JP4169292B2

JP4169292B2 - X-ray diagnostic equipment

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Publication number: JP4169292B2
Application number: JP10297898A
Authority: JP
Inventors: 悟大石
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-04-14
Filing date: 1998-04-14
Publication date: 2008-10-22
Anticipated expiration: 2018-04-14
Also published as: JPH11290307A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えばＸ線診断装置等に設けて好適なＸ線診断装置に関し、特に、Ｘ線検出手段としてＸ線平面検出器を設け、このＸ線平面検出器のＸ線入射角度を可変可能とすることにより、演算時間や画質劣化を生ずることなく１台の装置で断層撮影、回転撮影等をはじめ、様々な撮影を可能とすると共に、Ｘ線平面検出器を用いながらにして任意の倍率での撮影を可能としたＸ線診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、例えば略Ｃの字形状を有するＣアームの両端部にＸ線源及びＸ線検出器を設けた循環器用のＸ線診断装置が知られている。このＸ線診断装置においては、Ｃアームを支える支軸を中心としたＣアームの支軸回転、及びＣアームの形状に沿ってＣアームがスライドするスライド回転等が可能となっており、これにより、様々な方向及び角度での透視撮影が可能となっている。
【０００３】
また、主に消化器系の診断に用いるものとして、起倒可能な寝台にＸ線検出器及びＸ線管球を取り付けたＸ線診断装置が知られている。このＸ線診断装置は、Ｘ線管球を円弧軌道上、又は寝台天板と平行な直線軌道上を移動させながらＸ線撮影を行うことにより、断層像を撮影する技術が知られている。
【０００４】
このＸ線診断装置による断層撮影原理を説明すると、被検体を固定してＸ線源及びＸ線フィルムを寝台に平行で且つ逆方向に移動すると、被検体の特定断面上の任意の点は常にＸ線フィルムの対応する１点に投影されることとなるが、この特定断面上以外の点は、Ｘ線フィルムに線状の軌跡を描く。この結果、Ｘ線フィルム上においては、前記特定断面のフォーカスが合った画像と、それ以外の暈けた画像を足し合わせた画像が得られることとなる。そして、この画像からフォーカスの合った特定断面の断層像を観察することができる。この特定断面からずれた断面の断層像を観察したい場合は、Ｘ線フィルムの移動量を変化させれば良い。例えば、前記特定断面よりＸ線管球寄りの断面を観察したい場合はフィルムの移動量を大きくし、逆に特定断面よりＸ線フィルム寄りの断面を観察したい場合はフィルムの移動量を小さくすれば良い。
【０００５】
データ収集系が高速かつ連続的なデータ収集が可能なＸ線検出器の場合、全ての位置での画像を別々の画像として（Ｘ線フィルムのように加算したものではなく）保存できるため、再構成したい断面の位置に応じて画像をシフトして全ての画像を加算することにより、全ての断面の再構成を可能とすることができる。これが、前記Ｘ線診断装置の断層撮影原理である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来のＸ線診断装置は、Ｘ線検出器がＣアームの支持部によって拘束されていたため撮影態様が限定されたものとなる。例えば、回転アームを支持部として持つ循環器用Ｘ線診断装置は、所定の角度での撮影や回転撮影しか行うことができない。このため、このような制限が、設計された撮影装置の臨床応用上の自由度を低下させる問題があった。すなわち、例えば冠状動脈の造影検査の場合、頭側方向５５度から足側方向３５の間の角度付けが必要となることがある。このような深い角度付けを行おうとすると、従来の循環器用のＸ線診断装置では、検出器の一部が被検体又は寝台の天板に当接してしまい、十分深い角度付けを行うことができなかった。
【０００７】
ここで、特願平９−１０９６４２号の特許公開公報において、撮影したデジタル画像を非線形変換することにより、例えば回転アームで撮影された画像を断層装置で撮影された像に変換可能として前述の撮影上の自由度に関する問題を解決する撮影装置が提案されている。
【０００８】
しかし、この撮影装置は、撮影したデジタル画像を非線形変換することで、画像のＭＴＦ（空間解像度）の劣化を生ずるうえ、非線形変換に非常に多くの演算処理を必要とし処理時間を要する問題がある。
【０００９】
すなわち、撮影により得られたデジタル画像は当然サンプリングされたものなのであるが、このデジタル画像を前記非線形変換するには再度サンプリング（リサンプリング）をしなければならない。このリサンプリングは、デジタル画像を形成した際のサンプリングピッチとは異なるサンプリングピッチで再度サンプリングを行うものであるため、エリアシングエラーが発生しやすくなる。また、リサンプリング点には濃度値が記録されていないため、そのリサンプリング点における濃度値を推定するための補間処理を必要とする。このようなことから前記ＭＴＦの劣化を生ずる。
【００１０】
また、例えば回転アームの回転によりＸ線管とＸ線検出器が１本の軸（回転軸）を中心にして回転する回転運動において１点の濃度値を求める場合、例えば９回の加算演算と、４回の減算演算と、２０回の乗算演算と、２回の除算演算とが必要となる。前記非線形変換においてはこの各演算を全ての画素、全ての方向に対して行う必要がある。例えば、１０２４×１０２４［ｐｉｘｅｌ²］の撮影画像を７０枚撮影した場合、全ての画像の濃度値を求めるには「１０２４×１０２４×７０」回の前記演算を行う必要がある。このようなことから前記非線形変換に非常に多くの演算処理を必要とし処理時間を要する。なお、この演算回数は、Ｘ線管とＸ線検出器が単純な回転運動を行う場合の例であるが、実際に行われた運動がコニカルな運動等、複雑な運動であった場合、この演算量及び処理時間はさらに増加することとなる。
【００１１】
本発明は上述の課題に鑑みてなされたものであり、１つの装置で回転撮影、ディジタル断層像、三次元再構成、拡大撮影等の様々なイメージングを、解像度の劣化や計算時間の増加を引き起こすことなく可能とすることができるようなＸ線診断装置の提供を目的とする。
【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、本発明は、被検体に対してＸ線を曝射するＸ線発生手段と、前記被検体を透過したＸ線像を電気的な画像信号に変換するＸ線平面検出器と、前記平面検出器を支持する支持手段と、前記Ｘ線平面検出器と前記支持手段との間に設けられ、前記平面検出器を回転駆動することによりＸ線の入射角度を調整する入射角度調整手段とを備え、前記入射角度調整手段は、前記画像信号に対してコンボレーションフィルタによるフィルタリング処理を施すフィルタリング手段と、前記入射角度に応じて、前記フィルタリング手段のフィルタ係数を可変制御するフィルタ係数可変制御手段とを備えることを特徴とするものである。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るＸ線診断装置の好ましい実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。
【００１６】
［第１の実施の形態］
本発明に係るＸ線診断装置は、例えば図１〜図４に示すようなシングルプレーンのＸ線診断装置に適用することができる。この本発明の第１の実施の形態となるＸ線診断装置は、「透視・撮影モード」、「サブトラクション撮影モード」、「断層撮影モード」、「再構成モード（サブトラクション無し）」、「サブトラクション像の再構成モード」の計５つの撮像モードを有しているのであるが、各撮像モードに対応する全ての構成要件を一つの図面に図示すると、図面が煩雑となり理解困難となるため、各撮像モードの構成要件を図１〜図４に分けて示したものである。
【００１７】
（透視・撮影モードに対応する構成）
まず、このＸ線診断装置における透視・撮影モードに対応する構成は、図１及び図１３に示すように被検体が載置される寝台１と、Ｃアーム４の両端部にそれぞれ設けられたＸ線発生部２及びＸ線平面検出器３と、Ｘ線平面検出器３及びＣアーム４の間に設けられた収縮可能な収縮支持部１８と、Ｘ線平面検出器３を回転駆動してＸ線の入射角度を調整する検出器回転機構６とを有している。Ｃアーム４は、床に据え付けられた支柱５により支持されており、この支柱５とＣアーム４との間には、Ｃアーム４をスライド回転軸を中心としてスライド回転可能に支持するホルダ４ａが設けられている。このホルダ４ａは、スライド回転軸と直交する回転軸を中心として回転可能に支持する支柱５に取り付けられている。また、収縮支持部１８は、Ｃアーム４と検出器回転機構６との間に設けられている。
【００１８】
また、このＸ線診断装置は、Ｘ線平面検出器３からのアナログ的な撮像信号をデジタル化して出力するＡ／Ｄ変換器７と、主にＸ線の照射角度等を検出する撮影条件設定部８と、この撮影条件設定部８により検出された撮影条件を示すデータ（撮影条件データ）を記憶する撮影条件メモリ９と、透視・撮影モード用の信号処理が施された撮像信号をアナログ化して例えば表示部１１等に供給するＤ／Ａ変換器１０とを有している。
【００１９】
また、このＸ線診断装置は、前記Ａ／Ｄ変換器７及びＤ／Ａ変換器１０を接続する信号ライン間に、Ａ／Ｄ変換器７によりデジタル化された撮像信号を一旦記憶する画像用メモリ１２と、前記撮影条件メモリ９に記憶されている撮影条件データに基づいて（Ｘ線平面検出器３の回転角度に応じて）、画像用メモリ１２に記憶されている撮像信号にジオメトリ変換処理（台形変換処理）を施すジオメトリ変換部１３と、ジオメトリ変換部１３によりジオメトリ変換処理が施された撮像信号にアフィン変換処理を施してその歪みを補正するアフィン変換部１４とを有している。
【００２０】
また、このＸ線診断装置は、前記Ａ／Ｄ変換器７及びＤ／Ａ変換器１０を接続する信号ライン間に、アフィン変換部１４により歪み補正された撮像信号に基づいて、例えばラプラシアン（二次微分オペレータ）等により画像のエッジ部分を強調処理するエッジ強調部１５と、例えばコントラスト、ブライトネスを調整することにより、画像の明るさ、メリハリを調整する階調変換部１６とを有している。
【００２１】
（Ｘ線平面検出器３の構成）
Ｘ線平面検出器３としては、例えば縦×横の画素が４０００画素×４０００画素のサイズのものが設けられており、図２に示すように、入射されたＸ線の線量に応じた電荷を形成する複数の画素２１と、この画素２１に蓄積された電荷を読み出すスイッチとして使用される複数の薄膜トランジスタ２２（ＴＦＴ）とからなる固体Ｘ線感応素子（Ｘ線検出素子）を、列方向及び行方向に２次元アレイ状に配列して構成されている。
【００２２】
各画素２１は、後に説明する蛍光体（図６に示す蛍光体４８）によりＸ線を可視光に変換するようになっており、この可視光を感知し入射光量に応じた電荷を形成するフォトダイオードと、このフォトダイオードにより形成された電荷を蓄積するコンデンサ（蓄積用コンデンサ）とで構成されている。
【００２３】
フォトダイオードのカソード端子と蓄積用コンデンサの一方の端子との接続点は、電源ライン２５（２５−１，２５−２・・・２５−ｎ）により逆バイアス電源（−Ｖｎ）に接続されており、また、フォトダイオードのアノード端子と蓄積用コンデンサの他方の端子との接続点はＴＦＴ２２のソース端子に接続されている。
【００２４】
ＴＦＴ２２のゲート端子は、各読出ライン２３（２３−１，２３−２・・・２３−ｎ）により各行毎に共通に接続され、ライン駆動部２４の各ライン出力端子に接続されている。また、ＴＦＴ２２のドレイン端子は、垂直転送ライン２６（２６−１，２６−２・・・２６−ｎ）により各列毎に共通に接続され、リードアウトアンプ２７を介してマルチプレクサ２８の各スイッチ２８−１，２８−２・・・２８−ｎにそれぞれ接続されている。
【００２５】
さらに詳しくは、各Ｘ線検出素子は、図６に示すように支持体３０上に形成された画素領域３１（ＰＤ：前記画素２１に相当）及びＴＦＴ領域３２（前記ＴＦＴ２２に相当）で構成されている。支持体３０上には、ＴＦＴ２２のゲート電極３３が形成されており、その上からＳｉＮｘ層３４が積層されるかたちで設けられている。
【００２６】
ＴＦＴ領域３２上におけるＳｉＮｘ層３４上には、多結晶シリコン層３５（チャネル層）が積層されており、この多結晶シリコン層３５の図中両端部に、ｎ+ａ−Ｓｉ層３６を挟んでＴＦＴ２２のドレイン電極３７及びソース電極３８がそれぞれ積層されている。また、このＴＦＴ領域３２は、第１のポリイミド樹脂層４４に覆われており、この第１のポリイミド樹脂層４４上に画素領域３１の透明電極４３同士を接続する金属電極４５が積層されている。
【００２７】
画素領域３１上におけるＳｉＮｘ層３４上には、前記ソース電極３８に接続された透明電極３９、ｎ+ａ−Ｓｉ層４０、ｉａ−Ｓｉ層４１、ｐ+ ａ−Ｓｉ層４２、透明電極４３が順に積層されており、これによりＰｉｎ構造の前記フォトダイオードが形成されている。
【００２８】
前記ＴＦＴ領域３２の金属電極４５上及び画素領域３１の透明電極４３上には、第２のポリイミド樹脂層４６が積層されており、この第２のポリイミド樹脂層４６上に透明保護膜４７，蛍光体４８及び光反射層４９が順に積層されている。
【００２９】
このような構成を有するＸ線平面検出器３は、光反射層４９により可視光を反射し、Ｘ線のみを取り込む。蛍光体４８は、取り込まれたＸ線を可視光に変換する。この可視光は、透明保護膜４７及び第２のポリイミド樹脂層４６を透過し、さらに透明電極４３を介して可視光に感度のある画素領域３１（フォトダイオード）により受光され、光量に応じた電荷とされる。この電荷は、蓄積用コンデンサに蓄積され、読出ライン２３を介して各ライン毎に画素単位で画像信号として読み出される。この読み出された画像信号はＸ線のエネルギに比例したものであり、マルチプレクサ２８及び出力端子２９を介して図１に示すＡ／Ｄ変換器７に供給される。
【００３０】
（透視・撮影モードの動作）
次に、当該実施の形態のＸ線診断装置における透視・撮影モードの動作説明をする。
【００３１】
まず、この透視・撮影モードにおける撮像を行う場合、オペレータは、システムコンソールを操作して撮影角度（透視角度）、Ｘ線の曝射回数、インターバル、管電圧、検出器観点角度、収縮支持部１８の収縮量等の撮影条件の入力を行う。この撮影条件を示す撮影条件データは、撮影条件設定部８を介して撮影条件用メモリ９に一旦記憶される。撮影条件設定部８は、オペレータから撮影角度（透視角度）が入力されると、これを検出器回転機構６に供給する。
【００３２】
検出器回転機構６は、図７に示すようにモータ５１と、動力伝達部５２と、検出器回転部５３とで構成されている。撮影条件設定部８から検出器回転角度が供給されると、これに応じてモータ５１が回転駆動され、このモータ５１の回転力が動力伝達部５２を介して検出器回転機構６に伝達される。これにより、オペレータの操作に応じて、収縮支持部１８及びＣアーム４に対するＸ線平面検出器３の角度を帰ることができる。当該実施の形態の検出器回転機構６は、図１３（ａ）に示すようにＣアーム４のスライド回転と平行な軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成されている。なお、図１３（ｂ）に示すようにＣアーム４のスライド回転軸に直交する軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成してもよく、また、Ｃアーム４のスライド回転軸に直交する軸とＣアーム４のスライド回転軸に平行な軸の２軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成してもよい。また、オペレータにより収縮支持部１８の収縮量の増減が支持されると、撮影条件設定部８は収縮支持部用のモータ（図示せず。）を駆動して収縮支持部１８の収縮量を変える。
【００３３】
具体的には、図８に示すように回転アームであるＣアーム４を支持部とする当該Ｘ線診断装置は、撮影初期において同図に実線で示すようにＸ線発生部２とＸ線平面検出器３とが鉛直方向に並んでおり、また、Ｘ線平面検出器３はＸ線焦点方向に対向している。この状態でＣアーム４が角度θ度回転した場合、従来は図８中二点鎖線で示すようにＸ線平面検出器３が常にＸ線焦点方向を向くのに対して、当該Ｘ線診断装置は、撮影条件設定部８により検出された前記角度情報に基づいて、Ｘ線平面検出器３をＣアーム４の回転角度に合わせて前記角度θ度分回転駆動する。これにより、図８中点線及び一点鎖線で示すように、Ｃアーム４の回転角度に拘わらずＸ線平面検出器３が常に鉛直方向を向いているように制御することができる。
【００３４】
次に、このようなＸ線平面検出器３の回転駆動後にＸ線の曝射が行われる。このＸ線の曝射は、透視時には少ない線量のＸ線を連続的に曝射するように、また、撮影時には多い線量のＸ線を断続的に曝射するように行われる。このＸ線の曝射により形成されたＸ線像は、Ｘ線平面検出器３により取り込まれアナログ的な撮像信号としてＡ／Ｄ変換器７に供給される。Ａ／Ｄ変換器７は、この撮像信号をデジタル化し、これを画像メモリ１２に供給する。画像メモリ１２は、この撮像信号を一旦記憶する。
【００３５】
ここで、従来のようにＸ線平面検出器３が常にＸ線焦点方向を向くようにした場合、Ｘ線はＸ線平面検出器３に対して略垂直に入射されるため、Ｘ線焦点までの距離は、Ｘ線平面検出器３の検出面上のどの位置でも略々同じとなるのであるが、上述のようにＸ線平面検出器３を常に鉛直方向を向くように回転駆動すると、Ｘ線平面検出器３に対して斜めにＸ線が入射されるようになるため、Ｘ線平面検出器３の検出面上の位置によっては、Ｘ線焦点までの距離に大きな違いを生じ、撮像画像に悪影響を及ぼす虞がある。
【００３６】
このため、ジオメトリ変換部１３は、画像用メモリ１２に記憶されている撮像信号に対して、撮影条件メモリ９に記憶されている撮影角度情報に応じた台形変換処理を施す。すなわち、ジオメトリ変換部１３は、撮影条件メモリ９に記憶されている撮影位置情報（撮影角度情報及び収縮支持部１８の収縮量）からＸ線平面検出器３の検出面上のＸ線が曝射される台形領域を求め、この台形領域の画像データを矩形の画像データに変換する。
【００３７】
次に、アフィン変換部１４は、この台形変換処理の施された撮像信号に対してアフィン変換処理（幾何学的変換処理）を用いて例えば画像の拡大、縮小、反転、平行移動処理等を施すことで各座標点を変換し歪みの補正を行う。エッジ強調部１５は、例えばラプラシアン（二次微分オペレータ）等の高域強調フィルタにより撮像画像のエッジ部分を強調処理する。そして、階調変換部１６は、前記座標変換された撮像信号に対して、コントラスト、ブライトネス等の階調補正（濃度補正）を行い、これをＤ／Ａ変換器１０に供給する。Ｄ／Ａ変換器１０は、デジタル的に前記各処理が施された撮像信号をアナログ的な撮像信号に変換し、これを例えば表示部１１に供給する。これにより、被検体の所望の部位の透視画像又は撮影画像を表示することができる。また、デジタル断層撮影及び三次元再構成の際、非線形処理を省略することができるため、演算時間の短縮化を図ることができる。また、深い角度付けを行う際に検出器の角度を検出器回転機構６により回転することができるため、従来のＸ線診断装置より深い角度付けを行うことができる。
【００３８】
（サブトラクション撮影モードに対応する構成）
次に、このＸ線診断装置におけるサブトラクション撮影モードに対応する構成は、図２に示すように上述の寝台１〜階調変換部１６に加え、Ａ／Ｄ変換器７から供給されるライブ像から、画像用メモリ１２に予め記憶されているマスク像をサブトラクション処理するサブトラクション部５５を有する構成となっている。
【００３９】
（サブトラクション撮影モードの動作）
このサブトラクション撮影モードにおいては、まず、被検体に造影剤を注入せずに撮影を行い、この撮影により得られた画像情報をマスク像として予め画像用メモリ１２に一旦記憶した後に、被検体に造影剤を注入して撮影を開始する。この被検体に造影剤を注入した撮影により得られた画像情報であるライブ像を画像用メモリ１２に一旦記憶する。
【００４０】
サブトラクション部５５は、画像用メモリ１２からライブ像を読み出すと共に、これに対応するマスク像を該画像用メモリ１２から読み出し、両者をサブトラクション処理（ＤＳＡ：Digital Subtraction Angiography）することでサブトラクション像を形成する。すなわち、サブトラクション部５５は、撮影により得られたライブ像をセーブしながら、対応するマスク像とのサブトラクション処理を行いサブトラクション像を形成する。
【００４１】
このサブトラクション像は、前記ジオメトリ変換部１３〜階調変換部１６により台形変換処理、アフィン変換処理、エッジ強調処理、階調変換処理がそれぞれ施され、Ｄ／Ａ変換器１０によりアナログ化されて表示部１１に供給される。これにより、撮影画像から所望の部位を明確化したかたちのサブトラクション像を表示部１１に表示することができる。また、深い角度付けを行う際に検出器の角度を検出器回転機構６により回転することができるため、従来のＸ線診断装置より深い角度付けを行うことができる。
【００４２】
（断層撮影モードに対応する構成）
次に、このＸ線診断装置における断層撮影モードに対応する構成は、図３に示すように上述の寝台１〜画像用メモリ１２及びアフィン変換部１４に加え、所望の断層面の撮像信号を加算処理する加算部５６を有する構成となっている。
【００４３】
また、検出器回転機構６は、図７に示すようにモータ５１と、動力伝達部５２と、検出器回転部５３とで構成されている。撮影条件設定部８から検出器回転角度が供給されると、これに応じてモータ５１が回転駆動され、このモータ５１の回転力が動力伝達部５２を介して検出器回転機構６に伝達される。これにより、オペレータの操作に応じて、収縮支持部１８及びＣアーム４に対するＸ線平面検出器３の角度を帰ることができる。当該実施の形態の検出器回転機構６は、図１３（ａ）に示すようにＣアーム４のスライド回転と平行な軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成されている。なお、図１３（ｂ）に示すようにＣアーム４のスライド回転軸に直交する軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成してもよく、また、Ｃアーム４のスライド回転軸に直交する軸とＣアーム４のスライド回転軸に平行な軸の２軸を回転軸としてＸ線平面検出器３を回転するように構成してもよい。また、オペレータにより収縮支持部１８の収縮量の増減が支持されると、撮影条件設定部８は収縮支持部用のモータ（図示せず。）を駆動して収縮支持部１８の収縮量を変える。
【００４４】
具体的には、図８に示すように回転アームであるＣアーム４を支持部とする当該Ｘ線診断装置は、撮影初期において同図に実線で示すようにＸ線発生部２とＸ線平面検出器３とが鉛直方向に並んでおり、また、Ｘ線平面検出器３はＸ線焦点方向に対向している。この状態でＣアーム４が角度θ度回転した場合、従来は図８中二点鎖線で示すようにＸ線平面検出器３が常にＸ線焦点方向を向くのに対して、当該Ｘ線診断装置は、撮影条件設定部８により検出された前記角度情報に基づいて、Ｘ線平面検出器３をＣアーム４の回転角度に合わせて前記角度θ度分回転駆動する。これにより、図８中点線及び一点鎖線で示すように、Ｃアーム４の回転角度に拘わらずＸ線平面検出器３が常に鉛直方向を向いているように制御可能となっている。
【００４５】
（断層撮影モードの動作）
この断層撮影モードでは、例えばＣアーム４を−２０度〜＋２０度の間回転制御し、この撮影により得られた画像情報を画像用メモリ１２に一旦記憶する。そして、前記Ｃアーム４を−２０度〜＋２０度の間回転制御した間の画像情報がメモリ１４に記憶された後に、図示しない設定手段にて任意の断層面を設定する。アフィン変換部１４は、この設定された断層面にフォーカスが合うような各収集画像の拡大・縮小率、及びシフト量に対応するアフィン変換処理を画像用メモリ１２から読み出した画像情報に施し、これを加算部５６に供給する。加算部５６は、このアフィン変換処理された画像を加算処理することにより、前記設定された断層面の断層画像を形成し、これをＤ／Ａ変換器１０を介して表示部１１に供給する。これにより、表示部１１上に任意の位置の断層画像を表示することができる。また、Ｃアームを用いた循環器用のＸ線診断装置で比較的高速に断層像を得ることができる。
【００４６】
（再構成モードに対応する構成）
次に、このＸ線診断装置における再構成モードに対応する構成は、図４に示すように上述の寝台１〜画像用メモリ１２、アフィン変換部１４に加え、画像用メモリ１２から読み出された撮像信号に例えばコンボリューションフィルタ等による所定のフィルタリング処理を施すフィルタリング部５７と、撮影条件メモリ９に記憶されている撮影角度情報に応じてフィルタリング部５７のフィルタ係数を可変制御するフィルタリング係数可変部５８とを有する構成となっている。
【００４７】
（再構成モードの動作）
まず、三次元再構成画像の撮影を行う場合、三次元再構成原理から最低１８０度分の画像情報を必要とする。これに対して当該実施の形態のＸ線診断装置は前述のようにシングルプレーンであるため、最初の９０度を図８に示したようにＸ線平面検出器３を回転駆動して撮影を行う。この最初の９０度以上の撮影を行おうとするとＸ線平面検出器３のＸ線フォーカス方向との角度が付き過ぎるため、目的の範囲のデータがＸ線平面検出器３からはみ出してしまう。このため、当該Ｘ線診断装置は、最初の９０度の撮影が終わった時点でＸ線平面検出器３の角度を図９に示すように９０度回転駆動し、最初の９０度の際の撮影と同様にＣアーム４の回転角度に拘わらずＸ線平面検出器３が常に鉛直方向に直交する方向を向いているように制御する。これにより、三次元再構成に必要な１８０度分の画像情報を得ることができる。
【００４８】
なお、画像情報の収集スピードに対してＸ線平面検出器３の回転スピードは非常に遅いものである。このため、Ｘ線平面検出器３の検出面が垂直になる、例えば図８の状態から図９の状態になるまでの画像については、検出面と断層面が平行になっていないので、この間の画像のみは断層面に平行な面に一度投影するようにしてもよい。また、この間は、画像情報の収集を行わないようにしてもよい。
【００４９】
ここで、この再構成モードには、撮影像とヌル像とのサブトラクション処理を実行するモードと、ライブ像とマスク像とのサブトラクション処理を実行するモードとの２つのモードが設けられている。
【００５０】
（撮影像とヌル像とのサブトラクション処理を実行するモード）
このモードの場合、まず、撮影前に寝台１上に例えば何も載置せずに撮影を行うことで得られた、Ｘ線平面検出器３の各Ｘ線県検出素子の濃度ムラを示すヌル像の取り込みを行い、これを画像用メモリ１２に予め記憶しておく。
【００５１】
次に、前述のようにＣアーム４を１８０度分回転駆動して各角度毎の画像情報を撮影像として取り込み、これらを画像用メモリ１２に記憶する。サブトラクション部５５は、この画像用メモリ１２に記憶されたヌル像と撮影像とのサブトラクション処理を行い、このサブトラクション像をフィルタリング部５７に供給する。
【００５２】
ここで、フィルタリング部５７は、一例としていわゆるフィルタードバックプロジェクション法により三次元再構成を行うために、サブトラクション処理されたサブトラクション像に対して、例えばShepp & LoganやRamachandran等の適当なコンボリューションフィルタによりフィルタリング処理を施すのであるが、当該Ｘ線診断装置においては、Ｘ線平面検出器３の検出面を回転中常に撮影領域の画素の並びの断面に平行になるように制御して画像情報の取り込みを行うようになっている。投影角度が変わっても一定のコンボリューションフィルタでフィルタリング処理すると、フィルタの幅が実質的に角度によって変わっていることになり（Ｘ線平面検出器３の回転角度が傾けば傾くほど、逆投影した時のコンボリューションフィルタのフィルタリング幅が小さくなる。）、アーチファクトの原因となる。
【００５３】
このため、フィルタリング係数可変部５８は、撮影条件用メモリ９からそのサブトラクション像の撮影角度を示す撮影角度情報を読み出し、この撮影角度に応じてフィルタリング部５７のフィルタ関数（フィルタ係数）を可変制御する。具体的には、フィルタリング係数可変部５８は、フィルタリング部５７のフィルタ関数をｑ（ｔ）、撮影角度をθとし、以下の数式に基づいてこの撮影角度に応じたフィルタ関数ｑ１をフィルタリング部５７に設定する。
ｑ１（ｔ）＝ｑ（ｃｏｓθ・ｔ）
【００５４】
これにより、図１０に示すようにＸ線平面検出器３の回転角度に応じてフィルタリング部５７で用いるコンボリューションフィルタのフィルタ幅を最適なフィルタ幅に可変制御することができ三次元再構成画像にアーチファクトが発生する不都合を防止することができる。
【００５５】
次に、このように可変制御されたフィルタ係数によりフィルタリング処理されたサブトラクション像は画像用メモリ１２に供給され、アフィン変換部１４により読み出される。アフィン変換部１４は、オペレータにより設定された断層面にフォーカスが合うような各画像情報の拡大・縮小率、及びシフト量に対応するアフィン変換処理を画像用メモリ１２から読み出したサブトラクション像に施し、これを加算部５６に供給する。
【００５６】
加算部５６は、このアフィン変換処理されたサブトラクション像を加算処理（逆投影演算）することにより、前記設定された断層面の再構成画像を形成する。具体的には、図１１に示すように撮影領域における所望の断層面をＨ、この断層面からＸ線平面検出器３の検出面までの距離をＤ、この断層面からＸ線発生部２の焦点までの距離をＬとすると、加算部５６は、「Ｌ／（Ｄ＋Ｌ）」倍したサブトラクション像を所望の断層面Ｈに加算して該所望の断層面Ｈの再構成画像を形成し、これをＤ／Ａ変換器１０を介して表示部１１に供給する。これにより、Ｘ線診断装置でありながら撮影像とヌル像とのサブトラクション処理を実行して得られた任意の位置の再構成画像を表示部１１に表示することができる。
【００５７】
なお、再構成領域（撮影領域）は、Ｘ線発生部２の全方向へのＸ線束に内接する円筒として定義される。この円筒内は、例えばＸ線平面検出器３の１つのＸ線検出素子の幅に投影される再構成領域中心部での長さで三次元的に離散化されているため、この離散点のデータの再構成画像を得る必要がある。但し、この離散間隔は１例であり、これは装置やメーカーによって違うこともあるので、基本的には装置によって定義された離散間隔を用いれば良い。
【００５８】
（ライブ像とマスク像とのサブトラクション処理を実行するモード）
このモードの場合、オペレータは、まず、被検体に造影剤を注入せずに撮影を行い、この撮影により得られた画像情報をマスク像として予め画像用メモリ１２に一旦記憶した後に、被検体に造影剤を注入して撮影を開始する。また、この被検体に造影剤を注入した撮影により得られた画像情報であるライブ像を画像用メモリ１２に一旦記憶する。
【００５９】
画像用メモリ１２に造影剤注入前後の各画像情報であるマスク像及びライブ像が記憶されると、サブトラクション部５５は両者のサブトラクション処理を行い、このサブトラクション像をフィルタリング部５７に供給する。フィルタリング部５７のフィルタリング係数は、上述のようにフィルタリング係数可変部５８により撮影角度に応じて可変されている。フィルタリング部５７は、この可変されたフィルタリング係数を用いてサブトラクション像のフィルタリング処理を行い、これをアフィン変換部１４に供給する。
【００６０】
アフィン変換部１４は、オペレータにより設定された断層面にフォーカスが合うような各画像情報の拡大・縮小率、及びシフト量に対応するアフィン変換処理を画像用メモリ１２から読み出したサブトラクション像に施し、これを加算部５６に供給する。加算部５６は、加算部５６は、このアフィン変換処理されたサブトラクション像を加算処理（逆投影演算）することにより、前記設定された断層面の再構成画像を形成し、これをＤ／Ａ変換器１０を介して表示部１１に供給する。これにより、Ｘ線診断装置でありながらマスク像とライブ像とのサブトラクション処理を実行して得られた任意の位置の再構成画像を表示部１１に表示することができる。
【００６１】
以上の説明から明らかなように、当該第１の実施の形態のＸ線診断装置は、Ｃアーム４の回転角度に拘わらず、再構成領域の画素の並びに沿った断面に平行となるようにＸ線平面検出器３を回転駆動してＸ線の入射角度を調整することにより、１つの装置で「透視・撮影モード」、「サブトラクション撮影モード」、「断層撮影モード」、「再構成モード」の各モードにおける様々な撮像を可能とすることができる。
【００６２】
また、加算部５６における加算処理（逆投影演算）は、Ｘ線平面検出器３の検出器回転機構６がない場合、画像を縮小（拡大）しながら検出面に平行な各面で加算することと等しい。三次元断層面は離散的に定義されているので、図１２中点線で示すように検出面の各点Ｈ１、Ｈ２・・・が三次元断層面の離散点Ｐ１に対応する確率は非常に少なく、このため、離散点Ｐ１に対応する点Ｐ３を前記点Ｈ１、Ｈ２で補間処理する等の無駄な計算が必要となるのであるが、当該Ｘ線診断装置は、Ｘ線平面検出器３の回転機構によって、図１２中実線で示すようにＸ線平面検出器３の検出面が三次元断層面に対して平行に調整されるため、逆投影演算は図４に示すようにアフィン変換部１４及び加算部５６によって形成することができる。従って、非線形変換処理を行う代わりに演算量の少ないアフィン変換処理を行うため、画像処理時間の短縮化を図ることができる。さらに、汎用のアフィン変換ボードを使用することができるため、安価に高速化を図ることができる。
【００６３】
［第１の実施の形態の変形例］
なお、以上の第１の実施の形態の説明は、本発明に係るＸ線診断装置をシングルプレーンのＸ線診断装置に適用したものであったが、本発明に係るＸ線診断装置はバイプレーンのＸ線診断装置にも適用することができる。
【００６４】
この場合、上述の第１実施形態と同様にＸ線平面検出器３をＣアーム４の回転角度に基づいて回転させながら画像情報の取り込みを行う。ただし、三次元再構成のためには、９０度以上（原理的には１８０度以上）の角度の画像情報が必要であるため、このバイブレーンのＸ線診断装置の場合は、第１のプレーンを図８に示すように９０度分回転制御し、第２のプレーンを図９に示すようにこの第１のプレーンの回転角度を補うように９０度分回転制御して前記９０度以上の画像情報の取り込みを行う。そして、各プレーンの回転アームの投影角度を変化させながら例えば１度間隔で撮影を繰り返し、得られた回転角度例えば１８０度分の１８０パターンのＸ線強度分布を収集し三次元再構成を行う。
【００６５】
これにより、Ｃアームを用いた循環器用のＸ線診断装置で断層像を得ることができる。また、上述の第１の実施の形態で問題となっていた、最初の９０度の撮影が終わった時点から次の撮影位置に移動するまでのタイムラグ（図８の状態から図９の状態になるまでのタイムラグ）を考慮する必要がなくなる。
【００６６】
［第２の実施の形態］
次に、本発明の第２の実施の形態の説明をする。この第２の実施の形態は、本発明に係るＸ線診断装置をシンクロトロンをＸ線発生手段として有するＸ線診断装置に適用し、このシンクロトロンからのＸ線を、Ｘ線の入射角度を調整したＸ線平面検出器３で検出することで所望の倍率の撮影画像を得ることを可能としたものである。なお、この第２の実施の形態の説明において、上述の第１の実施の形態のＸ線診断装置と同じ動作を示す箇所には関連図中同じ符号を付し、その詳細な説明を省略する。
【００６７】
シンクロトロンは単色平行なＸ線を発生する装置として、近年多くの注目を浴びている。現在、最も実用的なリアルタイムでＸ線の動画像を収集する検出系としてはイメージインテンシファイヤ（Ｉ．Ｉ．）−テレビジョン系（ＴＶ系）が知られているが、この検出系として前記Ｘ線平面検出器３を用いると、Ｉ．Ｉ．に比べ、ＭＴＦが高く、画像歪みがなく、濃度ムラがない等多くの利点を得ることができる。しかし、その反面、Ｘ線平面検出器３は、ＴＶ系による拡大処理が行えないというような不利な面もある。
【００６８】
このため、当該第２の実施の形態のＸ線診断装置は、図１４に示すように検出器回転機構６によりＸ線平面検出器３を所望の倍率の撮影画像を得ることができるように、シンクロトロンからのＸ線の入射角度を調整する。これにより、上述の第１の実施の形態と同じ効果の他、撮影画像を所望の倍率に拡大して撮影可能とする効果を得ることができる。
【００６９】
なお、この第２の実施の形態の説明では、理解容易とするために縦横の一方のみを拡大する場合を説明したが、実際にはＸ線平面検出器３の対角線を軸として回転することにより、対角線方向を拡大した画像を収集することができる。
【００７０】
ただし、画像は一般的には画素の縦横サイズが一致しているが、この例で得られた画像は、一方向のみ細かい画素間隔で収集されている。この問題を解決するために、デジタルズームに類似した方法で画像処理的にもう一方向の拡大を行っても良い。
【００７１】
最後に、上述の各実施の形態の説明は、本発明のほんの一例である。このため、本発明は、この各実施の形態に限定されることはなく、この他、本発明に係る技術的思想を逸脱しない範囲であれば種々の変更が可能であることは勿論である。
【００７２】
【発明の効果】
本発明に係るＸ線診断装置は、１つの装置で回転撮影、断層像撮影、三次元再構成、拡大撮影等の様々なイメージングを、解像度の劣化や計算時間の増加を引き起こすことなく可能とすることができる。このため、当該装置に対する臨床的な価値の向上を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＸ線診断装置を適用した第１の実施の形態となるシングルプレーンのＸ線診断装置における透視・撮影モードに対応する構成を説明するためのブロック図である。
【図２】前記第１の実施の形態のＸ線診断装置におけるサブトラクション撮影モードに対応する構成を説明するためのブロック図である。
【図３】前記第１の実施の形態のＸ線診断装置における断層撮影モードに対応する構成を説明するためのブロック図である。
【図４】前記第１の実施の形態のＸ線診断装置におけるサブトラクション像の再構成モードに対応する構成を説明するためのブロック図である。
【図５】前記第１の実施の形態のＸ線診断装置に設けられているＸ線平面検出器のブロック図である。
【図６】前記Ｘ線平面検出器の画素領域及びＴＦＴ領域の断面図である。
【図７】前記Ｘ線平面検出器の回転駆動系のブロック図である。
【図８】前記回転駆動系により回転駆動制御されるＸ線平面検出器の各駆動状態を示す図である。
【図９】前記回転駆動系により回転駆動制御されるＸ線平面検出器の他の駆動状態を示す図である。
【図１０】前記回転駆動系により回転駆動されるＸ線平面検出器の回転角度に応じてフィルタ幅が可変制御されるコンボリューションフィルタを説明するためのフィルタ特性図である。
【図１１】前記Ｘ線平面検出器を回転駆動することで、三次元再構成領域の画素のサンプル点と、Ｘ線平面検出器のサンプル点が一致する様子を示す図である。
【図１２】前記第１の実施の形態のＸ線診断装置の再構成画像を形成する際の画素の加算処理を説明するための図である。
【図１３】前記回転駆動系によりＸ線平面検出器を回転駆動することで、Ｘ線平面検出器が被検体に密着可能となる様子を示す図である。
【図１４】シンクロトロンからの平行光により画像の拡大撮影を図る本発明の第２の実施の形態のＸ線診断装置を説明するための図である。
【符号の説明】
１…寝台、２…Ｘ線発生部、３…Ｘ線平面検出器、４…Ｃアーム、５…支柱、６…検出器回転機構、７…Ａ／Ｄ変換器、８…撮影条件設定部、９…撮影条件用メモリ、１０…Ｄ／Ａ変換器、１１…表示部、１２…画像用メモリ、１３…ジオメトリ変換部、１４…アフィン変換部、１５…エッジ強調部、１６…階調変換部、５５…サブトラクション部、５６…加算部、５７…フィルタリング部、５８…フィルタリング係数可変部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus suitable for use in, for example, an X-ray diagnostic apparatus, and in particular, an X-ray flat detector is provided as an X-ray detection means, and the X-ray incident angle of the X-ray flat detector can be varied. As a result, various types of imaging such as tomography and rotational imaging can be performed with a single device without causing computation time and image quality degradation, and at any magnification while using an X-ray flat panel detector. The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus that enables imaging.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, for example, an X-ray diagnostic apparatus for a circulatory device in which an X-ray source and an X-ray detector are provided at both ends of a C-arm having a substantially C-shape is known. In this X-ray diagnostic apparatus, it is possible to rotate the support shaft of the C arm around the support shaft that supports the C arm, and to rotate the C arm to slide along the shape of the C arm. Perspective photography in various directions and angles is possible.
[0003]
An X-ray diagnostic apparatus in which an X-ray detector and an X-ray tube are attached to a bed that can be tilted is known as a device that is mainly used for diagnosis of the digestive system. This X-ray diagnostic apparatus is known for taking a tomographic image by performing X-ray imaging while moving the X-ray tube on an arc orbit or on a linear orbit parallel to the bed top.
[0004]
The principle of tomography using this X-ray diagnostic apparatus will be explained. When the subject is fixed and the X-ray source and the X-ray film are moved parallel to the bed and in the opposite direction, any point on the specific cross section of the subject is always Although projected onto one corresponding point of the X-ray film, points other than on the specific cross section draw a linear locus on the X-ray film. As a result, on the X-ray film, an image obtained by adding the focused image of the specific section and the other blurred image is obtained. A tomographic image of a specific cross section in focus can be observed from this image. In order to observe a tomographic image of a cross section deviated from the specific cross section, the amount of movement of the X-ray film may be changed. For example, if you want to observe a cross section closer to the X-ray tube than the specific cross section, increase the amount of movement of the film. Conversely, if you want to observe a cross section closer to the X-ray film than the specific cross section, reduce the amount of movement of the film. good.
[0005]
If the data acquisition system is an X-ray detector capable of high-speed and continuous data acquisition, the images at all positions can be stored as separate images (not summed like X-ray film). By shifting the image according to the position of the cross section to be configured and adding all the images, it is possible to reconstruct all the cross sections. This is the tomographic principle of the X-ray diagnostic apparatus.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional X-ray diagnostic apparatus, since the X-ray detector is restrained by the support portion of the C arm, the imaging mode is limited. For example, a circulatory X-ray diagnostic apparatus having a rotating arm as a support unit can only perform imaging at a predetermined angle or rotational imaging. For this reason, there has been a problem that such a restriction reduces the degree of freedom in clinical application of the designed imaging apparatus. That is, for example, in the case of a contrast examination of a coronary artery, an angle between the head side direction 55 degrees and the foot side direction 35 may be required. When trying to make such a deep angle, in the conventional X-ray diagnostic apparatus for a circulatory organ, a part of the detector comes into contact with the subject or the couch top, and the angle can be sufficiently deep. There wasn't.
[0007]
Here, in the Japanese Patent Application Publication No. 9-109642, the above-described photographing is performed by converting a photographed digital image into a non-linear image by, for example, converting the photographed digital image into an image photographed by a tomographic apparatus. An imaging device has been proposed that solves the problem relating to the above degree of freedom.
[0008]
However, this photographing apparatus has a problem that MTF (spatial resolution) of the image is deteriorated by nonlinearly transforming the photographed digital image, and that a large amount of arithmetic processing is required for the nonlinear transformation and processing time is required. .
[0009]
That is, the digital image obtained by photographing is naturally sampled, but in order to perform the nonlinear conversion on this digital image, it must be sampled (resampling) again. In this resampling, sampling is performed again at a sampling pitch different from the sampling pitch when the digital image is formed, so that an aliasing error is likely to occur. Further, since no density value is recorded at the resampling point, an interpolation process is required to estimate the density value at the resampling point. As a result, the MTF deteriorates.
[0010]
In addition, for example, when obtaining a concentration value at one point in a rotary motion in which the X-ray tube and the X-ray detector rotate around one axis (rotation axis) by the rotation of the rotary arm, for example, nine addition operations are performed. Four subtraction operations, 20 multiplication operations, and two division operations are required. In the non-linear transformation, it is necessary to perform each calculation for all pixels and all directions. For example, when 70 1024 × 1024 [pixel ² ] captured images are captured, it is necessary to perform the above-mentioned calculation “1024 × 1024 × 70” times to obtain the density values of all the images. For this reason, the nonlinear transformation requires a large amount of arithmetic processing and requires processing time. This number of calculations is an example of a case where the X-ray tube and the X-ray detector perform a simple rotational motion. However, if the actual motion is a complex motion such as a conical motion, The calculation amount and the processing time are further increased.
[0011]
The present invention has been made in view of the above-described problems, and causes a variety of imaging such as rotational imaging, digital tomographic image, three-dimensional reconstruction, and magnified imaging with one apparatus, causing deterioration in resolution and increase in calculation time. An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus that can be realized without any problem.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-described problems, the present invention provides an X-ray generation unit that emits X-rays to a subject, and an X-ray plane that converts an X-ray image transmitted through the subject into an electrical image signal. Provided between a detector, a support means for supporting the flat detector, and the X-ray flat detector and the support means, and adjusting the incident angle of X-rays by rotationally driving the flat detector. An incident angle adjusting unit, and the incident angle adjusting unit variably controls the filter coefficient of the filtering unit according to the incident angle according to the filtering unit that performs filtering processing on the image signal using a convolution filter. And a filter coefficient variable control means.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, preferred embodiments of an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0016]
[First Embodiment]
The X-ray diagnostic apparatus according to the present invention can be applied to, for example, a single plane X-ray diagnostic apparatus as shown in FIGS. The X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention includes a “fluoroscopy / imaging mode”, “subtraction imaging mode”, “tomographic imaging mode”, “reconstruction mode (no subtraction)”, “subtraction image” Although there are a total of five imaging modes, “reconstruction mode”, if all the configuration requirements corresponding to each imaging mode are illustrated in one drawing, the drawing becomes complicated and difficult to understand. The constituent elements of the mode are shown separately in FIGS.
[0017]
(Configuration corresponding to fluoroscopy and shooting modes)
First, the configuration corresponding to the fluoroscopy / imaging mode in this X-ray diagnostic apparatus is as shown in FIGS. 1 and 13, the bed 1 on which the subject is placed, and the X provided at both ends of the C arm 4. The X-ray flat panel detector 3, the X-ray flat panel detector 3, the contractible support 18 provided between the X-ray flat panel detector 3 and the C-arm 4, and the X-ray flat panel detector 3 are driven to rotate. And a detector rotating mechanism 6 for adjusting the incident angle of the line. The C-arm 4 is supported by a column 5 installed on the floor, and a holder 4a that supports the C-arm 4 so as to be slidable about the slide rotation axis is provided between the column 5 and the C-arm 4. Is provided. The holder 4a is attached to a support column 5 that is rotatably supported around a rotation axis orthogonal to the slide rotation axis. Further, the shrinkage support portion 18 is provided between the C arm 4 and the detector rotation mechanism 6.
[0018]
Further, the X-ray diagnostic apparatus includes an A / D converter 7 that digitizes and outputs an analog imaging signal from the X-ray flat panel detector 3, and an imaging condition setting that mainly detects an X-ray irradiation angle and the like. The imaging unit 9, the imaging condition memory 9 for storing the data (imaging condition data) indicating the imaging condition detected by the imaging condition setting unit 8, and the imaging signal subjected to the signal processing for the fluoroscopic / imaging mode are converted into an analog form. For example, it has a D / A converter 10 for supplying to the display unit 11 or the like.
[0019]
Further, the X-ray diagnostic apparatus is for an image for temporarily storing an imaging signal digitized by the A / D converter 7 between signal lines connecting the A / D converter 7 and the D / A converter 10. Based on the imaging condition data stored in the memory 12 and the imaging condition memory 9 (according to the rotation angle of the X-ray flat panel detector 3), the geometry conversion process is performed on the imaging signal stored in the image memory 12. It includes a geometry conversion unit 13 that performs (trapezoid conversion processing) and an affine conversion unit 14 that performs affine conversion processing on the imaging signal that has been subjected to geometry conversion processing by the geometry conversion unit 13 and corrects distortion thereof.
[0020]
Further, the X-ray diagnostic apparatus, for example, based on the imaging signal whose distortion has been corrected by the affine transformation unit 14 between the signal lines connecting the A / D converter 7 and the D / A converter 10, for example, Laplacian (two An edge emphasizing unit 15 for emphasizing an edge portion of the image by a second derivative operator) and a tone converting unit 16 for adjusting the brightness and sharpness of the image by adjusting, for example, contrast and brightness. .
[0021]
(Configuration of X-ray flat panel detector 3)
As the X-ray flat panel detector 3, for example, a vertical × horizontal pixel having a size of 4000 × 4000 pixels is provided, and as shown in FIG. 2, charges corresponding to the dose of incident X-rays are obtained. A solid X-ray sensitive element (X-ray detection element) comprising a plurality of pixels 21 to be formed and a plurality of thin film transistors 22 (TFTs) used as switches for reading out charges accumulated in the pixels 21 is arranged in the column direction and the row direction. They are arranged in a two-dimensional array in the direction.
[0022]
Each pixel 21 is adapted to convert X-rays into visible light by a phosphor described later (phosphor 48 shown in FIG. 6). Photo that senses this visible light and forms charges according to the amount of incident light. It is composed of a diode and a capacitor (accumulation capacitor) for accumulating charges formed by the photodiode.
[0023]
The connection point between the cathode terminal of the photodiode and one terminal of the storage capacitor is connected to a reverse bias power supply (-Vn) by a power supply line 25 (25-1, 25-2... 25-n). In addition, the connection point between the anode terminal of the photodiode and the other terminal of the storage capacitor is connected to the source terminal of the TFT 22.
[0024]
The gate terminal of the TFT 22 is commonly connected to each row by each readout line 23 (23-1, 23-2... 23-n), and is connected to each line output terminal of the line driving unit 24. Further, the drain terminal of the TFT 22 is commonly connected to each column by a vertical transfer line 26 (26-1, 26-2... 26-n), and each switch 28 of the multiplexer 28 is connected via a lead-out amplifier 27. -1,28-2... 28-n.
[0025]
More specifically, each X-ray detection element is composed of a pixel region 31 (PD: corresponding to the pixel 21) and a TFT region 32 (corresponding to the TFT 22) formed on the support 30 as shown in FIG. ing. On the support 30, a gate electrode 33 of the TFT 22 is formed, and an SiNx layer 34 is laminated thereon.
[0026]
A polycrystalline silicon layer 35 (channel layer) is laminated on the SiNx layer 34 on the TFT region 32, and n + a-Si layers 36 are sandwiched between both ends of the polycrystalline silicon layer 35 in the figure. A drain electrode 37 and a source electrode 38 of the TFT 22 are laminated. The TFT region 32 is covered with a first polyimide resin layer 44, and a metal electrode 45 that connects the transparent electrodes 43 in the pixel region 31 is laminated on the first polyimide resin layer 44. .
[0027]
On the SiNx layer 34 on the pixel region 31, there are a transparent electrode 39, an n + a-Si layer 40, an ia-Si layer 41, a p + a-Si layer 42 and a transparent electrode 43 connected to the source electrode 38. The photodiodes are stacked in order, thereby forming the photodiode having the Pin structure.
[0028]
A second polyimide resin layer 46 is laminated on the metal electrode 45 in the TFT region 32 and the transparent electrode 43 in the pixel region 31, and a transparent protective film 47, a fluorescent layer is formed on the second polyimide resin layer 46. The body 48 and the light reflection layer 49 are sequentially laminated.
[0029]
The X-ray flat detector 3 having such a configuration reflects visible light by the light reflection layer 49 and takes in only X-rays. The phosphor 48 converts the captured X-rays into visible light. This visible light passes through the transparent protective film 47 and the second polyimide resin layer 46, and is further received by the pixel region 31 (photodiode) sensitive to visible light through the transparent electrode 43, and charges corresponding to the amount of light. It is said. This electric charge is accumulated in the accumulating capacitor, and is read out as an image signal pixel by pixel for each line via the readout line 23. The read image signal is proportional to the X-ray energy and is supplied to the A / D converter 7 shown in FIG. 1 via the multiplexer 28 and the output terminal 29.
[0030]
(Operation in perspective and shooting mode)
Next, the operation of the fluoroscopic / imaging mode in the X-ray diagnostic apparatus according to the embodiment will be described.
[0031]
First, when performing imaging in the fluoroscopic / imaging mode, the operator operates the system console to capture an imaging angle (fluoroscopic angle), the number of X-ray exposures, an interval, a tube voltage, a detector viewpoint angle, and a contraction support unit 18. Input the shooting conditions such as the amount of contraction. The shooting condition data indicating the shooting conditions is temporarily stored in the shooting condition memory 9 via the shooting condition setting unit 8. When the imaging angle (perspective angle) is input from the operator, the imaging condition setting unit 8 supplies this to the detector rotation mechanism 6.
[0032]
As shown in FIG. 7, the detector rotating mechanism 6 includes a motor 51, a power transmission unit 52, and a detector rotating unit 53. When the detector rotation angle is supplied from the imaging condition setting unit 8, the motor 51 is rotationally driven according to this, and the rotational force of the motor 51 is transmitted to the detector rotation mechanism 6 via the power transmission unit 52. . Thereby, the angle of the X-ray flat panel detector 3 with respect to the contraction support portion 18 and the C arm 4 can be returned according to the operation of the operator. The detector rotation mechanism 6 of the present embodiment is configured to rotate the X-ray flat panel detector 3 about an axis parallel to the slide rotation of the C arm 4 as shown in FIG. 13A. . As shown in FIG. 13B, the X-ray flat panel detector 3 may be configured to rotate about an axis orthogonal to the slide rotation axis of the C arm 4 as a rotation axis. The X-ray flat panel detector 3 may be configured to rotate about two axes, an axis orthogonal to the rotation axis and an axis parallel to the slide rotation axis of the C arm 4. When the operator supports the increase / decrease of the contraction amount of the contraction support unit 18, the imaging condition setting unit 8 changes the contraction amount of the contraction support unit 18 by driving a motor (not shown) for the contraction support unit. .
[0033]
Specifically, as shown in FIG. 8, the X-ray diagnostic apparatus using the C-arm 4 as a support as a support unit has an X-ray generation unit 2 and an X-ray plane as shown by a solid line in the drawing at the initial stage of imaging. The detector 3 is arranged in the vertical direction, and the X-ray flat detector 3 is opposed to the X-ray focal direction. In this state, when the C-arm 4 is rotated by an angle of θ degrees, the X-ray flat detector 3 always faces the X-ray focal direction as shown by a two-dot chain line in FIG. The X-ray flat panel detector 3 is rotationally driven by the angle θ degree in accordance with the rotation angle of the C arm 4 based on the angle information detected by the imaging condition setting unit 8. Thereby, as indicated by the dotted line and the alternate long and short dash line in FIG. 8, the X-ray flat panel detector 3 can be controlled so as to always face the vertical direction regardless of the rotation angle of the C arm 4.
[0034]
Next, X-ray exposure is performed after the X-ray flat panel detector 3 is rotationally driven. The X-ray exposure is performed so that a small dose of X-rays is continuously exposed during fluoroscopy, and a large dose of X-rays is intermittently exposed during imaging. The X-ray image formed by the X-ray exposure is captured by the X-ray flat panel detector 3 and supplied to the A / D converter 7 as an analog imaging signal. The A / D converter 7 digitizes this imaging signal and supplies it to the image memory 12. The image memory 12 temporarily stores this imaging signal.
[0035]
Here, when the X-ray flat detector 3 is always directed in the X-ray focal direction as in the prior art, the X-rays are incident on the X-ray flat detector 3 substantially perpendicularly. Is substantially the same at any position on the detection surface of the X-ray flat panel detector 3, but when the X-ray flat panel detector 3 is rotationally driven so as to always face the vertical direction as described above, Since X-rays are incident on the line plane detector 3 obliquely, depending on the position on the detection surface of the X-ray plane detector 3, there is a large difference in the distance to the X-ray focal point, and the captured image May adversely affect
[0036]
For this reason, the geometry conversion unit 13 performs a trapezoid conversion process according to the shooting angle information stored in the shooting condition memory 9 on the image pickup signal stored in the image memory 12. That is, the geometry conversion unit 13 emits X-rays on the detection surface of the X-ray flat panel detector 3 from the imaging position information (imaging angle information and the contraction amount of the contraction support unit 18) stored in the imaging condition memory 9. The trapezoid area to be processed is obtained, and the image data of the trapezoid area is converted into rectangular image data.
[0037]
Next, the affine transformation unit 14 performs, for example, image enlargement, reduction, inversion, translation processing, and the like on the imaging signal that has been subjected to the trapezoid transformation processing using the affine transformation processing (geometric transformation processing). Thus, each coordinate point is converted and distortion is corrected. The edge enhancement unit 15 enhances the edge portion of the captured image using a high frequency enhancement filter such as Laplacian (secondary differential operator), for example. Then, the gradation conversion unit 16 performs gradation correction (density correction) such as contrast and brightness on the coordinate-converted imaging signal, and supplies this to the D / A converter 10. The D / A converter 10 converts the imaging signal that has been digitally subjected to the above-described processing into an analog imaging signal, and supplies the analog imaging signal to the display unit 11, for example. Thereby, a fluoroscopic image or a captured image of a desired part of the subject can be displayed. Further, since the non-linear processing can be omitted at the time of digital tomography and three-dimensional reconstruction, the calculation time can be shortened. In addition, since the angle of the detector can be rotated by the detector rotating mechanism 6 when deep angling is performed, deeper angling can be performed than in the conventional X-ray diagnostic apparatus.
[0038]
(Configuration corresponding to subtraction shooting mode)
Next, the configuration corresponding to the subtraction imaging mode in this X-ray diagnostic apparatus is based on a live image supplied from the A / D converter 7 in addition to the above-described bed 1 to gradation converting unit 16 as shown in FIG. The subtraction unit 55 performs subtraction processing on a mask image stored in advance in the image memory 12.
[0039]
(Operation in subtraction mode)
In this subtraction imaging mode, first, imaging is performed without injecting contrast medium into the subject, and image information obtained by this imaging is temporarily stored as a mask image in the image memory 12 in advance, and then the subject is contrasted. Injection is started and photography is started. A live image, which is image information obtained by imaging a contrast medium injected into the subject, is temporarily stored in the image memory 12.
[0040]
The subtraction unit 55 reads a live image from the image memory 12, reads a mask image corresponding to the live image from the image memory 12, and forms a subtraction image by performing subtraction processing (DSA: Digital Subtraction Angiography) on both. . That is, the subtraction unit 55 performs a subtraction process with the corresponding mask image while saving a live image obtained by photographing, and forms a subtraction image.
[0041]
This subtraction image is subjected to trapezoid conversion processing, affine conversion processing, edge enhancement processing, and gradation conversion processing by the geometry conversion unit 13 to gradation conversion unit 16, respectively, and is converted into an analog form by the D / A converter 10 for display. Supplied to the unit 11. Accordingly, a subtraction image in which a desired part is clarified from the captured image can be displayed on the display unit 11. In addition, since the angle of the detector can be rotated by the detector rotating mechanism 6 when deep angling is performed, deeper angling can be performed than in the conventional X-ray diagnostic apparatus.
[0042]
(Configuration corresponding to tomography mode)
Next, in the configuration corresponding to the tomography mode in this X-ray diagnostic apparatus, an imaging signal of a desired tomographic plane is added in addition to the bed 1 to image memory 12 and the affine transformation unit 14 as shown in FIG. It has the structure which has the addition part 56 processed.
[0043]
The detector rotating mechanism 6 includes a motor 51, a power transmission unit 52, and a detector rotating unit 53 as shown in FIG. When the detector rotation angle is supplied from the imaging condition setting unit 8, the motor 51 is rotationally driven according to this, and the rotational force of the motor 51 is transmitted to the detector rotation mechanism 6 via the power transmission unit 52. . Thereby, the angle of the X-ray flat panel detector 3 with respect to the contraction support portion 18 and the C arm 4 can be returned according to the operation of the operator. The detector rotation mechanism 6 of the present embodiment is configured to rotate the X-ray flat panel detector 3 about an axis parallel to the slide rotation of the C arm 4 as shown in FIG. 13A. . As shown in FIG. 13B, the X-ray flat panel detector 3 may be configured to rotate about an axis orthogonal to the slide rotation axis of the C arm 4 as a rotation axis. The X-ray flat panel detector 3 may be configured to rotate about two axes, an axis orthogonal to the rotation axis and an axis parallel to the slide rotation axis of the C arm 4. When the operator supports the increase / decrease of the contraction amount of the contraction support unit 18, the imaging condition setting unit 8 changes the contraction amount of the contraction support unit 18 by driving a motor (not shown) for the contraction support unit. .
[0044]
Specifically, as shown in FIG. 8, the X-ray diagnostic apparatus using the C-arm 4 as a support as a support unit has an X-ray generation unit 2 and an X-ray plane as shown by a solid line in the drawing at the initial stage of imaging. The detector 3 is arranged in the vertical direction, and the X-ray flat detector 3 is opposed to the X-ray focal direction. In this state, when the C-arm 4 is rotated by an angle of θ degrees, the X-ray flat detector 3 always faces the X-ray focal direction as shown by a two-dot chain line in FIG. The X-ray flat panel detector 3 is rotationally driven by the angle θ degree in accordance with the rotation angle of the C arm 4 based on the angle information detected by the imaging condition setting unit 8. As a result, as indicated by the dotted line and the alternate long and short dash line in FIG. 8, the X-ray flat panel detector 3 can be controlled so as to always face the vertical direction regardless of the rotation angle of the C arm 4.
[0045]
(Operation in tomography mode)
In this tomography mode, for example, the C-arm 4 is controlled to rotate between −20 degrees and +20 degrees, and image information obtained by this imaging is temporarily stored in the image memory 12. Then, after image information during rotation control of the C-arm 4 between −20 degrees and +20 degrees is stored in the memory 14, an arbitrary tomographic plane is set by setting means (not shown). The affine transformation unit 14 performs affine transformation processing corresponding to the enlargement / reduction ratio and shift amount of each acquired image so that the set tomographic plane is focused on the image information read from the image memory 12, and Is supplied to the adder 56. The adding unit 56 adds the images subjected to the affine transformation process to form a tomographic image of the set tomographic plane, and supplies this to the display unit 11 via the D / A converter 10. Thereby, a tomographic image at an arbitrary position can be displayed on the display unit 11. In addition, a tomographic image can be obtained at a relatively high speed with a circulatory X-ray diagnostic apparatus using a C-arm.
[0046]
(Configuration corresponding to reconfiguration mode)
Next, the configuration corresponding to the reconstruction mode in this X-ray diagnostic apparatus is read from the image memory 12 in addition to the bed 1 to image memory 12 and the affine transformation unit 14 as shown in FIG. A filtering unit 57 that performs a predetermined filtering process on the imaging signal using, for example, a convolution filter, and a filtering coefficient variable unit 58 that variably controls the filter coefficient of the filtering unit 57 in accordance with shooting angle information stored in the shooting condition memory 9. It has composition which has.
[0047]
(Operation in reconfiguration mode)
First, when photographing a three-dimensional reconstruction image, image information for at least 180 degrees is required from the principle of three-dimensional reconstruction. On the other hand, since the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment is a single plane as described above, the X-ray flat panel detector 3 is rotationally driven at the first 90 degrees as shown in FIG. . If an attempt is made to take the first 90 degrees or more, the angle with the X-ray focus direction of the X-ray flat detector 3 is too large, so that the data in the target range protrudes from the X-ray flat detector 3. For this reason, the X-ray diagnostic apparatus rotates the angle of the X-ray flat panel detector 3 by 90 degrees as shown in FIG. 9 at the time when the first 90 degrees imaging is completed, and the imaging at the first 90 degrees is performed. In the same manner as described above, the X-ray flat panel detector 3 is controlled so as to always face the direction perpendicular to the vertical direction regardless of the rotation angle of the C arm 4. Thereby, image information for 180 degrees required for three-dimensional reconstruction can be obtained.
[0048]
Note that the rotational speed of the X-ray flat panel detector 3 is very slow relative to the image information collection speed. For this reason, the detection surface of the X-ray flat panel detector 3 is vertical, for example, from the state of FIG. 8 to the state of FIG. 9, the detection surface and the tomographic surface are not parallel. Only the image may be projected once on a plane parallel to the tomographic plane. During this time, image information may not be collected.
[0049]
Here, in this reconstruction mode, there are provided two modes: a mode for executing a subtraction process for a captured image and a null image, and a mode for executing a subtraction process for a live image and a mask image.
[0050]
(Mode for executing subtraction processing of captured image and null image)
In the case of this mode, first, a null indicating density unevenness of each X-ray prefecture detection element of the X-ray flat panel detector 3 obtained by performing imaging without placing anything on the bed 1 before imaging. An image is captured and stored in the image memory 12 in advance.
[0051]
Next, as described above, the C-arm 4 is rotationally driven by 180 degrees, image information for each angle is taken as a photographed image, and these are stored in the image memory 12. The subtraction unit 55 performs a subtraction process between the null image and the captured image stored in the image memory 12 and supplies the subtraction image to the filtering unit 57.
[0052]
Here, for example, the filtering unit 57 filters the subtraction image subjected to the subtraction process using an appropriate convolution filter such as Shepp & Logan or Ramachandran in order to perform three-dimensional reconstruction by the so-called filtered back projection method. In the X-ray diagnostic apparatus, the detection surface of the X-ray flat panel detector 3 is controlled so as to be always parallel to the cross-section of the pixel arrangement in the imaging region during rotation, and image information is captured. To do. Even if the projection angle changes, when the filtering process is performed with a constant convolution filter, the width of the filter changes substantially depending on the angle (the more the angle of rotation of the X-ray flat panel detector 3 is inclined, the more the back projection is performed). The filtering width of the convolution filter at the time becomes small), which causes artifacts.
[0053]
Therefore, the filtering coefficient variable unit 58 reads shooting angle information indicating the shooting angle of the subtraction image from the shooting condition memory 9, and variably controls the filter function (filter coefficient) of the filtering unit 57 according to the shooting angle. . Specifically, the filtering coefficient variable unit 58 sets the filter function of the filtering unit 57 to q (t) and the shooting angle θ, and sets the filter function q1 corresponding to the shooting angle to the filtering unit 57 based on the following equation. Set.
q1 (t) = q (cos θ · t)
[0054]
As a result, as shown in FIG. 10, the filter width of the convolution filter used in the filtering unit 57 can be variably controlled to the optimum filter width according to the rotation angle of the X-ray flat panel detector 3, and a three-dimensional reconstructed image can be obtained. It is possible to prevent inconvenience that artifacts occur.
[0055]
Next, the subtraction image filtered by the filter coefficient variably controlled in this way is supplied to the image memory 12 and read by the affine transformation unit 14. The affine transformation unit 14 performs an affine transformation process corresponding to the enlargement / reduction ratio of each image information and the shift amount so that the tomographic plane set by the operator is focused on the subtraction image read from the image memory 12, This is supplied to the adder 56.
[0056]
The adder 56 performs an addition process (back projection operation) on the subtraction image that has been subjected to the affine transformation process, thereby forming a reconstructed image of the set tomographic plane. Specifically, as shown in FIG. 11, the desired tomographic plane in the imaging region is H, the distance from this tomographic plane to the detection plane of the X-ray flat panel detector 3 is D, and from this tomographic plane to the X-ray generator 2 When the distance to the focal point is L, the adding unit 56 adds the subtraction image multiplied by “L / (D + L)” to the desired tomographic plane H to form a reconstructed image of the desired tomographic plane H. Is supplied to the display unit 11 via the D / A converter 10. Thereby, it is possible to display the reconstructed image at an arbitrary position obtained by executing the subtraction process of the captured image and the null image while being an X-ray diagnostic apparatus on the display unit 11.
[0057]
The reconstruction area (imaging area) is defined as a cylinder inscribed in the X-ray bundle in all directions of the X-ray generator 2. The inside of this cylinder is discretized three-dimensionally with the length at the center of the reconstruction area projected onto the width of one X-ray detection element of the X-ray flat panel detector 3, for example. It is necessary to obtain a reconstructed image of the data. However, this discrete interval is an example, and this may vary depending on the device or manufacturer. Therefore, basically, the discrete interval defined by the device may be used.
[0058]
(Mode for executing subtraction processing between live image and mask image)
In this mode, the operator first takes an image without injecting a contrast medium into the subject, stores the image information obtained by the imaging as a mask image in the image memory 12 in advance, and then stores the image information on the subject. Imaging is started by injecting contrast medium. In addition, a live image that is image information obtained by imaging a contrast medium injected into the subject is temporarily stored in the image memory 12.
[0059]
When the mask image and the live image, which are image information before and after the contrast medium injection, are stored in the image memory 12, the subtraction unit 55 performs both subtraction processes and supplies the subtraction image to the filtering unit 57. The filtering coefficient of the filtering unit 57 is varied according to the photographing angle by the filtering coefficient varying unit 58 as described above. The filtering unit 57 performs the filtering process of the subtraction image using the variable filtering coefficient, and supplies this to the affine transformation unit 14.
[0060]
The affine transformation unit 14 performs an affine transformation process corresponding to the enlargement / reduction ratio of each image information and the shift amount so that the tomographic plane set by the operator is focused on the subtraction image read from the image memory 12, This is supplied to the adder 56. The addition unit 56 performs an addition process (back projection calculation) on the subtraction image that has been subjected to the affine transformation process, thereby forming a reconstructed image of the set tomographic plane, which is converted into a D / A converter. It supplies to the display part 11 via the container 10. As a result, a reconstructed image at an arbitrary position obtained by executing the subtraction process between the mask image and the live image can be displayed on the display unit 11 while being an X-ray diagnostic apparatus.
[0061]
As is apparent from the above description, the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment is configured so that the X-ray diagnostic apparatus is parallel to the cross-section along the arrangement of the pixels in the reconstruction area regardless of the rotation angle of the C-arm 4. By rotating and driving the line plane detector 3 to adjust the incident angle of X-rays, the “perspective / imaging mode”, “subtraction imaging mode”, “tomographic mode”, and “reconstruction mode” can be controlled with one apparatus. Various imaging in each mode can be made possible.
[0062]
Further, the addition processing (back projection calculation) in the addition unit 56 is performed by adding each surface parallel to the detection surface while reducing (enlarging) the image when the detector rotation mechanism 6 of the X-ray flat panel detector 3 is not provided. Is equal to Since the three-dimensional tomographic plane is defined discretely, the probability that each point H1, H2,... On the detection plane corresponds to the discrete point P1 on the three-dimensional tomographic plane as shown by the dotted line in FIG. For this reason, useless calculations such as interpolating the point P3 corresponding to the discrete point P1 with the points H1 and H2 are necessary. However, the X-ray diagnostic apparatus rotates the X-ray flat panel detector 3. The mechanism adjusts the detection surface of the X-ray plane detector 3 parallel to the three-dimensional tomographic plane as shown by the solid line in FIG. It can be formed by the adder 56. Accordingly, since the affine transformation process with a small amount of computation is performed instead of the nonlinear transformation process, the image processing time can be shortened. Furthermore, since a general-purpose affine conversion board can be used, the speed can be increased at a low cost.
[0063]
[Modification of First Embodiment]
In the above description of the first embodiment, the X-ray diagnostic apparatus according to the present invention is applied to a single plane X-ray diagnostic apparatus. However, the X-ray diagnostic apparatus according to the present invention is a biplane. The present invention can also be applied to the X-ray diagnostic apparatus.
[0064]
In this case, the image information is captured while the X-ray flat panel detector 3 is rotated based on the rotation angle of the C arm 4 as in the first embodiment. However, since image information of an angle of 90 degrees or more (in principle, 180 degrees or more) is necessary for three-dimensional reconstruction, the first plane is used in the case of this X-ray diagnostic apparatus for a vibratory lane. 8 is rotated by 90 degrees as shown in FIG. 8, and the second plane is rotated by 90 degrees to compensate for the rotation angle of the first plane as shown in FIG. Import information. Then, imaging is repeated at intervals of, for example, 1 degree while changing the projection angle of the rotation arm of each plane, and X-ray intensity distributions of 180 patterns corresponding to the obtained rotation angles, for example, 180 degrees are collected and three-dimensional reconstruction is performed.
[0065]
Thereby, a tomographic image can be obtained with an X-ray diagnostic apparatus for a circulatory organ using a C-arm. In addition, the time lag (from the state of FIG. 8 to the state of FIG. 9) from the time when the first 90-degree photographing is finished to the next photographing position, which has been a problem in the first embodiment described above. Time lag) is no longer necessary.
[0066]
[Second Embodiment]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In this second embodiment, the X-ray diagnostic apparatus according to the present invention is applied to an X-ray diagnostic apparatus having a synchrotron as an X-ray generation means, and the X-ray from this synchrotron is used to determine the incident angle of the X-ray. By detecting with the adjusted X-ray plane detector 3, it is possible to obtain a photographed image with a desired magnification. In the description of the second embodiment, the same reference numerals are given to the portions showing the same operation as the X-ray diagnostic apparatus of the first embodiment, and the detailed description thereof is omitted. .
[0067]
The synchrotron has attracted much attention in recent years as an apparatus for generating monochromatic parallel X-rays. Currently, an image intensifier (II) -television system (TV system) is known as the most practical real-time detection system for collecting X-ray moving images. When the X-ray flat panel detector 3 is used, I. As compared with the above, many advantages such as high MTF, no image distortion, and no density unevenness can be obtained. However, on the other hand, the X-ray flat panel detector 3 has a disadvantage that it cannot perform enlargement processing by the TV system.
[0068]
For this reason, the X-ray diagnostic apparatus according to the second embodiment allows the X-ray flat panel detector 3 to obtain a photographed image with a desired magnification by the detector rotation mechanism 6 as shown in FIG. The incident angle of X-rays from the synchrotron is adjusted. As a result, in addition to the same effects as those of the first embodiment described above, it is possible to obtain an effect that enables a photographed image to be enlarged and photographed.
[0069]
In the description of the second embodiment, the case of enlarging only one of the vertical and horizontal directions has been described for the sake of easy understanding. However, in actuality, the X-ray flat panel detector 3 is rotated around the diagonal line as an axis. The image in which the diagonal direction is enlarged can be collected.
[0070]
However, although the images generally have the same vertical and horizontal sizes of pixels, the images obtained in this example are collected at fine pixel intervals in only one direction. In order to solve this problem, enlargement in another direction may be performed in terms of image processing by a method similar to digital zoom.
[0071]
Finally, the description of each of the above-described embodiments is only an example of the present invention. Therefore, the present invention is not limited to these embodiments, and various modifications can be made without departing from the technical idea according to the present invention.
[0072]
【The invention's effect】
The X-ray diagnostic apparatus according to the present invention enables various imaging such as rotational imaging, tomographic imaging, three-dimensional reconstruction, and magnified imaging with one apparatus without causing deterioration in resolution and increase in calculation time. be able to. For this reason, the clinical value for the device can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram for explaining a configuration corresponding to a fluoroscopic / imaging mode in a single plane X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment to which an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention is applied.
FIG. 2 is a block diagram for explaining a configuration corresponding to a subtraction imaging mode in the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 3 is a block diagram for explaining a configuration corresponding to a tomography mode in the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment;
FIG. 4 is a block diagram for explaining a configuration corresponding to a subtraction image reconstruction mode in the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment;
FIG. 5 is a block diagram of an X-ray flat panel detector provided in the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 6 is a cross-sectional view of a pixel region and a TFT region of the X-ray flat panel detector.
FIG. 7 is a block diagram of a rotational drive system of the X-ray flat panel detector.
FIG. 8 is a diagram showing driving states of an X-ray flat panel detector that is rotationally driven by the rotational driving system.
FIG. 9 is a diagram showing another driving state of the X-ray flat panel detector that is rotationally controlled by the rotational driving system.
FIG. 10 is a filter characteristic diagram for explaining a convolution filter in which a filter width is variably controlled according to a rotation angle of an X-ray flat panel detector that is rotationally driven by the rotational drive system.
FIG. 11 is a diagram showing how the sample points of the pixels in the three-dimensional reconstruction region coincide with the sample points of the X-ray flat panel detector by rotating the X-ray flat panel detector.
FIG. 12 is a diagram for explaining pixel addition processing when forming a reconstructed image of the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment;
FIG. 13 is a diagram illustrating a state in which the X-ray flat panel detector can be brought into close contact with a subject by rotationally driving the X-ray flat panel detector with the rotation driving system.
FIG. 14 is a diagram for explaining an X-ray diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention for enlarging an image with parallel light from a synchrotron.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Bed, 2 ... X-ray generation part, 3 ... X-ray plane detector, 4 ... C arm, 5 ... Support | pillar, 6 ... Detector rotation mechanism, 7 ... A / D converter, 8 ... Imaging condition setting part, DESCRIPTION OF SYMBOLS 9 ... Memory for imaging conditions, 10 ... D / A converter, 11 ... Display part, 12 ... Image memory, 13 ... Geometry conversion part, 14 ... Affine conversion part, 15 ... Edge emphasis part, 16 ... Tone conversion part 55 ... Subtraction unit 56 ... Adding unit 57 ... Filtering unit 58 ... Filtering coefficient variable unit

Claims

被検体に対してＸ線を曝射するＸ線発生手段と、
前記被検体を透過したＸ線像を電気的な画像信号に変換するＸ線平面検出器と、
前記平面検出器を支持する支持手段と、
前記Ｘ線平面検出器と前記支持手段との間に設けられ、前記平面検出器を回転駆動することによりＸ線の入射角度を調整する入射角度調整手段とを備え、
前記入射角度調整手段は、前記画像信号に対してコンボレーションフィルタによるフィルタリング処理を施すフィルタリング手段と、
前記入射角度に応じて、前記フィルタリング手段のフィルタ係数を可変制御するフィルタ係数可変制御手段とを備えることを特徴とするＸ線診断装置。X-ray generation means for exposing the subject to X-rays;
An X-ray flat panel detector for converting an X-ray image transmitted through the subject into an electrical image signal;
Support means for supporting the flat detector;
An incident angle adjusting unit that is provided between the X-ray flat panel detector and the support unit and adjusts an incident angle of X-rays by rotationally driving the flat panel detector;
The incident angle adjusting means includes filtering means for performing filtering processing on the image signal by a convolution filter ,
An X-ray diagnostic apparatus comprising: a filter coefficient variable control unit that variably controls a filter coefficient of the filtering unit according to the incident angle.