WO2014002383A1 - Ｘ線診断装置 - Google Patents

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WO2014002383A1
WO2014002383A1 PCT/JP2013/003453 JP2013003453W WO2014002383A1 WO 2014002383 A1 WO2014002383 A1 WO 2014002383A1 JP 2013003453 W JP2013003453 W JP 2013003453W WO 2014002383 A1 WO2014002383 A1 WO 2014002383A1
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ray
unit
image
ray source
diagnostic apparatus
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文雄 石山
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/022—Stereoscopic imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/70—Circuit arrangements for X-ray tubes with more than one anode; Circuit arrangements for apparatus comprising more than one X ray tube or more than one cathode

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray diagnostic apparatus capable of stereoscopic viewing.
  • X-ray CT apparatus circulatory X-ray diagnostic apparatus, digital tomosynthesis, and the like as diagnostic apparatuses for stereoscopically observing the inside of a subject using the transmission of X-rays through the human body.
  • the X-ray CT apparatus can obtain a complete three-dimensional structure by reconstructing various cross-sectional images of the subject.
  • it since it has a rotation mechanism for scanning, it is not good at photographing an organ such as a heart that moves quickly. For this reason, the scanning speed has been improved by increasing the number of detectors and the rotational speed.
  • the range that can be photographed is still narrow, and a moving image of 30 frames per second has not yet been obtained. Even in an apparatus with a high rotation speed, only about 3 frames per second can be obtained at present.
  • the X-ray CT apparatus has a drawback that the exposure dose increases because X-rays are irradiated to the entire circumference of the subject and X-ray images of about 600 to 1800 are taken per rotation.
  • scanning since scanning is performed with the patient lying on the bed, image acquisition cannot be performed in a standing position. In this case, there is a problem that accurate diagnosis cannot be performed for a portion where the position of the internal organs and the joint state are different due to gravity.
  • the cardiovascular X-ray diagnostic apparatus can obtain a moving image of 30 frames per second. Further, since X-ray irradiation is only from two directions even with a double arm, a diagnostic image can be obtained with a smaller exposure dose than an X-ray CT apparatus. However, in order to grasp the three-dimensional structure of a subject from two X-ray images with different irradiation angles, an operator's anatomical knowledge and skill are required.
  • Digital tomosynthesis which is a digitized X-ray tomography device, is a technology that synthesizes tomographic images in a subject with low exposure. This is also used for dynamic observation of fast-moving organs and joints because the X-ray source is mechanically moved There is a problem that is not suitable.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus that solves the above-described problems and that enables three-dimensional moving image observation with low exposure.
  • an X-ray diagnostic apparatus includes a main row X-ray source group in which a plurality of X-ray sources are arranged, and an X-ray detection unit arranged to face the X-ray source.
  • a timing control unit that controls switching timings and X-ray generation positions of the plurality of X-ray sources, an image acquisition unit that acquires output image data of the X-ray detector in synchronization with the switching timing, and the output
  • a stereoscopic image display unit that displays image data as a plurality of images having different parallaxes.
  • the block block diagram of the X-ray diagnostic apparatus in 1st Embodiment The block diagram of the multi output X-ray source part in the embodiment. It is a side view which shows the internal structure of the multi output X-ray source part in the embodiment. The internal structure figure of the small X-ray source in the embodiment. The X-ray source switching timing signal diagram in the same embodiment. Explanatory drawing of the distortion correction of the azimuth angle direction in the embodiment. The block diagram of the liquid crystal panel in the embodiment. The block block diagram of the X-ray diagnostic apparatus in 2nd Embodiment. Explanatory drawing of the distortion correction of an elevation angle direction in the embodiment. Explanatory drawing of the interpolation process in the embodiment. Explanatory drawing of the interpolation process in the embodiment. The block block diagram of the X-ray diagnostic apparatus in 3rd Embodiment. The example of selection of the small X-ray source in the embodiment. The block block diagram of the X-ray diagnostic apparatus in 4th Embodiment.
  • FIG. 1 is a block configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the block configuration diagram of the X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 is a configuration diagram viewed from above, and includes a multi-output X-ray source unit 10, an X-ray detection unit 11, a timing control unit 12, an image acquisition unit 13, and distortion correction.
  • Unit 14 image recording unit 15, and stereoscopic image display unit 16.
  • the multi-output X-ray source unit 10 is provided with a plurality of small X-ray sources, and can output X-rays from a plurality of different positions as indicated by dotted arrows. A plurality of X-rays having different angles emitted from the multi-output X-ray source unit 10 pass through the subject P and enter the X-ray detection unit 11.
  • FIG. 2 shows a configuration diagram of the multi-output X-ray source unit 10 in FIG.
  • the multi-output X-ray source unit 10 has a plurality of X-ray irradiation ports.
  • FIG. 2 shows an example where there are 19 X-ray irradiation ports.
  • the shapes of the X-ray irradiation ports M1 to M9 and the X-ray irradiation ports S1 to S10 are substantially rectangular, and are set such that the entire surface is irradiated according to the shape of the X-ray detection unit 11. Moreover, you may match with the shape of the X-ray detection part 11 using a slit mechanism.
  • FIG. 3 is a view of the internal structure of the multi-output X-ray source unit 10 as viewed from the exit surface. Inside the multi-output X-ray source unit 10 are small X-ray sources 30 # 1 to 30 # 9, 30 # 10 to 14 for the X-ray irradiation ports of the main row 1, the sub-row 2 and the sub-row 3, respectively. 30 # 15 to 19 are arranged.
  • FIG. 4 is a diagram showing the internal structure of the small X-ray source 30.
  • the small X-ray source 30 includes a cathode electrode 42 connected to a CNT (Carbon Nanotube) cathode 41, a grid electrode 44 connected to a grid 43, an anode electrode 46 connected to a target 45, and an X-ray irradiation port 47.
  • the inside of the small X-ray source 30 is kept in a vacuum.
  • the small X-ray source 30 is provided with the grid 43 and the grid electrode 44 by applying a high voltage to a plurality of small X-ray sources 30 arranged in the multi-output X-ray source unit 10 to prepare for X-ray irradiation. This is because the voltage applied to the grid electrode 44 is individually controlled in accordance with the X-ray irradiation timing to switch the X-ray generation position. Application of a high voltage to the small X-ray source 30 is performed by a high voltage power source (not shown).
  • the small X-ray source 30 may be provided with an X-ray high voltage power source, and the timing of high voltage generation may be individually controlled. Further, the small X-ray source 30 that supplies a high voltage from one X-ray high voltage power source may be switched.
  • the X-ray detection unit 11 two-dimensionally detects X-rays transmitted through the subject P, and obtains a transmission image of the subject P.
  • a planar X-ray detector such as FPD (Flat Panel Detector) is used.
  • the timing control unit 12 switches the small X-ray source 30 constituting the multi-output X-ray source unit 10, switches the X-ray generation position sequentially, and scans the X-ray generation timing.
  • the timing of collecting image data collected from the detection unit 11 is controlled.
  • FIG. 5 shows an X-ray source switching timing signal in one image frame output from the timing control unit 12.
  • the grid voltage of the small X-ray sources 30 # 1 to 30 # 9 in the main row 1 is sequentially scanned from # 1 to # 9 so as to be lower than the cathode potential VC, and X-ray generation is performed.
  • the position is changed with the X-ray irradiation ports M1 to M9 in FIG.
  • the switching timing signal for one image frame is repeated at a rate of 30 times per second.
  • the switching order of the small X-ray source 30 is not necessarily required to scan in the order of # 1 to # 9. You may perform interlaced scanning with # 1, # 3, # 5, # 7, # 9, # 2, # 4, # 6, and # 8. Furthermore, scanning may be performed in a different switching order for each frame. In particular, when focusing on the resolution and moving image performance of a fluoroscopic image viewed from the front of the subject, the small X-ray source 30 (# 1, # 2, # 8, # 9) in the peripheral part is scanned in a part of the frame. It may be thinned out so as not to.
  • the image acquisition unit 13 acquires a transmission image of the subject P with respect to the small X-ray source 30 switched in synchronization with the X-ray source switching timing signal of the timing control unit 12.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram of distortion correction in the azimuth direction, and is a view of the X-ray diagnostic apparatus as viewed from above. X-rays emitted from the small X-ray source 30 # 1 spread as indicated by arrows.
  • the X-ray detector 11 is a flat X-ray detector 11S such as FPD (Flat Panel Detector)
  • an upper point (right point from the observer's position) R of the flat X-ray detector 11S and a small X-ray source The distance SID1 between 30 # 1 and the distance SID2 between the lower point (left point from the observer's position) L of the planar X-ray detector 11S and the small X-ray source 30 # 1 are different.
  • a magnification difference resulting from the difference in SID within the plane X-ray detector plane is observed as image distortion.
  • the distortion correction unit 14 adjusts the magnification in the detector plane based on the magnification of the SID passing through the center point C, and corrects the image distortion of the transmitted image in the azimuth direction.
  • the arrangement surface of the X-ray irradiation port of the multi-output X-ray source unit 10 is arranged from above so that the distance from any small X-ray source 30 is equal to the center point C of the flat X-ray detector 11S. It is preferably a substantially circular arc when viewed. However, when the arrangement surface of the X-ray irradiation port is not a substantially circular arc, the magnification difference calculated from the SID distance difference between each small X-ray source 30 # 1-30 # 9 and the center point C is corrected, and each small X-ray source is corrected. The magnification of the transmission image by the radiation source is made equal.
  • the image data processed by the distortion correcting unit 14 is displayed on the stereoscopic image display unit 16 and recorded on the image recording unit 15 as a plurality of images having different parallaxes.
  • the angle ⁇ indicating the line segment connecting the small X-ray source 30 # 1, the center point C of the planar X-ray detector 11S, and the small X-ray source 30 # 5 shown in FIG. 6 is an azimuth with respect to the center line indicated by the alternate long and short dash line.
  • the maximum parallax angle in the angular direction is shown. Accordingly, a stereoscopic fluoroscopic image can be obtained even when the line of sight is moved by a maximum ⁇ ⁇ in the azimuth direction.
  • the stereoscopic image display unit 16 used in the present embodiment uses a liquid crystal panel that outputs a plurality of images having different parallaxes so that an observer can observe a stereoscopic perspective image of the subject P without a glass.
  • FIG. 7 shows a configuration diagram of the liquid crystal panel and shows an enlarged view of 4 pixels.
  • One pixel 71 of the liquid crystal panel is composed of 27 sub-pixels, and is divided into 9 sub-pixels in the azimuth direction with respect to three colors of R (red), G (green), and B (blue).
  • a lenticular sheet 72 is disposed on the front surface of the liquid crystal panel, and the horizontal width of one lens (azimuth angle direction) of the lenticular sheet 72 and the horizontal width of one pixel 71 are substantially the same.
  • Each of the nine sub-pixel images in the azimuth direction corresponds to a transmission image irradiated from the small X-ray sources 30 # 1 to 30 # 9 (main row 1) of the multi-output X-ray source unit 10.
  • An observer can observe a stereoscopic image in real time only by changing the position of the line of sight in the direction in which the subject P is to be observed.
  • the stereoscopic perspective image generation when only the small X-ray source 30 in the main row 1 is switched and the line of sight is moved in the azimuth direction has been described.
  • An embodiment using the small X-ray sources 30 in the sub-row 2 and the sub-row 3 will be described later.
  • an observer standing in front of the stereoscopic image display unit 16 can observe a stereoscopic fluoroscopic image of the subject P.
  • the observer wants to observe the three-dimensional transmission of the subject P from a different position in the azimuth direction, the observer simply moves the line of sight in the azimuth direction, and the three-dimensional fluoroscopic image in the azimuth direction is converted into a moving image in real time. Observable.
  • a stereoscopic image in an X-ray diagnostic apparatus such as an X-ray CT apparatus or digital tomosynthesis is displayed by reconstructing a three-dimensional image from a plurality of two-dimensional images.
  • the X-ray diagnostic apparatus of this embodiment There is no need to reconfigure. For this reason, the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment does not necessarily require a computer with high calculation capability.
  • a transmission image having a stereoscopic effect and a depth feeling can be obtained in real time in the observer's head.
  • FIG. 8 is a block diagram of the X-ray diagnostic apparatus according to this embodiment.
  • a camera unit 81 a face tracking unit 82, and an interpolation unit 83 are added.
  • the camera unit 81 is preferably installed above and below the stereoscopic image display unit 16 in order to capture the observer's observation position (gaze position).
  • the angle of the line of sight from the center can be calculated by installing it at a position symmetrical to the screen of the stereoscopic image display unit 16.
  • the image sensor used for the camera unit 81 may normally be an object that captures visible light, but an infrared image sensor or the like may be used for medical purposes when the observation room needs to be under low illumination.
  • the face tracking unit 82 recognizes the face of the observer captured by the camera unit 81 and recognizes the movement of the line of sight.
  • the observer's line of sight is tracked, and the elevation angle of the observer's line of sight is calculated so that a transmitted image of the correct line of sight always reaches the observer's eyes.
  • the interpolation unit 83 uses the elevation angle of the observer's line of sight captured by the face tracking unit 82 to generate an interpolation image that is expected to be observed from the elevation angle direction.
  • the timing controller 12 scans the small X-ray sources in the sub-row 2 and the sub-row 3 in addition to the small X-ray source in the main row 1.
  • the switching timing signal is the same as that shown in FIG. 5 except that the number of small X-ray sources 30 to be switched is different.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram of distortion correction in the elevation angle direction, as viewed from the side of the X-ray diagnostic apparatus.
  • the distortion correction unit 14 performs distortion correction in the elevation direction in addition to distortion correction in the azimuth direction of the transmission image acquired by the image acquisition unit 13.
  • X-rays emitted from the small X-ray source 30 # 12 spread as indicated by arrows.
  • the distance SID3 between the upper point U of the flat X-ray detector 11S and the small X-ray source 30 # 12 is different from the distance SID4 between the lower point D of the flat X-ray detector 11S and the small X-ray source 30 # 17. .
  • the magnification in the detector plane is adjusted based on the magnification of the SID passing through the center point C to correct the image distortion of the transmission image in the elevation angle direction.
  • the arrangement surface of the X-ray irradiation port of the multi-output X-ray source unit 10 is viewed from the side so that the distance from any small X-ray source 30 is equal to the center point C of the flat X-ray detector 11S. It is preferably a substantially arc.
  • the magnification difference calculated from the SID distance difference between each small X-ray source 30 # 12, # 5, # 17 and the center point C is corrected, The magnification of the transmission image by each small X-ray source is made equal. This distortion correction is also performed in the azimuth direction.
  • the X-ray irradiation direction is adjusted to the center point C of the X-ray detection unit 11 using a slit or the like at the X-ray irradiation port.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram of the interpolation process performed by the interpolation unit 83.
  • FIG. 10A is a diagram for explaining an elevation angle between the observer's eye line and the stereoscopic image display unit 16
  • FIG. 10B is an explanatory diagram for setting a virtual X-ray source on the multi-output X-ray source unit 10. .
  • FIG. 10A the case where the observer's eye line O is observed from above in the elevation direction by an angle ⁇ will be described.
  • a virtual X-ray source V corresponding to the angle ⁇ is set on the multi-output X-ray source unit 10.
  • the center in the azimuth direction is illustrated, and the virtual X-ray source V # is provided between the small X-ray source 30 # 5 in the main row 1 and the small X-ray source 30 # 12 in the sub-row 2. 5 is set.
  • a transmission image of the subject P irradiated from the virtual X-ray source # V5 is obtained by calculation.
  • the images are irradiated from the small X-ray source 30 # 5 and the small X-ray source 30 # 12.
  • Interpolation processing is performed from the transmission image to generate an interpolation image.
  • interpolation images are generated for small X-ray sources other than the small X-ray source 30 # 5 included in the main row 1.
  • an interpolated image is generated by interpolating the transmission images of the small X-ray sources in the adjacent sub-rows. After matching with the number of small X-ray sources, the interpolation may be performed in the elevation direction.
  • an interpolation image that is expected to be obtained when the subject P is irradiated from the virtual X-ray sources V # 1 to # 9 is calculated, and this interpolation image is input to the stereoscopic image display unit 16.
  • the observer can observe a stereoscopic fluoroscopic image of the subject P following the movement of the line of sight.
  • the 9-parallax interpolated image is input to the stereoscopic image display unit 16, and thus the observer can observe the stereoscopic perspective image that follows the movement of the line of sight. it can.
  • the observer (operator) standing in front of the stereoscopic image display unit 16 moves the subject P in the elevation direction and the azimuth direction. Can be observed in real time as a moving image.
  • FIG. 11 is a block diagram of the X-ray diagnostic apparatus according to this embodiment.
  • an X-ray source selection unit 101 is added.
  • the face tracking unit 82 detects the observation direction of the observer in real time, and inputs angle information of the elevation angle and azimuth direction of the line of sight to the X-ray source selection unit 101.
  • the X-ray source selection unit 101 selects the minimum necessary small X-ray source based on the angle information in the elevation angle and azimuth direction of the observer's line of sight detected by the face tracking unit 82.
  • FIG. 12 shows an example of selecting a small X-ray source.
  • the X-ray source selection unit 101 calculates a virtual X-ray irradiation position corresponding to the elevation angle and azimuth direction of the observer's line of sight. This X-ray irradiation position is indicated by a double circle and is designated as a virtual X-ray source 111. As indicated by the dotted line frame 112, at least two small X-ray sources 30 near the virtual X-ray source 111 are selected from the main row and the sub row. In the illustrated example, small X-ray sources 30 # 4, # 5, # 11, and # 12 are selected. Then, the selected small X-ray source information is given to the timing control unit 12.
  • the timing control unit 12 generates an X-ray source switching timing signal for generating X-rays in order only for the selected small X-ray source.
  • the image acquisition unit 13 acquires a transmission image of the subject P with respect to the small X-ray source selected at this timing.
  • the interpolation unit 83 interpolates and obtains the transmission image with respect to the virtual X-ray source 111, but interpolates and obtains two images corresponding to the parallax of the left and right eyes of the observer.
  • a minimum necessary small X-ray source is selected, and other X-ray sources are selected. Can prevent X-rays from being generated. As a result, a reduction in exposure dose is achieved, and at the same time, a reduction in resolution of the stereoscopic image display unit can be suppressed. Further, the number of small X-ray sources to be switched within one frame can be reduced, so that the number of frames can be increased. For this reason, it is possible to improve moving image performance even for observation of a fast-moving organ such as the heart.
  • a stereoscopic image display device of a type in which stereoscopic glasses are worn and a stereoscopic image is observed can also be used.
  • FIG. 13 is a block diagram of the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment. In addition to FIG. 11, the flow of image data is indicated by dotted arrows.
  • step ST131 The flow of image data from step ST131 to step ST136 indicated by each dotted arrow will be described.
  • Step ST131 is a flow of processing for storing the transmission image of the subject P acquired by the image acquisition unit 13 as it is without performing distortion correction.
  • Step ST132 is a flow of processing for reading out image data stored in the image recording unit 15 and performing distortion correction in the distortion correction unit 14.
  • Step ST133 is a flow of processing in which image data stored in the image recording unit 15 is read and interpolation processing is performed by the interpolation unit 83. That is, after the imaging of the subject P is completed, image data necessary for diagnosis can be read out from the image data stored in the image recording unit 15 and subjected to interpolation processing to be displayed on the stereoscopic image display unit 16 later. Further, as shown in step ST134, the image data subjected to the interpolation processing may be stored again in the image recording unit 15.
  • the stereoscopic image display unit 16 is observed from that direction, so that the stereoscopic fluoroscopic image is displayed. It is possible to display.
  • Step ST135 is a process flow in which the image data acquired by the image acquisition unit 13 is input to the interpolation unit 83 without passing through the image distortion correction unit 14. This is because, for example, when distortion correction due to a magnification difference of SID is not required, for example, image data obtained by performing interpolation processing at a predetermined azimuth angle on a transmission image of a sub-row X-ray source is indicated by a dotted arrow in step ST134. Then, the distortion correction unit 14 may perform distortion correction as necessary after recording the image recording unit 15 once. It should be noted that the flow from step ST131 to step ST135 is similarly added in FIGS.
  • Step ST136 shows a flow of processing for selecting desired image data from various image data stored in the image recording unit 15 in accordance with the line-of-sight position detected by the face tracking unit 82. The flow of step ST136 is also added to FIG.
  • the reproduction of the stereoscopic image is not limited to the X-ray diagnostic apparatus, and can be reproduced even by a personal computer equipped with a stereoscopic image display unit.
  • functions such as the distortion correction unit 14 and the interpolation unit 83 may be mounted on the personal computer.
  • the image data to be displayed on the stereoscopic image display unit includes three-dimensional display such as glassless type image data composed of a plurality of images having different parallaxes, and two image data corresponding to the left and right eyes using a liquid crystal shutter. Various image data can be used.
  • the fourth embodiment it is possible to record and reproduce raw transmission image data of a subject and image data subjected to various processes for stereoscopic display. It is possible to display a stereoscopic image from a line of sight other than the line of sight observed at the time of diagnosis.
  • the transmission image acquired using the multi-output X-ray source unit of the present embodiment can be reconstructed using a tomographic image synthesis technique and displayed on a normal monitor. Even in this case, observation is possible with moving images.

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Abstract

　低被曝で立体の動画像の観察が可能なＸ線診断装置を提供すること。　実施形態のＸ線診断装置は、複数のＸ線源が配置される主列Ｘ線源群と、　前記Ｘ線源に対向して配置されるＸ線検出部と、前記複数のＸ線源の切り替えタイミングとＸ線の発生位置を制御するタイミング制御部と、前記切り替えタイミングに同期して前記Ｘ線検出器の出力画像データを取得する画像取得部と、前記出力画像データを視差の異なる複数の画像として表示する立体画像表示部と、を有する。

Description

Ｘ線診断装置
　本発明の実施形態は、立体視が可能なＸ線診断装置に関する。
　Ｘ線が人体を透過することを利用し、被写体内部を立体的に観察する診断装置として、Ｘ線ＣＴ装置、循環器用Ｘ線診断装置、及びデジタルトモシンセシスなどがある。
　Ｘ線ＣＴ装置は、被写体のさまざまな断面像を再構成することにより、完全な立体構造を得ることができる。しかしスキャンするための回転機構を有するため、動きの速い心臓などの臓器を撮影することは不得意である。このため検出器の多列化と回転速度の向上によりスキャン速度の向上が図られたが、まだ撮影できる範囲は狭い上に、毎秒３０フレームの動画を得るには至っていない。回転速度の速い装置においても毎秒約３フレーム程度の画像しか得られていないのが現状である。また、Ｘ線ＣＴ装置は、被写体の全周にＸ線を照射し、１回転あたり約６００から１８００のＸ線画像を撮影するため、被曝線量が多くなるという欠点がある。また、患者を寝台に横臥させた状態でスキャンするため、立位の状態では画像取得ができない。これでは重力の関係で内臓の位置や関節の状態が異なる部位に関しては正確な診断ができないという問題がある。
　一方、循環器用Ｘ線診断装置は、毎秒３０フレームの動画像を得ることができる。またＸ線の照射は、ダブルアームのものでも二方向からの照射に過ぎないため、Ｘ線ＣＴ装置に比べ少ない被曝線量で診断画像を得ることができる。しかし照射角度の異なる二つのＸ線画像から被写体の立体構造を把握するためには、術者の解剖学的な知識と熟練を要する。
　Ｘ線断層装置をデジタル化した、デジタルトモシンセシスは低被曝で被写体内の断層像を合成する技術であるが、これもＸ線源を機械的に移動させるため動きの速い臓器や関節の動態観察には向かないという問題がある。
特開２００７－１７５２７１号公報
　本発明が解決しようとする課題は、上記問題を解決し、低被曝で立体の動画像観察が可能なＸ線診断装置を提供することである。
　上記課題を達成するために、実施形態のＸ線診断装置は、複数のＸ線源が配置される主列Ｘ線源群と、前記Ｘ線源に対向して配置されるＸ線検出部と、前記複数のＸ線源の切り替えタイミングとＸ線の発生位置を制御するタイミング制御部と、前記切り替えタイミングに同期して前記Ｘ線検出器の出力画像データを取得する画像取得部と、前記出力画像データを視差の異なる複数の画像として表示する立体画像表示部と、を有する。
第１の実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図。 同実施形態におけるマルチ出力Ｘ線源部の構成図。 同実施形態におけるマルチ出力Ｘ線源部の内部構造示す側面図である。 同実施形態における小型Ｘ線源の内部構造図。 同実施形態におけるＸ線源切り替えタイミング信号図。 同実施形態における方位角方向の歪補正の説明図。 同実施形態における液晶パネルの構成図。 第２の実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図。 同実施形態における仰角方向の歪補正の説明図。 同実施形態における補間処理の説明図。 同実施形態における補間処理の説明図。 第３の実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図。 同実施形態における小型Ｘ線源の選択例。 第４の実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図。
（第１の実施形態）
　以下、発明を実施するための実施形態について図１から図１３に示す図面を参照しながら詳細に説明する。図１は第１の実施形態におけるＸ線診断装置１のブロック構成図である。図１に示すＸ線診断装置１のブロック構成図は、上方から見た構成図であり、マルチ出力Ｘ線源部１０、Ｘ線検出部１１、タイミング制御部１２、画像取得部１３、歪補正部１４、画像記録部１５、及び立体画像表示部１６を有する。
　マルチ出力Ｘ線源部１０は複数の小型Ｘ線源が配置されており、点線矢印で示すように複数の異なる位置からＸ線を出力することができる。マルチ出力Ｘ線源部１０から放射された複数の角度の異なるＸ線は、被検体Ｐを透過しＸ線検出部１１に入射する。
　図２は、図１におけるマルチ出力Ｘ線源部１０の構成図を示す。マルチ出力Ｘ線源部１０には、複数のＸ線照射口がある。図２では、１９個のＸ線照射口がある場合の例を示す。マルチ出力Ｘ線源部１０の中央部横一列に９個のＸ線照射口Ｍ１～Ｍ９があり、これを主列１とする。また、マルチ出力Ｘ線源部１０の上部と下部にそれぞれ５個ずつＸ線照射口（Ｓ１～Ｓ１０）があり、これをそれぞれ副列２、副列３とする。Ｘ線照射口Ｍ１～Ｍ９、Ｘ線照射口Ｓ１～Ｓ１０の形状は略矩形であり、Ｘ線検出部１１の形状に合わせて全面が照射されるような形状に設定される。また、スリット機構などを用いてＸ線検出部１１の形状に合わせてもよい。
　図３は、マルチ出力Ｘ線源部１０の内部構造を出射面から見た図である。マルチ出力Ｘ線源部１０の内部には主列１、副列２および副列３のＸ線照射口に対してそれぞれ小型Ｘ線源３０＃１～３０＃９、３０＃１０～１４、及び３０＃１５～１９が配置されている。
　図４は、小型Ｘ線源３０の内部構造を示す図である。小型Ｘ線源３０はＣＮＴ（Carbon nanotube）カソード４１に接続されたカソード電極４２、グリッド４３に接続されたグリッド電極４４、ターゲット４５と接続されたアノード電極４６、及びＸ線照射口４７を有する。小型Ｘ線源３０の内部は真空に保たれている。
　カソード電極４２にマイナスの高電圧を印加した時、グリッド電極４４にカソード電極４２に対してマイナスの電圧（カットオフ電圧）を印加すると、ＣＮＴカソード４１からの電子放出を阻止できる。また、グリッド電極４４の電圧をカソード電極４２と同電位にするとＣＮＴカソード４１から電子が放出され、接地電位に接続されたターゲット４５に衝突する。このときターゲット４５からＸ線が発生し、Ｘ線照射口４７からＸ線が放射される。
　小型Ｘ線源３０にグリッド４３とグリッド電極４４を備えるのは、マルチ出力Ｘ線源部１０内に配置される複数の小型Ｘ線源３０に高電圧を印加してＸ線照射の準備をしておき、Ｘ線の照射タイミングに合わせてグリッド電極４４に印加する電圧を個別に制御して、Ｘ線の発生位置を切り替えるためである。小型Ｘ線源３０への高電圧印加は、図示しない高電圧電源により行われる。
　また、グリッド４３を有しない小型Ｘ線源を使用する場合には、小型Ｘ線源３０にそれぞれにＸ線高電圧電源を備え、高電圧発生のタイミングを個別に制御してもよい。また、１つのＸ線高電圧電源から高電圧を供給する小型Ｘ線源３０を切り替えてもよい。
　Ｘ線検出部１１は、被検体Ｐを透過したＸ線を２次元的に検出し、被検体Ｐの透過画像を得る。Ｘ線検出部１１には、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）など平面Ｘ線検出器を用いる。
　タイミング制御部１２は、マルチ出力Ｘ線源部１０を構成する小型Ｘ線源３０を切り替え、Ｘ線の発生位置を順次切り替えて走査するためのＸ線発生タイミング、及び画像取得部１３がＸ線検出部１１から収集する画像データ収集タイミングを制御する。図５は、タイミング制御部１２から出力される画像１フレームにおけるＸ線源切り替えタイミング信号を示す。図５の例では、主列１の小型Ｘ線源３０＃１～３０＃９のグリッド電圧をカソード電位ＶＣより低い電圧となるように＃１～＃９まで順番に走査し、Ｘ線の発生位置を図２のＸ線照射口Ｍ１～Ｍ９と変化させる。１秒間に３０フレーム度の動画を得たい場合には、画像１フレームの切り替えタイミング信号を１秒間に３０回のレートで繰り返す。
　小型Ｘ線源３０の切り替え順番は、必ずしも＃１～＃９と順番に走査することは要求されない。＃１、＃３、＃５、＃７、＃９、＃２、＃４、＃６、＃８と飛越走査をしてもよい。さらには、各フレームで異なる切り替え順序で走査しても構わない。特に被検体の正面から見た透視画像の解像度や動画性能を重視したい場合には、周辺部の小型Ｘ線源３０（＃１、＃２、＃８、＃９）は、一部フレームで走査しないように間引いてもよい。
　画像取得部１３は、タイミング制御部１２のＸ線源切り替えタイミング信号に同期して切り替えられた小型Ｘ線源３０に対する被検体Ｐの透過画像を取得する。
　歪補正部１４は、画像取得部１３で取得した透過画像の歪を補正する。図６は、方位角方向の歪補正の説明図であり、Ｘ線診断装置を上方から見た図である。小型Ｘ線源３０＃１から照射されるＸ線は矢印のように広がる。Ｘ線検出部１１がＦＰＤ（Flat Panel Detector）など平面Ｘ線検出器１１Ｓの場合には、平面Ｘ線検出器１１Ｓの上部の点（観察者の位置からは右点）Ｒと小型Ｘ線源３０＃１との距離ＳＩＤ１と、平面Ｘ線検出器１１Ｓの下部の点（観察者の位置からは左点）Ｌと小型Ｘ線源３０＃１との距離ＳＩＤ２が異なる。このＳＩＤが平面Ｘ線検出器面内で異なることに起因した倍率差は、画像歪として観測される。このため歪補正部１４は、例えば中心点Ｃを通るＳＩＤの倍率を基準に検出器面内の倍率を調整し方位角方向の透過画像の画像歪を補正する。
　また、平面Ｘ線検出器１１Ｓの中心点Ｃに対して、どの小型Ｘ線源３０からの距離も等しくなるように、マルチ出力Ｘ線源部１０のＸ線照射口の配置面は、上部から見て略円弧であることが好ましい。しかしＸ線照射口の配置面が略円弧でない場合は、各小型Ｘ線源３０＃１～３０＃９と中心点ＣとのＳＩＤの距離差から計算される倍率差を補正し、各小型Ｘ線源による透過画像の倍率を等しくする。
　歪補正部１４で処理された画像データは、視差の異なる複数の画像として、立体画像表示部１６で表示されると共に、画像記録部１５に記録される。尚、図６に示す小型Ｘ線源３０＃１、平面Ｘ線検出器１１Ｓの中心点Ｃ、及び小型Ｘ線源３０＃５を結ぶ線分示す角度αは、一点鎖線で示す中心線に対する方位角方向の最大の視差角を示す。従って視線を方位角方向に最大±α移動してもの立体透視画像が得られる。
　本実施形態で使用する立体画像表示部１６は、観察者がグラスレスで被検体Ｐの立体透視画像を観察するために、視差の異なる複数の画像を出力する液晶パネルを用いる。図７は、液晶パネルの構成図を示し、４ピクセルに対する拡大図を示している。液晶パネルの１つのピクセル７１は、２７個のサブピクセルで構成され、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）３色に対してそれぞれ方位角方向に９サブピクセルに分離される。また、液晶パネルの前面には、レンチキュラーシート７２が配置されており、レンチキュラーシート７２の1つのレンズの横幅（方位角方向）と1ピクセル７１の横幅は略同じである。この構成により、液晶パネル表面から光を９方向へ送り出すことが可能である。方位角方向の９サブピクセルのそれぞれの画像は、マルチ出力Ｘ線源部１０の小型Ｘ線源３０＃１～３０＃９（主列１）から照射された透過画像に対応する。観察者は、被検体Ｐの観測したい方向に目線位置を変えるだけでリアルタイムに立体透視画像を観測できる。
　本実施形態では、主列１の小型Ｘ線源３０のみを切り替え、視線を方位角方向に移動させた場合の立体透視画像生成について説明した。副列２及び副列３の小型Ｘ線源３０を使用した実施形態については後述する。
　このように第１の実施形態の構成によれば、立体画像表示部１６の前に立つ観察者観察者（術者）は、被検体Ｐの立体透視画像を観測することができる。そして観察者は、方位角方向の異なる位置から被検体Ｐの立体透過を観測したい場合には、目線をその方位角方向に移動するだけで、その方位角方向の立体透視画像をリアルタイムに動画で観測できる。
　さらには、Ｘ線ＣＴ装置や、デジタルトモシンセシスなどのＸ線診断装置における立体像は、複数の２次元画像から３次元画像を再構成して表示するが、本実施形態のＸ線診断装置では、再構成をする必要がない。そのため本実施形態のＸ線診断装置は、必ずしも計算能力の高いコンピュータは必要ではない。視野の異なる複数の透過画像を表示させることで、観察者の頭の中でリアルタイムに立体感と奥行き感のある透過画像が得られる。
（第２の実施形態）
　本実施形態は、第１の実施形態に加え、観察者が、仰角方向に視線を移動させた時においても立体透視画像が観測できる実施形態について説明する。図８は、本実施形態のＸ線診断装置のブロック構成図である。図１に加えてカメラ部８１、フェイストラッキング部８２、及び補間部８３が追加されている。
　カメラ部８１は、観察者の観察位置（視線位置）を捉えるため、立体画像表示部１６の上下などに設置されることが好ましい。立体画像表示部１６の画面に対して対称な位置に設置することで中心からの目線の角度を計算できる。カメラ部８１に使用するイメージセンサは、通常、可視光線を捉える物で構わないが、医療上、観測室を低照明下で行う必要がある場合などでは赤外線イメージセンサなどを使用してもよい。
　フェイストラッキング部８２は、カメラ部８１で捉えた観察者の顔面を認識し、その視線の動きを認識する。観察者の視線を追尾し、常に観察者の目に正しい視線の透過画像が届くように、観察者の視線の仰角を算出する。
　補間部８３は、フェイストラッキング部８２で捉えた観察者の視線の仰角を用いて、その仰角方向から観測されると予想される補間画像を生成する。
　タイミング制御部１２は、主列１の小型Ｘ線源に加えて、副列２及び副列３の小型Ｘ線源を走査する。切り替えタイミング信号は、切り替える小型Ｘ線源３０の数が異なるだけで図５に示した方法と同様である。
　図９は、仰角方向の歪補正の説明図であり、Ｘ線診断装置の側面方向から見た図である。ここでは、被検体Ｐの膝の観測、診断を立位にて行なうことを例に取り説明する。歪補正部１４は、画像取得部１３で取得した透過画像の方位角方向の歪補正に加えて仰角方向の歪補正を行う。小型Ｘ線源３０＃１２から照射されるＸ線は矢印のように広がる。平面Ｘ線検出器１１Ｓの上部の点Ｕと小型Ｘ線源３０＃１２との距離ＳＩＤ３と、平面Ｘ線検出器１１Ｓの下部の点Ｄと小型Ｘ線源３０＃１７との距離ＳＩＤ４が異なる。小型Ｘ線源３０のＸ線発生位置と平面Ｘ線検出部１１ＳのＳＩＤが検出器面内で異なるため倍率差が生じ、これにより画像歪が発生する。例えば中心点Ｃを通るＳＩＤの倍率を基準に検出器面内の倍率を調整し仰角方向の透過画像の画像歪を補正する。
　また、平面Ｘ線検出器１１Ｓの中心点Ｃに対して、どの小型Ｘ線源３０からの距離も等しくなるようにマルチ出力Ｘ線源部１０のＸ線照射口の配置面は、側面から見て略円弧であることが好ましい。しかし図９のように、垂直で略円弧でない場合には、各小型Ｘ線源３０＃１２、＃５、＃１７と中心点ＣとのＳＩＤの距離差から計算される倍率差を補正し、各小型Ｘ線源による透過画像の倍率を等しくする。そしてこの歪補正を方位角方向に対しても行う。また、Ｘ線照射口にはスリットなどを利用してＸ線の照射方向をＸ線検出部１１の中心点Ｃに向うように調整する。
　図１０は、補間部８３で行われる補間処理の説明図である。図１０Ａは、観察者の目線と立体画像表示部１６との仰角を説明する図であり、図１０Ｂは、マルチ出力Ｘ線源部１０上に仮想Ｘ線源を設定するための説明図である。
　図１０Ａに示すように、観察者の目線Ｏが仰角方向に角度θだけ上方から観測する場合ついて説明する。図１０Ｂに示すように、マルチ出力Ｘ線源部１０上に角度θに対応する仮想Ｘ線源Ｖを設定する。図の例では、方位角方向の中心についての例示であり、主列１の小型Ｘ線源３０＃５と副列２の小型Ｘ線源３０＃１２との間に、仮想Ｘ線源Ｖ＃５を設定する。
　そして、この仮想Ｘ線源＃Ｖ５から照射された被検体Ｐの透過画像を計算にて求めるのであるが、この時、小型Ｘ線源３０＃５と小型Ｘ線源３０＃１２から照射された透過画像から補間処理を行って補間画像を生成する。
　さらには、主列１に含まれる小型Ｘ線源３０＃５以外の小型Ｘ線源についても同様の補間画像を生成する。副列の小型Ｘ線源の数が主列の数がより少ない場合には、隣り合う副列の小型Ｘ線源同士の透過画像で補間した補間画像を生成し、方位角方向に主列の小型Ｘ線源の数と一致させた後、仰角方向に補間すればよい。
　このように、仮想Ｘ線源Ｖ＃１～＃９から被検体Ｐが照射された時に得られると予想される補間画像を計算し、この補間画像を立体画像表示部１６に入力する。これにより、観察者は仰角方向に目線を移動しても、その視線の移動に追従した被検体Ｐの立体透視画像を観測することができる。この時、さらに方位角方向に目線を移動しても９視差の補間画像が立体画像表示部１６に入力されているため観察者は、その視線の移動に追従した立体透視画像を観測することができる。
　以上述べたように第２の実施形態の構成によれば、立体画像表示部１６の前に立つ観察者（術者）は、仰角方向、及び方位角方向に視線を移動しても被検体Ｐの立体透視画像をリアルタイムに動画で観測することができる。また、Ｘ線ＣＴ装置などでは不得意な立位による立体透視画像の観察が可能となる。
（第３の実施形態）
　第１及び第２の実施形態では、視差の異なる９つの透過画像を立体画像表示部１６に入力する例について説明した。しかしながら立体透視画像を得るためには、左右の目に対応した２つの透過画像が視線移動に追従して正しく観察者に入力されればよい。第１及び第２の実施形態のように、視差の異なる透過画像の表示数が多ければ多い程、それに対応する画素を使用するため、立体画像表示部１６の液晶モニタの解像度は低下する。そのため誤読影などを生じ易くなるかも知れない。
　本実施形態ではさらに医用画像としての高解像化、動画性能の向上のため、左右の目に対応した２つの透過画像を用いる。さらには必要のない小型Ｘ線源３０については、Ｘ線を発生しないようにできるため被曝量の低下も同時に行なえる。図１１は、本実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図である。図８に加えてＸ線源選択部１０１が追加されている。
　フェイストラッキング部８２は、リアルタイムに観察者の観察方向を検出し、その視線の仰角、方位角方向の角度情報をＸ線源選択部１０１に入力する。Ｘ線源選択部１０１は、フェイストラッキング部８２で検出された観察者の視線の仰角及び方位角方向の角度情報をもとに、必要最低限な小型Ｘ線源を選択する。
　図１２は、小型Ｘ線源の選択例である。Ｘ線源選択部１０１は、観察者の視線の仰角及び方位角方向に対応した仮想的なＸ線照射位置を計算する。このＸ線照射位置を２重丸で示し、仮想Ｘ線源１１１とする。点線枠１１２で示すように、仮想Ｘ線源１１１に対して近傍の小型Ｘ線源３０を主列及び副列から少なくとも２つずつ選択する。図の例では、小型Ｘ線源３０＃４、＃５、＃１１、＃１２を選択する。そして選択した小型Ｘ線源情報をタイミング制御部１２へ与える。
　タイミング制御部１２は、選択された小型Ｘ線源についてのみ順番にＸ線を発生させるＸ線源切り替えタイミング信号を生成する。画像取得部１３は、このタイミングで選択された小型Ｘ線源に対する被検体Ｐの透過画像を取得する。
　各透過画像の歪補正の後、補間部８３では、仮想Ｘ線源１１１に対する透過画像を補間して求めるが、観察者の左右の眼の視差に対応した２画像を補間して求める。
　そして、立体画像表示部１６に入力することにより、観察者が視線を移動させてもそれに追従し、その視線方向の立体透視画像を観測することが可能となる。
　以上述べたように、第３の実施形態によれば、左右の目に対応した２つの透過画像を生成するために、必要最低限の小型Ｘ線源を選択し、それ以外のＸ線源からはＸ線を発生しないようにすることができる。これにより被曝量の低下が達成されると同時に、立体画像表示部の解像度低下が抑制できる。また、１フレーム内で切り替える小型Ｘ線源の個数が減少したことにより、フレーム数を上げることも可能となる。このため心臓などの動きの速い臓器御などの観測に対しても動画性能を向上させることが可能となる。
　また、本実施形態は、左右の目に対応した２画像を用いていることから、立体メガネを装着して立体を観測するタイプの立体画像表示装置も利用できる。
（第４の実施形態）
　以上述べた実施形態では、主に観察者の視線位置に応じてリアルタイムに被検体の立体透視画像を観察できる装置について説明した。本実施形態では、透過画像を記録しておき診断時には観察しなかった視線位置からの立体透視画像の観察、他の医師による再診断、あるいは患者に対する説明などにおいて、記録した透過画像による立体透視画像表示について説明する。
　本実施形態の画像記録部１５に記録する各種画像データについて説明する。図１３は、本実施形態におけるＸ線診断装置のブロック構成図である。図１１に加え、画像データの流れを点線矢印で示している。
　各点線矢印に示されたステップＳＴ１３１からステップＳＴ１３６の画像データの流れについて説明する。
　ステップＳＴ１３１は、画像取得部１３で取得した被検体Ｐの透過画像に対して歪補正をせずにそのまま保存する処理の流れである。そしてステップＳＴ１３２は、画像記録部１５に保存されている画像データを読み出し、歪補正部１４にて歪補正を行う処理の流れである。
　このように、画像取得部１３で取得した被検体Ｐの透過画像をそのまま保存することにより、被検体Ｐの撮影終了後、必要な画像データに対して歪処理やコントラスト補正などの各種画像処理を後から施し、立体画像表示部１６に表示することができる。また、この画像データを画像記録部１５に保存してもよい。
　ステップＳＴ１３３は、画像記録部１５に保存されている画像データを読み出し、補間部８３で補間処理を行う処理の流れである。すなわち被検体Ｐの撮影終了後、画像記録部１５に保存されている画像データから診断に必要な画像データ読み出し、補間処理を後から施して立体画像表示部１６に表示することができる。また、ステップＳＴ１３４に示すように、補間処理を施した画像データを画像記録部１５に再度保存しても良い。
　例えば、補間処理を施した画像データのプロパティに、仰角、方位角などの撮影条件情報を合わせて記録しておくことにより、その方向から立体画像表示部１６を観察することで、立体透視画像を表示することが可能となる。
　ステップＳＴ１３５は、画像取得部１３で取得した画像データを画像歪補正部１４を介さずに補間部８３に入力される処理の流れである。これは、ＳＩＤの倍率差による歪補正を必要としない場合や、例えば、副列Ｘ線源の透過画像に対して、所定の方位角度で補間処理を施した画像データを、ステップＳＴ１３４の点線矢印に従って一旦画像記録部１５に記録した後、必要に応じて歪補正部１４にて歪補正を行ってもよい。なお、ステップＳＴ１３１からステップＳＴ１３５の流れは、図１および図８においても同様に追加される。
　ステップＳＴ１３６は、フェイストラッキング部８２で検出した視線位置に従い、画像記録部１５に保存されている各種画像データから所望の画像データを選択する処理の流れを示している。ステップＳＴ１３６の流れは図８にも追加される。
　このように各種画像データの保存、読み出しが可能となることによって、診断時に観察していた視線以外の方向からの観察が可能となる。また、Ｘ線照射時の診断に長い時間がかかると、被曝量の増大の可能性が生じるが、一旦記録しておけば撮影後に時間をかけて所望の視線位置からの立体透視画像を見ることができる。これにより誤診断などを防止できるとともに被曝量の低減が可能となる。
　また、記録された画像データを可搬することができるため、立体透視画像の再生はＸ線診断装置に限られず、立体画像表示部を備えるパーソナルコンピュータなどでも再生が可能となる。さらには歪補正部１４、補間部８３などの機能をパーソナルコンピュータ上に搭載してもよい。さらに、立体画像表示部に表示する画像データは、視差の異なる複数の画像からなるグラスレスタイプの画像データや、液晶シャッターなどを用いた左右の目に対応した２つの画像データなど、立体表示のための各種画像データを使用可能である。
　このように第４の実施形態によれば、被検体の生の透過画像データや、立体透視表示のための各種処理を施した画像データの記録・再生が可能となる。診断時に観察した視線以外の視線からの立体透視画像を表示することが可能となる。
　以上述べた実施形態によれば、機械的な回転、移動機構がないため高速な透過画像の切り替えが可能であるため、動きの速い心臓などの臓器に対しても動画での立体透視画像が観察できる。しかも再構成処理を必要とせず立体画像は観察者の頭のなかで構成されるため、計算処理性能の高いコンピュータは不要である。また、Ｘ線ＣＴ装置などの装置では横臥状態での診断となるが、本実施形態では立位での観察が可能である。これによりひざ関節など臓器の負荷状態での診察が動画で可能となる。
　尚、本実施形態のマルチ出力Ｘ線源部を用いて取得した透過画像に対し、断層像合成技術を用いて再構成し、通常のモニタに表示させることも可能であることは言うまでもない。この場合においても、動画にて観察が可能である。
　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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。
１０…マルチ出力Ｘ線源部、
１１…Ｘ線検出部、
１２…タイミング制御部、
１３…画像取得部、
１４…歪補正部、
１５…画像記録部、
１６…立体画像表示部、
８１…カメラ部、
８２…フェイストラッキング部、
８３…補間部、
１０１…Ｘ線源選択部。

Claims (14)

  1. 　複数のＸ線源が配置される主列Ｘ線源群と、
    　前記Ｘ線源に対向して配置されるＸ線検出部と、
    　前記複数のＸ線源の切り替えタイミングとＸ線の発生位置を制御するタイミング制御部と、
    　前記切り替えタイミングに同期して前記Ｘ線検出器の出力画像データを取得する画像取得部と、
    　前記出力画像を視差の異なる複数の画像として表示する立体画像表示部と、
    　を有するＸ線診断装置。
  2. 　前記Ｘ線検出器の出力画像データに対して、画像歪を補正する歪補正部をさらに有する請求項１記載のＸ線診断装置。
  3. 　方位角方向に配置される前記主列Ｘ線源群に対して仰角方向に配置され、方位角方向に複数のＸ線源が配置される副列Ｘ線源群をさらに有する請求項２記載のＸ線診断装置。
  4. 　前記画像取得部、または前記歪補正部から出力される画像データを記録する画像記録部をさらに有する請求項３記載のＸ線診断装置。
  5. 　前記立体画像表示部に対する観察者の視線位置を検出するフェイストラッキング部と、
    　前記視線位置に対する画像を、前記主列Ｘ線源群と前記副列Ｘ線源群の複数のＸ線源に対応する前記Ｘ線検出器の出力画像データから、視差の異なる複数の画像を補間して生成する補間部と、
    　をさらに有する請求項３記載のＸ線診断装置。
  6. 　前記画像取得部、前記歪補正部、および前記補間部いずれから出力される画像データを記録する画像記録部をさらに有する請求項５記載のＸ線診断装置。
  7. 　前記画像記録部は、前記補間部で生成された視差の異なる複数の画像を記憶する請求項６記載のＸ線診断装置。
  8. 　前記補間部は、前記フェイストラッキング部で検出される観察者の視線位置において観察者の左右の目の位置に対応する視差の異なる２画像を、前記視線位置近傍のＸ線源に対応する前記Ｘ線検出器の出力画像を補間して生成する請求項５記載のＸ線診断装置。
  9. 　前記視線位置近傍のＸ線源を選択して切り替えるＸ線源選択部をさらに有する請求項８記載のＸ線診断装置。
  10. 　前記画像取得部、前記歪補正部、および前記補間部いずれから出力される画像データを記録する画像記録部をさらに有する請求項９記載のＸ線診断装置。
  11. 　前記画像記録部は、前記Ｘ線源選択部により選択されたＸ線源の画像データを記憶する請求項１０記載のＸ線診断装置。
  12. 　前記画像記録部は、前記補間部で生成された視差の異なる２画像を記憶する請求項１１記載のＸ線診断装置。
  13. 　前記歪補正部は、さらに記録された画像データに対して、画像歪を補正する請求項２記載のＸ線診断装置。
  14. 　前記補間部は、さらに前記画像記録部または前記歪補正部から取得した画像データに対して視差の異なる複数の画像を補間して生成する請求項５記載のＸ線診断装置。
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