JPH10192266A - X-ray diagnostic method and instrument - Google Patents
X-ray diagnostic method and instrumentInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明はＸ線診断に係り、特
にエネルギー分布の異なる複数スペクトルによるＸ線診
断方法および装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to X-ray diagnostics, and more particularly to an X-ray diagnostic method and apparatus using a plurality of spectra having different energy distributions.
【０００２】[0002]
【従来の技術】物質のＸ線吸収差を利用して被検体の内
部構造を画像化したものがＸ線画像である。広いエネル
ギー分布を持った連続Ｘ線を被検体へ照射し、被検体透
過後の連続Ｘ線の減弱度合を画像の濃淡として検出す
る。この画像の濃淡を示す信号レベルは透過Ｘ線の総エ
ネルギーに対応した値であり、Ｘ線フィルムではフィル
ム濃度変化として（図１４）、イメージインテンシファ
イア（以下、Ｉ．Ｉ．と略す）とＴＶカメラを用いた場
合、モニター輝度変化として画像化される。これらは全
ていわゆる白黒画像である。2. Description of the Related Art An X-ray image is obtained by imaging the internal structure of a subject using the X-ray absorption difference of a substance. The subject is irradiated with continuous X-rays having a wide energy distribution, and the degree of attenuation of the continuous X-rays after passing through the subject is detected as the density of the image. The signal level indicating the shading of the image is a value corresponding to the total energy of the transmitted X-ray. In the case of an X-ray film, the change in film density (FIG. 14) is represented by an image intensifier (hereinafter abbreviated as II). When a TV camera is used, an image is formed as a change in monitor luminance. These are all so-called black and white images.
【０００３】Ｘ線減弱係数はエネルギーの関数であるた
め、被検体を透過したＸ線はエネルギーの違いによる減
弱の変化情報をスペクトルの形の変化として持ってい
る。ところが従来のＸ線診断装置では、Ｘ線検出段階で
そのスペクトル情報は失われ、総エネルギーに対応した
信号としてのみ検出され画像化される。[0003] Since the X-ray attenuation coefficient is a function of energy, the X-ray transmitted through the subject has information on a change in attenuation due to a difference in energy as a change in the form of a spectrum. However, in the conventional X-ray diagnostic apparatus, its spectral information is lost in the X-ray detection stage, and is detected and imaged only as a signal corresponding to the total energy.
【０００４】このことは、透過Ｘ線スペクトルは被検体
の物質の種類により異なっているが、その総エネルギー
が等しければ同じ信号として画像化されることを意味
し、Ｘ線画像から被検体を構成する物質を特定すること
ができないことを意味する。[0004] This means that the transmitted X-ray spectrum differs depending on the type of the substance of the subject, but if the total energies are the same, they are imaged as the same signal. Meaning that the substance to be identified cannot be identified.
【０００５】透過Ｘ線スペクトルの違いを検出し表示す
る第１の方法として、最もシンプルな発想は、３種類の
単色Ｘ線を準備し、それぞれに赤（Ｒ），緑（Ｇ），青
（Ｂ）の３原色を対応させる方法である。被検体透過後
のそれぞれの単色Ｘ線の減弱度合を３原色の変化として
画像化すれば、物質によるＸ線減弱エネルギー特性の差
異をカラー画像の色彩の変化として表現できる。[0005] As a first method for detecting and displaying a difference in transmitted X-ray spectrum, the simplest idea is to prepare three types of monochromatic X-rays, and respectively provide red (R), green (G), and blue ( This is a method in which the three primary colors B) correspond. If the degree of attenuation of each monochromatic X-ray after passing through the subject is imaged as a change in three primary colors, a difference in X-ray attenuation energy characteristics due to the substance can be expressed as a change in color of a color image.
【０００６】例えば、エネルギーＥ1 ，Ｅ2 ，Ｅ3 を持
った単色Ｘ線をφ（Ｅ1 ），φ（Ｅ2 ），φ（Ｅ3 ）と
すれば、それぞれの総エネルギーＥt1，Ｅt2，Ｅt3は、
次の式（１）、（２）、（３）で表現される。For example, if monochromatic X-rays having energies E1, E2, and E3 are φ (E1), φ (E2), and φ (E3), the total energies Et1, Et2, and Et3 are as follows.
It is expressed by the following equations (1), (2) and (3).
【０００７】[0007]
【数１】 Ｅt1＝Ｅ1 ・φ（Ｅ1 ）＝Ｅ1 ・ｎ1 …(1) Ｅt2＝Ｅ2 ・φ（Ｅ2 ）＝Ｅ2 ・ｎ2 …(2) Ｅt3＝Ｅ3 ・φ（Ｅ3 ）＝Ｅ3 ・ｎ3 …(3)(1) Et1 = E1 ＝ φ (E1) = E1 ・ n1 (1) Et2 = E2 ・ φ (E2) = E2 ・ n2 (2) Et3 = E3 ・ φ (E3) = E3 ・ n3 ( 3)
【０００８】ここでｎ1 ，ｎ2 ，ｎ3 はそれぞれの単色
Ｘ線のＸ線光子数である。この３種類の単色Ｘ線がＸ線
減弱係数μ（Ｅ）、厚さｔを持った被検体を透過し、そ
の透過Ｘ線をΨ（Ｅ1 ），Ψ（Ｅ2 ），Ψ（Ｅ3 ）とす
れば、それぞれの総エネルギーＥ′t1，Ｅ′t2，Ｅ′t3
は、次の式（４）、（５）、（６）で表現される。Here, n1, n2 and n3 are the number of X-ray photons of each monochromatic X-ray. These three types of monochromatic X-rays pass through a subject having an X-ray attenuation coefficient μ (E) and a thickness t, and the transmitted X-rays are denoted by Ψ (E1), Ψ (E2), Ψ (E3). For example, the respective total energies E't1, E't2, E't3
Is expressed by the following equations (4), (5), and (6).
【０００９】[0009]
【数２】 (Equation 2)
【００１０】ここで、エネルギーＥ1 の単色Ｘ線を赤
（Ｒ）、Ｅ2 の場合を緑（Ｇ）、Ｅ3の場合を青（Ｂ）
に対応させる。それぞれの色をＲ，Ｇ，Ｂの割合で混合
すれば色（Ｆ）が与えられる。Here, a monochromatic X-ray having energy E1 is red (R), E2 is green (G), and E3 is blue (B).
To correspond to. If the respective colors are mixed in the ratio of R, G, B, a color (F) is given.
【００１１】[0011]
【数３】 Ｃ（Ｆ）＝Ｒ（Ｒ）＋Ｇ（Ｇ）＋Ｂ（Ｂ） …(7) ただし、 Ｃ＝Ｒ＋Ｇ＋Ｂ Ｒ，Ｇ，Ｂの単位は、各単色Ｘ線の総エネルギーがＥt
1，Ｅt2，Ｅt3のとき、各色の明るさが１：１：１とな
り白色となるようにとる。C (F) = R (R) + G (G) + B (B) (7) where C = R + G + BR The unit of R, G and B is that the total energy of each monochromatic X-ray is Et.
In the case of 1, Et2, Et3, the brightness of each color is set to 1: 1: 1 to be white.
【００１２】このような強度比の３種の単色Ｘ線を被検
体に曝射すると、被検体透過後のＣ′（Ｆ）は、When three types of monochromatic X-rays having such an intensity ratio are exposed to a subject, C '(F) after passing through the subject becomes:
【数４】 このとき明度はＣ′／Ｃとなっている。(Equation 4) At this time, the brightness is C '/ C.
【００１３】色度のみの表現に書き換えれば、次の式
（９）となる。If the expression is rewritten to include only the chromaticity, the following expression (9) is obtained.
【数５】 （Ｆ）＝ｒ（Ｒ）＋ｇ（Ｇ）＋ｂ（Ｂ） …(9) ここで、 ｒ＝Ｒ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） ｇ＝Ｇ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） ｂ＝Ｂ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） ｒ＋ｇ＋ｂ＝１(F) = r (R) + g (G) + b (B) (9) where: r = R / (R + G + B) g = G / (R + G + B) b = B / (R + G + B) r + g + b = 1
【００１４】被検体透過後、式（１０）となる。After passing through the subject, the equation (10) is obtained.
【００１５】[0015]
【数６】 (Equation 6)
【００１６】以上により被検体透過後の信号の色
（Ｆ）′が得られる。式から明らかなように色（Ｆ）′
はエネルギーＥ1 ，Ｅ2 ，Ｅ3 のときの被検体のＸ線減
弱係数の違いを各色の変化として表現したものになって
いる。As described above, the color (F) 'of the signal after passing through the subject is obtained. As is clear from the equation, the color (F) ′
Represents the difference in the X-ray attenuation coefficient of the subject at the energies E1, E2, and E3 as changes in each color.
【００１７】しかし、この第１の方法は３種類の単色Ｘ
線を得るためにシンクロトロン等の大掛かりな装置を必
要とし、高価であるばかりでなく、設置面積、設備の大
きさも膨大なものになるため実用化できない。又、結晶
格子によるブラッグ反射を利用して特定の波長（エネル
ギー）を有するＸ線を選択する方法もあるが、画像化に
必要な充分な強度が得られないため、これも実用化は難
しい。However, this first method uses three types of monochromatic Xs.
A large-scale device such as a synchrotron is required to obtain the wire, which is not only practically expensive, but also cannot be put to practical use because the installation area and equipment are enormous. There is also a method of selecting X-rays having a specific wavelength (energy) using Bragg reflection by a crystal lattice. However, since it is not possible to obtain a sufficient intensity required for imaging, this method is also difficult to put into practical use.
【００１８】第２の方法として、３種類のＸ線フィルタ
を利用し、Ｘ線管から発生する連続Ｘ線スペクトルをそ
れぞれのＸ線フィルタにより３種類のＸ線スペクトルに
変えて被検体に照射し、それぞれのスペクトルに３原色
を対応させて画像化する方法が考えられる。As a second method, three types of X-ray filters are used, and a continuous X-ray spectrum generated from an X-ray tube is converted into three types of X-ray spectra by the respective X-ray filters and irradiated to the subject. A method of forming an image by associating three primary colors with each spectrum is conceivable.
【００１９】この方法は単色Ｘ線を利用する方法より比
較的簡単であるが、全ての物質は低エネルギー側での減
弱が多い、いわゆるhigh−pass特性を持つため、それぞ
れのＸ線スペクトルの平均エネルギーを画像化に必要な
間隔で配置することが困難であり、又、相互に同じエネ
ルギー成分を多く有するため物質のＸ線減弱エネルギー
特性の違いを色の違いとして正確に表現することができ
ない。このことを具体例を用いて説明する。This method is relatively simpler than the method using monochromatic X-rays. However, since all substances have so-called high-pass characteristics, which have much attenuation on the low energy side, the average of each X-ray spectrum is obtained. It is difficult to arrange energies at intervals necessary for imaging, and since they have many same energy components, it is not possible to accurately represent the difference in X-ray attenuation energy characteristics of a substance as a color difference. This will be described using a specific example.
【００２０】［３種類のＸ線フィルタを利用した画像化
の例]図１５にＸ線管電圧８０ｋＶのとき、通常のＸ線
管から放出されるＸ線フォトンスペクトル（以下、スペ
クトルと略す）を示す。図１５には、それぞれ厚さ
（ｔ）１ｍｍ，２ｍｍ，３ｍｍのアルミニウム（Ａｌ）
をＸ線フィルタとして配置した場合の透過スペクトルも
同時に示した。[Example of imaging using three types of X-ray filters] FIG. 15 shows an X-ray photon spectrum (hereinafter abbreviated as spectrum) emitted from a normal X-ray tube when the X-ray tube voltage is 80 kV. Show. FIG. 15 shows aluminum (Al) having thicknesses (t) of 1 mm, 2 mm, and 3 mm, respectively.
At the same time as the X-ray filter.
【００２１】それぞれのスペクトルの平均エネルギーは
下記の表１に示す通りである。The average energy of each spectrum is as shown in Table 1 below.
【００２２】[0022]
【表１】 [Table 1]
【００２３】図１５から明らかなように、フィルタの厚
さが増加するに従って低エネルギー側のＸ線フォトンが
主として減少する。それぞれの透過スペクトルの平均エ
ネルギーの変化は１〜２ｋｅＶ程度であり、このフィル
タでは広い範囲のエネルギー特性変化を捕えることはで
きない。As is apparent from FIG. 15, the X-ray photons on the low energy side mainly decrease as the thickness of the filter increases. The change in the average energy of each transmission spectrum is about 1 to 2 keV, and this filter cannot capture a wide range of change in energy characteristics.
【００２４】また、フィルタの厚さを増せば平均エネル
ギーを高エネルギー側へシフトさせることができる。２
０〜８０ｋｅＶのエネルギー範囲を３つの領域に分ける
とすれば（８０−２０）÷３＝２０ｋｅＶであるから、
分割された領域毎の平均エネルギー差は、１５〜２０ｋ
ｅＶ程度あることが望ましい。The average energy can be shifted to a higher energy side by increasing the thickness of the filter. 2
If the energy range of 0 to 80 keV is divided into three regions, (80-20) ÷ 3 = 20 keV,
The average energy difference between the divided areas is 15 to 20 k
It is desirable to have about eV.
【００２５】ｔ１ｍｍＡｌの透過Ｘ線平均エネルギー
（４６．４ｋｅＶ）に対して、１５ｋｅＶの差を持たせ
るために必要なＡｌ厚はｔ５０ｍｍ必要であり、そのと
きのＸ線フォトン数はｔ１ｍｍＡｌのときの１／１００
以下となる。The thickness of Al required for providing a difference of 15 keV to the average transmitted X-ray energy (46.4 keV) of t1 mmAl is required to be t50 mm, and the number of X-ray photons at that time is 1 in the case of t1 mmAl. / 100
It is as follows.
【００２６】更に１５ｋｅＶの差をもったＸ線を得るた
めにはｔ２００ｍｍ以上のＡｌフィルタが必要となり、
そのときのフォトン数はｔ１ｍｍＡｌのときの１／１，
０００，０００以下となり、これだけのレベル差を持っ
た信号を同一検出器で正確に検出することは不可能であ
る。更に本質的な問題として、Ｘ線フィルタ自体による
散乱及びフォトン数が極端に少ないときの量子ノイズの
増加によりＳ／Ｎ的に使用不可となる。Ｓ／Ｎから考え
ればフォトン数はそれぞれの領域で同程度あることが望
ましい。Further, in order to obtain X-rays having a difference of 15 keV, an Al filter of t200 mm or more is required.
The number of photons at that time was 1/1, that of t1mmAl.
Therefore, it is impossible to accurately detect a signal having such a level difference with the same detector. Further, as an essential problem, the scattering by the X-ray filter itself and an increase in quantum noise when the number of photons is extremely small make it unusable in S / N. From the viewpoint of S / N, it is desirable that the number of photons be the same in each region.
【００２７】異種のＸ線フィルタを用いた場合のスペク
トルを図１６に示す。ここでは、フォトン数が同程度に
なるように、ｔ１ｍｍアルミニウム（Ａｌ），ｔ０．０
３ｍｍ銅（Ｃｕ），ｔ０．００２ｍｍ鉛（Ｐｂ）を例と
して用いた。FIG. 16 shows a spectrum when different types of X-ray filters are used. Here, t1 mm aluminum (Al) and t0.0 are used so that the number of photons is substantially the same.
3 mm copper (Cu) and t 0.002 mm lead (Pb) were used as examples.
【００２８】それぞれのスペクトルの平均エネルギーは
下記の表２の通りである。The average energy of each spectrum is shown in Table 2 below.
【００２９】[0029]
【表２】 [Table 2]
【００３０】フォトン数を同程度にした場合の平均エネ
ルギーは殆ど変わらない。平均エネルギーを変化させる
ためフィルタ厚を変えれば、アルミニウムのみの場合と
同様にフィルタによる吸収を大きくしなければならなく
なり、Ｓ／Ｎの点から利用することができない。The average energy when the number of photons is the same is hardly changed. If the filter thickness is changed to change the average energy, the absorption by the filter must be increased as in the case of aluminum alone, and cannot be used in terms of S / N.
【００３１】フィルタによってスペクトルの平均エネル
ギーを変える方法としては、使用するエネルギー範囲内
にＫ吸収端（K-edge）を持つような材料を利用する以外
に方法はない。Ｋ吸収端とは、物質に固有のＸ線吸収係
数が不連続に大きくなる点であり、Ｋ吸収端に相当する
エネルギーはＫ殻電子を電離させるエネルギーに等し
い。There is no other method of changing the average energy of the spectrum by using a filter, except for using a material having a K absorption edge (K-edge) within the energy range to be used. The K absorption edge is a point at which the X-ray absorption coefficient inherent to a substance increases discontinuously, and the energy corresponding to the K absorption edge is equal to the energy for ionizing K shell electrons.
【００３２】使用するＸ線スペクトルのエネルギー範囲
を２０〜８０ｋｅＶ（Ｘ線管電圧８０ｋＶ）とすれば、
この範囲にＫ吸収端を持つ物質は、原子番号４２（Ｍ
ｏ）から原子番号７８（Ｐｔ）の間の原子番号を持つ物
質である。If the energy range of the X-ray spectrum used is 20 to 80 keV (X-ray tube voltage 80 kV),
A substance having a K absorption edge in this range has an atomic number of 42 (M
It is a substance having an atomic number between o) and 78 (Pt).
【００３３】Ｍｏ（Ｋ吸収端２０．０ｋｅＶ）を基準と
して、Ｋ吸収端が約５ｋｅＶ間隔となるような物質を選
択し、その元素記号とＫ吸収端の値を配置した表を次に
示す。Based on Mo (K absorption edge 20.0 keV), a table is shown below in which a substance is selected such that the K absorption edge has an interval of about 5 keV, and the element symbol and the value of the K absorption edge are arranged.
【００３４】[0034]
【表３】 [Table 3]
【００３５】一般的にＸ線管陽極材料としては、タング
ステン（Ｗ）が使用されているため、そこから発生する
Ｘ線は陽極自身による吸収の影響で６９．５ｋｅＶのと
ころにスペクトルの不連続点を持っている。この不連続
点を避けて、２０ｋｅＶ〜６５ｋｅＶ範囲を３分割する
よう物質を選べば、モリブデン（Ｍｏ）−セシウム（Ｃ
ｓ）−ガドリニウム（Ｇｄ）−ハフニウム（Ｈｆ）の組
合せが得られる。２０ｋｅＶ以下のＸ線強度は充分小さ
いからモリブデン（Ｍｏ）を使用する必要はなくセシウ
ム（Ｃｓ）−ガドリニウム（Ｇｄ）−ハフニウム（Ｈ
ｆ）の組合せを３種のフィルタ材料として用いれば良
い。Generally, tungsten (W) is used as an X-ray tube anode material, and the X-rays generated therefrom are at a discontinuous point of the spectrum at 69.5 keV due to the absorption by the anode itself. have. If a substance is selected so as to avoid the discontinuous point and divide the range of 20 keV to 65 keV into three, molybdenum (Mo) -cesium (C
A combination of s) -gadolinium (Gd) -hafnium (Hf) is obtained. Since the X-ray intensity of 20 keV or less is sufficiently small, it is not necessary to use molybdenum (Mo) and cesium (Cs) -gadolinium (Gd) -hafnium (H
The combination of f) may be used as three types of filter materials.
【００３６】これらのフィルタ材料のＫ吸収端より低い
ところでのスペクトルの形が一致するように各材料の厚
さを選択すると、セシウム（Ｃｓ）ｔ０．１９ｍｍ、ガ
ドリニウム（Ｇｄ）ｔ０．０３ｍｍ、ハフニウム（Ｈ
ｆ）ｔ０．０１３ｍｍとなる。このように厚さが調整さ
れた各物質の透過スペクトルを図１７〜図１９に示す。
なお、この場合のＸ線条件は、それぞれＸ線管電圧（Ｅ
o ）８０ｋＶ，Ｘ線管電流１００ｍＡ、曝射時間１０ｍ
ｓｅｃ、焦点−検出器間距離（ＳＤＤ）１ｍ（フォトン
数は１ｃｍ2 当り）である。If the thickness of each material is selected so that the shape of the spectrum at the portion lower than the K absorption edge of these filter materials coincides, cesium (Cs) t 0.19 mm, gadolinium (Gd) t 0.03 mm, and hafnium ( H
f) t 0.013 mm. FIGS. 17 to 19 show transmission spectra of the substances whose thicknesses have been adjusted as described above.
Note that the X-ray conditions in this case are the X-ray tube voltage (E
o) 80 kV, X-ray tube current 100 mA, irradiation time 10 m
sec, the focus-detector distance (SDD) is 1 m (the number of photons per 1 cm 2 ).
【００３７】図１７〜図１９からも明らかなように、セ
シウム（Ｃｓ）のＫ吸収端は３５．９８ｋｅＶ、ガドリ
ニウム（Ｇｄ）のＫ吸収端は５０．２３ｋｅＶ、ハフニ
ウム（Ｈｆ）のＫ吸収端は６５．３４ｋｅＶであり、こ
のエネルギーのところでＸ線減弱が大きくなるので、そ
れぞれのスペクトルの不連続線として現れる。As is clear from FIGS. 17 to 19, the K absorption edge of cesium (Cs) is 35.98 keV, the K absorption edge of gadolinium (Gd) is 50.23 keV, and the K absorption edge of hafnium (Hf) is The energy is 65.34 keV, and the X-ray attenuation is increased at this energy, and thus appears as a discontinuous line of each spectrum.
【００３８】それぞれの材料（フィルタ）透過後の平均
エネルギーは４６．３ｋｅＶ，４５．６ｋｅＶ，４６．
５ｋｅＶであり、アルミニウムｔ１．０ｍｍ透過後の平
均エネルギー４６．４ｋｅＶに比べて殆ど変化はない
が、スペクトルの形がＫ吸収端を超えるエネルギー範囲
で大きく変化しているため、その範囲でのＸ線減弱エネ
ルギー特性の変化情報を持つことができる。The average energy after passing through each material (filter) is 46.3 keV, 45.6 keV, 46.
5 keV, which is almost the same as the average energy of 46.4 keV after transmission of aluminum t1.0 mm, but since the shape of the spectrum greatly changes in the energy range exceeding the K absorption edge, X-rays in that range It can have information on changes in attenuation energy characteristics.
【００３９】次に、３種類のＸ線フィルタ（Ｃｓ，Ｇ
ｄ，Ｈｆ）透過スペクトルを用いて各種の被検体材料が
表示される色がどのように変化するかを予測する。Next, three types of X-ray filters (Cs, G
d, Hf) Using the transmission spectrum, predict how the colors in which various analyte materials are displayed will change.
【００４０】セシウム（Ｃｓ）透過Ｘ線スペクトルをφ
1 （Ｅ）、ガドリニウム（Ｇｄ）透過Ｘ線スペクトルを
φ2 （Ｅ）、ハフニウム（Ｈｆ）透過Ｘ線スペクトルを
φ3（Ｅ）とし、それぞれの総エネルギーをＥt1，Ｅt
2，Ｅt3とすれば、式（１１）〜（１３）となる。The cesium (Cs) transmission X-ray spectrum is represented by φ
1 (E), the gadolinium (Gd) transmission X-ray spectrum is φ2 (E), the hafnium (Hf) transmission X-ray spectrum is φ3 (E), and the total energies are Et1 and Et.
Assuming 2, Et3, equations (11) to (13) are obtained.
【００４１】[0041]
【数７】 この３種類の互いに異なるスペクトルを持つＸ線がそれ
ぞれＸ線減弱係数μ（Ｅ）、厚さｔを持った被検体を透
過し、その透過Ｘ線スペクトルをΨ1 （Ｅ），Ψ2
（Ｅ），Ψ3 （Ｅ）とすれば、それぞれの総エネルギー
Ｅ′t1，Ｅ′t2，Ｅ′t3は、式（１４）〜（１６）とな
る。(Equation 7) These three types of X-rays having mutually different spectra pass through a subject having an X-ray attenuation coefficient μ (E) and a thickness t, respectively, and the transmitted X-ray spectra are represented by Ψ1 (E), Ψ2
Assuming that (E) and Ψ3 (E), the total energies E′t1, E′t2, and E′t3 are expressed by the following equations (14) to (16).
【００４２】[0042]
【数８】 ここで、セシウム（Ｃｓ）透過Ｘ線を赤（Ｒ）、ガドリ
ニウム（Ｇｄ）透過Ｘ線を緑（Ｇ）、ハフニウム（Ｈ
ｆ）透過Ｘ線を青（Ｂ）に対応させ、各透過Ｘ線のエネ
ルギーがＥt1，Ｅt2，Ｅt3のとき各色の明るさが１：
１：１となり、白色となるようにすれば、被検体透過後
のＣ′（Ｆ）′は、式（１７）となる。(Equation 8) Here, cesium (Cs) transmitted X-rays are red (R), gadolinium (Gd) transmitted X-rays are green (G), and hafnium (H
f) The transmitted X-rays correspond to blue (B), and when the energy of each transmitted X-ray is Et1, Et2, Et3, the brightness of each color is 1:
If the ratio becomes 1: 1 and the color becomes white, C ′ (F) ′ after passing through the subject is expressed by equation (17).
【００４３】[0043]
【数９】 ただし、 Ｃ′＝Ｒ′＋Ｇ′＋′Ｂ′ である。(Equation 9) Here, C '= R' + G '+' B '.
【００４４】これを色度のみの表現に書き換えれば、式
（１８）となる。If this is rewritten into an expression of only chromaticity, the expression (18) is obtained.
【００４５】[0045]
【数１０】 （Ｆ）＝ｒ（Ｒ）＋ｇ（Ｇ）＋ｂ（Ｂ） …(18) ｒ＝Ｒ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） ｇ＝Ｇ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） ｂ＝Ｂ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ） 被検体透過後の色度（Ｆ）′は、式（１９）となる。(F) = r (R) + g (G) + b (B) (18) r = R / (R + G + B) g = G / (R + G + B) b = B / (R + G + B) After passing through the subject The chromaticity (F) ′ is given by equation (19).
【００４６】[0046]
【数１１】 [Equation 11]
【数１２】 (Equation 12)
【数１３】 (Equation 13)
【００４７】（１）上記の測定条件における被検体が水
（Ｈ2 Ｏ）１ｃｍの場合のフィルタＣｓ、Ｇｄ、Ｈｆを
用いたそれぞれの透過Ｘ線スペクトルを図２０、図２
１、図２２に示す。また、それぞれの透過Ｘ線スペクト
ルの総エネルギーを計算して、水が表示される色を予測
すると、次のようになる。(1) FIGS. 20 and 2 show transmission X-ray spectra obtained by using filters Cs, Gd, and Hf, respectively, in the case where the specimen is water (H 2 O) 1 cm under the above measurement conditions.
1, shown in FIG. When the total energy of each transmission X-ray spectrum is calculated to predict the color in which water is displayed, the following is obtained.
【００４８】 Ｅ′t1＝４７．４２３×４．９７７×１０7 ＝２．３６×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t2＝４６．５５４×６．０１４×１０7 ＝２．８０×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t3＝４７．４３５×６．５４２×１０7 ＝３．１０×１０9 （ｋｅＶ）E′t1 = 47.423 × 4.977 × 10 7 = 2.36 × 10 9 (keV) E′t2 = 46.554 × 6.014 × 10 7 = 2.80 × 10 9 (keV) ) E't3 = 47.435 × 6.542 × 10 7 = 3.10 × 10 9 (keV)
【数１４】 [Equation 14]
【００４９】ここで、ｒ′：ｇ′：ｂ′≒１：１：１だ
から、被検体が水の場合カラー表示された画像の色は、
殆ど無彩色となる。但し、明度が（Ｒ′＋Ｇ′＋Ｂ′）
／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）＝２．３４６／３＝０．７８２である
から、白色より若干暗くなる（明るい灰色）。Here, since r ': g': b '≒ 1: 1: 1, when the subject is water, the color of the image displayed in color is:
It becomes almost achromatic. However, the brightness is (R '+ G' + B ')
Since / (R + G + B) = 2.346 / 3 = 0.782, it is slightly darker than white (light gray).
【００５０】（２）同様の測定条件における被検体がヨ
ウ素（Ｉ）０．１ｍｍの場合のフィルタＣｓ、Ｇｄ、Ｈ
ｆを用いたそれぞれの透過Ｘ線スペクトルを図２３、図
２４、図２５に示す。また、それぞれの透過Ｘ線スペク
トルの総エネルギーを計算して、ヨウ素が表示される色
を予測すると、次のようになる。(2) Filters Cs, Gd, H when the test object is iodine (I) 0.1 mm under the same measurement conditions
23, 24, and 25 show transmission X-ray spectra using f. When the total energy of each transmission X-ray spectrum is calculated to predict the color in which iodine is displayed, the following is obtained.
【００５１】 Ｅ′t1＝４９．２１×３．５５×１０7 ＝１．７５×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t2＝４８．５４×４．０５×１０7 ＝１．９７×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t3＝４９．４０×４．４７×１０7 ＝２．２１×１０9 （ｋｅＶ）E′t1 = 49.21 × 3.55 × 10 7 = 1.75 × 10 9 (keV) E′t2 = 48.54 × 4.05 × 10 7 = 1.97 × 10 9 (keV) E't3 = 49.40 × 4.47 × 10 7 = 2.21 × 10 9 (keV)
【数１５】 (Equation 15)
【００５２】ここで、ｒ′：ｇ′：ｂ′＝１．０５：
１．０：１．０２だから、被検体がヨウ素の場合カラー
表示された画像の色は、若干赤味がかった色ではあるが
ほぼ無彩色に近い。明度は、１．６８７／３＝０．５６
２であるから、（１）の場合の半分位の明るさとなる。Here, r ': g': b '= 1.05:
1.0: 1.02, the color of the image displayed in color when the subject is iodine is a little reddish, but almost achromatic. The lightness is 1.687 / 3 = 0.56
Since it is 2, the brightness is about half that of (1).
【００５３】（３）同様の測定条件における被検体がバ
リウム（Ｂａ）０．２ｍｍの場合のフィルタＣｓ、Ｇ
ｄ、Ｈｆを用いたそれぞれの透過Ｘ線スペクトルを図２
６、図２７、図２８に示す。また、それぞれの透過Ｘ線
スペクトルの総エネルギーを計算して、バリウムが表示
される色を予測すると、次のようになる。(3) Filters Cs and G when barium (Ba) is 0.2 mm under the same measurement conditions
FIG. 2 shows the transmission X-ray spectra using d and Hf.
6, FIG. 27 and FIG. When the total energy of each transmission X-ray spectrum is calculated to predict the color in which barium is displayed, the following is obtained.
【００５４】 Ｅ′t1＝４８．６６×２．９２×１０7 ＝１．４２×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t2＝４８．０６×３．２７×１０7 ＝１．５７×１０9 （ｋｅＶ） Ｅ′t3＝４８．９４×３．５９×１０7 ＝１．７６×１０9 （ｋｅＶ）E′t1 = 48.66 × 2.92 × 10 7 = 1.42 × 10 9 (keV) E′t2 = 48.06 × 3.27 × 10 7 = 1.57 × 10 9 (keV) E't3 = 48.94 × 3.59 × 10 7 = 1.76 × 10 9 (keV)
【数１６】 (Equation 16)
【００５５】ここで、ｒ′：ｇ′：ｂ′＝１．０７：
１．０：１．０１だから、バリウムの場合もカラー表示
された画像の色は、若干赤味がかった色ではあるが、ほ
ぼ無彩色に近い。明度は１．３５３／３＝０．４５１で
あるから（１）の場合の半分以下の明るさとなる。又、
ヨウ素（Ｉ）とバリウム（Ｂａ）との差も僅かであり、
両者は殆ど区別できない。Here, r ': g': b '= 1.07:
1.0: 1.01, the color of the color-displayed image in the case of barium is a little reddish, but almost achromatic. Since the brightness is 1.353 / 3 = 0.451, the brightness is less than half of that in the case of (1). or,
The difference between iodine (I) and barium (Ba) is also small,
The two are almost indistinguishable.
【００５６】以上の水、ヨウ素（Ｉ）、バリウム（Ｂ
ａ）からなる３種の被検体の結果をまとめると、表４と
なり、またＲＧＢの３次元空間内のベクトルで表示する
と、図２９となる。The above water, iodine (I), barium (B
Table 4 summarizes the results of the three types of subjects a), and FIG. 29 shows the results in vectors in the three-dimensional space of RGB.
【００５７】[0057]
【表４】 次に、各被検体間の色差を水（Ｈ2 Ｏ）を基準としてシ
ュレーディンガーの式から求める。[Table 4] Next, the color difference between the subjects is calculated from the Schrodinger equation with reference to water (H 2 O).
【００５８】水（Ｈ2 Ｏ）の明度ｈは、 ｈ＝ａ1 ｘ1 ＋ａ2 ｘ2 ＋ａ3 ｘ3 ａ1 ＝ａ2 ＝ａ3 ＝１／３として ｈ＝０．７８１／３＋０．７８２／３＋０．７８３／３ ＝２．３４６／３＝０．７８２ ヨウ素（Ｉ）と水（Ｈ2 Ｏ）の各色の色差ｄｘ1 ，ｄｘ
2 ，ｄｘ3 及び明度差ｄｈは ｄｘ1 ＝０．７８１−０．５７９＝０．２０２ ｄｘ2 ＝０．７８２−０．５５０＝０．２３２ ｄｘ3 ＝０．７８３−０．５５８＝０．２２５ ｄｈ＝０．７８２−（１．６８７／３）＝０．２２ ∴Ｈ2 ＯとＩの色差ｄｓThe lightness h of water (H 2 O) is h = 0.781 / 3 + 0.782 / 3 + 0.783 / 3 where h = a1 × 1 + a2 × 2 + a3 × 3a1 = a2 = a3 = 1/3. 346/3 = 0.782 iodine (I) and each color of the color difference of the water (H 2 O) dx1, dx
2, dx3 and lightness difference dh are as follows: dx1 = 0.787-0.579 = 0.202 dx2 = 0.822-0.550 = 0.232 dx3 = 0.883-0.558 = 0.225 dh = 0 0.782- (1.687 / 3) = 0.22 色 Color difference ds between H 2 O and I
【数１７】 これは殆ど検出できない色差である（図３０のＣＩＥ色
度図参照）。[Equation 17] This is a color difference that can hardly be detected (see the CIE chromaticity diagram in FIG. 30).
【００５９】ＢａとＨ2 Ｏの各色の色差ｄｘ1 ，ｄｘ2
，ｄｘ3 及び明度差ｄｈは ｄｘ1 ＝０．７８１−０．４７０＝０．３１１ ｄｘ2 ＝０．７８２−０．４３９＝０．３４３ ｄｘ3 ＝０．７８３−０．４４４＝０．３３９ ｄｈ＝０．７８２−（１．３５３／３）＝０．３３１ ∴Ｈ2 ＯとＢａの色差ｄｓThe color differences dx1 and dx2 of each color of Ba and H 2 O
, Dx3 and the lightness difference dh are as follows: dx1 = 0.787-0.470 = 0.111 dx2 = 0.822-0.439 = 0.343 dx3 = 0.883-0.444 = 0.339 dh = 0. 782- (1.353 / 3) = 0.331 ∴H 2 O and Ba color difference ds
【数１８】 これも殆ど検出できない色差である。(Equation 18) This is also a color difference that can hardly be detected.
【００６０】以上、述べたように３種類のＫ吸収端をも
ったＸ線フィルタを使用し、３原色を対応させても各種
材料のＸ線減弱エネルギー特性の違いを色の違いとして
検出できない。ここで選んだ材料は決して検出しにくい
ものではなく、むしろ、これらの材料を検出できなけれ
ば、他の材料の検出は殆ど不可能と考えて良い。As described above, even if an X-ray filter having three types of K absorption edges is used and three primary colors are used, a difference in X-ray attenuation energy characteristics of various materials cannot be detected as a color difference. The materials selected here are not difficult to detect, but rather, if these materials cannot be detected, it can be considered that the detection of other materials is almost impossible.
【００６１】各材料のＸ線減弱エネルギー特性を色の違
いとして検出できない理由は、３種類のＸ線フィルタ透
過スペクトルが、それぞれのＫ吸収端で異なる形をして
いるものの、全てのエネルギー範囲にＸ線光子は共通に
分布しており、これらの総エネルギーに対してＫ吸収端
によるエネルギーの変化の割合が少ないためと考えられ
る。The reason that the X-ray attenuation energy characteristics of each material cannot be detected as a color difference is that the three types of X-ray filter transmission spectra have different shapes at the respective K absorption edges, but are in the entire energy range. It is considered that the X-ray photons are distributed in common, and the ratio of energy change due to the K absorption edge is small relative to their total energy.
【００６２】これらのことから各種材料のＸ線減弱エネ
ルギー特性の違いを色で表示する装置はまだ実用化され
ていない。For these reasons, a device for displaying the difference in X-ray attenuation energy characteristics of various materials in color has not yet been put to practical use.
【００６３】[0063]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、被検
体の内部構造のみならず、物質構成の差異も画像化する
ことが可能なＸ線診断方法及び装置を提供することであ
る。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide an X-ray diagnostic method and apparatus capable of imaging not only the internal structure of a subject but also a difference in material composition.
【００６４】本発明の目的をさらに詳しく説明すると、
被検体のＸ線減弱係数のスペクトル特性を反映したＸ線
画像を収集し、これをカラー画像として表示することに
より、被検体の物質の種類に関する情報を含むＸ線診断
画像を提供することである。The object of the present invention will be described in more detail.
An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic image including information on a type of a substance of a subject by collecting an X-ray image reflecting a spectral characteristic of an X-ray attenuation coefficient of the subject and displaying the X-ray image as a color image. .
【００６５】また本発明の目的は、被検体透過後のそれ
ぞれスペクトル分布が異なるＸ線の減弱度合を３原色の
変化として画像化し、被検体の物質の種類によるＸ線減
弱エネルギー特性の差異をカラー画像の色彩の変化とし
て表現できるＸ線診断方法及び装置を提供することであ
る。It is another object of the present invention to image the attenuation of X-rays having different spectral distributions after passing through the object as changes in three primary colors, and to colorize the difference in X-ray attenuation energy characteristics depending on the type of the substance of the object. An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic method and apparatus that can be expressed as a change in the color of an image.
【００６６】[0066]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は次の構成を有する。すなわち請求項１記載
の発明は、Ｘ線を被検体に放射し、該被検体を通過した
透過Ｘ線をＸ線検出手段により検出して透過Ｘ線像を収
集するＸ線診断方法において、Ｘ線源と前記Ｘ線検出手
段との間に少なくとも３種類以上の異なるＫ吸収端を持
つＸ線フィルタを交互に挿入し、これらのＸ線フィルタ
を挿入した時に得られる３種類以上の異なるＸ線スペク
トルの画像を収集することを要旨とする。In order to achieve the above object, the present invention has the following arrangement. That is, the invention according to claim 1 is an X-ray diagnostic method for radiating X-rays to a subject, detecting transmitted X-rays passing through the subject by X-ray detection means, and collecting a transmitted X-ray image. At least three or more types of X-ray filters having different K absorption edges are alternately inserted between the radiation source and the X-ray detection means, and three or more types of different X-rays obtained when these X-ray filters are inserted. The gist of the invention is to collect spectral images.
【００６７】また請求項２記載の発明は、請求項１に記
載のＸ線診断方法において、第１のＫ吸収端を持つフィ
ルタ透過後のＸ線検出信号から、第１のＫ吸収端よりエ
ネルギー的に低い第２のＫ吸収端を持つフィルタ透過後
のＸ線検出信号を減算することにより、両Ｋ吸収端間の
信号を取り出すことを要旨とする。According to a second aspect of the present invention, in the X-ray diagnostic method according to the first aspect, the energy from the first K absorption edge is determined from the X-ray detection signal after passing through the filter having the first K absorption edge. The gist of the present invention is to extract a signal between the two K absorption edges by subtracting the X-ray detection signal after passing through a filter having a second K absorption edge that is extremely low.
【００６８】また請求項３記載の発明は、請求項２に記
載のＸ線診断方法において、３種類以上の異なるＫ吸収
端を持つＸ線フィルタのそれぞれの厚さをその透過スペ
クトルがＫ吸収端の影響がないエネルギー部分で等しく
なるように選定したことを要旨とする。According to a third aspect of the present invention, there is provided the X-ray diagnostic method according to the second aspect, wherein the thickness of each of three or more types of X-ray filters having different K absorption edges has a transmission spectrum corresponding to the K absorption edge. The point is that the energy is selected so as to be equal in the energy part where there is no influence.
【００６９】また請求項４記載の発明は、請求項２また
は請求項３に記載のＸ線診断方法において、４種類以上
の異なるＫ吸収端を持つＸ線フィルタを使用して収集し
た４種類以上のＸ線検出信号を組合せて減算することに
よりエネルギー的に分離したＸ線スペクトルによる信号
を３種類作り、これらの信号をそれぞれ３原色の赤
（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）に対応させてカラー画像化
することを要旨とする。According to a fourth aspect of the present invention, there is provided the X-ray diagnostic method according to the second or third aspect, wherein four or more types obtained by using an X-ray filter having four or more different K absorption edges are used. By combining and subtracting the X-ray detection signals, three types of energy-separated X-ray spectrum signals are created, and these signals are converted into three primary colors, red (R), green (G), and blue (B), respectively. The gist of the present invention is to make a color image in correspondence.
【００７０】また請求項５記載の発明は、４種類以上の
Ｘ線フィルタ透過後のＸ線を被検体に照射し、被検体透
過後のＸ線から得られる４種類以上のＸ線検出信号から
エネルギー的に分離したＸ線スペクトルによる信号を３
種類作り、それぞれの信号を赤（Ｒ），緑（Ｇ），青
（Ｂ）の各色の変化信号として表示することにより、被
検体のＸ線減弱エネルギー特性の違いをカラー画像表示
することを要旨とするＸ線診断方法である。According to a fifth aspect of the present invention, the subject is irradiated with X-rays having passed through four or more types of X-ray filters, and the X-ray detection signals obtained from the four or more types of X-rays having passed through the subject are obtained. The signal from the energetically separated X-ray spectrum is 3
Abstract: Displaying each signal as a change signal of each color of red (R), green (G), and blue (B), and displaying the difference in the X-ray attenuation energy characteristics of the subject in a color image. X-ray diagnostic method.
【００７１】また請求項６記載の発明は、Ｘ線発生手段
と、被検体を挟むように前記Ｘ線発生手段に対向して配
置され、前記被検体を通過した透過Ｘ線を検出するＸ線
検出手段と、前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出手段との
間に少なくとも３種類以上の異なるＫ吸収端を持つＸ線
フィルタを交互に挿入することができるフィルタ挿入手
段と、該フィルタ挿入手段による前記Ｘ線フィルタの挿
入に同期して３種類以上の異なるＸ線スペクトルによる
前記被検体の画像を収集する画像収集手段と、を備えた
ことを要旨とするＸ線診断装置である。According to a sixth aspect of the present invention, there is provided an X-ray generating means which is disposed opposite to the X-ray generating means so as to sandwich the subject, and detects transmitted X-rays passing through the subject. Detecting means; filter inserting means capable of alternately inserting at least three or more types of X-ray filters having different K absorption edges between the X-ray generating means and the X-ray detecting means; And an image acquisition means for acquiring images of the subject having three or more different X-ray spectra in synchronization with the insertion of the X-ray filter by the X-ray diagnostic apparatus.
【００７２】また請求項７記載の発明は、請求項６に記
載のＸ線診断装置において、第１のＫ吸収端を持つフィ
ルタ透過後のＸ線検出信号に基づく第１の信号から、第
１のＫ吸収端よりエネルギー的に低い第２のＫ吸収端を
持つフィルタ透過後のＸ線検出信号に基づく第２の信号
を減算する演算手段をさらに備えてなり、該演算手段に
より両Ｋ吸収端間のエネルギーの範囲におけるＸ線減弱
係数に応じた信号を取り出すことを要旨とする。According to a seventh aspect of the present invention, in the X-ray diagnostic apparatus according to the sixth aspect, the first signal based on the X-ray detection signal after passing through the filter having the first K absorption edge is converted to the first signal. Computing means for subtracting a second signal based on the X-ray detection signal having passed through the filter having a second K absorption edge which is lower in energy than the K absorption edge. The gist is to extract a signal corresponding to the X-ray attenuation coefficient in the energy range between the two.
【００７３】また請求項８記載の発明は、請求項７に記
載のＸ線診断装置において、３種類以上の異なるＫ吸収
端を持つＸ線フィルタのそれぞれの厚さをその透過スペ
クトルがＫ吸収端の影響がないエネルギー部分で等しく
なるように選定したことを要旨とする。According to an eighth aspect of the present invention, there is provided the X-ray diagnostic apparatus according to the seventh aspect, wherein the thickness of each of the X-ray filters having three or more different K-absorption edges has a transmission spectrum corresponding to the K-absorption edge. The point is that the energy is selected so as to be equal in the energy part where there is no influence.
【００７４】また請求項９記載の発明は、請求項７また
は請求項８に記載のＸ線診断装置において、４種類以上
の異なるＫ吸収端を持つＸ線フィルタ透過後のＸ線検出
信号を組合せて減算することによりエネルギー的に分離
したＸ線スペクトルによる信号を３種類作り、それぞれ
光の３原色の赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）に対応させ
てカラー画像化することを要旨とする。According to a ninth aspect of the present invention, in the X-ray diagnostic apparatus according to the seventh or eighth aspect, the X-ray detection signals after passing through the X-ray filters having four or more different K absorption edges are combined. To create three types of energy-separated X-ray spectrum signals by subtraction, and form color images corresponding to the three primary colors of light, red (R), green (G), and blue (B), respectively. Make a summary.
【００７５】また請求項１０記載の発明は、４種類以上
のＸ線フィルタ透過後のＸ線を被検体に照射し、被検体
透過後のＸ線から得られる４種類以上のＸ線検出信号か
らエネルギー的に分離したＸ線スペクトルによる信号を
３種類作り、それぞれの信号を赤（Ｒ），緑（Ｇ），青
（Ｂ）の各色の変化信号として表示することにより、被
検体のＸ線減弱エネルギー特性の違いをカラー画像化す
ることを要旨とするＸ線診断装置である。According to a tenth aspect of the present invention, the subject is irradiated with four or more types of X-rays having passed through the X-ray filter, and four or more types of X-ray detection signals obtained from the X-rays having passed through the subject are obtained. X-ray attenuation of a subject is achieved by creating three types of signals based on energy-separated X-ray spectra and displaying each signal as a change signal of each color of red (R), green (G), and blue (B). This is an X-ray diagnostic apparatus whose main purpose is to convert a difference in energy characteristics into a color image.
【００７６】[0076]
【発明の実施の形態】次に図面を参照して、本発明の実
施形態を詳細に説明する。図１（ａ）は、本発明に係る
Ｘ線診断装置の第１実施形態の構成を説明するブロック
図である。同図において、Ｘ線診断装置１は、Ｘ線源で
あるＸ線管３と、Ｘ線フィルタ円板５と、Ｘ線フィルタ
円板５を駆動するモータ７と、Ｉ．Ｉ．（イメージイン
テンシファイア）９と、光学系１１と、ＴＶカメラ１３
と、ＴＶカメラ１３から得られた画像を記憶する画像メ
モリ１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄと、画像演算装置
１７と、カラーモニタ１９と、Ｘ線管３に高電圧を供給
する高電圧発生器２１と、Ｘ線の曝射及びＸ線フィルタ
円板５の挿入および画像記憶を同期させるための同期装
置２３とを備えて構成されている。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1A is a block diagram illustrating the configuration of the first embodiment of the X-ray diagnostic apparatus according to the present invention. In FIG. 1, an X-ray diagnostic apparatus 1 includes an X-ray tube 3 as an X-ray source, an X-ray filter disk 5, a motor 7 for driving the X-ray filter disk 5, an I.D. I. (Image Intensifier) 9, Optical System 11, TV Camera 13
A high-voltage generator 21 for supplying a high voltage to the image memories 15a, 15b, 15c, and 15d for storing images obtained from the TV camera 13, an image processing device 17, a color monitor 19, and the X-ray tube 3. And a synchronizing device 23 for synchronizing X-ray exposure, insertion of the X-ray filter disk 5 and image storage.
【００７７】Ｘ線管３から曝射されたＸ線は被検体Ｐ透
過後、Ｉ．Ｉ．９へ入射し、光学像へ変換される。この
光学像は光学系１１によりＴＶカメラ１３に結像し、Ｔ
Ｖカメラ１３によって電気信号に変換され、画像メモリ
１５へ蓄積される。画像メモリ１５の信号は画像演算装
置１７により処理されカラーモニター１９に表示され
る。The X-rays emitted from the X-ray tube 3 pass through the subject P, and I. 9 and is converted into an optical image. This optical image is formed on the TV camera 13 by the optical system 11,
It is converted into an electric signal by the V camera 13 and stored in the image memory 15. The signals of the image memory 15 are processed by the image processing device 17 and displayed on the color monitor 19.
【００７８】Ｘ線管３と被検体Ｐとの間には、図１
（ｂ）に詳細を示すＸ線フィルタ円板５が挿入されてお
りモータ７により高速回転する。Ｘ線フィルタ円板５
は、Ｘ線に対して透明な材質による円形の基板と、Ｋ吸
収端の異なる４種類のＸ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，
５ｄからなり、円形の基板を４等分するそれぞれ挟み角
９０°の扇形にそれぞれＫ吸収端の異なる４種類のＸ線
フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄが貼付けられている。FIG. 1 shows the position between the X-ray tube 3 and the subject P.
An X-ray filter disk 5 whose details are shown in FIG. X-ray filter disk 5
Are circular substrates made of a material transparent to X-rays, and four types of X-ray filters 5a, 5b, 5c,
Four types of X-ray filters 5a, 5b, 5c, and 5d having different K absorption edges are affixed in a fan shape having a sandwiching angle of 90 °, which divides a circular substrate into four equal parts.
【００７９】このＫ吸収端の異なる４種類のＸ線フィル
タ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄとしてはそれぞれの物質のＫ
吸収端の値をＥｋａ，Ｅｋｂ，Ｅｋｃ，Ｅｋｄとすれ
ば、これらのＫ吸収端がＸ線管３より曝射されるＸ線ス
ペクトルを等エネルギー間隔で分割するような[（Ｅｋ
ｄ−Ｅｋｃ）≒（Ｅｋｃ−Ｅｋｂ）≒（Ｅｋｂ−Ｅｋ
ａ）]物質が好ましく、例えば、モリブデン（Ｍｏ）、
セシウム（Ｃｓ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、ハフニウム
（Ｈｆ）の組合せを用いる。As the four types of X-ray filters 5a, 5b, 5c, 5d having different K absorption edges, the K
Assuming that the values of the absorption edges are Eka, Ekb, Ekc, and Ekd, these K absorption edges divide the X-ray spectrum emitted from the X-ray tube 3 at equal energy intervals [(Ek
d-Ekc) ≒ (Ekc-Ekb) ≒ (Ekb-Ek
a)] substances are preferred, for example molybdenum (Mo),
A combination of cesium (Cs), gadolinium (Gd), and hafnium (Hf) is used.
【００８０】これらのフィルタ材料のＫ吸収端より低い
ところでのスペクトルの形が一致するように各材料の厚
さを選択すると、モリブデン（Ｍｏ）ｔ０．０７ｍｍ、
セシウム（Ｃｓ）ｔ０．１９ｍｍ、ガドリニウム（Ｇ
ｄ）ｔ０．０３ｍｍ、ハフニウム（Ｈｆ）ｔ０．０１３
ｍｍとなる。When the thickness of each filter material is selected so that the shape of the spectrum at the portion lower than the K absorption edge of these filter materials coincides, the molybdenum (Mo) t is 0.07 mm,
Cesium (Cs) t 0.19 mm, gadolinium (G
d) t0.03 mm, hafnium (Hf) t0.013
mm.
【００８１】そして、このＸ線フィルタ円板５がモータ
７によって回転するため、時間とともに４種類のＸ線フ
ィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄがＸ線パスに順次挿入さ
れ、異なるＸ線スペクトルによる画像が順次得られる。Since the X-ray filter disk 5 is rotated by the motor 7, four types of X-ray filters 5a, 5b, 5c and 5d are sequentially inserted into the X-ray path with time, and images with different X-ray spectra are obtained. Are sequentially obtained.
【００８２】同期装置２３は、Ｘ線管３に高電圧を供給
するとともにＸ線曝射タイミングを制御する高電圧発生
器２１と、モータ７と、画像メモリ１５ａ，１５ｂ，１
５ｃ，１５ｄに対して同期信号を送出し、例えばＴＶカ
メラ１３の垂直ブランキング期間毎にＸ線曝射を行い、
それぞれＸ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄを透過し
た後に被検体Ｐを透過したＸ線画像をそれぞれの画像メ
モリ１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄに取り込まれるよ
うに制御する。The synchronizer 23 supplies a high voltage to the X-ray tube 3 and controls the X-ray exposure timing, the motor 7, the image memories 15a, 15b, 1
5c and 15d are transmitted, and for example, X-ray irradiation is performed for each vertical blanking period of the TV camera 13,
The X-ray images transmitted through the X-ray filters 5a, 5b, 5c, and 5d and then transmitted through the subject P are controlled so as to be taken into the respective image memories 15a, 15b, 15c, and 15d.
【００８３】画像演算装置１７は、画像メモリ１５ａ，
１５ｂ，１５ｃ，１５ｄに取り込まれた各画像間の減算
を行い、それぞれの差分を得るためのものであり、カラ
ーモニタ１９は、これらの差分信号をそれぞれ赤
（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）に対応させてカラー画像表
示する。The image operation device 17 includes an image memory 15a,
The subtraction is performed between the images captured by the images 15b, 15c, and 15d to obtain respective differences. The color monitor 19 converts these difference signals into red (R), green (G), and blue, respectively. A color image is displayed according to (B).
【００８４】次に、上記構成による本第１実施形態の動
作を説明する。図１において、被検体Ｐがないときの各
Ｘ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄ透過後の画像信号
をＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄとすれば、その差分Ｂ−Ａ，Ｃ−Ｂ，
Ｄ−Ｃを画像演算装置１７により得ることができる。Next, the operation of the first embodiment having the above configuration will be described. In FIG. 1, if the image signals after passing through each of the X-ray filters 5a, 5b, 5c, 5d when there is no subject P are A, B, C, D, the differences B-A, C-B,
DC can be obtained by the image calculation device 17.
【００８５】ここで、被検体がないときの信号Ｂ−Ａを
赤（Ｒ）の最大信号、Ｃ−Ｂを緑（Ｇ）の最大信号、Ｄ
−Ｃを青（Ｂ）の最大信号とすれば、この３色の合計が
白色となる。Here, the signal BA when there is no subject is the maximum signal of red (R), CB is the maximum signal of green (G), D
If −C is the maximum signal of blue (B), the sum of these three colors is white.
【００８６】次いで、被検体があるときの画像信号を
Ａ′，Ｂ′，Ｃ′，Ｄ′とすれば、Ｂ′−Ａ′は被検体
があるときの赤（Ｒ）信号、Ｃ′−Ｂ′は緑（Ｇ）信
号、Ｄ′−Ｃ′は青（Ｂ）信号となり、被検体のＸ線減
弱エネルギー特性の違いにより物質の種類による異なっ
た色が得られる。Next, assuming that the image signals when the subject is present are A ', B', C 'and D', B'-A 'is the red (R) signal when the subject is present, and C'-A'. B 'is a green (G) signal, D'-C' is a blue (B) signal, and different colors are obtained depending on the type of the substance due to the difference in the X-ray attenuation energy characteristics of the subject.
【００８７】図２は、同期装置２３が制御するＸ線診断
装置１のタイミング制御図である。例えば、静止画像に
より被検体を診断する場合、モータ７の１回転の期間
（図２中にＴで示す）に４回のＸ線曝射が行われる。そ
れぞれのＸ線曝射は、モータ７によって回転するＸ線フ
ィルタ円板５の各Ｘ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄ
の中央部がＸ線パスを横切るタイミングで行われる。FIG. 2 is a timing control diagram of the X-ray diagnostic apparatus 1 controlled by the synchronizer 23. For example, when diagnosing the subject with a still image, four X-ray exposures are performed during one rotation of the motor 7 (indicated by T in FIG. 2). Each X-ray irradiation is performed by each X-ray filter 5a, 5b, 5c, 5d of the X-ray filter disk 5 rotated by the motor 7.
Is performed at the timing when the center of the X-ray crosses the X-ray path.
【００８８】これらのＸ線曝射により形成された被検体
ＰのＸ線画像は、Ｉ．Ｉ．９により光学像に変換され、
さらにＴＶカメラ１３によりビデオ信号に変換され、図
示されないＡ／Ｄ変換器によりディジタル画像信号に変
換された後、画像メモリ１５に記憶される。An X-ray image of the subject P formed by these X-ray exposures is obtained by I.D. I. 9, is converted into an optical image,
Further, the image data is converted into a video signal by the TV camera 13 and converted into a digital image signal by an A / D converter (not shown), and then stored in the image memory 15.
【００８９】画像メモリ１５は、少なくとも画像メモリ
１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄからなる４面の記憶領
域を備えていて、それぞれ画像を記憶可能である。そし
て、Ｘ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄをそれぞれ介
して撮影された画像は、それぞれ画像メモリ１５ａ，１
５ｂ，１５ｃ，１５ｄに格納されるように、同期装置２
３によって画像収集タイミングが制御されている。The image memory 15 has at least four storage areas including image memories 15a, 15b, 15c and 15d, each of which can store an image. The images captured via the X-ray filters 5a, 5b, 5c, 5d are stored in the image memories 15a, 15a, 1d, respectively.
5b, 15c, and 15d.
3 controls the image acquisition timing.
【００９０】次いで、画像演算装置１７により、それぞ
れの画像メモリから読み出された信号の差分演算が行わ
れて、被検体ＰのＸ線減弱スペクトル特性に応じたカラ
ー画像がカラーモニタ１９に表示される。Next, the image arithmetic unit 17 performs a difference operation of the signals read from the respective image memories, and a color image corresponding to the X-ray attenuation spectrum characteristic of the subject P is displayed on the color monitor 19. You.
【００９１】動画像を撮影する場合には、必要な期間だ
け、図２に示したＴのサイクルを繰り返せば、カラー動
画像による透視を行うことができる。When a moving image is to be photographed, fluoroscopy using a color moving image can be performed by repeating the cycle of T shown in FIG. 2 for a necessary period.
【００９２】［カラー化のための演算の詳細］次に、本
発明におけるカラー化のための演算の詳細を説明する。
本発明の基本的な考え方は、３種類以上、より好ましく
は４種類以上のＸ線フィルタを用いて、それぞれ被検体
のＸ線透過量に応じたＸ線検出信号を収集し、これらの
Ｘ線検出信号間の差分を計算することにより、Ｘ線減弱
係数のスペクトル情報に寄与しない部分の影響を除去し
た各エネルギー帯毎のＸ線減弱係数に応じたＸ線検出信
号を生成し、これをＲＧＢに対応させることにより、被
検体のＸ線減弱係数のスペクトル情報をカラー画像化す
るようにしたことである。[Details of Calculation for Colorization] Next, the details of the calculation for colorization in the present invention will be described.
The basic idea of the present invention is to collect three or more X-ray detection signals corresponding to the amount of X-ray transmission of an object by using three or more types of X-ray filters, and more preferably four or more types of X-ray filters. By calculating the difference between the detection signals, an X-ray detection signal corresponding to the X-ray attenuation coefficient of each energy band, in which the influence of the portion that does not contribute to the spectral information of the X-ray attenuation coefficient is removed, is generated. , The spectral information of the X-ray attenuation coefficient of the subject is converted into a color image.
【００９３】従来技術で説明したように、３種類のＸ線
フィルタを用いてそれぞれＸ線検出信号を収集するだけ
では、Ｋ吸収端によるエネルギー変換が、それぞれのス
ペクトルに共通に存在する広い範囲のＸ線光子のエネル
ギーによって弱められた結果、３原色にそれぞれ対応す
るスペクトル成分を抽出し得なかった。As described in the background art, if only X-ray detection signals are collected using three types of X-ray filters, the energy conversion by the K absorption edge can be performed in a wide range common to each spectrum. As a result of being weakened by the energy of the X-ray photons, spectral components corresponding to the three primary colors could not be extracted.
【００９４】この共通部分をスペクトルから除去してや
れば、Ｋ吸収端によるスペクトル変化を信号として有効
に利用することができる。実際の装置では個々のスペク
トルを検出している訳ではないので、各エネルギー毎に
不要部分を演算して除去する方法は採れない。If the common part is removed from the spectrum, the change in the spectrum due to the K absorption edge can be effectively used as a signal. Since an actual device does not detect individual spectra, a method of calculating and removing unnecessary portions for each energy cannot be adopted.
【００９５】そこで、信号に寄与しない不要部分のスペ
クトルを別のＸ線フィルタで作り、このスペクトルの総
エネルギーをそれぞれの色に対応したＸ線の総エネルギ
ーから引いてやれば、目的とするエネルギー変化を効率
良く検出でき、認識可能な色差を得ることができる。Therefore, the spectrum of the unnecessary portion that does not contribute to the signal is created by another X-ray filter, and the total energy of this spectrum is subtracted from the total energy of the X-ray corresponding to each color, so that the target energy change is obtained. Can be detected efficiently, and a recognizable color difference can be obtained.
【００９６】このため、３種類のＸ線フィルタ（Ｃｓ，
Ｇｄ，Ｈｆ）に加えて、Ｍｏフィルタを用意する。そし
てＫ吸収端より低いエネルギーでのスペクトルの形が一
致するようにＭｏの厚さを求めればｔ０．０７ｍｍとな
る。For this reason, three types of X-ray filters (Cs,
Gd, Hf) and a Mo filter are prepared. Then, when the thickness of Mo is determined so that the shape of the spectrum at the energy lower than the K absorption edge matches, the thickness is t0.07 mm.
【００９７】セシウム（Ｃｓ）及びＭｏフィルタ透過ス
ペクトルを図４に示す。セシウム（Ｃｓ）透過スペクト
ルの総エネルギーからＭｏ透過スペクトルの総エネルギ
ーを引けば図４に示す斜線部分のみのエネルギーを取り
出すことができる。FIG. 4 shows transmission spectra of cesium (Cs) and Mo filters. By subtracting the total energy of the Mo transmission spectrum from the total energy of the cesium (Cs) transmission spectrum, it is possible to extract only the energy of the hatched portion shown in FIG.
【００９８】次にガドリニウム（Ｇｄ）の場合、別のＸ
線フィルタを探しても良いが、既にセシウム（Ｃｓ）透
過スペクトルによる総エネルギーが得られているため、
これを利用するのが最も効率的である。セシウム（Ｃ
ｓ）及びガドリニウム（Ｇｄ）の場合のスペクトルを図
５に示す。最後にガドリニウム（Ｇｄ）及びハフニウム
（Ｈｆ）の場合を図６に示す。Next, in the case of gadolinium (Gd), another X
A line filter may be searched, but since the total energy from the cesium (Cs) transmission spectrum has already been obtained,
It is most efficient to use this. Cesium (C
The spectra for s) and gadolinium (Gd) are shown in FIG. Finally, the case of gadolinium (Gd) and hafnium (Hf) is shown in FIG.
【００９９】これら４種類のＸ線フィルタ透過スペクト
ルを同時に図７に示す。それぞれの領域は各Ｋ吸収端で
明確に分離されており、平均エネルギーとしても充分に
離れている。各領域に色信号を対応させれば、物質のＸ
線減弱エネルギー特性による各領域の信号変化が色の変
化として抽出できる。FIG. 7 shows the transmission spectra of these four types of X-ray filters at the same time. The respective regions are clearly separated at each K absorption edge, and are sufficiently separated as the average energy. If a color signal is assigned to each area, the X of the substance
A signal change in each region due to the linear attenuation energy characteristic can be extracted as a color change.
【０１００】次に、４種類のＸ線フィルタ（Ｍｏ，Ｃ
ｓ，Ｇｄ，Ｈｆ）透過スペクトルを用いて各種材料がど
のような色として観察されるかを予測する。Next, four types of X-ray filters (Mo, C
(s, Gd, Hf) Using the transmission spectrum, what kind of color each material is observed is predicted.
【０１０１】Ｍｏ透過Ｘ線スペクトルをφ0 （Ｅ）（図
８参照）、セシウム（Ｃｓ）透過スペクトルをφ1
（Ｅ）、ガドリニウム（Ｇｄ）透過スペクトルをφ2
（Ｅ）、ハフニウム（Ｈｆ）透過スペクトルをφ3
（Ｅ）とし、その総エネルギーをＥto，Ｅt1，Ｅt2，Ｅ
t3とすれば、The Mo transmission X-ray spectrum was φ0 (E) (see FIG. 8), and the cesium (Cs) transmission spectrum was φ1 (E).
(E), gadolinium (Gd) transmission spectrum
(E), the transmission spectrum of hafnium (Hf) is φ3
(E), and the total energy is Eto, Et1, Et2, E
Assuming t3,
【数１９】 となる。[Equation 19] Becomes
【０１０２】この４種類のＸ線がＸ線減弱係数μ
（Ｅ）、厚さｔを持った被検体を透過し、その透過Ｘ線
スペクトルをΨ0 （Ｅ），Ψ1 （Ｅ），Ψ2 （Ｅ），Ψ
3 （Ｅ）とすれば、それぞれの総エネルギーＥ′to，
Ｅ′t1，Ｅ′t2，Ｅ′t3は、The four types of X-rays have the X-ray attenuation coefficient μ.
(E), transmits through an object having a thickness t, and transmits the transmitted X-ray spectrum to Ψ0 (E), Ψ1 (E), Ψ2 (E), Ψ
3 Assuming that (E), each total energy E'to,
E't1, E't2, E't3 are
【数２０】 となる。(Equation 20) Becomes
【０１０３】ここでセシウム（Ｃｓ）透過スペクトルか
らＭｏ透過スペクトルを引いたものを赤（Ｒ）、ガドリ
ニウム（Ｇｄ）透過スペクトルからセシウム（Ｃｓ）透
過スペクトルを引いたものを緑（Ｇ）、ハフニウム（Ｈ
ｆ）透過スペクトルからガドリニウム（Ｇｄ）透過スペ
クトルを引いたものを青（Ｂ）に対応させる。Here, red (R) is the one obtained by subtracting the Mo transmission spectrum from the cesium (Cs) transmission spectrum, and green (G) and hafnium (the one obtained by subtracting the cesium (Cs) transmission spectrum from the gadolinium (Gd) transmission spectrum. H
f) The value obtained by subtracting the gadolinium (Gd) transmission spectrum from the transmission spectrum corresponds to blue (B).
【０１０４】そして、それぞれの総エネルギーがＥt1−
Ｅt0，Ｅt2−Ｅt1，Ｅt3−Ｅt2のとき各色の明るさが
１：１：１となり、白色となるようにすれば、被検体透
過後のＣ′（Ｆ）′は、Then, each total energy is Et1-
If Et0, Et2-Et1, Et3-Et2, the brightness of each color is 1: 1: 1 and white, C '(F)' after passing through the subject becomes
【数２１】 (Equation 21)
【数２２】 となる。(Equation 22) Becomes
【０１０５】ただし、 Ｃ′＝Ｒ′＋Ｇ′＋Ｂ′ 色度のみの表現に書換えた被検体透過後の色度（Ｆ）′
はHere, C ′ = R ′ + G ′ + B ′ chromaticity (F) ′ after transmission through the subject, which is rewritten to an expression of only chromaticity
Is
【数２３】 (Equation 23)
【数２４】 (Equation 24)
【数２５】 （１）被検体が水（Ｈ2 Ｏ）１ｃｍの場合、Ｍｏフィル
タ（０．０７ｍｍ）＋水（１ｃｍ）透過スペクトルを図
９に示す。(Equation 25) (1) When the subject is water (H 2 O) 1 cm, the transmission spectrum of Mo filter (0.07 mm) + water (1 cm) is shown in FIG.
【０１０６】 Ｅ′to＝５２．３９４×３．９０１×１０7 ＝２．０４×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t1＝２．３６×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t2＝２．８０×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t3＝３．１０×１０9 ｋｅＶE′to = 52.394 × 3.901 × 10 7 = 2.04 × 10 9 keV E′t1 = 2.36 × 10 9 keV E′t2 = 2.80 × 10 9 keV E′t3 = 3.10 × 10 9 keV
【数２６】 若干赤色が減っているため緑青がかっているが、大きな
減少ではないため、やはり灰色に近い。その明度は２．
２７１／３＝０．７５７である。(Equation 26) It looks greenish due to a slight decrease in red, but it is still close to gray because it is not a major decrease. Its brightness is 2.
271/3 = 0.557.
【０１０７】（２）被検体がヨウ素（Ｉ）０．１ｍｍの
場合 Ｍｏフィルタ（０．０７ｍｍ）＋Ｉ（０．１ｍｍ）透過
スペクトルを図１０に示す。(2) When the test object is iodine (I) 0.1 mm FIG. 10 shows the transmission spectrum of the Mo filter (0.07 mm) + I (0.1 mm).
【０１０８】 Ｅ′to＝５４．８０１×２．７９４×１０7 ＝１．５３×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t1＝１．７５×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t2＝１．９７×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t3＝２．２１×１０9 ｋｅＶE′to = 54.801 × 2.794 × 10 7 = 1.53 × 10 9 keV E′t1 = 1.75 × 10 9 keV E′t2 = 1.97 × 10 9 keV E′t3 = 2.21 × 10 9 keV
【数２７】 この被検体がヨウ素の場合、表示される色は、緑成分が
少なく、青紫色となり、その明度は、１．５０３／３＝
０．５０１である。[Equation 27] When the subject is iodine, the displayed color has little green component and is blue-violet, and its lightness is 1.503 / 3 =
0.501.
【０１０９】（３）被検体がバリウム（Ｂａ）０．２ｍ
ｍの場合 Ｍｏフィルタ（０．０７ｍｍ）＋Ｂａ（０．２ｍｍ）透
過スペクトルを図１１に示す。(3) The object is barium (Ba) 0.2 m
FIG. 11 shows the transmission spectrum of Mo filter (0.07 mm) + Ba (0.2 mm).
【０１１０】 Ｅ′to＝５４．７２２×２．２０１×１０7 ＝１．２０×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t1＝１．４２×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t2＝１．５７×１０9 ｋｅＶ Ｅ′t3＝１．７６×１０9 ｋｅＶE′to = 54.722 × 2.201 × 10 7 = 1.20 × 10 9 keV E′t1 = 1.42 × 10 9 keV E′t2 = 1.57 × 10 9 keV E′t3 = 1.76 × 10 9 keV
【数２８】 この被検体がバリウム（Ｂａ）の場合、表示される色
は、緑が少なく、Ｉよりも赤に近い紫色となる。明度は
１．２４６／３＝０．４１５である。[Equation 28] When the subject is barium (Ba), the displayed color is purple with less green and closer to red than I. The brightness is 1.246 / 3 = 0.415.
【０１１１】以上の３種類の被検体の結果をまとめる
と、表５になる。Table 5 summarizes the results of the above three types of subjects.
【表５】 各被験体間の色差をＨ2 Ｏを基準としてシュレーディン
ガーの式から求める。[Table 5] The color difference between each subject is determined from the Schrodinger equation based on H 2 O.
【０１１２】Ｈ2 Ｏの明度ｈ ｈ＝０．６９６／３＋０．７８６／３＋０．７８９／３ ＝２．２７１／３＝０．７５７ ＩとＨ2 Ｏの各色の色差ｄｘ1 ，ｄｘ2 ，ｄｘ3 及び明
度差ｄｈは ｄｘ1 ＝０．６９６−０．４７８＝０．２１８ ｄｘ2 ＝０．７８６−０．３９３＝０．３９３ ｄｘ3 ＝０．７８９−０．６３２＝０．１５７ ｄｈ＝０．７５７−（１．５０３／３）＝０．２５６ ∴Ｈ2 ＯとＩの色差ｄｓはLightness of H 2 O h h = 0.696 / 3 + 0.786 / 3 + 0.789 / 3 = 2.271 / 3 = 0.557 The color differences dx1, dx2, dx3 and the lightness of each color of I and H 2 O The difference dh is dx1 = 0.696-0.478 = 0.218 dx2 = 0.786-0.393 = 0.393 dx3 = 0.789-0.632 = 0.157 dh = 0.557- (1 .503 / 3) = 0.256 The color difference ds between H 2 O and I is
【数２９】 これは充分検出可能な色差である。(Equation 29) This is a sufficiently detectable color difference.
【０１１３】ＢａとＨ2 Ｏの各色の色差ｄｘ1 ，ｄｘ2
，ｄｘ3 及び明度差ｄｈは ｄｘ1 ＝０．６９６−０．４７８＝０．２１８ ｄｘ2 ＝０．７８６−０．２６８＝０．５１８ ｄｘ3 ＝０．７８９−０．５００＝０．２８９ ｄｈ＝０．７５７−（１．２４６／３）＝０．３４２ ∴Ｈ2 ＯとＢａの色差ｄｓはThe color differences dx1 and dx2 of each color of Ba and H 2 O
, Dx3 and the lightness difference dh are: dx1 = 0.696-0.478 = 0.218 dx2 = 0.786-0.268 = 0.518 dx3 = 0.789-0.500 = 0.289 dh = 0. 757− (1.246 / 3) = 0.342 色 The color difference ds between H 2 O and Ba is
【数３０】 これも充分検出可能な色差である。[Equation 30] This is also a sufficiently detectable color difference.
【０１１４】以上の３種類の被検体、水（Ｈ2 Ｏ）、ヨ
ウ素（Ｉ）、バリウム（Ｂａ）に加えて、サマリウム
（Ｓｍ）ｔ０．１ｍｍを本実施の形態によるＸ線診断装
置により観察する場合の呈色を計算し、ＲＧＢ３次元空
間にベクトル表示すると、図１２となる。Ｓｍの場合、
緑に近い色となる。In addition to the above three types of subjects, water (H 2 O), iodine (I) and barium (Ba), samarium (Sm) t 0.1 mm was observed by the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment. FIG. 12 shows the calculation of the coloration in the case of performing the calculation and the vector display in the RGB three-dimensional space. For Sm,
The color is close to green.
【０１１５】なお、本実施の形態においては、Ｘ線フィ
ルタを４種類用いたが、５種類以上のＸ線フィルタを用
いて、Ｘ線スペクトルをエネルギー的に分離してもよ
い。例えば、６種類の異なるＫ吸収端、Ｅｋａ，Ｅｋ
ｂ，Ｅｋｃ，Ｅｋｄ，Ｅｋｅ，Ｅｋｆ（Ｅｋａ＜Ｅｋｂ
＜Ｅｋｃ＜Ｅｋｄ＜Ｅｋｅ＜Ｅｋｆ）をそれぞれ持つ６
種類の物質ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆをフィルタとして用
いて、それぞれ対応する画像Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅ，Ｆを
収集し、画像間演算、Ｂ−Ａ，Ｄ−Ｃ，Ｆ−Ｅにより、
カラー画像のＲ，Ｇ，Ｂ各成分を求めても良い。In this embodiment, four types of X-ray filters are used, but five or more types of X-ray filters may be used to separate the X-ray spectrum in terms of energy. For example, six different K absorption edges, Eka, Ek
b, Ekc, Ekd, Eke, Ekf (Eka <Ekb
6 each having <Ekc <Ekd <Eke <Ekf)
Using the types of substances a, b, c, d, e, and f as filters, corresponding images A, B, C, D, E, and F are collected, and image operations, BA, DC, , FE,
The R, G, and B components of the color image may be obtained.
【０１１６】図１３（ａ）は、本発明に係るＸ線診断装
置の第２実施形態の構成を説明するブロック図である。
同図において、Ｘ線診断装置１は、Ｘ線源であるＸ線管
３と、Ｘ線フィルタ円板５と、Ｘ線フィルタ円板５を駆
動するモータ７と、Ｉ．Ｉ．（イメージインテンシファ
イア）９と、光学系１１と、ＴＶカメラ１３と、ＴＶカ
メラ１３から得られた画像を記憶する画像メモリ１５
ａ，１５ｂ，１５ｃと、画像演算装置１７と、カラーモ
ニタ１９と、Ｘ線管３に高電圧を供給する高電圧発生器
２１と、Ｘ線の曝射及びＸ線フィルタ円板５の挿入及び
画像記憶を同期させるための同期装置２３とを備えて構
成されている。FIG. 13A is a block diagram illustrating the configuration of the second embodiment of the X-ray diagnostic apparatus according to the present invention.
In FIG. 1, an X-ray diagnostic apparatus 1 includes an X-ray tube 3 as an X-ray source, an X-ray filter disk 5, a motor 7 for driving the X-ray filter disk 5, an I.D. I. (Image intensifier) 9, optical system 11, TV camera 13, and image memory 15 for storing images obtained from TV camera 13
a, 15b, 15c, an image processing device 17, a color monitor 19, a high voltage generator 21 for supplying a high voltage to the X-ray tube 3, X-ray irradiation and insertion of the X-ray filter disk 5, and And a synchronization device 23 for synchronizing image storage.
【０１１７】Ｘ線管３から曝射されたＸ線は被検体Ｐ透
過後、Ｉ．Ｉ．９へ入射し、光学像へ変換される。この
光学像は光学系１１によりＴＶカメラ１３に結像し、Ｔ
Ｖカメラ１３によって電気信号に変換され、画像メモリ
１５へ蓄積される。画像メモリ１５の信号は画像演算装
置１７により処理されカラーモニター１９に表示され
る。The X-rays emitted from the X-ray tube 3 pass through the subject P, and I. 9 and is converted into an optical image. This optical image is formed on the TV camera 13 by the optical system 11,
It is converted into an electric signal by the V camera 13 and stored in the image memory 15. The signals of the image memory 15 are processed by the image processing device 17 and displayed on the color monitor 19.
【０１１８】Ｘ線管３と被検体Ｐとの間には、図１３
（ｂ）に詳細を示すＸ線フィルタ円板５が挿入されてお
りモータ７により高速回転する。Ｘ線フィルタ円板５
は、Ｘ線に対して透明な材質による円形の基板と、Ｋ吸
収端の異なる３種類のＸ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃか
らなり、円形の基板を３等分するそれぞれ挟み角１２０
°の扇形にそれぞれＫ吸収端の異なる３種類のＸ線フィ
ルタ５ａ，５ｂ，５ｃが貼付けられている。As shown in FIG. 13, between the X-ray tube 3 and the subject P
An X-ray filter disk 5 whose details are shown in FIG. X-ray filter disk 5
Consists of a circular substrate made of a material transparent to X-rays and three types of X-ray filters 5a, 5b, 5c having different K absorption edges, each having a sandwiching angle of 120 which divides the circular substrate into three equal parts.
Three types of X-ray filters 5a, 5b, 5c having different K-absorption edges are affixed in a fan shape of °.
【０１１９】このＫ吸収端の異なる３種類のＸ線フィル
タ５ａ，５ｂ，５ｃ，としてはそれぞれの物質のＫ吸収
端の値をＥｋａ，Ｅｋｂ，Ｅｋｃとすれば、これらのＫ
吸収端がＸ線管３より曝射されるＸ線スペクトルを等エ
ネルギー間隔で分割するような[（Ｅｋｃ−Ｅｋｂ）≒
（Ｅｋｂ−Ｅｋａ）]物質、例えば、モリブデン（Ｍ
ｏ）、セシウム（Ｃｓ）、ガドリニウム（Ｇｄ）の組合
せを用いる。As for the three types of X-ray filters 5a, 5b, and 5c having different K absorption edges, if the values of the K absorption edges of the respective materials are Eka, Ekb, and Ekc, these K-edges can be obtained.
[(Ekc-Ekb)} is such that the X-ray spectrum whose absorption edge is irradiated from the X-ray tube 3 is divided at equal energy intervals.
(Ekb-Eka)] material, for example, molybdenum (M
o), a combination of cesium (Cs) and gadolinium (Gd) is used.
【０１２０】これらのフィルタ材料のＫ吸収端より低い
ところでのスペクトルの形が一致するように各材料の厚
さを選択すると、モリブデン（Ｍｏ）ｔ０．０７ｍｍ、
セシウム（Ｃｓ）ｔ０．１９ｍｍ、ガドリニウム（Ｇ
ｄ）ｔ０．０３ｍｍとなる。When the thickness of each filter material is selected so that the shape of the spectrum at the portion lower than the K absorption edge of the filter material coincides, the molybdenum (Mo) t is 0.07 mm,
Cesium (Cs) t 0.19 mm, gadolinium (G
d) t is 0.03 mm.
【０１２１】そして、このＸ線フィルタ円板５がモータ
７によって回転するため、時間とともに３種類のＸ線フ
ィルタ５ａ，５ｂ，５ｃがＸ線パスに順次挿入され、異
なるＸ線スペクトルによる画像が順次得られる。Since the X-ray filter disk 5 is rotated by the motor 7, three types of X-ray filters 5a, 5b, 5c are sequentially inserted into the X-ray path with time, and images with different X-ray spectra are sequentially output. can get.
【０１２２】同期装置２３は、Ｘ線管３に高電圧を供給
するとともにＸ線曝射タイミングを制御する高電圧発生
器２１と、モータ７と、画像メモリ１５ａ，１５ｂ，１
５ｃに対して同期信号を送出し、それぞれＸ線フィルタ
５ａ，５ｂ，５ｃを透過した後に被検体Ｐを透過したＸ
線画像をそれぞれの画像メモリ１５ａ，１５ｂ，１５ｃ
に取り込まれるように制御する。The synchronizing device 23 supplies a high voltage to the X-ray tube 3 and controls the X-ray exposure timing, the motor 7, the image memories 15a, 15b, 1
5c is transmitted to the X-ray filters 5a, 5b, and 5c, and then transmitted through the subject P.
The line images are stored in the respective image memories 15a, 15b, 15c.
Is controlled so that it is taken in.
【０１２３】画像演算装置１７は、画像メモリ１５ａ，
１５ｂ，１５ｃに取り込まれた各画像間の減算を行い、
それぞれの差分（１５ｂ−１５ａ）、（１５ｃ−１５
ｂ）を得るとともに、この差分に基づいて生成すべきＲ
ＧＢ信号を計算するためのものであり、カラーモニタ１
９は、これらＲＧＢ信号をカラー画像表示する。The image operation device 17 includes an image memory 15a,
Subtraction between the images captured in 15b and 15c is performed,
Each difference (15b-15a), (15c-15
b) and R to be generated based on this difference
The color monitor 1 is for calculating a GB signal.
Reference numeral 9 denotes a color image display of these RGB signals.
【０１２４】次に、上記構成による本第２実施形態の動
作を説明する。例えば、静止画像により被検体を診断す
る場合、同期装置２３が制御するタイミング制御は、モ
ータ７の１回転の期間に３回のＸ線曝射が行われる。そ
れぞれのＸ線曝射は、モータ７によって回転するＸ線フ
ィルタ円板５の各Ｘ線フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃの中央
部がＸ線パスを横切るタイミングで行われる。Next, the operation of the second embodiment having the above configuration will be described. For example, when diagnosing a subject based on a still image, the timing control controlled by the synchronizer 23 includes three X-ray exposures during one rotation of the motor 7. Each X-ray irradiation is performed at the timing when the center of each of the X-ray filters 5a, 5b, 5c of the X-ray filter disk 5 rotated by the motor 7 crosses the X-ray path.
【０１２５】これらのＸ線曝射により形成された被検体
ＰのＸ線画像は、Ｉ．Ｉ．９により光学像に変換され、
さらにＴＶカメラ１３によりビデオ信号に変換され、図
示されないＡ／Ｄ変換器によりディジタル画像信号に変
換された後、画像メモリ１５に記憶される。The X-ray image of the subject P formed by these X-ray exposures is obtained by I.D. I. 9, is converted into an optical image,
Further, the image data is converted into a video signal by the TV camera 13 and converted into a digital image signal by an A / D converter (not shown), and then stored in the image memory 15.
【０１２６】画像メモリ１５は、少なくとも画像メモリ
１５ａ，１５ｂ，１５ｃからなる３面の記憶領域を備え
ていて、それぞれ画像を記憶可能である。そして、Ｘ線
フィルタ５ａ，５ｂ，５ｃをそれぞれ介して撮影された
画像は、それぞれ画像メモリ１５ａ，１５ｂ，１５ｃに
格納されるように、同期装置２３によって画像収集タイ
ミングが制御されている。The image memory 15 has at least three storage areas including image memories 15a, 15b and 15c, each of which can store an image. The image acquisition timing is controlled by the synchronizer 23 so that the images captured through the X-ray filters 5a, 5b, 5c are stored in the image memories 15a, 15b, 15c, respectively.
【０１２７】次いで、画像演算装置１７により、それぞ
れの画像メモリ１５ａ，１５ｂ，１５ｃから読み出され
た各画素毎に画像メモリ１５ｂ−１５ａ，１５ｃ−１５
ｂの演算が行われ、それぞれエネルギー的に分離された
低エネルギー領域のＸ線画像（Ｂ−Ａ）と、高エネルギ
ー領域のＸ線画像（Ｃ−Ｂ）が作成される。Next, the image arithmetic unit 17 sets the image memories 15b-15a, 15c-15 for each pixel read from the image memories 15a, 15b, 15c.
The calculation of b is performed, and an X-ray image (BA) of a low-energy region and an X-ray image (CB) of a high-energy region which are respectively separated in terms of energy are created.
【０１２８】次いで、これら２つの画像について、各画
素毎に両画像の階調を示す値の比である（Ｃ−Ｂ）／
（Ｂ−Ａ）の演算を行いつつ、その最小値ＭＩＮ｛（Ｃ
−Ｂ）／（Ｂ−Ａ）｝及び最大値ＭＡＸ｛（Ｃ−Ｂ）／
（Ｂ−Ａ）｝を求める。Next, for these two images, the ratio of the value indicating the gradation of both images for each pixel is (CB) /
(BA), the minimum value MIN そ の (C
−B) / (BA)} and the maximum value MAX {(CB) /
(BA) is obtained.
【０１２９】次いで、ＭＩＮ｛（Ｃ−Ｂ）／（Ｂ−
Ａ）｝の値を持つ画素を例えば赤色、ＭＡＸ｛（Ｃ−
Ｂ）／（Ｂ−Ａ）｝の値を持つ画素を例えば青紫色と
し、（Ｃ−Ｂ）／（Ｂ−Ａ）の値がＭＩＮとＭＡＸの間
の値を持つ画素を赤色から青紫色に至るいわゆるレイン
ボー表示とするような、ＲＧＢの各成分を計算する。そ
して、この計算されたＲＧＢにより、被検体ＰのＸ線減
弱スペクトル特性に応じたカラー画像がカラーモニタ１
９に表示される。Next, MIN @ (CB) / (B-
A) A pixel having a value of｝ is, for example, red, MAX ｛(C−
A pixel having a value of (B) / (BA)} is, for example, blue-violet, and a pixel having a value of (CB) / (BA) between MIN and MAX is changed from red to blue-violet. Each component of RGB is calculated so as to be a so-called rainbow display. The color image corresponding to the X-ray attenuation spectrum characteristic of the subject P is displayed on the color monitor 1 based on the calculated RGB.
9 is displayed.
【０１３０】なお、最小値ＭＩＮ｛（Ｃ−Ｂ）／（Ｂ−
Ａ）｝及び最大値ＭＡＸ｛（Ｃ−Ｂ）／（Ｂ−Ａ）｝の
探索過程を除いて、予め設定されたそれぞれの（Ｃ−
Ｂ）／（Ｂ−Ａ）の値に対応する色表示を行っても良
い。The minimum value MINＭ (CB) / (B−
A) Except for the search process of {} and the maximum value MAX {(CB) / (BA)}, each of the preset (C−
Color display corresponding to the value of (B) / (BA) may be performed.
【０１３１】本実施の形態においても動画像を撮影する
場合には、必要な期間だけ、上記の画像収集と画像演算
・画像表示を繰り返せば、カラー動画像による透視を行
うことができる。Also in the present embodiment, when a moving image is photographed, fluoroscopy using a color moving image can be performed by repeating the above-described image collection, image calculation, and image display for a necessary period.
【０１３２】[0132]
【発明の効果】従来のＸ線画像が被検体の減弱係数エネ
ルギー特性に関係なく白黒のいわゆる影絵であったのに
対し、本発明によれば被検体内部の物質のＸ線減弱エネ
ルギー特性の違いを色の違いとして表現できるため、Ｘ
線画像の情報量が飛躍的に拡大した実用的なＸ線診断装
置を提供できる。According to the present invention, while the conventional X-ray image is a so-called black and white shadow picture regardless of the attenuation coefficient energy characteristics of the subject, according to the present invention, the difference in the X-ray attenuation energy characteristics of the substance inside the subject is different. Can be expressed as a color difference, so X
It is possible to provide a practical X-ray diagnostic apparatus in which the amount of information of a line image is dramatically increased.
【０１３３】４種類以上の異なるＫ吸収端を持つＸ線フ
ィルタを用い、エネルギー的に完全に分離した３種類の
Ｘ線スペクトルを得、それを３原色に対応させ、被検体
透過後のそれぞれのスペクトルの変化を色の変化して画
像化することにより、被検体の減弱エネルギー特性を色
彩的に表現することができる。Using four or more types of X-ray filters having different K-absorption edges, three types of X-ray spectra completely separated in terms of energy are obtained. By imaging the change in the spectrum by changing the color, the attenuation energy characteristics of the subject can be expressed in color.
【図１】本発明に係るＸ線診断装置の第１の実施の形態
を示す構成図（ａ）およびＸ線フィルタ詳細図（ｂ）で
ある。FIG. 1A is a configuration diagram showing a first embodiment of an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 1B is a detailed diagram of an X-ray filter.
【図２】図１のＸ線診断装置の動作を説明するタイミン
グチャートである。FIG. 2 is a timing chart illustrating the operation of the X-ray diagnostic apparatus of FIG.
【図３】被検体がないときの画像信号の差分、Ｂ−Ａ，
Ｃ−Ｂ，Ｄ−Ｃによる白色表示を説明する図である。FIG. 3 shows a difference between image signals when no subject is present, BA,
It is a figure explaining white display by CB and DC.
【図４】ｔ０．０７ｍｍモリブデン（Ｍｏ）（Ｋ吸収
端：２０．０ｋｅＶ）及びｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃ
ｓ）（Ｋ吸収端：３５．９８ｋｅＶ）の透過スペクトル
を示すグラフである。FIG. 4 shows t0.07 mm molybdenum (Mo) (K absorption edge: 20.0 keV) and t0.19 mm cesium (C
s) is a graph showing a transmission spectrum at (K absorption edge: 35.98 keV).
【図５】ｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃｓ）（Ｋ吸収端：
３５．９８ｋｅＶ）及びｔ０．０３ｍｍガドリニウム
（Ｇｄ）（Ｋ吸収端：５０．２３ｋｅＶ）の透過スペク
トルを示すグラフである。FIG. 5: t0.19 mm cesium (Cs) (K absorption edge:
It is a graph which shows the transmission spectrum of 35.98keV) and t0.03mm gadolinium (Gd) (K absorption edge: 50.23keV).
【図６】ｔ０．０３ｍｍガドリニウム（Ｇｄ）（Ｋ吸収
端：５０．２３ｋｅＶ）及びｔ０．０１３ｍｍハフニウ
ム（Ｈｆ）（Ｋ吸収端：６５．３４ｋｅＶ）の透過スペ
クトルを示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing transmission spectra of t0.03 mm gadolinium (Gd) (K absorption edge: 50.23 keV) and t0.013 mm hafnium (Hf) (K absorption edge: 65.34 keV).
【図７】４種のＸ線フィルタ、モリブデン（Ｍｏ）、セ
シウム（Ｃｓ）、ガドリニウム（Ｇｄ）及びハフニウム
（Ｈｆ）の透過スペクトルの差異により、Ｘ線減弱エネ
ルギースペクトルがＲ（２０．０〜３５．９８ｋｅ
Ｖ）、Ｇ（３５．９８〜５０．２３ｋｅＶ）、Ｂ（５
０．２３〜６５．３４ｋｅＶ）の各領域に分割されるこ
とを示すグラフである。FIG. 7 shows that the X-ray attenuation energy spectrum is R (20.0 to 35) due to the difference between the transmission spectra of four types of X-ray filters, molybdenum (Mo), cesium (Cs), gadolinium (Gd), and hafnium (Hf). .98ke
V), G (35.98 to 50.23 keV), B (5
It is a graph which shows that it is divided into each area of 0.23-65.34keV).
【図８】モリブデン（Ｍｏ）フィルタの有無による透過
スペクトルの変化を示すグラフである。FIG. 8 is a graph showing a change in transmission spectrum depending on the presence or absence of a molybdenum (Mo) filter.
【図９】ｔ０．０７ｍｍモリブデン（Ｍｏ）フィルタを
用いた場合の被検体ｔ１０ｍｍ水（Ｈ2Ｏ） の透過スペ
クトルを示すグラフである。FIG. 9 is a graph showing a transmission spectrum of water (H 2 O) of a subject t10 mm when a molybdenum (Mo) filter of t0.07 mm is used.
【図１０】ｔ０．０７ｍｍモリブデン（Ｍｏ）フィルタ
を用いた場合の被検体ｔ０．１ｍｍヨウ素（Ｉ）の透過
スペクトルを示すグラフである。FIG. 10 is a graph showing a transmission spectrum of an iodine (I) sample having a thickness of 0.1 mm when a molybdenum (Mo) filter having a thickness of 0.07 mm is used.
【図１１】ｔ０．０７ｍｍモリブデン（Ｍｏ）フィルタ
を用いた場合の被検体ｔ０．２ｍｍバリウム（Ｂａ）の
透過スペクトルを示すグラフである。FIG. 11 is a graph showing a transmission spectrum of barium (Ba) having a thickness of 0.2 mm when a molybdenum (Mo) filter having a thickness of 0.07 mm is used.
【図１２】第１の実施形態における４種類の被検体、水
（Ｈ2Ｏ） 、ヨウ素（Ｉ）、バリウム（Ｂａ）及びサマ
リウム（Ｓｍ）の色度差を示すＲＧＢ３次元空間ベクト
ル表示である。FIG. 12 is an RGB three-dimensional space vector display showing chromaticity differences of four types of subjects, water (H 2 O), iodine (I), barium (Ba), and samarium (Sm) in the first embodiment. .
【図１３】本発明に係るＸ線診断装置の第２の実施の形
態を示す構成図（ａ）およびＸ線フィルタ詳細図（ｂ）
である。FIGS. 13A and 13B are a configuration diagram showing an X-ray diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention, and a detailed diagram of an X-ray filter, FIG.
It is.
【図１４】従来のＸ線撮影システムの概念を示すシステ
ム構成図である。FIG. 14 is a system configuration diagram showing the concept of a conventional X-ray imaging system.
【図１５】Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線フォトンスペクト
ル、及び厚さ１ｍｍ，２ｍｍ，３ｍｍのアルミニウム
（Ａｌ）をＸ線フィルタとして用いた場合の透過スペク
トルを示すグラフである。FIG. 15 is a graph showing an X-ray photon spectrum at an X-ray tube voltage of 80 kV and a transmission spectrum when aluminum (Al) having a thickness of 1 mm, 2 mm, and 3 mm is used as an X-ray filter.
【図１６】ｔ１ｍｍアルミニウム（Ａｌ）、ｔ０．０３
ｍｍ銅（Ｃｕ）、ｔ０．００２鉛（Ｐｂ）の透過スペク
トルを示すグラフである。FIG. 16: t1 mm aluminum (Al), t0.03
It is a graph which shows the transmission spectrum of mm copper (Cu) and t0.002 lead (Pb).
【図１７】ｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃｓ）（Ｋ吸収
端：３５．９８ｋｅＶ）の透過スペクトルを示すグラフ
である。FIG. 17 is a graph showing a transmission spectrum of t 0.19 mm cesium (Cs) (K absorption edge: 35.98 keV).
【図１８】ｔ０．０３ｍｍガドリニウム（Ｇｄ）（Ｋ吸
収端：５０．２３ｋｅＶ）の透過スペクトルを示すグラ
フである。FIG. 18 is a graph showing a transmission spectrum of t0.03 mm gadolinium (Gd) (K absorption edge: 50.23 keV).
【図１９】ｔ０．０１３ｍｍハフニウム（Ｈｆ）（Ｋ吸
収端：６５．３４ｋｅＶ）の透過スペクトルを示すグラ
フである。FIG. 19 is a graph showing a transmission spectrum of t0.013 mm hafnium (Hf) (K absorption edge: 65.34 keV).
【図２０】ｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃｓ）フィルタを
用いた場合の被検体ｔ１０ｍｍ水（Ｈ2Ｏ） の透過スペ
クトルを示すグラフである。FIG. 20 is a graph showing a transmission spectrum of water (H 2 O) of a subject t10 mm when a cesium (Cs) filter of t0.19 mm is used.
【図２１】ｔ０．０３ｍｍガドリニウム（Ｇｄ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ１０ｍｍ水（Ｈ2Ｏ） の透過
スペクトルを示すグラフである。FIG. 21 is a graph showing a transmission spectrum of water (H 2 O) of a subject t10 mm when a gadolinium (Gd) filter of t0.03 mm is used.
【図２２】ｔ０．０１３ｍｍハフニウム（Ｈｆ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ１０ｍｍ水（Ｈ2Ｏ） の透過
スペクトルを示すグラフである。FIG. 22 is a graph showing a transmission spectrum of water (H 2 O) of a subject t10 mm when a hafnium (Hf) filter of t0.013 mm is used.
【図２３】ｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃｓ）フィルタを
用いた場合の被検体ｔ０．１ｍｍヨウ素（Ｉ）の透過ス
ペクトルを示すグラフである。FIG. 23 is a graph showing the transmission spectrum of iodine (I) with a specimen t of 0.1 mm when a cesium (Cs) filter of t 0.19 mm is used.
【図２４】ｔ０．０３ｍｍガドリニウム（Ｇｄ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ０．１ｍｍヨウ素（Ｉ）の透
過スペクトルを示すグラフである。FIG. 24 is a graph showing a transmission spectrum of iodine (I) having a specimen of t0.1 mm when a gadolinium (Gd) filter of t0.03 mm is used.
【図２５】ｔ０．０１３ｍｍハフニウム（Ｈｆ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ０．１ｍｍヨウ素（Ｉ）の透
過スペクトルを示すグラフである。FIG. 25 is a graph showing the transmission spectrum of iodine (I) with a specimen t of 0.1 mm when a hafnium (Hf) filter of t 0.013 mm is used.
【図２６】ｔ０．１９ｍｍセシウム（Ｃｓ）フィルタを
用いた場合の被検体ｔ０．２ｍｍバリウム（Ｂａ）の透
過スペクトルを示すグラフである。FIG. 26 is a graph showing a transmission spectrum of barium (Ba) with a subject t of 0.2 mm when a cesium (Cs) filter of t 0.19 mm is used.
【図２７】ｔ０．０３ｍｍガドリニウム（Ｇｄ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ０．２ｍｍバリウム（Ｂａ）
の透過スペクトルを示すグラフである。FIG. 27: Barium (Ba) of a subject t 0.2 mm when a t 0.03 mm gadolinium (Gd) filter is used.
3 is a graph showing a transmission spectrum of the sample.
【図２８】ｔ０．０１３ｍｍハフニウム（Ｈｆ）フィル
タを用いた場合の被検体ｔ０．２ｍｍバリウム（Ｂａ）
の透過スペクトルを示すグラフである。FIG. 28 shows a subject t0.2 mm barium (Ba) when a t0.013 mm hafnium (Hf) filter is used.
3 is a graph showing a transmission spectrum of the sample.
【図２９】３種類のＸ線フィルタによる３種類の被検
体、水（Ｈ2Ｏ） 、ヨウ素（Ｉ）、バリウム（Ｂａ）の
色度差を示すＲＧＢ３次元空間ベクトル表示である。FIG. 29 is an RGB three-dimensional space vector display showing chromaticity differences between three types of subjects, water (H 2 O), iodine (I), and barium (Ba) by three types of X-ray filters.
【図３０】色度座標を平面上に示したＣＩＥ色度図であ
る。FIG. 30 is a CIE chromaticity diagram showing chromaticity coordinates on a plane.
【符号の説明】 １…Ｘ線診断装置、３…Ｘ線管、５…Ｘ線フィルタ円
板、７…モータ、９…Ｉ．Ｉ．、１１…光学系、１３…
ＴＶカメラ、１５ａ…画像メモリＡ、１５ｂ…画像メモ
リＢ、１５ｃ…画像メモリＣ、１５ｄ…画像メモリＤ、
１７…画像演算装置、１９…カラーモニタ、２１…高電
圧発生器、２３…同期装置。[Description of Signs] 1 ... X-ray diagnostic apparatus, 3 ... X-ray tube, 5 ... X-ray filter disk, 7 ... motor, 9 ... I. I. , 11 ... optical system, 13 ...
TV camera, 15a image memory A, 15b image memory B, 15c image memory C, 15d image memory D,
17 image processing device, 19 color monitor, 21 high voltage generator, 23 synchronization device.
Claims (10)
した透過Ｘ線をＸ線検出手段により検出して透過Ｘ線像
を収集するＸ線診断方法において、 Ｘ線源と前記Ｘ線検出手段との間に少なくとも３種類以
上の異なるＫ吸収端を持つＸ線フィルタを交互に挿入
し、これらのＸ線フィルタを挿入した時に得られる３種
類以上の異なるＸ線スペクトルの画像を収集することを
特徴とするＸ線診断方法。An X-ray diagnostic method for irradiating an X-ray to a subject, detecting transmitted X-rays passing through the subject by X-ray detection means, and collecting a transmitted X-ray image, comprising: an X-ray source; X-ray filters having at least three or more different K-absorption edges are alternately inserted between the X-ray detecting means and three or more different X-ray spectrum images obtained when these X-ray filters are inserted. An X-ray diagnostic method characterized by collecting.
Ｘ線検出信号から、第１のＫ吸収端よりエネルギー的に
低い第２のＫ吸収端を持つフィルタ透過後のＸ線検出信
号を減算することにより、両Ｋ吸収端間の信号を取り出
すことを特徴とする請求項１に記載のＸ線診断方法。2. An X-ray detection signal after transmission through a filter having a second K absorption edge, which is lower in energy than the first K absorption edge, from an X-ray detection signal after transmission through a filter having a first K absorption edge. 2. The X-ray diagnostic method according to claim 1, wherein a signal between both K absorption edges is taken out by subtracting.
フィルタのそれぞれの厚さをその透過スペクトルがＫ吸
収端の影響がないエネルギー部分で等しくなるように選
定したことを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断方
法。3. The X-ray filter having three or more different K-absorption edges has a thickness selected such that its transmission spectrum is equal in an energy portion not affected by the K-absorption edge. Item 3. The X-ray diagnostic method according to Item 2.
フィルタを使用して収集した４種類以上のＸ線検出信号
を組合せて減算することによりエネルギー的に分離した
Ｘ線スペクトルによる信号を３種類作り、これらの信号
をそれぞれ３原色の赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）に対
応させてカラー画像化することを特徴とする請求項２ま
たは請求項３に記載のＸ線診断方法。4. An energy-separated X-ray spectrum signal obtained by combining and subtracting four or more types of X-ray detection signals collected using four or more types of X-ray filters having different K absorption edges. 4. The method according to claim 2, wherein three types of signals are formed, and these signals are converted into color images corresponding to the three primary colors red (R), green (G), and blue (B), respectively. X-ray diagnostic method.
を被検体に照射し、被検体透過後のＸ線から得られる４
種類以上のＸ線検出信号からエネルギー的に分離したＸ
線スペクトルによる信号を３種類作り、それぞれの信号
を赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の各色の変化信号とし
て表示することにより、被検体のＸ線減弱エネルギー特
性の違いをカラー画像表示することを特徴とするＸ線診
断方法。5. An object is irradiated with X-rays that have passed through four or more types of X-ray filters, and the X-rays obtained from the X-rays that have passed through the object
X energy separated from more than one kind of X-ray detection signal
By making three kinds of signals by the line spectrum and displaying each signal as a change signal of each color of red (R), green (G), and blue (B), the difference of the X-ray attenuation energy characteristic of the subject is colored. An X-ray diagnostic method comprising displaying an image.
れ、前記被検体を通過した透過Ｘ線を検出するＸ線検出
手段と、 前記Ｘ線発生手段と前記Ｘ線検出手段との間に少なくと
も３種類以上の異なるＫ吸収端を持つＸ線フィルタを交
互に挿入することができるフィルタ挿入手段と、 該フィルタ挿入手段による前記Ｘ線フィルタの挿入に同
期して３種類以上の異なるＸ線スペクトルによる前記被
検体の画像を収集する画像収集手段と、を備えたことを
特徴とするＸ線診断装置。6. An X-ray generating means, an X-ray detecting means arranged to face the X-ray generating means so as to sandwich the subject, and detecting a transmitted X-ray passing through the subject. Filter inserting means for alternately inserting at least three types of X-ray filters having different K absorption edges between the generating means and the X-ray detecting means; and inserting the X-ray filter by the filter inserting means X-ray diagnostic apparatus characterized by comprising: image acquisition means for acquiring images of the subject with three or more different X-ray spectra in synchronization with the above.
Ｘ線検出信号に基づく第１の信号から、第１のＫ吸収端
よりエネルギー的に低い第２のＫ吸収端を持つフィルタ
透過後のＸ線検出信号に基づく第２の信号を減算する演
算手段をさらに備えてなり、 該演算手段により両Ｋ吸収端間のエネルギーの範囲にお
けるＸ線減弱係数に応じた信号を取り出すことを特徴と
する請求項６に記載のＸ線診断装置。7. A filter having a second K absorption edge which is lower in energy than the first K absorption edge from a first signal based on an X-ray detection signal after passing through a filter having a first K absorption edge. Calculating means for subtracting a second signal based on the subsequent X-ray detection signal, wherein the calculating means extracts a signal corresponding to the X-ray attenuation coefficient in the energy range between the two K absorption edges. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 6, wherein
フィルタのそれぞれの厚さをその透過スペクトルがＫ吸
収端の影響がないエネルギー部分で等しくなるように選
定したことを特徴とする請求項７に記載のＸ線診断装
置。8. The X-ray filter having three or more different K-absorption edges has a thickness selected so that its transmission spectrum is equal in an energy portion not affected by the K-absorption edge. Item 7. An X-ray diagnostic apparatus according to Item 7.
フィルタ透過後のＸ線検出信号を組合せて減算すること
によりエネルギー的に分離したＸ線スペクトルによる信
号を３種類作り、それぞれ光の３原色の赤（Ｒ），緑
（Ｇ），青（Ｂ）に対応させてカラー画像化することを
特徴とする請求項７または請求項８に記載のＸ線診断装
置。9. Three kinds of energy-separated X-ray signals are produced by combining and subtracting X-ray detection signals transmitted through an X-ray filter having four or more different K-absorption edges, and each of the signals has a light intensity. 9. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 7, wherein a color image is formed corresponding to the three primary colors red (R), green (G), and blue (B).
線を被検体に照射し、被検体透過後のＸ線から得られる
４種類以上のＸ線検出信号からエネルギー的に分離した
Ｘ線スペクトルによる信号を３種類作り、それぞれの信
号を赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の各色の変化信号と
して表示することにより、被検体のＸ線減弱エネルギー
特性の違いをカラー画像化することを特徴とするＸ線診
断装置。10. X after passing through four or more types of X-ray filters.
The object is irradiated with X-rays, and three types of signals based on X-ray spectra that are separated in energy from four or more types of X-ray detection signals obtained from X-rays transmitted through the object are created, and each signal is red (R). An X-ray diagnostic apparatus characterized in that a difference in X-ray attenuation energy characteristics of a subject is displayed as a color image by displaying as a change signal of each color of green (G) and blue (B).
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP00687297A JP3742173B2 (en) | 1997-01-17 | 1997-01-17 | X-ray diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| JP00687297A JP3742173B2 (en) | 1997-01-17 | 1997-01-17 | X-ray diagnostic equipment |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10192266A true JPH10192266A (en) | 1998-07-28 |
| JP3742173B2 JP3742173B2 (en) | 2006-02-01 |
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ID=11650332
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP00687297A Expired - Fee Related JP3742173B2 (en) | 1997-01-17 | 1997-01-17 | X-ray diagnostic equipment |
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|---|---|
| JP (1) | JP3742173B2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008114083A (en) * | 2007-12-17 | 2008-05-22 | Shimadzu Corp | X-ray diaphragm and x-ray imaging apparatus |
| JP2012066075A (en) * | 2010-09-22 | 2012-04-05 | General Electric Co <Ge> | System and method of notch filtration for dual energy ct |
-
1997
- 1997-01-17 JP JP00687297A patent/JP3742173B2/en not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008114083A (en) * | 2007-12-17 | 2008-05-22 | Shimadzu Corp | X-ray diaphragm and x-ray imaging apparatus |
| JP2012066075A (en) * | 2010-09-22 | 2012-04-05 | General Electric Co <Ge> | System and method of notch filtration for dual energy ct |
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| JP3742173B2 (en) | 2006-02-01 |
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