JP4164914B2

JP4164914B2 - Image intensifier

Info

Publication number: JP4164914B2
Application number: JP28966298A
Authority: JP
Inventors: 達也清水; 正幸安見
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1998-10-12
Filing date: 1998-10-12
Publication date: 2008-10-15
Anticipated expiration: 2018-10-12
Also published as: JP2000123766A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はイメージインテンシファイアに関し、特にＸ線透視撮影装置の透視と撮影時における同一の結像視野寸法で、出力像の像質を制御する回路に関する。
【０００２】
【従来の技術】
イメージインテンシファイアは被検体のＸ線像を可視光像に変換し、テレビカメラ（ＣＣＤ）で電気信号に換え透視像として、また、デジタルフロログラフィの画像取り込みセンサーとして、スポットカメラと組み合わせて間接撮影に、またシネカメラとの組み合わせで心臓用高速撮影などに広く使われている。
【０００３】
図４にそのイメージインテンシファイアの構造を示す。イメージインテンシファイア１５（以下Ｘ線Ｉ．Ｉ．という）の外側は漏洩Ｘ線防護用鉛及び外部磁気シールドを含む管容器１４があり、内部電極として入力面４と、集束電極５Ａ、５Ｂ、５Ｃと、陽極６と出力蛍光面７とで電子レンズ系１３を構成し、その内部電極へ高電圧を供給するためのＩ．Ｉ．電源部９を備えている。各電極には入力面４に０Ｖ、集束電極５Ａ、５Ｂに数１００Ｖ、集束電極５Ｃ（視野可変電極）に数ｋＶ、陽極６（出力蛍光面７）に２５〜３０ｋＶが印加される。イメージ管本体は、Ｘ線の入射する面に透過率の高いアルミニュウム、またはチタンの入力窓をもつ真空容器があり、その内部に入力面４、集束電極５Ａ、５Ｂ、５Ｃ、陽極６、出力蛍光面７がある。
【０００４】
透視または撮影時に、Ｘ線管１からのＸ線ビームをコリメータ２で照射野を制限し被検体３に一様なＸ線を照射すると、被検体３内の組織のＸ線吸収係数の違い、臓器の厚さの違いなどにより、透過したＸ線に濃淡ができ、Ｘ線像が得られる。このＸ線像は、Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５の入力面４に入る。ここで一度光に変換され、さらに電子に変換されて真空中に放出される。電子レンズ系１３は、入力面４、出力蛍光面７、集束電極５及び陽極６によって構成され、入力面４から放出した電子ビームを縮小・加速して出力蛍光面７に高速で衝突させる。
【０００５】
ここで電子は再び光に変換されるが、高速で衝突したエネルギーにより輝度増倍が起こり、高輝度の可視像となる。この可視像をタンデムレンズ系を使い、ＴＶカメラ８により効率よくリアルタイムの動画像として捉えることができる。更に、Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５として固定視野形と可変視野形があり、可変視野形ではＸ線制御卓１２で視野選択ボタンを選択することで視野信号１０をＩ．Ｉ．電源部９に送り、例えば３１ｃｍ／２３ｃｍ／１５ｃｍのように視野を切り替えることができる。
【０００６】
一方、Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５の出力像の解像度は、Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５を構成する入力面４、電子レンズ系１３、出力蛍光面７の各インパルスレスポンス（ボケの強度分布）でほぼ決まる。図５に各素子のインパルスレスポンスと、そのインパルスレスポンス関数をフーリエ級数に展開した空間周波数特性（ＭＴＦ）を示す。（ａ）−１はＸ線入力として一つの点にＸ線パルスを入力した状態を、縦軸にその強度を、横軸に空間座標で表わしたものである。そのＸ線インパルス入力をフーリエ級数に展開すると（ａ）−２に示すように平坦な空間周波数特性（ＭＴＦ）になる。
【０００７】
次にこのＸ線入力が入力面４に入射すると、入力面４は（ｂ）−１に示すようなポイントスプレッド状の可視光に変換され、光電子を出す。これをフーリエ級数に展開すると（ｂ）−２に示すように、高周波部分で低下する空間周波数特性（ＭＴＦ）になる。入力面４はＸ線像を可視像に変換し、その可視像を電子像に変換する機能を有する。その構造はＸ線透過率の良い薄いアルミニュウム基板、Ｘ線を光に変換する柱状のＣｓＩ結晶及び光を電子に変換する光電面で構成されている。したがってそれらの各部でＸ線入力はポイントスプレッド状に広がることになる。
【０００８】
次に、入力面４の一点から放出した光電子は電子レンズ系１３に入射すると、集束電極５Ａ、５Ｂ、５Ｃ及び陽極６に印加された電圧によって作られる電界の電子レンズにより、陽極６の方向に集束・加速され、出力蛍光面７に（ｃ）−１に示すようなポイントスプレッド状の電子分布で衝突する。これをフーリエ級数に展開すると（ｃ）−２に示すように、高周波部分で急激に低下する空間周波数特性（ＭＴＦ）になる。次に、この光電子が出力蛍光面７の一点に入射すると、出力蛍光面７は（ｄ）−１に示すような、ポイントスプレッド状の可視光に変換される。これをフーリエ級数に展開すると（ｄ）−２に示すように、高周波部分で低下する空間周波数特性（ＭＴＦ）になる。
【０００９】
出力蛍光面７の構造は、直径数μｍの粒状の蛍光体をガラス面板上に敷き詰めたものであるため、出力蛍光面７はポイントスプレッド状に発光する。したがってＸ線Ｉ．Ｉ．１５全体では、入力面４のボケの強度分布（ｂ）−１と電子レンズ系１３のボケの強度分布（ｃ）−１と出力蛍光面７のボケの強度分布（ｄ）−１のコンボルーションにより、全体のボケの強度分布は（ｅ）−１となる。これをフーリエ級数に展開すると（ｅ）−２に示すように低周波から高周波部分に至り急激に低下する空間周波数特性（ＭＴＦ）になる。この空間周波数特性（ｅ）−２は、空間周波数特性（ｂ）−２と空間周波数特性（ｃ）−２と空間周波数特性（ｄ）−２との積に相当する。
【００１０】
この３要素のうち外部から空間周波数特性（ＭＴＦ）を制御できるのは電子レンズ系１３の空間周波数特性（ｃ）−２だけである。従って、電子レンズ系１３に印加する電圧を制御することで、この系の解像度を変えることができる。
空間周波数特性（ＭＴＦ）が良いことは、あらゆる空間周波数でコントラストが良いことであり、鮮鋭度の高い画像を作り出すことができる。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
従来のイメージインテンシファイアは以上のように構成されているが、Ｘ線は光と同様の電磁波であり光量子としての性質を持っている。一つ一つの量子が入力面４のＣｓＩを非常に強く励起するので、その空間的なゆらぎ（Ｘ線量子ノイズ）が画像に影響してくる。これはポアソン分布に従うものであり、そのノイズパワーはＸ線吸収線量に反比例する。また、入力面４のＣｓＩから発した光量子の数のゆらぎ（光量子ノイズ）があり、そのノイズパワーは光電子数に反比例する。
【００１２】
図６に透視と撮影時のＸ線入力による各素子（入力面４、電子レンズ系１３、出力蛍光面７）における信号の波形を示した。Ｘ線透視撮影装置では小線量による透視と、大線量による撮影が繰り返し行われている。Ｘ線は離散的な発生形態をもっており、その線量差によって透視画像と撮影画像の画質は大きく異なる。図６のＸ線入力（ａ）の透視状態ではまばらなＸ線入力で、（ｂ）の入力面４では各Ｘ線入力に対して、図５で示した（ｂ）−１のぼけの強度分布で発光する。そしてその信号で（ｃ）の電子レンズ系１３では図５で示した（ｃ）−１のぼけの強度分布がコンボルーションされ鈍った波形の信号になる。更にその信号が出力蛍光面に入り、図５で示した（ｄ）−１のぼけの強度分布がコンボルーションされ波打った波形の信号になる。これが粒状性として観察される。
【００１３】
これに対して図６のＸ線入力（ａ）の撮影状態ではＸ線入力が多いので、入力面４（ｂ）でぼけの強度分布が密集したものになり、電子レンズ系１３（ｃ）では図５に示した（ｃ）−１のぼけの強度分布がコンボルーションされ滑らかな波形の信号になる。更に出力蛍光面７（ｄ）では平坦な波形の信号になり粒状性のない画像を得ることができる。透視、撮影共にＸ線Ｉ．Ｉ．１５は図５で示したぼけの強度分布（ｅ）−１で情報の伝達がなされており、その空間周波数特性（ＭＴＦ）は（ｅ）−２で表わされる鮮鋭度である。
従来のＸ線Ｉ．Ｉ．１５では、結像視野寸法のみが選択可能（可変視野）であり、電子光学的像拡大によって像質を変えていたが、同一結像視野寸法で、上記の粒状性や鮮鋭度のコントロールはＸ線Ｉ．Ｉ．１５ではなされていない。
【００１４】
従来のＸ線ＴＶシステムでは、粒状性や鮮鋭度のコントロールはＸ線Ｉ．Ｉ．１５以降でなされていた。即ち、蛍光面７の出力像はタンデムレンズ系の光学系を介してＴＶカメラ８に撮像され、撮像管にはビジコンまたはサチコンが使われるが、最近、ＣＣＤを撮像素子としたものが使われている。撮像管では出力信号が１〜０．１μＡ程度のアナログ信号であり、回路の初段増幅特性は、特に低雑音、広帯域、高利得に設計されており、その後Ａ／Ｄ変換器で８ないし１６ビットのデジタル信号にして画像処理装置で画像に構成し、記憶装置に送られるか、画像表示装置で表示される。また、Ｘ線ＴＶ系で使用されるＣＣＤ撮像素子はダイナミックレンジが６０ｄＢ（３桁）のものが使われ、低周波領域のＭＴＦ特性が撮像管より良いが、低Ｘ線量の透視時、暗電流の影響を受け易い。
【００１５】
従来の撮像系は上記のように構成されているが、Ｘ線は人体を透過すると１／１０^３ないし１／１０^４に減衰する。したがって、Ｘ線ＴＶ系全体として画像信号のダイナミックレンジ（以下ＤＲと呼ぶ）は４桁が必要になる。Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５のＤＲは４〜５桁ある。レンズのＤＲは明るさＦ数に相当し、Ｆ＜１のものを使っている。撮像管の出力信号のＤＲは１５０ｎＡ〜１μＡで２桁程度である。
【００１６】
従ってＸ線Ｉ．Ｉ．１５の出力像の明るさがある程度以上になると、出力信号が飽和してしまう。従ってＸ線撮影時には、この対策としてレンズ系にオートアイリスやフィルタを設置し、出力像の輝度に応じて光量を３桁程度調節したり、撮像管のグリッド電圧を上げて出力のＤＲを拡大したりしている。またＣＣＤ撮像素子の場合、ＤＲは３桁弱、撮像感度も１〜１０Ｌｕｘのものが使われているが、入力信号が微少の透視時においては、暗電流が無視できなくなるので、ＣＣＤを冷却して暗電流を低減し、ＤＲを広くしたりしている。このようにＤＲを広くして変調伝達関数（ＭＴＦ）を向上させて、鮮鋭度を上げている。
【００１７】
一方、粒状性に関しては高周波特性での変調伝達関数（ＭＴＦ）が大きく影響してくる。撮像素子は撮像管、ＣＣＤともに低周波領域での特性がＸ線Ｉ．Ｉ．１５より優れているが、撮像管は高周波領域に向かってレスポンスが漸減するのに対し、ＣＣＤは素子数で示されるカットオフまで比較的良好であるため、高周波ノイズが目立つ。そのため映像回路で電気的にローパスフィルタ（低域パスフィルタ）または雑音低減回路を通して、その高周波領域をカットしている。透視時に滑らかな画像が得られるが、撮影時にはＸ線量が多くＳ／Ｎが高いにも係らず高周波領域の情報を低下させていることになる。
【００１８】
従来、粒状性や鮮鋭度のコントロールがＸ線Ｉ．Ｉ．１５以降で電気信号化された映像信号の処理でなされていたのに対し、透視時と撮影時における粒状性と鮮鋭度を、視野を変えることをせずに、同一の結像視野寸法で、Ｘ線透視撮影伝達系の初期の段階であるＸ線Ｉ．Ｉ．１５内でコントロールできないかという要望があった。
【００１９】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、Ｘ線透視撮影伝達系の初期の段階であるＸ線Ｉ．Ｉ．１５で、視野を変えることをせずに、同一の結像視野寸法で、透視時には粒状性を改善し、高周波成分でソフトな画像にし、撮影時には鮮鋭度が高く、粒状性のない良質な画像を得ることができるメージインテンシファイアを提供することを目的とする。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するため、本発明は、Ｘ線像を可視光像に変換し光電子を放出する入力面と、その光電子を加速集束する複数の集束電極と、その高速電子のエネルギーを受けて可視光像に変換する出力蛍光面と、電源部とからなるイメージインテンシファイアにおいて、透視、撮影の切り換えを行う X 線制御卓と、前記 X 線制御卓の透視、撮影の切り換えにより、同一の結像視野寸法で、前記入力面に近い位置に設けられた集束電極に印加する電圧を、透視時の空間周波数特性の高周波部分が撮影時より低下するよう設定する回路を備えることを特徴とする。
【００２１】
本発明のイメージインテンシファイアは上記のように構成されており、同一の結像視野寸法で、入力面に近い位置に設けられた集束電極に、透視時と撮影時に印加する電圧を変えて、透視時と撮影時における粒状性と鮮鋭度を制御することができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
本発明のイメージインテンシファイア（以下Ｘ線Ｉ．Ｉ．という）の一実施例を図１を参照しながら説明する。本発明のＸ線Ｉ．Ｉ．１５の外側は、漏洩Ｘ線防護用鉛及び外部磁気シールドを含む管容器１４があり、内側のイメージ管本体は、従来のイメージ管本体と同じ構造をしており、Ｘ線の入射する面に透過率の高いアルミニュウム、またはチタンの入力窓をもつ真空容器があり、その内部電極として入力面４と、集束電極５Ａ、５Ｂ、５Ｃと、陽極６と出力蛍光面７とで電子レンズ系１３を構成している。そして、その内部電極へ高電圧を供給するためのＩ．Ｉ．電源部９を備えている。
【００２３】
このＩ．Ｉ．電源部９にはＸ線制御卓１２からの制御信号用として２本の信号線が設けられており、その一つは本発明のテクニック信号１１用の制御回路であり、複数の集束電極（５Ａ、５Ｂ）にそれぞれ２種類以上の異なる電圧を印加して、同一の結像視野寸法で、出力像の像質を制御する回路用のものである。他の一つは可変視野用で、Ｘ線制御卓１２で視野選択ボタンを選択することで視野信号１０をＩ．Ｉ．電源部９に送り、例えば３１ｃｍ／２３ｃｍ／１５ｃｍのように視野を切り替えることができるものである。
【００２４】
各電極には入力面４に０Ｖ、集束電極５Ａ、５Ｂに数１００Ｖ、集束電極５Ｃ（視野可変電極）に数ｋＶ、陽極６（出力蛍光面７）に２５〜３０ｋＶが印加される。本発明ではテクニック信号１１によって透視時と撮影時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧を変える。その電圧値は選択された一つの視野において、透視時には、撮影時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧に対して±１５％以内で変化させて、集束電極５Ａ、５Ｂに印加する。また別の視野を選択した時には、その視野において、透視時には、その撮影時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧に対して±１５％以内で変化させて集束電極５Ａ、５Ｂに印加する。Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５のイメージ管の電極構造により集束電極５Ａ、５Ｂに印加する印加電圧値は異なり、特に入力面４の近傍の構造によりその値は大きく異なる。集束電極５Ａ、５Ｂのうち集束電極５Ｂに印加する電圧値は効果が一番大きい。
【００２５】
透視時には、撮影時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧に対して±１５％以内で変化させて集束電極５Ａ、５Ｂに印加電圧が設定されるので、電子レンズ系１３の図５に示すぼけの強度分布（ｃ）−１を少し広げることになり、その空間周波数特性（ｃ）−２の高周波部分を少し低下させ、粒状性を良くし、高周波部分でのコントラストを少し落とした画像になる。また撮影時には、ぼけの強度分布（ｃ）−１をシャープにし、その空間周波数特性（ｃ）−２の高周波部分まで特性を伸ばし、粒状性はもちろんのこと、鮮鋭度も良くした画像になるように印加電圧が設定されている。
【００２６】
Ｘ線管１からコリメータ２でＸ線ビームの照射野を制限し、被検体３に一様なＸ線を照射すると、被検体３内の組織のＸ線吸収係数の違い、臓器の厚さの違いなどにより透過したＸ線に濃淡ができＸ線像が得られる。このＸ線像はＸ線Ｉ．Ｉ．１５の入力面４に入る。ここで一度光に変換され、さらに電子に変換されて真空中に放出される。電子レンズ系１３は入力面４、出力蛍光面７、集束電極５及び陽極６によって構成され、入力面４から放出した電子ビームを縮小・加速して出力蛍光面７に高速で衝突させる。ここで電子は再び光に変換されるが、高速で衝突したエネルギーにより輝度増倍が起こり、高輝度の可視像となる。この可視像をタンデムレンズ系を使い、ＴＶカメラ８により効率よくリアルタイムの動画像として捉えることができる。
【００２７】
上記の動作でテクニック信号１１によって透視時と撮影時に、集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧を変える。その操作は制御卓１２の透視―撮影切換時にテクニック信号１１がＩ．Ｉ．電源部９に送られ、瞬時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する設定電圧が切り換えられ、その設定電圧は透視時には、撮影時の集束電極５Ａ、５Ｂに印加される電圧値の±１５％以内に設定されて、透視時は粒状性の改善された滑らかな画像を観察でき、撮影時は粒状性はもとより鮮鋭度の高い（コントラストの良い）画像を得ることができる。
【００２８】
図２に操作の手順を示す。まず透視・撮影する視野寸法をＸ線制御卓１２で選択する。例えば、３１ｃｍ／２３ｃｍ／１５ｃｍのように視野を切り替えることができる。次に、透視か撮影を選択する。透視を選択した場合は、上記で説明した透視用電極電圧がＩ．Ｉ．電源部９に設定され、各電極にその電圧が印加されイメージ管が動作する。そして透視を始めることができる。撮影を選択した場合は、上記で説明した撮影用電極電圧がＩ．Ｉ．電源部９に設定され、各電極にその電圧が印加され、イメージ管が動作する。そして撮影を始めることができる。
【００２９】
図３に透視と撮影時のＸ線入力による各素子（入力面４、電子レンズ系１３、出力蛍光面７）における信号の波形を示した。Ｘ線は離散的な発生形態をもっており、その線量差によって透視画像と撮影画像の画質は大きく異なる。図３のＸ線入力（ａ）の透視状態ではまばらなＸ線入力で、（ｂ）の入力面４では各Ｘ線入力に対して、図５で示した（ｂ）−１のぼけの強度分布で発光する。そしてその信号で（ｃ）の電子レンズ系１３では図５で示した（ｃ）−１のぼけの強度分布がコンボルーションされ鈍った波形の信号になる。透視時に集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧を少し変えて（撮影時の集束電極５Ａ、５Ｂに印加する電圧に対して±１５％以内）、（ｃ）−１のぼけの強度分布の波形を少し調整することで図３に示すようにその信号は滑らかな波状になる。
【００３０】
さらにその信号が出力蛍光面に入り、図５で示した（ｄ）−１のぼけの強度分布がコンボルーションされ平坦で粒状性が見られない波形の信号になる。一方、図３のＸ線入力（ａ）の撮影状態ではＸ線入力が多いので、入力面４（ｂ）でぼけの強度分布が密集したものになり、電子レンズ系１３（ｃ）では、図５に示した（ｃ）−１のぼけの強度分布（撮影時にはこの分布を最高にシャープになるよう設定電圧を調整しておく）が、コンボルーションされ滑らかな波形の信号になる。
【００３１】
更に出力蛍光面７（ｄ）では平坦な波形の信号になり、粒状性のないコントラストの良い画像を得ることができる。透視と撮影時には、Ｘ線Ｉ．Ｉ．１５の図５で示したぼけの強度分布（ｅ）−１が異なった二つの情報で伝達がなされており、その空間周波数特性（ＭＴＦ）も異なった二つの（ｅ）−２で伝達され、透視と撮影で高周波成分でのＭＴＦが少し異なることになる。従って、透視時には粒状性が改善され、多少高周波成分でコントラストが低くなるが、撮影時にはコントラストが高く、粒状性のない画像が得られる。
【００３２】
上記の実施例ではテクニック信号１１で透視と撮影の２モードを上げて説明したが、被検体３の厚み、部位、関心領域の大きさなどにより、イメージ管の空間周波数特性を変えて、例えば透視Ａ、透視Ｂ、撮影Ｃ、撮影Ｄのように４モード方式のように多数モードにすることもできる。
【００３３】
また同一の結像視野寸法に対して２種類以上の異なる電極電圧を設定し、例えば３１ｃｍ／２３ｃｍ／１５ｃｍのように３視野に切り替えることにより、その視野毎に２種類の異なる集束電極電圧を設定し、したがって最低６種類のモードにすることもできる。
【００３４】
また上記の実施例では印加電圧データの保持はＩ．Ｉ．電源部９で行なっているが、この機能をＸ線Ｉ．Ｉ．１５の外部に設けても良い。このようにすることでＸ線Ｉ．Ｉ．１５の装備を軽量にすることができる。
【００３５】
【発明の効果】
本発明のイメージインテンシファイアは上記のように構成されており、Ｘ線透視撮影伝達系の初期の段階であるイメージインテンシファイアで、視野を変えることをせずに、同一の結像視野寸法で、透視と撮影でイメージ管の集束電極に印加する電圧を変化させて、イメージインテンシファイアの空間周波数特性の高周波成分を変化させることにより、透視時には粒状性を改善し、高周波成分でソフトな画像にし、撮影時には鮮鋭度が高く、粒状性のない良質な画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のイメージインテンシファイアの一実施例を示す図である。
【図２】本発明の操作の手順を示す図である。
【図３】本発明の透視と撮影時におけるＸ線画像の像質を示す図である。
【図４】従来のイメージインテンシファイアを示す図である。
【図５】イメージインテンシファイアの各構成要素の空間周波数特性を示す図である。
【図６】従来の透視と撮影時におけるＸ線画像の像質を示す図である。
【符号の説明】
１…Ｘ線管２…コリメータ
３…被検体４…入力面
５Ａ、５Ｂ、５Ｃ…集束電極６…陽極
７…出力蛍光面８…ＴＶカメラ
９…Ｉ．Ｉ．電源部１０…視野信号
１１…テクニック信号１２…Ｘ線制御卓
１３…電子レンズ系１４…管容器
１５…イメージインテンシファイア[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an image intensifier, and more particularly to a circuit that controls the image quality of an output image with the same imaging field size at the time of fluoroscopy and radiography of an X-ray fluoroscopic apparatus.
[0002]
[Prior art]
An image intensifier converts an X-ray image of a subject into a visible light image and converts it into an electrical signal with a television camera (CCD) as a fluoroscopic image, or as an image capture sensor for digital fluorography and indirectly with a spot camera. It is widely used for photography and for high-speed photography for the heart in combination with a cine camera.
[0003]
FIG. 4 shows the structure of the image intensifier. On the outside of the image intensifier 15 (hereinafter referred to as X-ray II) is a tube container 14 containing lead for leakage X-ray protection and an external magnetic shield. As an internal electrode, an input surface 4 and focusing electrodes 5A, 5B, 5C, the anode 6 and the output phosphor screen 7 constitute an electron lens system 13, and I.I. I. A power supply unit 9 is provided. Each electrode is applied with 0V on the input surface 4, several hundred volts on the focusing electrodes 5A and 5B, several kV on the focusing electrode 5C (field variable electrode), and 25-30 kV on the anode 6 (output phosphor screen 7). The main body of the image tube has a vacuum vessel having an input window made of aluminum or titanium having a high transmittance on the surface where X-rays are incident, and the input surface 4, focusing electrodes 5 A, 5 B, 5 C, anode 6, output fluorescence There is surface 7.
[0004]
At the time of fluoroscopy or radiography, when the irradiation field of the X-ray beam from the X-ray tube 1 is limited by the collimator 2 and the subject 3 is irradiated with uniform X-rays, the difference in the X-ray absorption coefficient of the tissue in the subject 3 Depending on the thickness of the organ, the transmitted X-rays are shaded, and an X-ray image is obtained. This X-ray image is an X-ray I.D. I. Enter 15 input surface 4. Here, it is once converted into light, further converted into electrons, and emitted into vacuum. The electron lens system 13 includes an input surface 4, an output phosphor screen 7, a focusing electrode 5, and an anode 6. The electron beam emitted from the input surface 4 is reduced and accelerated to collide with the output phosphor screen 7 at high speed.
[0005]
Here, the electrons are converted again into light, but brightness multiplication occurs due to energy colliding at high speed, and a high-luminance visible image is obtained. This visible image can be efficiently captured as a real-time moving image by the TV camera 8 using a tandem lens system. Furthermore, X-ray I.D. I. 15 includes a fixed visual field type and a variable visual field type. In the variable visual field type, the visual field signal 10 is converted to the I.D. I. It can send to the power supply part 9, and can switch a visual field like 31 cm / 23 cm / 15 cm, for example.
[0006]
On the other hand, X-ray I.D. I. The resolution of the output image of 15 is the X-ray I.D. I. 15 is substantially determined by each impulse response (blur intensity distribution) of the input surface 4, the electron lens system 13, and the output phosphor screen 7 that constitutes 15. FIG. 5 shows an impulse response of each element and a spatial frequency characteristic (MTF) obtained by expanding the impulse response function into a Fourier series. (A) -1 represents a state in which an X-ray pulse is input to one point as an X-ray input, the intensity on the vertical axis, and spatial coordinates on the horizontal axis. When the X-ray impulse input is expanded into a Fourier series, a flat spatial frequency characteristic (MTF) is obtained as shown in (a) -2.
[0007]
Next, when this X-ray input is incident on the input surface 4, the input surface 4 is converted into a point spread-like visible light as shown in (b) -1 and emits photoelectrons. When this is expanded into a Fourier series, as shown in (b) -2, a spatial frequency characteristic (MTF) that decreases at a high frequency portion is obtained. The input surface 4 has a function of converting an X-ray image into a visible image and converting the visible image into an electronic image. The structure is composed of a thin aluminum substrate with good X-ray transmittance, a columnar CsI crystal that converts X-rays into light, and a photocathode that converts light into electrons. Therefore, the X-ray input spreads in a point spread form in each part.
[0008]
Next, when the photoelectrons emitted from one point of the input surface 4 enter the electron lens system 13, the electron lens of the electric field created by the voltage applied to the focusing electrodes 5 </ b> A, 5 </ b> B, 5 </ b> C and the anode 6 moves toward the anode 6. Focused and accelerated, and collides with the output phosphor screen 7 with a point spread electron distribution as shown in (c) -1. When this is expanded into a Fourier series, as shown in (c) -2, the spatial frequency characteristic (MTF) rapidly decreases in the high frequency portion. Next, when this photoelectron is incident on one point of the output phosphor screen 7, the output phosphor screen 7 is converted into a point spread visible light as shown in (d) -1. When this is expanded into a Fourier series, as shown in (d) -2, a spatial frequency characteristic (MTF) that decreases at a high frequency portion is obtained.
[0009]
Since the structure of the output phosphor screen 7 is such that granular phosphors having a diameter of several μm are spread on a glass plate, the output phosphor screen 7 emits light in a point spread form. Therefore, X-ray I.D. I. 15, the convolution of the blur intensity distribution (b) -1 of the input surface 4, the blur intensity distribution (c) -1 of the electron lens system 13, and the blur intensity distribution (d) -1 of the output phosphor screen 7. Thus, the intensity distribution of the entire blur becomes (e) -1. When this is expanded into a Fourier series, as shown in (e) -2, a spatial frequency characteristic (MTF) that rapidly decreases from a low frequency to a high frequency portion is obtained. The spatial frequency characteristic (e) -2 corresponds to the product of the spatial frequency characteristic (b) -2, the spatial frequency characteristic (c) -2, and the spatial frequency characteristic (d) -2.
[0010]
Of these three elements, only the spatial frequency characteristic (c) -2 of the electron lens system 13 can control the spatial frequency characteristic (MTF) from the outside. Therefore, by controlling the voltage applied to the electron lens system 13, the resolution of this system can be changed.
Good spatial frequency characteristics (MTF) means that the contrast is good at all spatial frequencies, and an image with high sharpness can be created.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
Conventional image intensifiers are configured as described above, but X-rays are electromagnetic waves similar to light and have the properties of photons. Each quantum excites CsI on the input surface 4 very strongly, and the spatial fluctuation (X-ray quantum noise) affects the image. This follows a Poisson distribution, and its noise power is inversely proportional to the X-ray absorbed dose. Further, there is fluctuation of the number of photons emitted from CsI on the input surface 4 (photon noise), and the noise power is inversely proportional to the number of photoelectrons.
[0012]
FIG. 6 shows the waveform of a signal in each element (input surface 4, electron lens system 13, and output fluorescent screen 7) by fluoroscopy and X-ray input during imaging. In the X-ray fluoroscopic imaging apparatus, fluoroscopy with a small dose and radiography with a large dose are repeatedly performed. X-rays have discrete generation forms, and the image quality of the fluoroscopic image and the captured image is greatly different depending on the dose difference. 6 is a sparse X-ray input in the fluoroscopic state of the X-ray input (a), and the bokeh intensity of (b) -1 shown in FIG. Emits light with distribution. In the electron lens system 13 of (c), the signal is a signal having a dull waveform due to the convolution of the blur intensity distribution of (c) -1 shown in FIG. Further, the signal enters the output phosphor screen, and the (d) -1 blur intensity distribution shown in FIG. This is observed as graininess.
[0013]
On the other hand, since there are many X-ray inputs in the imaging state of the X-ray input (a) of FIG. 6, the blur intensity distribution is dense on the input surface 4 (b), and the electron lens system 13 (c) The blur intensity distribution of (c) -1 shown in FIG. 5 is convolved to obtain a smooth waveform signal. Further, the output phosphor screen 7 (d) has a flat waveform signal, and an image having no graininess can be obtained. X-ray I. I. Information is transmitted in the blur intensity distribution (e) -1 shown in FIG. 5, and the spatial frequency characteristic (MTF) is the sharpness represented by (e) -2.
Conventional X-rays I. 15, only the imaging field size is selectable (variable field), and the image quality is changed by the electro-optical image enlargement. However, the above-described graininess and sharpness control is possible with the same imaging field size. Line I. I. This is not done in 15.
[0014]
In a conventional X-ray TV system, graininess and sharpness are controlled by X-ray I.D. I. It was done after 15. In other words, the output image of the fluorescent screen 7 is picked up by the TV camera 8 via the optical system of the tandem lens system, and a vidicon or sachicon is used for the image pickup tube. Yes. In the image pickup tube, the output signal is an analog signal of about 1 to 0.1 μA, and the first stage amplification characteristics of the circuit are designed especially for low noise, wide band and high gain, and then 8 to 16 bits with an A / D converter. The digital signal is formed into an image by an image processing device and sent to a storage device or displayed on an image display device. The CCD image sensor used in the X-ray TV system has a dynamic range of 60 dB (three digits), and the MTF characteristic in the low frequency region is better than that of the image pickup tube. Susceptible to.
[0015]
Although the conventional imaging system is configured as described above, X-rays attenuate to 1/10 ³ to 1/10 ⁴ when transmitted through the human body. Accordingly, the dynamic range (hereinafter referred to as DR) of the image signal for the entire X-ray TV system requires four digits. X-ray I. The 15 DR has 4 to 5 digits. The DR of the lens corresponds to the brightness F number, and uses F <1. The DR of the output signal of the imaging tube is about 2 digits at 150 nA to 1 μA.
[0016]
Therefore, X-ray I.D. I. When the brightness of the 15 output images exceeds a certain level, the output signal is saturated. Therefore, during X-ray photography, an auto iris or filter is installed in the lens system as a countermeasure, and the light quantity is adjusted by about 3 digits according to the brightness of the output image, or the output DR is increased by increasing the grid voltage of the image pickup tube. is doing. In the case of a CCD image pickup device, a DR with a little less than 3 digits and an image pickup sensitivity of 1 to 10 Lux is used. However, since the dark current cannot be ignored when the input signal is very small, the CCD is cooled. The dark current is reduced and the DR is widened. As described above, the DR is widened to improve the modulation transfer function (MTF), thereby increasing the sharpness.
[0017]
On the other hand, regarding the graininess, the modulation transfer function (MTF) in the high frequency characteristic has a great influence. The characteristics of the imaging device in the low frequency range are X-ray I.D. I. Although the response of the imaging tube gradually decreases toward the high frequency region, the CCD is relatively good up to the cutoff indicated by the number of elements, so that high frequency noise is conspicuous. Therefore, the high-frequency region is cut through the low-pass filter (low-pass filter) or the noise reduction circuit electrically in the video circuit. A smooth image can be obtained at the time of fluoroscopy, but the information in the high frequency region is reduced at the time of radiographing even though the X-ray dose is large and the S / N is high.
[0018]
Conventionally, control of graininess and sharpness has been achieved by X-ray I.D. I. In contrast to the processing of the video signal converted into an electrical signal after 15, the granularity and sharpness at the time of fluoroscopy and shooting are the same imaging field size without changing the field of view. X-ray I.D. I. There was a request whether it could be controlled within 15.
[0019]
The present invention has been made in view of such circumstances, and is an X-ray I.D. I. 15 with the same image field size without changing the field of view, improving graininess during fluoroscopy, making soft images with high-frequency components, and high quality images with high sharpness and no graininess during shooting It is an object of the present invention to provide a mage intensifier capable of obtaining the above.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention receives an input surface for converting an X-ray image into a visible light image and emitting photoelectrons, a plurality of focusing electrodes for accelerating and focusing the photoelectrons, and energy of the fast electrons. an output phosphor screen to convert the visible light image, the image intensifier comprising the power supply unit, fluoroscopy, and X-ray control console for switching shooting, perspective of the X-ray control console, by switching the shooting, the same A circuit for setting a voltage to be applied to a focusing electrode provided at a position close to the input surface with an imaging field size so that a high frequency portion of a spatial frequency characteristic at the time of fluoroscopy is lower than that at the time of photographing. .
[0021]
The image intensifier of the present invention is configured as described above, and with the same imaging field size, the voltage applied during fluoroscopy and photographing is changed to the focusing electrode provided at a position close to the input surface, It is possible to control the graininess and sharpness during fluoroscopy and shooting.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
One embodiment of the image intensifier (hereinafter referred to as X-ray II) of the present invention will be described with reference to FIG. X-ray I.D. I. 15 includes a tube container 14 containing lead for leakage X-ray protection and an external magnetic shield, and the inner image tube body has the same structure as a conventional image tube body, and is on the surface where X-rays enter. There is a vacuum vessel having an input window of aluminum or titanium having a high transmittance, and an electron lens system 13 is formed by an input surface 4, focusing electrodes 5A, 5B, and 5C, an anode 6 and an output fluorescent screen 7 as internal electrodes. It is composed. And I. for supplying a high voltage to the internal electrode. I. A power supply unit 9 is provided.
[0023]
This I.I. I. The power supply unit 9 is provided with two signal lines for the control signal from the X-ray control console 12, one of which is a control circuit for the technique signal 11 of the present invention, and includes a plurality of focusing electrodes (5A). 5B), a circuit for controlling the image quality of the output image with the same imaging field size by applying two or more different voltages to each. The other one is for a variable field of view. I. For example, the visual field can be switched to 31 cm / 23 cm / 15 cm.
[0024]
Each electrode is applied with 0V on the input surface 4, several hundred volts on the focusing electrodes 5A and 5B, several kV on the focusing electrode 5C (field variable electrode), and 25-30 kV on the anode 6 (output phosphor screen 7). In the present invention, the technique signal 11 changes the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B during fluoroscopy and photographing. The voltage value is changed within ± 15% with respect to the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of photographing in the selected one visual field, and is applied to the focusing electrodes 5A and 5B. When another field of view is selected, in the field of view, during fluoroscopy, the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B is changed within ± 15% with respect to the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of photographing. X-ray I. The applied voltage value applied to the focusing electrodes 5A and 5B differs depending on the electrode structure of the 15 image tubes, and the value varies greatly depending on the structure in the vicinity of the input surface 4 in particular. Among the focusing electrodes 5A and 5B, the voltage value applied to the focusing electrode 5B has the greatest effect.
[0025]
At the time of fluoroscopy, since the applied voltage is set to the focusing electrodes 5A and 5B by changing within ± 15% with respect to the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of photographing, the blur of the electron lens system 13 shown in FIG. The intensity distribution (c) -1 is slightly widened, the high frequency portion of the spatial frequency characteristic (c) -2 is slightly reduced, the granularity is improved, and the contrast in the high frequency portion is slightly reduced. Also, at the time of shooting, the blur intensity distribution (c) -1 is sharpened and the characteristics are extended to the high frequency part of the spatial frequency characteristic (c) -2 so that the image has improved sharpness as well as graininess. Is set to the applied voltage.
[0026]
When the irradiation field of the X-ray beam is limited by the collimator 2 from the X-ray tube 1 and the subject 3 is irradiated with uniform X-rays, the difference in the X-ray absorption coefficient of the tissue in the subject 3 and the thickness of the organ The transmitted X-rays are shaded due to differences or the like, and an X-ray image is obtained. This X-ray image is an X-ray I.D. I. Enter 15 input surface 4. Here, it is once converted into light, further converted into electrons, and emitted into vacuum. The electron lens system 13 includes an input surface 4, an output phosphor screen 7, a focusing electrode 5 and an anode 6. The electron beam emitted from the input surface 4 is reduced and accelerated to collide with the output phosphor screen 7 at high speed. Here, the electrons are converted again into light, but brightness multiplication occurs due to energy colliding at high speed, and a high-luminance visible image is obtained. This visible image can be efficiently captured as a real-time moving image by the TV camera 8 using a tandem lens system.
[0027]
In the above operation, the technique signal 11 changes the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B during fluoroscopy and photographing. The operation is performed when the technique signal 11 is changed to I.D. I. The set voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B is instantaneously switched to the power supply unit 9, and the set voltage is within ± 15% of the voltage value applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of photographing at the time of fluoroscopy. Thus, a smooth image with improved graininess can be observed during fluoroscopy, and an image with high sharpness (high contrast) as well as graininess can be obtained during photographing.
[0028]
FIG. 2 shows the operation procedure. First, the visual field size to be seen and photographed is selected by the X-ray control console 12. For example, the visual field can be switched to 31 cm / 23 cm / 15 cm. Next, fluoroscopy or shooting is selected. When fluoroscopy is selected, the fluoroscopic electrode voltage described above is I.D. I. The power supply unit 9 is set, and the voltage is applied to each electrode to operate the image tube. And you can begin to see through. When photographing is selected, the above-described photographing electrode voltage is I.I. I. The power supply unit 9 is set, the voltage is applied to each electrode, and the image tube operates. Then you can start shooting.
[0029]
FIG. 3 shows the waveform of a signal in each element (input surface 4, electron lens system 13, and output phosphor screen 7) by fluoroscopy and X-ray input during imaging. X-rays have discrete generation forms, and the image quality of the fluoroscopic image and the captured image is greatly different depending on the dose difference. 3 is a sparse X-ray input in the fluoroscopic state of the X-ray input (a), and the input surface 4 of FIG. 3B is the blur intensity of (b) -1 shown in FIG. 5 for each X-ray input. Emits light with distribution. In the electron lens system 13 of (c), the signal is a signal having a dull waveform due to the convolution of the blur intensity distribution of (c) -1 shown in FIG. The voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of fluoroscopy is slightly changed (within ± 15% with respect to the voltage applied to the focusing electrodes 5A and 5B at the time of photographing). With slight adjustment, the signal becomes a smooth wave as shown in FIG.
[0030]
Further, the signal enters the output phosphor screen, and the intensity distribution of the blur (d) -1 shown in FIG. 5 is convoluted to become a flat signal with no graininess. On the other hand, since there are many X-ray inputs in the imaging state of the X-ray input (a) in FIG. 3, the intensity distribution of blur is dense on the input surface 4 (b). The intensity distribution of blur (c) -1 shown in FIG. 5 (the set voltage is adjusted so that this distribution becomes sharpest at the time of photographing) is convoluted to obtain a smooth waveform signal.
[0031]
Furthermore, the output phosphor screen 7 (d) has a flat waveform signal, and an image with good contrast and no graininess can be obtained. X-ray I.D. I. 15, the blur intensity distribution (e) -1 shown in FIG. 5 is transmitted with two different information, and the spatial frequency characteristics (MTF) are also transmitted with two different (e) -2, The MTF in the high frequency component is slightly different between fluoroscopy and photographing. Therefore, the graininess is improved during fluoroscopy, and the contrast is slightly lowered with a high-frequency component, but the contrast is high during photographing and an image without graininess is obtained.
[0032]
In the above embodiment, the two modes of fluoroscopy and radiographing are raised with the technique signal 11, but the spatial frequency characteristics of the image tube are changed depending on the thickness of the subject 3, the region, the size of the region of interest, etc. Multiple modes such as A, fluoroscopy B, photographing C, and photographing D can be set as in the four-mode method.
[0033]
Also, two or more different electrode voltages are set for the same imaging field size. For example, by switching to three fields such as 31 cm / 23 cm / 15 cm, two different focusing electrode voltages are set for each field. Therefore, at least six modes can be selected.
[0034]
In the above embodiment, the application voltage data is stored in the I.D. I. The power supply unit 9 performs this function. I. 15 may be provided outside. In this way, X-ray I.D. I. Fifteen equipment can be reduced in weight.
[0035]
【The invention's effect】
The image intensifier of the present invention is configured as described above, and is an image intensifier which is an initial stage of the X-ray fluoroscopic transmission system, and has the same imaging field size without changing the field of view. Therefore, by changing the voltage applied to the focusing electrode of the image tube during fluoroscopy and shooting and changing the high frequency component of the spatial frequency characteristics of the image intensifier, the granularity is improved during fluoroscopy, and the high frequency component is soft. It is possible to obtain a high-quality image with high sharpness and no graininess at the time of photographing.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of an image intensifier according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an operation procedure of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing the image quality of an X-ray image during fluoroscopy and imaging according to the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating a conventional image intensifier.
FIG. 5 is a diagram showing spatial frequency characteristics of each component of the image intensifier.
FIG. 6 is a diagram showing image quality of an X-ray image at the time of conventional fluoroscopy and imaging.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray tube 2 ... Collimator 3 ... Test object 4 ... Input surface 5A, 5B, 5C ... Focusing electrode 6 ... Anode 7 ... Output fluorescent screen 8 ... TV camera 9 ... I. I. Power supply unit 10 ... Field-of-view signal 11 ... Technique signal 12 ... X-ray control console 13 ... Electron lens system 14 ... Tube vessel 15 ... Image intensifier

Claims

An input surface that converts an X-ray image into a visible light image and emits photoelectrons, a plurality of focusing electrodes that accelerate and focus the photoelectrons, an output phosphor screen that receives the energy of the fast electrons and converts it into a visible light image, and a power source In the image intensifier consisting of a part , an X- ray control console that switches between fluoroscopy and radiography, and a position close to the input surface with the same imaging field size by switching between fluoroscopy and radiography of the X- ray control console An image intensifier comprising a circuit for setting a voltage to be applied to a focusing electrode provided in the lens so that a high frequency portion of a spatial frequency characteristic during fluoroscopy is lower than that during photographing.