JP3160285B2 - X-ray diagnostic equipment - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、被写体を透過したＸ線像を光学像に変換し
たものを、それぞれシネカメラを用いてシネ撮影若しく
はTVカメラを用いてTV撮影を行い、当該撮影画像を画像
処理したものを診断に供すべく表示するＸ線診断装置に
関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Object of the Invention] (Industrial application field) The present invention relates to a cine camera or a TV camera which converts an X-ray image transmitted through a subject into an optical image. The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus that performs TV imaging using the same and displays an image obtained by performing image processing on the captured image for use in diagnosis.
（従来の技術） 心臓造影検査では、Ｘ線シネ撮影が一般的に利用され
ている。しかし、Ｘ線シネ撮影はフィルム撮影であるた
め、即時に再生することができない。これは、即時診断
の要請に沿わないものである。そこで、Ｘ線シネシステ
ムにＸ線TVシステムを併用したシステムが使用されるこ
とがある。このシステムによると、Ｘ線シネ撮影中の画
像を、ビデオテープレコーダ（VTR）に録画し、撮影後
に即時に再生し観察することができる。すなわち、この
システムにより、リアルタイム診断が実現される。(Prior Art) In cardiography, X-ray cine imaging is generally used. However, since X-ray cine radiography is film radiography, it cannot be reproduced immediately. This does not comply with the request for immediate diagnosis. Therefore, a system using an X-ray TV system in combination with an X-ray cine system is sometimes used. According to this system, an image during X-ray cine radiography can be recorded on a video tape recorder (VTR), and can be immediately reproduced and observed after the radiography. That is, real-time diagnosis is realized by this system.
上述したＸ線TVシステムは、通常、秒60フィールドイ
ンターレース走査にて画像を読出している。そして、Ｘ
線シネ撮影では、近時に至っては、Ｘ線を、TV走査のタ
イミングに同期して１秒間に30回曝射する形態が多く利
用される。この形態では、Ｘ線の曝射直後のフィールド
像と次のフィールド像の間に輝度差を生じてしまい、適
切な診断を行えない、という問題がある。これを解消す
べく、輝度の高い画像をディジタル画像メモリ上に録画
し、録画像を２フィールドくり返し出力することによ
り、フリッカのない画像を提示し得るようにした装置も
出現している。The above-mentioned X-ray TV system usually reads out an image by 60-field interlaced scanning per second. And X
In recent years, in line cine imaging, a form in which X-rays are emitted 30 times a second in synchronization with the timing of TV scanning has recently been used. In this mode, there is a problem that a luminance difference occurs between the field image immediately after the X-ray irradiation and the next field image, so that appropriate diagnosis cannot be performed. In order to solve this problem, there has been an apparatus that can record a high-luminance image on a digital image memory and repeatedly output the recorded image in two fields, thereby presenting an image without flicker.
しかし、このような装置では、フィールド画像を２回
出力するため垂直解像度は半分となってしまい、解像度
の点で適切な診断を行えない、という問題がある。そこ
で、TVカメラをノンインターレース走査し、この画像を
ディジタルメモリ上に録画し、インターレースにて読出
して出力する装置もある。この装置の場合は、１回のＸ
線曝射で１画面の全てを順次に読出すため輝度差は生じ
なく、適切な診断を行えるものとなる。However, such a device has a problem that the vertical resolution is reduced by half since the field image is output twice, and an appropriate diagnosis cannot be performed in terms of resolution. Therefore, there is a device that performs non-interlaced scanning of a TV camera, records this image on a digital memory, and reads out and outputs the image in an interlaced manner. In the case of this device, one X
Since all of one screen is sequentially read out by the line irradiation, there is no difference in luminance, and appropriate diagnosis can be performed.
（発明が解決しようとする課題） 一方、心臓造影像検査では、しばしば、２方向同時撮
影が行なわれる。ここでいう同時撮影は正面側，側面側
の交互にＸ線を曝射するものである。この場合でも、各
々にノンインターレース／インターレース変換装置を用
いることで輝度差のない画像が観察できる。しかし、正
側に各々録画装置を備えることは、メモリ容量等が高価
であり、回路規模が大きくなる、という問題がある。そ
こで、２台のTVカメラからの画像を１台のディジタルフ
ルオログラフィ（DF）装置に入力し、交互に画像を取込
み、メモリに録画し、再生して観察することが行われ
る。ここで、１台のDF装置にバイプレーン画像を入力す
る場合、TVカメラをノンインターレースで走査して画像
収集を行なったとすると、２台のTVカメラは同期して動
作させなければならない。従って、正面側のＸ線曝射を
画像読出し開始直前のタイミングに設定すると、側面側
は画像読出し領域内に入ってしまう。そうすると、正面
収集像は第18A図に示すように正常であるが、側画像
は、第18B図に示すように、Ｘ線曝射タイミングに走査
していた位置を境にして画面上部、下部で時間差のある
画像となってしまう。これによると、帯状ノイズが発生
しずれ像の生じた偽像となってしまい、適切な診断を行
えない、という問題がある。(Problems to be Solved by the Invention) On the other hand, in angiographic image examination, simultaneous two-direction imaging is often performed. Simultaneous imaging here means that X-rays are emitted alternately on the front side and the side. Even in this case, an image having no luminance difference can be observed by using a non-interlace / interlace conversion device for each. However, having a recording device on each of the positive sides has a problem that the memory capacity and the like are expensive and the circuit scale is large. Therefore, images from two TV cameras are input to one digital fluorography (DF) device, images are alternately taken, recorded in a memory, reproduced, and observed. Here, when inputting a biplane image to one DF device, if the TV camera scans non-interlaced and collects the image, the two TV cameras must be operated in synchronization. Therefore, if the X-ray irradiation on the front side is set at a timing immediately before the start of image reading, the side surface enters the image reading area. Then, the front collection image is normal as shown in FIG. 18A, but the side image is at the top and bottom of the screen starting from the position scanned at the X-ray exposure timing, as shown in FIG. 18B. An image with a time difference will result. According to this, there is a problem that a band-shaped noise is generated and becomes a false image in which a shift image is generated, so that an appropriate diagnosis cannot be performed.
そこで本発明の目的は、シネ撮影及びTV撮影によるＸ
線画像の検出を行い、当該画像を画像処理したものを、
高精度にて表示を可能としたＸ線診断装置を提供するこ
とにある。Therefore, an object of the present invention is to provide an X-ray camera using cine photography and TV photography.
After detecting the line image and processing the image,
An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus capable of performing display with high accuracy.
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 本発明は上記課題を （１） 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したも
のをそれぞれシネカメラによるシネ撮影及びTVカメラに
よるビデオイメージングを行う第1,第２のＸ線撮影手段
と、 前記第1,第２のＸ線撮影手段により得られるTV画像に
対しディジタル画像処理を施すディジタル画像処理手段
を含む画像処理系と、 前記一方のＸ線撮像手段と前記ディジタル画像処理手
段との間に設けられ、前記一方のＸ線撮影手段から前記
ディジタル画像処理手段に送られる画像をバッファする
ためのバッファ手段と、 前記画像処理系により画像処理された画像を表示する
ための表示手段と、 を具備するＸ線診断装置。[Constitution of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention solves the above-mentioned problems by (1) performing cine photography by a cine camera and video imaging by a TV camera after converting an X-ray image transmitted through a subject into an optical image. An image processing system including digital image processing means for performing digital image processing on a TV image obtained by the first and second X-ray imaging means; Buffer means provided between the X-ray imaging means and the digital image processing means for buffering an image sent from the one X-ray imaging means to the digital image processing means; and image processing by the image processing system An X-ray diagnostic apparatus comprising: a display unit for displaying a selected image.
（２） 被写体に１方向及び２方向のうち少なくとも一
方からＸ線を曝射するＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをシ
ネカメラによるシン撮影及びTVカメラによるビデオイメ
ージングを行うＸ線検出手段と、 前記Ｘ線検出手段により得られるTV画像に対し画像処
理を施すための画像処理系と、 前記画像処理系により画像処理された画像を表示する
ための表示手段と、 前記Ｘ線検出手段のシネカメラのこま送り制御及び前
記Ｘ線発生手段段におけるＸ線曝射のタイミング制御の
うちの少なくとも一方を行う制御手段と、 を具備するＸ線診断装置、 （３） 被写体に２方向からＸ線を曝射する第1,第２の
Ｘ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをTV
カメラによりビデオイメージングする第1,第２のＸ線撮
影手段と、 前記第1,第２のＸ線撮影手段により得られるTV画像に
対し画像処理を施すための一つの画像処理手段を含む画
像処理系と、 前記第1,第２のＸ線撮像手段と前記画像処理系とを接
続する伝送ライン上に並列に設けられ、前記第1,第２の
Ｘ線撮影手段から前記画像処理系に送られる画像をバッ
ファするための第1,第２のバッファ手段と、 前記画像処理系により画像処理された画像を表示する
ための表示手段と、 を具備するＸ線診断装置。(2) X-ray generation means for irradiating the subject with X-rays from at least one of one direction and two directions, a cine camera and a thin camera using a cine camera and a TV camera which convert an X-ray image transmitted through the subject into an optical image. X-ray detection means for performing video imaging, an image processing system for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray detection means, and display means for displaying an image processed by the image processing system An X-ray diagnostic apparatus comprising: a control unit that performs at least one of frame feed control of a cine camera of the X-ray detection unit and timing control of X-ray irradiation in the X-ray generation unit; A first and a second X-ray generating means for irradiating the subject with X-rays from two directions; a TV which converts an X-ray image transmitted through the subject into an optical image;
Image processing including first and second X-ray imaging means for performing video imaging with a camera, and one image processing means for performing image processing on a TV image obtained by the first and second X-ray imaging means And a transmission line that connects the first and second X-ray imaging means and the image processing system to each other, and is provided to the image processing system from the first and second X-ray imaging means. An X-ray diagnostic apparatus comprising: first and second buffer means for buffering an image to be obtained; and display means for displaying an image processed by the image processing system.
（４） 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したも
のをTVカメラにより撮影するため第1,第２のＸ線撮影手
段と、 前記第1,第２のＸ線撮影手段により得られるTV画像に
対し画像処理を施すための画像処理手段と、 前記第１のＸ線撮像手段と前記画像処理手段との間及
び第２のＸ線撮像手段と前記画像処理手段との間にそれ
ぞれ設けられ、前記第1,第２のＸ線撮影手段から前記画
像処理手段に送られる画像をそれぞれバッファするため
の第1,第２のバッファ手段と、 前記第1,第２のバッファ手段に並列に設けられ、それ
ぞれ前記第1,第２のＸ線撮影手段から送られる画像を入
力する統計処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、を具備するＸ線診断装置。(4) First and second X-ray photographing means for photographing an X-ray image transmitted through the subject into an optical image by a TV camera, and obtained by the first and second X-ray photographing means. Image processing means for performing image processing on a TV image; provided between the first X-ray imaging means and the image processing means; and between the second X-ray imaging means and the image processing means. And first and second buffer means for buffering images sent from the first and second X-ray imaging means to the image processing means, respectively, and in parallel with the first and second buffer means. A statistical processing unit for inputting images sent from the first and second X-ray imaging units, and a display unit for displaying an image processed by the image processing unit. X-ray diagnostic device.
（５） 被写体に２方向からＸ線を曝射する第1,第２の
Ｘ線発生手段と、 前記被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したもの
をCCDイメージセンサ型撮像素子を用いてTVカメラによ
り撮影する第1,第２のＸ線検出手段と、 前記第1,第２のＸ線撮影手段により得られるTV画像に
対し画像処理を施すための画像処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、 前記第1,第２のＸ線発生手段に対するＸ線曝射タイミ
ングと前記第1,第２のＸ線検出手段におけるCCDイメー
ジセンサ型撮像素子のシフトパルスのタイミングとを制
御するタイミング制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。(5) First and second X-ray generating means for irradiating the subject with X-rays from two directions, and using a CCD image sensor type image sensor for converting an X-ray image transmitted through the subject into an optical image. First and second X-ray detection means for taking an image with a TV camera, image processing means for performing image processing on a TV image obtained by the first and second X-ray imaging means, Display means for displaying an image processed by the means, X-ray exposure timing to the first and second X-ray generation means, and a CCD image sensor type in the first and second X-ray detection means. An X-ray diagnostic apparatus comprising: a timing control unit configured to control a timing of a shift pulse of an image sensor.
（６） 被写体にＸ線を曝射するステレオＸ線管を有す
るＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをCC
Dイメージセンサ型撮像素子を用いたTVカメラによるビ
デオイメージングを行うＸ線検出手段と、 前記Ｘ線撮影手段により得られるTV画像に対し画像処
理を施すための画像処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、 前記Ｘ線発生手段のステレオＸ線管に対するＬ側,R側
のＸ線曝射タイミングと前記Ｘ線検出手段におけるCCD
イメージセンサ型撮像素子のシフトパルスのタイミング
とを制御するタイミング制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。(6) X-ray generating means having a stereo X-ray tube for exposing the subject to X-rays, and converting the X-ray image transmitted through the subject into an optical image by CC
X-ray detection means for performing video imaging with a TV camera using a D image sensor type imaging device; image processing means for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray imaging means; and Display means for displaying an image which has been subjected to image processing; X-ray irradiation timing on the L side and R side of the X-ray generating means with respect to the stereo X-ray tube;
An X-ray diagnostic apparatus comprising: a timing control unit configured to control a timing of a shift pulse of the image sensor type imaging device.
（７） 被写体に２方向からＸ線を曝射するステレオＸ
線管を有する第1,第２のＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをCC
Dイメージセンサ型撮像素子に用いたTVカメラによるビ
デオイメージングを行う第1,第２のＸ線検出手段と、 前記第1,第２のＸ線撮影手段により得られるTV画像に
対し画像処理を施すための画像処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、 前記第1,第２のＸ線発生手段のステレオＸ線管に対す
るＬ側,R側のＸ線曝射タイミングと前記第1,第２のＸ線
検出手段におけるCCDイメージセンサ型撮像素子のシフ
トパルスのタイミングとを制御するタイミング制御手段
と、 を具備するＸ線診断装置。(7) Stereo X that emits X-rays to the subject from two directions
First and second X-ray generating means having a X-ray tube, and an X-ray image transmitted through a subject converted to an optical image
First and second X-ray detecting means for performing video imaging with a TV camera used for a D image sensor type image sensor; and performing image processing on a TV image obtained by the first and second X-ray imaging means. Processing means; display means for displaying an image processed by the image processing means; and X-rays on the L and R sides of the stereo X-ray tubes of the first and second X-ray generation means. An X-ray diagnostic apparatus comprising: a timing control unit configured to control a radiation exposure timing and a shift pulse timing of a CCD image sensor type image sensor in the first and second X-ray detection units.
（８） 被写体にＸ線を曝射するＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをそ
れぞれシネカメラによるシネ撮影及びCCDイメージセン
サ型撮像素子を用いたTVカメラによるビデオイメージン
グを行うＸ線検出手段と、 前記Ｘ線検出手段により得られるTV画像に対し画像処
理を施すための画像処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、 前記Ｘ線発生手段のＸ線曝射タイミングと、前記Ｘ線
検出手段におけるシネカメラのシャッタパルスのタイミ
ングとを制御するＸ線制御手段と、 前記Ｘ線検出手段におけるシネカメラのシャッタパル
スの発生タイミングと前記Ｘ線検出手段におけるCCDイ
メージセンサ型撮像素子のシフトパルスのタイミングと
を制御するタイミング制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。(8) X-ray generating means for irradiating the subject with X-rays, and a cine camera for converting an X-ray image transmitted through the subject into an optical image and a TV camera using a CCD image sensor type image sensor, respectively. X-ray detection means for performing video imaging; image processing means for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray detection means; display means for displaying an image processed by the image processing means X-ray control means for controlling the X-ray emission timing of the X-ray generation means and the timing of a shutter pulse of the cine camera in the X-ray detection means; and the generation timing of the cine camera shutter pulse in the X-ray detection means. Timing control means for controlling the timing of a shift pulse of a CCD image sensor type image sensor in the X-ray detection means An X-ray diagnostic apparatus comprising:
（９） 被写体に２方向からＸ線を曝射する第1,第２の
Ｘ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをそ
れぞれシネカメラによるシネ撮影及びCCDイメージセン
サ型撮像素子を用いたTVカメラによるビデオイメージン
グを行う第1,第２のＸ線検出手段と、 前記Ｘ線検出手段により得られるTV画像に対し画像処
理を施すための画像処理手段と、 前記画像処理手段により画像処理された画像を表示す
るための表示手段と、 前記第1,第２のＸ線発生手段のＸ線曝射タイミング
と、前記第1,第２のＸ線検出手段におけるシネカメラの
シャッタパルスのタイミングとを制御するＸ線制御手段
と、 前記第1,第２のＸ線検出手段におけるシネカメラのシ
ャッタパルスの発生タイミングと前記第1,第２のＸ線検
出手段におけるCCDイメージセンサ型撮像素子のシフト
パルスのタイミングとを制御するタイミング制御手段
と、 を具備するＸ線診断装置。(9) First and second X-ray generating means for irradiating the subject with X-rays from two directions, and a cine camera and a CCD image sensor which convert the X-ray image transmitted through the subject into an optical image, respectively. First and second X-ray detection means for performing video imaging with a TV camera using a type image pickup device; image processing means for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray detection means; Display means for displaying an image processed by the processing means; X-ray irradiation timings of the first and second X-ray generation means; and a cine camera of the first and second X-ray detection means. X-ray control means for controlling a timing of a shutter pulse, a timing of generating a shutter pulse of a cine camera in the first and second X-ray detection means, and a CCD image sensor in the first and second X-ray detection means X-ray diagnostic apparatus comprising: a timing control unit configured to control a timing of a shift pulse of the image sensor.
（作用） 従来、一方のＸ線撮像手段のＸ線パルスの曝射タイミ
ングを、TVカメラのブランキング時に設定した場合は、
同時に両方のＸ線撮像手段からＸ線パルスを出せないた
め、両方のＸ線撮像手段のＸ線パルスに対応する両画像
の収集タイミングが部分的に重なってしまう。このた
め、二つのディジタル画像処理手段を用意して２系統の
Ｘ線撮像手段からの画像をそれぞれ二つのディジタル画
像処理手段に送るようにしなければならない。これに対
し、請求項１にかかる発明では、一方のＸ線撮像手段か
らの画像出力をバッファ手段を介して時間差を持たせて
ディジタル画像処理手段に入力するようにしたことによ
り、両方のＸ線撮像手段からの画像を時分割的に順次一
つのディジタル画像処理手段に送ることができる。(Operation) Conventionally, when the irradiation timing of the X-ray pulse of one X-ray imaging unit is set at the time of blanking of the TV camera,
Since X-ray pulses cannot be output from both X-ray imaging units at the same time, the acquisition timings of both images corresponding to the X-ray pulses of both X-ray imaging units partially overlap. For this reason, two digital image processing means must be prepared so that the images from the two systems of X-ray imaging means are respectively sent to the two digital image processing means. On the other hand, in the invention according to claim 1, the image output from one of the X-ray imaging means is input to the digital image processing means with a time difference via the buffer means, so that both X-ray imaging means are provided. Images from the imaging means can be sequentially sent to one digital image processing means in a time-division manner.
請求項２にかかる発明によれば、TVカメラの画像収集
タイミングとＸ線検出手段からＸ線パルスを曝射タイミ
ングとのずれを無くすることができるので、シネカメラ
からのジッタ発生を無くすることができ、これにより帯
状ノイズの無いTVカメラによる撮影画像を得ることがで
きる。また、シングルプレーンシネ撮影及びTV撮影にあ
っては、Ｘ線パルスの曝射タイミングを、画像有効期間
外に設定することにより、バイプレーンシネ撮影及びTV
撮影にあっては、Ｘ線パルスの曝射タイミングを、シネ
フレーミング枠外に設定することにより、ずれ像を画面
の隅に置くことができ、実質的にずれ像のない画像を得
ることができる。According to the second aspect of the present invention, it is possible to eliminate the difference between the image acquisition timing of the TV camera and the X-ray pulse exposure timing from the X-ray detection means, thereby eliminating jitter from the cine camera. This makes it possible to obtain an image captured by a TV camera without band noise. In single-plane cine radiography and TV radiography, by setting the X-ray pulse exposure timing outside the image validity period, biplane cine radiography and TV radiography are performed.
In imaging, by setting the X-ray pulse exposure timing outside the cine framing frame, the shifted image can be placed at the corner of the screen, and an image substantially free of the shifted image can be obtained.
請求項３にかかる発明によれば、請求項１の場合と同
様に、Ｘ線撮影手段からの画像出力をバッファ手段を介
して時間差を持たせてディジタル画像処理手段に入力す
るようにしたことにより、両方のＸ線撮像手段からの画
像を時分割的に順次一つのディジタル画像処理手段に送
ることができ、特に、バイプレーンシネ撮影又はTV撮影
に効果がある。According to the third aspect of the invention, similarly to the first aspect, the image output from the X-ray imaging means is input to the digital image processing means with a time difference via the buffer means. The images from both X-ray imaging units can be sequentially sent to one digital image processing unit in a time-division manner, which is particularly effective for biplane cine imaging or TV imaging.
請求項４にかかる発明によれば、Ｘ線撮影手段からの
画像出力をバッファ手段を介して時間差を持たせてディ
ジタル画像処理手段に入力するようにしたことにより、
両方のＸ線撮像手段からの画像を時分割的に順次一つの
ディジタル画像処理手段に送ることができると共に、両
バッファ手段に並列に統計処理手段を設けているので、
両系のTV画像について、その統計情報を極力時間遅れな
く得ることができる。According to the invention according to claim 4, the image output from the X-ray imaging means is input to the digital image processing means with a time difference via the buffer means.
Images from both X-ray imaging units can be sequentially sent to one digital image processing unit in a time-division manner, and statistical processing units are provided in parallel in both buffer units.
Statistical information on TV images of both systems can be obtained with as little time delay as possible.
請求項５にかかる発明によれば、第1,第２のＸ線発生
手段に対するＸ線曝射タイミングを、第1,第２のＸ線検
出手段におけるCCDイメージセンサ型撮像素子のシフト
パルスの発生タイミングの前後に合わせることができ、
これにより、パルスＸ線の曝射間隔をシフトパルス間隔
程度まで短縮できる。よって、２画像の混合が防止で
き、偽像のない画像を得ることができる。According to the fifth aspect of the present invention, the X-ray irradiation timing for the first and second X-ray generating means is set to the time when the shift pulse of the CCD image sensor type image sensor is generated in the first and second X-ray detecting means. Can be adjusted before and after the timing,
This makes it possible to shorten the pulse X-ray exposure interval to about the shift pulse interval. Therefore, mixing of the two images can be prevented, and an image without a false image can be obtained.
請求項６にかかる発明によれば、請求項５と同様に、
パルスＸ線の曝射間隔をシフトパルス間隔程度まで短縮
できる。よって、Ｌ画像,R画像の混合が防止でき、偽像
のない立体視可能な画像を得ることができる。According to the invention according to claim 6, as in claim 5,
The pulse X-ray exposure interval can be reduced to about the shift pulse interval. Therefore, mixing of the L image and the R image can be prevented, and a stereoscopically viewable image without a false image can be obtained.
請求項７にかかる発明によれば、請求項5,6と同様
に、パルスＸ線の曝射間隔をシフトパルス間隔程度まで
短縮できる。よって、Ｌ画像,R画像の混合と２方向の画
像の混合が防止でき、偽像のない立体視可能な画像を得
ることができる。According to the seventh aspect of the invention, similarly to the fifth and sixth aspects, the irradiation interval of the pulse X-ray can be reduced to about the shift pulse interval. Therefore, the mixture of the L image and the R image and the mixture of the images in the two directions can be prevented, and a stereoscopically visible image without a false image can be obtained.
請求項８にかかる発明によれば、シネ撮影のために曝
射される複数のＸ線パルスの内で、TVカメラに有効なＸ
線パルスによるＸ線像のみを読出し、複数のＸ線パルス
による偽像の発生を抑制することができる。According to the eighth aspect of the present invention, of a plurality of X-ray pulses emitted for cine imaging, an effective X-ray pulse for a TV camera is used.
It is possible to read out only the X-ray image by the line pulse and suppress the generation of the false image by the plurality of X-ray pulses.
請求項９にかかる発明によれば、２方向にについて、
それぞれ請求項８と同様にシネ撮影のために曝射される
複数のＸ線パルスの内で、TVカメラに有効なＸ線パルス
によるＸ線像のみを読出し、複数のＸ線パルスによる偽
像の発生を抑制することができる。According to the ninth aspect, in two directions,
Among the plurality of X-ray pulses emitted for cine imaging in the same manner as in claim 8, only the X-ray image by the X-ray pulse effective for the TV camera is read out, and the false image by the plurality of X-ray pulses is read out. Generation can be suppressed.
（実施例） 本発明の第１の実施例のＸ線診断装置を第１図及び第
２図を参照して説明する。第１図は本発明の第１の実施
例のＸ線診断装置の構成を示すブロック図である。Embodiment An X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 1 and FIG. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.
第１の実施例のＸ線診断装置は、Ｆ側Ｘ線撮影系（Ｆ
側）200と、Ｌ側Ｘ線撮影系（Ｌ側）300と、画像表示系
400と、図示しないＸ線発生等のための制御系とを有し
ている。すなわち、Ｆ側は、Ｘ線管1f、イメージインテ
シファイヤ（I.I.）2f、図示しない光学系、TVカメラ3
f、必要に応じて設けられる図示しないシネカメラから
なる。Ｌ側は、Ｘ線管1l、イメージインテシファイヤ
（I.I.）2l、図示しない光学系、TVカメラ3l、必要に応
じて設けられる図示しないシネカメラからなる。符号又
は添字のｆはフロンタル（正面側）、ｌはラテラル（側
面側）を示すものである。The X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an F-side X-ray imaging system (F
Side) 200, L-side X-ray imaging system (L side) 300, and image display system
400 and a control system (not shown) for X-ray generation and the like. That is, on the F side, an X-ray tube 1f, an image intensifier (II) 2f, an optical system (not shown), a TV camera 3
f, a cine camera (not shown) provided as needed. The L side includes an X-ray tube 11, an image intensifier (II) 21, an optical system (not shown), a TV camera 31, and a cine camera (not shown) provided as necessary. The reference character or suffix f indicates frontal (front side), and 1 indicates lateral (side surface).
従って、これらＦ側Ｘ線撮影系200及びＬ側Ｘ線撮影
系300により、被写体４は、TV撮影又はシネ撮影され得
る。そして、TV撮影により得られた電気信号の画像は、
画像表示系400に送られる。表示系400において、両画像
は、それぞれA/D変換器5f,5lによりディジタル化され、
ディジタル画像処理系としてディジタルフルオログラフ
ィ装置の要部をなす画像メモリ６（61,62〜6n）を介
し、また、D/A変換器7f,7lにてアナログ信号化され、TV
モニタ8f,8lにて表示される。Therefore, the subject 4 can be photographed by TV or cine by the F-side X-ray imaging system 200 and the L-side X-ray imaging system 300. And the image of the electric signal obtained by TV shooting is
The image is sent to the image display system 400. In the display system 400, both images are digitized by A / D converters 5f and 5l, respectively.
Via the image memory 6 constituting the main part of a digital fluorography system (6 1, 6 2 ~6 n ) as a digital image processing system, also, D / A converters 7f, the analog signal of at 7l, TV
Displayed on monitors 8f and 8l.
以上の構成で、Ｆ側のＸ線管1fより曝射されたＸ線
は、被写体４を透過して、I.I.2fに到達される。そし
て、I.I.2fにて透過Ｘ線はＸ線／光変換されて光学像と
なり、該光学像はTVカメラ3fにてTV撮影され、ビデオ信
号となり、A/D変換器5fにてディジタル化され、Ｆ側画
像として画像メモリ61に保存される。With the above configuration, the X-rays emitted from the X-ray tube 1f on the F side pass through the subject 4 and reach II2f. Then, the transmitted X-ray is converted into an optical image by X-ray / light conversion in II2f, the optical image is taken by a TV camera 3f as a TV signal, becomes a video signal, and is digitized by an A / D converter 5f. It is stored in the image memory 61 as the side image.
次に、Ｌ側のＸ線管1lより曝射されたＸ線は、被写体
４を透過して、I.I.2lに到達される。そして、I.I.2lに
て透過Ｘ線はＸ線／光変換されて光学像となり、該光学
像はTVカメラ3lにてTV撮影され、ビデオ信号となり、A/
D変換器5lにてディジタル化され、Ｌ側画像として画像
メモリ62に保存される。Next, the X-rays emitted from the L-side X-ray tube 11 pass through the subject 4 and reach II 21. Then, the transmitted X-ray is converted into an optical image by X-ray / light conversion in II2l, and the optical image is taken by a TV camera 3l as a TV signal to become a video signal.
Digitized by D converter 5l, it is stored as L-side image in the image memory 6 2.
そして、画像メモリ61,62からは、保存されてあった
Ｆ側画像及びＬ側画像が呼出され、D/A変換器7f,7lにて
再びビデオ信号に変換された後に、各々のTVモニタ8f,8
lに表示され、診断のために観察される。Then, the stored F-side image and L-side image are recalled from the image memories 6 1 and 6 2, and are converted into video signals again by the D / A converters 7f and 7l. Monitor 8f, 8
Displayed on l and observed for diagnosis.
以上は一般的な構成であり、本実施例は次の新規の構
成を有する。すなわち、A/D変換器5lの後段に、Ｌ側画
像をバッファするためのバッファメモリ９を新規に備え
ている。The above is the general configuration, and this embodiment has the following new configuration. That is, a buffer memory 9 for buffering the L-side image is newly provided downstream of the A / D converter 51.
ここで、第１図に示すように、TVカメラ3fのビデオ信
号は、A/D変換器5fにて、ディジタル化され、第３図の
一つ目のフレームのタイミングにて、画像メモリ61に保
存される。TVカメラ3lのビデオ信号は、A/D変換器5lに
て、ディジタル化され、バッファメモリ９に保存され
る。また、保存中の二つ目のフレームのタイミングに
て、画面の左上の画素より順に読出され、画像メモリ62
に保存される。この過程の繰返しによりＦ側、Ｌ側の画
像が正常に観察できるものとなる。Here, as shown in FIG. 1, a video signal of the TV camera. 3f, by the A / D converter 5f, digitized, at the timing of first one frame of FIG. 3, the image memory 61 Is stored in The video signal of the TV camera 3l is digitized by the A / D converter 51 and stored in the buffer memory 9. Further, at the timing of the second frame during storage, is read in order from the upper left pixel of the screen, the image memory 6 2
Is stored in By repeating this process, images on the F and L sides can be normally observed.
以上のように、従来は、Ｆ側Ｘ線撮影系又はＬ側Ｘ線
撮影系のうちの一方のＸ線パルスの曝射タイミングを、
両方のTVカメラ3f,3lのブランキング時に設定した場合
は、同時に両方のＸ線撮影系からＸ線パルスを曝射する
ことができないため、他方のＸ線撮影系のＸ線パルスは
他方の画像の画像読出しタイミングが部分的に重なって
しまう。このため、二つのディジタル画像処理系を用意
して両方のＸ線撮影系からの画像をそれぞれ二つのディ
ジタル画像処理系に送るようにしなければならなかっ
た。As described above, conventionally, the irradiation timing of one of the X-ray pulses of the F-side X-ray imaging system or the L-side X-ray imaging system is
If both TV cameras 3f and 3l are set at the time of blanking, X-ray pulses cannot be emitted from both X-ray imaging systems at the same time. Are partially overlapped. For this reason, two digital image processing systems must be prepared so that images from both X-ray imaging systems are sent to the two digital image processing systems, respectively.
これに対して、本実施例では、同期タイミングを180
゜位相をずらし、一方のＸ線撮影系からの画像出力を、
バッファメモリ９を介して時間差を持たせて一つのディ
ジタル画像処理系に入力されるようにしたことにより、
両方のＸ線撮影系からの画像を時分割的に順次一つのデ
ィジタル画像処理系に送ることができる。In contrast, in the present embodiment, the synchronization timing is set to 180
を By shifting the phase, the image output from one X-ray
By inputting to one digital image processing system with a time difference via the buffer memory 9,
Images from both X-ray imaging systems can be sequentially sent to one digital image processing system in a time-division manner.
これは、比較的安価なバッファメモリ９を設けるだけ
で、比較的高価なディジタル画像処理系を増設すること
無く、２つのＸ線撮影系から得られるTV画像を、それぞ
れ画像処理し、帯状ノイズの発生がなく、ずれ像を生じ
ない画像を表示することができる、という利点を生むも
のである。This is because only the relatively inexpensive buffer memory 9 is provided, and the TV images obtained from the two X-ray imaging systems are image-processed without adding a relatively expensive digital image processing system, and the band noise is reduced. This is advantageous in that an image free of occurrence and having no shift image can be displayed.
次に、本発明の第２の実施例のＸ線診断装置を第３図
及び第4A図、第4B図を参照して説明する。第３図は同実
施例装置のブロック図、第4A図及び第4B図は同実施例装
置の作用を示す図である。第３図においては、第１図に
おけるA/D変換器5f,5l,画像メモリ６（61,62〜6n）及び
D/A変換器7f,7l等を、ディジタルフルオログラフィ（D
F）プロセッサ10に含ませている。また、本装置は、シ
ネカメラ12l,12fを有する。さらに、Ｌ側Ｘ線撮影系
に、Ｘ線制御器13l,X線発生同期回路14l,シネカメラ制
御器15l及びシネカメラ同期回路16lを持っている。また
さらには、Ｆ側Ｘ線撮影系に、Ｘ線制御器13f,X線発生
同期回路14f,シネカメラ制御器15f及びシネカメラ同期
回路16fを持っている。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 3, 4A and 4B. FIG. 3 is a block diagram of the apparatus of the embodiment, and FIGS. 4A and 4B are diagrams showing the operation of the apparatus of the embodiment. In the third diagram, A / D converter 5f in FIG. 1, 5l, the image memory 6 (6 1, 6 2 ~6 n) and
D / A converters 7f, 7l, etc.
F) Included in processor 10. Further, the present apparatus has cine cameras 12l and 12f. Further, the L-side X-ray imaging system includes an X-ray controller 13l, an X-ray generation synchronization circuit 14l, a cine camera controller 15l, and a cine camera synchronization circuit 16l. Furthermore, the F-side X-ray imaging system has an X-ray controller 13f, an X-ray generation synchronization circuit 14f, a cine camera controller 15f, and a cine camera synchronization circuit 16f.
このように本装置は、TVカメラ3l,3f及びシネカメラ1
2l,12fを有するＸ線撮影系を２系統備えており、その一
方の系として、例えばＬ側のシネカメラ12lのこま送り
とＸ線曝射とのタイミングを、Ｘ線制御器13l及びＸ線
発生同期回路14lと、シネカメラ制御器15l及びシネカメ
ラ同期回路16lとにより制御することができる。そし
て、このタイミング制御により、Ｌ側のTVカメラ3lの画
像収集タイミングと、Ｘ線撮影系からＸ線パルスを曝射
タイミングと、のずれを無くすことができるので、シネ
カメラ12lからのジッタ発生を無くすることができる。
これにより、帯状ノイズの無い撮影画像を得ることがで
きる。As described above, the present apparatus includes the TV cameras 31 and 3f and the cine camera 1
The system includes two X-ray imaging systems including 2l and 12f, and one of the systems includes, for example, a X-ray controller 13l and an X-ray generation system that adjust the timing of frame feed and X-ray exposure of the L-side cine camera 12l. It can be controlled by the synchronization circuit 14l, the cine camera controller 15l, and the cine camera synchronization circuit 16l. By this timing control, the difference between the image acquisition timing of the L side TV camera 3l and the timing of exposing the X-ray pulse from the X-ray imaging system can be eliminated, so that the generation of jitter from the cine camera 12l is eliminated. can do.
As a result, it is possible to obtain a captured image free of band noise.
また、前記のタイミング制御により、シングルプレー
ンのシネ撮影及びTV撮影にあっては、Ｘ線撮影系からＸ
線パルスの曝射タイミングを、有効な画像として取扱わ
れる時間外に設定することができる。これにより、第4A
図及び第4B図に示すように、バイプレーンシネ撮影及び
TV撮影にあっては、Ｘ線撮影系からＸ線パルスの曝射タ
イミングを、シネフレーミング枠外に設定することによ
り、ずれ像を画面の隅に置くことができる。よって、実
質的にずれ像の無い画像を得ることができる。Further, by the above-described timing control, in the case of single-plane cine imaging and TV imaging, the X-ray imaging system
The exposure timing of the line pulse can be set outside of the time when it is handled as a valid image. As a result, 4A
As shown in FIG. 4 and FIG.
In TV imaging, a shift image can be placed at the corner of the screen by setting the exposure timing of the X-ray pulse from the X-ray imaging system outside the cine framing frame. Therefore, an image having substantially no shift image can be obtained.
よって、上述した実施例装置によれば、バイプレーン
又はシングルプレーンシネ撮影及びTV撮影を行い、該撮
影画像を一つのディジタル画像処理系により処理し、高
精度の画像による表示が可能となる。Therefore, according to the above-described embodiment, bi-plane or single-plane cine imaging and TV imaging are performed, the captured image is processed by one digital image processing system, and a high-precision image can be displayed.
次に、本発明の第３の実施例のＸ線診断装置を第５図
を参照して説明する。第３の実施例装置は、新規の画像
処理系（ディジタルフルオログラフィ装置）60を有す
る。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The device of the third embodiment has a new image processing system (digital fluorography device) 60.
この画像処理系60は、Ｆ側のTVカメラ3fの出力を、バ
ッファするバッファメモリ61fと,L側のTVカメラ3lの出
力を、バッファするバッファメモリ61lとを有してい
る。The image processing system 60 has a buffer memory 61f for buffering the output of the F-side TV camera 3f and a buffer memory 61l for buffering the output of the L-side TV camera 3l.
また、Ｆ側撮影系のTVカメラ3fの出力及びＬ側撮影系
のTVカメラ3lの出力を、画像処理する画像処理回路62
と，画像記憶する画像メモリ６と，統計情報を算出する
ための統計処理回路63とを有し、さらに画像処理回路62
で処理されたＦ側撮影系のTVカメラ3fの出力及びＬ側撮
影系のTVカメラ3lの出力を個々に表示処理する表示処理
回路64f,64lを有する。なお、統計処理回路63は、ディ
ジタルフォームの画像を所定の手法で解析することによ
り或る統計情報を得るものである。そして、この統計情
報は、Ｘ線制御器13f,13lに与えられる。Ｘ線制御器13
f,13lは、前記統計情報に基づきＸ線撮影条件やＸ線曝
射条件を設定する。Further, an image processing circuit 62 that performs image processing on the output of the TV camera 3f of the F side imaging system and the output of the TV camera 3l of the L side imaging system.
And an image memory 6 for storing images, and a statistical processing circuit 63 for calculating statistical information.
And display processing circuits 64f and 64l for individually displaying and processing the output of the TV camera 3f of the F-side photographing system and the output of the TV camera 3l of the L-side photographing system, which have been processed in the above. The statistical processing circuit 63 obtains certain statistical information by analyzing a digital form image by a predetermined method. Then, the statistical information is given to the X-ray controllers 13f and 13l. X-ray controller 13
f, 13l sets X-ray imaging conditions and X-ray exposure conditions based on the statistical information.
画像処理系60の表示処理回路64f,64lの出力である画
像は、モニタ8f,8lにて表示される。Images output from the display processing circuits 64f and 64l of the image processing system 60 are displayed on the monitors 8f and 8l.
統計処理回路63は、Ｆ側撮影系のためのＸ線制御器13
fに、Ｘ線曝射条件に基づく指令を与える共とにＬ側撮
影系のためのＸ線制御器13lにＸ線曝射条件に基づく指
令を与える。The statistical processing circuit 63 includes an X-ray controller 13 for the F-side imaging system.
An instruction based on the X-ray irradiation conditions is given to f, and an instruction based on the X-ray irradiation conditions is given to the X-ray controller 13l for the L-side imaging system.
第５図に示す構成のＸ線診断装置によると、第６図に
示すタイミングにて動作することができる。すなわち、
この動作では、Ｌ側Ｘ線撮影系は、Ｆ側Ｘ線撮影系に対
し２倍のビデオ速度を有している。The X-ray diagnostic apparatus having the configuration shown in FIG. 5 can operate at the timing shown in FIG. That is,
In this operation, the L-side X-ray system has twice the video speed as the F-side X-ray system.
Ｆ側Ｘ線撮影系は、１フレームおきにパルスＸ線を曝
射し、画像を生成している。Ｆ側Ｘ線撮影系のTVカメラ
3fより出力された画像は、バッファメモリ61fに一時保
存されることなく画像処理回路62に転送されて画像処理
され、また、これと同時に、前記画像は、統計処理回路
63に転送され、次のフレームにて統計情報が収集され
る。The F-side X-ray imaging system emits pulse X-rays every other frame to generate an image. F side X-ray imaging TV camera
The image output from 3f is transferred to an image processing circuit 62 without being temporarily stored in a buffer memory 61f and subjected to image processing.At the same time, the image is processed by a statistical processing circuit.
The data is transferred to 63, and statistical information is collected in the next frame.
Ｌ側は、Ｆ側の２倍のビデオ速度で動作している。そ
して、１フレームおきにパルスＸ線を曝射して画像を生
成している。Ｌ側のTVカメラ3lより出力される画像を、
バッファメモリ61lに一時保存することなく画像処理回
路62に転送すると、タイミングLi,Li＋2,…にて、画像
の転送が重なってしまう。The L side is operating at twice the video speed of the F side. Then, an image is generated by emitting pulse X-rays every other frame. The image output from the L side TV camera 3l is
If the image data is transferred to the image processing circuit 62 without being temporarily stored in the buffer memory 61l, the image transfer will be repeated at timings Li, Li + 2,.
そこで、タイミングLi,Li＋2,…における画像は、一
時、バッファメモリ61lに保存し、次のフレームにて読
み出すようにする。また、タイミングLi＋1,Li＋3,…の
画像は、バッファメモリ61lに一時保存することなく、
画像処理回路62に転送しても、画像の重なりは生じない
ものとなる。Therefore, the images at the timings Li, Li + 2,... Are temporarily stored in the buffer memory 61l and read out in the next frame. The images at the timings Li + 1, Li + 3,... Are not temporarily stored in the buffer memory 61l,
Even when the image is transferred to the image processing circuit 62, the images do not overlap.
これにより、１つの画像処理回路62を有するだけで、
特に、早い画像処理速度が求められても、それぞれ異な
るビデオ速度の２系統の画像を、それぞれ画像処理する
ことが可能となる。Thereby, only having one image processing circuit 62,
In particular, even when a high image processing speed is required, it is possible to perform image processing on two types of images having different video speeds.
なお、この例では、Ｆ側のみならずＬ側についても統
計情報が求められる。すなわち、バッファメモリ61lに
一時保存されるタイミングLi,Li＋２における画像の統
計情報は、さらに１フレームだけ時間遅れて統計情報が
求められる。In this example, statistical information is obtained not only for the F side but also for the L side. That is, the statistical information of the image at the timings Li and Li + 2 temporarily stored in the buffer memory 61l is obtained with a further delay of one frame.
次に、第７図を参照し、第５図のハードウェア構成
で、画像処理系60の画像保存／処理速度がビデオ速度の
２倍の場合に、Ｆ側Ｘ線撮影系/L側Ｘ線撮影系の撮影
が、Ｆ側Ｘ線撮影系/L側Ｘ線撮影系各々の有するビデオ
速度で行うことができる動作を説明する。すなわち、Ｆ
側Ｘ線撮影系及びＬ側Ｘ線撮影系共にフレームに同期し
てパルスＸ線を曝射して画像を生成する。各TVカメラ3
f,3lから出力される画像は、バッファメモリ61f,61lに
一時保存される。両バッファメモリ61f,61lに保存され
た画像は、ビデオ速度の２倍で読出して、画像処理回路
62,画像メモリ6,統計処理回路63に入力される。Next, referring to FIG. 7, in the hardware configuration of FIG. 5, when the image storage / processing speed of the image processing system 60 is twice the video speed, the F-side X-ray imaging system / L-side X-ray An operation in which imaging in the imaging system can be performed at the video speed of each of the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system will be described. That is, F
Both the side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system irradiate pulse X-rays in synchronization with a frame to generate an image. Each TV camera 3
Images output from f and 3l are temporarily stored in buffer memories 61f and 61l. The images stored in both buffer memories 61f and 61l are read out at twice the video speed, and are read out by an image processing circuit.
62, the image memory 6, and the statistical processing circuit 63.
これにより、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側Ｘ線撮影系共
に、収集された画像は、それぞれのビデオ速度にて画像
処理回路62で画像処理され、表示処理回路64f,64lを介
してTVモニタ8f,8lにて表示される。また、画像メモリ
６に保存でき、さらに、統計処理回路63にも画像が入力
されることから、統計情報が得られる。なお、この例で
は、統計情報は、1/2フレームの時間遅れを伴って収集
される。Thus, in both the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system, the acquired images are processed by the image processing circuit 62 at the respective video speeds, and are displayed on the TV monitor via the display processing circuits 64f and 64l. Displayed in 8f and 8l. Further, since the image can be stored in the image memory 6 and the image is also input to the statistical processing circuit 63, statistical information can be obtained. In this example, the statistical information is collected with a time delay of 1/2 frame.
次に本発明の第４の実施例のＸ線診断装置を第８図
と、第9A図及び第9B図とを参照して説明する。この第４
の実施例装置は、時間遅れが無くして画像収集できる実
施例である。第８図に示す第４の実施例装置の構成は、
第５図に示す構成において統計処理回路63f,63lを新た
に設けたものであり、結果的に、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ
側Ｘ線撮影系の画像が、バッファメモリ61f,61lと統計
処理回路63f,64lとに同時に入力されるように構成した
ものである。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 8, FIG. 9A and FIG. 9B. This fourth
The embodiment apparatus is an embodiment in which an image can be collected without a time delay. The configuration of the fourth embodiment shown in FIG.
In the configuration shown in FIG. 5, statistical processing circuits 63f and 63l are newly provided, and as a result, the F-side X-ray imaging system and L
The configuration is such that images of the side X-ray imaging system are simultaneously input to the buffer memories 61f and 61l and the statistical processing circuits 63f and 64l.
この構成によると、第9A図及び第9B図に示すように、
Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側Ｘ線撮影系共にフレームに同期
してパルスＸ線を曝射し、画像を生成する。各TVカメラ
3f,3lより出力される画像は、バッファメモリ61f,61lに
一時保存すると共に統計処理回路63f,63lに入力する。
これにより、次のフレームにて統計情報をＦ側Ｘ線撮影
系とＬ側Ｘ線撮影系とについて独立に収集することがで
き、統計情報収集の遅れ時間は、１フレームに相当する
時間に抑えることができるものとなる。According to this configuration, as shown in FIGS. 9A and 9B,
Both the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system emit pulse X-rays in synchronization with a frame to generate an image. Each TV camera
The images output from 3f and 3l are temporarily stored in buffer memories 61f and 61l and input to statistical processing circuits 63f and 63l.
As a result, the statistical information can be independently collected for the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system in the next frame, and the delay of the statistical information collection is suppressed to a time corresponding to one frame. Can be done.
次に本発明の第５の実施例のＸ線診断装置を第10図を
参照して説明する。この第５の実施例装置は、CCD（cha
rge coupled device）イメージセンサ型撮像素子を用い
たTVカメラを使用する装置である。すなわち、第５の実
施例装置は、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側Ｘ線撮影系のTVカ
メラとして、CCDイメージセンサ型撮像素子を用いたTV
カメラ30f,30lを使用し、また、このTVカメラ30f,30l
と、Ｘ線制御器13f,13lとを連動して制御するタイミン
グ発生器73を持つ画像処理系70を設けた構成である。画
像処理系70は、画像メモリ71f,71lと、D/A変換器72f,72
lと、タイミング発生器73とを少なくとも含んでいる。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The device of the fifth embodiment has a CCD (cha
This is an apparatus that uses a TV camera using an image sensor type image sensor. That is, the apparatus of the fifth embodiment is a TV camera using a CCD image sensor type imaging device as a TV camera of the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system.
Use camera 30f, 30l, and this TV camera 30f, 30l
And an image processing system 70 having a timing generator 73 for controlling the X-ray controllers 13f and 13l in conjunction with each other. The image processing system 70 includes image memories 71f and 71l and D / A converters 72f and 72l.
and at least a timing generator 73.
ここで、タイミング発生器73は、TVカメラ30f,30lの
各CCDイメージセンサ型撮像素子に対し、蓄積層から転
送層に画像を移すシフトパルスを与え、また、Ｘ線管1
f,1lに対して所定のＸ線条件における曝射タイミングを
指令するものとなっている。Here, the timing generator 73 gives a shift pulse for shifting an image from the storage layer to the transfer layer to each CCD image sensor type image sensor of the TV camera 30f, 30l,
f, 1l are instructed on the irradiation timing under predetermined X-ray conditions.
第11図はCCDイメージセンサ型撮像素子500の概略構成
を示すブロック図であり、CCD501とドライバ502とから
なり、このドライバ502には制御信号が入力される。前
記制御信号は、前述した蓄積層から転送層に画像を移す
シフトパルスや後述するリセットパルスを含んだもので
ある。FIG. 11 is a block diagram showing a schematic configuration of a CCD image sensor type image pickup device 500, which comprises a CCD 501 and a driver 502, and a control signal is input to the driver 502. The control signal includes a shift pulse for transferring an image from the storage layer to the transfer layer and a reset pulse described later.
第12図は、タイミング発生器73から出力されるシフト
パルスと、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側Ｘ線撮影系のＸ線曝
射と、TVカメラ30f,30lの出力との関係とを示すタイミ
ング図であり、第10図に示す装置の動作を示している。
このタイミング図に示すように、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ
側Ｘ線撮影系のTVカメラ30f,30lに対し、タイミング発
生器73によるシフトパルスは、第4A図及び第4B図で述べ
たと同じように、有効な画像として取扱われる時間外の
タイミングにて出力する。これにより、Ｆ側Ｘ線撮影系
のＸ線パルスは、そのシフトパルスによりＸ線パルス幅
に相当する時間前に立上がり、そしてシフトパルスの立
上がりまでに立下がる。また、Ｌ側のＸ線パルスは、シ
フトパルスの立下がりにて立上がり、Ｘ線パルス幅に相
当する時間が経過したら、立下がる。FIG. 12 shows the relationship between the shift pulse output from the timing generator 73, the X-ray irradiation of the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system, and the outputs of the TV cameras 30f and 30l. FIG. 11 is a timing chart showing the operation of the device shown in FIG.
As shown in this timing chart, the F-side X-ray imaging system and L
For the side X-ray imaging TV cameras 30f and 30l, the shift pulse by the timing generator 73 is output at a timing outside the time period handled as a valid image, as described in FIGS. 4A and 4B. I do. Thus, the X-ray pulse of the F-side X-ray imaging system rises before the time corresponding to the X-ray pulse width by the shift pulse, and falls by the rise of the shift pulse. The L-side X-ray pulse rises at the fall of the shift pulse, and falls after a time corresponding to the X-ray pulse width elapses.
以上により、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側のＸ線撮影系Ｘ
線パルスの間隔は、シフトパルス時間にまで短縮でき
る。As described above, the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray imaging system X
The interval between line pulses can be reduced to the shift pulse time.
本実施例において、Ｘ線パルスは波尾を伴う。この波
尾の発生主要因は、Ｘ線制御器13f,13lそれぞれが持つ
高電圧発生器と、Ｘ線管1f,1lとを結ぶケーブルが有す
るキャパシタに、チャージされた電荷によって生じるも
のである。従って、波尾は、Ｘ線管に対する高電圧の印
加が終了したときに発生する。In this embodiment, the X-ray pulse has a wave tail. The main cause of the wave tail is caused by the electric charge charged in the high voltage generator of each of the X-ray controllers 13f and 13l and the capacitor of the cable connecting the X-ray tubes 1f and 1l. Therefore, the wave tail occurs when the application of the high voltage to the X-ray tube ends.
この波尾のため、Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側のＸ線パル
ス間隔をシフトパルス幅相当にしてしまうと、Ｆ側Ｘ線
撮影系のＸ線パルスの波尾によるＸ線像が、Ｌ側に混入
してしまう不具合を生じる。Because of this wave tail, if the F-side X-ray imaging system and the L-side X-ray pulse interval are equivalent to the shift pulse width, the X-ray image by the wave tail of the X-ray pulse of the F-side X-ray imaging system becomes There is a problem of mixing in the side.
そこで、高電圧発生器により管電圧，管電流値をタイ
ミング発生器73に入力し、波尾が実質的に終了してしま
う時間を算定し、この時間分だけＦ側のＸ線パルスの発
生タイミングを早くするものとする。Therefore, the tube voltage and the tube current value are input to the timing generator 73 by the high voltage generator, and the time when the wave tail substantially ends is calculated, and the generation timing of the X-ray pulse on the F side is calculated by this time. Shall be faster.
これにより、Ｆ側Ｘ線撮影系（又はＬ側）のＸ線パル
スの波尾によるＸ線像は、Ｌ側（又はＦ側Ｘ線撮影系）
に混入してしまう不具合は生じない。つまり、時間的ず
れがないＦ側,L側のバイプレーン撮影画像が得られるの
で、観察・解析に有益である。特に、血流像の観察に好
適となる。Thereby, the X-ray image by the tail of the X-ray pulse of the F-side X-ray imaging system (or the L-side) is converted to the L-side (or F-side X-ray imaging system)
There is no inconvenience of mixing with In other words, bi-plane photographed images on the F side and the L side without time lag are obtained, which is useful for observation and analysis. In particular, it is suitable for observation of a blood flow image.
次に本発明の第６の実施例のＸ線診断装置を第13図を
参照して説明する。この第６の実施例装置は、ステレオ
撮影を行える装置である。第13図に示すブロック図にお
いて、符号又は添字Ｌ（ｌ）はステレオＸ線管１′のス
テレオ左焦点、Ｒ（ｒ）はステレオ左焦点を示してい
る。また、前述の例と同じようにCCDイメージセンサ型
撮像素子を用いたTVカメラ30を使用している。そして、
画像処理系80は、Ｌ側の画像メモリ81l、Ｒ側の画像メ
モリ81rと、同様にＬ側のD/A変換器82l、Ｒ側のD/A変換
器82rと、タイミング発生器83を有する。タイミング発
生器83は、ステレオＸ線管１′のＬ焦点によるＸ線曝射
とＲ焦点によるＸ線曝射とを制御するＸ線制御器90と、
TVカメラ30とを制御する。すなわち、前述と同様に、タ
イミング発生器83は、L/R焦点による曝射に対応してTV
カメラ30にシフトパルスを与える。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The apparatus according to the sixth embodiment is an apparatus capable of performing stereo photography. In the block diagram shown in FIG. 13, reference numeral or subscript L (l) indicates a stereo left focal point of the stereo X-ray tube 1 ', and R (r) indicates a stereo left focal point. Further, a TV camera 30 using a CCD image sensor type image sensor is used as in the above-described example. And
The image processing system 80 has an L-side image memory 81l, an R-side image memory 81r, an L-side D / A converter 82l, an R-side D / A converter 82r, and a timing generator 83. . The timing generator 83 includes an X-ray controller 90 for controlling the X-ray irradiation of the stereo X-ray tube 1 ′ at the L focus and the X-ray irradiation at the R focus,
Control the TV camera 30. That is, as described above, the timing generator 83 controls the TV in response to the irradiation by the L / R focus.
A shift pulse is given to the camera 30.
第13図に示す装置の動作を第14図を参照して説明す
る。すなわち、TVカメラ30に対して与えられるシフトパ
ルスは、有効な画像として取扱われる時間外にて発生す
る。Ｌ側焦点によるＸ線パルスは、そのシフトパルスに
よりＸ線パルス幅に相当する時間前に立ち上がり、シフ
トパルスの立上がりまで立下がる。また、Ｒ側焦点によ
るＸ線パルスは、そのシフトパルスの立下がりで立上が
り、Ｘ線パルス幅に相当する時間経過後に立下がる。The operation of the device shown in FIG. 13 will be described with reference to FIG. That is, the shift pulse given to the TV camera 30 occurs outside the time period that is handled as a valid image. The X-ray pulse due to the L-side focus rises before the time corresponding to the X-ray pulse width by the shift pulse, and falls until the shift pulse rises. Further, the X-ray pulse due to the R-side focus rises at the fall of the shift pulse, and falls after a lapse of time corresponding to the X-ray pulse width.
これにより、L/R側焦点によるＸ線パルスの間隔は、
シフトパルス時間まで短縮できる。本実施例において、
Ｘ線パルスは波尾を伴う。この波尾の発生主要因は、Ｘ
線制御器90が持つ高電圧発生器と、Ｘ線管１′とを結ぶ
ケーブルが有するキャパシタに、チャージされた電荷に
よって生じるものである。従って、波尾は、Ｘ線管に対
する高電圧の印加が終了したときに発生する。Thereby, the interval of the X-ray pulse by the L / R side focus is
The shift pulse time can be reduced. In this embodiment,
The X-ray pulse has a tail. The main cause of this wave tail is X
This is generated by electric charges charged in a capacitor of a cable connecting the high voltage generator of the line controller 90 and the X-ray tube 1 '. Therefore, the wave tail occurs when the application of the high voltage to the X-ray tube ends.
この波尾のため、Ｌ側とＲ側のＸ線パルス間隔を、シ
フトパルス幅相当にしてしまうと、Ｌ側のＸ線パルスの
波尾によるＸ線像が、Ｒ側に混入してしまう不具合を生
じる。Due to this wave tail, if the interval between the X-ray pulses on the L side and the R side is equivalent to the shift pulse width, the X-ray image due to the wave tail of the X-ray pulse on the L side is mixed into the R side. Is generated.
そこで、高電圧発生器により管電圧，管電流値をタイ
ミング発生器83に入力し、波尾が実質的に終了してしま
う時間を算定し、この時間分だけＬ側のＸ線パルスの発
生タイミングを早くするものとする。これにより、時間
的ずれがないＬ側,R側のステレオ撮影画像が得られるの
で、立体視による観察・解析に有益である。特に、血流
像の観察に好適となる。Therefore, the tube voltage and the tube current value are input to the timing generator 83 by the high voltage generator, and the time when the wave tail substantially ends is calculated, and the generation timing of the X-ray pulse on the L side is calculated by this time. Shall be faster. As a result, a stereo photographed image on the L side and the R side without time lag is obtained, which is useful for observation and analysis by stereoscopic vision. In particular, it is suitable for observation of a blood flow image.
次に本発明の第７の実施例のＸ線診断装置を第15図を
参照して説明する。この第７の実施例装置は、Ｘ線シネ
撮影とTV撮影とを同時に行うことができる装置である。
第15図に示すように、本実施例装置は、CCDイメージセ
ンサ型撮像素子を用いたTVカメラ30を使用し、該TVカメ
ラ30の出力は、画像処理系100を介してモニタ８にて表
示される。画像処理系100は、画像メモリ101、D/A変換
器102、タイミング発生器103よりなる。タイミング発生
器103は、TVカメラ30にシフトパルスを送り、また、シ
ネカメラ制御器130に制御信号を与える。シネカメラ制
御器130は、光学系11に取り付けたシネカメラ120にコマ
送りのための制御信号を与える。また、シネカメラ120
は、Ｘ線制御器110に対して撮影タイミング信号となる
シャッタパルスを与えるものとなっている。Next, an X-ray diagnostic apparatus according to a seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The seventh embodiment is an apparatus capable of simultaneously performing X-ray cine radiography and TV radiography.
As shown in FIG. 15, the present embodiment apparatus uses a TV camera 30 using a CCD image sensor type imaging device, and the output of the TV camera 30 is displayed on a monitor 8 via an image processing system 100. Is done. The image processing system 100 includes an image memory 101, a D / A converter 102, and a timing generator 103. The timing generator 103 sends a shift pulse to the TV camera 30 and provides a control signal to the cine camera controller 130. The cine camera controller 130 supplies a control signal for frame advance to the cine camera 120 attached to the optical system 11. Also, cine camera 120
Supplies a shutter pulse serving as an imaging timing signal to the X-ray controller 110.
第15図に示す装置の動作を第16図を参照して説明す
る。すなわち、タイミング発生器103は、シネカメラ制
御器130に対し、シネ同期信号を送る。これにより、シ
ネカメラ制御器130はシネカメラ120を回転させる。撮影
タイミング信号となるシャッタパルスがシネカメラ120
より出力され、Ｘ線制御器130に送られる。Ｘ線制御器1
30は、Ｘ線曝射条件に合った高電圧をＸ線管１に供給す
る。この高電圧供給を、Ｘ線パルス幅に相当する時間継
続する。The operation of the device shown in FIG. 15 will be described with reference to FIG. That is, the timing generator 103 sends a cine synchronization signal to the cine camera controller 130. Thus, the cine camera controller 130 rotates the cine camera 120. A shutter pulse serving as a shooting timing signal is output from the cine camera 120.
And output to the X-ray controller 130. X-ray controller 1
Numeral 30 supplies a high voltage suitable for X-ray irradiation conditions to the X-ray tube 1. This high voltage supply is continued for a time corresponding to the X-ray pulse width.
そして、Ｘ線管１により曝射されるＸ線は、被写体４
を透過し、I.I.2に入射する。I.I.2は、Ｘ線像を光学像
に変換し、出力する。この光学像は、光学系11内にて光
路が二分され、一方はシネカメラ120に入射しシネフィ
ルムにるシネ撮影がなされ、他方はTVカメラ30に入射し
てTV撮影がなされる。タイミング発生器103は、TVカメ
ラ30に対しリセットパルス又はシフトパルスを送る。こ
のリセットパルスは、CCDの蓄積層に在る画像をドレイ
ンに流し出すための制御信号であり、シフトパルスは、
蓄積層から転送層に画像を移すための制御信号である。The X-rays emitted by the X-ray tube 1
, And is incident on II2. II2 converts the X-ray image into an optical image and outputs it. The optical path of this optical image is divided into two in the optical system 11, one of which is incident on a cine camera 120 and is subjected to cine imaging with a cine film, and the other is incident on a TV camera 30 and is subjected to TV imaging. The timing generator 103 sends a reset pulse or a shift pulse to the TV camera 30. This reset pulse is a control signal for flowing the image in the CCD storage layer to the drain, and the shift pulse is
This is a control signal for transferring an image from the storage layer to the transfer layer.
タイミング発生器103からリセットパルスがTVカメラ3
0に与えられると、有効外のＸ線画像は、ドレインに流
し出し、シフトパルスが与えられると、有効なＸ線像の
みがTVカメラ30より取出され、画像メモリ101に保存さ
れる。画像メモリ101に保存された画像は順次呼び出さ
れて、D/A変換器102を経てビデオ信号に変換され、TVカ
メラ８にて表示される。The reset pulse is output from the timing generator 103 to the TV camera 3.
When given to 0, the non-effective X-ray image flows out to the drain, and when a shift pulse is applied, only the effective X-ray image is taken out from the TV camera 30 and stored in the image memory 101. The images stored in the image memory 101 are sequentially called, converted into a video signal via a D / A converter 102, and displayed on the TV camera 8.
タイミング発生器103によるシフトパルスは、TVカメ
ラ30における有効な画像として取扱われる時間の外に出
力される。シネ同期パルスは、TVカメラ30に対し有効な
Ｘ線パルスが、そのシフトパルスにより、Ｘ線パルス幅
に相当する時間前に立ち上がり、シフトパルスの立上り
までに立下がるようなタイミングとし、その他のＸ線パ
ルスは、余りの時間を等分割したタイミングである。TV
カメラ30に対し、リセットパルスをTVカメラ30に有効な
Ｘ線パルスの立上り前に出力する。The shift pulse by the timing generator 103 is output outside the time when the TV camera 30 handles the image as a valid image. The cine sync pulse has a timing such that the X-ray pulse effective for the TV camera 30 rises by the shift pulse before the time corresponding to the X-ray pulse width, and falls by the rise of the shift pulse. The line pulse is a timing obtained by equally dividing the remaining time. TV
A reset pulse is output to the camera 30 before an X-ray pulse valid for the TV camera 30 rises.
以上により、シネ撮影にて曝射される複数のＸ線パル
スの内でTVカメラ30に有効なＸ線パルスによるＸ線像の
みをTVカメラ30から出力し、複数のＸ線パルスによる偽
像の発生を防ぐことが可能となる。As described above, of the plurality of X-ray pulses exposed in the cine imaging, only the X-ray image by the X-ray pulse effective for the TV camera 30 is output from the TV camera 30, and the false image by the plurality of X-ray pulses is output. It is possible to prevent occurrence.
第17図は、バイプレーンにてシネ撮影とTV撮影とを同
時に行う場合のタイミング発生器103の動作を示すタイ
ミング図である。装置構成は、シネ撮影のためのシネカ
メラとTV撮影のためのTVカメラとを持つＸ線撮影系を２
組備え、該２組をＦ側Ｘ線撮影系及びＬ側に配置して、
バイプレーン撮影が可能に構成したものである。すわな
ち、第15図に示す構成を２組使った装置である。ここ
に、各TVカメラは、CCDイメージセンサを用いた撮像素
子を用いたものである。FIG. 17 is a timing chart showing the operation of the timing generator 103 in the case where cine photography and TV photography are performed simultaneously on a biplane. The device configuration includes two X-ray imaging systems having a cine camera for cine imaging and a TV camera for TV imaging.
The two sets are arranged on the F side X-ray imaging system and the L side,
It is configured to enable biplane shooting. That is, this is an apparatus using two sets of the configuration shown in FIG. Here, each TV camera uses an image sensor using a CCD image sensor.
タイミング発生器103は、シフトパルスを、TVカメラ3
0に有効な画像として取扱われる時間の外にて与える。
Ｆ側Ｘ線撮影系のシネ同期パルスは、TVカメラ30の有効
なＸ線パルスがそのシフトパルスによりＦ側Ｘ線撮影系
及びＬ側のＸ線パルス幅の合計に相当する時間前に立上
るタイミングとし、その他のＸ線パルスは余りの時間を
等分割したタイミングである。Ｌ側のシネ同期パルス
は、TVカメラ30の有効なＸ線パルスが、そのシフトパル
スにより、Ｌ側のＸ線パルス幅に相当する時間前に立上
るタイミングとし、その他のＸ線パルスは余りの時間を
等分割したタイミングである。The timing generator 103 outputs the shift pulse to the TV camera 3
Give 0 outside of the time that is treated as a valid image.
The cine synchronization pulse of the F-side X-ray imaging system rises before the effective X-ray pulse of the TV camera 30 corresponds to the sum of the width of the F-side X-ray imaging system and the width of the L-side X-ray pulse due to the shift pulse. The other X-ray pulses are timings obtained by equally dividing the remaining time. The L-side cine sync pulse is a timing at which the effective X-ray pulse of the TV camera 30 rises before the time corresponding to the L-side X-ray pulse width due to the shift pulse, and the remaining X-ray pulses are the surplus. This is a timing obtained by equally dividing the time.
Ｆ側Ｘ線撮影系及びＬ側のTVカメラに対してリセット
パルスは、各TVカメラに有効なＸ線パルスの立上り前に
出力する。A reset pulse is output to the F-side X-ray imaging system and the L-side TV camera before the X-ray pulse valid for each TV camera rises.
以上のように、第７の実施例によれば、シネ撮影とTV
撮影とを同時に行う場合、TVカメラの読出し速度以上に
速さでシネ撮影が行え、時間分解能が高い画像が得られ
ると共に偽像のないディジタル画像が得られ、高精度の
画像診断ができる。As described above, according to the seventh embodiment, cine photography and TV
When photographing is performed simultaneously, cine photographing can be performed at a speed faster than the read speed of the TV camera, and an image with high time resolution can be obtained, and a digital image without false images can be obtained, so that highly accurate image diagnosis can be performed.
本発明は上記実施例に限定されるものではなく本発明
の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できるもの
である。The present invention is not limited to the above embodiment, but can be implemented in various modifications without departing from the spirit of the present invention.
［発明の効果］ よって、本発明によれば、バイプレーン又はシングル
プレーンのシネ撮影及びTV撮影を行い、該撮影画像を一
つのディジタル画像処理系により処理されることがで
き、高精度の画像診断が可能なＸ線診断装置を提供でき
る。[Effects of the Invention] Thus, according to the present invention, biplane or single plane cine imaging and TV imaging can be performed, and the captured image can be processed by one digital image processing system, and highly accurate image diagnosis can be performed. An X-ray diagnostic apparatus capable of performing the above can be provided.
第１図は本発明の第１の実施例のＸ線診断装置を示すブ
ロック図、第２図は同実施例の作用を示す図、第３図は
本発明の第２の実施例のＸ線診断装置を示すブロック
図、第4A図及び第4B図は同実施例の作用を示す図、第５
図は本発明の第３の実施例のＸ線診断装置を示すブロッ
ク図、第６図は第３の実施例の一例の動作を示すタイミ
ング図、第７図は第３の実施例の他例の動作を示すタイ
ミング図、第８図は本発明の第４の実施例のＸ線診断装
置を示すブロック図、第9A図及び第9B図は第３の実施例
の動作を示すタイミング図、第10図は本発明の第５の実
施例のＸ線診断装置を示すブロック図、第11図は本発明
の第５の実施例で用いるCCDイメージセンサの一例のブ
ロック図、第12図は第５の実施例の動作を示すタイミン
グ図、第13図は本発明の第６の実施例のＸ線診断装置を
示すブロック図、第14図は第６の実施例の動作を示すタ
イミング図、第15図は第７の実施例のＸ線診断装置を示
すブロック図、第16図は第７の実施例の一例の動作を示
すタイミング図、第17図は第７の実施例の他例の動作を
示すタイミング図、第18A図及び第18B図はＸ線診断法に
おける問題点を示す図である。 1f,1l……Ｘ線管、１′……ステレオＸ線管、2f,2l……
イメージインテンシファイヤI.I.、3f,3l……TVカメ
ラ、４……被写体、5f,5l……A/D変換器、６……画像メ
モリ、7f,7l……D/A変換器、8f,8l……モニタ、９……
バッファメモリ、10……DFプロセッサ、11f,11l……光
学系、12f,12l……シネカメラ、13f,13l……Ｘ線制御
器、14f,14l……Ｘ線発生同期回路、15f,15l……シネカ
メラ制御器、16f,16l……シネカメラ同期回路、63,63f,
63l……統計処理回路、500……CCDイメージセンサ型撮
像素子。FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the operation of the embodiment, and FIG. 3 is an X-ray according to a second embodiment of the present invention. FIG. 4A and FIG. 4B are a block diagram showing a diagnostic apparatus, and FIG.
FIG. 6 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention, FIG. 6 is a timing chart showing an operation of an example of the third embodiment, and FIG. 7 is another example of the third embodiment. FIG. 8 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention; FIGS. 9A and 9B are timing diagrams showing the operation of the third embodiment; FIG. 10 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention, FIG. 11 is a block diagram showing an example of a CCD image sensor used in the fifth embodiment of the present invention, and FIG. FIG. 13 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention, FIG. 14 is a timing chart showing the operation of the sixth embodiment, and FIG. FIG. 16 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus of the seventh embodiment, FIG. 16 is a timing chart showing an example of operation of the seventh embodiment, and FIG. Timing diagram illustrating the operation of another example of the seventh embodiment, the 18A view and a 18B figure is a diagram showing a problem in X-ray diagnostics. 1f, 1l ... X-ray tube, 1 '... Stereo X-ray tube, 2f, 2l ...
Image intensifier II, 3f, 3l TV camera, 4 subject, 5f, 5l A / D converter, 6 image memory, 7f, 7l D / A converter, 8f, 8l …… Monitor, 9 ……
Buffer memory, 10 DF processor, 11f, 11l Optical system, 12f, 12l Cinema camera, 13f, 13l X-ray controller, 14f, 14l X-ray generation synchronization circuit, 15f, 15l Cine camera controller, 16f, 16l …… Cine camera synchronization circuit, 63, 63f,
63l ... Statistical processing circuit, 500 ... CCD image sensor type image sensor.
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭62−66839（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−183736（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−263440（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−127035（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 6/00 - 6/02 H05G 1/64 Continuation of the front page (56) References JP-A-62-66839 (JP, A) JP-A-59-183736 (JP, A) JP-A-61-263440 (JP, A) JP-A-62-127035 (JP) , A) (58) Field surveyed (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 6/00-6/02 H05G 1/64
Claims (11)
学データに基づいて第１のＸ線画像を生成する第１のＸ
線画像生成手段と、 前記第１のＸ線画像生成手段に連動して起動する手段で
あって、入射したＸ線を光学データに変換し、該光学デ
ータに基づいて第２のＸ線画像を生成する第２のＸ線画
像生成手段と、 前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像に対してデ
ィジタル画像処理を施すディジタル画像処理手段を含む
画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と、を備え、 前記表示手段に前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線
画像を表示するに際してこれら各画像が部分的に重なら
ないように、一方の画像生成手段からの画像を一時的に
保存するバッファ手段をさらに具備するＸ線診断装置。1. A first X-ray converter for converting incident X-rays into optical data and generating a first X-ray image based on the optical data.
X-ray image generating means, and means for starting in conjunction with the first X-ray image generating means, which converts incident X-rays into optical data and converts a second X-ray image based on the optical data. An image processing system including digital image processing means for performing digital image processing on the first X-ray image and the second X-ray image; and an image processing system. Display means for displaying an image which has been subjected to image processing according to the above. When the first X-ray image and the second X-ray image are displayed on the display means, these images do not partially overlap each other. An X-ray diagnostic apparatus further comprising a buffer means for temporarily storing an image from one of the image generating means.
する第１のＸ線発生手段と、 前記第１のＸ線発生手段に対向して設けられ、所定領域
に入射したＸ線を光学データに変換し、該所定領域に対
応する光学データを生成する第１の光学データ生成手段
と、 前記所定領域内の診断対象を含む領域に対応する前記第
１の光学データから第１のＸ線画像を生成する第１のＸ
線画像生成手段と、 前記第１のＸ線曝射に連動して、前記被検体に第２の方
向から所定のタイミングで第２のＸ線を曝射する第２の
Ｘ線発生手段と、 前記第２のＸ線発生手段に対向して設けられ、所定領域
に入射したＸ線を光学データに変換し、該所定領域に対
応する光学データを生成する第２の光学データ生成手段
と、 前記所定領域内の診断対象を含む領域に対応する前記第
２の光学データから第２のＸ線画像を生成する第２のＸ
線画像生成手段と、 前記各Ｘ線画像生成手段により得られる各Ｘ線画像に対
し画像処理を施すための画像処理系と、 前記画像処理系により画像処理された画像を表示するた
めの表示手段と、 前記第２のＸ線画像に対応する第２の光学データの診断
対象を含む領域外に前記第２のＸ線曝射に基づく画像ノ
イズを発生させるように、前記第２のＸ線画像生成手段
のＸ線画像生成タイミング、或いは第２のＸ線の曝射タ
イミングのうち少なくとも一方を制御する制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。2. A first X-ray generating means for irradiating a subject with a first X-ray from a first direction; and a first X-ray generating means provided to face the first X-ray generating means and incident on a predetermined region. First optical data generating means for converting the obtained X-rays into optical data and generating optical data corresponding to the predetermined area, and from the first optical data corresponding to an area including a diagnosis target in the predetermined area. A first X for generating a first X-ray image
A second X-ray generating unit configured to irradiate the subject with a second X-ray at a predetermined timing from a second direction in conjunction with the first X-ray exposure; A second optical data generation unit provided opposite to the second X-ray generation unit, for converting X-rays incident on a predetermined region into optical data, and generating optical data corresponding to the predetermined region; A second X-ray generating a second X-ray image from the second optical data corresponding to an area including a diagnosis target in a predetermined area;
Line image generation means, an image processing system for performing image processing on each X-ray image obtained by each of the X-ray image generation means, and display means for displaying an image processed by the image processing system The second X-ray image so as to generate image noise based on the second X-ray exposure outside a region including a diagnosis target of the second optical data corresponding to the second X-ray image Control means for controlling at least one of the X-ray image generation timing of the generation means and the second X-ray exposure timing.
学データに基づいて第１のＸ線画像を生成する手段であ
って、当該画像生成を第１の周期にて繰り返す第１のＸ
線画像生成手段と、 入射したＸ線を光学データに変換し、該光学データに基
づいて第２のＸ線画像を生成する手段であって、当該画
像生成を前記第１の周期の半分以下である第２の周期に
て繰り返す第２のＸ線画像生成手段と、 前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像に対してデ
ィジタル画像処理を施すディジタル画像処理手段を含む
画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と、を備え、 前記表示手段に前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線
画像を表示するに際してこれら各画像が部分的に重なら
ないように、一方の画像生成手段からの画像を一時的に
保存するバッファ手段をさらに具備するＸ線診断装置。3. A means for converting incident X-rays into optical data and generating a first X-ray image based on the optical data, wherein the first X-ray image generation is repeated at a first cycle. X
X-ray image generating means for converting incident X-rays into optical data and generating a second X-ray image based on the optical data, wherein the image generation is performed in half or less of the first cycle. An image processing system including a second X-ray image generating unit that repeats at a certain second cycle, and a digital image processing unit that performs digital image processing on the first X-ray image and the second X-ray image And display means for displaying an image image-processed by the image processing system. When the first X-ray image and the second X-ray image are displayed on the display means, these images are partially displayed. An X-ray diagnostic apparatus further comprising a buffer means for temporarily storing images from one of the image generating means so as not to overlap each other.
各Ｘ線画像生成処理終了に連動して前記バッファ手段か
らＸ線画像を入力する統計処理手段をさらに具備するこ
とを特徴とする請求項３記載のＸ線診断装置。4. The apparatus according to claim 1, further comprising a statistical processing means provided in parallel with said buffer means, for inputting an X-ray image from said buffer means in conjunction with the end of each of said X-ray image generation processes. 3. The X-ray diagnostic apparatus according to 3.
学データに基づいて第１の周期にて第１のＸ線画像を生
成する第１のＸ線画像生成手段と、 前記第１のＸ線画像生成手段から前記第１のＸ線画像を
逐次入力し、一時的に保存する第１のバッファ手段と、 前記第１のＸ線画像生成手段に連動して起動する手段で
あって、入射したＸ線を光学データに変換し、該光学デ
ータに基づいて前記第１の周期にて第２のＸ線画像を生
成する第２のＸ線画像生成手段と、 前記第２のＸ線画像生成手段から前記第２のＸ線画像を
逐次入力し、一時的に保存する第２のバッファ手段と、 前記各Ｘ線画像生成処理終了に連動して前記各バッファ
手段から交互にＸ線画像を読み出し、ディジタル画像処
理を施すディジタル画像処理手段を含む画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と を具備し、 前記画像処理系は、前記各Ｘ線画像に施す画像処理を前
記第１の周期の半分以下である第２の周期にて実行する
ことで、前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像に
対する画像処理を前記第１の周期内において実行するこ
と、 を特徴とするＸ線診断装置。5. An X-ray image generating means for converting incident X-rays into optical data and generating a first X-ray image at a first cycle based on the optical data; A first buffer means for sequentially inputting the first X-ray images from the X-ray image generating means and temporarily storing the first X-ray images, and a means for starting up in conjunction with the first X-ray image generating means A second X-ray image generating means for converting incident X-rays into optical data and generating a second X-ray image at the first cycle based on the optical data; A second buffer unit for sequentially inputting the second X-ray images from the image generation unit and temporarily storing the X-ray images, and an X-ray image alternately output from each of the buffer units in synchronization with the end of each of the X-ray image generation processes An image processing system including digital image processing means for reading out and performing digital image processing; Display means for displaying an image image-processed by the image processing system, wherein the image processing system performs image processing to be performed on each of the X-ray images in a second cycle which is equal to or less than half of the first cycle. Performing the image processing on the first X-ray image and the second X-ray image within the first cycle.
記各Ｘ線画像生成処理終了に連動して前記各バッファ手
段からＸ線画像を入力する統計処理手段をさらに具備す
ることを特徴とする請求項５記載のＸ線診断装置。6. A statistical processing means which is provided in parallel with each of said buffer means and which inputs an X-ray image from each of said buffer means in conjunction with the end of said X-ray image generation processing. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 5.
られ、前記各Ｘ線画像生成処理終了に連動して前記各バ
ッファ手段からＸ線画像を入力する統計処理手段をさら
に具備することを特徴とする請求項５記載のＸ線診断装
置。7. A statistical processing means which is provided in parallel with each of said buffer means one by one and receives an X-ray image from each of said buffer means in conjunction with the end of said X-ray image generation processing. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 5, wherein:
する第１のＸ線発生手段と、 前記第１のＸ線発生手段に対向して設けられ、所定領域
に入射したＸ線を光学データに変換し、該所定領域に対
応する光学データを生成する第１の光学データ生成手段
と、 前記所定領域内の診断対象を含む領域に対応する前記第
１の光学データから第１のＸ線画像を撮像する第１のCC
Dイメージセンサ型撮像手段と、 前記第１のＸ線曝射に連動して、前記被検体に第２の方
向から所定のタイミングで第２のＸ線を曝射する第２の
Ｘ線発生手段と、 前記第２のＸ線発生手段に対向して設けられ、所定領域
に入射したＸ線を光学データに変換し、該所定領域に対
応する光学データを生成する第２の光学データ生成手段
と、 前記所定領域内の診断対象を含む領域に対応する前記第
２の光学データから第２のＸ線画像を撮像する第２のCC
Dイメージセンサ型撮像手段と、 前記各撮像手段により得られるＸ線画像に対し画像処理
を施すための画像処理系と、 前記各撮像手段が撮影する前記診断対象を含む領域外の
前記所定領域において、前記各Ｘ線発生手段によるＸ線
曝射に基づく画像ノイズを発生させるように、前記第１
のＸ線発生手段及び前記第２のＸ線発生手段のＸ線曝射
タイミングと、前記第１のCCDイメージセンサ型撮像手
段及び前記第２のCCDイメージセンサ型撮像手段のシフ
トパルス発生タイミングとの少なくとも一方を制御する
タイミング制御手段と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と、 を具備するＸ線診断装置。8. A first X-ray generating means for irradiating a subject with a first X-ray from a first direction, and provided to face the first X-ray generating means and incident on a predetermined area. First optical data generating means for converting the obtained X-rays into optical data and generating optical data corresponding to the predetermined area, and from the first optical data corresponding to an area including a diagnosis target in the predetermined area. First CC for capturing a first X-ray image
D image sensor type imaging means, and second X-ray generation means for irradiating the subject with a second X-ray at a predetermined timing from a second direction in conjunction with the first X-ray exposure A second optical data generating means provided opposite to the second X-ray generating means for converting X-rays incident on a predetermined area into optical data and generating optical data corresponding to the predetermined area; A second CC that captures a second X-ray image from the second optical data corresponding to an area including the diagnosis target in the predetermined area
D image sensor type imaging means, an image processing system for performing image processing on an X-ray image obtained by each of the imaging means, and in the predetermined area outside the area including the diagnosis target imaged by each of the imaging means The first X-ray generation unit generates image noise based on X-ray irradiation by the first X-ray generation unit.
X-ray emission timing of the X-ray generation unit and the second X-ray generation unit, and shift pulse generation timing of the first CCD image sensor type imaging unit and the second CCD image sensor type imaging unit. An X-ray diagnostic apparatus comprising: timing control means for controlling at least one of them; and display means for displaying an image processed by the image processing system.
有するＸ線発生手段と、 被検体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをCCD
イメージセンサ型撮像素子を用いたTVカメラによるビデ
オイメージングを行うＸ線検出手段と、 前記Ｘ線撮像手段により得られるTV画像に対し画像処理
を施すための画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と、 前記各検出手段がイメージングする光学像の領域外にお
いて前記Ｘ線発生手段による各Ｘ線曝射に基づく画像ノ
イズを発生させるように、前記ステレオＸ線管のＬ側及
びＲ側の各Ｘ線曝射タイミングと、前記CCDイメージセ
ンサ型撮像素子のシフトパルス発生タイミングとの少な
くとも一方を制御するタイミング制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。9. An X-ray generating means having a stereo X-ray tube for irradiating an X-ray to a subject, and a CCD converting an X-ray image transmitted through the subject into an optical image.
X-ray detection means for performing video imaging with a TV camera using an image sensor type image pickup device; an image processing system for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray imaging means; Display means for displaying the processed image; and the stereo X-ray tube so as to generate image noise based on each X-ray exposure by the X-ray generation means outside an area of the optical image imaged by each of the detection means. An X-ray diagnostic apparatus comprising: a timing control unit configured to control at least one of the X-ray irradiation timings on the L side and the R side and a shift pulse generation timing of the CCD image sensor type imaging device.
レオＸ線管を有する第１、第２のＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをCCD
イメージセンサ型撮像素子を用いたTVカメラによるビデ
オイメージングを行う第１、第２のＸ線検出手段と、 前記第１、第２のＸ線撮像手段により得られるＸ線画像
に対し画像処理を施すための画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と 前記各検出手段がイメージングする光学像の領域外にお
いて、前記Ｘ線発生手段によるＸ線曝射に基づく画像ノ
イズを発生させるように、前記各ステレオＸ線管におけ
るＬ側、Ｒ側の各Ｘ線曝射タイミングと、前記各CCDイ
メージセンサ型撮像素子のシフトパルス発生タイミング
との少なくとも一方を制御するタイミング制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。10. A first and second X-ray generating means having stereo X-ray tubes for irradiating X-rays to a subject from two directions, and an X-ray image transmitted through a subject converted into an optical image. CCD
First and second X-ray detecting means for performing video imaging with a TV camera using an image sensor type image sensor, and performing image processing on the X-ray images obtained by the first and second X-ray imaging means Image processing system, display means for displaying an image image-processed by the image processing system, and an image based on X-ray irradiation by the X-ray generation means outside an area of an optical image imaged by each of the detection means Timing control for controlling at least one of the X-ray exposure timing on the L side and the R side in each of the stereo X-ray tubes and the shift pulse generation timing of each of the CCD image sensor type image sensors so as to generate noise. X-ray diagnostic apparatus comprising:
１、第２のＸ線発生手段と、 被写体を透過したＸ線像を光学像に変換したものをそれ
ぞれシネカメラによるシネ撮影及びCCDイメージセンサ
型撮像素子を用いたTVカメラによるビデオイメージング
を行うＸ線検出手段と、 前記Ｘ線撮像手段により得られるTV画像に対し画像処理
を施すための画像処理系と、 前記画像処理系によって画像処理された画像を表示する
表示手段と 前記Ｘ線検出手段が撮影する光学像の領域外において、
前記Ｘ線発生手段によるＸ線曝射に基づく画像ノイズを
発生させるように、前記Ｘ線発生手段のＸ線曝射タイミ
ングと、前記シネカメラのシャッタパルスのタイミング
とを制御するＸ線制御手段と、 前記Ｘ線検出手段がイメージングする光学像の領域外に
おいて、前記Ｘ線発生手段によるＸ線曝射に基づく画像
ノイズを発生させるように、前記シネカメラのシャッタ
パルスのタイミングと、前記CCDイメージセンサ型撮像
素子のシフトパルス発生タイミングを制御するタイミン
グ制御手段と、 を具備するＸ線診断装置。11. A first and second X-ray generating means for irradiating X-rays to a subject from two directions, and a cine camera and a CCD for converting an X-ray image transmitted through the subject into an optical image, respectively. X-ray detection means for performing video imaging with a TV camera using an image sensor type image pickup device; an image processing system for performing image processing on a TV image obtained by the X-ray imaging means; A display unit for displaying the processed image, and an area outside the optical image captured by the X-ray detection unit,
X-ray control means for controlling X-ray irradiation timing of the X-ray generation means and timing of a shutter pulse of the cine camera so as to generate image noise based on X-ray irradiation by the X-ray generation means, Timing of a shutter pulse of the cine camera and imaging of the CCD image sensor type so as to generate image noise based on X-ray irradiation by the X-ray generation means outside an area of an optical image to be imaged by the X-ray detection means. An X-ray diagnostic apparatus, comprising: timing control means for controlling shift pulse generation timing of an element.
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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