JP5348247B2 - 放射線撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は放射線源と、ＦＰＤとを備えた放射線撮影装置に関し、特に、放射線源とＦＰＤとが互いに反対方向に同期移動しながら一連の透視画像を撮影し、これを重ね合わせて被検体の断層画像を取得することができる断層画像撮影モード、単発の放射線を照射することで単一の透視画像を撮影するスポット撮影モードのいずれかを選択することができる放射線撮影装置に関する。

医療機関には、被検体Ｍの断層画像を取得する放射線撮影装置５１が配備されている。この様な放射線撮影装置５１には、放射線を照射する放射線源５３と、放射線を検出するＦＰＤ５４とが同期的に移動しながら一連の透視画像を連写し、一連の透視画像を重ね合わせることで断層画像を取得する構成となっているものがある（図１３参照）。この様な放射線撮影装置５１においては、一連の透視画像の撮影中、放射線源５３とＦＰＤ５４とが被検体Ｍの体軸方向Ａに沿って互いに近づくように移動し、放射線源５３とＦＰＤ５４との体軸方向Ａにおける位置が一致した状態となったあと、放射線源５３とＦＰＤ５４とが体軸方向Ａに沿って互いに遠ざかるように移動する。この様な放射線撮影装置は、例えば特許文献１に記載されている。

放射線撮影装置５１が上述のような断層画像を撮影する際の動作について説明する。まず、放射線源５３は、移動しながら間歇的に放射線を照射する。つまり一度の照射が終了する毎に放射線源５３は被検体Ｍの体軸方向に沿って移動し、再び放射線の照射を行う。こうして７４枚の透視画像が取得され、これらが重ね合わせられる。完成した画像は、被検体をある裁断面で裁断したときの断層像が写りこんだ断層画像となっている。

放射線撮影装置５１は、設定の変更により被検体Ｍを単に透視する放射線透視画像を撮影することもできる。この様な放射線透視画像の取得においては、放射線源５３とＦＰＤ４を所定位置に移動させ、この間に被検体Ｍが載置された状態で透視画像を１回だけ撮影する。このような撮影を断層撮影と区別してスポット撮影と呼ぶ。

放射線源５３から照射された放射線がどのようにＦＰＤ４に検出されるのかを説明する。ＦＰＤ４に入射した放射線はいったん電気信号に変えられ、所定の倍率で増幅された後、デジタル信号に変換される。この増幅率がアナログゲインである。診断に好適は放射線透視画像を取得するには、ある程度の線量の放射線を被検体に照射する必要がある。もし仮に、被検体の放射線被曝を抑制する目的で放射線の線量を極端に少なくしたとする。その際、線量が少なくなった分だけアナログゲインを上げると電気信号に含まれるノイズ成分も増幅されるので、得られる放射線透視画像には粒状の偽像が発生してしまう。かといってアナログゲインを上げないと、電気信号は十分に増幅されないので、放射線透視画像のコントラストは悪化する。この様に、従来構成は、放射線透視画像の視認性の悪化を防ぐ目的で、アナログゲインをある値以上とせず、放射線の線量をある値以下としないように設定されている。
特開２００６−２７１５１３号公報

しかしながら、従来構成によれば、次の様な問題点がある。
従来構成によれば断層画像撮影モードにおいて被検体の被曝量が大きいという問題点がある。スポット撮影においては、放射線の照射は一度だけである。しかし、断層撮影においては複数の透視画像を撮影するので被検体の被曝量は高いものとなってしまう。断層撮影に７４枚の透視画像を取得するとすれば、断層撮影における放射線の被曝量は、スポット撮影の時の７４倍となってしまう。

本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、断層画像撮影モードにおいて被検体の被曝量が抑制された放射線透視撮影装置を提供することにある。

本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る放射線撮影装置は、放射線を照射する放射線源と、放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、放射線を検出する放射線検出手段と、放射線源と放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、放射線源と放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、放射線検出手段は、（Ａ）放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、（Ｂ）電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、（Ｃ）アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換手段とを備え、放射線源が放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、断層画像撮影モードにおける増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっており、断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力は、スポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さくなっていることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明の放射線撮影装置は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、本発明の放射線撮影装置に備えられた放射線検出手段は、放射線を電気信号に変換した後、これを増幅して画像生成手段に出力するようになっている。従来の構成では、電気信号は撮影モードによらず所定の増幅率で増幅される。本発明によれば、断層画像撮影モードの増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっている。これにより、断層画像撮影モードの放射線強度を抑制したとしても、断層画像撮影モードで取得される透視画像のコントラストは高いものとなる。

一般に、増幅率を高めると、電気信号に重畳するノイズ成分も増幅されてしまう。本発明の放射線撮影装置で透視画像を取得すると、確かにノイズ成分に起因する偽像が現れ易くなる。しかし、断層画像は、一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせることで取得される。透視画像同士を比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像には偽像が表れないのである。透視画像同士で偽像の表れ方が異なるのは、電気信号に重畳するノイズ成分は経時的に揺らいでおり、複数の透視画像はそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるからである。

しかも、スポット撮影は、従来通りの低い増幅率で行われるので、スポット撮影における透視画像には偽像が表れずに鮮明である。

また、本発明に係る放射線撮影装置は、放射線を照射する放射線源と、放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、放射線を検出する放射線検出手段と、放射線源と放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、放射線源と放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、放射線検出手段は、（Ａ）放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、（Ｂ）電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、（Ｃ）アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換手段と、（Ｄ）放射線源が放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、撮影時に選択された撮影モードに応じて増幅手段の増幅率を設定する増幅率設定手段とを備え、増幅率設定手段は、断層画像撮影モードにおける増幅率をスポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなるように設定し、放射線源制御手段は、断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力をスポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さく、かつ増幅手段の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定することを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明の放射線撮影装置は、放射線変換手段および増幅手段を備えた上述の放射線撮影装置を更に詳細に説明したものである。すなわち、上述の２つの構成要素に加えて撮影モードに応じて増幅手段の増幅率を設定する増幅率設定手段を備えている。そして、放射線源制御手段は、放射線源の出力を設定する構成となっている。これにより、増幅手段と放射線源は、術者が設定した撮影モードに応じて確実に変更されることができる。また、放射線源制御手段により断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力は増幅手段の増幅が飽和しない程度の強さに設定される。この構成は、断層画像撮影モードにおける放射線出力の下限を明確にしたものとなっている。放射線源の放射線出力が低いと、それだけ増幅手段の増幅率を増加させることになる。このとき放射線出力があまりに低すぎると、増幅手段の増幅が飽和してしまい、画像の明暗が判然としなくなる。上述の構成によれば、このような飽和現象が生じることがないよう十分な強さの放射線で断層画像撮影が行われるので、診断に好適な断層画像を取得することができる。

また、上述の構成は、本発明の放射線撮影装置をより具体的なものとした構成を示している。断層画像撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力が、スポット撮影モードにおける放射線源の単発の放射線出力よりも小さくなっていれば、断層画像撮影モードにおける被検体の放射線被曝を最小限に抑制することができる。断層画像は、複数の透視画像を重ね合わせて生成されるので、透視画像の各々に多少の偽像が写りこんでいたとしても問題はない。

また、上述の移動手段は、放射線源と放射線検出手段と互いに反対方向に同期的に移動させ、重ね合わせ手段は、一連の透視画像を重ね合わせて断層画像を生成すればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、放射線源と放射線検出手段と互いに反対方向に同期的に移動することで断層画像を生成する構成に本発明を適応したものである。断層画像を生成する際に透視画像が重ね合わせられるので、透視画像に表れた偽像は相殺されて除去されることになる。

また、上述の移動手段は、放射線源と放射線検出手段と同一方向に同期的に移動させ、一連の透視画像を短冊状に分割して、短冊状画像を生成し、放射線検出手段に照射された放射線の角度が互いに同一となっている短冊状画像を選択しながらそれらをつなぎ合わせて同角度画像を複数枚生成する同角度画像生成手段を更に備え、重ね合わせ手段は、一連の同角度画像を重ね合わせて断層画像を生成すればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、放射線源と放射線検出手段とが同一方向に同期的に移動することで断層画像を生成する構成に本発明を適応したものである。この様な構成においても、断層画像を生成する際に透視画像が重ね合わせられるので、透視画像に表れた偽像は相殺されて除去されることになる。

また、上述の増幅手段は、アナログ式の増幅器で構成され、アナログデータとなっている増幅手段の出力をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換手段を備えている。

［作用・効果］上述の構成によれば、デジタル変換される前に電気信号の増幅が行われる。増幅前の電気信号は、アナログデータであるので、データがアナログの形式のまま増幅を行うようにすれば、電気信号の増幅をより忠実に行うことができる。

また、術者の指示を入力させる入力手段を更に備え、術者の指示により撮影の様式が変更可能となっていればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成によれば、術者の指示により断層画像撮影モード、スポット撮影モードを選択できるようになっている。術者がいずれかのモードを選択すれば、それに合わせて増幅率の変更が行われるのである。術者は、増幅率を気にすることなく撮影を行うことができる。

本発明の放射線撮影装置は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、本発明の放射線撮影装置に備えられた放射線検出手段は、放射線を電気信号に変換した後、これを増幅して画像生成手段に出力するようになっている。本発明によれば、断層画像撮影モードの増幅率は、スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっている。断層画像は、複数の透視画像を重ね合わせることで取得される。透視画像同士を比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像には偽像が表れないのである。しかも、スポット撮影は、従来通りの低い増幅率で行われるので、スポット撮影における透視画像には偽像が表れずに鮮明である。

実施例１に係るＸ線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係るＦＰＤの構成を説明する断面図である。 実施例１に係るＦＰＤの構成を説明する模式図である。 実施例１に係るテーブルを説明する模式図である。 実施例１に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例１に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例１に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例２に係るＸ線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。 実施例２に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例２に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例２に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 実施例２に係る断層画像撮影モードの動作を説明する模式図である。 従来構成の放射線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。

３ Ｘ線管（放射線源）
４ ＦＰＤ（放射線検出手段）
６ Ｘ線管制御部（放射線源制御手段）
７ 同期移動機構（移動手段）
１１ 画像生成部（画像生成手段）
１２ 重ね合わせ部（重ね合わせ手段）
２１ 操作卓（入力手段）
４０ 変換層（放射線変換手段）
４４ アンプアレイ（増幅手段）
４５ アンプアレイ制御部（増幅率設定手段）

以下、複数の実施例における発明を実施するための最良の形態について、説明する。

次に、実施例１に係る放射線撮影装置の各実施例を図面を参照しながら説明する。なお、各実施例におけるＸ線は、実施例１の構成の放射線に相当する。

＜Ｘ線撮影装置の構成＞
図１は、実施例１に係る放射線撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。図１に示すように、実施例１に係るＸ線撮影装置１は、Ｘ線断層撮影の対象である被検体Ｍを載置する天板２と、天板２の上部に設けられた被検体Ｍに対してコーン状のＸ線ビームを照射するＸ線管３と、天板２の下部に設けられ、被検体Ｍの透過Ｘ線像を検出するシート状のフラットパネル型Ｘ線検出器（以下、ＦＰＤと略記）４と、コーン状のＸ線ビームの中心軸とＦＰＤ４の中心点とが常に一致する状態でＸ線管３とＦＰＤ４との各々を被検体Ｍの関心部位を挟んで互いに反対方向に同期移動させる同期移動機構７と、これを制御する同期移動制御部８と、ＦＰＤ４のＸ線を検出するＸ線検出面を覆うように設けられた散乱Ｘ線を吸収するＸ線グリッド５とを備えている。この様に、Ｘ線管３と天板２とＦＰＤ４とは、この順に鉛直方向に配列されている。Ｘ線撮影装置１は、本発明の放射線撮影装置に相当し、Ｘ線管３は、本発明の放射線源に相当する。また、ＦＰＤ４は、本発明の放射線検出手段に相当する。また、同期移動機構７は、本発明の移動手段に相当する。

Ｘ線管３は、Ｘ線管制御部６の制御にしたがってコーン状でパルス状のＸ線ビームを被検体Ｍに対して繰り返し照射する構成となっている。このＸ線管３には、Ｘ線ビームを角錐となっているコーン状にコリメートするコリメータが付属している。そして、このＸ線管３と、ＦＰＤ４はＸ線透視画像を撮像する撮像系３，４を生成している。Ｘ線管制御部６は、本発明の放射線源制御手段に相当する。

そして、さらに実施例１に係るＸ線撮影装置１は、各制御部６，８を統括的に制御する主制御部２５と、Ｘ線断層画像を表示する表示部２２とを備えている。この主制御部２５は、ＣＰＵによって構成され、各種のプログラムを実行することにより各制御部６，８，および後述の画像生成部１１，重ね合わせ部１２を実現している。重ね合わせ部１２は、本発明の重ね合わせ手段に相当し、画像生成部１１は、本発明の画像生成手段に相当する。

操作卓２１は、術者の指示を入力させるものである。これにより、術者は、スポット撮影を行うか、断層撮影を行うかを選択することができるとともに、撮影開始の指示を行うことができる。操作卓２１は、本発明の入力手段に相当する。

同期移動機構７は、Ｘ線管３とＦＰＤ４とを同期させて移動させる構成となっている。この同期移動機構７は、同期移動制御部８の制御にしたがって被検体Ｍの体軸方向Ａに平行な直線軌道に沿ってＸ線管３を直進移動させる。しかも、検査中、Ｘ線管３の照射するコーン状のＸ線ビームは、常に被検体Ｍの関心部位に向かって照射されるようになっており、このＸ線照射角度は、Ｘ線管３の角度を変更することによって、たとえば初期角度−２０°から最終角度２０°まで変更される。この様なＸ線照射角度の変更は、Ｘ線管傾斜機構９が行う。同期移動制御部８は、同期移動機構７とＸ線管傾斜機構９とを同期的に制御する。体軸方向Ａは、本発明の移動方向に相当する。

また、同期移動機構７は、上述のＸ線管３の直進移動に同期して、天板２の下部に設けられたＦＰＤ４を被検体Ｍの体軸方向Ａに沿って直進移動させる。そして、その移動方向は、Ｘ線管３の移動方向と反対方向となっている。つまり、Ｘ線管３が移動することによって照射源位置と照射方向が変化するコーン状のＸ線ビームは、常にＦＰＤ４のＸ線検出面の全面で受光される構成となっている。このように、一度の検査において、ＦＰＤ４は、Ｘ線管３と互いに反対方向に同期して移動しながら、たとえば７４枚の透視画像Ｐを取得するようになっている。具体的には、撮像系３，４は、実線の位置を初期位置として、破線で示した位置を介して、図１に示した一点鎖線で示す位置まで対向移動する。すなわち、Ｘ線管３とＦＰＤ４の位置を変化させながら複数のＸ線透視画像が撮影されることになる。ところで、コーン状のＸ線ビームは常にＦＰＤ４のＸ線検出面の全面で受光されるので、撮影中コーン状のＸ線ビームの中心軸は、常にＦＰＤ４の中心点を通過する。また、撮影中、ＦＰＤ４の中心は、直進移動するが、この移動はＸ線管３の移動の反対方向となっている。つまり、体軸方向Ａに沿って、Ｘ線管３とＦＰＤ４とを同期的、かつ互いに反対方向に移動させる構成となっている。

ＦＰＤ４の構成について説明する。ＦＰＤ４は、図２に示すように、アモルファスセレンで構成される変換層４０と、この変換層４０に積層されたアクティブマトリックス基板４１と、変換層４０を所定の電場に置くための平面電極４２とを備えている。アクティブマトリックス基板４１には、キャリア収集用の収集電極４１ａが変換層４０に接するように設けられている。この収集電極４１ａは、アクティブマトリックス基板４１の広がる平面に沿ってマトリックス状に配列されている。収集電極４１ａの各々には、電荷を蓄積するコンデンサ４１ｃが設けられている。コンデンサ４１ｃの各々には電荷の取り出しを制御するトランジスタ４１ｔが設けられている。したがって、コンデンサ４１ｃ，トランジスタ４１ｔは、図３に示すように２次元的に配列されていることになる。なお、平面電極４２は、絶縁層３９に被覆されている。変換層４０は、本発明の放射線変換手段に相当する。１つのコンデンサ４１ｃとそれに接続された１つのトランジスタ４１ｔとは、単一のＸ線検出素子を構成している。

２次元的に配列されたトランジスタ４１ｔは、縦横に格子状に伸びる配線に接続されている。すなわち、図３における縦方向に配列したトランジスタ４１ｔの読み出し電極αは、全て共通のアンプ電極Ｑ１〜Ｑ４のいずれかに接続されており、図２における横方向に配列したトランジスタ４１ｔのゲートＧは、全て共通のゲート制御電極Ｈ１〜Ｈ４のいずれかに接続されている。ゲート制御電極Ｈ１〜Ｈ４は、ゲートドライブ４３に接続され、アンプ電極Ｑ１〜Ｑ４は、アンプアレイ４４に接続される。アンプアレイ４４は、アナログ式の増幅器がアレイ状に配列されて構成されるものであり、本発明の増幅手段に相当する。

各コンデンサ４１ｃに電荷を読み出す構成について説明する。図３におけるコンデンサ４１ｃの各々に電荷が蓄積されているものとする。ゲートドライブ４３は、ゲート制御電極Ｈ１を通じてトランジスタ４１ｔを一斉にオンする。オンされた横に並んだ４つのトランジスタ４１ｔは、アンプ電極Ｑ１〜Ｑ４を通じて、電荷（原信号）をアンプアレイ４４に伝達する。原信号はアナログデータであり、本発明の電気信号に相当する。

次に、ゲートドライブ４３は、ゲート制御電極Ｈ２を通じてトランジスタ４１ｔを一斉にオンする。この様に、ゲートドライブ４３は、ゲート制御電極Ｈ１〜Ｈ４を順番にオンしていく。その度ごとに行の異なるトランジスタ４１ｔがオンされる。こうして、ＦＰＤ４は、コンデンサ４１ｃの各々に蓄積された電荷を１行毎に読み出す構成となっている。

アンプアレイ４４には、アンプ電極Ｑ１〜Ｑ４の各々に、信号を増幅するアンプが設けられている。アンプ電極Ｑ１〜Ｑ４からアンプアレイ４４に入力された原信号は、ここで所定の増幅率で増幅される。アンプアレイ４４から出力されたアナログデータとなっている増幅信号はＡ／Ｄ変換器４６によりデジタル変換がなされた後、画像生成部１１に出力される。各増幅信号が画素値に変換され、これが２次元的に配列されることで画像が生成される。Ａ／Ｄ変換器４６は、本発明のＡ／Ｄ変換手段に相当する。Ａ／Ｄ変換器４６は、アンプ毎に設けられている。

アンプアレイ４４は、アンプアレイ制御部４５より出力されるアナログゲイン（増幅率）を基に原信号を増幅する。アンプアレイ制御部４５がアナログゲインとして３の値を出力すると、アンプアレイ４４は、トランジスタ４１ｔから出力される原信号を３倍して増幅信号を出力する。アンプアレイ制御部４５は、本発明の増幅率設定手段に相当する。

記憶部２３には、アナログゲインとＸ線管３の制御に関するパラメータとが関連付けられたテーブルＴが記憶されている（図４参照）。スポット撮影用のＸ線管３の制御に関する各パラメータは、スポット撮影用のアナログゲインと関連付けられている。断層撮影用のＸ線管３の制御に関する各パラメータは、断層撮影用のアナログゲインと関連付けられている。断層撮影用のアナログゲインの値は、スポット撮影用のそれよりも高い値となっている。また、断層撮影はスポット撮影よりも低出力のＸ線が出力されるようにＸ線管３の制御に関する各パラメータが規定されている。パラメータは、具体的にＸ線管３の管電流、管電圧、パルス幅（Ｘ線ビームの１パルスあたりの照射時間）である。パラメータを上述の構成とすることで、断層撮影における単発のＸ線パルスが被検体に当たったときの被曝量は、スポット撮影におけるそれよりも低く抑えられている。なお、断層撮影においては、Ｘ線パルスが被検体に７４回照射されることになる。

断層撮影時における放射線ビームの単発あたりの放射線強度は、スポット撮影時におけるそれよりも小さくなっている。この様な放射線ビームの出力の調整は、放射線ビームのパルス幅を調節することで実現してもよいし、放射線ビームの管電流、管電圧を調節することで実現してもよい。また、パルス幅、管電流、管電圧を共に調節してもよい。

続いて、実施例１に係るＸ線撮影装置１の断層画像の取得原理について説明する。図５は、実施例１に係るＸ線撮影装置の断層画像の取得方法を説明する図である。例えば、天板２に平行な（鉛直方向に対して水平な）基準裁断面ＭＡについて説明すると、図５に示すように、基準裁断面ＭＡに位置する点Ｐ，Ｑが、常にＦＰＤ４のＸ線検出面の不動点ｐ，ｑのそれぞれに投影されるように、Ｘ線管３によるコーン状のＸ線ビーム１９の照射方向に合わせてＦＰＤ４をＸ線管３の反対方向に同期移動させながら一連の被検体画像が画像生成部１１にて生成される。一連の被検体画像Ｐｍには、被検体の投影像が位置を変えながら写り込んでいる。そして、この一連の被検体画像Ｐｍを重ね合わせ部１２にて重ね合わせれば、基準裁断面ＭＡに位置する像（たとえば、不動点ｐ，ｑ）が集積され、Ｘ線断層画像としてイメージングされることになる。一方、基準裁断面ＭＡに位置しない点Ｉは、ＦＰＤ４における投影位置を変化させながら一連の被検体画像に点ｉとして写り込んでいる。この様な点ｉは、不動点ｐ，ｑとは異なり、重ね合わせ部１２でＸ線透視画像を重ね合わせる段階で像を結ばずにボケる。このように、一連の被検体画像Ｐｍの重ね合わせを行うことにより、被検体Ｍの基準裁断面ＭＡに位置する像のみが写り込んだＸ線断層画像が得られる。このように、Ｘ線透視画像を単純に重ね合わせると、基準裁断面ＭＡにおけるＸ線断層画像が得られる。基準裁断面ＭＡの鉛直方向の位置が本発明の基準裁断位置である。

さらに、重ね合わせ部１２の設定を変更することにより、基準裁断面ＭＡに水平な任意の裁断位置においても、同様な断層画像を得ることができる。撮影中、ＦＰＤ４において上記点ｉの投影位置は移動するが、投影前の点Ｉと基準裁断面ＭＡとの離間距離が大きくなるにしたがって、この移動速度は増加する。これを利用して、取得された一連の被検体画像を所定のピッチで体軸方向Ａにずらしながら、重ね合わせれば、基準裁断面ＭＡに平行な裁断位置におけるＸ線断層画像が得られる。このような一連の被検体画像の重ね合わせは、重ね合わせ部１２が行う。この様にして断層画像を取得する方法をフィルターバックプロジェクションと呼ぶ。

＜Ｘ線撮影装置の動作＞
次に、実施例１に係るＸ線撮影装置の動作について説明する。実施例１の構成の特徴を効果的に示す目的で、まず被検体のスポット撮影を行った後、断層撮影を行うものとする。まず、天板２に被検体が載置される。術者が操作卓２１を通じてＸ線管３，ＦＰＤ４の移動を指示すると、Ｘ線管３，ＦＰＤ４は被検体Ｍの体軸方向の同一位置に移動する。Ｘ線管３，ＦＰＤ４に挟まれる被検体Ｍの部分がスポット撮影で透視される被検体Ｍの関心部位である。

術者が操作卓２１を通じてスポット撮影の開始の指示を与えると、Ｘ線撮影装置１は、スポット撮影モードとなる。そして、Ｘ線管制御部６は、記憶部２３からスポット撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部４５は記憶部２３からスポット撮影用のアナログゲインを取得する。すると、比較的強い放射線を用いたコントラストの高い透視画像Ｐが画像生成部１１にて生成され、これが表示部２２により表示される。このようにＸ線管制御部６は、撮影時に選択された選択モードに応じてＸ線管３の出力を設定し、Ｘ線管３を制御する。また、アンプアレイ制御部４５は、撮影時に選択された撮影モードに応じてアンプアレイ４４の増幅率を設定する。つまり、Ｘ線撮影装置１は、撮影モードが変更されると、Ｘ線管３の出力とアンプアレイ４４の増幅率とが選択された撮影モードに適したものに変更される。

次に、術者が操作卓２１を通じて被検体の断層撮影の開始の指示を与えると、Ｘ線撮影装置１は断層画像撮影モードに切り替わる。そして、Ｘ線管制御部６は、記憶部２３から断層撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部４５は記憶部２３から断層撮影用のアナログゲインを取得する。本来は、比較的弱い放射線を用いるので、コントラストの低い透視画像が取得されるはずである。しかし、アンプアレイ制御部４５が取得したアナログゲインはスポット撮影時と比べて高いものとなっているので、トランジスタ４１ｔから出力される原信号は高い増幅率で増幅され、コントラストの高い透視画像が画像生成部１１にて生成される。断層画像撮影モードのアナログゲインは、図４のテーブルＴで示すように１０倍となっている。Ｘ線管３，およびＦＰＤ４は、被検体の体軸方向Ａに沿って反対方向に移動しながら、７４枚の透視画像Ｐ１〜Ｐ７４が取得される。

高増幅率で増幅された透視画像Ｐには、原信号に重畳していたノイズ成分（偽像）が写りこんでいる。具体的には、図６に示すように、粒状の偽像が透視画像Ｐの各々に写りこんでいるのである。もし仮に、これがスポット撮影であれば、この粒状の偽像は除去されない。しかし、断層撮影においては、透視画像Ｐを重ね合わせる過程で偽像が除去される。原信号に重畳する偽像は経時的に揺らいでいるので、粒状の偽像のパターンは取得された透視画像Ｐの間で全て異なっている。この様な粒状の偽像は、重ね合わせ部１２が透視画像Ｐを重ね合わせる際に相殺され、図７に示すようにノイズの影響が断層画像Ｃに表れることがない。この様に視認性が優れた断層画像Ｃが表示部２２に表示される。なお、図６における網掛けで現した領域は、透視画像Ｐに写りこんだ被検体の透視像である。

また、Ｘ線管制御部６は、断層撮影モードにおけるＸ線管３の単発のＸ線出力をアンプアレイ４４の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定する。Ｘ線出力が弱いと、それだけＸ線検出素子から出力される原信号は、小さなものとなる。この微弱な原信号を断層画像の生成に用いるには、原信号をより高い増幅率で増幅する必要がある。しかし、アンプアレイ４４の増幅率には限界がある。すなわち、アンプアレイ４４を高増幅率で増幅させようとすると、アンプアレイ４４の増幅が飽和してしまう。すると、アンプアレイ４４は、検出素子から出力される原信号の強弱に関わらず同じ出力データをＡ／Ｄ変換器４６に出力するようになる。つまり、Ｘ線検出素子が出力した原信号の強弱で表されている被検体Ｍの透視像は、アンプアレイ４４によって消去されてしまう。このようなアンプアレイ４４の飽和現象が生じてしまうと、断層画像Ｃを生成することができない。

この様な事情があるので、実施例１の構成によれば、断層画像撮影モードにおいて、十分に強いＸ線出力で撮影を行うようになっている。これにより、アンプアレイ４４の飽和現象が生じることがない。したがって、検出素子が出力した原信号の強弱で表されている被検体Ｍの透視像は、アンプアレイ４４によって消去されずに画像生成部１１に確実に送出されることができる。

次に、実施例２に係るＸ線撮影装置３０について説明する。図８は、実施例２に係るＸ線断層撮影装置の機能ブロック図である。図８に示すように、実施例２に係るＸ線撮影装置は、実施例１で説明した構成と類似している。したがって、構成が同一となっている各部についての説明は適宜省略するものとする。なお、実施例２の構成は、Ｘ線管３とＦＰＤ４の移動の様式と、Ｘ線透視画像の画像処理の様式が異なる。ＦＰＤ４の構成については、実施例１と同様であるので説明を省略する。

同期移動機構７は、上述のＸ線管３の直進移動に同期して、天板２の下部に設けられたＦＰＤ４を被検体Ｍの体軸方向Ａに沿って直進移動させる。そして、その移動方向は、Ｘ線管３の移動方向と同一方向となっている。つまり、Ｘ線管３が移動することによって照射源位置と照射方向が変化するコーン状のＸ線ビームは、常にＦＰＤ４のＸ線検出面の全面で受光される構成となっている。このように、一度の検査において、ＦＰＤ４は、Ｘ線管３と同一の方向に同期して移動しながら、たとえば７４枚のＸ線透視画像を取得するようになっている。具体的には、Ｘ線管３とＦＰＤ４とは、破線で示した位置を介して、一点鎖線で示す位置まで同方向移動する。

検査中、Ｘ線管３の照射するコーン状のＸ線ビームは、常に被検体Ｍの関心部位に向かって照射されるようになっており、このＸ線照射角度は、一連のＸ線透視画像の撮影中、常に一定の０°となっている。

Ｘ線撮影装置３０には、画像生成部１１と、重ね合わせ部１２との介在する位置に後述の同角度画像を生成する同角度画像生成部１９が更に備えられている。

次に、実施例２に係るＸ線撮影装置３０の断層画像の取得原理について説明する。一連の撮影で取得された７４枚のＸ線透視画像は、画像生成部１１で形成された後、同角度画像生成部１９に送出され、そこで、たとえば、５０枚の同角度画像が形成される。この５０枚の同角度画像を重ね合わせ部１２で重ね合わせれば、所望のＸ線断層画像を取得できる。

同角度画像生成部１９における動作を説明する。同角度画像生成部１９では、まず、得られたＸ線透視画像をＸ線管３，およびＦＰＤ４の同期移動方向と直交する方向に沿って分割して、例えば５０個の短冊状画像を取得する。そして、一連のＸ線透視画像から得られた（７４×５０＝３，７００）個の短冊状画像のうち、曝射されたＸ線の角度が互いに同一となっている短冊状画像を選択しながらそれらをつなぎ合わせ、同角度画像を取得する。Ｘ線透視画像の各々が５０分割されていることからすると、５０枚の同角度画像が取得されることになる。本発明に係るＸ線ビームはコーン状となっているが、このような過程を経ることで、周知の長尺Ｘ線ビームを使用したＸ線断層撮影装置における再構成法が適応できる。

同角度画像生成部１９が行う画像処理について更に詳細に説明する。図９，図１０，および図１１は、実施例２に係るＸ線断層画像の同角度画像形成部の画像処理を説明する模式図である。説明に先立って、ＦＰＤ４の検出面に撮影されたＸ線透視画像の各々を、図９（ａ）〜図９（ｄ）に示すように、Ｘ線管３がピッチｄ毎に移動する度に、図９（ｅ）〜図９（ｈ）に示すように、Ｏ_１，Ｏ_２，…、Ｏ_Ｉ，…、Ｏ_Ｍとする（１≦Ｉ≦Ｍ）。Ｘ線管３がピッチｄ毎に移動する度にＸ線管３はＸ線を間欠的に照射する。すなわち、ピッチｄ毎に移動する度にＸ線をパルス照射する。そして、このＸ線管３に追従して、ＦＰＤ４も同期的に移動する。

具体的には、最初にＸ線管３が、図９（ａ）に示す位置でＸ線を照射した場合には、次に、ピッチｄを移動させた図９（ｂ）に示す位置でＸ線を照射する。図９（ａ）でＸ線をＦＰＤ４が検出することでＸ線透視画像Ｏ_１（図９（ｅ）を参照）が得られ、図９（ｂ）でＸ線をＦＰＤ４が検出することでＸ線透視画像Ｏ_２（図９（ｆ）を参照）が得られる。以下、同様にＸ線管３がピッチｄ毎に移動すると、（Ｉ−１）番目には、図９（ｃ）に示す位置でＸ線を照射し、図９（ｃ）でＸ線をＦＰＤ４が検出することでＸ線透視画像Ｏ_Ｉ（図９（ｇ）を参照）が得られる。最終的には、（Ｍ−１）番目には、図９（ｄ）に示す位置でＸ線を照射し、図９（ｄ）でＸ線をＦＰＤ４が検出することでＸ線透視画像Ｏ_Ｍ（図９（ｈ）を参照）が得られる。実施例２では図９（ａ）の撮像開始位置を被検体Ｍの足側とし、図９（ｄ）の撮像終了位置を被検体Ｍの頭側とし、図９（ａ）〜図９（ｄ）とＸ線管３とＦＰＤ４とが移動するのに伴って被検体Ｍの体軸方向Ａに沿って順に移動する。

Ｘ線管３がピッチｄ毎に移動することで、各Ｘ線透視画像Ｏ_１，Ｏ_２，…、Ｏ_Ｉ，…、Ｏ_Ｍをピッチｄ毎に分解することができる。具体的には、図９（ｉ）の拡大図に示すように、Ｘ線管３からＦＰＤ４を結ぶ照射軸と被検体Ｍの体軸とのなす角度である投影角度をピッチｄ毎に、θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎとする（１≦Ｊ≦Ｎ）。すると、ピッチｄ毎に分解された画像は、同一の投影角度θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎとに分けられた短冊状画像にそれぞれ一致する。

図９（ｅ）に示すようにＸ線透視画像Ｏ_１は、ピッチｄ毎にＯ_１１，Ｏ_１２，…、Ｏ_１Ｊ，…、Ｏ_{１（Ｎ−１）}，Ｏ_１Ｎと分解され、分解された短冊状画像Ｏ_１１は投影角度θ_１で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像Ｏ_１２は投影角度θ_２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像Ｏ_１Ｊは投影角度θ_Ｊで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像Ｏ_１Ｎは投影角度θ_Ｎで照射されて得られた画像となる。

同様に、図９（ｆ）に示すようにＸ線透視画像Ｏ_２は、ピッチｄ毎にＯ_２１，Ｏ_２２，…、Ｏ_２Ｊ，…、Ｏ_{２（Ｎ−１）}，Ｏ_２Ｎと分解され、分解された短冊状画像Ｏ_２１は投影角度θ_１で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像Ｏ_２２は投影角度θ_２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像Ｏ_２Ｊは投影角度θ_Ｊで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像Ｏ_２Ｎは投影角度θ_Ｎで照射されて得られた画像となる。

（Ｉ−１）番目には、図９（ｇ）に示すようにＸ線透視画像Ｏ_Ｉは、ピッチｄ毎にＯ_Ｉ１，Ｏ_Ｉ２，…、Ｏ_ＩＪ，…、Ｏ_{Ｉ（Ｎ−１）}，Ｏ_ＩＮと分解され、分解された短冊状画像Ｏ_Ｉ１は投影角度θ_１で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像Ｏ_Ｉ２は投影角度θ_２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像Ｏ_ＩＪは投影角度θ_Ｊで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像Ｏ_ＩＮは投影角度θ_Ｎで照射されて得られた画像となる。

最終的には、（Ｍ−１）番目には、図９（ｈ）に示すようにＸ線透視画像Ｏ_Ｍは、ピッチｄ毎にＯ_Ｍ１，Ｏ_Ｍ２，…、Ｏ_ＭＪ，…、Ｏ_{Ｍ（Ｎ−１）}，Ｏ_ＭＮと分解され、分解された短冊状画像Ｏ_Ｍ１は投影角度θ_１で照射されて得られた画像となり、分解された短冊状画像Ｏ_Ｍ２は投影角度θ_２で照射されて得られた画像となり、以下、同様に分解された短冊状画像Ｏ_ＭＪは投影角度θ_Ｊで照射されて得られた画像となり、最終的に分解された短冊状画像Ｏ_ＭＮは投影角度θ_Ｎで照射されて得られた画像となる。

このように分解された各画像を、図１０，図１１に示すように同一の投影角度θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎ毎にそれぞれ合成する。上述したように各Ｘ線透視画像Ｏ_１，Ｏ_２，…、Ｏ_Ｉ，…、Ｏ_Ｍは、各ピッチｄごとに分解された（すなわち各投影角度θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎごとに分けられた）画像を、図１０（ａ）〜図１０（ｄ），図１０（ｆ）〜図１０（ｉ），図１１（ａ）〜図１１（ｄ），図１１（ｆ）〜図１１（ｉ）に示すように有している。

例えば、投影角度θ_１の場合には、図１０（ａ）に示すＸ線透視画像Ｏ_１中の短冊状画像Ｏ_１１と、図１０（ｂ）に示すＸ線透視画像Ｏ_２中の短冊状画像Ｏ_２１と、…、図１０（ｃ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｉ中の短冊状画像Ｏ_Ｉ１と、…、図１０（ｄ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｍ中の短冊状画像Ｏ_Ｍ１とを合成することで、図１０（ｅ）に示すように投影角度θ_１での同角度画像Ｒ_１を得る。

同様に、投影角度θ_２の場合には、図１０（ｆ）に示すＸ線透視画像Ｏ_１中の短冊状画像Ｏ_１２と、図１０（ｇ）に示すＸ線透視画像Ｏ_２中の短冊状画像Ｏ_２２と、…、図１０（ｈ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｉ中の短冊状画像Ｏ_Ｉ２と、…、図１０（ｉ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｍ中の短冊状画像Ｏ_Ｍ２とを合成することで、図１０（ｊ）に示すように投影角度θ_２での同角度画像Ｒ_２を得る。

（Ｊ−１）番目には、投影角度θ_Ｊの場合には、図１１（ａ）に示すＸ線透視画像Ｏ_１中の短冊状画像Ｏ_１Ｊと、図１１（ｂ）に示すＸ線透視画像Ｏ_２中の短冊状画像Ｏ_２Ｊと、…、図１１（ｃ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｉ中の短冊状画像Ｏ_ＩＪと、…、図１１（ｄ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｍ中の短冊状画像Ｏ_ＭＪとを合成することで、図１１（ｅ）に示すように投影角度θ_Ｊでの同角度画像Ｒ_Ｊを得る。

最終的には、（Ｎ−１）番目には、投影角度θ_Ｎの場合には、図１１（ｆ）に示すＸ線透視画像Ｏ_１中の短冊状画像Ｏ_１Ｎと、図１１（ｇ）に示すＸ線透視画像Ｏ_２中の短冊状画像Ｏ_２Ｎと、…、図１１（ｈ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｉ中の短冊状画像Ｏ_ＩＮと、…、図１１（ｉ）に示すＸ線透視画像Ｏ_Ｍ中の短冊状画像Ｏ_ＭＮとを合成することで、図１１（ｊ）に示すように投影角度θ_Ｎでの同角度画像Ｒ_Ｎを得る。

以上をまとめると、同角度画像生成部１９は、分解された各画像を同一の投影角度θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎ毎に合成して、図１０（ｅ），図１０（ｊ），図１１（ｅ），図１１（ｊ）に示すように投影角度θ_１，θ_２，…、θ_Ｊ，…、θ_Ｎ−１，θ_Ｎ毎の同角度画像Ｒ_１，Ｒ_２，…、Ｒ_Ｊ，…、Ｒ_Ｎを得る。

重ね合わせ部１２は、その合成された同角度画像Ｒ_１，Ｒ_２，…、Ｒ_Ｊ，…、Ｒ_Ｎに基づいて再構成処理を行って断層画像を得る。再構成処理については、周知のフィルタード・バックプロジェクション(FBP: Filtered Back Projection)（「フィルタ補正逆投影法」とも呼ばれる）を用いて行えばよい。

＜Ｘ線撮影装置の動作＞
次に、実施例２に係るＸ線撮影装置の動作について説明する。実施例１の構成の特徴を効果的に示す目的で、まず被検体のスポット撮影を行った後、断層撮影を行うものとする。まず、天板２に被検体が載置される。術者が操作卓２１を通じてＸ線管３，ＦＰＤ４の移動を指示すると、Ｘ線管３，ＦＰＤ４は被検体Ｍの体軸方向の同一位置に移動する。Ｘ線管３，ＦＰＤ４に挟まれる被検体Ｍの部分がスポット撮影で透視される被検体Ｍの関心部位である。

術者が操作卓２１を通じてスポット撮影の開始の指示を与えると、Ｘ線撮影装置１は、スポット撮影モードとなる。そして、Ｘ線管制御部６は、記憶部２３からスポット撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部４５は記憶部２３からスポット撮影用のアナログゲインを取得する。すると、比較的強い放射線を用いたコントラストの高い透視画像Ｐが画像生成部１１にて生成され、これが表示部２２により表示される。

次に、術者が操作卓２１を通じて被検体の断層撮影の開始の指示を与えると、Ｘ線撮影装置１は断層画像撮影モードに切り替わる。そして、Ｘ線管制御部６は、記憶部２３から断層撮影用のパラメータを取得し、アンプアレイ制御部４５は記憶部２３から断層撮影用のアナログゲインを取得する。本来は、比較的弱い放射線を用いるので、コントラストの低い透視画像が取得されるはずである。しかし、アンプアレイ制御部４５が取得したアナログゲインはスポット撮影時と比べて高いものとなっているので、トランジスタ４１ｔから出力される原信号は高い増幅率で増幅され、コントラストの高い透視画像が画像生成部１１にて生成される。断層画像撮影モードのアナログゲインは、図４のテーブルＴで示すように１０倍となっている。Ｘ線管３，およびＦＰＤ４は、被検体の体軸方向Ａに沿って同一方向に同一速度で移動しながら、複数枚の同角度画像が取得される。

高増幅率で増幅された同角度画像Ｒには、原信号に重畳していたノイズ成分（偽像）が写りこんでいる。具体的には、図１２に示すように、粒状の偽像が同角度画像Ｒの各々に写りこんでいるのである。もし仮に、これがスポット撮影であれば、この粒状の偽像は除去されない。しかし、断層撮影においては、透視画像Ｐを重ね合わせる過程で偽像が除去される。原信号に重畳する偽像は経時的に揺らいでいるので、粒状の偽像のパターンは取得された同角度画像Ｒの間で全て異なっている。この様な粒状の偽像は、重ね合わせ部１２が同角度画像Ｒを重ね合わせる際に相殺され、ノイズの影響が断層画像Ｃに表れることがない。この様に視認性が優れた断層画像Ｃが表示部２２に表示される。なお、図１２における網掛けで現した領域は、同角度画像Ｒに写りこんだ被検体の透視像である。

実施例２の断層撮影モードにおけるＸ線管３の単発のＸ線出力は、実施例１の構成と同様にアンプアレイ４４の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定される。

以上のように、実施例１のＸ線撮影装置１は、スポット撮影モードと断層画像撮影モードとを選択できる構成となっている。そして、実施例１のＸ線撮影装置１に備えられたＦＰＤ４は、Ｘ線を原信号に変換した後、これを増幅して画像生成部１１に出力するようになっている。従来の構成では、原信号は撮影モードによらず所定のアナログゲインで増幅される。一方、実施例１によれば、断層画像撮影モードのアナログゲインは、スポット撮影モードにおけるアナログゲインよりも大きくなっている。これにより、断層画像撮影モードの放射線の線量を抑制したとしても、断層画像撮影モードで取得される透視画像Ｐのコントラストは高いものとなる。

一般に、アナログゲインを高めると、原信号に重畳するノイズ成分も増幅されてしまう。実施例１のＸ線撮影装置１で透視画像Ｐを取得すると、図６で説明したようにノイズ成分に起因する偽像が現れ易くなる。しかし、断層画像Ｃは、複数の透視画像Ｐ，同角度画像Ｒを重ね合わせることで取得されるのである。透視画像Ｐ，同角度画像Ｒを比較すると、偽像の表れ方が異なっているので、これらを重ね合わせれば、偽像が相殺される。こうして最終的に取得される断層画像Ｃには偽像が表れないのである。透視画像同士で偽像の表れ方が異なるのは、原信号に重畳するノイズ成分は経時的に揺らいでおり、複数の透視画像Ｐはそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるからである。同角度画像Ｒを構成する短冊状画像もそれぞれ異なるタイミングで取得されたものであるから、短冊状画像に表れた偽像もそういされることになる。

しかも、スポット撮影は、従来通りの低いアナログゲインで行われ、放射線の強度も十分に強いので、スポット撮影における透視画像Ｐには偽像が表れずに鮮明である。

また、断層画像撮影モードにおけるＸ線管３の単発の放射線出力が、スポット撮影モードにおけるＸ線管３の単発の放射線出力よりも小さくなっている。これにより断層画像撮影モードにおける被検体Ｍの放射線被曝を最小限に抑制することができる。断層画像Ｃは、複数の透視画像Ｐを重ね合わせて生成されるので、透視画像Ｐの各々に多少の偽像が写りこんでいたとしても問題はない。

また、上述の構成によれば、デジタル変換される前に電気信号の増幅が行われる。増幅前の電気信号は、アナログデータであるので、データがアナログの形式のまま増幅を行うようにすれば、原信号の増幅をより忠実に行うことができる。しかも、いったんデジタル処理を行ってしまえば、画像生成部１１以降のデータ処理が簡単となるとともに、データの転送に伴う劣化を極力防ぐことができる。

また、上述の構成によれば、術者の指示により断層画像撮影モード、スポット撮影モードを選択できるようになっている。術者がいずれかのモードを選択すれば、それに合わせてアナログゲインの変更が行われるのである。術者は、アナログゲインを気にすることなく撮影を行うことができる。

また、Ｘ線管制御部６により断層画像撮影モードにおけるＸ線管３の単発のＸ線出力はアンプアレイ４４の増幅が飽和しない程度の強さに設定される。この構成は、断層画像撮影モードにおけるＸ線出力の下限を明確にしたものとなっている。Ｘ線管３のＸ線出力が低いと、それだけアンプアレイ４４の増幅率を増加させることになる。このときＸ線出力があまりに低すぎると、アンプアレイ４４の増幅が飽和してしまい、画像の明暗が判然としなくなる。上述の構成によれば、このような飽和現象が生じることがないよう十分な強さのＸ線で断層画像撮影が行われるので、診断に好適な断層画像Ｃを取得することができる。

本発明は、上述の各実施例の構成に限られず、次の様な変形実施が可能である。

（１）上述した各実施例は、医用の装置であったが、本発明は、工業用や、原子力用の装置に適用することもできる。

（２）上述した各実施例のいうＸ線は、本発明における放射線の一例である。したがって、本発明は、Ｘ線以外の放射線にも適応できる。

以上のように、本発明は、医用の放射線撮影装置に適している。

Claims (5)

1. 放射線を照射する放射線源と、
   前記放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、
   放射線を検出する放射線検出手段と、
   前記放射線源と前記放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、
   前記放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、
   前記放射線源と前記放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、
   前記放射線検出手段は、
   （Ａ）前記放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、
   （Ｂ）前記電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、
   （Ｃ）アナログデータとなっている前記増幅手段の出力をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換手段とを備え、
   前記放射線源が前記放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、前記断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、
   前記断層画像撮影モードにおける増幅率は、前記スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなっており、
   前記断層画像撮影モードにおける前記放射線源の単発の放射線出力は、前記スポット撮影モードにおける前記放射線源の単発の放射線出力よりも小さくなっていることを特徴とする放射線撮影装置。
2. 放射線を照射する放射線源と、
   前記放射線源の出力を制御する放射線源制御手段と、
   放射線を検出する放射線検出手段と、
   前記放射線源と前記放射線検出手段とを同期的に移動させる移動手段と、
   前記放射線検出手段が出力する検出信号を基に透視画像を生成する画像生成手段と、
   前記放射線源と前記放射線検出手段とが移動されながら連写された一連の透視画像同士、または一連の透視画像のうち被検体の同一の部分が写りこんだ部分同士を重ね合わせて断層画像を生成する重ね合わせ手段とを備え、
   前記放射線検出手段は、
   （Ａ）前記放射線検出手段に入射した放射線を電気信号に変換する放射線変換手段と、
   （Ｂ）前記電気信号を所定の増幅率で増幅するとともにアナログ式の増幅器で構成される増幅手段と、
   （Ｃ）アナログデータとなっている前記増幅手段の出力をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換手段と、
   （Ｄ）前記放射線源が前記放射線検出手段に単発の放射線を照射して単一の透視画像を取得する撮影の様式をスポット撮影モードとし、前記断層画像を取得する撮影の様式を断層画像撮影モードとしたとき、撮影時に選択された撮影モードに応じて増幅手段の増幅率を設定する増幅率設定手段とを備え、
   前記増幅率設定手段は、前記断層画像撮影モードにおける増幅率を前記スポット撮影モードにおける増幅率よりも大きくなるように設定し、
   前記放射線源制御手段は、前記断層画像撮影モードにおける前記放射線源の単発の放射線出力を前記スポット撮影モードにおける前記放射線源の単発の放射線出力よりも小さく、かつ増幅手段の増幅が飽和しない程度の強さとするように設定することを特徴とする放射線撮影装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の放射線撮影装置において、
   前記移動手段は、前記放射線源と前記放射線検出手段と互いに反対方向に同期的に移動させ、
   前記重ね合わせ手段は、一連の透視画像を重ね合わせて断層画像を生成することを特徴とする放射線撮影装置。
4. 請求項１または請求項２に記載の放射線撮影装置において、
   前記移動手段は、前記放射線源と前記放射線検出手段と同一方向に同期的に移動させ、
   一連の透視画像を短冊状に分割して、短冊状画像を生成し、放射線検出手段に照射された放射線の角度が互いに同一となっている短冊状画像を選択しながらそれらをつなぎ合わせて同角度画像を複数枚生成する同角度画像生成手段を更に備え、
   前記重ね合わせ手段は、一連の同角度画像を重ね合わせて断層画像を生成することを特徴とする放射線撮影装置。
5. 請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線撮影装置において、
   術者の指示を入力させる入力手段を更に備え、
   術者の指示により撮影の様式が変更可能となっていることを特徴とする放射線撮影装置。

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