JP2018175658A

JP2018175658A - X-ray diagnosis apparatus

Info

Publication number: JP2018175658A
Application number: JP2017083069A
Authority: JP
Inventors: 高橋　章仁; Akihito Takahashi; 章仁高橋; 春樹岩井; Haruki Iwai
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2017-04-19
Filing date: 2017-04-19
Publication date: 2018-11-15

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To obtain a high-definition image of an area of interest in a wide visual field while reducing an exposure dose to a subject.SOLUTION: An X-ray diagnosis apparatus of the present embodiment includes an X-ray detector, a filter, and a control part. The X-ray detector includes: a scintillator which converts the X-ray irradiated by an X-ray tube into light; and first and second light detectors which share the scintillator and detect the light converted by the scintillator to output an electric signal. The filter has an opening to attenuate the X-ray irradiated by the X-ray tube. The control part displays, on the display part, the image in which a first image generated by the electric signal output by the first light detector and a second image generated by the electric signal output by the second light detector are combined.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to an X-ray diagnostic apparatus.

従来、Ｘ線診断装置を使用した検査では、狭い関心領域を高解像度で観察する場合がある。このようなことから、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アレイを採用した大視野部を持つ第１の検出器と、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）を使用した第１の検出器より小視野で且つピクセルピッチが細かい第２の検出器とを併せ持つ検出器を備えたＸ線診断装置が知られている。 Conventionally, in an examination using an X-ray diagnostic apparatus, a narrow region of interest may be observed at high resolution. Thus, the first detector having a large field of view employing a thin film transistor (TFT) array and the pixel pitch smaller than the first detector using a complementary metal oxide semiconductor (CMOS) can be obtained. There is known an X-ray diagnostic apparatus provided with a detector having a fine second detector.

このようなＸ線診断装置では、用途に応じて第１の検出器と第２の検出器とを切替えて使用し、第１の検出器により出力されたＸ線信号から生成した第１の画像と、第２の検出器により出力されたＸ線信号から生成した第２の画像の何れか一方を表示する技術がある。 In such an X-ray diagnostic apparatus, the first detector and the second detector are switched and used according to the application, and a first image generated from the X-ray signal output by the first detector There is a technique for displaying either one of the second image generated from the X-ray signal output by the second detector.

米国特許出願公開第２０１５／０００３５８４号明細書US Patent Application Publication No. 2015/0003584

本発明が解決しようとする課題は、被検者の被曝線量を低減化し、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得することができるＸ線診断装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus capable of reducing an exposure dose of a subject and acquiring a high definition image of a region of interest with a wide field of view.

実施形態のＸ線診断装置は、Ｘ線検出器と、フィルタと、制御部とを備える。Ｘ線検出器は、Ｘ線管から照射されたＸ線を光に変換するシンチレータと、前記シンチレータを共有し、前記シンチレータによって変換された光を検出して電気信号を出力する第１の光検出器及び第２の光検出器とを有する。フィルタは、開口部を有し、前記Ｘ線管から照射されたＸ線を減衰させる。制御部は、前記第１の光検出器により出力された電気信号から生成された第１の画像と前記第２の光検出器により出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像を表示部に表示させる。 The X-ray diagnostic apparatus of the embodiment includes an X-ray detector, a filter, and a control unit. The X-ray detector shares the scintillator with a scintillator that converts X-rays emitted from the X-ray tube into light, and detects the light converted by the scintillator and outputs an electrical signal. And a second light detector. The filter has an opening and attenuates the X-rays emitted from the X-ray tube. The control unit combines a first image generated from the electrical signal output by the first light detector and a second image generated from the electrical signal output by the second light detector. The displayed image is displayed on the display unit.

図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態に係るＸ線検出器の構成例を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray detector according to the first embodiment. 図３は、従来技術に係る第１の方法を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a first method according to the prior art. 図４は、従来技術に係る第２の方法を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining a second method according to the prior art. 図５は、第１の実施形態を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the first embodiment. 図６は、第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 6 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray image acquisition apparatus according to the first embodiment. 図７Ａは、第１の実施形態を説明するための図である。FIG. 7A is a diagram for explaining the first embodiment. 図７Ｂは、第１の実施形態を説明するための図である。FIG. 7B is a diagram for describing the first embodiment. 図８は、第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置による処理手順を示すフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart showing the processing procedure of the X-ray image acquisition apparatus according to the first embodiment. 図９は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。FIG. 9 is a view for explaining a modification of the first embodiment. 図１０は、第２の実施形態に係るＸ線画像収集装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 10 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray image acquisition apparatus according to the second embodiment. 図１１は、第２の実施形態を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining the second embodiment. 図１２は、第２の実施形態に係るＸ線画像収集装置による処理手順を示すフローチャートである。FIG. 12 is a flowchart showing the processing procedure of the X-ray image acquisition apparatus according to the second embodiment.

以下、図面を参照して、実施形態に係るＸ線診断装置を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。 Hereinafter, an X-ray diagnostic apparatus according to an embodiment will be described with reference to the drawings. The embodiment is not limited to the following embodiment. In addition, the contents described in one embodiment apply in principle to the other embodiments as well.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、カテーテル寝台１０１と、保持装置１０２と、Ｘ線高電圧発生装置１０７と、保持装置制御装置１０８と、モニタ１０９と、Ｘ線画像収集装置１１０と、Ｘ線検出器（Flat Panel Detector）制御装置１２０と、入力インターフェース１３０とを備える。 First Embodiment
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment includes a catheter bed 101, a holding device 102, an X-ray high voltage generator 107, a holding device control device 108, and a monitor 109. , An X-ray image acquisition device 110, an X-ray detector (Flat Panel Detector) controller 120, and an input interface 130.

カテーテル寝台１０１は、垂直方向及び水平方向に移動可能であり、被検体Ｐが載置される。保持装置１０２は、Ｚ軸を中心に矢印Ｒ方向に回転可能であり、Ｘ線源１０３及びＸ線検出器１０６を対向して保持する。 The catheter bed 101 is movable in the vertical direction and the horizontal direction, and the subject P is placed thereon. The holding device 102 is rotatable in the arrow R direction around the Z axis, and holds the X-ray source 103 and the X-ray detector 106 in an opposite manner.

Ｘ線源１０３は、Ｘ線を照射するＸ線管球１０３ａと、被検体Ｐに対する被曝線量の低減と画像データの画質向上を目的として用いられる絞り及び線質調整フィルタ１０３ｂ（コリメータとも言う）とを有する。ＲＯＩ（Region Of Interest）アテニュエータ１０４は、Ｘ線源１０３から照射されたＸ線を減衰させる。このＲＯＩアテニュエータ１０４は、開口を有する。すなわち、ＲＯＩアテニュエータ１０４は、開口部を有し、Ｘ線源１０３から照射されたＸ線を減衰させる。 The X-ray source 103 includes an X-ray tube 103a for emitting X-rays, and a diaphragm and radiation quality adjustment filter 103b (also referred to as a collimator) used for the purpose of reducing the exposure dose to the object P and improving the image quality of image data. Have. An ROI (Region Of Interest) attenuator 104 attenuates the X-ray emitted from the X-ray source 103. The ROI attenuator 104 has an aperture. That is, the ROI attenuator 104 has an opening and attenuates the X-ray emitted from the X-ray source 103.

Ｘ線検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detectorとも言う）１０６は、Ｘ線源１０３から照射され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。図２を用いて、第１の実施形態に係るＸ線検出器１０６について説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線検出器１０６の構成例を示すブロック図である。 The X-ray detector (FPD: also referred to as Flat Panel Detector) 106 detects X-rays transmitted from the X-ray source 103 and transmitted through the subject P. The X-ray detector 106 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray detector 106 according to the first embodiment.

例えば、Ｘ線検出器１０６は、図２に示すように、第１の光検出器１０６ａと、第２の光検出器１０６ｂと、シンチレータ１０６ｃとを有する。第１の光検出器１０６ａとシンチレータ１０６ｃとにより第１の検出器１０６ｄ（第１のＦＰＤとも言う）が構成され、第２の光検出器１０６ｂとシンチレータ１０６ｃとにより第２の検出器１０６ｅ（第２のＦＰＤとも言う）が構成される。 For example, as illustrated in FIG. 2, the X-ray detector 106 includes a first light detector 106 a, a second light detector 106 b, and a scintillator 106 c. The first photodetector 106a and the scintillator 106c constitute a first detector 106d (also referred to as a first FPD), and the second photodetector 106b and the scintillator 106c constitute a second detector 106e (first 2) is also configured.

シンチレータ１０６ｃは、Ｘ線源１０３から照射されたＸ線を光に変換する。第１の光検出器１０６ａは、例えば、アモルファスシリコンにより形成されたＴＦＴ（Thin Film Transistor）アレイを採用した２次元のイメージセンサを備え、シンチレータ１０６ｃによって変換された光を検出して電気信号を出力する。第２の光検出器１０６ｂは、例えば、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）トランジスタを採用した２次元のイメージセンサを備え、シンチレータ１０６ｃによって変換された光を検出して電気信号を出力する。なお、第１の光検出器１０６ａや第２の光検出器１０６ｂによって出力される電気信号のことをＸ線信号とも言う。 The scintillator 106 c converts the X-rays emitted from the X-ray source 103 into light. The first photodetector 106a includes a two-dimensional image sensor employing, for example, a thin film transistor (TFT) array formed of amorphous silicon, detects light converted by the scintillator 106c, and outputs an electrical signal. Do. The second photodetector 106 b includes a two-dimensional image sensor employing, for example, a complementary metal oxide semiconductor (CMOS) transistor, detects light converted by the scintillator 106 c, and outputs an electrical signal. The electric signal output by the first light detector 106a and the second light detector 106b is also referred to as an X-ray signal.

このように、シンチレータ１０６ｃは、第１の光検出器１０６ａと第２の光検出器１０６ｂとで共有される。言い換えると、Ｘ線検出器１０６は、Ｘ線源１０３から照射されたＸ線を光に変換するシンチレータ１０６ｃと、シンチレータ１０６ｃを共有し、シンチレータ１０６ｃによって変換された光を検出して電気信号を出力する第１の光検出器１０６ａ及び第２の光検出器１０６ｂとを有する。そして、第１の光検出器１０６ａ及び第２の光検出器１０６ｂは、シンチレータ１０６ｃで変換された光を同時に検出した電気信号をそれぞれ出力する。 Thus, the scintillator 106c is shared by the first light detector 106a and the second light detector 106b. In other words, the X-ray detector 106 shares the scintillator 106c with the scintillator 106c that converts the X-ray emitted from the X-ray source 103 into light, detects the light converted by the scintillator 106c, and outputs an electrical signal And a second light detector 106b. Then, the first light detector 106a and the second light detector 106b respectively output electric signals obtained by simultaneously detecting the light converted by the scintillator 106c.

また、図２に示すように、第１の光検出器１０６ａ及び第２の光検出器１０６ｂは、画素の構成単位となる素子部を複数有する。この素子部のそれぞれは、Ｘ線入射によって得られた蛍光像を電気信号に変換してフォトダイオード（ＰＤ：Photo Diode）に蓄積する。図２の例では、第１の光検出器１０６ａが８つの素子部を有し、第２の光検出器１０６ｂが８つの素子部を有する場合を図示している。 Further, as shown in FIG. 2, the first light detector 106 a and the second light detector 106 b have a plurality of element portions which are constituent units of pixels. Each of the element units converts a fluorescent image obtained by X-ray incidence into an electrical signal and stores the signal in a photodiode (PD: Photo Diode). In the example of FIG. 2, the case where the first photodetector 106a has eight element portions and the second photodetector 106b has eight element portions is illustrated.

ここで、第２の光検出器１０６ｂの各素子部の画素ピッチは、第１の光検出器１０６ａの各素子部の画素ピッチよりも細かい。図２に示す例では、第１の光検出器１０６ａの各素子部の画素ピッチは、第２の光検出器１０６ｂの素子部２つ分の画素ピッチに相当する。すなわち、第２の光検出器１０６ｂは、解像度が第１の光検出器１０６ａよりも高い。また、図２に示すように、第１の光検出器１０６ａは、第２の光検出器１０６ｂよりも視野サイズが広い。 Here, the pixel pitch of each element unit of the second light detector 106 b is smaller than the pixel pitch of each element unit of the first light detector 106 a. In the example shown in FIG. 2, the pixel pitch of each element portion of the first light detector 106a corresponds to the pixel pitch of two element portions of the second light detector 106b. That is, the second photodetector 106b has a higher resolution than the first photodetector 106a. Also, as shown in FIG. 2, the first photodetector 106a has a wider field of view size than the second photodetector 106b.

更に、ＣＭＯＳを採用した第２の光検出器１０６ｂでは、アモルファスシリコンを採用した第１の光検出器１０６ａと比較して、最大入射Ｘ線量が少ない傾向にある。このため、第２の光検出器１０６ｂでは、高線量のＸ線を照射してＳ／Ｎ（Signal to Noise）比の高いＸ線画像データを収集しようとした場合に、Ｓ／Ｎ比の高いＸ線画像データを収集することが叶えられない場合がある。 Furthermore, in the second photodetector 106b employing CMOS, the maximum incident X-ray dose tends to be smaller compared to the first photodetector 106a employing amorphous silicon. For this reason, in the second photodetector 106b, when it is intended to irradiate a high dose of X-rays and collect X-ray image data having a high S / N (Signal to Noise) ratio, the S / N ratio is high. It may not be possible to obtain x-ray image data.

また、第２の光検出器１０６ｂは、電気信号の残存成分が第１の光検出器１０６ａよりも少ない。第１の光検出器１０６ａは、フォトダイオード内において、発生した電荷が内部のトラップ準位に捕捉される。一方、第２の光検出器１０６ｂは、ＣＭＯＳは特性上、フォトダイオード内において生成された電荷のトラップが少ない。 In addition, the second photodetector 106 b has less residual components of the electrical signal than the first photodetector 106 a. In the first photodetector 106a, the generated charge is trapped in the internal trap level in the photodiode. On the other hand, in the second photodetector 106b, the characteristic of the CMOS is that there are few traps of charge generated in the photodiode.

図１に戻る。Ｘ線検出器制御装置１２０は、Ｘ線検出器１０６による電気信号の読み出しのタイミングを制御する。また、Ｘ線検出器制御装置１２０は、Ｘ線検出器１０６から電気信号を収集し、収集した電気信号から画像データを生成してＸ線画像収集装置１１０に出力する。ここで、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１のＦＰＤによって出力された電気信号を収集し、収集した電気信号から第１の画像データ（第１のＦＰＤ画像或いは第１の画像とも言う）を生成してＸ線画像収集装置１１０に出力する。また、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第２のＦＰＤによって出力された電気信号を収集し、収集した電気信号から第２の画像データ（第２のＦＰＤ画像或いは第２の画像とも言う）を生成してＸ線画像収集装置１１０に出力する。 Return to FIG. The X-ray detector controller 120 controls the timing of reading of the electrical signal by the X-ray detector 106. In addition, the X-ray detector controller 120 acquires an electrical signal from the X-ray detector 106, generates image data from the acquired electrical signal, and outputs the image data to the X-ray image acquisition device 110. Here, the X-ray detector control device 120 collects the electrical signal output by the first FPD, and generates a first image data (also referred to as a first FPD image or a first image) from the collected electrical signal. Are generated and output to the X-ray image acquisition device 110. The X-ray detector control device 120 also collects the electrical signal output by the second FPD, and generates second image data (also referred to as a second FPD image or a second image) from the collected electrical signal. It is generated and output to the X-ray image acquisition device 110.

Ｘ線画像収集装置１１０は、保持装置制御装置１０８やＸ線高電圧発生装置１０７を制御し、Ｘ線検出器制御装置１２０によって出力された画像データを収集して画像処理を施す。ここで、Ｘ線画像収集装置１１０は、第１のＦＰＤ及び第２のＦＰＤから略同じタイミングで画像データを収集する。なお、Ｘ線画像収集装置１１０の詳細については後述する。 The X-ray image acquisition device 110 controls the holding device control device 108 and the X-ray high voltage generator 107, collects the image data output by the X-ray detector control device 120, and performs image processing. Here, the X-ray image acquisition device 110 acquires image data from the first FPD and the second FPD at substantially the same timing. The details of the X-ray image acquisition device 110 will be described later.

Ｘ線高電圧発生装置１０７は、Ｘ線管球１０３ａに対して高電圧を供給する。保持装置制御装置１０８は、Ｘ線画像収集装置１１０による制御の下、保持装置１０２の回転などを制御する。モニタ１０９は、Ｘ線画像収集装置１１０によって生成されたＸ線画像などを表示する。モニタ１０９は、複数のサブモニタから構成されてもよいし、操作者の指示に応じて表示領域を任意に分割可能な大画面のモニタでもよい。また、モニタ１０９が複数のサブモニタを有する場合、各サブモニタの表示領域が操作者の指示に応じて任意に分割されてもよい。入力インターフェース１３０は、キーボード、コントロールパネル、フットスイッチなどであり、Ｘ線診断装置１００に対する各種操作の入力を操作者から受け付ける。 The X-ray high voltage generator 107 supplies a high voltage to the X-ray tube 103a. The holding device control device 108 controls the rotation and the like of the holding device 102 under the control of the X-ray image acquisition device 110. The monitor 109 displays an X-ray image or the like generated by the X-ray image acquisition device 110. The monitor 109 may be configured of a plurality of sub monitors, or may be a large screen monitor capable of arbitrarily dividing the display area according to an instruction of the operator. Further, when the monitor 109 has a plurality of sub-monitors, the display area of each sub-monitor may be arbitrarily divided according to the instruction of the operator. The input interface 130 is a keyboard, a control panel, a foot switch or the like, and receives input of various operations on the X-ray diagnostic apparatus 100 from the operator.

以上、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００の全体構成について説明した。かかる構成において、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、Ｘ線検出器１０６により出力されたＸ線信号を収集する。そして、Ｘ線診断装置１００は、収集したＸ線信号から生成された画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、Ｘ線診断装置１００は、臨床部位に応じて操作者から設定された画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、Ｘ線診断装置１００は、操作者の指示に応じて第１の画像と第２の画像とを切り替えてモニタ１０９に表示させる。 The overall configuration of the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment has been described above. In such a configuration, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment collects the X-ray signal output by the X-ray detector 106. Then, the X-ray diagnostic apparatus 100 causes the monitor 109 to display an image generated from the acquired X-ray signal. For example, the X-ray diagnostic apparatus 100 causes the monitor 109 to display an image set by the operator according to the clinical site. For example, the X-ray diagnostic apparatus 100 switches the first image and the second image according to the instruction of the operator and causes the monitor 109 to display the image.

ところで、従来の技術では、高精細の第２のＦＰＤとＲＯＩアテニュエータ１０４とを使用して、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得するＲＯＩフルオロスコピーを実施する場合、主に２つの方法を適用することが考えられていた。図３は、従来技術に係る第１の方法を説明するための図であり、図４は、従来技術に係る第２の方法を説明するための図である。 By the way, in the prior art, when performing ROI fluoroscopy to obtain a high-definition image of a region of interest with a wide field of view using the high-definition second FPD and the ROI attenuator 104, two main processes are performed. It was considered to apply the method. FIG. 3 is a diagram for explaining a first method according to the prior art, and FIG. 4 is a diagram for explaining a second method according to the prior art.

図３の上図では、第１のＦＰＤと第２のＦＰＤとを独立に備えたＸ線診断装置を示す。例えば、図３の上図に示すように、従来技術に係る第１の方法では、広視野で通常の解像度を有する第１のＦＰＤによって、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下での第１のＸ線信号の収集と、狭視野ながら高解像度を有する第２のＦＰＤによって、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下での第２のＸ線信号の収集とを切替える。そして、従来技術に係る第１の方法では、図３の下図に示すように、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下の第１のＸ線信号から生成した第１の画像と、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下の第２のＸ線信号から生成した第２の画像とを組合せたＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像が生成される。 The upper view of FIG. 3 shows an X-ray diagnostic apparatus having a first FPD and a second FPD independently. For example, as shown in the upper part of FIG. 3, in the first method according to the prior art, the first FPD having a wide field of view and normal resolution allows the first X-ray signal in the presence of the ROI attenuator 104 to Switching between acquisition and acquisition of a second x-ray signal in the absence of the ROI attenuator 104 by a second FPD with high resolution while having a narrow field of view. In the first method according to the prior art, as shown in the lower part of FIG. 3, the first image generated from the first X-ray signal in the presence of the ROI attenuator 104 and the first image in the absence of the ROI attenuator 104. An ROI Fluoro image is generated that is combined with a second image generated from the two X-ray signals.

図４の上図では、高精細且つ広い視野を持つ、単一の第３のＦＰＤを使用する場合を示す。例えば、図４の上図に示すように、従来技術に係る第２の方法では、広視野で高解像度を有する第３のＦＰＤによって、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下で第３のＸ線信号を収集する。そして、従来技術に係る第２の方法では、図４の下図に示すように、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下の領域と、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下の領域とを含んだＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像が生成される。 The upper part of FIG. 4 shows the case of using a single third FPD with high definition and wide field of view. For example, as shown in the upper part of FIG. 4, the second method according to the prior art collects a third X-ray signal in the presence of the ROI attenuator 104 by a third FPD having a wide field of view and high resolution. . Then, in the second method according to the prior art, as shown in the lower part of FIG. 4, an ROI Fluoro image including an area in the presence of the ROI attenuator 104 and an area in the absence of the ROI attenuator 104 is generated.

しかしながら、従来技術に係る第１の方法では、第１の画像及び第２の画像の何れか一方の画像は過去画像を使用する必要がある。すなわち、第１の画像と第２の画像とを時間的に分けて収集しないといけないので、広い視野で且つ中心（ＲＯＩ)部分が高精細な画像の取得を実現できているとは言い難い。更に、従来技術にかかる第１の方法では、同一の被検者に対して少なくとも２回の撮影を行なうので、被検者の被曝線量が増加してしまう。また、従来技術に係る第２の方法では、広い視野内で高精細を実現した第３のＦＰＤを作成する必要がある。しかしながら、第３のＦＰＤを作成することはコスト面で現実的ではなく、実現するのが困難である。また、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置された領域は、元来のＸ線入射量が少ない。このため、Ｘ線入射量の減少に伴うＳ／Ｎ比の低下や、Ａ／Ｄ変換時の量子化誤差の影響が含まれる。 However, in the first method according to the prior art, either one of the first image and the second image needs to use a past image. That is, since the first image and the second image must be separated in time and collected, it can not be said that acquisition of a high definition image can be realized with a wide view and a central (ROI) portion. Furthermore, in the first method according to the prior art, since the same subject is photographed at least twice, the exposure dose of the subject is increased. Moreover, in the second method according to the prior art, it is necessary to create a third FPD that achieves high definition within a wide field of view. However, creating the third FPD is not realistic in cost and is difficult to realize. Further, the region where the ROI attenuator 104 is disposed has a small amount of original X-ray incidence. For this reason, the influence of the quantization error at the time of A / D conversion and the fall of the S / N ratio accompanying the reduction of X-ray incident amount is included.

そこで、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、ＲＯＩフルオロスコピーを実施する場合、図５に示す方法で、被検者の被曝線量を低減化し、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得する。図５は、第１の実施形態を説明するための図である。例えば、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、図５の上図に示すように、一つのシンチレータ層を挟んで、第１のＦＰＤ及び第２のＦＰＤとＲＯＩアテニュエータ１０４とを組合せて使用する。ここで、第１のＦＰＤ及び第２のＦＰＤは、シンチレータ１０６ｃで変換された光を同時に検出した電気信号をそれぞれ出力する。そして、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、図５の下図に示すような、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像をモニタ１０９に表示させる。より具体的には、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１００は、第１の光検出器１０６ａにより出力された電気信号から生成された第１の画像と第２の光検出器１０６ｂにより出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。このようなＲＯＩフルオロスコピーは、Ｘ線画像収集装置１１０によって実行される。以下では、図６を用いて、Ｘ線画像収集装置１１０によるＲＯＩフルオロスコピーの詳細について説明する。なお、Ｘ線画像収集装置１１０は、制御部の一例である。 Therefore, when performing ROI fluoroscopy, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment reduces the exposure dose of the subject by the method shown in FIG. Get a nice image. FIG. 5 is a diagram for explaining the first embodiment. For example, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment combines the first FPD, the second FPD, and the ROI attenuator 104 with one scintillator layer interposed as shown in the upper diagram of FIG. 5. To use. Here, the first FPD and the second FPD output electric signals obtained by simultaneously detecting the light converted by the scintillator 106 c. Then, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment causes the monitor 109 to display an ROI Fluoro image as shown in the lower part of FIG. More specifically, the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment uses the first image generated from the electrical signal output by the first photodetector 106a and the second image detector 106b. An image combining the second image generated from the output electrical signal is displayed on the monitor 109. Such ROI fluoroscopic imaging is performed by the X-ray image acquisition device 110. Hereinafter, the details of the ROI fluoroscopic copying by the X-ray image acquisition device 110 will be described using FIG. The X-ray image acquisition device 110 is an example of a control unit.

図６は、第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０の構成例を示すブロック図である。なお、図６では説明の便宜上、Ｘ線源１０３、ＲＯＩアテニュエータ１０４、Ｘ線検出器１０６、Ｘ線検出器制御装置１２０、モニタ１０９、入力インターフェース１３０についても図示している。なお、図２に示す例では、Ｘ線検出器１０６は、第１の光検出器１０６ａと、第２の光検出器１０６ｂと、シンチレータ１０６ｃとを有する場合について説明したが、実際には図６に示すように、映像信号増幅回路やＡ／Ｄ（Analog to Digital）変換回路を有する。また、第２の光検出器１０６ｂでは、各素子部に、初段の増幅回路を配置し、増幅した信号を出力することで、ノイズを低減した電気信号を出力することが可能となる。また、Ａ／Ｄ変換回路をも構成されてもよく、かかる場合、第２の光検出器１０６ｂは、蓄積した電気信号をデジタル信号に変換してから出力する。この場合、更なるノイズの低減が可能となる。なお、図６に示すように、Ｘ線検出器１０６において、第１のＦＰＤが第２のＦＰＤよりＸ線源１０３側に設けられる。 FIG. 6 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray image acquisition device 110 according to the first embodiment. In FIG. 6, for convenience of explanation, the X-ray source 103, the ROI attenuator 104, the X-ray detector 106, the X-ray detector control device 120, the monitor 109, and the input interface 130 are also illustrated. In the example shown in FIG. 2, the X-ray detector 106 is described to have the first photodetector 106a, the second photodetector 106b, and the scintillator 106c. As shown in FIG. 1, it has a video signal amplifier circuit and an A / D (Analog to Digital) conversion circuit. Further, in the second photodetector 106b, the amplifier circuit of the first stage is disposed in each element portion, and an amplified signal is output, so that an electric signal with reduced noise can be output. In addition, an A / D conversion circuit may be configured, and in such a case, the second photodetector 106 b converts the accumulated electric signal into a digital signal and then outputs the digital signal. In this case, further noise reduction is possible. As shown in FIG. 6, in the X-ray detector 106, the first FPD is provided closer to the X-ray source 103 than the second FPD.

また、Ｘ線検出器１０６は、駆動制御回路１０６ｆ及び映像信号処理回路１０６ｇを有する。駆動制御回路１０６ｆは、Ｘ線検出器制御装置１２０の制御下で第１の光検出器１０６ａ及び第２の光検出器１０６ｂの駆動タイミングを制御する。映像信号処理回路１０６ｇは、第１の光検出器１０６ａから出力された電気信号を収集して、Ｘ線検出器制御装置１２０に出力し、第２の光検出器１０６ｂから出力された電気信号を収集して、Ｘ線検出器制御装置１２０に出力する。 The X-ray detector 106 further includes a drive control circuit 106 f and a video signal processing circuit 106 g. The drive control circuit 106 f controls the drive timing of the first light detector 106 a and the second light detector 106 b under the control of the X-ray detector control device 120. The video signal processing circuit 106g collects the electrical signal output from the first light detector 106a, outputs it to the X-ray detector control device 120, and outputs the electrical signal output from the second light detector 106b. It is collected and output to the X-ray detector controller 120.

また、図６に示す例では、Ｘ線検出器制御装置１２０からＸ線画像収集装置１１０への画像の伝達は、第１の画像用と、第２の画像用とにそれぞれデータ線を設けたパラレル方式であるものとして説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線検出器制御装置１２０からＸ線画像収集装置１１０への画像の伝達は、第１の画像用と、第２の画像用とでデータ線が共用されるシリアル方式でもよい。 Further, in the example shown in FIG. 6, transmission of images from the X-ray detector control device 120 to the X-ray image acquisition device 110 is provided with data lines for the first image and for the second image, respectively. Although the parallel system is described, the embodiment is not limited thereto. For example, transmission of an image from the X-ray detector control device 120 to the X-ray image acquisition device 110 may be a serial method in which data lines are shared between the first image and the second image.

第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０は、図６に示すように、ＦＰＤ制御回路２０１と、画像処理回路２０２と、ディスク２０３と、ディスク２０４と、リサイズ回路２０５と、合成回路２０６と、ＵＩ制御回路２０７と、係数記憶回路２０８と、乗算回路２０９とを有する。 As shown in FIG. 6, the X-ray image acquisition device 110 according to the first embodiment includes an FPD control circuit 201, an image processing circuit 202, a disk 203, a disk 204, a resize circuit 205, and a combining circuit 206. , A UI control circuit 207, a coefficient storage circuit 208, and a multiplication circuit 209.

ＦＰＤ制御回路２０１は、Ｘ線検出器制御装置１２０を介して、Ｘ線検出器１０６による電気信号の読み出しのタイミングを制御する。画像処理回路２０２は、Ｘ線検出器制御装置１２０により出力された画像データに対して画像処理を施す。ディスク２０３は、Ｘ線画像を記憶する。例えば、ディスク２０３は、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）であり、第２の画像を記憶する。ディスク２０４は、Ｘ線画像を記憶する。例えば、ディスク２０４は、ＨＤＤであり、第１の画像を記憶する。なお、図６に示す例では、Ｘ線画像収集装置１１０内には、第２の画像用のディスク２０３と、第１の画像用のディスク２０４とを有する場合について説明するが、第１の画像と第２の画像とで１つのディスクを共有するようにしてもよい。 The FPD control circuit 201 controls the timing of reading of the electrical signal by the X-ray detector 106 via the X-ray detector control device 120. The image processing circuit 202 performs image processing on the image data output by the X-ray detector control device 120. The disk 203 stores X-ray images. For example, the disk 203 is a hard disk drive (HDD) and stores a second image. The disk 204 stores an x-ray image. For example, the disk 204 is an HDD and stores the first image. In the example shown in FIG. 6, the case where the X-ray image acquisition apparatus 110 includes the disk 203 for the second image and the disk 204 for the first image will be described. And the second image may share one disk.

入力インターフェース１３０は、操作者から指示を受け付けて、受け付けた指示をＵＩ制御回路２０７に受け渡す。また、入力インターフェース１３０は、操作者から指示を受け付けてＲＯＩアテニュエータ１０４を制御する。例えば、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩアテニュエータ１０４の開口と第２の検出器の視野とが重なるように設定する。 The input interface 130 receives an instruction from the operator, and passes the received instruction to the UI control circuit 207. The input interface 130 also receives an instruction from the operator to control the ROI attenuator 104. For example, the input interface 130 is set so that the aperture of the ROI attenuator 104 and the field of view of the second detector overlap.

ＵＩ制御回路２０７は、入力インターフェース１３０を介して操作者から指示を受け付けた画像を画像処理回路２０２に表示させる。例えば、ＵＩ制御回路２０７は、第１の画像の表示を受け付けた場合には、切替Ａをａ側に倒す。これにより画像処理回路２０２は、第１の画像をモニタ１０９に表示させる。また、例えば、ＵＩ制御回路２０７は、第２の画像の表示を受け付けた場合には、切替Ａをｂ側に倒す。これにより画像処理回路２０２は、第２の画像をモニタ１０９に表示させる。 The UI control circuit 207 causes the image processing circuit 202 to display an image for which an instruction has been received from the operator via the input interface 130. For example, when the display of the first image is received, the UI control circuit 207 turns the switch A to the a side. Thus, the image processing circuit 202 causes the monitor 109 to display the first image. Further, for example, when the UI control circuit 207 receives the display of the second image, the UI control circuit 207 turns the switch A to the b side. Thus, the image processing circuit 202 causes the monitor 109 to display the second image.

また、ＵＩ制御回路２０７は、入力インターフェース１３０を介して操作者からＲＯＩフルオロスコピーを実施する指示を受け付けて、受け付けた指示をＦＰＤ制御回路２０１に受け渡す。そして、ＦＰＤ制御回路２０１は、第１のＦＰＤ及び第２のＦＰＤそれぞれに必要となる映像信号増幅係数が設定される駆動モードを、Ｘ線検出器制御装置１２０に対して選択させる。これにより、第１のＦＰＤ及び第２のＦＰＤは、設定された駆動モードに従って駆動される。 The UI control circuit 207 also receives an instruction to perform ROI fluoroscopic copying from the operator via the input interface 130, and passes the received instruction to the FPD control circuit 201. Then, the FPD control circuit 201 causes the X-ray detector control device 120 to select a drive mode in which the video signal amplification coefficient necessary for each of the first FPD and the second FPD is set. Thereby, the first FPD and the second FPD are driven according to the set drive mode.

ここで、図５の下図に示すＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像では、ＲＯＩアテニュエータ１０４が挿入されている第１のＦＰＤの画像部分は入射Ｘ線量が少なく、入力信号が少ない。このため、Ａ／Ｄ変換による量子化誤差の影響が収集画像に混入するのを避けるため、第１のＦＰＤの映像信号増幅回路では、少ないＸ線量に合わせた高いアナログゲインが設定される（「ゲイン変更処理」と称す）。例えば、ＦＰＤ制御回路２０１は、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示する際に、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示しない場合に比較して第１の光検出器１０６ａのゲイン値を変更する。言い換えると、ＦＰＤ制御回路２０１は、ゲイン変更処理を適用する場合には、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下における第１の光検出器１０６ａのゲイン値を、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下のゲイン値よりも高く設定する。より具体的には、ＦＰＤ制御回路２０１は、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下における第１の光検出器１０６ａのゲイン値を、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下のゲイン値よりも高く設定する。これにより、第１のＦＰＤに設定されるアナログゲインは、非ＲＯＩフルオロスコピー時と比較し、１／（ＲＯＩアテニュエータ１０４によるＸ線減弱比）倍になる。 Here, in the ROI Fluoro image shown in the lower part of FIG. 5, the image portion of the first FPD in which the ROI attenuator 104 is inserted has a small incident X-ray dose and a small input signal. For this reason, in order to prevent the influence of the quantization error due to A / D conversion from being mixed into the collected image, the first FPD video signal amplifier circuit sets a high analog gain according to the small X dose (“ It is called "gain change processing". For example, when displaying the ROI Fluoro image, the FPD control circuit 201 changes the gain value of the first light detector 106 a as compared with the case where the ROI Fluoro image is not displayed. In other words, when applying gain change processing, the FPD control circuit 201 sets the gain value of the first light detector 106 a in the presence of the ROI attenuator 104 higher than the gain value in the absence of the ROI attenuator 104. Do. More specifically, the FPD control circuit 201 sets the gain value of the first light detector 106 a in the presence of the ROI attenuator 104 higher than the gain value in the absence of the ROI attenuator 104. As a result, the analog gain set in the first FPD is 1 / (X-ray attenuation ratio by the ROI attenuator 104) times that in non-ROI fluoroscopic copying.

なお、ＦＰＤ制御回路２０１は、ゲイン変更処理に代えて、第１のＦＰＤの駆動モードとして、画素加算する駆動モードを、Ｘ線検出器制御装置１２０に対して選択させてもよい。かかる場合、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の光検出器１０６ａにより検出された信号を画素加算する（「画素加算処理」と称す）。例えば、Ｘ線検出器制御装置１２０は、画素加算処理を適用する場合には、第１のＦＰＤによって出力された電気信号から第１の画像を生成し、生成した第１の画像の各画素において、隣接する複数の画素を仮想的に１つの画素として扱うことにより、理論上、感度を高める。一例をあげると、周辺４画素を画素加算することにより感度が２^２倍となり、周辺８画素を加算することにより感度が２^３倍となる。このように、Ｘ線検出器制御装置１２０は、出力画像レベルをべき乗倍にして感度を高めるので、Ｓ／Ｎ比を向上させることが可能になる。かかる場合には、アナログゲインは、非画素加算駆動時の、非ＲＯＩフルオロスコピー時と比較し、１／｛（ＲＯＩアテニュエータ１０４によるＸ線減弱比）×（べき乗倍値）｝倍となる。 The FPD control circuit 201 may cause the X-ray detector control device 120 to select a drive mode in which pixels are added as a drive mode of the first FPD, instead of the gain change process. In such a case, the X-ray detector control device 120 performs pixel addition on the signal detected by the first light detector 106 a (referred to as “pixel addition processing”). For example, when applying the pixel addition process, the X-ray detector control device 120 generates a first image from the electrical signal output by the first FPD, and generates each first pixel of the generated first image. By theoretically treating a plurality of adjacent pixels as one pixel, sensitivity is theoretically increased. As an example, the sensitivity becomes 2 ^twice by pixel addition the surrounding four pixels, sensitivity is 2 ³ times by adding the surrounding 8 pixels. As described above, since the X-ray detector controller 120 raises the sensitivity by increasing the output image level to the power, it is possible to improve the S / N ratio. In such a case, the analog gain is 1 / {(X-ray attenuation ratio by the ROI attenuator 104) × (power-multiplied value)} times as compared with the non-ROI fluoroscopic copying in non-pixel addition driving.

また、ＵＩ制御回路２０７は、入力インターフェース１３０を介して操作者からＲＯＩフルオロスコピーを実行する指示を受け付けて、画像処理回路２０２にＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示させる。画像処理回路２０２は、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示させる指示を受け付けた場合、第１の光検出器１０６ａにより出力された電気信号から生成された第１の画像と第２の検出器１０６ｂにより出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。 In addition, the UI control circuit 207 receives an instruction to execute ROI fluoroscopic copying from the operator via the input interface 130, and causes the image processing circuit 202 to display an ROI Fluoro image. When the image processing circuit 202 receives an instruction to display the ROI Fluoro image, the image processing circuit 202 outputs the first image generated from the electric signal output from the first light detector 106 a and the second image generated by the second detector 106 b. An image obtained by combining the second image generated from the electrical signal is displayed on the monitor 109.

ここで、画像処理回路２０２は、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示させる場合、第１の画像と、第２の画像とを独立に表示させてもよいし、第１の画像に第２の画像を重畳表示させてもよい。図７Ａ及び図７Ｂは、第１の実施形態を説明するための図である。 Here, when displaying the ROI Fluoro image, the image processing circuit 202 may display the first image and the second image independently, or the second image is superimposed on the first image. You may 7A and 7B are diagrams for explaining the first embodiment.

図７Ａでは、第１の画像と、第２の画像とを独立に表示させる場合を示す。図７Ａに示す例では、モニタ１０９は、複数のサブモニタ１０９ａ及びサブモニタ１０９ｂを有する。図７Ａに示すように、サブモニタ１０９ａには第１の画像が表示され、サブモニタ１０９ｂには第２の画像が表示される。かかる場合、ＵＩ制御回路２０７は、図６に示す切替Ａをａ側とｂ側とで切替えられる。これにより、画像処理回路２０２は、切替Ａがａ側に倒れている場合にサブモニタ１０９ａに第１の画像を表示させ、切替Ａがｂ側に倒れている場合にサブモニタ１０９ｂに第２の画像を表示させる。 FIG. 7A shows the case where the first image and the second image are displayed independently. In the example shown in FIG. 7A, the monitor 109 has a plurality of sub monitors 109a and sub monitors 109b. As shown in FIG. 7A, the first image is displayed on the sub monitor 109a, and the second image is displayed on the sub monitor 109b. In such a case, the UI control circuit 207 switches the switch A shown in FIG. 6 between the a side and the b side. Thereby, the image processing circuit 202 causes the sub monitor 109a to display the first image when the switch A falls to the a side, and the second image to the sub monitor 109 b when the switch A falls to the b side. Display.

図７Ｂでは、第１の画像に第２の画像を重畳表示させる場合を示す。図７Ａに示す例と同様に、図７Ｂに示す例でも、モニタ１０９は、複数のサブモニタ１０９ａ及び１０９ｂを有する。図７Ｂに示すように、サブモニタ１０９ａには、第１の画像と第２の画像とを合成した合成画像が表示される。なお、かかる場合、サブモニタ１０９ｂには、画像は表示されない。 FIG. 7B shows the case where the second image is superimposed on the first image. Similar to the example shown in FIG. 7A, in the example shown in FIG. 7B, the monitor 109 includes a plurality of sub monitors 109a and 109b. As shown in FIG. 7B, the sub monitor 109a displays a composite image obtained by combining the first image and the second image. In this case, no image is displayed on the sub monitor 109b.

ここで、画像処理回路２０２は、合成画像を表示する場合、以下に説明する画像合成処理を合成回路２０６に実行させる。ここで、画像合成処理に先立ち、前処理としてゲイン変更処理又は画素加算処理が実行される。 Here, when displaying a composite image, the image processing circuit 202 causes the combining circuit 206 to execute image combining processing described below. Here, prior to image combining processing, gain changing processing or pixel addition processing is executed as preprocessing.

例えば、モニタ１０９上にて、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されている部分とＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されていない部分とをユーザーが容易に認識できるように、合成画像における第１の画像部に、敢えて、係数記憶回路２０８に記憶された係数を読み出して、乗算回路２０９にて第１の画像に乗じても良い。かかる場合、係数記憶回路２０８が記憶する係数αは、１未満の値である。乗算回路２０９は、係数を乗算した後の第１の画像を合成回路２０６に受け渡す。 For example, in order to allow the user to easily recognize the part where the ROI attenuator 104 is arranged and the part where the ROI attenuator 104 is not arranged on the monitor 109, the first image part in the composite image is dare The coefficient stored in the coefficient storage circuit 208 may be read out and the first image may be multiplied by the multiplication circuit 209. In such a case, the coefficient α stored by the coefficient storage circuit 208 is a value less than one. The multiplication circuit 209 passes the first image after multiplication by the coefficient to the synthesis circuit 206.

続いて、第２の画像に対する前処理について説明する。例えば、リサイズ回路２０５は、合成画像の表示が選択された際は、第１の画像との合成前に、第１の画像のピクセルピッチと第２の画像のピクセルピッチとの違いを補正する。言い換えると、リサイズ回路２０５は、第２の画像の画素ピッチを補正する。より具体的には、リサイズ回路２０５は、第１の画像のピクセルピッチと一致するように、第２の画像を縮小する。リサイズ回路２０５は、補正後の第２の画像を合成回路２０６に受け渡す。そして、合成回路２０６は、前処理後の第１の画像と、前処理後の第２の画像とを用いて、合成画像を生成する。言い換えると、合成回路２０６は、第１の画像に第２の画像を重畳表示させる。例えば、合成回路２０６は、乗算回路２０９によって係数が乗算された第１の画像と、リサイズ回路２０５によるリサイズ処理後の第２の画像とを位置を合わせして合成する。言い換えると、合成回路２０６は、画素ピッチが補正された第２の画像を、第１の画像に重畳する。なお、使用するモニタの解像度に応じて、第１の画像においてもリサイズ処理を適用してもよく、その際、リサイズされた第１の画像のピクセルピッチとの違いを補正する様なリサイズが第２の画像に適用される。 Subsequently, pre-processing on the second image will be described. For example, when display of the composite image is selected, the resize circuit 205 corrects the difference between the pixel pitch of the first image and the pixel pitch of the second image before combining with the first image. In other words, the resize circuit 205 corrects the pixel pitch of the second image. More specifically, the resizing circuit 205 reduces the second image to match the pixel pitch of the first image. The resize circuit 205 delivers the corrected second image to the synthesis circuit 206. Then, the combining circuit 206 generates a combined image using the first image after the pre-processing and the second image after the pre-processing. In other words, the combining circuit 206 superimposes and displays the second image on the first image. For example, the combining circuit 206 aligns and combines the first image multiplied by the coefficient by the multiplying circuit 209 and the second image after resizing processing by the resizing circuit 205. In other words, the synthesis circuit 206 superimposes the second image whose pixel pitch has been corrected on the first image. Note that the resizing process may be applied to the first image according to the resolution of the monitor to be used, in which case resizing to correct the difference from the pixel pitch of the resized first image is Applied to the image of 2.

ＵＩ制御回路２０７は、図６に示す切替Ａをｃ側に倒す。これにより、モニタ１０９には合成画像が表示される。すなわち、画像処理回路２０２は、関心領域外部の第１の画像と、当該関心領域内部の第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。なお、合成回路２０６は、ゲイン変更処理又は画素加算処理により、第１の画像の濃度と第２の画像の濃度とが同一となった場合においても、ＲＯＩアテニュエータ１０４の位置を知らしめるため、ＲＯＩアテニュエータ１０４の枠のみを合成画像にスーパーインポーズ（重畳させて表示）しても良い。 The UI control circuit 207 turns the switch A shown in FIG. 6 to the c side. As a result, the composite image is displayed on the monitor 109. That is, the image processing circuit 202 causes the monitor 109 to display an image in which the first image outside the region of interest and the second image inside the region of interest are combined. In addition, even when the density of the first image and the density of the second image become identical by the gain change processing or the pixel addition processing, the synthesis circuit 206 notifies the position of the ROI attenuator 104, so that the ROI Only the frame of the attenuator 104 may be superimposed on the composite image.

図８は、第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０による処理手順を示すフローチャートである。図８では、Ｘ線画像収集装置１１０全体の動作を説明するフローチャートを示し、各構成要素がフローチャートのどのステップに対応するかを説明する。 FIG. 8 is a flowchart showing the processing procedure of the X-ray image acquisition device 110 according to the first embodiment. FIG. 8 shows a flowchart for explaining the overall operation of the X-ray image acquisition apparatus 110, and describes which step of the flowchart corresponds to each component.

ステップＳ１０１は、入力インターフェース１３０により実現されるステップである。ステップＳ１０１では、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩフルオロスコピーの選択を受け付ける。ステップＳ１０２は、入力インターフェース１３０により実現されるステップである。ステップＳ１０２では、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩを第２の検出器にセットする。 Step S101 is a step implemented by the input interface 130. In step S101, the input interface 130 receives the selection of ROI fluoroscopic copying. Step S102 is a step implemented by the input interface 130. In step S102, the input interface 130 sets the ROI to the second detector.

ステップＳ１０３は、ＦＰＤ制御回路２０１により実現されるステップである。ステップＳ１０３では、ＦＰＤ制御回路２０１は、第１の信号のアナログゲインをＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下のゲイン値よりも高く設定する。ステップＳ１０４は、画像処理回路２０２により実現されるステップである。ステップＳ１０４では、画像処理回路２０２は、第１の画像と第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、画像処理回路２０２は、第１の画像と、第２の画像とを独立に表示させてもよいし、第１の画像に前記第２の画像を重畳表示させてもよい。 Step S103 is a step implemented by the FPD control circuit 201. In step S103, the FPD control circuit 201 sets the analog gain of the first signal higher than the gain value in the absence of the ROI attenuator 104. Step S104 is a step implemented by the image processing circuit 202. In step S104, the image processing circuit 202 causes the monitor 109 to display an image obtained by combining the first image and the second image. For example, the image processing circuit 202 may display the first image and the second image independently, or may display the second image superimposed on the first image.

なお、図８に示す例では、ステップＳ１０３において、ゲイン変更処理を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ステップＳ１０３において、ゲイン変更処理に代えて、画素加算処理を実行するようにしてもよい。更に、ステップＳ１０３において、ゲイン変更処理及び画素加算処理の両方を実行するようにしてもよい。 In the example illustrated in FIG. 8, although the gain change processing is performed in step S103, the embodiment is not limited to this. For example, in step S103, pixel addition processing may be executed instead of gain change processing. Furthermore, in step S103, both gain change processing and pixel addition processing may be performed.

上述したように、第１の実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０は、第１の光検出器１０６ａにより出力された電気信号から生成された第１の画像と第２の光検出器１０６ｂにより出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０は、関心領域外部の第１の画像と、当該関心領域内部の第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。これにより、第１の実施形態によれば、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得することができる。更に、第１の実施形態では、第１の画像と第２の画像とを同時に収集する。これにより、複数回にわたる被検者へのＸ線照射を回避することができる。この結果、第１の実施形態によれば、被検者へのＸ線被曝を低減したり、被検者の検査への負担を軽減したりすることが可能になる。また、第１の実施形態によれば、術者は、複数回の画像収集を行わなくても良いので、検査を効率化することが可能になる。 As described above, in the first embodiment, the X-ray image acquisition device 110 includes the first image generated from the electrical signal output by the first light detector 106a and the second light detector 106b. An image combining the second image generated from the output electrical signal is displayed on the monitor 109. For example, the X-ray image acquisition device 110 causes the monitor 109 to display an image obtained by combining the first image outside the region of interest and the second image inside the region of interest. Thereby, according to the first embodiment, it is possible to acquire a high definition image of the region of interest with a wide field of view. Furthermore, in the first embodiment, the first image and the second image are acquired simultaneously. This makes it possible to avoid multiple X-ray irradiations on the subject. As a result, according to the first embodiment, it is possible to reduce the X-ray exposure to the subject or to reduce the burden on the subject's examination. Further, according to the first embodiment, the operator does not have to perform image acquisition a plurality of times, which makes it possible to make the examination more efficient.

また、第１の実施形態では、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下における第１の光検出器１０６ａのゲイン値を、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下のゲイン値よりも高く設定する。これにより、第１の実施形態によれば、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されている領域の画像視認性の低下を抑制することができる。 In the first embodiment, the gain value of the first light detector 106 a in the presence of the ROI attenuator 104 is set higher than the gain value in the absence of the ROI attenuator 104. Thereby, according to the first embodiment, it is possible to suppress a decrease in image visibility of the region in which the ROI attenuator 104 is disposed.

また、上述した第１の実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０は、図８に示す手順で処理を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０は、ステップＳ１０４を省略してもよい。 Further, in the first embodiment described above, the X-ray image acquisition apparatus 110 is described as performing processing in the procedure shown in FIG. 8, but the embodiment is not limited to this. For example, the X-ray image acquisition device 110 may omit step S104.

また、上述した実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０は、係数記憶回路２０８及び乗算回路２０９を有するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０は、係数記憶回路２０８及び乗算回路２０９を有さずに構成されてもよい。 Further, although the X-ray image acquisition apparatus 110 is described as having the coefficient storage circuit 208 and the multiplication circuit 209 in the above-described embodiment, the embodiment is not limited to this. For example, the X-ray image acquisition device 110 may be configured without the coefficient storage circuit 208 and the multiplication circuit 209.

（第１の実施形態の変形例）
なお、図７Ｂに示す例では、モニタ１０９が有する２つのサブモニタのうち１つのサブモニタに合成画像を表示する場合について説明した。ところで、合成画像を表示する場合、第２のＦＰＤ本来の高い解像度で関心領域を表示することが望ましい。図９は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。例えば、図９に示すように、モニタ１０９が、操作者の指示に応じて表示領域を任意に分割可能な大画面のモニタである場合、表示領域を分割せずに合成画像を表示するようにしてもよい。 (Modification of the first embodiment)
In the example shown in FIG. 7B, the case of displaying the composite image on one of the two sub-monitors of the monitor 109 has been described. By the way, when displaying a synthetic | combination image, it is desirable to display a region of interest by the high resolution intrinsic | native to 2nd FPD. FIG. 9 is a view for explaining a modification of the first embodiment. For example, as shown in FIG. 9, when the monitor 109 is a large screen monitor capable of arbitrarily dividing the display area according to an instruction of the operator, the composite image is displayed without dividing the display area. May be

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、第１のＦＰＤのゲイン設定を変更することで、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されている部分の画質を向上させる場合について説明した。第２の実施形態では、第１の実施形態の様に第１のＦＰＤのゲイン設定を変えることなく、通常の駆動とする代わりに、第１の画像を複数フレーム加算平均してＳ／Ｎ比を向上する場合について説明する。第１の画像の領域は関心領域では無い一方で、元来のＸ線信号の少なさから、Ｓ／Ｎの悪い画像となっている。そこで、フレーム加算による時間分解能を低下させる代わりに当フレーム加算により、Ｓ／Ｎ比の低下を補うことを意図とする。なお、第２の実施形態に係るＸ線診断装置１００の全体構成は、Ｘ線画像収集装置１１０ａが第１の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０と異なる機能を有する点を除いて、図１に示した構成例と同様であるので、ここでは説明を省略する。なお、Ｘ線画像収集装置１１０ａは、制御部の一例である。 Second Embodiment
In the first embodiment, the case where the image quality of the portion in which the ROI attenuator 104 is disposed is improved by changing the gain setting of the first FPD has been described. In the second embodiment, without changing the gain setting of the first FPD as in the first embodiment, the S / N ratio is obtained by averaging a plurality of frames of the first image instead of using normal driving. The case of improving the While the region of the first image is not the region of interest, the image has a poor S / N ratio due to the small amount of the original X-ray signal. Therefore, it is intended to compensate for the decrease in S / N ratio by this frame addition instead of reducing the time resolution by frame addition. The overall configuration of the X-ray diagnostic apparatus 100 according to the second embodiment is the same as the X-ray image acquisition apparatus 110a except that it has a different function from the X-ray image acquisition apparatus 110 according to the first embodiment. The configuration is the same as the configuration example 1 and thus the description is omitted here. The X-ray image acquisition device 110a is an example of a control unit.

図１０は、第２の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０ａの構成例を示すブロック図である。なお、図１０では説明の便宜上、Ｘ線源１０３、ＲＯＩアテニュエータ１０４、Ｘ線検出器１０６、Ｘ線検出器制御装置１２０、モニタ１０９、入力インターフェース１３０についても図示している。なお、図１０に示すように、Ｘ線検出器１０６において、第１のＦＰＤが第２のＦＰＤよりＸ線源１０３側に設けられる。 FIG. 10 is a block diagram showing a configuration example of the X-ray image acquisition device 110a according to the second embodiment. In FIG. 10, the X-ray source 103, the ROI attenuator 104, the X-ray detector 106, the X-ray detector control device 120, the monitor 109, and the input interface 130 are also illustrated for convenience of explanation. As shown in FIG. 10, in the X-ray detector 106, the first FPD is provided closer to the X-ray source 103 than the second FPD.

また、図１０に示す例では、Ｘ線検出器制御装置１２０からＸ線画像収集装置１１０ａへの画像の伝達は、第１の画像用と、第２の画像用とで共通のデータ線を使用したシリアル方式であるものとして説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線検出器制御装置１２０からＸ線画像収集装置１１０への画像の伝達は、第１の画像用と、第２の画像用とそれぞれ専用のデータ線が使用されるパラレル方式でもよい。 Further, in the example shown in FIG. 10, transmission of an image from the X-ray detector controller 120 to the X-ray image acquisition device 110a uses a common data line for the first image and the second image. Although it is described that the serial system is used, the embodiment is not limited thereto. For example, transmission of images from the X-ray detector control device 120 to the X-ray image acquisition device 110 may be a parallel method using dedicated data lines for the first image and the second image.

第２の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０ａは、図１０に示すように、ＦＰＤ制御回路２０１と、画像処理回路２０２ａと、ディスク２０３と、ディスク２０４と、リサイズ回路２０５と、合成回路２０６と、ＵＩ制御回路２０７ａと、係数記憶回路２０８と、乗算回路２０９とを有する。なお、図１０に示す各部において、図６に示す各部と同様の機能を有する場合、同一の符号を付与して詳細な説明を省略する。また、図１０に示す例では、Ｘ線画像収集装置１１０ａ内には、第２の画像用のディスク２０３と、第１の画像用のディスク２０４とを有する場合について説明するが、第１の画像と第２の画像とで１つのディスクを共有するようにしてもよい。 As shown in FIG. 10, the X-ray image acquisition device 110a according to the second embodiment includes an FPD control circuit 201, an image processing circuit 202a, a disk 203, a disk 204, a resize circuit 205, and a combining circuit 206. , A UI control circuit 207a, a coefficient storage circuit 208, and a multiplication circuit 209. In addition, in each part shown in FIG. 10, when it has the same function as each part shown in FIG. 6, the same code | symbol is provided and detailed description is abbreviate | omitted. Further, in the example shown in FIG. 10, the case where the X-ray image acquisition device 110a includes the disk 203 for the second image and the disk 204 for the first image will be described. And the second image may share one disk.

入力インターフェース１３０は、操作者から指示を受け付けて、受け付けた指示をＵＩ制御回路２０７ａに受け渡す。また、入力インターフェース１３０は、操作者から指示を受け付けてＲＯＩアテニュエータ１０４を制御する。例えば、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩアテニュエータ１０４の開口と第２の検出器の視野とが重なるように設定する。ＵＩ制御回路２０７ａは、入力インターフェース１３０を介して操作者から指示を受け付けた画像を画像処理回路２０２ａに表示させる。例えば、ＵＩ制御回路２０７ａは、第１の画像の表示を受け付けた場合には、切替Ａをａ側に倒す。これにより画像処理回路２０２ａは、第１の画像をモニタ１０９に表示させる。また、例えば、ＵＩ制御回路２０７ａは、第２の画像の表示を受け付けた場合には、切替Ａをｂ側に倒す。これにより画像処理回路２０２ａは、第２の画像をモニタ１０９に表示させる。 The input interface 130 receives an instruction from the operator, and passes the received instruction to the UI control circuit 207a. The input interface 130 also receives an instruction from the operator to control the ROI attenuator 104. For example, the input interface 130 is set so that the aperture of the ROI attenuator 104 and the field of view of the second detector overlap. The UI control circuit 207a causes the image processing circuit 202a to display an image for which an instruction has been received from the operator via the input interface 130. For example, when the UI control circuit 207a receives the display of the first image, the UI control circuit 207a turns the switch A to the a side. Thus, the image processing circuit 202a causes the monitor 109 to display the first image. Further, for example, when the UI control circuit 207a receives the display of the second image, the UI control circuit 207a turns the switch A to the b side. Thus, the image processing circuit 202a causes the monitor 109 to display the second image.

また、ＵＩ制御回路２０７ａは、入力インターフェース１３０を介して操作者からＲＯＩフルオロスコピーを実施する指示を受け付けて、画像処理回路２０２ａにＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示させる。画像処理回路２０２ａは、フレーム加算回路２１０を有する。例えば、フレーム加算回路２１０は、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下において、複数フレーム分の第１の画像を加算平均する。図１１を用いて、第２の実施形態にかかるフレーム加算回路２１０について説明する。 Further, the UI control circuit 207a receives an instruction to perform ROI fluoroscopic copying from the operator via the input interface 130, and causes the image processing circuit 202a to display an ROI Fluoro image. The image processing circuit 202 a includes a frame addition circuit 210. For example, the frame addition circuit 210 averages the first images of a plurality of frames in the presence of the ROI attenuator 104. The frame addition circuit 210 according to the second embodiment will be described with reference to FIG.

図１１は、第２の実施形態を説明するための図である。図１１では、ＲＯＩフルオロスコピーを実施する指示を受け付けた場合の、第１のＦＰＤの読み出し駆動のタイミングと、第２のＦＰＤの読み出し駆動のタイミングとを示す。 FIG. 11 is a diagram for explaining the second embodiment. FIG. 11 shows the timing of read drive of the first FPD and the timing of read drive of the second FPD when an instruction to perform ROI fluoroscopic copying is received.

図１１の上図は、第１のＦＰＤの読み出し駆動のタイミングを示す。図１１の上図に示すように、パルス状にＸ線を照射してＸ線画像を収集する場合に、第１の光検出器１０６ａは、Ｘ線パルス照射中に発生電荷を蓄積するストレージ期間と、Ｘ線パルスの非照射中に電荷信号を読み出すリードアウト期間とが設定されている。 The upper diagram of FIG. 11 shows the timing of read drive of the first FPD. As shown in the upper drawing of FIG. 11, in the case where X-rays are irradiated in a pulse shape to acquire an X-ray image, the first photodetector 106a is a storage period in which generated charges are accumulated during X-ray pulse irradiation. And a readout period for reading out the charge signal during non-irradiation of the X-ray pulse.

例えば、第１の光検出器１０６ａは、ストレージ期間の後、リードアウト期間で電荷信号を読み出すことでＸ線信号を出力する。そして、Ｘ線検出器制御装置１２０は、収集したＸ線信号を用いて第１の画像を生成する。Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の画像を生成するごとに、生成した第１の画像をフレーム加算回路２１０に出力する。 For example, after the storage period, the first photodetector 106 a outputs an X-ray signal by reading out the charge signal in the lead-out period. Then, the X-ray detector controller 120 generates a first image using the acquired X-ray signal. The X-ray detector control device 120 outputs the generated first image to the frame addition circuit 210 each time the first image is generated.

ここで、Ｘ線検出器制御装置１２０は、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示する際に、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示しない場合に比較して駆動レートを変更する。言い換えると、Ｘ線検出器制御装置１２０は、加算平均処理を適用する場合には、更に、第１の光検出器１０６ａに対して駆動レートを変更する。例えば、２フレーム毎に加算平均処理を適用する場合、モニタ１０９におけるリフレッシュレートは１／２になる。ここで、モニタ１０９における表示上のリフレッシュレートを１／２にしたくない場合には、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の光検出器１０６ａの駆動レートを倍に設定する。 Here, when displaying the ROI Fluoro image, the X-ray detector control device 120 changes the drive rate as compared with the case where the ROI Fluoro image is not displayed. In other words, when applying the averaging process, the X-ray detector control device 120 further changes the drive rate with respect to the first light detector 106a. For example, when applying averaging processing every two frames, the refresh rate on the monitor 109 is 1⁄2. Here, when the refresh rate on the display on the monitor 109 is not desired to be 1⁄2, the X-ray detector control device 120 sets the driving rate of the first light detector 106 a to double.

なお、ＲＯＩアテニュエータ１０４により覆われる第１の画像の領域は、そもそも関心領域では無い。このた、リフレッシュレートが１／２になっても良い場合には、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の光検出器１０６ａの駆動レートを必ずしも変更する必要はない。また、２フレームを加算する際に、１フレームが生成されるごとに２フレームを加算する場合には、前フレームの影響による残像は発生するが、リフレッシュレートが１／２になることはない。このため、かかる場合にも、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の光検出器１０６ａの駆動レートを変更しなくてもよい。 Note that the region of the first image covered by the ROI attenuator 104 is not a region of interest in the first place. If the refresh rate may be halved, the X-ray detector controller 120 does not necessarily have to change the drive rate of the first light detector 106a. In addition, when adding two frames, if two frames are added each time one frame is generated, an afterimage due to the influence of the previous frame is generated, but the refresh rate is never halved. Therefore, even in such a case, the X-ray detector control device 120 may not change the drive rate of the first light detector 106a.

また、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の実施形態で説明した画素加算処理を第２の実施形態と組み合わせても良い。例えば、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の光検出器１０６ａにより検出された信号を画素加算し、更に、第１の画像をフレーム加算平均処理してもよい。或いは、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の実施形態で説明したゲイン変更処理を第２の実施形態と組み合わせても良い。例えば、Ｘ線検出器制御装置１２０は、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下における第１の光検出器１０６ａのゲイン値を、ＲＯＩアテニュエータ１０４非存在下のゲイン値よりも高く設定し、更に、第１の画像をフレーム加算平均処理してもよい。或いは、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の実施形態で説明したゲイン変更処理及びフレーム加算平均処理を第２の実施形態と組み合わせても良い。すなわち、Ｘ線検出器制御装置１２０は、ＲＯＩアテニュエータ１０４が挿入される場合には、第１の光検出器１０６ａに対してゲイン値を変更するゲイン変更処理、複数フレーム分の第１の画像を加算平均する加算平均処理、及び、第１の光検出器１０６ａにより検出された信号を画素加算する画素加算処理の少なくとも一つを適用する。 In addition, the X-ray detector control apparatus 120 may combine the pixel addition processing described in the first embodiment with the second embodiment. For example, the X-ray detector control device 120 may perform pixel addition on the signal detected by the first light detector 106a, and further frame averaging processing of the first image. Alternatively, the X-ray detector control apparatus 120 may combine the gain change processing described in the first embodiment with the second embodiment. For example, the X-ray detector controller 120 sets the gain value of the first light detector 106a in the presence of the ROI attenuator 104 higher than the gain value in the absence of the ROI attenuator 104, and further, the first image Frame averaging processing. Alternatively, the X-ray detector control apparatus 120 may combine the gain changing process and the frame averaging process described in the first embodiment with the second embodiment. That is, when the ROI attenuator 104 is inserted, the X-ray detector control device 120 performs gain change processing for changing the gain value with respect to the first light detector 106a, and the first image for a plurality of frames. At least one of an averaging process of averaging and a pixel addition process of pixel summing of the signal detected by the first light detector 106 a is applied.

そして、フレーム加算回路２１０は、Ｘ線検出器制御装置１２０により出力された第１の画像を取得して加算平均する。ここで、フレーム加算回路２１０は、リカーシブフィルタであり、図１１の上図に示すように、取得した第１の画像のうち最新の画像に所定の係数ｋを乗算するとともに、最新の第１の画像の一つ前に取得した過去画像に（１−ｋ）を乗算して加算する。すなわち、最新の第１の画像をＰ_ｎとし、過去画像をＱ_ｎ−１として場合、生成される画像Ｑ_ｎは、以下の式で表される。すなわち、「Ｑ_ｎ＝ｋ×Ｐ_ｎ＋（１−ｋ）×Ｑ_ｎ−１」である。ここで、係数ｋに対して所望の係数を使うことで、その効果を任意に設定できる。 Then, the frame addition circuit 210 obtains the first image output by the X-ray detector control device 120 and performs averaging. Here, the frame addition circuit 210 is a recursive filter, and as shown in the upper diagram of FIG. 11, the latest image of the acquired first images is multiplied by a predetermined coefficient k, and the latest first The past image acquired one before the image is multiplied by (1-k) and added. That is, when the latest first image is P _n and the past image is Q _{n -1} , the generated image Q _n is expressed by the following equation. That is, “Q _n = k × P _n + (1−k) × Q _n−1 ”. Here, by using a desired coefficient for the coefficient k, the effect can be set arbitrarily.

そして、フレーム加算回路２１０は、加算平均の処理後、ＲＯＩアテニュエータ１０４によるＸ線減弱比分だけの係数が乗じられる。これにより、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されている場所とＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されてない場所の画像レベルを均一に保つことが可能になる。 Then, the frame addition circuit 210 is multiplied by the coefficient corresponding to the X-ray attenuation ratio by the ROI attenuator 104 after the averaging processing. This makes it possible to keep the image level uniform where the ROI attenuator 104 is placed and where the ROI attenuator 104 is not placed.

一方、図１１の下図は、第２のＦＰＤの読み出し駆動のタイミングを示す。図１１の下図に示すように、第２の光検出器１０６ｂは、ストレージ期間の後、リードアウト期間で電荷信号を読み出すことでＸ線信号を出力する。そして、Ｘ線検出器制御装置１２０は、収集したＸ線信号を用いて第２の画像を生成する。Ｘ線検出器制御装置１２０は、第２の画像を生成するごとに、生成した第２の画像を画像処理回路２０２ａに出力する。 On the other hand, the lower part of FIG. 11 shows the timing of read drive of the second FPD. As shown in the lower part of FIG. 11, the second light detector 106b outputs an X-ray signal by reading out the charge signal in the lead-out period after the storage period. Then, the X-ray detector controller 120 generates a second image using the acquired X-ray signal. The X-ray detector control device 120 outputs the generated second image to the image processing circuit 202a each time the second image is generated.

画像処理回路２０２ａは、ＲＯＩＦｌｕｏｒｏ画像を表示させる場合、第１の画像と、第２の画像とを独立に表示させてもよいし、第１の画像に第２の画像を重畳表示させてもよい。なお、画像処理回路２０２ａは、第１の画像に第２の画像を重畳表示する場合、第１の実施形態と同様の画像合成処理を合成回路２０６に実行させる。ここで、第１の実施形態と同様に、画像合成処理に先立ち、第１の画像及び第２の画像に対して前処理が実行される。例えば、合成回路２０６は、第２の画像の画素ピッチを補正して、第１の画像に第２の画像を重畳表示させる。そして、画像処理回路２０２ａは、関心領域外部の第１の画像と、当該関心領域内部の第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。 When displaying the ROI Fluoro image, the image processing circuit 202a may display the first image and the second image independently, or may display the second image superimposed on the first image. Good. When the second image is superimposed on the first image, the image processing circuit 202a causes the combining circuit 206 to execute the same image combining process as that of the first embodiment. Here, as in the first embodiment, prior to the image combining process, preprocessing is performed on the first image and the second image. For example, the combining circuit 206 corrects the pixel pitch of the second image, and superimposes and displays the second image on the first image. Then, the image processing circuit 202a causes the monitor 109 to display an image in which the first image outside the region of interest and the second image inside the region of interest are combined.

図１２は、第２の実施形態に係るＸ線画像収集装置１１０ａによる処理手順を示すフローチャートである。図１２では、Ｘ線画像収集装置１１０ａ全体の動作を説明するフローチャートを示し、各構成要素がフローチャートのどのステップに対応するかを説明する。 FIG. 12 is a flowchart showing the processing procedure of the X-ray image acquisition device 110 a according to the second embodiment. FIG. 12 shows a flowchart for explaining the overall operation of the X-ray image acquisition device 110a, and explains which step of the flowchart each component corresponds to.

ステップＳ２０１は、入力インターフェース１３０により実現されるステップである。ステップＳ２０１では、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩフルオロスコピーの選択を受け付ける。ステップＳ２０２は、入力インターフェース１３０により実現されるステップである。ステップＳ２０２では、入力インターフェース１３０は、ＲＯＩを第２の検出器にセットする。 Step S201 is a step implemented by the input interface 130. In step S201, the input interface 130 receives the selection of ROI fluoroscopic copying. Step S202 is a step implemented by the input interface 130. In step S202, the input interface 130 sets the ROI to the second detector.

ステップＳ２０３は、Ｘ線検出器制御装置１２０により実現されるステップである。ステップＳ２０３では、Ｘ線検出器制御装置１２０は、第１の信号を画素加算する。ステップＳ２０４は、フレーム加算回路２１０により実現されるステップである。ステップＳ２０４では、フレーム加算回路２１０は、第１の画像をフレーム加算する。ステップＳ２０５は、画像処理回路２０２ａにより実現されるステップである。ステップＳ２０５では、画像処理回路２０２ａは、第１の画像と第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、画像処理回路２０２ａは、第１の画像と、第２の画像とを独立に表示させてもよいし、第１の画像に前記第２の画像を重畳表示させてもよい。 Step S203 is a step implemented by the X-ray detector control device 120. In step S203, the X-ray detector control device 120 performs pixel addition on the first signal. Step S204 is a step implemented by the frame addition circuit 210. In step S204, the frame addition circuit 210 performs frame addition on the first image. Step S205 is a step implemented by the image processing circuit 202a. In step S205, the image processing circuit 202a causes the monitor 109 to display an image obtained by combining the first image and the second image. For example, the image processing circuit 202a may display the first image and the second image independently, or may display the second image superimposed on the first image.

上述したように、第２の実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０は、第１の光検出器１０６ａにより出力された電気信号から生成された第１の画像と第２の光検出器１０６ｂにより出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０は、関心領域外部の第１の画像と、当該関心領域内部の第２の画像とを組み合わせた画像をモニタ１０９に表示させる。これにより、第２の実施形態によれば、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得することができる。更に、第２の実施形態では、第１の画像と第２の画像とを同時に収集する。これにより、複数回にわたる被検者へのＸ線照射を回避することができる。この結果、第２の実施形態によれば、被検者へのＸ線被曝を低減したり、被検者の検査への負担を軽減したりすることが可能になる。また、第２の実施形態によれば、術者は、複数回の画像収集を行わなくても良いので、検査を効率化することが可能になる。 As described above, in the second embodiment, the X-ray image acquisition device 110 includes the first image generated from the electrical signal output by the first light detector 106a and the second light detector 106b. An image combining the second image generated from the output electrical signal is displayed on the monitor 109. For example, the X-ray image acquisition device 110 causes the monitor 109 to display an image obtained by combining the first image outside the region of interest and the second image inside the region of interest. Thereby, according to the second embodiment, it is possible to acquire a high definition image of the region of interest with a wide field of view. Furthermore, in the second embodiment, the first image and the second image are acquired simultaneously. This makes it possible to avoid multiple X-ray irradiations on the subject. As a result, according to the second embodiment, it is possible to reduce the X-ray exposure to the subject or to reduce the burden on the subject's examination. Further, according to the second embodiment, the operator does not have to perform image acquisition a plurality of times, so it is possible to make the examination more efficient.

また、第２の実施形態では、ＲＯＩアテニュエータ１０４存在下において、複数フレーム分の第１の画像を加算平均する。これにより、第２の実施形態によれば、ＲＯＩアテニュエータ１０４が配置されている領域の画質の低下を抑制することができる。 In the second embodiment, in the presence of the ROI attenuator 104, the first images of a plurality of frames are averaged. Thereby, according to the second embodiment, it is possible to suppress the deterioration of the image quality of the region in which the ROI attenuator 104 is disposed.

また、上述した第１の実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０ａは、図１２に示す手順で処理を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０ａは、ステップＳ２０３を省略してもよい。 Further, in the first embodiment described above, the X-ray image acquisition device 110a has been described as performing processing in the procedure shown in FIG. 12, but the embodiment is not limited to this. For example, the X-ray image acquisition device 110a may omit step S203.

また、上述した実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０ａは、係数記憶回路２０８及び乗算回路２０９を有するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０ａは、係数記憶回路２０８及び乗算回路２０９を有さずに構成されてもよい。 In the above-described embodiment, the X-ray image acquisition device 110a is described as having the coefficient storage circuit 208 and the multiplication circuit 209, but the embodiment is not limited to this. For example, the X-ray image acquisition device 110 a may be configured without the coefficient storage circuit 208 and the multiplication circuit 209.

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。 (Other embodiments)
Embodiments are not limited to the above-described embodiments.

なお、上述した実施形態では、入力インターフェース１３０によってＲＯＩアテニュエータ１０４を制御するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０のＵＩ制御回路２０７やＸ線画像収集装置１１０ａのＵＩ制御回路２０７ａは、入力インターフェース１３０を介して、ＲＯＩアテニュエータ１０４を制御してもよい。 In the embodiment described above, although the ROI attenuator 104 is controlled by the input interface 130, the embodiment is not limited to this. For example, the UI control circuit 207 of the X-ray image acquisition device 110 or the UI control circuit 207 a of the X-ray image acquisition device 110 a may control the ROI attenuator 104 via the input interface 130.

また、上述した実施形態では、図６や図１０等に示すように、Ｘ線検出器１０６において、第１のＦＰＤが第２のＦＰＤよりＸ線源１０３側に設けられるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線検出器１０６において、第２のＦＰＤが第１のＦＰＤよりＸ線源１０３側に設けられてもよい。 In the embodiment described above, as shown in FIG. 6 and FIG. 10, etc., in the X-ray detector 106, the first FPD is described as being provided closer to the X-ray source 103 than the second FPD. Embodiments are not limited to this. For example, in the X-ray detector 106, the second FPD may be provided closer to the X-ray source 103 than the first FPD.

また、上述した実施形態では、第１の画像と第２の画像とを独立に表示する場合と、第１の画像と第２の画像とを合成した合成画像を表示する場合とについて説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、第１の画像と、第２の画像と、合成画像とを独立に表示してもよい。或いは、第１の画像と、第２の画像と、合成画像とのうち任意の２つの画像を独立に表示してもよい。 Also, in the above-described embodiment, the case of displaying the first image and the second image independently and the case of displaying the composite image obtained by combining the first image and the second image have been described. The embodiment is not limited to this. For example, the first image, the second image, and the composite image may be displayed independently. Alternatively, any two images of the first image, the second image, and the composite image may be displayed independently.

また、上述した実施形態では、Ｘ線画像収集装置１１０（１１０ａ）は、各回路を有するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線画像収集装置１１０（１１０ａ）は、プロセッサであり、記憶回路に記憶されたプログラムを読み出して実行することで、図６に示すＸ線画像収集装置１１０や図１０に示すＸ線画像収集装置１１０ａと同様の機能を実行するようにしてもよい。かかる場合、プロセッサが実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路に記録されている。プロセッサは、各プログラムを記憶回路から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態のプロセッサは、図６に示すＸ線画像収集装置１１０内や図１０に示すＸ線画像収集装置１１０ａ内に示された各回路と同様の各機能を有することとなる。 Moreover, although the X-ray-image acquisition device 110 (110a) was demonstrated as what has each circuit in embodiment mentioned above, embodiment is not limited to this. For example, the X-ray image acquisition device 110 (110a) is a processor, and by reading and executing a program stored in a storage circuit, the X-ray image acquisition device 110 shown in FIG. 6 or the X-ray image shown in FIG. The same function as that of the collection device 110a may be performed. In such a case, each processing function executed by the processor is stored in the storage circuit in the form of a program executable by a computer. The processor implements each function corresponding to each program by reading each program from the storage circuit and executing the program. In other words, the processor in the state where each program is read has the same functions as the circuits shown in the X-ray image acquisition device 110 shown in FIG. 6 and the X-ray image acquisition device 110 a shown in FIG. It becomes.

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図６や図１０における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。 The word “processor” used in the above description is, for example, a central processing unit (CPU), a graphics processing unit (GPU), an application specific integrated circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, It means circuits such as Simple Programmable Logic Device (SPLD), Complex Programmable Logic Device (CPLD), and Field Programmable Gate Array (FPGA). The processor implements a function by reading and executing a program stored in a memory circuit. Note that instead of storing the program in the memory circuit, the program may be directly incorporated in the circuit of the processor. In this case, the processor implements the function by reading and executing a program embedded in the circuit. Each processor according to the present embodiment is not limited to being configured as a single circuit for each processor, and may be configured as one processor by combining a plurality of independent circuits to realize the function. Good. Furthermore, a plurality of components in FIG. 6 and FIG. 10 may be integrated into one processor to realize its function.

上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。 In the above description of the embodiment, each component of each illustrated device is functionally conceptual and does not necessarily have to be physically configured as illustrated. That is, the specific form of the dispersion and integration of each device is not limited to that shown in the drawings, and all or a part thereof is functionally or physically dispersed in any unit depending on various loads, usage conditions, etc. It can be integrated and configured. Furthermore, all or any part of each processing function performed in each device may be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or may be realized as wired logic hardware.

また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。 Further, the control method described in the above embodiment can be realized by executing a control program prepared in advance by a computer such as a personal computer or a workstation. This control program can be distributed via a network such as the Internet. The control program can also be recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, and a DVD, and can be executed by being read from the recording medium by a computer.

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、被検者の被曝線量の低減化し、広い視野で且つ関心領域の高精細な画像を取得することができる。 According to at least one embodiment described above, it is possible to reduce the radiation dose of the subject and obtain a wide view and a high definition image of the region of interest.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 While certain embodiments of the present invention have been described, these embodiments have been presented by way of example only, and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof as well as included in the scope and the gist of the invention.

１００Ｘ線診断装置
１０４ＲＯＩアテニュエータ
１０６Ｘ線検出器
１１０Ｘ線画像収集装置 100 X-ray diagnostic apparatus 104 ROI attenuator 106 X-ray detector 110 X-ray image acquisition apparatus

Claims

Ｘ線管から照射されたＸ線を光に変換するシンチレータと、前記シンチレータを共有し、前記シンチレータによって変換された光を検出して電気信号を出力する第１の光検出器及び第２の光検出器とを有するＸ線検出器と、
開口部を有し、前記Ｘ線管から照射されたＸ線を減衰させるフィルタと、
前記第１の光検出器により出力された電気信号から生成された第１の画像と前記第２の光検出器により出力された電気信号から生成された第２の画像とを組み合わせた画像を表示部に表示させる制御部と、
を備えた、Ｘ線診断装置。 A scintillator that converts X-rays emitted from an X-ray tube into light, and a first light detector and a second light that share the scintillator and detect the light converted by the scintillator and output an electrical signal An X-ray detector having a detector;
A filter having an opening and attenuating X-rays emitted from the X-ray tube;
Display an image combining a first image generated from the electrical signal output by the first light detector and a second image generated from the electrical signal output by the second light detector A control unit to be displayed on the unit;
X-ray diagnostic device equipped with

前記第１の光検出器及び前記第２の光検出器は、前記シンチレータで変換された光を同時に検出した電気信号をそれぞれ出力する、請求項１に記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first light detector and the second light detector respectively output electric signals obtained by simultaneously detecting the light converted by the scintillator.

前記第１の光検出器は、前記第２の光検出器よりも視野サイズが広く、
前記制御部は、関心領域外部の前記第１の画像と、当該関心領域内部の前記第２の画像とを組み合わせた画像を前記表示部に表示させる、請求項１又は２に記載のＸ線診断装置。 The first light detector has a wider field of view size than the second light detector,
The X-ray diagnosis according to claim 1 or 2, wherein the control unit causes the display unit to display an image in which the first image outside the region of interest and the second image inside the region of interest are combined. apparatus.

前記制御部は、前記フィルタが挿入される場合には、前記第１の光検出器に対してゲイン値を変更するゲイン変更処理、複数フレーム分の前記第１の画像を加算平均する加算平均処理、及び、前記第１の光検出器により検出された信号を画素加算する画素加算処理の少なくとも一つを適用する、請求項１〜３のいずれか一つに記載のＸ線診断装置。 The control unit, when the filter is inserted, performs gain change processing for changing a gain value with respect to the first light detector, and addition averaging processing for adding and averaging the first images of a plurality of frames. The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein at least one of pixel addition processing for pixel addition of the signal detected by the first light detector is applied.

前記制御部は、前記ゲイン変更処理を適用する場合には、前記フィルタ存在下における前記第１の光検出器のゲイン値を、前記フィルタ非存在下のゲイン値よりも高く設定する、請求項４に記載のＸ線診断装置。 The control unit may set the gain value of the first light detector in the presence of the filter to be higher than the gain value in the absence of the filter when applying the gain change processing. X-ray diagnostic apparatus as described in.

前記制御部は、前記加算平均処理を適用する場合には、更に、前記第１の光検出器に対して駆動レートを変更する、請求項４に記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the control unit further changes a drive rate with respect to the first light detector when applying the averaging process.

前記制御部は、前記画素加算処理を適用する場合には、前記第１の画像の各画素において、隣接する複数の画素を仮想的に１つの画素として扱う、請求項４に記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnosis according to claim 4, wherein the control unit virtually treats a plurality of adjacent pixels as one pixel in each pixel of the first image when applying the pixel addition process. apparatus.

前記制御部は、前記第１の画像と、前記第２の画像とを独立に表示させる、請求項１〜７のいずれか一つに記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 7, wherein the control unit displays the first image and the second image independently.

前記制御部は、前記第１の画像に前記第２の画像を重畳表示させる、請求項１〜７のいずれか一つに記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 7, wherein the control unit causes the second image to be superimposed and displayed on the first image.

前記第２の光検出器は、解像度が前記第１の光検出器よりも高く、
前記制御部は、前記第２の画像の画素ピッチを補正して、前記第１の画像に前記第２の画像を重畳表示させる、請求項９に記載のＸ線診断装置。 The second light detector has a resolution higher than that of the first light detector,
The X-ray diagnostic apparatus according to claim 9, wherein the control unit corrects a pixel pitch of the second image and causes the second image to be superimposed and displayed on the first image.

前記制御部は、前記フィルタが配置されている領域を更に表示させる、請求項１〜１０のいずれか一つに記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 10, wherein the control unit further displays an area in which the filter is disposed.

前記制御部は、前記フィルタの開口部と前記第２の光検出器の視野とが重なるように設定する、請求項１〜１１のいずれか一つに記載のＸ線診断装置。 The X-ray diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 11, wherein the control unit sets the opening of the filter and the field of view of the second light detector to overlap.