JP2004180805A

JP2004180805A - X-ray diagnostic apparatus and x-ray photographing method

Info

Publication number: JP2004180805A
Application number: JP2002349411A
Authority: JP
Inventors: Makoto Kaneko; 誠金子; Hisayuki Uehara; 久幸上原; Akio Tezuka; 章夫手塚; Izumi Watanabe; 渡辺　　泉; Kazutoyo Hirayama; 一豊平山; Akiko Yamahana; 明子山鼻
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-12-02
Filing date: 2002-12-02
Publication date: 2004-07-02

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To generate X-ray image data having a high spatial resolution in magnification photography using a plane detector. <P>SOLUTION: This X-ray diagnostic apparatus includes an X-ray generation section 1 emitting X rays in a prescribed direction, an X-ray detection section 2 detecting an X ray emitted by the X-ray generation section 1 and a detector inclination mechanism 43 setting the angle of the plane detector 21 with respect to the X-ray irradiation direction in the X-ray detection section 2. The detector inclination mechanism 43 effectively uses picture elements of the plane detector 21 by detecting X rays by giving a prescribed inclination angle to the plane detector 21 in magnification photography. An image correction circuit 12 performs image distortion and sensitivity corrections for X-ray image data acquired by the plane detector 21. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は２次元的に配列された複数のＸ線検出素子を有したＸ線診断装置に係り、特に空間分解能に優れた拡大撮影を可能にするＸ線診断装置及びＸ線撮影方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線診断装置やＭＲＩ装置あるいはＸ線ＣＴ装置などを用いた医用画像診断技術は、１９７０年代のコンピュータ技術の発展に伴い急速な進歩を遂げ、今日の医療において必要不可欠なものとなっている。
【０００３】
Ｘ線診断装置に用いられる検出素子として、従来はＸ線フィルムや図９（ａ）に示したＩ．Ｉ．（イメージ・インテンシファイア）が使用されてきた。即ち、図９（ａ）はＩ．Ｉ．２０３を用いたＸ線診断装置の概略を示す図であり、このＩ．Ｉ．２０３を用いたＸ線撮像方法ではＸ線管２００から発生したＸ線をＸ線絞り器２０１を介して被検体２０６に照射し、このとき被検体２０６を透過して得られるＸ線の画像情報をＸ線検出器２０２のＩ．Ｉ．２０３によって光学画像に変換する、更に、この光学画像をＸ線ＴＶカメラ２０４によって撮影し、電気信号に変換して得られたＸ線画像データはＡ／Ｄ変換後、図示しないＴＶモニタに表示していた。このため、Ｉ．Ｉ．２０３を用いた撮影方法では、フィルム方式では出来なかったリアルタイム撮影を可能とし、また、デジタル信号で画像データの収集ができるため、種々の画像処理を可能とした。
【０００４】
このようなＸ線診断装置において、Ｘ線検出器２０２によって検出される画像情報から所定の領域を拡大して表示する場合、図９（ａ）に示すＩ．Ｉ．２０３を用いたＸ線検出器２０２では、Ｉ．Ｉ．２０３に投影される光学画像の所定の領域をＸ線ＴＶカメラ２０４によって拡大撮影を行う。このとき、Ｘ線ＴＶカメラ２０４が有するＣＣＤ画素を用いて、拡大すべき前記領域の画像情報を電気信号に変換するため、１枚のＸ線画像データを構成する画素数は、Ｘ線ＴＶカメラ２０４のＣＣＤが有する有効画素数（水平画素数×垂直画素数）によって決定され、画像の拡大率に関係なく常に一定となる。従って、拡大撮影においてＸ線画像の空間分解能を改善することが可能であった。
【０００５】
一方、Ｉ．Ｉ．２０３を用いたＸ線診断装置に替わるものとして近年、２次元配列のＸ線平面検出器（以下平面検出器）が大きな注目を集め、その一部は既に実用化の段階に入っている。この平面検出器を用いた装置では、Ｘ線画像情報を直接電気信号に変換しているため、画質性能や安定性の面での大幅向上が期待されている。
【０００６】
図９（ｂ）は平面検出器２０５を用いた標準撮影と拡大撮影を示したものであり、Ｘ線管２００から放射されたＸ線は、Ｘ線絞り器２０１を介して被検体２０６に照射され、この被検体２０６を透過したＸ線は、Ｘ線検出器２０２に照射される。
【０００７】
平面検出器２０２では、照射されたＸ線量に比例した電荷（以下信号電荷とよぶ）が２次元に配列された検出素子の夫々に蓄積され、この蓄積された信号電荷はスイッチング機能を有するＴＦＴ（薄膜トランジスタ）を介して順次信号出力線に読み出される構成になっている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００８】
更に、信号出力線に出力された信号電荷は電荷・電圧変換器を介してＡ／Ｄ変換器にてデジタル信号に変換され、Ｘ線画像データとして画像データ記憶回路に保存された後、表示部にて表示される。なおＡ／Ｄ変換されたＸ線画像信号は、種々の画像処理や複数画像間のサブトラクション処理なども容易に行うことが可能となる。
【０００９】
【特許文献１】
特開２００１−３４０３２４号公報（第２−３頁、第１５−１８図）
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、平面検出器２０２を用いたＸ線診断装置による拡大撮影は、従来のＩ．Ｉ．２０３を用いた場合と比較して空間分解能があまり改善されないという問題点が考えられる。即ち、図９（ｂ）に示した平面検出器２０２を用いた拡大撮影においては、Ｘ線検出器２０２の平面検出器２０５が離散的な検出素子から構成されており、有効画素数及び画素の大きさが予め決定されている。従って、このようなＸ線検出器２０２によって得られた画像データをＣＲＴモニタ等において拡大表示しても、画像情報は検出素子の素子幅によって量子化されているため、モザイク状の画像となり、空間分解能の向上が困難となる場合が考えられる。
【００１１】
本発明はこのような従来の平面検出器２０５を用いた撮影における問題点を解決するためになされたものであり、その目的は、拡大撮影において空間分解能の優れたＸ線画像の撮影を可能とするＸ線診断装置及びＸ線撮影方法を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明のＸ線診断装置は、所定の方向にＸ線を照射するＸ線発生手段と、このＸ線発生手段によって照射されるＸ線を検出するＸ線検出手段と、このＸ線検出手段におけるＸ線検出器の検出面を前記Ｘ線照射方向に対して所定の角度に設定する検出器角度設定手段と、前記Ｘ線検出手段によって得られる検出信号からＸ線画像データを生成する画像生成手段とを備えたことを特徴としている。
【００１３】
従って本発明によれば、平面検出器を使用した場合の拡大撮影において、高い空間分解能を有したＸ線画像を得ることができる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
（装置の構成）
本発明の実施の形態の構成につき図１及び図２を用いて説明する。但し、図１は本発明に係るＸ線診断装置全体の概略構成を示すブロック図であり、図２は本発明の実施の形態における平面検出器の構成を示す図である。
【００１５】
このＸ線診断装置１００は、Ｘ線を被検体４５に対して照射するＸ線発生部１と、被検体４５を透過したＸ線を２次元的に検出するＸ線検出部２と、前記Ｘ線発生部１とＸ線検出部２を例えばＣアームによって保持する保持アーム５と、前記被検体４５を載せる寝台（天板）１７とを備えている。
【００１６】
また、このＸ線診断装置１００は、前記保持アーム５や寝台（天板）１７の移動、Ｘ線検出部２の平面検出器２１におけるグリッド２０の着脱、あるいは前記平面検出器２１の傾斜などを行う機構部３と、機構部３の各機構を制御する機構制御部６と、前記Ｘ線検出部２によってライン単位で検出されるＸ線画像データを画像として保存するとともに、この画像の歪や感度を補正する画像記憶・補正部７とを備えている。
【００１７】
更に、Ｘ線診断装置１００は、前記画像記憶・補正部７の画像データ記憶回路１３に保存されているＸ線画像データを表示する表示部８と、Ｘ線発生部１におけるＸ線放射に必要な高電圧を発生する高電圧発生部４と、上記各ユニットを制御するシステム制御部１０、及び装置操作者がこのＸ線診断装置１００に対して種々の指示を与えるための操作部９を備えている。
【００１８】
Ｘ線発生部１は、被検体４５に対しＸ線を放射するＸ線管１５と、このＸ線管１５から放射されたＸ線をコリメートするＸ線絞り器１６を備えている。Ｘ線管１５はＸ線を発生する真空管であり、陰極（フィラメント）より放出された電子を高電圧によって加速させてタングステン陽極に衝突させることによってＸ線を発生させる。一方、Ｘ線絞り器１６は、Ｘ線管１５と被検体４５の間に位置し、拡大撮影の場合には、Ｘ線管１５から放射されたＸ線ビームを拡大撮影領域のサイズに絞り込む機能を有している。
【００１９】
Ｘ線検出部２は、被検体４５を透過したＸ線を電荷に変換して蓄積する平面検出器２１と、この平面検出器２１に蓄積された電荷をＸ線画像信号として読み出すためのゲートドライバ２２と、読み出された電荷を画像データに変換する画像データ生成部１１とを備えている。また、前記平面検出器２１の前面には、被検体４５において生ずる散乱Ｘ線の受信を防ぐためのグリッド２０が配置されている。
【００２０】
平面検出器２１は図２に示すように、微小な検出素子５１−１１、５１−１２、・・・５１−２１、５１−２２、・・・を列方向及びライン方向に２次元的に配列して構成されており、各々の検出素子５１はＸ線を感知し、入射Ｘ線量に応じて電荷を生成する光電膜５２と、この光電膜５２に発生した電荷を蓄積する電荷蓄積コンデンサ５３と、この電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積された電荷を所定のタイミングで読み出すＴＦＴ（薄膜トランジスタ）５４を備えている。以下では説明を簡単にするために、例えば、検出素子５１が列方向（図２の上下方向）、及びライン方向（図２の左右方向）に２素子づつ配列されている場合の平面検出器２１の構成について説明する。
【００２１】
図２の光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第１の端子と、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第１の端子は接続され、更に、その接続点はＴＦＴ５４−１１、５４−１２、５４−２１、５４−２２のソース端子へ接続される。一方、光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第２の端子は、図示しないバイアス電源に接続され、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第２の端子は接地される。更に、ライン方向のＴＦＴ５４−１１及びＴＦＴ５４−２１のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−１に接続され、また、ＴＦＴ５４−１２、及びＴＦＴ５４−２２のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−２に接続される。
【００２２】
一方、列方向のＴＦＴ５４−１１、及び５４−１２のドレイン端子は信号出力線５９−１に共通接続され、また、ＴＦＴ５４−２１及び５４−２２のドレイン端子は信号出力線５９−２にそれぞれ共通接続される。信号出力線５９−１、５９−２は画像データ生成部１１に接続されている。
【００２３】
図１のゲートドライバ２２は、Ｘ線照射によって検出素子５１の光電膜５２で発生し電荷蓄積コンデンサ５３にて蓄積される信号電荷を読み出すために、ＴＦＴ５４のゲート端子に読み出し用の駆動パルスを供給する。
【００２４】
画像データ生成部１１は、平面検出器２１から読み出された電荷を電圧に変換する電荷・電圧変換器２３と、この電荷・電圧変換器２３の出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器２４と、平面検出器２１からライン単位でパラレルに読み出される画像信号をシリアルな信号に変換するパラレル・シリアル変換器２５とを備えている。
【００２５】
機構部３は、Ｘ線発生部１、及びＸ線検出部２を被検体４５の体軸方向に対して相対的に移動させて撮影断面の設定を行う保持アーム移動機構４１、及び寝台（天板）移動機構４４と、拡大撮影を行なうに際して平面検出器２１をＸ線ビーム方向に対して所定角度傾けるための検出器傾斜機構４３と、平面検出器２１の前面に取り付けられている散乱Ｘ線排除用のグリッド２０の着脱を行うグリッド着脱機構４２を備えている。
【００２６】
機構制御部６は、システム制御部１０からの制御信号によって前記保持アーム移動機構４１、寝台（天板）移動機構４４、検出器傾斜機構４３及びグリッド着脱機構４２を制御する。
【００２７】
画像記憶・補正部７は、画像データ生成部１１からシリアルに送られてくるＸ線画像データを順次記憶する画像データ記憶回路１３と、この画像データ記憶回路１３にて保存されるＸ線画像データに対して歪補正と感度補正を行う画像補正回路１２を備えている。画像補正回路１２はＣＰＵを有し、平面検出器２１をＸ線放射方向に対して斜めに配置した場合に発生するＸ線画像データの台形歪と、前記平面検出器２１を構成する検出素子５１における感度差に対して補正を行う。
【００２８】
高電圧発生部４は、Ｘ線管１５の陰極から発生する熱電子を加速するために、陽極と陰極の間に印加する高電圧を発生させる。通常は、インバータ方式により８０ＫＷ乃至１００ＫＷの大出力容量を有している。
【００２９】
操作部９はキーボード、各種スイッチ、マウス等を備えたインターラクティブなインターフェースであり、装置の操作者は操作部９において、撮影の各種条件や検査の開始、機構部３の移動制御などのコマンド信号を入力し、これらのコマンド信号はシステム制御部１０を介して各ユニットに送られる。また、操作者は表示部８のＣＲＴモニタ３３に表示される標準Ｘ線画像に対して、拡大撮影用の関心領域（ＲＯＩ）を設定することも可能である。
【００３０】
表示部８は、画像記憶・補正部７において歪や感度の補正が行われた１枚分のＸ線画像データと、このＸ線画像データの付帯情報である数字や各種文字などを一旦保存する表示用画像メモリ３１と、このＸ線画像データや付帯情報をアナログ映像信号に変換するＤ／Ａ変換器３２と、前記映像信号を表示する前記ＣＲＴモニタ３３から構成される。
【００３１】
システム制御部１０は、ＣＰＵと記憶回路を備え、操作部９から送られてくる操作者の指示や撮影条件などの情報を一旦記憶した後、これらの情報に基づいてＸ線画像データの収集や表示の制御、あるいは移動機構に関する制御などシステム全体の制御を行う。
【００３２】
（標準撮影）
次に、図１乃至図８を用いて本実施の形態におけるＸ線診断装置の標準撮影、及び拡大撮影における撮影手順について説明する。但し、図８は本実施の形態における撮影手順のフローチャートを示す。
【００３３】
標準撮影に先立って装置操作者は、操作部９において標準撮影における種々の撮影条件を入力し、これらの撮影条件はシステム制御部１０の記憶回路に保存される。次いで操作者は、システム制御部１０、及び機構制御部６を介して保持アーム移動機構４１、及び寝台移動機構４４に対して指示信号を供給し、Ｘ線発生部１、及びＸ線検出部２に対して被検者４５の撮影部位を最適な位置に設定する（図８のステップＳ１）。
【００３４】
次に、操作者は操作部９よりＸ線透過画像の標準撮影開始コマンドを入力し、このコマンドが操作部９よりシステム制御部１０に供給されると、システム制御部１０から駆動信号が高電圧発生部４に送られる（図８のステップＳ２）。この駆動信号によって発生する高電圧発生部４の出力電圧は、Ｘ線発生部１のＸ線管１５に印加されて、Ｘ線管１５は被検体４５に対してパルスＸ線を放射する。そして、被検体４５を透過したＸ線は、被検体４５の後方に配置されるＸ線検出部２のグリッド２０を介し、平面検出器２１によって検出される。
【００３５】
次に、Ｘ線検出部２について更に詳細な構成を示した図３と、平面検出器２１における信号読み出しのタイムチャートを示した図４を用いてＸ線画像データの生成手順を説明する。
【００３６】
図３において、平面検出器２１はライン方向にＭ個、列方向にＮ個、２次元配列された検出素子５１から構成されている。この平面検出器２１において、ライン方向に配列されたＭ個の検出素子５１のそれぞれの駆動端子（即ち、図２に示すＴＦＴ５４のゲート端子）は共通接続され、ゲートドライバ２２の出力端子に接続される。例えば、ゲートドライバ２２の出力端子２２−１は検出素子５１−１１、５１−２１、５１−３１、・・・５１−Ｍ１の各駆動端子に接続され、ゲートドライバ２２の出力端子２２−Ｎは検出素子５１−１Ｎ、５１−２Ｎ、５１−３Ｎ、・・・５１−ＭＮの各駆動端子に接続される。
【００３７】
一方、列方向に配列されたＮ個の検出素子５１のそれぞれの出力端子（即ち、図２に示すＴＦＴ５４のドレイン端子）は信号出力線５９によって共通接続され、この信号出力線５９は画像データ生成部１１の電荷・電圧変換器２３の入力端子に接続される。例えば、検出素子５１−１１、５１−１２、５１−１３、・・・５１−１Ｎの出力端子は信号出力線５９−１によって共通接続され、この信号出力線５９−１は電荷・電圧変換器２３−１に接続される。同様にして、検出素子５１−Ｍ１、５１−Ｍ２、５１−Ｍ３、・・・５１−ＭＮの出力端子は信号出力線５９−Ｍによって共通接続され、この信号出力線５９−Ｍは電荷・電圧変換器２３−Ｍに接続される。
【００３８】
図４はＸ線の照射タイミング、ゲートドライバ２２の出力信号及び検出素子５１の出力信号を示したものであり、システム制御部１０からの制御信号に基づいて、Ｘ線発生部１は図４（ａ）の時間ｔ０ａ乃至ｔ０ｂの期間に被検体４５に対してＸ線を照射し、検出素子５１は被検体４５を透過したＸ線を受信して、そのＸ線照射強度に比例した信号電荷を電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積する。このＸ線照射が終了すると、システム制御部１０はゲートドライバ２２にクロックパルスを供給し、ゲートドライバ２２はその出力端子２２−１乃至２２−Ｎから図４（ｂ）乃至図４（ｄ）に示すような駆動パルスを順次出力する。
【００３９】
図２に示したゲートドライバ２２は駆動回路で、検出素子５１にて蓄積された電荷をＴＦＴ５４を介して信号出力線５９に読み出すために、ＴＦＴ５４のゲート端子に読み出し用の駆動パルス（ＯＮ電圧）を供給する。この駆動パルスをゲート端子に供給することによってＴＦＴ５４を導通（ＯＮ）状態にし、電荷蓄積コンデンサ５３に蓄えられた信号電荷を信号出力線５９に出力する。
【００４０】
図４（ａ）の時間ｔ０ａ乃至ｔ０ｂの期間においてＸ線の照射が行われた後、ゲートドライバ２２の出力端子２２−１は時間ｔ１ａ乃至ｔ１ｂの期間においてＯＮ電圧になり（図４（ｂ））、第１ラインの検出素子５１−１１、５１−２１，・・・，５１−Ｍ１を駆動する。そして、これらの検出素子５１に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９―Ｍに出力する。信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力された信号電荷は、電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−Ｍにおいて電荷から電圧に変換され、更に、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍにおいてデジタル信号に変換される。システム制御部１０は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍにパラレル入力して一旦保存した後、シリアルに読み出して第１ラインの画像データとして画像記憶・補正部７の画像データ記憶回路１３に保存する。
【００４１】
次に、時間ｔ２ａ乃至ｔ２ｂの期間においてゲートドライバ２２は、その出力端子２２−２のみをＯＮ電圧にして（図４（ｃ））、第２ラインの検出素子５１−１２、５１−２２、５１−３２，・・・，５１−Ｍ２に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、出力された信号電荷は、電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−ＭやＡ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍに送られる。次いで、システム制御部１０は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍに保存した後、第２ラインの画像データとして画像データ記憶回路１３に保存する。
【００４２】
以下同様にして、ゲートドライバ２２の出力端子２２−３乃至２２−Ｎが順次ＯＮ電圧になると、第３ライン乃至第Ｎラインに配置された検出素子５１は内部に蓄積していた信号電荷を順次信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、この信号電荷は電荷・電圧変換器２３−１やＡ／Ｄ変換器２４−１を介してパラレル・シリアル変換器２５に一旦記憶され、更に、画像データ記憶回路１３において第３ライン乃至第Ｎラインの画像データとして保存される（図８のステップＳ３）。
【００４３】
画像データ記憶回路１３において１枚のＸ線画像データが生成されたならば、システム制御部１０は、画像データ記憶回路１３の画像データを表示部８の表示用画像メモリ３１に一旦保存し、更に、Ｄ／Ａ変換器３２によってＤ／Ａ変換を行った後ＣＲＴモニタ３３にてＸ線画像として表示する（図８のステップＳ４）。なお、画像補正回路１２は、後述する拡大撮影においてＸ線画像データの歪や感度を補正するためのものであり、標準撮影における画像データ記憶回路１３の出力は直接表示部８の表示用画像メモリ３１に保存される。
【００４４】
（拡大撮影）
次に、拡大撮影における撮影手順について説明する。操作者は、前記標準撮影によって得られるＸ線画像を表示部８のＣＲＴモニタ３３において観察し、このＸ線画像に対して拡大撮影する領域を設定する（図８のステップＳ５）。即ち、操作者は、例えば操作部９のマウスを用いてＣＲＴモニタ３３に表示されているＸ線画像上に拡大撮影用の関心領域（ＲＯＩ）を設定し、操作部９に備えられている操作パネル上で拡大撮影モードを選択する（図８のステップＳ６）。
【００４５】
システム制御部１０は、操作者によって操作部９より入力された拡大撮影モードの選択信号と、拡大撮影領域に関する情報をシステム制御部１０の記憶回路に保存する。次いで、この拡大撮影領域の情報、即ち拡大撮影領域のサイズに基づいてＸ線発生部１のＸ線絞り器１６に対して制御信号を供給し、前記拡大撮影領域に効率よくＸ線ビームが照射されるように照射領域の設定を行う。
【００４６】
更に、システム制御部１０のＣＰＵは前記拡大撮影領域の情報から平面検出器２１の傾斜角度を算出し、この算出結果に基づいた制御信号を機構制御部６を介して検出器傾斜機構４３に送り、平面検出器２１を所定角度（θ０）傾斜させる。また、この平面検出器２１が斜めから入射するＸ線に対して十分な検出感度が得られるように、システム制御部１０はグリッド着脱機構４２に対して散乱Ｘ線排除用のグリッド２０が不要であることを指示し、グリッド２０はグリッド着脱機構４２によって取り外される（図８のステップＳ７）。
【００４７】
（平面検出器の傾斜とその効果）
図５は、平面検出器２１を使用したＸ線撮影の場合に、従来の拡大撮影において用いられるＸ線画像の画素数と、本実施の形態の拡大撮影において用いられるＸ線画像の画素数をＸ方向において比較したものである。例えば、Ｘ線管１５から放射されるＸ線ビームの中心軸をＺ軸とした場合、図５（ａ）に示した従来の拡大撮影では、前記Ｚ軸に対して垂直なＸ−Ｙ平面上に平面検出器２１を配置し、被検体４５の体軸に平行なＹ軸に対して垂直なＸ軸方向の撮影領域Ｌ１を、平面検出器２１のＸ軸方向の最大有効画素数Ｍ１を用いて撮影する。
【００４８】
次いで、Ｘ線ビームを絞って撮影領域Ｌ２に対して拡大撮影する場合、用いられる平面検出器２１の画素数Ｍ２と最大有効画素数Ｍ１の間にはＭ２／Ｍ１＝Ｌ２／Ｌ１の関係が成り立ち、画素数Ｍ２は撮影領域Ｌ２に比例して減少する。また、Ｙ軸方向においても同様な関係が成立し、例えば、従来の標準撮影においてＭ１×Ｍ１の画素を用いて撮影される１枚のＸ線画像は、拡大撮影によってＭ２×Ｍ２の画素によるＸ線画像となるため、モザイク状の量子化ノイズが発生するため画質が劣化する。
【００４９】
一方、図５（ｂ）に示した本実施の形態における拡大撮影では、被検体４５の体軸と平行なＹ軸を回転軸５０として前記平面検出器２１を回転させ、Ｘ−Ｙ平面に対してθ_０度傾斜させる。このように平面検出器２１を傾斜させて用いることによって、被検体４５の拡大撮影領域Ｌ２を透過するＸ線は、平面検出器２１の最大有効画素Ｍ１によって検出されるため、平面検出器２１にて使用される画素の減少を防ぐことが可能となる。
【００５０】
次に、Ｘ線画像のＸ軸方向の拡大率γと平面検出器２１の傾斜角度（θ_０）の関係を図６を用いて説明する。一般に、平面検出器２１は被検体４５に対して極めて接近して用いられるため、図５（ｂ）のＸ線ビームは図６に示すような平行ビームによって近似することが可能である。従って、平面検出器２１の傾斜角度θ_０は
θ_０≒ｃｏｓ^−１（Ｌ２／Ｌ１）＝ｃｏｓ^−１（１／γ）・・・（１）
から算出することができる。
【００５１】
システム制御部１０からの制御信号に従って、Ｘ線ビームの照射領域の設定、グリッド２０の取り外し、平面検出器２１の傾斜が行われたならば、操作者は拡大撮影開始のコマンド信号を操作部９より入力し、このコマンド信号が操作部９よりシステム制御部１０に供給されると、システム制御部１０から駆動信号が高電圧発生部４に送られる（図８のステップＳ８）。この駆動信号によって発生する高電圧発生部４の出力電圧は、Ｘ線発生部１のＸ線管１５に印加されて、Ｘ線管１５は被検体４５に対してパルスＸ線を放射する。そして、被検体４５を透過したＸ線は、被検体４５の後方に配置されるＸ線検出部２のグリッド２０を介し、平面検出器２１によって検出される。
【００５２】
平面検出器２１の検出素子５１は、被検体４５を透過したＸ線を受信して、そのＸ線照射強度に比例した信号電荷を電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積する。Ｘ線照射が終了するとシステム制御部１０は、ゲートドライバ２２にクロックパルスを供給し、ゲートドライバ２２はその出力端子２２−１乃至２２−Ｎから駆動パルスを順次出力する。
【００５３】
即ち、Ｘ線の照射が行われた後、図３に示すゲートドライバ２２の出力端子２２−１は、第１ラインの検出素子５１−１１、５１−２１，・・・，５１−Ｍ１を駆動する。そして、これらの検出素子５１に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９―Ｍに出力する。信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力された信号電荷は、電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−Ｍにおいて電荷から電圧に変換され、更に、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍにおいてデジタル信号に変換する。システム制御部１０は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍにパラレル入力して一旦保存した後、シリアルに読み出して第１ラインの画像データとして画像記憶・補正部７の画像データ記憶回路１３に保存する。
【００５４】
次に、ゲートドライバ２２の出力端子２２−２は、第２ラインの検出素子５１−１２、５１−２２、５１−３２，・・・，５１−Ｍ２を駆動して、これらの変換素子５１に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、これらの信号電荷も電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−ＭやＡ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍに送られる。そして、システム制御部１０は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍに保存した後、第２ラインの画像データとして画像データ記憶回路１３に保存する。
【００５５】
以下同様にして、ゲートドライバ２２の出力端子２２−３乃至２２−Ｎによって第３ライン乃至第Ｎラインの検出素子５１は順次駆動されて内部に蓄積していた信号電荷を順次信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、この信号電荷も電荷・電圧変換器２３−１やＡ／Ｄ変換器２４−１、更にはパラレル・シリアル変換器２５を介して画像データ記憶回路１３に供給され、第３ライン乃至第Ｎラインの画像データとして保存される（図８のステップＳ９）。
【００５６】
画像記憶・補正部７の画像データ記憶回路１３において１枚のＸ線画像データが生成されたならば、画像記憶・補正部７の画像補正回路１２は、システム制御部１０からの指示に従いＸ線画像データを画像記憶回路１３から読み出し、画像歪と画像感度の補正を行う（図８のステップＳ１０）。
【００５７】
ここで図７（ａ）は図５（ｂ）と同様に平面検出器２１を所定角度（θ_０）傾斜させた場合に、矩形で示した被検体４５の拡大撮影領域４６を透過したＸ線が平面検出器２１に照射されてＸ線透過像４７が生成される領域を示している。図６に示した平面検出器２１の傾斜角度算出の説明では、被検体４５を透過したＸ線は近似的に平行ビームとしたが、厳密には拡散ビームであるため、Ｘ線管１５から平面検出器２１までの距離によってＹ方向（体軸方向）におけるＸ線の照射幅は異なり、従ってこの平面検出器２１によって得られる画像の拡大率も異なる。即ち、Ｘ線管１５に最も近い平面検出器２１の上辺４８におけるＸ線の照射幅Ｗ１は、最も遠い平面検出器２１の下辺４９における照射幅Ｗ２に対してＷ１＜Ｗ２となる。
【００５８】
このように、本実施の形態において傾斜させた平面検出器２１から得られるＸ線透過像は、上記の理由により拡大率が一様にならないために画像歪が発生する。図１の画像記憶・補正部７の画像補正回路１２は、この画像歪を補正する機能を有しており、前記画像補正回路１２は、傾斜した平面検出器２１によって検出される被検体４５のＸ線データを用いて画像データ生成部１１にて生成されるＸ線画像データに対して、まず画像歪の補正処理を行う。例えば、図７（ｂ）に示すように、拡大率の小さい平面検出器２１の上辺４８における各画素のデータを太矢印で示す外側の画素にシフトさせ、この画素データのシフトによって空いた画素には周囲の画素データを用いて補間処理を行った後、必要に応じてフィルタリング処理を行う。
【００５９】
このようにして、Ｘ線画像データの拡大率を一様にすることによって画像歪を補正する処理を終了したならば、次に、各画素のデータに対して感度補正を行う。Ｘ線ビームは、Ｘ線発生部１のＸ線管１５からの距離の増大に伴って単位面積当たりのＸ線強度が減少する。従って、図６に示すように、有効撮影領域Ｌ３の平面検出器２１をθ_０度傾斜させた場合には、Ｘ線管１５と平面検出器２１のＸ方向における各変換素子との距離は異なるため、前記変換素子の検出感度に差異が生ずる。なお、この場合の最大距離差ΔＲは近似的に、ΔＲ＝Ｌ３ｓｉｎθ_０によって示され、平面検出器２１から得られる最大感度差はこの最大距離差に基づいて発生する。
【００６０】
なお、感度差の補正に際して、システム制御部１０のＣＰＵは、傾斜角度（θ_０）が算出された段階で、平面検出器２１の有効撮影領域Ｌ３の大きさや前記傾斜角度情報に基づいて各変換素子５１とＸ線管１５の間の距離を算出し、その算出結果を画像記憶・補正部７の画像補正回路１２に供給し、その記憶回路に保存しておくことが望ましい。
【００６１】
前記画像補正回路１２は、既に画像歪補正が完了しているＸ線画像データに対し、制御部１０から供給される距離の算出結果に基づいて感度補正を行う。
【００６２】
上記手順によって画像の歪と感度についての補正が完了したＸ線画像データは、画像データ記憶回路１３に再度保存された後、表示部８の表示用画像メモリ３１を介してＤ／Ａ変換器３２に供給されてＤ／Ａ変換が行われ、ＣＲＴモニタ３３にて表示される（図８のステップＳ１１）。
【００６３】
以上述べた本実施の形態によれば、平面検出器２１を傾斜させて拡大撮影を行なうことによって、平面検出器２１が有している画素を有効に用いることができる。このため、空間分解能に優れたＸ線画像を撮影することが可能となる。また、平面検出器２１を傾斜させる方式は、後方に平行移動させる方式と比較して、平面検出器２１を被検体４５に対して接近させた状態で撮影できるため感度的にも有利であり、しかも簡単な機構によって実現することが可能となる。
【００６４】
以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、本発明は上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、本発明の実施の形態における画像歪補正、あるいは感度補正は、平面検出器２１の個々の変換素子５１を単位として行う場合について述べたが、平面検出器２１のＹ軸方向に配列された検出素子５１の列を単位として行なうことによって補正処理を簡単かつ短時間で行うことができる。
【００６５】
また、平面検出器２１の傾斜において、平面検出器２１の回転軸を体軸方向（図５のＹ軸方向）に設定した場合について述べたが、体軸と直交した軸（図５のＸ軸方向）に設定してもかまわない。
【００６６】
一方、図５（ｂ）では、平面検出器２１の回転軸は平面検出器２１のほぼ中央部に設けたが、上辺４８や下辺４９の近傍であってもよく、特に限定されない。
【００６７】
更に、本実施の形態の拡大撮影において、散乱Ｘ線排除用のグリッド２０の取り外しは平面検出器２１の傾斜時に行う場合について述べたが、これに限定されるものではなく、例えば、操作者によって拡大撮影モードが選択された時点において取り外しが行われてもよい。
【００６８】
また、本実施の形態の拡大撮影における拡大率は、事前に撮影される標準撮影画像にて操作者が拡大撮影領域を指定することによって設定される場合について述べたが、操作者が拡大率の値を操作部９より直接入力する方法や、予め設定されている複数の拡大率の中から所望の拡大率を選択する方法であってもよい。
【００６９】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、拡大撮影においても平面検出器が有する画素を有効に用いることができるため、空間分解能に優れたＸ線画像の撮影が可能なＸ線診断装置及びＸ線撮影方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態におけるＸ線診断装置全体の概略構成を示す図。
【図２】本発明の実施の形態における平面検出器の構成を示す図。
【図３】本発明の実施の形態における平面検出器とその周辺回路の構成を示す図。
【図４】本発明の実施の形態におけるゲートドライバの駆動信号と検出素子の出力信号のタイムチャートを示す図。
【図５】本発明の実施の形態における平面検出器の設定方法を示す図。
【図６】本発明の実施の形態における平面検出器の傾斜角度設定方法を示す図。
【図７】本発明の実施の形態における画像歪と補正方法を示す図。
【図８】本発明の実施の形態における撮影の手順を示すフローチャート。
【図９】従来の拡大撮影法を示す図。
【符号の説明】
１・・・Ｘ線発生部
２・・・Ｘ線検出部
３・・・機構部
４・・・高電圧発生部
５・・・保持アーム
６・・・機構制御部
７・・・画像記憶・補正部
８・・・表示部
９・・・操作部
１０・・・システム制御部
１１・・・画像データ生成部
１２・・・画像補正回路
１３・・・画像データ記憶回路
１５・・・Ｘ線管
１６・・・Ｘ線絞り器
１７・・・寝台
２１・・・平面検出器
２２・・・ゲートドライバ
４２・・・グリッド着脱機構
４３・・・検出器傾斜機構[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus having a plurality of X-ray detecting elements arranged two-dimensionally, and more particularly to an X-ray diagnostic apparatus and an X-ray imaging method that enable enlarged imaging with excellent spatial resolution.
[0002]
[Prior art]
Medical image diagnostic techniques using an X-ray diagnostic apparatus, an MRI apparatus, an X-ray CT apparatus, and the like have made rapid progress with the development of computer technology in the 1970s, and have become indispensable in today's medical care.
[0003]
Conventionally, as a detection element used in an X-ray diagnostic apparatus, an X-ray film or an I.D. I. (Image intensifier) has been used. That is, FIG. I. FIG. 1 schematically shows an X-ray diagnostic apparatus using the I.203. I. In the X-ray imaging method using 203, X-rays generated from the X-ray tube 200 are irradiated on the subject 206 through the X-ray diaphragm 201, and at this time, X-ray image information obtained through the subject 206 is obtained. Of the X-ray detector 202. I. The optical image is converted into an optical image by 203. Further, the optical image is photographed by an X-ray TV camera 204, and the X-ray image data obtained by converting it into an electric signal is displayed on a TV monitor (not shown) after A / D conversion. I was For this reason, I. I. The photographing method using the 203 enables real-time photographing that could not be performed by the film method, and allows image data to be collected by digital signals, thereby enabling various image processing.
[0004]
In such an X-ray diagnostic apparatus, when a predetermined area is enlarged and displayed from the image information detected by the X-ray detector 202, the I.D. shown in FIG. I. In the X-ray detector 202 using the I. 203, I. A predetermined area of the optical image projected on the 203 is magnified by the X-ray TV camera 204. At this time, since the image information of the area to be enlarged is converted into an electric signal using the CCD pixels of the X-ray TV camera 204, the number of pixels constituting one piece of X-ray image data is The number is determined by the number of effective pixels (the number of horizontal pixels × the number of vertical pixels) of the CCD 204, and is always constant regardless of the image enlargement ratio. Therefore, it was possible to improve the spatial resolution of the X-ray image in the enlarged imaging.
[0005]
On the other hand, I. I. In recent years, a two-dimensional array of X-ray flat panel detectors (hereinafter, flat panel detectors) has attracted much attention as an alternative to the X-ray diagnostic apparatus using the 203, and some of them have already entered the stage of practical use. In a device using this flat panel detector, since X-ray image information is directly converted into an electric signal, a great improvement in image quality performance and stability is expected.
[0006]
FIG. 9B shows standard imaging and enlarged imaging using the plane detector 205, and X-rays emitted from the X-ray tube 200 irradiate the subject 206 via the X-ray diaphragm 201. Then, the X-ray transmitted through the subject 206 is applied to the X-ray detector 202.
[0007]
In the plane detector 202, charges proportional to the irradiated X-ray amount (hereinafter, referred to as signal charges) are accumulated in each of the two-dimensionally arranged detection elements, and the accumulated signal charges are stored in a TFT (TFT) having a switching function. It is configured to be sequentially read out to a signal output line via a thin film transistor (for example, see Patent Document 1).
[0008]
Further, the signal charge output to the signal output line is converted into a digital signal by an A / D converter via a charge / voltage converter, and is stored as X-ray image data in an image data storage circuit. Is displayed in. The A / D converted X-ray image signal can be easily subjected to various image processing, subtraction processing between a plurality of images, and the like.
[0009]
[Patent Document 1]
JP 2001-340324 A (Pages 2-3, FIGS. 15-18)
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, magnified imaging by an X-ray diagnostic apparatus using the flat panel detector 202 is a conventional I.D. I. There is a problem that the spatial resolution is not so much improved as compared with the case where 203 is used. That is, in the enlarged photographing using the plane detector 202 shown in FIG. 9B, the plane detector 205 of the X-ray detector 202 is configured by discrete detection elements, and the number of effective pixels and the number of pixels The size is predetermined. Therefore, even if the image data obtained by such an X-ray detector 202 is enlarged and displayed on a CRT monitor or the like, since the image information is quantized by the element width of the detection element, it becomes a mosaic image, and It may be difficult to improve the resolution.
[0011]
The present invention has been made in order to solve the problems in the imaging using the conventional flat panel detector 205, and an object of the present invention is to make it possible to capture an X-ray image with excellent spatial resolution in enlarged imaging. An X-ray diagnostic apparatus and an X-ray imaging method are provided.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention includes an X-ray generating unit that irradiates X-rays in a predetermined direction, and an X-ray detecting unit that detects X-rays irradiated by the X-ray generating unit. Detector angle setting means for setting the detection surface of the X-ray detector in the X-ray detection means at a predetermined angle with respect to the X-ray irradiation direction; and X-ray detection based on a detection signal obtained by the X-ray detection means. Image generating means for generating image data.
[0013]
Therefore, according to the present invention, it is possible to obtain an X-ray image having high spatial resolution in magnified photography using a flat panel detector.
[0014]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
(Structure of the device)
The configuration of the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the whole X-ray diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a flat panel detector according to an embodiment of the present invention.
[0015]
The X-ray diagnostic apparatus 100 includes an X-ray generation unit 1 that irradiates an X-ray to a subject 45, an X-ray detection unit 2 that two-dimensionally detects X-rays transmitted through the subject 45, The apparatus includes a holding arm 5 that holds the X-ray detector 1 and the X-ray detector 2 by, for example, a C-arm, and a bed (top plate) 17 on which the subject 45 is placed.
[0016]
In addition, the X-ray diagnostic apparatus 100 controls the movement of the holding arm 5 and the bed (top plate) 17, the attachment / detachment of the grid 20 on the plane detector 21 of the X-ray detector 2, or the inclination of the plane detector 21. A mechanism unit 3 for performing the operation, a mechanism control unit 6 for controlling each mechanism of the mechanism unit 3, and X-ray image data detected in units of lines by the X-ray detection unit 2 are stored as images, and distortion and distortion of the images are reduced. An image storage / correction unit 7 for correcting sensitivity is provided.
[0017]
Further, the X-ray diagnostic apparatus 100 includes a display unit 8 for displaying X-ray image data stored in the image data storage circuit 13 of the image storage / correction unit 7, and an X-ray generation unit 1 for X-ray emission. A high voltage generator 4 for generating a high voltage, a system controller 10 for controlling each of the above units, and an operation unit 9 for an apparatus operator to give various instructions to the X-ray diagnostic apparatus 100. ing.
[0018]
The X-ray generator 1 includes an X-ray tube 15 that emits X-rays to the subject 45, and an X-ray diaphragm 16 that collimates the X-rays emitted from the X-ray tube 15. The X-ray tube 15 is a vacuum tube that generates X-rays. The X-ray tube 15 generates X-rays by accelerating electrons emitted from a cathode (filament) by a high voltage and causing the electrons to collide with a tungsten anode. On the other hand, the X-ray aperture device 16 is located between the X-ray tube 15 and the subject 45, and in the case of enlarged imaging, a function of narrowing the X-ray beam emitted from the X-ray tube 15 to the size of the enlarged imaging region. have.
[0019]
The X-ray detector 2 converts the X-rays transmitted through the subject 45 into electric charges and stores the electric charges, and a gate driver for reading out the electric charges stored in the flat detector 21 as an X-ray image signal. 22 and an image data generation unit 11 for converting the read charges into image data. A grid 20 for preventing reception of scattered X-rays generated in the subject 45 is arranged on the front surface of the flat panel detector 21.
[0020]
As shown in FIG. 2, the plane detector 21 has two-dimensionally arrayed minute detection elements 51-11, 51-12,... 51-21, 51-22,. Each of the detection elements 51 senses X-rays and generates a charge according to an incident X-ray amount, and a charge storage capacitor 53 that stores charges generated in the photoelectric film 52. And a TFT (thin film transistor) 54 for reading out the charge stored in the charge storage capacitor 53 at a predetermined timing. Hereinafter, for simplicity of description, for example, the flat detector 21 in the case where the detecting elements 51 are arranged two by two in the column direction (vertical direction in FIG. 2) and the line direction (horizontal direction in FIG. 2). Will be described.
[0021]
First terminals of the photoelectric films 52-11, 52-12, 52-21, and 52-22 in FIG. 2 and first terminals of the charge storage capacitors 53-11, 53-12, 53-21, and 53-22. Are connected, and the connection points are connected to the source terminals of the TFTs 54-11, 54-12, 54-21, and 54-22. On the other hand, the second terminals of the photoelectric films 52-11, 52-12, 52-21, and 52-22 are connected to a bias power supply (not shown), and charge storage capacitors 53-11, 53-12, 53-21, and 53 are connected. The second terminal of -22 is grounded. Further, the gates of the TFTs 54-11 and 54-21 in the line direction are connected to the output terminal 22-1 of the gate driver 22, and the gates of the TFTs 54-12 and 54-22 are connected to the output terminal 22-2 of the gate driver 22. Connected to.
[0022]
On the other hand, the drain terminals of the TFTs 54-11 and 54-12 in the column direction are commonly connected to the signal output line 59-1, and the drain terminals of the TFTs 54-21 and 54-22 are commonly connected to the signal output line 59-2. Connected. The signal output lines 59-1 and 59-2 are connected to the image data generation unit 11.
[0023]
The gate driver 22 shown in FIG. 1 supplies a read driving pulse to the gate terminal of the TFT 54 in order to read out signal charges generated in the photoelectric film 52 of the detection element 51 by X-ray irradiation and stored in the charge storage capacitor 53. I do.
[0024]
The image data generation unit 11 includes a charge / voltage converter 23 for converting charges read from the plane detector 21 into a voltage, and an A / D converter for converting an output of the charge / voltage converter 23 into a digital signal. And a parallel-to-serial converter 25 for converting an image signal read out in parallel from the plane detector 21 into a serial signal into a serial signal.
[0025]
The mechanism unit 3 includes a holding arm moving mechanism 41 that relatively moves the X-ray generation unit 1 and the X-ray detection unit 2 with respect to the body axis direction of the subject 45 to set an imaging section, and a bed (top) Plate) moving mechanism 44, detector tilt mechanism 43 for tilting plane detector 21 at a predetermined angle with respect to the X-ray beam direction when performing enlarged photographing, and scattered X-rays attached to the front of plane detector 21. A grid attaching / detaching mechanism 42 for attaching / detaching the removing grid 20 is provided.
[0026]
The mechanism control unit 6 controls the holding arm moving mechanism 41, the bed (top board) moving mechanism 44, the detector tilting mechanism 43, and the grid attaching / detaching mechanism 42 according to a control signal from the system control unit 10.
[0027]
The image storage / correction unit 7 includes an image data storage circuit 13 that sequentially stores X-ray image data serially transmitted from the image data generation unit 11, and an X-ray image data stored in the image data storage circuit 13. And an image correction circuit 12 that performs distortion correction and sensitivity correction on the image data. The image correction circuit 12 has a CPU. The trapezoidal distortion of the X-ray image data generated when the plane detector 21 is arranged obliquely with respect to the X-ray emission direction, and the detection element 51 constituting the plane detector 21 Is corrected for the sensitivity difference at.
[0028]
The high voltage generator 4 generates a high voltage applied between the anode and the cathode to accelerate thermoelectrons generated from the cathode of the X-ray tube 15. Usually, the inverter has a large output capacity of 80 KW to 100 KW by an inverter system.
[0029]
The operation unit 9 is an interactive interface including a keyboard, various switches, a mouse, and the like. The operator of the apparatus uses the operation unit 9 to send command signals such as various imaging conditions, start of inspection, and movement control of the mechanism unit 3. These command signals are sent to each unit via the system control unit 10. Further, the operator can set a region of interest (ROI) for magnifying radiography with respect to the standard X-ray image displayed on the CRT monitor 33 of the display unit 8.
[0030]
The display unit 8 temporarily stores one sheet of X-ray image data for which distortion and sensitivity have been corrected by the image storage / correction unit 7 and numbers and various characters that are supplementary information of the X-ray image data. It comprises a display image memory 31, a D / A converter 32 for converting the X-ray image data and supplementary information into an analog video signal, and the CRT monitor 33 for displaying the video signal.
[0031]
The system control unit 10 includes a CPU and a storage circuit, temporarily stores information such as an operator's instruction and imaging conditions sent from the operation unit 9 and then collects X-ray image data based on the information. It controls the entire system such as display control or control relating to the moving mechanism.
[0032]
(Standard shooting)
Next, an imaging procedure in standard imaging and enlarged imaging of the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 8 shows a flowchart of a shooting procedure in the present embodiment.
[0033]
Prior to the standard photographing, the apparatus operator inputs various photographing conditions in the standard photographing through the operation unit 9, and these photographing conditions are stored in the storage circuit of the system control unit 10. Next, the operator supplies an instruction signal to the holding arm moving mechanism 41 and the bed moving mechanism 44 via the system control unit 10 and the mechanism control unit 6, and the X-ray generation unit 1 and the X-ray detection unit 2 Then, the imaging part of the subject 45 is set to the optimum position (step S1 in FIG. 8).
[0034]
Next, the operator inputs a standard radiographing start command of the X-ray transmission image from the operation unit 9, and when this command is supplied from the operation unit 9 to the system control unit 10, the drive signal from the system control unit 10 It is sent to the generator 4 (step S2 in FIG. 8). The output voltage of the high voltage generator 4 generated by the driving signal is applied to the X-ray tube 15 of the X-ray generator 1, and the X-ray tube 15 emits a pulse X-ray to the subject 45. Then, the X-ray transmitted through the subject 45 is detected by the flat panel detector 21 via the grid 20 of the X-ray detection unit 2 disposed behind the subject 45.
[0035]
Next, a generation procedure of X-ray image data will be described with reference to FIG. 3 showing a more detailed configuration of the X-ray detection unit 2 and FIG. 4 showing a time chart of signal reading in the plane detector 21.
[0036]
In FIG. 3, the plane detector 21 is composed of M detection elements 51 arranged two-dimensionally in M lines and N columns. In the flat panel detector 21, the respective drive terminals (that is, the gate terminals of the TFTs 54 shown in FIG. 2) of the M detection elements 51 arranged in the line direction are commonly connected and connected to the output terminal of the gate driver 22. You. For example, the output terminal 22-1 of the gate driver 22 is connected to each drive terminal of the detection elements 51-11, 51-21, 51-31,... 51-M1, and the output terminal 22-N of the gate driver 22 is The detection elements 51-1N, 51-2N, 51-3N,..., 51-MN are connected to respective drive terminals.
[0037]
On the other hand, the respective output terminals of the N detection elements 51 arranged in the column direction (that is, the drain terminals of the TFTs 54 shown in FIG. 2) are commonly connected by a signal output line 59, and the signal output line 59 is used to generate image data. It is connected to the input terminal of the charge / voltage converter 23 of the unit 11. For example, the output terminals of the detection elements 51-11, 51-12, 51-13,... 51-1N are commonly connected by a signal output line 59-1, and the signal output line 59-1 is a charge-to-voltage converter. 23-1. Similarly, the output terminals of the detection elements 51-M1, 51-M2, 51-M3,..., 51-MN are commonly connected by a signal output line 59-M. Connected to converter 23-M.
[0038]
FIG. 4 shows the X-ray irradiation timing, the output signal of the gate driver 22, and the output signal of the detection element 51. Based on the control signal from the system control unit 10, the X-ray generation unit 1 In the period of time t0a to t0b in a), the subject 45 is irradiated with X-rays, the detection element 51 receives the X-rays transmitted through the subject 45, and generates a signal charge proportional to the X-ray irradiation intensity. The charge is stored in the charge storage capacitor 53. When this X-ray irradiation is completed, the system control unit 10 supplies a clock pulse to the gate driver 22, and the gate driver 22 changes the output terminals 22-1 to 22-N from FIG. 4 (b) to FIG. 4 (d). The driving pulses as shown are sequentially output.
[0039]
The gate driver 22 shown in FIG. 2 is a driving circuit, and a driving pulse (ON voltage) for reading is applied to the gate terminal of the TFT 54 in order to read out the electric charge accumulated in the detecting element 51 to the signal output line 59 via the TFT 54. Supply. By supplying this drive pulse to the gate terminal, the TFT 54 is made conductive (ON), and the signal charge stored in the charge storage capacitor 53 is output to the signal output line 59.
[0040]
After the X-ray irradiation is performed during the period from time t0a to t0b in FIG. 4A, the output terminal 22-1 of the gate driver 22 becomes the ON voltage during the period from time t1a to t1b (FIG. 4B). ), And drives the detection elements 51-11, 51-21,..., 51-M1 of the first line. Then, the signal charges accumulated in the detection elements 51 are output to the signal output lines 59-1 to 59-M. The signal charges output to the signal output lines 59-1 to 59-M are converted from charges into voltages in the charge-to-voltage converters 23-1 to 23-M, and further converted to A / D converters 24-1 to 24-24. Converted to a digital signal at -M. The system control section 10 inputs the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in parallel to the memories 25-1 to 25-M of the parallel-to-serial converter 25, temporarily stores them, and then reads them out serially. The image data of the first line is stored in the image data storage circuit 13 of the image storage / correction unit 7.
[0041]
Next, during the period from the time t2a to the time t2b, the gate driver 22 sets only the output terminal 22-2 to the ON voltage (FIG. 4C), and the detection elements 51-12, 51-22, and 51 on the second line. -32,..., 51-M2, output the signal charges to the signal output lines 59-1 to 59-M, and output the signal charges to the charge / voltage converters 23-1 to 23-M. And A / D converters 24-1 to 24-M. Next, the system control unit 10 stores the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in the memories 25-1 to 25-M of the parallel / serial converter 25, and then stores the output as image data of the second line. The data is stored in the image data storage circuit 13.
[0042]
Similarly, when the output terminals 22-3 to 22-N of the gate driver 22 are sequentially turned on, the detection elements 51 arranged on the third to Nth lines sequentially transfer the signal charges stored therein. The signal charges are output to the signal output lines 59-1 to 59-M, and the signal charges are temporarily stored in the parallel / serial converter 25 via the charge / voltage converter 23-1 and the A / D converter 24-1. The image data is stored as image data of the third to Nth lines in the image data storage circuit 13 (step S3 in FIG. 8).
[0043]
If one piece of X-ray image data is generated in the image data storage circuit 13, the system control unit 10 temporarily stores the image data of the image data storage circuit 13 in the display image memory 31 of the display unit 8, and further stores the image data. After the D / A conversion is performed by the D / A converter 32, it is displayed on the CRT monitor 33 as an X-ray image (step S4 in FIG. 8). Note that the image correction circuit 12 is for correcting distortion and sensitivity of X-ray image data in enlarged imaging described later, and the output of the image data storage circuit 13 in standard imaging is directly stored in the display image memory of the display unit 8. 31.
[0044]
(Enlarged shooting)
Next, a photographing procedure in enlarged photographing will be described. The operator observes the X-ray image obtained by the standard imaging on the CRT monitor 33 of the display unit 8 and sets an area for enlarging the X-ray image (Step S5 in FIG. 8). That is, the operator sets a region of interest (ROI) for magnifying radiography on the X-ray image displayed on the CRT monitor 33 by using, for example, a mouse of the operation unit 9, and operates the operation unit 9. An enlarged photographing mode is selected on the panel (step S6 in FIG. 8).
[0045]
The system control unit 10 stores, in a storage circuit of the system control unit 10, a selection signal of an enlarged photographing mode input by the operator from the operation unit 9 and information on the enlarged photographing area. Next, a control signal is supplied to the X-ray diaphragm 16 of the X-ray generation unit 1 based on the information of the enlarged imaging area, that is, the size of the enlarged imaging area, and the X-ray beam is efficiently irradiated on the enlarged imaging area The irradiation area is set in such a manner as to be performed.
[0046]
Further, the CPU of the system control unit 10 calculates the inclination angle of the plane detector 21 from the information of the enlarged photographing area, and sends a control signal based on the calculation result to the detector inclination mechanism 43 via the mechanism control unit 6. , The plane detector 21 is inclined by a predetermined angle (θ0). In addition, the system control unit 10 does not need the grid 20 for eliminating scattered X-rays with respect to the grid attaching / detaching mechanism 42 so that the plane detector 21 can obtain sufficient detection sensitivity for X-rays incident obliquely. That is, the grid 20 is detached by the grid attaching / detaching mechanism 42 (step S7 in FIG. 8).
[0047]
(Inclination of flat detector and its effect)
FIG. 5 shows the number of pixels of an X-ray image used in conventional magnified imaging and the number of pixels of an X-ray image used in magnified imaging according to the present embodiment in the case of X-ray imaging using the plane detector 21. This is a comparison in the X direction. For example, when the center axis of the X-ray beam emitted from the X-ray tube 15 is the Z axis, in the conventional magnified imaging shown in FIG. 5A, on the XY plane perpendicular to the Z axis. The plane detector 21 is disposed on the X-axis direction perpendicular to the Y-axis parallel to the body axis of the subject 45, and the maximum number of effective pixels M1 in the X-axis direction of the plane detector 21 is used. To shoot.
[0048]
Next, when the X-ray beam is narrowed down and the imaging area L2 is enlarged and imaged, the relationship of M2 / M1 = L2 / L1 is established between the number M2 of pixels of the plane detector 21 used and the maximum number M1 of effective pixels. , The number of pixels M2 decreases in proportion to the shooting area L2. A similar relationship holds in the Y-axis direction. For example, a single X-ray image captured using M1 × M1 pixels in conventional standard imaging is converted into an X-ray image using M2 × M2 pixels by enlarged imaging. Since the image is a line image, mosaic-like quantization noise is generated, and the image quality is degraded.
[0049]
On the other hand, in the enlarged imaging according to the present embodiment shown in FIG. 5B, the plane detector 21 is rotated with the Y axis parallel to the body axis of the subject 45 as the rotation axis 50, and the plane detector 21 is rotated with respect to the XY plane. And θ ₀ Incline. By using the plane detector 21 at an angle in this manner, X-rays transmitted through the enlarged imaging region L2 of the subject 45 are detected by the maximum effective pixel M1 of the plane detector 21. It is possible to prevent a decrease in the number of pixels used.
[0050]
Next, the magnification ratio γ of the X-ray image in the X-axis direction and the inclination angle (θ ₀ ) Will be described with reference to FIG. Generally, since the plane detector 21 is used very close to the subject 45, the X-ray beam in FIG. 5B can be approximated by a parallel beam as shown in FIG. Therefore, the inclination angle θ of the plane detector 21 ₀ Is
θ ₀ ≒ cos ^-1 (L2 / L1) = cos ^-1 (1 / γ) (1)
Can be calculated from
[0051]
When the setting of the X-ray beam irradiation area, the removal of the grid 20, and the inclination of the flat panel detector 21 are performed in accordance with the control signal from the system control unit 10, the operator sends a command signal for starting the enlarged imaging to the operation unit 9. When this command signal is supplied from the operation unit 9 to the system control unit 10, a drive signal is sent from the system control unit 10 to the high voltage generation unit 4 (step S8 in FIG. 8). The output voltage of the high voltage generator 4 generated by the driving signal is applied to the X-ray tube 15 of the X-ray generator 1, and the X-ray tube 15 emits a pulse X-ray to the subject 45. Then, the X-ray transmitted through the subject 45 is detected by the flat panel detector 21 via the grid 20 of the X-ray detection unit 2 disposed behind the subject 45.
[0052]
The detection element 51 of the flat panel detector 21 receives the X-ray transmitted through the subject 45 and stores a signal charge proportional to the X-ray irradiation intensity in the charge storage capacitor 53. When the X-ray irradiation is completed, the system control unit 10 supplies a clock pulse to the gate driver 22, and the gate driver 22 sequentially outputs drive pulses from its output terminals 22-1 to 22-N.
[0053]
That is, after X-ray irradiation is performed, the output terminal 22-1 of the gate driver 22 shown in FIG. 3 drives the detection elements 51-11, 51-21,..., 51-M1 on the first line. I do. Then, the signal charges accumulated in the detection elements 51 are output to the signal output lines 59-1 to 59-M. The signal charges output to the signal output lines 59-1 to 59-M are converted from charges into voltages in the charge-to-voltage converters 23-1 to 23-M, and further converted to A / D converters 24-1 to 24-24. Convert to digital signal at -M. The system control section 10 inputs the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in parallel to the memories 25-1 to 25-M of the parallel-to-serial converter 25, temporarily stores them, and then reads them out serially. The image data of the first line is stored in the image data storage circuit 13 of the image storage / correction unit 7.
[0054]
Next, the output terminal 22-2 of the gate driver 22 drives the detection elements 51-12, 51-22, 51-32,. The stored signal charges are output to signal output lines 59-1 to 59-M, and these signal charges are also transferred to charge / voltage converters 23-1 to 23-M and A / D converters 24-1 to 24-M. Sent to Then, the system control unit 10 stores the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in the memories 25-1 to 25-M of the parallel-serial converter 25, and then stores the output as image data of the second line. The image data is stored in the image data storage circuit 13.
[0055]
Similarly, the detection elements 51 on the third to Nth lines are sequentially driven by the output terminals 22-3 to 22-N of the gate driver 22 to sequentially transfer the signal charges stored therein to the signal output lines 59-N. 1 to 59-M, and this signal charge is also supplied to the image data storage circuit 13 via the charge / voltage converter 23-1, the A / D converter 24-1, and the parallel / serial converter 25. Are stored as image data of the third to Nth lines (step S9 in FIG. 8).
[0056]
If one piece of X-ray image data is generated in the image data storage circuit 13 of the image storage / correction unit 7, the image correction circuit 12 of the image storage / correction unit 7 The image data is read from the image storage circuit 13, and the image distortion and the image sensitivity are corrected (Step S10 in FIG. 8).
[0057]
Here, FIG. 7A shows the case where the plane detector 21 is set at a predetermined angle (θ) as in FIG. 5B. ₀ 3) The area where the X-ray transmitted through the enlarged imaging area 46 of the subject 45 shown in a rectangle and illuminated on the flat panel detector 21 when inclined is generated, and the X-ray transmission image 47 is generated. In the description of the calculation of the inclination angle of the plane detector 21 shown in FIG. 6, the X-ray transmitted through the subject 45 is approximately a parallel beam, but strictly speaking, it is a diffused beam. The irradiation width of the X-rays in the Y direction (body axis direction) differs depending on the distance to the detector 21, and accordingly, the magnification of the image obtained by the flat detector 21 also differs. That is, the irradiation width W1 of the X-ray on the upper side 48 of the plane detector 21 closest to the X-ray tube 15 is W1 <W2 with respect to the irradiation width W2 on the lower side 49 of the plane detector 21 farthest.
[0058]
As described above, in the X-ray transmission image obtained from the inclined plane detector 21 in the present embodiment, image distortion occurs because the enlargement ratio is not uniform for the above-described reason. The image correction circuit 12 of the image storage / correction unit 7 in FIG. 1 has a function of correcting this image distortion, and the image correction circuit 12 First, an image distortion correction process is performed on the X-ray image data generated by the image data generation unit 11 using the X-ray data. For example, as shown in FIG. 7B, the data of each pixel on the upper side 48 of the plane detector 21 having a small enlargement ratio is shifted to an outer pixel indicated by a thick arrow, and the pixels vacated by the shift of the pixel data are shifted to the outer pixels. Performs an interpolation process using surrounding pixel data, and then performs a filtering process as necessary.
[0059]
After the process of correcting the image distortion by making the enlargement ratio of the X-ray image data uniform has been completed in this way, next, the sensitivity correction is performed on the data of each pixel. In the X-ray beam, the X-ray intensity per unit area decreases as the distance of the X-ray generator 1 from the X-ray tube 15 increases. Therefore, as shown in FIG. 6, the plane detector 21 of the effective imaging region L3 is set to θ. ₀ When tilted by degrees, the distance between the X-ray tube 15 and each conversion element in the X direction of the flat panel detector 21 differs, so that the detection sensitivity of the conversion element differs. Note that the maximum distance difference ΔR in this case is approximately ΔR = L3sinθ ₀ The maximum sensitivity difference obtained from the plane detector 21 is generated based on this maximum distance difference.
[0060]
When correcting the sensitivity difference, the CPU of the system control unit 10 sets the inclination angle (θ ₀ ) Is calculated, the distance between each conversion element 51 and the X-ray tube 15 is calculated based on the size of the effective imaging area L3 of the plane detector 21 and the tilt angle information, and the calculation result is stored in an image. It is desirable that the image data is supplied to the image correction circuit 12 of the correction unit 7 and stored in the storage circuit.
[0061]
The image correction circuit 12 performs sensitivity correction on the X-ray image data for which the image distortion correction has already been completed, based on the distance calculation result supplied from the control unit 10.
[0062]
The X-ray image data for which the correction of the distortion and the sensitivity of the image has been completed by the above procedure is stored again in the image data storage circuit 13, and then the D / A converter 32 via the display image memory 31 of the display unit 8. Are subjected to D / A conversion and displayed on the CRT monitor 33 (step S11 in FIG. 8).
[0063]
According to the present embodiment described above, by performing the enlarged photographing while tilting the plane detector 21, the pixels of the plane detector 21 can be effectively used. For this reason, it is possible to capture an X-ray image having excellent spatial resolution. In addition, the method of inclining the plane detector 21 is more sensitive than the method of moving the plane detector 21 in parallel, because the plane detector 21 can be imaged in a state where the plane detector 21 is close to the subject 45. Moreover, it can be realized by a simple mechanism.
[0064]
As described above, the embodiments of the present invention have been described, but the present invention is not limited to the above embodiments, and can be modified and implemented. For example, the case where the image distortion correction or the sensitivity correction in the embodiment of the present invention is performed by using the individual conversion elements 51 of the plane detector 21 as a unit has been described, but the arrangement is performed in the Y-axis direction of the plane detector 21. The correction process can be performed simply and in a short time by performing the row of the detection elements 51 as a unit.
[0065]
Also, the case where the rotation axis of the plane detector 21 is set in the body axis direction (Y-axis direction in FIG. 5) in the inclination of the plane detector 21 has been described, but the axis orthogonal to the body axis (X-axis in FIG. 5) Direction).
[0066]
On the other hand, in FIG. 5B, the rotation axis of the flat panel detector 21 is provided substantially at the center of the flat panel detector 21, but may be near the upper side 48 or the lower side 49, and is not particularly limited.
[0067]
Further, in the magnified imaging of the present embodiment, the case where the grid 20 for removing scattered X-rays is removed when the flat panel detector 21 is tilted has been described. However, the present invention is not limited to this. Removal may be performed at the time point when the magnified shooting mode is selected.
[0068]
Also, although the enlargement ratio in the enlarged photographing according to the present embodiment is set by the operator specifying the enlarged photographing region in the standard photographed image photographed in advance, the operator sets the enlargement ratio. A method of directly inputting a value from the operation unit 9 or a method of selecting a desired enlargement ratio from a plurality of preset enlargement ratios may be used.
[0069]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the X-ray diagnostic apparatus and the X-ray diagnostic apparatus capable of taking an X-ray image with excellent spatial resolution can effectively use the pixels of the flat panel detector even in enlarged imaging. A radiographic method can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an entire X-ray diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a flat panel detector according to the embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration of a flat panel detector and peripheral circuits according to the embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a time chart of a drive signal of a gate driver and an output signal of a detection element in the embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing a setting method of the flat panel detector according to the embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a method for setting the inclination angle of the flat panel detector according to the embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a view showing image distortion and a correction method according to the embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a flowchart showing a shooting procedure according to the embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a conventional enlarged photographing method.
[Explanation of symbols]
1 ... X-ray generator
2 X-ray detector
3 ... Mechanical part
4: High voltage generator
5 ... Holding arm
6. Mechanism control unit
7 ... Image storage / correction unit
8 Display unit
9 ... operation unit
10 System control unit
11 ... Image data generation unit
12 ... Image correction circuit
13 ... Image data storage circuit
15 ... X-ray tube
16 X-ray diaphragm
17 ・・・ Bed
21 ・・・ Planar detector
22 ... Gate driver
42 ... Grid attachment / detachment mechanism
43 ・・・ Detector tilt mechanism

Claims

所定の方向にＸ線を照射するＸ線発生手段と、
このＸ線発生手段によって照射されるＸ線を検出するＸ線検出手段と、
このＸ線検出手段におけるＸ線検出器の検出面を前記Ｘ線照射方向に対して所定の角度に設定する検出器角度設定手段と、
前記Ｘ線検出手段によって得られる検出信号からＸ線画像データを生成する画像生成手段とを
備えたことを特徴とするＸ線診断装置。X-ray generation means for irradiating X-rays in a predetermined direction,
X-ray detection means for detecting X-rays emitted by the X-ray generation means,
Detector angle setting means for setting a detection surface of the X-ray detector in the X-ray detection means at a predetermined angle with respect to the X-ray irradiation direction;
An X-ray diagnostic apparatus comprising: an image generation unit that generates X-ray image data from a detection signal obtained by the X-ray detection unit.

前記Ｘ線検出手段におけるＸ線検出器は、Ｘ線検出素子が２次元的に配列された平面検出器であることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。2. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the X-ray detector in the X-ray detector is a flat detector in which X-ray detection elements are two-dimensionally arranged.

前記検出器角度設定手段はＸ線撮影領域の大きさに基づいて前記Ｘ線検出器の検出面の角度設定を行うことを特徴とする請求項１または２記載のＸ線診断装置。3. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the detector angle setting unit sets an angle of a detection surface of the X-ray detector based on a size of an X-ray imaging area.

前記検出器角度設定手段は、前記Ｘ線検出器の検出面を前記Ｘ線照射方向に垂直な平面に対して所定角度傾斜して設定することを特徴とする請求項３記載のＸ線診断装置。The X-ray diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the detector angle setting means sets the detection surface of the X-ray detector at a predetermined angle with respect to a plane perpendicular to the X-ray irradiation direction. .

表示手段と操作部を備え、前記検出器角度設定手段は前記表示手段において表示される基準Ｘ線画像上に前記操作部からの指示に従って設定される拡大撮影領域情報に基づいて前記Ｘ線検出器の角度設定を行うことを特徴とする請求項４記載のＸ線診断装置。A display unit and an operation unit, wherein the detector angle setting unit is configured to detect the X-ray detector based on enlarged imaging region information set on a reference X-ray image displayed on the display unit in accordance with an instruction from the operation unit. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the angle setting is performed.

操作部を備え、前記検出器角度設定手段は前記操作部より入力される画像拡大率の情報に基づいて前記Ｘ線検出器の検出面の傾斜角度を設定することを特徴とする請求項４記載のＸ線診断装置。5. The apparatus according to claim 4, further comprising an operation unit, wherein the detector angle setting unit sets an inclination angle of a detection surface of the X-ray detector based on information of an image magnification rate input from the operation unit. X-ray diagnostic apparatus.

前記画像生成手段によって得られたＸ線画像データに対して、画像歪補正手段が、前記Ｘ線検出器の検出面の傾斜角度情報に基づいて画像歪補正を行うことを特徴とする請求項１または２記載のＸ線診断装置。2. The image distortion correcting unit performs image distortion correction on the X-ray image data obtained by the image generating unit based on tilt angle information of a detection surface of the X-ray detector. Or the X-ray diagnostic apparatus according to 2.

前記画像生成手段によって得られたＸ線画像データに対して、画像感度補正手段が、前記Ｘ線検出器の検出面の傾斜角度情報に基づいて画像感度補正を行うことを特徴とする請求項１または２記載のＸ線診断装置。2. The image sensitivity correction unit performs image sensitivity correction on the X-ray image data obtained by the image generation unit based on tilt angle information of a detection surface of the X-ray detector. Or the X-ray diagnostic apparatus according to 2.

グリッド着脱手段が、前記Ｘ線検出器のＸ線照射面に近接して取り付けられたグリッドを除去するようにしたことを特徴とする請求項４記載のＸ線診断装置。The X-ray diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the grid attaching / detaching means removes a grid attached near the X-ray irradiation surface of the X-ray detector.

Ｘ線発生手段及びＸ線検出手段によって標準撮影を行うステップと、
この標準撮影によって第１のＸ線画像データを生成するステップと、
この第１のＸ線画像データに対して拡大撮影領域を設定するステップと、
この拡大撮影領域の情報に基づき、Ｘ線検出手段のＸ線検出器をＸ線照射方向に対して所定の角度に設定するステップと、
所定の角度に設定された前記Ｘ線検出器を用いて拡大撮影を行う第２のＸ線画像データを生成するステップと、
この第２のＸ線画像データに対して画像補正を行うステップと、
補正されたＸ線画像データを表示するステップとを
有することを特徴とするＸ線撮影方法。Performing standard imaging by X-ray generation means and X-ray detection means;
Generating first X-ray image data by the standard imaging;
Setting an enlarged imaging area for the first X-ray image data;
Setting the X-ray detector of the X-ray detection means at a predetermined angle with respect to the X-ray irradiation direction based on the information of the enlarged imaging region;
Generating second X-ray image data for performing magnified imaging using the X-ray detector set at a predetermined angle;
Performing image correction on the second X-ray image data;
Displaying the corrected X-ray image data.

Ｘ線撮影における画像の拡大率を設定するステップと、
設定された拡大率に基づき、Ｘ線検出手段のＸ線検出器をＸ線照射方向に対して所定の角度に設定するステップと、
所定の角度に設定された前記Ｘ線検出器を用いてＸ線画像データを生成するステップと、
このＸ線画像データに対して画像補正を行うステップと、
補正されたＸ線画像データを表示するステップとを
有することを特徴とするＸ線撮影方法。Setting a magnification of an image in X-ray imaging;
Setting the X-ray detector of the X-ray detection means at a predetermined angle with respect to the X-ray irradiation direction based on the set magnification ratio;
Generating X-ray image data using the X-ray detector set at a predetermined angle;
Performing image correction on the X-ray image data;
Displaying the corrected X-ray image data.