｘ線発生器５には、Ｘ線の照射に必要な電力（管電流、管電圧）が図示しない高圧電源から供給される。Ｘ線発生器５は、フィラメント５ａにおいて電子を発生させ、供給された高電圧により加速させた電子をターゲット５ｂに衝突させることで、有効視野領域内にある被検体２００に向けてＸ線を照射する。なお、Ｘ線発生器５と反射部４との間には、Ｘ線発生器５から照射されたＸ線ビームの形状を整形する図示しないコリメータを設けることができる。 The X-ray generator 5 can be, for example, a vacuum tube that generates X-rays.
The X-ray generator 5 has a filament 5a and a target 5b.
The filament 5a is made of, for example, tungsten and is electrically connected to the negative side of a high voltage power source (not shown).
The target 5b is made of, for example, copper, tungsten, molybdenum or the like, and is electrically connected to the plus side of a high voltage power source (not shown).
The X-ray generator 5 is supplied with electric power (tube current, tube voltage) necessary for X-ray irradiation from a high voltage power source (not shown). The X-ray generator 5 generates electrons in the filament 5a and irradiates X-rays toward the subject 200 in the effective visual field region by colliding the electrons accelerated by the supplied high voltage with the target 5b. To do. A collimator (not shown) that shapes the shape of the X-ray beam emitted from the X-ray generator 5 can be provided between the X-ray generator 5 and the reflection unit 4.

操作部６は、画像構成部２と電気的に接続されている。
操作部６は、表示部６ａおよび入力部６ｂを有する。
表示部６ａは、入力されたＸ線画像信号に基づいて光学画像であるＸ線画像を作成し、Ｘ線画像を表示する。表示部６ａは、例えば、フラットパネルディスプレイなどとすることができる。
入力部６ｂは、画像構成部２に文字情報などを入力する。入力部６ｂは、例えば、キーボードなどとすることができる。
なお、操作部６は、必ずしも必要ではなく、必要に応じて設けるようにすることができる。 The operation unit 6 is electrically connected to the image configuration unit 2.
The operation unit 6 includes a display unit 6a and an input unit 6b.
The display unit 6a creates an X-ray image that is an optical image based on the input X-ray image signal, and displays the X-ray image. The display unit 6a can be, for example, a flat panel display.
The input unit 6 b inputs character information and the like to the image configuration unit 2. The input unit 6b can be, for example, a keyboard.
In addition, the operation part 6 is not necessarily required and can be provided as needed.

制御部７は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）と記憶装置を備えたコンピュータなどとすることができる。
制御部７は、例えば、Ｘ線発生器５の動作とＸ線検出器１の動作を同期させる。例えば、制御部７は、Ｘ線発生器５を制御して、Ｘ線発生器５からＸ線を照射させる。そして、制御部７は、Ｘ線検出器１を制御して、Ｘ線の入射に同期させて撮影に必要な動作を実行させる。
なお、Ｘ線発生器５に、Ｘ線検出器１からの同期信号によってＸ線を照射する機能が設けられている場合には、制御部７は、Ｘ線検出器１の動作を制御する。また、Ｘ線検出器１に、Ｘ線の入射を検出する機能が設けられている場合には、制御部７は、Ｘ線発生器５の動作を制御する。 The control unit 7 can be, for example, a computer having a CPU (Central Processing Unit) and a storage device.
For example, the control unit 7 synchronizes the operation of the X-ray generator 5 and the operation of the X-ray detector 1. For example, the control unit 7 controls the X-ray generator 5 to emit X-rays from the X-ray generator 5. And the control part 7 controls the X-ray detector 1, and performs operation | movement required for imaging | photography in synchronism with incidence | injection of an X-ray.
When the X-ray generator 5 is provided with a function of irradiating X-rays with the synchronization signal from the X-ray detector 1, the control unit 7 controls the operation of the X-ray detector 1. In addition, when the X-ray detector 1 is provided with a function of detecting X-ray incidence, the control unit 7 controls the operation of the X-ray generator 5.

また、制御部７は、Ｘ線画像撮影装置１００に設けられた他の要素の動作をも制御するものとすることもできる。 The control unit 7 can also control operations of other elements provided in the X-ray imaging apparatus 100.

次に、投影部３と反射部４とによるＸ線画像の投影についてさらに説明する。
図３は、表示部６ａに表示されるＸ線画像２１０を例示するための模式図である。
処置を行う者は、図３に例示をしたようなＸ線画像２１０に基づいて被検体２００のどの部位に異変があるかを判断し、異変があると判断された部位に対して処置を施す。例えば、手術などを担当する医者は、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０に基づいて患者のどの部位に骨折や病変などがあるかを判断し、骨折や病変などがあると判断された部位に対して手術などの治療行為を行う。 Next, the projection of the X-ray image by the projection unit 3 and the reflection unit 4 will be further described.
FIG. 3 is a schematic diagram for illustrating an X-ray image 210 displayed on the display unit 6a.
The person who performs the treatment determines which part of the subject 200 has an abnormality based on the X-ray image 210 illustrated in FIG. 3, and performs the treatment on the part that has been determined to have an abnormality. . For example, a doctor in charge of surgery or the like determines which part of the patient has a fracture or a lesion based on the X-ray image 210 displayed on the display unit 6a, and determines that there is a fracture or a lesion. Carry out treatment such as surgery on the site.

ここで、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０は透過画像のため、被検体２００の撮影方向が分からない場合がある。例えば、被検体２００の部位が左右対称に配置されている場合には、被検体２００の裏表が逆になっても同様のＸ線画像２１０が得られる。そのため、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０に基づいて被検体２００に処置を施すと、左右を間違えるおそれがある。
また、Ｘ線は、不必要に浴びると有害である。そのため、Ｘ線は、被検体２００の必要最小限の領域にのみ照射されるので、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０では、撮影箇所の正確な位置がわかりづらい場合がある。 Here, since the X-ray image 210 displayed on the display unit 6a is a transmission image, the imaging direction of the subject 200 may not be known. For example, when the parts of the subject 200 are arranged symmetrically, a similar X-ray image 210 is obtained even if the front and back sides of the subject 200 are reversed. Therefore, if treatment is performed on the subject 200 based on the X-ray image 210 displayed on the display unit 6a, there is a possibility that the left and right are mistaken.
X-rays are also harmful when exposed unnecessarily. For this reason, since X-rays are irradiated only to the minimum necessary area of the subject 200, it may be difficult to know the exact position of the imaging location in the X-ray image 210 displayed on the display unit 6a.

また、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０と、被検体２００とでは、倍率や傾きが異なる場合がある。そのため、Ｘ線画像２１０における部位の位置と、被検体２００における部位の位置とを正確に対応させることが難しい場合もある。その結果、表示部６ａに表示されたＸ線画像２１０に基づいて被検体２００に処置を施すと、処置を施すべき部位を間違えるおそれがある。
被検体２００が人体等である場合には、この様な間違えは大きな問題となる。また、医療行為には緊急性を有する場合もあり、この様な間違えが発生するおそれがある。 The X-ray image 210 displayed on the display unit 6a and the subject 200 may have different magnifications and inclinations. Therefore, it may be difficult to accurately correspond the position of the part in the X-ray image 210 and the position of the part in the subject 200. As a result, when a treatment is performed on the subject 200 based on the X-ray image 210 displayed on the display unit 6a, there is a possibility that a site to be treated is mistaken.
When the subject 200 is a human body or the like, such a mistake is a big problem. In addition, medical practice may be urgent, and such a mistake may occur.

そこで、本実施の形態に係るＸ線画像撮影装置１００は、投影部３と、反射部４とを備えている。
投影部３は、Ｘ線画像信号に基づいて光学画像であるＸ線画像２１０を作成し、反射部４を介してＸ線画像２１０を被検体２００の上に投影する。
この際、反射部４は、投影部３から照射された可視光（Ｘ線画像２１０）を反射し、反射した可視光（Ｘ線画像２１０）を被検体２００のＸ線撮影領域２００ａに照射する。 Therefore, the X-ray imaging apparatus 100 according to the present embodiment includes a projection unit 3 and a reflection unit 4.
The projection unit 3 creates an X-ray image 210 that is an optical image based on the X-ray image signal, and projects the X-ray image 210 onto the subject 200 via the reflection unit 4.
At this time, the reflection unit 4 reflects the visible light (X-ray image 210) emitted from the projection unit 3, and irradiates the reflected visible light (X-ray image 210) to the X-ray imaging region 200a of the subject 200. .

図４は、被検体２００のＸ線撮影領域２００ａに投影されたＸ線画像２１０を例示するための模式図である。
反射部４により投影部３から照射された可視光（Ｘ線画像２１０）を反射させることで、Ｘ線画像２１０の左右方向と、被検体２００の左右方向を一致させることができる。
また、図４に示すように、Ｘ線画像２１０を被検体２００のＸ線撮影領域２００ａに投影させることで、撮影箇所の正確な位置を把握したり、Ｘ線画像２１０における部位と、被検体２００における部位との位置関係を把握したりすることが容易となる。 FIG. 4 is a schematic diagram for illustrating an X-ray image 210 projected onto the X-ray imaging region 200 a of the subject 200.
By reflecting the visible light (X-ray image 210) emitted from the projection unit 3 by the reflection unit 4, the left-right direction of the X-ray image 210 and the left-right direction of the subject 200 can be matched.
Also, as shown in FIG. 4, by projecting an X-ray image 210 onto an X-ray imaging region 200a of the subject 200, the exact position of the imaging location can be grasped, and the site in the X-ray image 210 and the subject It becomes easy to grasp the positional relationship with the part in 200.

またさらに、Ｘ線発生器５の焦点５ｃとＸ線検出器１との間の距離Ｌ１と、投影部３の焦点３ｂと反射部４との間の距離Ｌ２ａおよび反射部４とＸ線検出器１との間の距離Ｌ２ｂの和Ｌ２（光学距離Ｌ２）とが等しくなるようにすれば、Ｘ線の拡大率と投影像（Ｘ線画像）の拡大率とを一致させることができるので、撮影箇所の把握や、部位の位置関係の把握がさらに容易となる。 Furthermore, the distance L1 between the focal point 5c of the X-ray generator 5 and the X-ray detector 1, the distance L2a between the focal point 3b of the projection unit 3 and the reflecting unit 4, and the reflecting unit 4 and the X-ray detector. If the sum L2 (optical distance L2) of the distance L2b to 1 is made equal, the magnification of the X-rays and the magnification of the projected image (X-ray image) can be matched, so It becomes easier to understand the location and the positional relationship of the parts.

（第２の実施形態）
図５は、Ｘ線画像撮影装置１０１を例示するための模式図である。
図５に示すように、Ｘ線画像撮影装置１０１には、Ｘ線検出器１、画像構成部２、投影部３、反射部４、Ｘ線発生器５、操作部６、制御部７、撮影部８、およびハーフミラー９が設けられている。
すなわち、Ｘ線画像撮影装置１０１は、前述したＸ線画像撮影装置１００に、さらに撮影部８とハーフミラー９を加えたものである。
撮影部８は、配線８ａを介して画像構成部２と電気的に接続されている。
ハーフミラー９は、投影部３側から入射した可視光を透過させ、投影部３側とは反対側から入射した可視光を反射させる。すなわち、ハーフミラー９は、投影部３からの可視光を透過し、Ｘ線撮影領域２００ａから撮影部８に向かう可視光を反射させる。なお、ハーフミラー９は、必ずしも必要ではなく、必要に応じて設けるようにすることができる。 (Second Embodiment)
FIG. 5 is a schematic diagram for illustrating the X-ray imaging apparatus 101.
As shown in FIG. 5, the X-ray imaging apparatus 101 includes an X-ray detector 1, an image construction unit 2, a projection unit 3, a reflection unit 4, an X-ray generator 5, an operation unit 6, a control unit 7, an imaging unit. A part 8 and a half mirror 9 are provided.
That is, the X-ray imaging apparatus 101 is obtained by adding an imaging unit 8 and a half mirror 9 to the above-described X-ray imaging apparatus 100.
The imaging unit 8 is electrically connected to the image configuration unit 2 via the wiring 8a.
The half mirror 9 transmits visible light incident from the projection unit 3 side and reflects visible light incident from the opposite side to the projection unit 3 side. That is, the half mirror 9 transmits visible light from the projection unit 3 and reflects visible light from the X-ray imaging region 200a toward the imaging unit 8. The half mirror 9 is not necessarily required, and can be provided as necessary.

撮影部８は、ハーフミラー９を介して、被検体２００のＸ線撮影領域２００ａのカラー画像を撮影し、カラー画像の画像データ信号を画像構成部２に向けて出力する。撮影部８は、例えば、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサなどとすることができる。 The imaging unit 8 captures a color image of the X-ray imaging region 200 a of the subject 200 via the half mirror 9 and outputs an image data signal of the color image toward the image configuration unit 2. The imaging unit 8 can be, for example, a CCD (Charge Coupled Device) sensor.

被検体２００のＸ線撮影領域２００ａにＸ線画像２１０を投影する場合、Ｘ線撮影領域２００ａの色や色分布によりＸ線画像２１０が見にくくなる場合がある。例えば、皮膚の色が異なる部分や体毛などにより、投影されたＸ線画像２１０が見にくくなる場合がある。
そこで、本実施の形態に係るＸ線画像撮影装置１０１は、撮影部８を備えている。
画像構成部２は、撮影部８により撮影された画像に基づいて、Ｘ線画像信号に含まれている輝度に関する情報および色調に関する情報の少なくともいずれかを補正する。例えば、画像構成部２は、Ｘ線撮影領域２００ａのカラー画像の画像データ信号に基づいて、Ｘ線画像２１０の輝度や色調を補正する。すなわち、画像構成部２は、Ｘ線撮影領域２００ａにおける色分布情報に基づいて、Ｘ線画像２１０の輝度や色調を補正する。補正されたＸ線画像２１０は、投影部３によりＸ線撮影領域２００ａに投影される。 When the X-ray image 210 is projected onto the X-ray imaging region 200a of the subject 200, the X-ray image 210 may be difficult to see due to the color or color distribution of the X-ray imaging region 200a. For example, the projected X-ray image 210 may be difficult to see due to a different skin color or body hair.
Therefore, the X-ray imaging apparatus 101 according to the present embodiment includes an imaging unit 8.
The image construction unit 2 corrects at least one of information regarding luminance and information regarding color tone included in the X-ray image signal based on the image captured by the imaging unit 8. For example, the image construction unit 2 corrects the luminance and tone of the X-ray image 210 based on the image data signal of the color image in the X-ray imaging region 200a. That is, the image construction unit 2 corrects the luminance and tone of the X-ray image 210 based on the color distribution information in the X-ray imaging region 200a. The corrected X-ray image 210 is projected onto the X-ray imaging region 200a by the projection unit 3.

この様にすれば、Ｘ線撮影領域２００ａの色や色分布によりＸ線画像２１０が見にくくなるのを抑制することができる。そのため、より正確で視認しやすいＸ線画像２１０を投影することが可能となる。 In this way, it is possible to prevent the X-ray image 210 from becoming difficult to see due to the color and color distribution of the X-ray imaging region 200a. Therefore, it is possible to project an X-ray image 210 that is more accurate and easily visible.

また、光学距離Ｌ３と、前述した光学距離Ｌ２とが等しくなるようにすることが好ましい。光学距離Ｌ３は、撮影部８の焦点８ｂとハーフミラー９との間の距離Ｌ３ａと、ハーフミラー９と反射部４との間の距離Ｌ３ｂと、反射部４とＸ線検出器１との間の距離Ｌ２ｂとの和である。
この様にすれば、撮影時に被検体２００の位置が変化しても、撮影部８により撮影される画像の倍率と、投影部３により投影される画像の倍率とが等しくなるようにすることができる。そのため、被検体２００の位置が変化することに伴う倍率補正を行う必要がなくなる。 In addition, it is preferable that the optical distance L3 is equal to the optical distance L2 described above. The optical distance L3 is a distance L3a between the focal point 8b of the imaging unit 8 and the half mirror 9, a distance L3b between the half mirror 9 and the reflection unit 4, and a distance between the reflection unit 4 and the X-ray detector 1. And the distance L2b.
In this way, even if the position of the subject 200 changes during imaging, the magnification of the image captured by the imaging unit 8 and the magnification of the image projected by the projection unit 3 can be made equal. it can. Therefore, it is not necessary to perform magnification correction accompanying the change of the position of the subject 200.

ここで、得られるＸ線画像２１０の拡大率は、Ｘ線発生器５の焦点５ｃとＸ線検出器１との間の距離Ｌ１により変化する。また、得られるＸ線画像２１０の回転方向における位置は、Ｘ線検出器１の向きにより変化する。
そのため、Ｘ線画像２１０を被検体２００の上に投影する際に、Ｘ線画像２１０の拡大率と回転方向における位置を演算し、演算結果に基づいてＸ線画像２１０の大きさと向きを補正することが好ましい。
この場合、距離Ｌ１と回転方向における位置を検出するセンサを別途設けるようにすると、Ｘ線画像撮影装置１００の複雑化やコストアップが生じることになる。 Here, the magnification rate of the obtained X-ray image 210 varies depending on the distance L <b> 1 between the focal point 5 c of the X-ray generator 5 and the X-ray detector 1. Further, the position of the obtained X-ray image 210 in the rotation direction varies depending on the direction of the X-ray detector 1.
Therefore, when the X-ray image 210 is projected onto the subject 200, the enlargement factor and the position in the rotation direction of the X-ray image 210 are calculated, and the size and orientation of the X-ray image 210 are corrected based on the calculation result. It is preferable.
In this case, if a sensor for detecting the distance L1 and the position in the rotation direction is separately provided, the X-ray imaging apparatus 100 becomes complicated and costs increase.

そのため、本実施の形態に係るＸ線画像撮影装置１０１においては、Ｘ線検出器１に基準点となるマークを設け、被検体２００が無い状態において撮影部８がマークを撮影する。そして、画像構成部２は、撮影部８により撮影されたマークに基づいて、Ｘ線画像信号に含まれている拡大率に関する情報および回転方向の位置に関する情報の少なくともいずれかを補正する。例えば、画像構成部２は、撮影されたマークの大きさと角度情報に基づいてＸ線画像２１０の拡大率と回転方向における位置を演算し、演算結果に基づいてＸ線画像２１０の大きさと向きを補正する。
すなわち、画像構成部２は、Ｘ線画像２１０の拡大率と回転方向における位置を演算し、演算結果に基づいてＸ線画像２１０の大きさと向きを補正する機能をさらに有する。 Therefore, in the X-ray imaging apparatus 101 according to the present embodiment, a mark serving as a reference point is provided in the X-ray detector 1 and the imaging unit 8 captures the mark in a state where the subject 200 is not present. Then, the image construction unit 2 corrects at least one of the information about the enlargement factor and the information about the position in the rotation direction included in the X-ray image signal based on the mark photographed by the photographing unit 8. For example, the image construction unit 2 calculates the magnification rate and the position in the rotation direction of the X-ray image 210 based on the size and angle information of the photographed mark, and determines the size and orientation of the X-ray image 210 based on the calculation result. to correct.
That is, the image construction unit 2 further has a function of calculating the enlargement ratio and the position in the rotation direction of the X-ray image 210 and correcting the size and orientation of the X-ray image 210 based on the calculation result.

図６（ａ）〜（ｆ）は、Ｘ線検出器１に設けられたマーク１ａ、１ｂを例示するための模式平面図である。
マーク１ａ、１ｂは、Ｘ線検出器１の、Ｘ線の入射側の表面に設けられている。マーク１ａ、１ｂは、印刷などにより設けることができる。一般的に、印刷などに用いられる顔料はＸ線を透過するが、顔料の特性によってはＸ線透過率が低くなる場合がある。そのため、平面視において有効画素領域の内部にマーク１ａ、１ｂが設けられていると、Ｘ線透過率が異なる部分が生じ、得られたＸ線画像２１０にＸ線透過率の差に起因する模様が発生するおそれがある。そのため、マーク１ａ、１ｂは、平面視において有効画素領域の外側に設けることが好ましい。 6A to 6F are schematic plan views for illustrating the marks 1 a and 1 b provided on the X-ray detector 1.
The marks 1a and 1b are provided on the surface of the X-ray detector 1 on the X-ray incident side. The marks 1a and 1b can be provided by printing or the like. In general, a pigment used for printing or the like transmits X-rays, but the X-ray transmittance may be lowered depending on the characteristics of the pigment. For this reason, when the marks 1a and 1b are provided inside the effective pixel region in plan view, portions having different X-ray transmittances are generated, and the resulting X-ray image 210 is caused by a difference in X-ray transmittance. May occur. Therefore, the marks 1a and 1b are preferably provided outside the effective pixel region in plan view.

図６（ａ）〜（ｆ）に示すように、マーク１ａは有効画素領域の外縁を示すものとすることができる。
マーク１ｂは、Ｘ線検出器１の一方の端部側（例えば、上側）を示すものとすることができる。
画像構成部２は、マーク１ａを用いてＸ線画像２１０の拡大率を演算し、マーク１ｂを用いてＸ線画像２１０の回転方向における位置を演算する。 As shown in FIGS. 6A to 6F, the mark 1a can indicate the outer edge of the effective pixel region.
The mark 1b may indicate one end side (for example, the upper side) of the X-ray detector 1.
The image construction unit 2 calculates the enlargement ratio of the X-ray image 210 using the mark 1a, and calculates the position in the rotation direction of the X-ray image 210 using the mark 1b.

画像構成部２は、例えば、少なくとも３つのマーク１ａ、または、枠状のマーク１ａの少なくとも３つの角部を検出することで、マーク１ａにより画された領域の大きさを演算する。そして、画像構成部２は、予め定められた基準となる大きさと、演算された大きさとからＸ線画像２１０の拡大率を演算する。
画像構成部２は、例えば、マーク１ｂの位置と、予め定められた基準となる位置とからＸ線画像２１０の回転方向における位置を演算する。 For example, the image construction unit 2 calculates the size of the area defined by the mark 1a by detecting at least three corners of the at least three marks 1a or the frame-shaped mark 1a. Then, the image construction unit 2 calculates the enlargement ratio of the X-ray image 210 based on a predetermined reference size and the calculated size.
For example, the image construction unit 2 calculates the position in the rotation direction of the X-ray image 210 from the position of the mark 1b and a predetermined reference position.

なお、Ｘ線検出器１に設けるマークの位置、数、形状、大きさなどは、例示をしたものに限定されるわけではない。Ｘ線検出器１に設けるマークは、Ｘ線画像２１０の拡大率と回転方向における位置を演算することができるものであれば特に限定はない。 Note that the position, number, shape, size, and the like of the marks provided on the X-ray detector 1 are not limited to those illustrated. The mark provided on the X-ray detector 1 is not particularly limited as long as the magnification of the X-ray image 210 and the position in the rotation direction can be calculated.

（第３の実施形態）
図７は、Ｘ線画像撮影装置１０２を例示するための模式図である。
図７に示すように、Ｘ線画像撮影装置１０２には、Ｘ線検出器１、画像構成部２２（第２の画像構成部の一例に相当する）、反射部４、Ｘ線発生器５、操作部６、制御部７、および撮影部８が設けられている。
すなわち、Ｘ線画像撮影装置１０２は、前述したＸ線画像撮影装置１０１と同様の構成を有する。ただし、Ｘ線画像撮影装置１０２においては、Ｘ線画像撮影装置１０１に設けられている投影部３とハーフミラー９を省略し、投影部３の位置に撮影部８を設けている。 (Third embodiment)
FIG. 7 is a schematic diagram for illustrating the X-ray imaging apparatus 102.
As shown in FIG. 7, the X-ray imaging apparatus 102 includes an X-ray detector 1, an image configuration unit 22 (corresponding to an example of a second image configuration unit), a reflection unit 4, an X-ray generator 5, An operation unit 6, a control unit 7, and a photographing unit 8 are provided.
That is, the X-ray image capturing apparatus 102 has the same configuration as the X-ray image capturing apparatus 101 described above. However, in the X-ray imaging apparatus 102, the projection unit 3 and the half mirror 9 provided in the X-ray imaging apparatus 101 are omitted, and the imaging unit 8 is provided at the position of the projection unit 3.

図７に示すように、撮影部８は、配線８ａを介して画像構成部２２と電気的に接続されている。
撮影部８は、反射部４を介して、被検体２００のＸ線撮影領域２００ａのカラー画像を撮影し、カラー画像の画像データ信号を画像構成部２２に向けて出力する。
図５に例示をしたＸ線画像撮影装置１０１と同様に、画像構成部２２は、Ｘ線撮影領域２００ａのカラー画像の画像データ信号に基づいて、Ｘ線画像２１０の輝度や色調を補正する。 As shown in FIG. 7, the imaging unit 8 is electrically connected to the image configuration unit 22 via the wiring 8a.
The imaging unit 8 captures a color image of the X-ray imaging region 200 a of the subject 200 via the reflection unit 4 and outputs an image data signal of the color image toward the image configuration unit 22.
Similar to the X-ray imaging apparatus 101 illustrated in FIG. 5, the image construction unit 22 corrects the luminance and tone of the X-ray image 210 based on the image data signal of the color image in the X-ray imaging area 200 a.

Ｘ線画像撮影装置１０１の場合には、補正されたＸ線画像２１０は、投影部３によりＸ線撮影領域２００ａに投影される。
これに対し、本実施の形態に係るＸ線画像撮影装置１０２の場合には、画像構成部２２は、Ｘ線検出器１により検出されたＸ線の強度分布に基づいてＸ線画像信号を作成し、作成されたＸ線画像信号と、撮影部８により撮影された画像の画像信号と、を合成する。
例えば、画像構成部２２は、Ｘ線撮影領域２００ａのカラー画像と、補正されたＸ線画像２１０とを合成し（重ね合わし）、合成した画像を表示部６ａに表示したり、合成した画像の画像データを外部の機器に向けて出力したりする。
なお、画像構成部２２は、Ｘ線撮影領域２００ａのカラー画像、補正されたＸ線画像２１０、および合成された画像を表示部６ａに表示したり、これらの画像データを外部の機器に向けて出力したりすることもできる。 In the case of the X-ray imaging apparatus 101, the corrected X-ray image 210 is projected onto the X-ray imaging area 200a by the projection unit 3.
On the other hand, in the case of the X-ray imaging apparatus 102 according to the present embodiment, the image construction unit 22 creates an X-ray image signal based on the X-ray intensity distribution detected by the X-ray detector 1. Then, the generated X-ray image signal and the image signal of the image captured by the imaging unit 8 are combined.
For example, the image construction unit 22 synthesizes (superimposes) the color image of the X-ray imaging region 200a and the corrected X-ray image 210, and displays the synthesized image on the display unit 6a. Output image data to an external device.
The image construction unit 22 displays the color image of the X-ray imaging region 200a, the corrected X-ray image 210, and the synthesized image on the display unit 6a, or directs these image data to an external device. It can also be output.

また、本実施の形態に係るＸ線画像撮影装置１０２においても、Ｘ線検出器１に前述したマークを設け、被検体２００が無い状態において撮影部８によりマークを撮影し、撮影されたマークの大きさと角度情報に基づいて画像構成部２２によりＸ線画像２１０の拡大率と回転方向における位置を演算するようにすることができる。 Also in the X-ray imaging apparatus 102 according to the present embodiment, the above-described mark is provided in the X-ray detector 1, the mark is imaged by the imaging unit 8 in the absence of the subject 200, and Based on the size and angle information, the image construction unit 22 can calculate the magnification of the X-ray image 210 and the position in the rotation direction.

本実施の形態によれば、前述したＸ線画像撮影装置１０１の場合と同様に、Ｘ線画像２１０の輝度や色調を補正することができる。
また、補正したＸ線画像２１０をＸ線撮影領域２００ａに投影した場合と同様の画像を得ることができる。
この場合、投影部３およびハーフミラー９を省略することができるので、Ｘ線画像撮影装置１０２の構成の簡略化、コストダウンなどを図ることができる。 According to the present embodiment, the luminance and color tone of the X-ray image 210 can be corrected as in the case of the X-ray imaging apparatus 101 described above.
Further, an image similar to the case where the corrected X-ray image 210 is projected onto the X-ray imaging region 200a can be obtained.
In this case, since the projection unit 3 and the half mirror 9 can be omitted, the configuration of the X-ray image capturing apparatus 102 can be simplified and the cost can be reduced.

また、前述したように、撮影部８の位置は、Ｘ線画像撮影装置１０１における投影部３の位置である。
すなわち、Ｘ線発生器５の焦点５ｃとＸ線検出器１との間の距離Ｌ１と、撮影部８の焦点８ｂと反射部４との間の距離Ｌ２ａおよび反射部４とＸ線検出器１との間の距離Ｌ２ｂの和Ｌ２とが等しくなるようになっている。そのため、Ｘ線の拡大率と投影像（Ｘ線画像）の拡大率とを一致させることができるので、撮影箇所の把握や、部位の位置関係の把握がさらに容易となる。 Further, as described above, the position of the imaging unit 8 is the position of the projection unit 3 in the X-ray image imaging apparatus 101.
That is, the distance L1 between the focal point 5c of the X-ray generator 5 and the X-ray detector 1, the distance L2a between the focal point 8b of the imaging unit 8 and the reflecting unit 4, and the reflecting unit 4 and the X-ray detector 1. Is equal to the sum L2 of the distance L2b. For this reason, the magnification of X-rays and the magnification of projection images (X-ray images) can be matched, so that it is easier to grasp the imaging location and the positional relationship between the regions.

以上、本発明のいくつかの実施形態を例示したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更などを行うことができる。これら実施形態やその変形例は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。また、前述の各実施形態は、相互に組み合わせて実施することができる。 As mentioned above, although several embodiment of this invention was illustrated, these embodiment is shown as an example and is not intending limiting the range of invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, changes, and the like can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and equivalents thereof. Further, the above-described embodiments can be implemented in combination with each other.

１Ｘ線検出器、２画像構成部、３投影部、４反射部、５Ｘ線発生器、６操作部、７制御部、８撮影部、９ハーフミラー、１０アレイ基板、１０ａ基板、１０ｂ光電変換部、１０ｂ１光電変換素子、１１回路基板、１３シンチレータ、２２画像構成部、１００Ｘ線画像撮影装置、１０１Ｘ線画像撮影装置、１０２Ｘ線画像撮影装置、２００被検体、２００ａＸ線撮影領域、２１０Ｘ線画像
1 X-ray detector, 2 image configuration unit, 3 projection unit, 4 reflection unit, 5 X-ray generator, 6 operation unit, 7 control unit, 8 imaging unit, 9 half mirror, 10 array substrate, 10a substrate, 10b photoelectric Conversion unit, 10b1 photoelectric conversion element, 11 circuit board, 13 scintillator, 22 image configuration unit, 100 X-ray imaging apparatus, 101 X-ray imaging apparatus, 102 X-ray imaging apparatus, 200 subject, 200a X-ray imaging area 210 X-ray image

Claims

A radiation generator for generating radiation;
A radiation detector for detecting the radiation irradiated from the radiation generator and transmitted through the subject;
A first image constructing unit that creates a radiation image signal based on an intensity distribution of the radiation detected by the radiation detector;
A reflection unit that is provided between the radiation generator and the radiation detector, transmits the radiation emitted from the radiation generator, and reflects visible light;
A projection unit that creates an optical image based on the radiation image signal, and projects the optical image onto a radiation imaging region of the subject via the reflection unit;
A radiographic imaging apparatus comprising:

An imaging unit that captures an image of the radiation imaging region;
The said 1st image structure part correct | amends at least any one of the information regarding the brightness | luminance contained in the said radiographic image signal, and the information regarding a color tone based on the said image image | photographed by the said imaging | photography part. Radiation imaging device.

A mark is provided on the surface of the radiation detector on the incident side of the radiation,
The photographing unit photographs the mark,
The first image configuration unit corrects at least one of information on an enlargement factor and information on a position in a rotation direction included in the radiographic image signal based on the mark imaged by the imaging unit. Item 3. The radiographic image capturing apparatus according to Item 2.

A radiation generator for generating radiation;
A radiation detector for detecting the radiation irradiated from the radiation generator and transmitted through the subject;
An imaging unit for imaging an image of a radiographic region of the subject;
A radiation image signal is created based on the intensity distribution of the radiation detected by the radiation detector, and the created radiation image signal and the image signal of the image photographed by the photographing unit are synthesized. Two image construction units;
A radiographic imaging apparatus comprising:

A mark is provided on the surface of the radiation detector on the incident side of the radiation,
The photographing unit photographs the mark,
The second image configuration unit corrects at least one of information on an enlargement factor and information on a position in a rotation direction included in the radiographic image signal based on the mark imaged by the imaging unit. Item 5. The radiographic imaging device according to Item 4.

The radiographic imaging apparatus according to claim 3, wherein the mark is provided outside an effective pixel area of the radiation detector in a plan view.

The optical distance between the focal point of the projection unit and the radiation detector is equal to the distance between the focal point of the radiation generator and the radiation detector. The radiographic imaging apparatus as described in one.

The radiation according to any one of claims 2, 3, 6, and 7, further comprising a half mirror that transmits visible light from the projection unit and reflects visible light from the radiation imaging region toward the imaging unit. Image shooting device.