JPH09234192A - X-ray photography device - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線撮影装置に関
し、特に、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置にお
ける被検体の胸部等の大視野のＸ線像を精度よく撮像
（撮影）するために好適な技術に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray radiographing apparatus, and more particularly to accurately capturing (photographing) an X-ray image of a large field of view such as a chest of a subject in an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus. It relates to a suitable technique.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、被検体のＸ線像を複数方向から計
測し立体的な動画像を観察または記録する方法として、
回転ＤＡ（Digital Angiography）あるいは回転ＤＳＡ
（Digital Subtraction Angiography）の方法が東芝メ
ディカルレビュー誌４５号（１９９２年）７頁に記載さ
れている。2. Description of the Related Art Conventionally, as a method for observing or recording a three-dimensional moving image by measuring X-ray images of a subject from a plurality of directions,
Rotation DA (Digital Angiography) or rotation DSA
The method of (Digital Subtraction Angiography) is described in Toshiba Medical Review Magazine No. 45 (1992), page 7.
【０００３】この文献によれば、Ｃ字型アーム上の一端
にＸ線管とこのＸ線管に対向する他端にＸ線イメージイ
ンテンシファイア（Ｘ線Ｉ．Ｉ．）とテレビカメラとが
取付けられており、このＣ字型アームを回転させながら
テレビカメラで撮影した連続画像等をモニタに写し出す
ことにより、立体感のある動画像を観察したり、種々の
方向からのＤＳＡ画像を得るものである。According to this document, an X-ray tube is provided at one end of the C-shaped arm, and an X-ray image intensifier (X-ray II) and a television camera are provided at the other end facing the X-ray tube. It is attached, and by observing a moving image with a stereoscopic effect and obtaining a DSA image from various directions by projecting a continuous image etc. taken by a TV camera on the monitor while rotating this C-shaped arm Is.
【０００４】また、より完全な立体感のあるＸ線画像を
得る方法としては、Ｘ線ＣＴ装置によって得られた複数
枚の断層画像を画像処理によってつなぎ合わせることに
よって、立体感を表現する方法が一般的であるが、撮影
時間が長くなるという問題があった。Further, as a method of obtaining an X-ray image having a more perfect stereoscopic effect, there is a method of expressing a stereoscopic effect by connecting a plurality of tomographic images obtained by an X-ray CT apparatus by image processing. Although it is general, there is a problem that the shooting time becomes long.
【０００５】撮影時間短縮のためには、Ｘ線検出器（Ｘ
線検出手段）として２次元Ｘ線検出器、Ｘ線源としてＸ
線を円錐（コーン）状に照射するＸ線源を用いて、２次
元Ｘ線検出器が検出した被検体の２次元透過像を得て、
被検体の３次元ＣＴ像の再構成を行うコーンビームＣＴ
装置が有利であることが知られている。In order to shorten the photographing time, an X-ray detector (X
Two-dimensional X-ray detector as X-ray detection means and X as X-ray source
A two-dimensional transmission image of the subject detected by the two-dimensional X-ray detector is obtained by using an X-ray source that irradiates the rays in a cone shape.
Cone-beam CT that reconstructs a three-dimensional CT image of the subject
Devices are known to be advantageous.
【０００６】コーンビームＣＴ装置における３次元画像
再構成の代表的なアルゴリズムとしては、文献（１）の
「Practical Cone-Beam Algorithm; L.A.Feldkamp, et
al.; J.Optical Society of America, A/Vol. 1(6), (1
984), pp.612-619」に記載のフェルドカンプの方法が公
知である。As a typical algorithm for three-dimensional image reconstruction in a cone-beam CT apparatus, "Practical Cone-Beam Algorithm; LAFeldkamp, et al.
al .; J. Optical Society of America, A / Vol. 1 (6), (1
984), pp.612-619 ", and the Feldkamp method is known.
【０００７】しかしながら、従来の２次元Ｘ線検出器は
被検体を透過したＸ線を可視光線に変換するために、Ｘ
線イメージインテンシファイア（Ｘ線Ｉ．Ｉ．）を用い
ているが、現在、実用化されている、すなわち、十分な
感度を有するＸ線イメージインテンシファイアのサイズ
は大きなものでも１６インチ程度であり、このサイズで
は被検体の全ての部位の透過Ｘ線を得ることができない
という問題があった。However, in the conventional two-dimensional X-ray detector, in order to convert the X-rays transmitted through the subject into visible light, X-rays are transmitted.
Although a line image intensifier (X-ray II) is used, it is currently in practical use, that is, an X-ray image intensifier having a sufficient sensitivity has a size of about 16 inches. However, there is a problem in that it is not possible to obtain transmitted X-rays of all parts of the subject with this size.
【０００８】また、メディカルイメージングテクノロジ
ー誌、第１３巻、第４号（１９９５年）５５９〜５６２
頁には、２次元Ｘ線検出器としてＸ線イメージインテン
シファイアとテレビカメラを用いたコーンビームＣＴ装
置が示されている。Also, Medical Imaging Technology, Vol. 13, No. 4, (1995) 559-562.
The page shows a cone-beam CT apparatus using an X-ray image intensifier and a television camera as a two-dimensional X-ray detector.
【０００９】このコーンビームＣＴ装置は、円錐状のＸ
線を照射するＸ線源と、このＸ線源に対向する位置に設
置される高解像度のＸ線イメージインテンシファイアと
を被検体の周りに回転させてＸ線像を撮像する際に、被
検体を固定した寝台天板をＸ線源の回転軌道面と平行な
方向に移動させながら撮像することによって、寝台天板
の移動方向にＸ線像の視野を拡大する手法が記載されて
いる。This cone-beam CT system has a cone-shaped X-ray
When an X-ray source for irradiating X-rays and a high-resolution X-ray image intensifier installed at a position facing the X-ray source are rotated around the subject to capture an X-ray image, There is described a method of enlarging the visual field of an X-ray image in the moving direction of the bed top by imaging the bed top with the sample fixed while moving in a direction parallel to the rotational orbit plane of the X-ray source.
【００１０】なお、コーンビームＣＴ装置における３次
元画像再構成の代表的なアルゴリズムとしては、フェル
ドカンプの方法（Practical Cone-Beam Algorithm; L.
A.Feldkamp, et al. ; J.Optical Society of America,
A/Vol. 1(6), (1984), pp.612-619）や、グランギート
の方法（Mathematical framework of cone-beam 3D rec
onstruction via the first derivative of the radon
transform; P.Grangeat; Mathematical Methods in Tom
ography, A.K.Lous, F.Natterer, Eds., Lecture Notes
in mathematics, SpringerVerlag, (1990)に記載され
る）がある。A typical algorithm for three-dimensional image reconstruction in a cone-beam CT system is the Feldkamp method (Practical Cone-Beam Algorithm; L.
A. Feldkamp, et al .; J. Optical Society of America,
A / Vol. 1 (6), (1984), pp.612-619) and Grangit's method (Mathematical framework of cone-beam 3D rec)
onstruction via the first derivative of the radon
transform; P.Grangeat; Mathematical Methods in Tom
ography, AKLous, F.Natterer, Eds., Lecture Notes
in mathematics, SpringerVerlag, (1990)).
【００１１】また、他の方法として、医用電子と生体工
学、第３３巻特別号（１９９５年）１０９頁には、２次
元Ｘ線検出器として、大型蛍光板とテレビカメラを用い
た大視野コーンビームＣＴ装置が示されている。As another method, Medical Electronics and Biotechnology, Vol. 33, Special Issue (1995), page 109, a large-field cone beam using a large fluorescent screen and a television camera as a two-dimensional X-ray detector. A CT device is shown.
【００１２】また、同一円周上に設けた２個のＸ線源
と、このＸ線源から照射されるＸ線を検出する１個のＸ
線検出器とを被検体の周りに回転させることによって、
被検体のＸ線像を撮像するＸ線管多重式Ｘ線ＣＴ装置が
特開昭６２−２４９６３９号公報に記載されている（特
開昭６２−２４９６３９号公報の第１図を参照）。Further, two X-ray sources provided on the same circumference and one X-ray for detecting the X-rays emitted from the X-ray sources.
By rotating the line detector around the subject,
An X-ray tube multiplex type X-ray CT apparatus for picking up an X-ray image of a subject is described in JP-A-62-249639 (see FIG. 1 of JP-A-62-249639).
【００１３】このＸ線管多重式ＣＴ装置は、受光範囲が
２個のＸ線管の照射範囲をカバーし得るＸ線検出器を有
しており、各Ｘ線源から照射されるＸ線をＸ線検出器の
一部で受光し、Ｘ線像に変換する構成となっている。This X-ray tube multiple CT apparatus has an X-ray detector whose light-receiving area can cover the irradiation areas of two X-ray tubes, and detects the X-rays emitted from each X-ray source. A part of the X-ray detector receives light and converts it into an X-ray image.
【００１４】このＸ線管多重式ＣＴ装置では、断像画像
の撮影時に、２個のＸ線管を所定の時間間隔で択一的に
動作させることにより、個々のＸ線管の発熱量を抑えら
れるので、Ｘ線ＣＴ装置の連続稼働が可能になる。In this X-ray tube multiplex type CT apparatus, the heat generation amount of each X-ray tube is changed by selectively operating two X-ray tubes at a predetermined time interval when capturing an image. Since it is suppressed, continuous operation of the X-ray CT apparatus becomes possible.
【００１５】[0015]
【発明が解決しようとする課題】本発明者は、前記従来
技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。SUMMARY OF THE INVENTION As a result of studying the above prior art, the present inventor has found the following problems.
【００１６】従来のＸ線撮影装置として、特に、２次元
Ｘ線検出器としてＸ線イメージインテンシファイア、Ｘ
線源としてＸ線を円錐（コーン）状に照射するＸ線源を
用いた回転ＤＡあるいは回転ＤＳＡ装置では、計測視野
はＸ線イメージインテンシファイアの視野サイズにより
制限される。As a conventional X-ray imaging apparatus, particularly as a two-dimensional X-ray detector, an X-ray image intensifier, X-ray
In a rotating DA or rotating DSA apparatus using an X-ray source that irradiates X-rays in a cone shape as a radiation source, the measurement visual field is limited by the visual field size of the X-ray image intensifier.
【００１７】前記医用電子と生体工学誌に記載された装
置では、高感度かつ高解像度の蛍光板を得ることが技術
的に困難であることから、大視野高画質の立体画像を得
ることは困難であるという問題があった。It is technically difficult to obtain a fluorescent plate having high sensitivity and high resolution with the devices described in the above-mentioned medical electronics and biomedical engineering magazines, so that it is difficult to obtain a stereoscopic image with a large field of view and high image quality. There was a problem.
【００１８】また、前記メディカルイメージングテクノ
ロジー誌記載の装置では、被検体を移動しながら撮影を
行う必要があるため、特に診断を目的とした撮影におい
ては被検体への負担が大きく、術中など被検体が安静を
要するような場合においては撮影が困難であるという問
題があった。In addition, in the apparatus described in the above-mentioned Medical Imaging Technology magazine, since it is necessary to perform imaging while moving the subject, the burden on the subject is large especially in the case of imaging for the purpose of diagnosis, and the subject is not treated during surgery. However, there is a problem that it is difficult to take a picture when it requires rest.
【００１９】また、慣性力により被検体に不本意な動き
が生じるため、被検体を正確な位置で撮影することが困
難である。Further, since the subject moves unintentionally due to the inertial force, it is difficult to image the subject at an accurate position.
【００２０】このように、これまで検出器のサイズによ
る視野の制限に対し、被検体の横断断層面方向の視野を
拡大するには、被検体を移動しながら撮影を行わねばな
らないという問題があった。As described above, there has been a problem that in order to expand the field of view of the object in the transverse tomographic plane direction, the imaging must be performed while moving the object, in spite of the limitation of the field of view due to the size of the detector. It was
【００２１】また、特開昭６２−２４９６３９号公報に
記載されたＸ線管多重式ＣＴ装置では、Ｘ線管の熱容量
不足に伴う装置の稼働率の低下を防止することが目的で
あるため、２個のＸ線管から照射されるＸ線を検出する
際に使用する検出器の使用領域が異なっているのみであ
り、それぞれのＸ線管から照射されるＸ線で撮像される
Ｘ線像は同一のものである。Further, in the X-ray tube multiplex CT apparatus described in Japanese Patent Laid-Open No. 62-249639, the purpose is to prevent a decrease in the operating rate of the apparatus due to insufficient heat capacity of the X-ray tube. The detectors used when detecting the X-rays emitted from the two X-ray tubes are different only in the use area, and the X-ray images captured by the X-rays emitted from the respective X-ray tubes are different. Are the same.
【００２２】したがって、特開昭６２−２４９６３９号
公報に記載されたＸ線管多重式ＣＴ装置では、本発明の
Ｘ線撮影装置が目的とするＸ線検出器の視野角よりも大
きい視野角のＸ線像を得ることは不可能である。Therefore, in the X-ray tube multiplex type CT apparatus described in Japanese Patent Laid-Open No. 62-249639, the X-ray imaging apparatus of the present invention has a viewing angle larger than the intended viewing angle of the X-ray detector. It is impossible to obtain an X-ray image.
【００２３】前述することからも明らかなように、特開
昭６２−２４９６３９号公報に記載のＸ線管多重式ＣＴ
装置は、目的、構成および効果からも明らかに異なるも
のである。As is clear from the above description, the X-ray tube multiple CT described in JP-A-62-249639.
The device also clearly differs in purpose, configuration and effect.
【００２４】本発明の目的は、被検体を静止させたまま
で、Ｘ線検出器の視野角よりも大きい視野角のＸ線像を
撮像することが可能な技術を提供することにある。An object of the present invention is to provide a technique capable of capturing an X-ray image having a viewing angle larger than the viewing angle of an X-ray detector while the subject is stationary.
【００２５】本発明の他の目的は、被検体を静止させた
ままで、Ｘ線検出器の視野角よりも大きい視野角の断層
像を再構成することが可能な技術を提供することにあ
る。Another object of the present invention is to provide a technique capable of reconstructing a tomographic image having a viewing angle larger than that of the X-ray detector while the subject is kept stationary.
【００２６】本発明の前記ならびにその他の目的と新規
な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らか
になるであろう。The above and other objects and novel features of the present invention will become apparent from the description of the present specification and the accompanying drawings.
【００２７】[0027]
【課題を解決するための手段】本願において開示される
発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、
下記のとおりである。SUMMARY OF THE INVENTION Among the inventions disclosed in the present application, the outline of a representative one will be briefly described.
It is as follows.
【００２８】（１）被検体にＸ線を照射するＸ線照射手
段と、前記被検体をＸ線で撮像するＸ線撮像手段と、前
記Ｘ線照射手段および前記Ｘ線撮像手段を前記被検体の
周りに回転させる回転手段とを有するＸ線撮影装置にお
いて、前記複数個のＸ線照射手段を所定の間隔で設定す
るＸ線照射手段設定手段と、前記回転手段を制御し、前
記複数個のＸ線照射手段と前記Ｘ線撮像手段との相対的
な位置を保持したまま、前記複数個のＸ線照射手段と前
記Ｘ線撮像手段とを被検体の周りに回転させ、前記複数
個のＸ線照射手段が回転の所定の位置に到達したときに
は、該回転の所定の位置に到達したＸ線照射手段を動作
させてＸ線を照射し、被検体のＸ線撮像を行うＸ線撮像
制御手段と、前記複数個のＸ線照射手段が前記所定の位
置のときに撮像した複数のＸ線像を合成し、前記Ｘ線撮
像手段の視野角より大きい視野角のＸ線像を合成して、
該Ｘ線像を前記所定の位置で撮像されたＸ線像とするＸ
線像合成手段とを具備する。(1) X-ray irradiating means for irradiating the subject with X-rays, X-ray imaging means for imaging the subject with X-rays, the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means for the subject. In an X-ray imaging apparatus having a rotating means for rotating around a plurality of X-ray irradiating means, an X-ray irradiating means setting means for setting the plurality of X-ray irradiating means at predetermined intervals, and the rotating means for controlling the plurality of X-ray irradiating means. The plurality of X-ray irradiating means and the X-ray imaging means are rotated around the subject while maintaining the relative positions of the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means, and the plurality of X-ray irradiating means are rotated. When the radiation irradiator reaches a predetermined position of rotation, the X-ray irradiator that has reached the predetermined position of rotation is operated to irradiate X-rays, and X-ray imaging control means for performing X-ray imaging of the subject. And when the plurality of X-ray irradiation means are at the predetermined position, Synthesizing a plurality of X-ray images, by combining the X-ray image of larger view angle than the viewing angle of the X-ray imaging means,
X which is the X-ray image taken at the predetermined position
And a line image synthesizing means.
【００２９】（２）前述する（１）のＸ線撮影装置にお
いて、前記Ｘ線撮像手段は、前記被検体を透過したＸ線
像を電気信号に変換するＸ線検出器である。(2) In the X-ray imaging apparatus of (1) described above, the X-ray imaging means is an X-ray detector for converting an X-ray image transmitted through the subject into an electric signal.
【００３０】（３）前述する（２）のＸ線撮影装置にお
いて、前記Ｘ線検出器は２次元Ｘ線検出器であり、前記
Ｘ線照射手段は円錐状のＸ線を照射するＸ線照射装置で
ある。(3) In the X-ray imaging apparatus of (2) described above, the X-ray detector is a two-dimensional X-ray detector, and the X-ray irradiating means irradiates a conical X-ray. It is a device.
【００３１】（４）前述する（１）のＸ線撮影装置にお
いて、前記Ｘ線撮像手段は、Ｘ線イメージインテンシフ
ァイアとテレビカメラとからなる。(4) In the X-ray imaging apparatus of (1) described above, the X-ray imaging means comprises an X-ray image intensifier and a television camera.
【００３２】（５）前述する（１）ないし（４）のいず
れか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記複数個の
Ｘ線照射手段は、Ｘ線の照射範囲を所定の範囲に制限す
る照射範囲制限手段を具備する。(5) In the X-ray radiographing apparatus according to any one of (1) to (4), the plurality of X-ray irradiating means limits the X-ray irradiating range to a predetermined range. The irradiation range limiting means is provided.
【００３３】（６）前述する（１）ないし（５）のいず
れか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線照射
手段設定手段は、被検体の撮影対象部分の大きさに基づ
いて、前記各Ｘ線照射手段間の間隔を設定する。(6) In the X-ray imaging apparatus described in any one of (1) to (5) above, the X-ray irradiation means setting means is based on the size of the imaging target portion of the subject. , The intervals between the X-ray irradiation means are set.
【００３４】（７）前述する（１）ないし（６）のいず
れか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線照射
手段設定手段は、前記各Ｘ線照射手段間の間隔を各々の
Ｘ線照射手段の照射範囲を合わせた照射範囲が前記被検
体を覆う間隔に設定する。(7) In the X-ray imaging apparatus described in any one of (1) to (6) above, the X-ray irradiating means setting means sets the intervals between the X-ray irradiating means respectively. The irradiation range including the irradiation ranges of the X-ray irradiation means is set to an interval that covers the subject.
【００３５】（８）前述する（１）ないし（７）のいず
れか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線像合
成手段は、前記Ｘ線照射手段設定手段は、前記複数のＸ
線照射手段と前記Ｘ線撮像手段との回転中心を中心とす
る円周上に、前記各Ｘ線照射手段間の間隔を所定の値で
設定する。(8) In the X-ray imaging apparatus described in any one of (1) to (7), the X-ray image synthesizing means, the X-ray irradiating means setting means, and the plurality of X-rays.
An interval between the X-ray irradiating means is set to a predetermined value on the circumference around the rotation center of the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means.
【００３６】（９）前述する（１）ないし（８）のいず
れか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線像合
成手段は、前記Ｘ線照射手段設定手段は、前記複数個の
Ｘ線照射手段の内２個以上が同時に前記回転の所定の位
置に到達しない間隔で前記複数個のＸ線照射手段を設定
し、前記回転の所定の位置に到達したＸ線照射手段を動
作させてＸ線を照射し、被検体のＸ線撮像を行う。(9) In the X-ray imaging apparatus according to any one of (1) to (8), the X-ray image synthesizing means, the X-ray irradiating means setting means, and the plurality of the plurality of X-ray irradiating means. The plurality of X-ray irradiating means are set at intervals such that two or more of the X-ray irradiating means do not reach the predetermined position of the rotation at the same time, and the X-ray irradiating means that have reached the predetermined position of the rotation are operated. Then, X-rays are emitted to image the subject.
【００３７】（１０）前述する（１）ないし（８）のい
ずれか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線像
合成手段は、前記Ｘ線撮像制御手段は、前記回転の所定
の位置に到達した前記Ｘ線照射手段を所定の順番で１個
づつ動作させる。(10) In the X-ray imaging apparatus described in any one of (1) to (8) above, the X-ray image synthesizing means, the X-ray imaging control means, and the predetermined rotation. The X-ray irradiation means that have reached the position are operated one by one in a predetermined order.
【００３８】（１１）前述する（１）ないし（９）のい
ずれか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線像
合成手段は、前記Ｘ線撮像制御手段は、前記回転手段の
１回転ごとに、前記複数個のＸ線照射手段の内から１個
のＸ線照射手段を動作させる。(11) In the X-ray imaging apparatus described in any one of (1) to (9), the X-ray image synthesizing means, the X-ray imaging control means, and the rotating means 1 For each rotation, one X-ray irradiating means is operated from among the plurality of X-ray irradiating means.
【００３９】（１２）前述する（１）ないし（１１）の
いずれか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線
像合成手段は、前記Ｘ線像を被検体の断層像に再構成す
る再構成手段を具備する。(12) In the X-ray imaging apparatus according to any one of (1) to (11), the X-ray image synthesizing means reconstructs the X-ray image into a tomographic image of the subject. Reconfiguring means for
【００４０】（１３）前述する（１）ないし（１２）の
いずれか１つに記載のＸ線撮影装置において、前記Ｘ線
像合成手段は、前記Ｘ線を照射する前記回転の所定の位
置は、前記被検体の周囲３６０°を任意の整数個に等分
割する角度ΔΦ、前記複数個のＸ線照射手段の数をＮ、
前記照射手段の内で隣接する照射手段が回転中心となす
角度を２θとしたときに、任意の整数値Ｍに対して、隣
接する前記Ｘ線照射手段がなす角度を２θ＝ΔΦ（Ｍ＋
１／Ｎ）とする。(13) In the X-ray imaging apparatus described in any one of the above (1) to (12), the X-ray image synthesizing means sets the predetermined position of the rotation for irradiating the X-rays. , An angle ΔΦ that equally divides 360 ° around the subject into arbitrary integers, N is the number of the plurality of X-ray irradiation means,
When the angle formed by the adjacent irradiation means among the irradiation means and the rotation center is 2θ, the angle formed by the adjacent X-ray irradiation means with respect to an arbitrary integer value M is 2θ = ΔΦ (M +
1 / N).
【００４１】前述する（１）〜（１３）の手段によれ
ば、Ｘ線照射手段とＸ線撮像手段とが描く回転面に、各
Ｘ線照射手段が等間隔となるように、複数個のＸ線照射
手段を配置する。According to the above-mentioned means (1) to (13), a plurality of X-ray irradiating means are arranged at equal intervals on the rotating surface drawn by the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means. An X-ray irradiation means is arranged.
【００４２】なお、このときの各Ｘ線照射手段の間隔お
よびＸ線の照射方向は、各Ｘ線照射手段から照射される
Ｘ線で撮像した各Ｘ線像を合わせた撮像範囲が、撮像対
象である被検体の患部を覆うように設定する。At this time, the interval between the X-ray irradiating means and the X-ray irradiating direction are such that the image capturing range of the X-ray images captured by the X-rays emitted from the respective X-ray irradiating means is combined. Is set so as to cover the affected part of the subject.
【００４３】次に、回転手段によって、各Ｘ線照射手段
とＸ線撮像手段との相対的な位置を保持したままで、各
Ｘ線照射手段とＸ線撮像手段とを被検体の周りに回転さ
せる。Next, the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means are rotated around the subject while the relative positions of the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means are held by the rotating means. Let
【００４４】このとき、各Ｘ線照射手段が所定の位置に
達した場合には、該当するＸ線照射手段からＸ線を照射
して、被検体の患部の周囲３６０度のＸ線像を撮像す
る。At this time, when each X-ray irradiating means reaches a predetermined position, X-rays are radiated from the corresponding X-ray irradiating means and an X-ray image of 360 degrees around the affected part of the subject is taken. To do.
【００４５】なお、撮像時においては、たとえば、動作
させるＸ線照射手段を回転ごとに予め決めておき、撮像
を行う等のように、１個のＸ線照射手段のみを動作させ
てＸ線像の撮像を行う。At the time of image capturing, for example, the X-ray irradiating means to be operated is determined in advance for each rotation, and only one X-ray irradiating means is operated so that an X-ray image is obtained. Is imaged.
【００４６】次に、Ｘ線像の撮像が終了したならば、複
数枚のＸ線像の内から、各Ｘ線照射手段が同一の位置に
存在するときに撮像したＸ線像のみを抽出する。Next, when the X-ray image has been picked up, only the X-ray image picked up when each X-ray irradiating means is present at the same position is extracted from the plurality of X-ray images. .
【００４７】このときに抽出されたＸ線像は、Ｘ線照射
手段が所定の位置に達したときに撮像されたものであ
る。The X-ray image extracted at this time is an image picked up when the X-ray irradiation means reaches a predetermined position.
【００４８】したがって、各Ｘ線像を撮像したときの各
Ｘ線照射手段とＸ線撮像手段との相対的な位置関係は固
定されているが、各Ｘ線像に注目した場合、これらのＸ
線像は複数個のＸ線撮像手段を隙間なく設けて撮像した
場合と同じものとなる。Therefore, the relative positional relationship between the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means at the time of picking up each X-ray image is fixed.
The line image is the same as that when a plurality of X-ray image pickup means are provided without gaps.
【００４９】次に、これらのＸ線像をＸ線像合成手段に
よって１枚のＸ線像に合成し、合成によって得られたＸ
線像を、この位置で撮像したＸ線像とみなすことによ
り、Ｘ線撮像手段の撮像範囲である視野角よりも広い視
野角のＸ線像が得られるので、被検体を静止したままで
Ｘ線像の視野角を拡大することができる。Next, these X-ray images are combined into one X-ray image by the X-ray image combining means, and the X obtained by the combination is obtained.
By regarding the line image as an X-ray image captured at this position, an X-ray image having a wider viewing angle than the viewing angle that is the imaging range of the X-ray imaging means can be obtained. The viewing angle of the line image can be expanded.
【００５０】また、Ｘ線照射手段よりも多くの設置面積
を有する、たとえば、イメージインテンシファイア等を
用いた場合でも、Ｘ線撮影装置の大型化することなく、
視野角の大きいＸ線像を得られる。Further, even if an image intensifier or the like having a larger installation area than the X-ray irradiating means is used, the X-ray photographing apparatus is not enlarged.
An X-ray image with a wide viewing angle can be obtained.
【００５１】一方、再構成手段によって断層像を再構成
する場合、１枚に合成することによって視野角を拡大し
たＸ線像から被検体の断層像を再構成できるので、断層
像の視野角を拡大できる。On the other hand, when the tomographic image is reconstructed by the reconstructing means, the tomographic image of the subject can be reconstructed from the X-ray image whose viewing angle is enlarged by combining them into one image. Can be expanded.
【００５２】[0052]
【発明の実施の形態】以下、本発明について、発明の実
施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明
する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings together with embodiments (examples) of the invention.
【００５３】なお、発明の実施の形態を説明するための
全図において、同一機能を有するものは同一符号を付
け、その繰り返しの説明は省略する。In all the drawings for describing the embodiments of the present invention, components having the same functions are denoted by the same reference numerals, and their repeated description will be omitted.
【００５４】（実施の形態１）図１は、本発明の実施の
形態１のＸ線撮影装置の概略構成を示すブロック図であ
り、１（ａ），１（ｂ）はＸ線管（Ｘ線照射手段）、２
はＸ線グリッド、３はＸ線イメージ・インテンシファイ
ア（Ｉ．Ｉ．）、４は光学レンズ系、５はテレビカメ
ラ、６は回転板、７は寝台天板、１０はＸ線管移動用レ
ール、１１は被検体、１２は撮影制御手段（Ｘ線撮像制
御手段）、１３は回転板駆動手段（回転手段）、１４は
Ｘ線管位置制御手段（Ｘ線照射手段設定手段）、１８は
画像収集処理手段（Ｘ線像合成手段）、１９は画像表示
手段、２４（ａ），２４（ｂ）はコリメータ、２５はＸ
線照射範囲制御手段（照射範囲制限手段）、２６は被検
体大きさ測定手段である。(Embodiment 1) FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. 1 (a) and 1 (b) are X-ray tubes (X Beam irradiation means), 2
Is an X-ray grid, 3 is an X-ray image intensifier (II), 4 is an optical lens system, 5 is a TV camera, 6 is a rotating plate, 7 is a bed top, and 10 is for moving the X-ray tube. A rail, 11 is a subject, 12 is imaging control means (X-ray imaging control means), 13 is rotary plate drive means (rotation means), 14 is X-ray tube position control means (X-ray irradiation means setting means), and 18 is Image collection processing means (X-ray image synthesizing means), 19 is image display means, 24 (a) and 24 (b) are collimators, and 25 is X.
The line irradiation range control means (irradiation range limiting means) 26 is a subject size measuring means.
【００５５】図１中に示す点線は、Ｘ線管１（ａ）から
円錐状に照射されるＸ線（Ｘ線ビーム）を示す。Dotted lines shown in FIG. 1 indicate X-rays (X-ray beams) emitted from the X-ray tube 1 (a) in a conical shape.
【００５６】なお、前記各装置および手段は公知のもの
を用いる。Known devices and means are used as the above-mentioned devices and means.
【００５７】また、本実施の形態１のＸ線撮影装置とし
ては、Ｘ線で撮像した被検体１１のＸ線像（Ｘ線透過
像）を再構成し、断層像（断層画像）を表示させる、い
わゆる、Ｘ線ＣＴ装置である。Further, the X-ray imaging apparatus of the first embodiment reconstructs an X-ray image (X-ray transmission image) of the subject 11 imaged with X-rays and displays a tomographic image (tomographic image). The so-called X-ray CT apparatus.
【００５８】本実施の形態１（以降に示す実施の形態
２，３も含む）においては、説明の都合上、Ｘ線管１の
回転半径Ｄは７２０ｍｍ、回転板６の回転中心とＸ線検
出器のＸ線入力面との距離ｄは３８０ｍｍ、Ｘ線検出器
のＸ線入力面の直径ｗは４０６ｍｍである。前記のテレ
ビカメラ６は、撮影素子として高解像度撮像管を使用し
た場合について示す。In the first embodiment (including the second and third embodiments shown below), for convenience of explanation, the radius of rotation D of the X-ray tube 1 is 720 mm, the center of rotation of the rotary plate 6 and the X-ray detection. The distance d from the X-ray input surface of the detector is 380 mm, and the diameter w of the X-ray input surface of the X-ray detector is 406 mm. The above-mentioned television camera 6 shows a case where a high-resolution image pickup tube is used as an image pickup element.
【００５９】図１において、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）
は周知のＸ線管であり、図示しない高電圧発生装置の出
力する高電圧を印加することによりＸ線を発生し、その
Ｘ線を照射する。In FIG. 1, X-ray tubes 1 (a), 1 (b)
Is a well-known X-ray tube, which generates an X-ray by applying a high voltage output from a high-voltage generator (not shown) and irradiates the X-ray.
【００６０】Ｘ線グリッド２は散乱Ｘ線を防ぎ、直接Ｘ
線のみを透過させることにより、コントラストの低下を
防止するための周知のＸ線グリッドである。The X-ray grid 2 prevents scattered X-rays and direct X-rays.
This is a well-known X-ray grid for preventing a reduction in contrast by transmitting only the lines.
【００６１】また、このＸ線グリッド２は、吸収材が回
転板６の回転面と平行になるように、Ｘ線イメージイン
テンシファイア３のＸ線入力面の前面に配置される。The X-ray grid 2 is arranged in front of the X-ray input surface of the X-ray image intensifier 3 so that the absorber is parallel to the rotation surface of the rotary plate 6.
【００６２】Ｘ線イメージインテンシファイア３は、Ｘ
線検出をＸ線入射面で行い、出力面に輝度増幅された光
学像（Ｘ線像）を出力する周知のＸ線イメージインテン
シファイヤであり、２次元の光学像を出力する。The X-ray image intensifier 3 has X
It is a well-known X-ray image intensifier that performs line detection on the X-ray incident surface and outputs an optical image (X-ray image) whose brightness is amplified on the output surface, and outputs a two-dimensional optical image.
【００６３】光学レンズ系４は、Ｘ線イメージインテン
シファイヤ３の出力面の光学像をテレビカメラ５の撮像
素子上に結像させるためのレンズである。The optical lens system 4 is a lens for forming an optical image of the output surface of the X-ray image intensifier 3 on the image pickup device of the television camera 5.
【００６４】テレビカメラ５は、図示しない撮像素子上
に結像した光学像を電気信号に変換する周知のテレビカ
メラであり、２次元の光学像を電気信号に変換する。The television camera 5 is a well-known television camera that converts an optical image formed on an image pickup device (not shown) into an electric signal, and converts a two-dimensional optical image into an electric signal.
【００６５】回転板６は、Ｘ線管移動用レール１０に固
定されるＸ線管１（ａ），１（ｂ）と、Ｘ線検出器とを
被検体１１の周りに回転させるための固定回転手段であ
り、回転板駆動手段により駆動される。The rotating plate 6 is a fixing member for rotating the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) fixed to the X-ray tube moving rail 10 and the X-ray detector around the subject 11. The rotating means is driven by the rotating plate driving means.
【００６６】寝台天板７は、被検体１１を固定すると共
に、被検体１１の撮影部位を設定するための周知の寝台
天板である。The couch top 7 is a well-known couch top for fixing the subject 11 and setting the imaging region of the subject 11.
【００６７】また、寝台天板７は図示しない床面に対し
て水平に位置し、撮影部位の設定時には回転板６の回転
面に垂直および平行な方向に移動する。Further, the bed top plate 7 is positioned horizontally with respect to a floor surface (not shown), and moves in a direction vertical and parallel to the rotating surface of the rotating plate 6 when setting the imaged region.
【００６８】Ｘ線管移動用レール１０は、回転板６の回
転中心を中心とする半径Ｄ＝７２０ｍｍの円周上に沿う
円弧形状をしており、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）がこの
Ｘ線管移動用レール１０上を移動できるように設置され
ている。The X-ray tube moving rail 10 has an arc shape along the circumference of a radius D = 720 mm around the center of rotation of the rotary plate 6, and the X-ray tubes 1 (a), 1 (b). ) Is installed so that it can move on the X-ray tube moving rail 10.
【００６９】なお、このときの構造は、たとえば、ま
ず、回転板６にＸ線管移動用レール１０となる突起部
と、この突起部に組み合わされる溝部をＸ線管１
（ａ），１（ｂ）とに設ける。In the structure at this time, for example, first, the rotary plate 6 is provided with a projection to be the rail 10 for moving the X-ray tube, and a groove to be combined with the projection.
(A) and 1 (b).
【００７０】次に、図示しないモータ（図示しないＸ線
管位置駆動手段）の駆動力を図示しない歯車を介し、Ｘ
線管１（ａ），１（ｂ）の各々に伝達して照射位置を移
動させることによって、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）を前
述する半径Ｄの円周上に移動させる。Next, the driving force of a motor (not shown) (X-ray tube position drive means) is passed through a gear (not shown) to X
The X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) are moved on the circumference of the radius D described above by transmitting to each of the ray tubes 1 (a) and 1 (b) and moving the irradiation position.
【００７１】被検体１１は寝台天板７上に位置し、撮影
***は仰臥位を標準とすると共に、被検体１１の撮りた
い部位の中心を、回転板６の回転中心（後述する撮影系
の回転中心）付近に設定する。The subject 11 is positioned on the bed top 7, and the photographing position is standardized in the supine position, and the center of the portion of the subject 11 to be photographed is the rotation center of the rotary plate 6 (the photographing system described later). Set near the center of rotation.
【００７２】撮影制御手段１２は、Ｘ線管１（ａ），１
（ｂ）の動作（Ｘ線の照射）、回転板駆動手段１３、お
よび、テレビカメラ５の動作を制御する手段であり、Ｘ
線管１（ａ），１（ｂ）のＸ線発生とＸ線検出器の撮影
動作とを制御する撮影シーケンス、および、回転板６を
回転させる回転シーケンスを規定する。The radiographing control means 12 includes the X-ray tubes 1 (a), 1
(B) operation (irradiation of X-rays), means for controlling the operation of the rotary plate drive means 13, and the television camera 5,
An imaging sequence for controlling the X-ray generation of the ray tubes 1 (a) and 1 (b) and an imaging operation of the X-ray detector, and a rotation sequence for rotating the rotary plate 6 are defined.
【００７３】したがって、撮影制御手段１２は、たとえ
ば、図示しない情報処理装置で実行されるプログラムに
より、実現可能である。Therefore, the photographing control means 12 can be realized by, for example, a program executed by an information processing device (not shown).
【００７４】回転板駆動手段１３は、たとえば、図示し
ない直流サーボモータ、図示しないサーボアンプ、図示
しない減速器、および、図示しない動力伝達用ベルトか
らなり、サーボアンプに入力される信号に基づいて直流
サーボモータを駆動し、その駆動力を減速器および駆動
伝達用ベルトを介して回転板６に伝達することにより、
回転板６を回転させる。The rotary plate driving means 13 is composed of, for example, a DC servo motor (not shown), a servo amplifier (not shown), a speed reducer (not shown), and a power transmission belt (not shown), and a DC signal is input based on a signal input to the servo amplifier. By driving the servomotor and transmitting its driving force to the rotary plate 6 via the speed reducer and the drive transmission belt,
The rotating plate 6 is rotated.
【００７５】Ｘ線管位置制御手段１４は、撮像動作に先
立ち、Ｘ線管１（ａ），（ｂ）をＸ線管移動用レール１
０上の規定の位置に移動すると共に、撮像中は回転板６
に対する位置を保持させるための制御手段であり、たと
えば、回転板６に設置されるＸ線管１（ａ），１（ｂ）
用の位置センサの信号に基づいて、前述するモータの駆
動を制御する。The X-ray tube position control means 14 moves the X-ray tubes 1 (a) and (b) to the X-ray tube moving rail 1 prior to the imaging operation.
0 while moving to a specified position on the rotating plate 6 during imaging.
X-ray tubes 1 (a), 1 (b) installed on the rotary plate 6 are control means for holding the position with respect to
The drive of the above-mentioned motor is controlled based on the signal from the position sensor for the vehicle.
【００７６】また、Ｘ線管位置制御手段１４は、たとえ
ば、図示しない情報処理装置で実行されるプログラムに
よって実現される。The X-ray tube position control means 14 is realized by, for example, a program executed by an information processing device (not shown).
【００７７】画像収集処理手段１８は、テレビカメラ５
で撮像され、電気信号であるビデオ信号に変換されたＸ
線像を図示しないＡ／Ｄ変換器でデジタル信号に変換し
た後、内部のフレームメモリに格納する手段であり、図
示しない情報処理装置で動作するプログラムによって実
現される。The image collection processing means 18 is the television camera 5
X imaged in and converted to an electrical video signal
The line image is converted into a digital signal by an A / D converter (not shown) and then stored in an internal frame memory, which is realized by a program operating by an information processing device (not shown).
【００７８】画像表示手段１９は、周知のＤ／Ａ変換器
とモニタ装置とからなり、画像収集処理手段１８から出
力される画像データを、図示しないＤ／Ａ変換器でビデ
オ信号に変換した後、モニタ装置に表示する。The image display means 19 comprises a well-known D / A converter and a monitor device, and after converting the image data output from the image collection processing means 18 into a video signal by a D / A converter (not shown). , Display on monitor device.
【００７９】コリメータ２４（ａ），２４（ｂ）は、そ
れぞれＸ線管１（ａ），１（ｂ）の前面に固定される周
知のＸ線コリメータであり、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）
と共にそれぞれＸ線管移動用レール１０の上を移動す
る。The collimators 24 (a) and 24 (b) are known X-ray collimators fixed to the front surfaces of the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b), respectively. 1 (b)
Together with this, they move on the X-ray tube moving rail 10.
【００８０】Ｘ線照射範囲制御手段２５は、入力される
制御信号に基づいて、コリメータ２４（ａ），２４
（ｂ）のコリメート幅を制御し、Ｘ線管１（ａ），
（ｂ）から照射されるＸ線の照射範囲を制御する手段で
あり、図示しない情報処理装置によって実行されるプロ
グラムで実現可能である。The X-ray irradiation range control means 25, based on the input control signal, collimators 24 (a), 24
By controlling the collimating width of (b), the X-ray tube 1 (a),
It is means for controlling the irradiation range of X-rays irradiated from (b), and can be realized by a program executed by an information processing device (not shown).
【００８１】被検体大きさ測定手段２６は、撮影系の回
転面と平行な方向の被検体１１の大きさを測定するため
の手段であり、たとえば、撮影系に設置される図示しな
いビデオカメラで撮影した被検体１１の画像を、周知の
画像解析技術によって解析し、被検体１１の輪郭の大き
さを測定することにより、実現可能である。The object size measuring means 26 is a means for measuring the size of the object 11 in the direction parallel to the rotating surface of the imaging system, and is, for example, a video camera (not shown) installed in the imaging system. This can be realized by analyzing the photographed image of the subject 11 by a known image analysis technique and measuring the size of the contour of the subject 11.
【００８２】また、図示しない作業者が予め測定しても
良いことは言うまでもなく、このときには、被検体大き
さ測定手段２６は、作業者によって測定された被検体１
１の大きさを格納する手段として動作し、格納した大き
さを測定値とする。Needless to say, an operator (not shown) may perform the measurement in advance. At this time, the object size measuring means 26 causes the object 1 to be measured by the operator.
It operates as a means for storing the size of 1 and uses the stored size as the measurement value.
【００８３】また、Ｘ線検出器（Ｘ線撮像手段）は、Ｘ
線グリッド２、Ｘ線イメージインテンシファイア３、光
学レンズ系４およびテレビカメラ５からなり、２次元の
Ｘ線検出が可能である。Further, the X-ray detector (X-ray imaging means) is
It is composed of a line grid 2, an X-ray image intensifier 3, an optical lens system 4 and a television camera 5, and is capable of two-dimensional X-ray detection.
【００８４】撮影系は、Ｘ線検出器、Ｘ線管１（ａ）、
Ｘ線管１（ｂ）、コリメータ２４（ａ）、コリメータ２
４（ｂ）、Ｘ線管移動用レール１０および回転板６から
なる。The imaging system includes an X-ray detector, an X-ray tube 1 (a),
X-ray tube 1 (b), collimator 24 (a), collimator 2
4 (b), an X-ray tube moving rail 10 and a rotating plate 6.
【００８５】次に、図１の本実施の形態１のＸ線撮影装
置の動作を説明すると、まず、Ｘ線管１（ａ）およびＸ
線管１（ｂ）から発生されたＸ線は被検体１１を透過
し、Ｘ線グリッド２に入射する。Next, the operation of the X-ray imaging apparatus of the first embodiment shown in FIG. 1 will be described. First, the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1
The X-ray generated from the ray tube 1 (b) passes through the subject 11 and enters the X-ray grid 2.
【００８６】Ｘ線グリッド２に入射したＸ線は、散乱線
が遮断され、次に、Ｘ線イメージインテンシファイア３
により可視光像（光学画像）に変換された後、光学レン
ズ系４によってテレビカメラ５の図示しない撮像素子上
に結像される。The X-rays incident on the X-ray grid 2 are shielded from scattered rays, and then the X-ray image intensifier 3
After being converted into a visible light image (optical image) by the optical lens system 4, the optical lens system 4 forms an image on an image pickup device (not shown) of the television camera 5.
【００８７】テレビカメラ５はその像をビデオ信号に変
換し、画像収集処理手段１８に出力する。The television camera 5 converts the image into a video signal and outputs it to the image collection processing means 18.
【００８８】Ｘ線イメージインテンシファイア３は作業
者による撮影モードの設定が可能であり、被検体１１の
大きさに応じてＸ線の検出範囲を７、９、１２、１６イ
ンチのうちのいずれかの大きさに設定することができ
る。The X-ray image intensifier 3 can be set in a photographing mode by an operator, and the X-ray detection range can be selected from 7, 9, 12, and 16 inches depending on the size of the subject 11. It can be set to any size.
【００８９】テレビカメラ５のＣＴスキャンにおける標
準走査モードは毎秒６０フレーム、走査数５２５本であ
るが、毎秒３０フレーム、走査線数１０５０本による撮
影も可能である。The standard scanning mode in CT scanning of the television camera 5 is 60 frames per second and 525 scanning lines, but it is also possible to shoot with 30 frames per second and 1050 scanning lines.
【００９０】また、高精細撮影モードとして毎秒７．５
フレーム、走査線数２１００本による撮影も可能であ
る。画像収集処理手段１８はビデオ信号をＡ／Ｄ変換し
た後に内部のフレームメモリに記憶する。Further, the high-definition photographing mode is set to 7.5 per second.
It is also possible to shoot with a frame and 2100 scanning lines. The image acquisition processing means 18 A / D-converts the video signal and then stores it in an internal frame memory.
【００９１】次に、各投影像に対して画像の幾何学的歪
の補正と画像の濃度レベルのシェーディング補正と、後
述する画像合成処理とを行った後に３次元再構成を行
い、画像表示手段１９がこの３次元再構成したＸ線ＣＴ
像を表示する。Next, the geometrical distortion of the image, the shading correction of the density level of the image, and the image synthesizing process which will be described later are performed on each projected image, and then three-dimensional reconstruction is performed, and the image display means is displayed. 19 three-dimensional reconstructed X-ray CT
Display an image.
【００９２】さらには、テレビカメラ５により透視また
は撮影モードで得られた画像は、そのまままたは前記補
正を行った後に、リアルタイムで画像表示手段１９によ
り表示することが可能である。Furthermore, the image obtained by the television camera 5 in the perspective or photographing mode can be displayed by the image display means 19 as it is or after the correction is performed in real time.
【００９３】図２は実施の形態１におけるＸ線像の撮影
時の回転板の回転角と各Ｘ線管との位置関係を説明する
ための図であり、２７は回転板６の回転中心Ｏを中心と
する半径Ｄの円を示す。FIG. 2 is a view for explaining the positional relationship between the rotation angle of the rotary plate and each X-ray tube when the X-ray image is taken in the first embodiment, and 27 is the rotation center O of the rotary plate 6. Shows a circle with radius D centered at.
【００９４】図２において、ＸおよびＹは被検体１１に
固定されたＸＹ座標系の座標軸であり、このＸＹ座標系
は被検体に対して、任意に設定して良いことは言うまで
もない。In FIG. 2, X and Y are coordinate axes of an XY coordinate system fixed to the subject 11, and it goes without saying that this XY coordinate system may be set arbitrarily for the subject.
【００９５】ｐはＸ線検出器と回転中心Ｏとを結ぶ直線
上に存在する座標軸、φはｐ軸とＸ軸とがなす角度を示
す。P is a coordinate axis existing on a straight line connecting the X-ray detector and the rotation center O, and φ is an angle formed by the p-axis and the X-axis.
【００９６】θはＸ線管１（ａ）と回転中心Ｏとを結ぶ
直線がｐ軸となす角度、および、Ｘ線管１（ｂ）と回転
中心Ｏとを結ぶ直線がｐ軸となす角度を示しており、図
２から明らかなように、本実施の形態１においては、ｐ
軸に対して、Ｘ線管１（ａ）とＸ線管１（ｂ）とが左右
対象となる位置に設置される。Θ is the angle formed by the straight line connecting the X-ray tube 1 (a) and the rotation center O with the p axis, and the angle formed by the straight line connecting the X-ray tube 1 (b) and the rotation center O with the p axis. As is clear from FIG. 2, in the first embodiment, p
The X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) are installed at positions symmetrical with respect to the axis.
【００９７】Φ（０）〜Φ（ｋ）〜Φ（Ｌ−１）は、円
周２７上のＸ線発生点の位置を示しており、このときの
Ｌは全Ｘ線発生点の個数であり、本実施の形態１では２
８８となる。Φ (0) to Φ (k) to Φ (L-1) indicate the positions of the X-ray generation points on the circumference 27, where L is the number of all X-ray generation points. Yes, in the first embodiment, 2
88.
【００９８】したがって、本実施の形態１におけるＸ線
発生点は、Φ（０）〜Φ（２８７）となる。Therefore, the X-ray generation points in the first embodiment are Φ (0) to Φ (287).
【００９９】ただし、各Ｘ線発生点はＸＹ平面上に固定
されており、被検体１１に対して、常に等しい位置に存
在するものとする。However, it is assumed that each X-ray generation point is fixed on the XY plane and always exists at the same position with respect to the subject 11.
【０１００】なお、ｋは任意の０≦ｋ≦Ｌ−１の整数値
であり、Φ（ｋ）は任意のＸ線発生点の位置を示すもの
である。Note that k is an integer value of 0 ≦ k ≦ L−1, and Φ (k) indicates the position of an arbitrary X-ray generation point.
【０１０１】ΔΦは隣接するＸ線発生点の回転中心Ｏに
対する角度であり、いわゆる、撮影ステップ角を示す。ΔΦ is the angle of the adjacent X-ray generation points with respect to the rotation center O, and indicates a so-called imaging step angle.
【０１０２】なお、このときのΔΦは等間隔である。At this time, ΔΦ is equidistant.
【０１０３】したがって、本実施の形態１では、Ｌが２
８８となるので、次式（１）より、ΔΦは１．２５度と
なる。Therefore, in the first embodiment, L is 2
Since it is 88, ΔΦ is 1.25 degrees from the following equation (1).
【０１０４】 ΔΦ＝３６０／Ｌ ・・・・・・ （１） 図３は、実施の形態１のＸ線管１（ａ）とＸ線管１
（ｂ）とが同一のＸ線発生点位置Φに存在する場合のそ
れぞれのＸ線検出器の検出面位置を示した図であり、２
０（ａ）はＸ線管１（ａ）がＸ軸と角度Φをなすときの
Ｘ線検出器２０の検出面の位置、２０（ｂ）はＸ線管１
（ｂ）がＸ軸と角度ΦをなすときのＸ線検出器２０の検
出面の位置を示す。ΔΦ = 360 / L (1) FIG. 3 shows the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 of the first embodiment.
It is a figure which showed the detection surface position of each X-ray detector in case (b) exists in the same X-ray generation point position (PHI).
0 (a) is the position of the detection surface of the X-ray detector 20 when the X-ray tube 1 (a) makes an angle Φ with the X axis, and 20 (b) is the X-ray tube 1
(B) shows the position of the detection surface of the X-ray detector 20 when forming an angle Φ with the X axis.
【０１０５】なお、このときの検出面２０（ａ），２０
（ｂ）は、Ｘ線画像の合成動作を説明するために、Ｘ線
検出器のＸ線入力面、すなわち、Ｘ線イメージインテン
シファイア３のＸ線入力面を仮想的な平面で示したもの
である。At this time, the detection surfaces 20 (a), 20 (a), 20
(B) shows an X-ray input surface of the X-ray detector, that is, an X-ray input surface of the X-ray image intensifier 3 in a virtual plane, in order to explain the combining operation of the X-ray images. Is.
【０１０６】図３において、αは検出面２０（ａ）およ
び検出面２０（ｂ）の交点から回転中心Ｏを通り、Ｘ線
管１（ａ），１（ｂ）に至る直線と、検出面２０
（ａ），２０（ｂ）の交叉しない側の端部からＸ線管１
（ａ），１（ｂ）に至る直線とがなす角度を示す。In FIG. 3, α is a straight line passing from the intersection of the detection surfaces 20 (a) and 20 (b) through the center of rotation O to the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b), and the detection surface. 20
From the ends of (a) and 20 (b) on the non-intersecting side, the X-ray tube 1
An angle formed by a straight line extending from (a) and 1 (b) is shown.
【０１０７】したがって、２αはＸ軸と角度ΦをなすＸ
線発生点における、重ね合わせたＸ線検出器の全視野角
（以下、撮影視野角と記す）を示す。Therefore, 2α is X which forms an angle Φ with the X axis.
The total viewing angle (hereinafter, referred to as imaging viewing angle) of the superimposed X-ray detectors at the line generation point is shown.
【０１０８】βは、検出面２０（ａ）の交叉しない側の
端部から回転中心Ｏに至る直線と、回転中心Ｏから検出
面２０（ａ）に引いた垂線とがなす角度である。Β is an angle formed by a straight line from the end of the detection surface 20 (a) on the non-intersecting side to the rotation center O and a perpendicular line drawn from the rotation center O to the detection surface 20 (a).
【０１０９】ｌ（エル）は検出面２０（ａ）の交叉しな
い側の端部から回転中心Ｏに至る直線の長さであり、検
出面２０（ｂ）の交叉しない側の端部から回転中心Ｏに
至る直線の長さと同じである。L (ell) is the length of a straight line from the end of the detection surface 20 (a) on the non-intersecting side to the center of rotation O, and the center of rotation from the end of the detection surface 20 (b) on the non-intersecting side. It is the same as the length of the straight line to O.
【０１１０】Ｗは検出面２０（ａ）が回転板６の回転面
と平行となる方向の幅であり、検出面２０（ｂ）が回転
板６の回転面と平行となる方向の幅と同じであることは
言うまでもない。W is the width in the direction in which the detection surface 20 (a) is parallel to the rotation surface of the rotating plate 6, and is the same as the width in the direction in which the detection surface 20 (b) is parallel to the rotation surface of the rotating plate 6. Needless to say.
【０１１１】ｄは回転中心Ｏから検出面２０（ａ）に引
いた垂線の長さであり、回転中心Ｏから検出面２０
（ｂ）に引いた垂線の長さと同じである。D is the length of a perpendicular line drawn from the rotation center O to the detection surface 20 (a), and is the length of the detection surface 20 from the rotation center O.
It is the same as the length of the vertical line drawn in (b).
【０１１２】２γは、検出面２０（ａ）の交叉しない側
の端部から回転中心Ｏに至る直線と、検出面２０（ｂ）
の交叉しない側の端部から回転中心Ｏに至る直線とのな
す角度である。2γ is a straight line from the end of the detection surface 20 (a) on the non-intersecting side to the center of rotation O and the detection surface 20 (b).
Is an angle formed by a straight line from the end portion on the non-intersecting side to the rotation center O.
【０１１３】したがって、２γは、Ｘ線管１（ａ）から
のＸ線照射とＸ線管１（ｂ）からのＸ線照射との合成に
よって得られる回転中心０に対する視野角を示してい
る。Therefore, 2γ represents the viewing angle with respect to the rotation center 0 obtained by combining the X-ray irradiation from the X-ray tube 1 (a) and the X-ray irradiation from the X-ray tube 1 (b).
【０１１４】よって、γは図３から明らかなように、次
式（２）で表される。Therefore, γ is represented by the following equation (2), as is apparent from FIG.
【０１１５】γ＝β＋θ ・・・・・・ （２） ただし、 β＝ｔａｎ~1（ｗ／（２ｄ）） ・・・・・・ （３） 一方、αは次式（４）で示される。Γ = β + θ (2) where β = tan ~ 1 (w / (2d)) (3) On the other hand, α is expressed by the following equation (4). .
【０１１６】 α＝ｔａｎ~1｛（ｌ ｓｉｎγ）／（Ｄ＋ｌ ｃｏｓγ）｝・・・・（４） ただし、[0116] α = tan ~ 1 {(l sinγ) / (D + l cosγ)} ···· (4) where
【０１１７】[0117]
【数１】 [Equation 1]
【０１１８】図４は実施の形態１のＸ線撮影装置におい
て、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）の傾きθと、
このときの撮影視野角２αとの関係を前述する数式
（２）〜（５）を用いて計算し、その結果をグラフで示
したものである。FIG. 4 shows the inclination θ of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
The relationship with the photographing viewing angle 2α at this time is calculated by using the above-described mathematical expressions (2) to (5), and the result is shown in a graph.
【０１１９】なお、前述したように、Ｘ線管１（ａ）お
よびＸ線管１（ｂ）の回転半径Ｄは７２０ｍｍ、回転板
６の回転中心とＸ線検出器との距離ｄは３８０ｍｍ、Ｘ
線検出器のＸ線入力面の直径ｗは４０６ｍｍであるもの
として計算を行っている。As described above, the radius of gyration D of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) is 720 mm, the distance d between the center of rotation of the rotary plate 6 and the X-ray detector is 380 mm, X
The calculation is performed on the assumption that the diameter w of the X-ray input surface of the line detector is 406 mm.
【０１２０】θが０度の場合はＸ線管を１台用いて撮影
を行う従来の撮影方式と等価であり、このときの撮影視
野角２αは２０．９度である。When θ is 0 degrees, it is equivalent to the conventional imaging method in which imaging is performed using one X-ray tube, and the imaging viewing angle 2α at this time is 20.9 degrees.
【０１２１】一方、θが１０度の時は撮影視野角２αは
２８．２度となり、従来の撮影方式の場合に対して撮影
視野角が７．３度拡大されることがわかる。On the other hand, when θ is 10 degrees, the photographing viewing angle 2α becomes 28.2 degrees, which means that the photographing viewing angle is expanded by 7.3 degrees as compared with the conventional photographing method.
【０１２２】このように、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管
１（ｂ）をＸ線管移動用レール１０上で移動し、Ｘ線管
の傾きθを変化させることにより、撮影視野を様々な値
に調節することが可能となる。In this way, the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) are moved on the X-ray tube moving rail 10 and the inclination θ of the X-ray tube is changed to change the photographing field of view. It becomes possible to adjust to various values.
【０１２３】したがって、作業者は、被検体の大きさに
応じてθを様々に変化させることにより、最適の撮影視
野に調整することができる。Therefore, the operator can adjust the optimum field of view by varying θ depending on the size of the subject.
【０１２４】図５は本発明の実施の形態１のＸ線撮影装
置のＸ線照射位置を説明するための図であり、本実施の
形態１のＸ線撮影装置ではＸ線の照射をＸ線管１（ａ）
とＸ線管１（ｂ）とで交互に行うことによって、Ｘ線像
を撮像する。FIG. 5 is a diagram for explaining the X-ray irradiation position of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. In the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment, X-ray irradiation is performed as X-rays. Tube 1 (a)
And X-ray tube 1 (b) are alternately performed to capture an X-ray image.
【０１２５】この撮像動作を図５に基づいて、簡単に説
明すると、たとえば、まず、図５（Ａ）に示される時点
においては、Ｘ線をＸ線管１（ａ）から照射し、被検体
１１のＸ線像を撮像する。This imaging operation will be briefly described with reference to FIG. 5. For example, first, at the time point shown in FIG. 5 (A), X-rays are irradiated from the X-ray tube 1 (a) to examine the subject. The X-ray image of 11 is imaged.
【０１２６】次に、回転板６を所定の角度で微小に回転
した図５（Ｂ）の時点においては、Ｘ線をＸ線管１
（ｂ）から照射することにより、被検体１１のＸ線像を
撮像する。Next, at the time point when the rotary plate 6 is slightly rotated by a predetermined angle, the X-ray is irradiated with the X-ray tube 1 at the time point of FIG. 5B.
The irradiation from (b) captures an X-ray image of the subject 11.
【０１２７】回転板６が所定の微小な角度だけ回転した
図５（Ｃ）の時点においては、再び、Ｘ線をＸ線管１
（ａ）から照射して、被検体１１のＸ線像を撮像する。At the time point when the rotary plate 6 is rotated by a predetermined minute angle, as shown in FIG.
The irradiation is performed from (a), and an X-ray image of the subject 11 is captured.
【０１２８】このように、前述する所定の角度の回転と
Ｘ線の照射とを交互に繰り返し、被検体１１の周りに撮
影系を１回転させた分のＸ線像を撮像する。As described above, the rotation of the above-described predetermined angle and the irradiation of the X-rays are alternately repeated, and the X-ray image for one rotation of the imaging system is taken around the subject 11.
【０１２９】したがって、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管
１（ｂ）によるＸ線照射を一度に行うことができるた
め、撮影系の回転を１回転するだけで、全てのＸ線像の
撮像である、透視または撮影を行うことができるという
効果がある。Therefore, since the X-ray irradiation by the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) can be performed at one time, all the X-ray images can be obtained by rotating the imaging system once. There is an effect that it is possible to perform fluoroscopy or imaging, which is imaging.
【０１３０】図６は、実施の形態１のＸ線撮影装置にお
ける回転板６の回転角とＸ線管１（ａ），１（ｂ）との
関係の一例を説明するための図であり、以下、図６に基
づいて、実施の形態１のＸ線撮影装置の動作を説明す
る。FIG. 6 is a diagram for explaining an example of the relationship between the rotation angle of the rotary plate 6 and the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment. The operation of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment will be described below with reference to FIG.
【０１３１】実施の形態１のＸ線撮影装置は、前述する
ように、回転板６の回転とＸ線の照射とを交互に繰り返
すので、たとえば、図６の起点（Ａ）では、Ｘ線管１
（ｂ）はＸ線発生点Φ＝０の位置に存在する。As described above, the X-ray imaging apparatus of the first embodiment repeats the rotation of the rotary plate 6 and the irradiation of X-rays alternately, so that, for example, at the starting point (A) of FIG. 1
(B) exists at the position of the X-ray generation point Φ = 0.
【０１３２】これは前述する図２において、Ｘ線管１
（ｂ）がＸ線発生点Φ（０）の位置に存在していること
に相当する。This corresponds to the X-ray tube 1 shown in FIG.
This corresponds to the fact that (b) exists at the position of the X-ray generation point Φ (0).
【０１３３】ここで、回転板６が反時計回り方向に回転
を始めると同時に、Ｘ線管１（ｂ）およびＸ線管１
（ａ）が各Ｘ線発生点Φ（０）、Φ（１）、・・・、Φ
（Ｌ−１）のうち、いずれかの位置においてＸ線を交互
に照射することによって、透視または撮影を行う。At this time, the rotating plate 6 starts rotating in the counterclockwise direction, and at the same time, the X-ray tube 1 (b) and the X-ray tube 1 are rotated.
(A) is each X-ray generation point Φ (0), Φ (1), ..., Φ
Fluorescence or radiography is performed by alternately irradiating X-rays at any position of (L-1).
【０１３４】後述するように、Ｘ線管１（ａ）およびＸ
線管１（ｂ）の傾きθを適当な値に設定した場合、等時
間間隔で交互にＸ線を照射することにより、全てのＸ線
発生点に対して容易に、Ｘ線像の撮像である透視または
撮影を行うことができる。As will be described later, the X-ray tubes 1 (a) and X
When the inclination θ of the ray tube 1 (b) is set to an appropriate value, by alternately irradiating X-rays at equal time intervals, it is possible to easily capture X-ray images at all X-ray generation points. Some perspective or photography can be done.
【０１３５】時点（Ｂ）は、時点（Ａ）に対して回転板
６が１８０度回転した時点を示しており、時点（Ｃ）は
時点（Ａ）に対して回転板６が３６０度回転した時点を
示している。Time point (B) shows the time when the rotary plate 6 rotates 180 degrees with respect to the time point (A), and time point (C) shows that the rotary plate 6 rotates 360 degrees with respect to the time point (A). Indicates the time point.
【０１３６】時点（Ｃ）においてＸ線管１（ｂ）は再び
Ｘ線発生点Φ（０）の位置に存在し、撮影を終了する。At the time point (C), the X-ray tube 1 (b) is again located at the position of the X-ray generation point Φ (0), and the photographing is completed.
【０１３７】次に、図７に実施の形態１のＸ線撮影装置
のＸ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）の傾きθの決定
方法を説明するための図を示し、以下、図７に基づい
て、本実施の形態１のＸ線撮影装置の傾きθの決定方法
を説明する。Next, FIG. 7 shows a diagram for explaining a method of determining the inclination θ of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment. A method of determining the tilt θ of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG.
【０１３８】まず、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１
（ｂ）の傾きθは任意の整数Ｍに対して、次式（６）に
示すように定める。First, the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1
The slope θ of (b) is determined as shown in the following equation (6) for an arbitrary integer M.
【０１３９】 ２θ＝ΔΦ（Ｍ＋１／２） ・・・・・・ （６） ただし、ΔΦは前述する式（１）により与えられる、撮
影ステップ角であり、図７は、Ｍ＝３の場合である。2θ = ΔΦ (M + 1/2) (6) However, ΔΦ is a photographing step angle given by the above-mentioned equation (1), and FIG. 7 shows the case of M = 3. is there.
【０１４０】このように２θを定めた場合、回転板６を
等速度で回転し、かつ回転板６が角度ΔΦ／２だけ回転
する毎に、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）による
Ｘ線の照射を交互に行い、被検体１１を透過したＸ線像
を撮像することによって、全てのＸ線発生点Φ（０）、
Φ（１）、・・・、Φ（Ｌ−１）で、容易に、透視また
は撮影を行うことができる。When 2θ is determined in this way, the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (() are rotated every time the rotary plate 6 is rotated at a constant speed and the rotary plate 6 is rotated by the angle ΔΦ / 2. By alternately irradiating X-rays according to b) and capturing an X-ray image transmitted through the subject 11, all X-ray generation points Φ (0),
With Φ (1), ..., Φ (L-1), it is possible to easily perform fluoroscopy or photographing.
【０１４１】次に、この場合の動作について、図７に基
づいて詳細に説明する。Next, the operation in this case will be described in detail with reference to FIG.
【０１４２】まず、図７（Ａ）に示す時点においては、
Ｘ線管１（ａ）はＸ線発生点Φ（ｋ）の位置に存在して
おり、この時点においてＸ線管１（ａ）からＸ線を照射
して透視または撮影を行う。First, at the time point shown in FIG.
The X-ray tube 1 (a) exists at the position of the X-ray generation point Φ (k), and at this time, X-rays are emitted from the X-ray tube 1 (a) to perform fluoroscopy or radiography.
【０１４３】なお、前述するように、ｋは任意の０≦ｋ
≦Ｌ−１の整数値であり、Φ（ｋ）は任意のＸ線発生点
の位置を示すものである。As described above, k is an arbitrary value 0 ≦ k
It is an integer value of ≦ L−1, and Φ (k) indicates the position of an arbitrary X-ray generation point.
【０１４４】次に、図７（Ａ）に示す時点に対して回転
板６が角度ΔΦ／２だけ回転した図７（Ｂ）に示す時点
においては、Ｘ線管１（ｂ）はＸ線発生点Φ（ｋ＋４）
の位置に存在しており、この時点においてＸ線管１
（ｂ）からＸ線を照射して透視または撮影を行う。Next, at the time point shown in FIG. 7B when the rotary plate 6 is rotated by the angle ΔΦ / 2 with respect to the time point shown in FIG. 7A, the X-ray tube 1 (b) generates X-rays. Point Φ (k + 4)
X-ray tube 1 at this point
From (b), X-ray is irradiated to perform fluoroscopy or radiography.
【０１４５】図７（Ｂ）の時点に対して、回転板６が角
度ΔΦ／２だけ回転した図７（Ｃ）に示す時点において
は、Ｘ線管１（ａ）はＸ線発生点Φ（ｋ＋１）の位置に
存在しており、この時点においてＸ線管１（ａ）からＸ
線を照射して透視または撮影を行う。At the time point shown in FIG. 7C where the rotary plate 6 is rotated by the angle ΔΦ / 2 with respect to the time point shown in FIG. 7B, the X-ray tube 1 (a) has an X-ray generation point Φ ( k + 1), and at this time, the X-ray tubes 1 (a) to X
Irradiate a line for fluoroscopy or photography.
【０１４６】前述する一連の動作を、回転板６が１回
転、すなわち、Ｘ線管１（ａ）がＸ線発生点Φ（ｋ）の
位置に戻ってくるまで繰り返し行い、戻ってきた時点で
撮影を終了する。The above-described series of operations are repeated until the rotary plate 6 makes one revolution, that is, the X-ray tube 1 (a) returns to the position of the X-ray generation point Φ (k), and at the time of returning. Stop shooting.
【０１４７】前述する撮影動作を行うことによって、全
てのＸ線発生点Φ（０）、Φ（１）、・・・、Φ（Ｌ−
１）において、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）の
それぞれに対して、透視または撮影を行うことができ
る。By performing the above-mentioned photographing operation, all X-ray generation points Φ (0), Φ (1), ..., Φ (L-
In 1), fluoroscopy or radiography can be performed on each of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b).
【０１４８】このとき、Ｌ個のＸ線発生点に対し、Ｘ線
管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）のそれぞれについてＸ
線の照射を行うため、全撮影枚数は２Ｌとなる。At this time, with respect to the L X-ray generation points, X is generated for each of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b).
Since line irradiation is performed, the total number of shots is 2L.
【０１４９】また、回転板６を等速度で回転することに
より、Ｘ線の照射の時間間隔を等しくすることができる
ので、テレビカメラ５の取り込み間隔、すなわち、Ｘ線
像の撮像間隔を等しくすることができる。Further, by rotating the rotary plate 6 at a constant speed, the time intervals of X-ray irradiation can be made equal, so that the capturing intervals of the TV camera 5, that is, the X-ray image capturing intervals are made equal. be able to.
【０１５０】たとえば、テレビカメラ５のＣＴスキャン
における走査モードを毎秒６０フレーム、走査数５２５
本で行い、全Ｘ線発生点の個数Ｌを２８８個とした場
合、全撮影に要する時間は９．６秒となる。For example, the scanning mode in CT scanning of the television camera 5 is set to 60 frames per second and the number of scanning is 525.
If the number of all X-ray generation points L is set to 288, the time required for all imaging is 9.6 seconds.
【０１５１】なお、Ｍの値の決定には、被検体１１の大
きさによって大体の２θの値をまず計算して求め、次ぎ
に、前記２θに対して、次式（７）を満たすような最小
のＭを求めた後に、前述する式（６）により正確な２θ
を求めればよい。In order to determine the value of M, an approximate value of 2θ is first calculated by the size of the subject 11 and then the following expression (7) is satisfied for 2θ. After obtaining the minimum M, the accurate 2θ is calculated by the above equation (6).
Should be obtained.
【０１５２】 ２θ≦ΔΦ（Ｍ＋１／２） ・・・・・・ （７） 図８は実施の形態１のＸ線撮影装置において、同一のＸ
線発生点において照射されたＸ線によって透視または撮
影された２枚の被検体のＸ線透過像を１枚に合成する方
法を説明するための図であり、図９は図８に示す画像合
成によって得られた合成画像を説明するための図であ
る。2θ ≦ ΔΦ (M + 1/2) (7) FIG. 8 shows the same X in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
FIG. 9 is a diagram for explaining a method of synthesizing two X-ray transmission images of two objects, which are fluoroscopically or photographed by X-rays irradiated at the line generation point, into one image, and FIG. It is a figure for demonstrating the synthetic image obtained by.
【０１５３】本実施の形態１のＸ線撮影装置では、図８
に示すように、同一のＸ線発生点に対して、右方向もし
くは左方向にθだけ傾いた２つのＸ線検出器の位置にお
いて被検体１１のＸ線透視像または撮影像を得ることが
できる。In the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment, as shown in FIG.
As shown in FIG. 5, an X-ray fluoroscopic image or a radiographed image of the subject 11 can be obtained at the positions of the two X-ray detectors that are tilted rightward or leftward by θ with respect to the same X-ray generation point. .
【０１５４】したがって、前述する図３で説明したよう
に、それぞれの位置で収集される画像を合成して、大視
野の１枚の画像を作成し、表示することが可能であり、
たとえば、まず、図示しないメモリに格納された画像情
報に対して、図８に示す仮想検出面９０を考える。Therefore, as described above with reference to FIG. 3, it is possible to synthesize the images collected at the respective positions to create one image with a large field of view, and display it.
For example, first, consider the virtual detection plane 90 shown in FIG. 8 for the image information stored in the memory (not shown).
【０１５５】このとき、仮想検出面９０は回転板６の回
転中心Ｏを含み、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）と回転中心
Ｏとを結ぶ直線に垂直に配置されているものとする。At this time, the virtual detection surface 90 includes the rotation center O of the rotary plate 6 and is arranged perpendicular to the straight line connecting the X-ray tubes 1 (a), 1 (b) and the rotation center O. To do.
【０１５６】次に、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）がそれぞ
れ同じＸ線発生点に達したときにＸ線検出器から収集さ
れた画像情報を、前述する仮想検出面９０上に投影し
て、１枚の合成画像を作成する。Next, the image information collected from the X-ray detector when the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) reach the same X-ray generation point is displayed on the virtual detection surface 90 described above. Project to create one composite image.
【０１５７】ここで、前記の画像情報の投影は仮想検出
面９０上を構成する検出点９２に対し、Ｘ線発生点から
照射され、前記の検出点９２を通過するＸ線ビーム９３
による被検体の投影像９４を仮想検出面９０上に投影す
ることで実現することができる。Here, the projection of the image information is irradiated from the X-ray generation point to the detection point 92 which constitutes the virtual detection surface 90, and the X-ray beam 93 which passes through the detection point 92.
It can be realized by projecting the projected image 94 of the subject on the virtual detection surface 90.
【０１５８】図９は、前述する仮想検出面９０上で合成
された、被検体１１のＸ線像の表示例を示す図であり、
前記の仮想検出面９０上の中央位置９１が、被検体のＸ
線透視または撮影画像を表示する表示画面９７上の中央
位置９５と一致するように表示を行う。FIG. 9 is a diagram showing a display example of an X-ray image of the subject 11 synthesized on the virtual detection surface 90 described above.
The central position 91 on the virtual detection surface 90 is the X-ray of the subject.
The display is performed so as to coincide with the central position 95 on the display screen 97 for displaying the fluoroscopic or photographed image.
【０１５９】このとき、表示画面９７として横長のもの
を用いることにより、表示画面９７内における被検体１
１のＸ線透視像または撮影像の表示部分９６をその欠損
が生じることなく全て表示することができる。At this time, by using a horizontally long display screen 97, the subject 1 in the display screen 97 is
It is possible to display the entire display portion 96 of the X-ray fluoroscopic image or the photographed image 1 without causing the defect.
【０１６０】次に、本実施の形態１のＸ線撮影装置の撮
影方式におけるＸ線ＣＴ像の再構成の方法について説明
する。Next, a method of reconstructing an X-ray CT image in the imaging method of the X-ray imaging apparatus of the first embodiment will be described.
【０１６１】図９に示される仮想検出面９０上に投影さ
れた被検体１１の合成画像は、前述するように、実際の
Ｘ線検出器の視野よりも広い視野もつ仮想検出器によっ
て検出された被検体のＸ線透過像と考えることができ
る。As described above, the composite image of the subject 11 projected on the virtual detection plane 90 shown in FIG. 9 is detected by the virtual detector having a wider field of view than that of the actual X-ray detector. It can be considered as an X-ray transmission image of the subject.
【０１６２】したがって、全てのＸ線発生点Φ（０）、
Φ（１）、・・・、Φ（Ｌ−１）について前記の合成画
像を作成し、信号処理することで従来よりも広い視野を
持つ被検体１１の３次元Ｘ線ＣＴ像を再構成できる。Therefore, all X-ray generation points Φ (0),
A three-dimensional X-ray CT image of the subject 11 having a wider field of view than before can be reconstructed by creating the composite image for Φ (1), ..., Φ (L-1) and performing signal processing. .
【０１６３】図１０は実施の形態１のＸ線撮影装置にお
いて、同一のＸ線発生点でのＸ線像を合成する際の重複
部分の合成方法を説明するための図であり、Ｘ線により
透視または撮影された２枚の被検体のＸ線透過像を１枚
に合成する際に、重複して存在する投影データを斜線で
示す。FIG. 10 is a diagram for explaining a method of synthesizing overlapping portions when synthesizing X-ray images at the same X-ray generation point in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment. When the X-ray transmission images of the two fluoroscopic or radiographic images of the subject are combined into one, the projection data that overlaps is shown by the diagonal lines.
【０１６４】特に、図１０（Ａ）は、Ｘ線を限定する前
のＸ線管を使用した場合の図、図１０（Ｂ）は投影像が
２重に存在する領域を合成画像について示した図、図１
０（Ｃ）はＸ線管１（ａ）の照射範囲を限定した場合を
説明するための図、図１４（Ｄ）はＸ線管１（ｂ）の照
射範囲を限定したときの重複部分を説明するための図、
図１４（Ｅ）は照射範囲を限定したときの重複部分を説
明するための図、図１４（Ｆ）は図１４（Ｅ）によって
合成される合成画像を示す図である。In particular, FIG. 10 (A) shows a case where an X-ray tube before limiting the X-rays is used, and FIG. 10 (B) shows a region in which the projected images are doubly present in the composite image. Figure, Figure 1
0 (C) is a diagram for explaining a case where the irradiation range of the X-ray tube 1 (a) is limited, and FIG. 14 (D) shows an overlapping part when the irradiation range of the X-ray tube 1 (b) is limited. Diagram to explain,
FIG. 14 (E) is a diagram for explaining an overlapping portion when the irradiation range is limited, and FIG. 14 (F) is a diagram showing a combined image combined by FIG. 14 (E).
【０１６５】図１０（Ａ）において、Ｘ線検出器の検出
面２０（ａ）、（ｂ）のそれぞれの位置に対する視野範
囲が重なった部分である重複領域１００が斜線で示され
ている。In FIG. 10A, the overlapping area 100, which is the portion where the visual field ranges overlap with respect to the respective positions of the detection surfaces 20 (a) and 20 (b) of the X-ray detector, is shown by hatching.
【０１６６】図１０（Ａ）に示されるように、仮想検出
器面上の検出点９２が重複領域１００内に存在する場
合、Ｘ線発生点から照射されて検出点９２を通過するＸ
線ビーム９３による被検体１１の投影像は、検出面２０
（ａ）、（ｂ）上においてそれぞれ投影像９４（ａ）、
（ｂ）として得られる。As shown in FIG. 10A, when the detection point 92 on the virtual detector surface exists in the overlapping area 100, the X-ray emitted from the X-ray generation point and passing through the detection point 92.
The projection image of the subject 11 by the line beam 93 is the detection surface 20.
Projected images 94 (a) and (a) on (a) and (b), respectively.
Obtained as (b).
【０１６７】このため、重複領域１００内を通過するＸ
線ビームに対しては、投影データが２重に存在すること
になる。Therefore, X passing through the overlap area 100
For line beams, there will be duplicate projection data.
【０１６８】このように、２重に存在する投影データに
対しては、合成画像を作成する場合に、これらの平均値
を仮想検出面９０上に投影することで、投影画像のＳ／
Ｎを向上をすることができる。As described above, with respect to the projection data which is doubly present, by projecting the average value of these on the virtual detection plane 90 when the composite image is created, the S /
N can be improved.
【０１６９】図１０（Ｂ）は、前述するように、投影像
が２重に存在する領域を合成画像について示した図であ
り、検出面２０（ａ）、（ｂ）により得られる被検体１
１のＸ線透過像は、表示画面９７上の楕円形の表示部分
９６（ａ）、（ｂ）にそれぞれ対応している。As described above, FIG. 10B is a diagram showing a region in which the projected images are doubly present in the composite image, and the subject 1 obtained by the detection surfaces 20 (a) and 20 (b).
The X-ray transmission image of No. 1 corresponds to the elliptical display portions 96 (a) and (b) on the display screen 97, respectively.
【０１７０】したがって、表示部分９６（ａ）、（ｂ）
の共通部分１０１において、投影像が２重に存在するこ
とになり、これらの平均値が表示される。Therefore, the display portions 96 (a) and (b) are displayed.
In the common part 101 of, the projected images are doubly present, and their average value is displayed.
【０１７１】このように、重複領域１００内を通過する
Ｘ線ビームに対しては、被検体１１は２重にＸ線を被曝
することになる。As described above, the object 11 is doubly exposed to the X-ray beam passing through the overlapping region 100.
【０１７２】しかしながら、重複領域１００内を通過す
るＸ線ビームは、被検体１１の中央付近の被検体厚の大
きい部分を通過するため、一般にＸ線の吸収が大きく、
収集される投影データのＳ／Ｎが低い。However, since the X-ray beam passing through the overlapping region 100 passes through the portion of the subject 11 near the center where the subject thickness is large, the X-ray absorption is generally large, and
The S / N of the projection data collected is low.
【０１７３】したがって、被検体１１の被曝量は増加す
るものの、前述するように、投影データの平均をとるこ
とにより、Ｘ線像のＳ／Ｎを向上できる。Therefore, although the exposure dose of the subject 11 increases, the S / N of the X-ray image can be improved by averaging the projection data as described above.
【０１７４】また、被検体１１のＸ線被曝量を減少する
ためには、コリメータを用いてＸ線の照射範囲を限定す
ればよいことは言うまでもない。Needless to say, a collimator may be used to limit the X-ray irradiation range in order to reduce the X-ray exposure dose of the subject 11.
【０１７５】図１０（Ｂ）、（Ｃ）は、Ｘ線源１
（ａ）、（ｂ）とこれらに対応する検出面２０（ａ）、
（ｂ）に対して、コリメータ２４（ａ）、（ｂ）により
それぞれＸ線の照射範囲を限定する方法について説明し
た図である。FIGS. 10B and 10C show the X-ray source 1
(A), (b) and their corresponding detection surfaces 20 (a),
It is a figure explaining the method of limiting the irradiation range of X-rays by the collimators 24 (a) and (b) respectively with respect to (b).
【０１７６】図１０（Ｂ）、（Ｃ）において、コリメー
タ２４（ａ）、（ｂ）により、Ｘ線の照射範囲１０２
（ａ）、（ｂ）を実際の検出領域よりも狭い領域に限定
することで、重複領域１００を減少している。In FIGS. 10B and 10C, the X-ray irradiation range 102 is set by the collimators 24 (a) and (b).
By limiting (a) and (b) to an area narrower than the actual detection area, the overlap area 100 is reduced.
【０１７７】このときの重複領域１００を示したのが図
１０（Ｅ）であり、図１０（Ａ）と比較すると重複領域
１００が減少し、被検体１１のＸ線被曝量が減少される
ことが明らかである。FIG. 10E shows the overlapping area 100 at this time. Compared with FIG. 10A, the overlapping area 100 is reduced and the X-ray exposure dose of the subject 11 is decreased. Is clear.
【０１７８】したがって、前述するように、被検体１１
のＸ線被爆量を減少できるという効果がある。Therefore, as described above, the subject 11
The effect is to reduce the amount of X-ray exposure.
【０１７９】また、図１０（Ｆ）は図１０（Ｅ）に対し
て得られる合成画像において、投影像が２重に存在する
領域を示した図であり、図１０（Ｂ）と比較すると、共
通部分１０１が減少するので、被検体１１のＸ線被曝量
が減少することがわかり、前述する効果がある。Further, FIG. 10 (F) is a diagram showing a region in which a projected image is doubly present in the composite image obtained with respect to FIG. 10 (E). Compared with FIG. 10 (B), Since the common part 101 is reduced, it can be seen that the X-ray exposure dose of the subject 11 is reduced, and the above-described effect is obtained.
【０１８０】次に、図１１に前述する図７に示す合成画
像の視野サイズを説明するための図を示し、以下、この
図に基づいて、合成画像の視野サイズについて説明す
る。Next, FIG. 11 shows a view for explaining the visual field size of the composite image shown in FIG. 7, and the visual field size of the composite image will be described below with reference to this figure.
【０１８１】図１１において、９６は表示部分、９７は
表示画面、Ｈは合成画像の水平方向の視野サイズ、Ｖは
合成画像の垂直方向の視野サイズを表している。In FIG. 11, 96 is a display portion, 97 is a display screen, H is the horizontal visual field size of the composite image, and V is the vertical visual field size of the composite image.
【０１８２】ただし、この場合の視野サイズは表示画面
９７上の表示部分９６の大きさを表しているのではな
く、これらに対応する仮想検出器面９０上の大きさを表
すものとする。However, the visual field size in this case does not represent the size of the display portion 96 on the display screen 97, but the size on the virtual detector plane 90 corresponding thereto.
【０１８３】前述するように、仮想検出器面９０は回転
板６の回転中心Ｏの位置に存在するものと定義されてい
るため、仮想検出器面上の視野サイズは被検体１１の中
心位置における視野サイズを表現する。As described above, since the virtual detector plane 90 is defined to exist at the position of the rotation center O of the rotary plate 6, the size of the visual field on the virtual detector plane is the center position of the subject 11. Express the size of the field of view.
【０１８４】したがって、ここで定義される視野サイズ
ＨおよびＶの値は、被検体１１の大きさに対して視野サ
イズを決定する際に直接利用することができ、特に、Ｖ
の値はＸ線検出器の視野が円形であるために、垂直方向
に制限される極小の視野サイズとして定義される。Therefore, the values of the visual field sizes H and V defined here can be directly utilized in determining the visual field size with respect to the size of the subject 11, and in particular, V
The value of is defined as the minimum field size that is vertically restricted due to the circular field of view of the X-ray detector.
【０１８５】したがって、水直方向の視野サイズＶの値
は、図１１に示されるように、楕円の長軸および短軸を
それぞれｂ、ａと定めると、次式（８）によって与えら
れる。Therefore, the value of the visual field size V in the horizontal direction is given by the following equation (8) when the major axis and the minor axis of the ellipse are defined as b and a, respectively, as shown in FIG.
【０１８６】[0186]
【数２】 [Equation 2]
【０１８７】ただし、ａ、ｂ、ｃの値はそれぞれ次式
（９）で表される。However, the values of a, b, and c are each expressed by the following equation (9).
【０１８８】[0188]
【数３】 (Equation 3)
【０１８９】一方、水平方向の視野サイズＨの値は、次
式（１０）によって与えられる。On the other hand, the value of the visual field size H in the horizontal direction is given by the following expression (10).
【０１９０】[0190]
【数４】 (Equation 4)
【０１９１】以上より、前述する式（２）、および、式
（８）〜（１０）を用いて、本実施の形態１のＸ線撮影
装置を用いた場合の合成画像の水平方向および垂直方向
の視野サイズＨ、Ｖを、θをパラメータとして、それぞ
れ求めることができる。From the above, the horizontal and vertical directions of the composite image when the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment is used by using the above-mentioned equation (2) and equations (8) to (10). The field-of-view sizes H and V can be obtained using θ as a parameter.
【０１９２】図１２は実施の形態１のＸ線撮影装置にお
けるＸ線透過像の空間分解能、および、Ｘ線管とその傾
きθとに対する合成画像の視野サイズの代表値を示す図
である。FIG. 12 is a diagram showing the spatial resolution of an X-ray transmission image in the X-ray imaging apparatus of the first embodiment, and the representative value of the visual field size of the composite image with respect to the X-ray tube and its inclination θ.
【０１９３】図１２においては、前述するように、Ｘ線
管の回転半径Ｄは７２０ｍｍ、回転板６の回転中心とＸ
線検出器との距離ｄは３８０ｍｍとする。In FIG. 12, as described above, the radius of gyration D of the X-ray tube is 720 mm, the center of rotation of the rotary plate 6 and the X axis.
The distance d to the line detector is 380 mm.
【０１９４】また、テレビカメラ５は走査数５２５本、
毎秒６０フレームで画像を取り込むものとし、Ｘ線発生
点の個数Ｌを２８８個とする。Also, the television camera 5 has 525 scanning lines,
An image is captured at 60 frames per second, and the number L of X-ray generation points is 288.
【０１９５】図１２において、図１２（Ａ）はＸ線イメ
ージインテンシファイア３の７、９、１２、１６インチ
の各撮影モードに対する、空間分解能を示している。In FIG. 12, FIG. 12A shows the spatial resolutions of the X-ray image intensifier 3 for the imaging modes of 7, 9, 12, and 16 inches.
【０１９６】ここで、空間分解能はＸ線管の傾きθを０
（ゼロ）とした場合の、回転板６の回転中心Ｏの位置に
おける空間分解能で定義してある。Here, the spatial resolution is such that the inclination θ of the X-ray tube is 0.
It is defined by the spatial resolution at the position of the rotation center O of the rotary plate 6 when it is set to (zero).
【０１９７】Ｘ線管の傾きθを大きくした場合、空間分
解能が変化するが、これはＸ線検出器の検出面上の位置
や、Ｘ線検出器のＸ線管に対する位置等によって異なる
ことは言うまでもない。When the inclination θ of the X-ray tube is increased, the spatial resolution changes, but this does not depend on the position on the detection surface of the X-ray detector, the position of the X-ray detector with respect to the X-ray tube, or the like. Needless to say.
【０１９８】図１２（Ａ）に示される値は、代表的な空
間分解能の値である。The values shown in FIG. 12A are typical spatial resolution values.
【０１９９】図１２（Ｂ）は、合成画像の垂直方向の視
野サイズＶを、各Ｘ線イメージインテンシファイア３の
撮影モードに対して、Ｘ線源の傾きθが５度、１０度、
１５度の場合について計算したものである。FIG. 12 (B) shows the vertical field size V of the composite image with respect to the photographing mode of each X-ray image intensifier 3 with the inclination θ of the X-ray source being 5 degrees, 10 degrees,
It is calculated for the case of 15 degrees.
【０２００】図１２（Ｃ）は、合成画像の水平方向の視
野サイズＨを、各Ｘ線イメージインテンシファイア３の
撮影モードに対して、Ｘ線源の傾きθが５度、１０度、
１５度の場合について計算したものである。FIG. 12C shows the field size H in the horizontal direction of the composite image when the inclination θ of the X-ray source is 5 degrees and 10 degrees with respect to the photographing mode of each X-ray image intensifier 3.
It is calculated for the case of 15 degrees.
【０２０１】本実施の形態１のＸ線撮影装置において
は、図１２（Ａ）〜（Ｃ）に示される値が、それぞれ読
み出し専用メモリに参照テーブルとして格納され、撮影
時において、Ｘ線イメージインテンシファイア３の撮影
モード、Ｘ線管の傾きθの決定に利用される。In the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment, the values shown in FIGS. 12A to 12C are stored in the read-only memory as a reference table, and the X-ray image in It is used to determine the photographing mode of the tensioner 3 and the inclination θ of the X-ray tube.
【０２０２】なお、図１２（Ｂ）および図１２（Ｃ）に
おいては、簡単のためＸ線管の傾きθとして、５、１
０、１５度の３種類のみを示してあるが、実際には更に
細かいθの刻みに対して参照テーブルを用意することに
より、撮影時におけるθの設定をより適切に行うことが
できることは言うまでもない。In FIGS. 12B and 12C, the inclination θ of the X-ray tube is set to 5, 1 for simplicity.
Although only three types of 0 and 15 degrees are shown, it is needless to say that the setting of θ at the time of photographing can be more appropriately performed by preparing a reference table for a finer step of θ. .
【０２０３】次に、図１３に撮影を開始するまでの手順
を説明するための図、図１４に実施の形態１のＸ線撮影
装置の動作を説明するためのブロック図を示し、以下、
図１３および図１４に基づいて、その動作を説明する。Next, FIG. 13 is a diagram for explaining the procedure up to the start of imaging, and FIG. 14 is a block diagram for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
The operation will be described with reference to FIGS. 13 and 14.
【０２０４】図１３に基づいて、撮影を開始するまでの
手順から説明すると、まず、被検体大きさ測定手段２６
により測定した被検体１１の大きさ、あるいは作業者に
より設定された被検体１１の大きさに基づいて被検体１
１の測定領域を決定し、メモリに記録する（ステップ１
６０）。The procedure up to the start of imaging will be described with reference to FIG.
1 based on the size of the subject 11 measured by the operator or the size of the subject 11 set by the operator.
1 measurement area is determined and recorded in the memory (step 1
60).
【０２０５】次に、ステップ１６０でメモリに記録され
た被検体１１の測定領域の大きさに対し、これらの全て
あるいは大部分を包含するような水平方向および垂直方
向の視野サイズＨ、Ｖの組を全て選択し、候補とする
（ステップ１６１）。Next, with respect to the size of the measurement area of the subject 11 recorded in the memory in step 160, a set of horizontal and vertical visual field sizes H and V including all or most of them. Are all selected and set as candidates (step 161).
【０２０６】なお、Ｈ、Ｖの組を求める際には、あらか
じめ読み出し専用メモリ上に格納されている、前述する
図１２に示すテーブルを参照することで行う。When the set of H and V is obtained, it is performed by referring to the above-mentioned table shown in FIG. 12, which is stored in the read-only memory in advance.
【０２０７】次に、ステップ１６１において選択した
Ｈ、Ｖの組に対して、これらを実現するＸ線イメージイ
ンテンシファイア３の撮影モード、Ｘ線管の傾きθの組
合せを全て候補値としてメモリに記録する（ステップ１
６２）。Next, with respect to the set of H and V selected in step 161, all combinations of the photographing mode of the X-ray image intensifier 3 and the inclination θ of the X-ray tube that realize these are stored in the memory as candidate values. Record (Step 1
62).
【０２０８】ステップ１６２で記録された全ての候補値
の中から、水平方向および垂直方向の視野サイズＨ，
Ｖ、空間分解能に応じて最適な候補値を決定する（ステ
ップ１６３）。From all the candidate values recorded in step 162, the horizontal and vertical field of view sizes H,
The optimum candidate value is determined according to V and spatial resolution (step 163).
【０２０９】なお、最適な候補値の決定は、本実施例の
Ｘ線撮影装置において自動的に行ってもよいし、または
作業者が手動で行ってもよいし、あるいは両方を組み合
わせることで、半自動的に行ってもよい。The optimum candidate value may be determined automatically in the X-ray imaging apparatus of this embodiment, manually by an operator, or by combining both. It may be semi-automatic.
【０２１０】最適な候補を求める際には、あらかじめ読
み出し専用メモリ上に格納された前述する図１２（Ａ）
〜（Ｄ）に相当するテーブルを参照することで行う。When obtaining the optimum candidate, the above-mentioned FIG. 12A stored in advance in the read-only memory is used.
This is done by referring to the table corresponding to (D).
【０２１１】最適な候補値の自動的な決定の方法として
は、たとえば、以下に示すような方法がある。As a method of automatically determining the optimum candidate value, for example, the following method is available.
【０２１２】まず、１番目に、全ての候補値の中から、
被検体１１の測定領域の大きさに対して極端に大きい
Ｈ、Ｖの組を候補値の中から除外する。First, from among all the candidate values,
A set of H and V that is extremely large with respect to the size of the measurement region of the subject 11 is excluded from the candidate values.
【０２１３】次に、２番目として、残された候補値の中
から空間分解能の高いものを上位から順に幾つか選択し
て、残りの候補値を除外する。Next, as the second option, some of the remaining candidate values having a high spatial resolution are selected in order from the top, and the remaining candidate values are excluded.
【０２１４】次に、３番目として、残された候補値の中
から、最も撮影時間が短いものを最適な候補値として選
択する。Next, thirdly, from among the remaining candidate values, the one having the shortest shooting time is selected as the optimum candidate value.
【０２１５】なお、この１〜３番目の手順は、作業者の
意志により自由に順番を変えてもよいことは言うまでも
ない。Needless to say, the order of the first to third procedures may be freely changed according to the will of the operator.
【０２１６】また、前述する１番目〜３番目の手順のい
ずれかの手順、または、全ての手順を、作業者の意志に
基づいて手動で行い、残った手順を、たとえば、情報処
理装置で自動的に行わせるという、半自動的あるいは手
動的な方法によって、最適な候補値を決定することもで
きることは言うまでもない。Further, any one of the above-mentioned first to third procedures or all the procedures are manually performed based on the intention of the operator, and the remaining procedures are automatically performed by the information processing device, for example. It goes without saying that the optimum candidate value can be determined by a semi-automatic or manual method in which the optimum candidate value is determined.
【０２１７】次に、ステップ１６３で求めた最適な候補
値をメモリに記録する（ステップ１６４）。Next, the optimum candidate value obtained in step 163 is recorded in the memory (step 164).
【０２１８】次に、ステップ１６４で求めた最適の候補
値に対し、まず、式（７）を満たすような最小のＭを求
め、次に、この最小のＭに対する正確なＸ線管１
（ａ），１（ｂ）の傾きθを求める（ステップ１６
５）。Next, with respect to the optimum candidate value obtained in step 164, first, the minimum M that satisfies the equation (7) is obtained, and then the accurate X-ray tube 1 for this minimum M is obtained.
The inclination θ of (a) and 1 (b) is obtained (step 16
5).
【０２１９】次に、前述するステップ１６４でメモリに
格納された候補値のうち、Ｘ線管の傾きθをステップ１
６５で求めた正確なＸ線管の傾きθで置き換えて、最終
的な設定値とする（ステップ１６６）。Next, of the candidate values stored in the memory in step 164 described above, the inclination θ of the X-ray tube is calculated in step 1
It is replaced with the accurate inclination θ of the X-ray tube obtained in step 65 to obtain the final set value (step 166).
【０２２０】ステップ１６６で記録された最終的な設定
値に対して、Ｘ線イメージインテンシファイア３の撮影
モードを設定し、またＸ線管の傾きθが設定値となるよ
うにＸ線管移動用レール１０上において、Ｘ線管を移動
する（ステップ１６７）。The photographing mode of the X-ray image intensifier 3 is set to the final set value recorded in step 166, and the X-ray tube is moved so that the inclination θ of the X-ray tube becomes the set value. The X-ray tube is moved on the rail 10 (step 167).
【０２２１】さらには、作業者は必要に応じて、それぞ
れのＸ線管１（ａ），１（ｂ）に対して、図１０に示し
た方法でＸ線照射範囲を変化させてもよい。Further, the operator may change the X-ray irradiation range for each of the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) by the method shown in FIG. 10, if necessary.
【０２２２】最後に、ステップ１６８において、撮影を
開始する。Finally, in step 168, photographing is started.
【０２２３】次に、図１４に基づいて、合成画像の作成
手順およびＸ線断層像（Ｘ線ＣＴ像）の再構成手順を説
明すると、図１４（Ａ）に示すように、まず、テレビカ
メラ５により収集された被検体のビデオ信号は、Ａ／Ｄ
変換器１１０によってデジタル信号に変換された後、イ
メージメモリ１１１に格納される。Next, the procedure for creating a composite image and the procedure for reconstructing an X-ray tomographic image (X-ray CT image) will be described with reference to FIG. 14. First, as shown in FIG. The video signal of the object collected by the A.D.
After being converted into a digital signal by the converter 110, it is stored in the image memory 111.
【０２２４】イメージメモリ１１１においては、Φ
（０）、Φ（１）、・・・、Φ（Ｌ−１）は、それぞれ
のＸ線発生点において収集されたＸ線像である画像情報
（イメージデータ）を格納するメモリバンクを示す。In the image memory 111, Φ
(0), Φ (1), ..., Φ (L-1) indicate memory banks that store image information (image data) that are X-ray images collected at the respective X-ray generation points.
【０２２５】また、各Ｘ線発生点におけるイメージメモ
リの（ａ）、（ｂ）は、それぞれ撮影管１（ａ）、
（ｂ）に対して収集されるイメージデータを格納するメ
モリバンクを示す。Further, (a) and (b) of the image memory at each X-ray generation point are the photographing tubes 1 (a) and (a), respectively.
3B shows a memory bank storing image data collected for (b).
【０２２６】前述する図７に示す手順に従って撮影を行
った場合、Ａ／Ｄ変換されたイメージデータは、まず、
Φ（０）（ｂ）に格納され、続いてΦ（Ｌ−Ｍ）
（ａ）、Φ（１）（ｂ）、Φ（Ｌ−Ｍ＋１）（ａ）、
…、Φ（Ｌ−１）（ｂ）、Φ（Ｌ−Ｍ−１）（ａ）の順
番で格納され、イメージデータの格納を終了する。When shooting is performed in accordance with the procedure shown in FIG. 7 described above, the A / D converted image data is first
Φ (0) (b), and then Φ (LM)
(A), Φ (1) (b), Φ (L-M + 1) (a),
, .PHI. (L-1) (b), .PHI. (L-M-1) (a) are stored in this order, and the storage of the image data ends.
【０２２７】前述する手順でイメージデータのイメージ
メモリ１１１への格納が全て終了した後に、幾何学歪補
正手段１１２はそれぞれのＸ線発生点における（１）お
よび（２）のイメージデータを読み出して、Ｘ線検出器
によって生じる画像の幾何学歪の補正をそれぞれの画像
について行う。After the image data is completely stored in the image memory 111 by the procedure described above, the geometric distortion correction means 112 reads the image data of (1) and (2) at each X-ray generation point, The geometric distortion of the image caused by the X-ray detector is corrected for each image.
【０２２８】なお、幾何学歪補正の方法としては、医用
電子と生体光学誌、第３３回日本ＭＥ学会大会論文集
（１９９４年）２２２頁に記載の方法が挙げられる。As a method of correcting geometric distortion, the method described in Medical Electronics and Bio-Optics, page 222 of the 33rd Annual Meeting of the ME Society of Japan (1994) can be mentioned.
【０２２９】また、幾何学歪補正を行われたイメージデ
ータは画像合成手段１１３により画像合成を行う。The image data for which the geometric distortion has been corrected is subjected to image composition by the image composition means 113.
【０２３０】ただし、画像合成は図８〜図１０で示され
る前記の実施例に従って行う。However, the image composition is performed according to the above-described embodiment shown in FIGS.
【０２３１】このとき、画像合成された合成画像は、そ
れぞれ合成前の画像が格納されていたメモリバンクに上
書きされ、再びイメージメモリ１１１に格納される。At this time, the combined images obtained by image combining are overwritten in the memory banks in which the images before combining are stored, and are again stored in the image memory 111.
【０２３２】図１４（Ｂ）は、図１４（Ａ）において全
てのメモリバンクΦに対して画像合成を行い、合成画像
の格納を全て終了した状態を示す図であり、それぞれの
メモリバンクには、対応するＸ線発生点において得られ
た被検体１１の合成画像が格納されている。FIG. 14B is a diagram showing a state in which image composition has been performed for all memory banks Φ in FIG. 14A and storage of synthesized images has all been completed. , A composite image of the subject 11 obtained at the corresponding X-ray generation point is stored.
【０２３３】したがって、Ｘ線像を観察する場合は、そ
れぞれのメモリバンクに格納されるイメージデータを、
直接、画像表示手段１９により表示すれば良い。Therefore, when observing an X-ray image, the image data stored in each memory bank is
It may be displayed directly by the image display means 19.
【０２３４】また、前述する合成画像から、再構成処理
手段１１４を用いて画像再構成することで、被検体１１
のＸ線３次元ＣＴ像を得ることができることは言うまで
もない。Further, by subjecting the composite image described above to image reconstruction using the reconstruction processing means 114, the subject 11
It is needless to say that the X-ray three-dimensional CT image can be obtained.
【０２３５】なお、再構成処理としては、前述するのフ
ェルドカンプの方法やグランギートの方法等をそのまま
用いることができる。As the reconstruction processing, the Feldkamp method, the Grandiet method, or the like described above can be used as they are.
【０２３６】画像再構成の途中においては、再構成像の
途中結果は順次再構成像を格納するイメージメモリ１１
５に格納される。In the middle of the image reconstruction, the intermediate result of the reconstructed image is stored in the image memory 11 for sequentially storing the reconstructed images.
Stored in 5.
【０２３７】イメージメモリ１１５に格納された被検体
１１の再構成像は再構成処理の途中、あるいは、再構成
処理が全て終了した後に、画像表示手段１９に表示す
る。The reconstructed image of the subject 11 stored in the image memory 115 is displayed on the image display means 19 during the reconstruction process or after the reconstruction process is completed.
【０２３８】以上説明したように、本実施の形態１のＸ
線撮影装置によれば、２方向から被検体１１のＸ線透視
像もしくはＸ線撮影像またはＸ線ＣＴ計測値を得るＸ線
装置において、複数個のＸ線源とこれらに対向する１台
のＸ線検出器から構成される撮影系を固定した回転板６
を被検体を中心として回転することにより、回転板６の
回転面と平行な方向にＸ線検出器の視野よりも広い領域
のＸ線透過像を得ることができる。As described above, X of the first embodiment
According to the X-ray imaging apparatus, in an X-ray apparatus that obtains X-ray fluoroscopic images or X-ray imaging images or X-ray CT measurement values of the subject 11 from two directions, a plurality of X-ray sources and a single X-ray source facing each other are provided. Rotating plate 6 with fixed imaging system consisting of X-ray detector
By rotating around the subject, it is possible to obtain an X-ray transmission image of a region wider than the field of view of the X-ray detector in the direction parallel to the rotating surface of the rotating plate 6.
【０２３９】したがって、Ｘ線透視像もしくはＸ線撮影
像またはＸ線ＣＴ画像の横断断層面の視野を拡大するこ
とができる。Therefore, the field of view of the cross-sectional plane of the X-ray fluoroscopic image, the X-ray radiographic image, or the X-ray CT image can be enlarged.
【０２４０】また、撮影視野を拡大することができるの
で、従来では複数回に分けて撮影を行なわなければなら
なかった肺癌等の診断能を向上させることができる。Further, since the field of view for imaging can be expanded, it is possible to improve the diagnostic ability of lung cancer or the like, which conventionally had to be imaged multiple times.
【０２４１】以上説明したように、本実施の形態１のＸ
線撮影装置によれば、回転制御手段１２が回転板６の回
転面上に設けたＸ線管移動用レール１０に取り付けられ
る、Ｘ線管１（ａ）とＸ線管１（ｂ）とのなす角度が２
θとなるように配置する。As described above, X in the first embodiment
According to the X-ray imaging apparatus, the rotation control means 12 is attached to the X-ray tube moving rail 10 provided on the rotation surface of the rotary plate 6, and the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) are attached. The angle is 2
Arrange so that it becomes θ.
【０２４２】なお、このときの角度２θおよびＸ線の照
射方向は、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）から照射されるＸ
線で撮像した各Ｘ線像を合わせた撮像範囲が、撮像対象
である被検体１１の患部を覆うように設定する。At this time, the angle 2θ and the X-ray irradiation direction are X-rays emitted from the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b).
The imaging range in which the X-ray images captured by the X-ray are combined is set so as to cover the affected part of the subject 11 that is the imaging target.
【０２４３】次に、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）とＸ線検
出器との相対的な位置を保持したまま、すなわち、Ｘ線
管１（ａ），１（ｂ）をＸ線管移動用レール１０に固定
したままで、回転手段６によって、Ｘ線管１（ａ），１
（ｂ）とＸ線検出器とを被検体１１の周りに回転させ
る。Next, the X-ray tubes 1 (a), 1 (b) and the X-ray detector are held at the relative positions, that is, the X-ray tubes 1 (a), 1 (b) are moved to the X-ray tube. While being fixed to the rail 10 for moving the X-ray tube, the X-ray tube 1 (a), 1
(B) and the X-ray detector are rotated around the subject 11.
【０２４４】ここで、撮像はＸ線管１（ａ），１（ｂ）
を交互に動作させて行う。このとき、Ｘ線管１（ａ），
１（ｂ）の間隔、すなわち、Ｘ線管１（ａ）および回転
中心を結ぶ直線と、Ｘ線管１（ｂ）および回転中心を結
ぶ直線とのなす角度を前述する式（６）を満たす角度に
設定し、回転板６を等速度で回転することにより、Ｘ線
管１（ａ）とＸ線管１（ｂ）とが交互にＸ線像の撮影位
置であるＸ線発生点Φ（ｋ）に到達することになるの
で、Ｘ線の照射の時間間隔を等しくできる。Here, the imaging is performed by the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b).
Are operated alternately. At this time, the X-ray tube 1 (a),
The interval of 1 (b), that is, the angle formed by the straight line connecting the X-ray tube 1 (a) and the rotation center and the straight line connecting the X-ray tube 1 (b) and the rotation center satisfies the above-mentioned expression (6). By setting the angle and rotating the rotating plate 6 at a constant speed, the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) are alternately turned to the X-ray generation point Φ ( Since k) is reached, the time intervals of X-ray irradiation can be equalized.
【０２４５】また、テレビカメラ５によるＸ線像の取り
込み（撮像）間隔を等しくすることができる。Further, the intervals of capturing (imaging) X-ray images by the television camera 5 can be made equal.
【０２４６】次に、Ｘ線像の撮像が終了したならば、イ
メージデータのイメージメモリ１１１の（ａ）、（ｂ）
の各バンクに格納されるＸ線像を前述する図８に示すよ
うに１枚に合成し、再び、元の位置に格納し、この合成
したＸ線像を使用することにより、前述する図３に示す
ように、イメージインテンシファイア３の視野角より広
い視野角のＸ線像が得られるので、被検体１１を静止し
たままでＸ線像の視野角を拡大することができる。Next, when the image pickup of the X-ray image is completed, (a) and (b) of the image memory 111 for the image data.
The X-ray images stored in the respective banks are combined into one as shown in FIG. 8 described above, stored again in the original position, and the combined X-ray image is used to generate the X-ray images shown in FIG. As shown in FIG. 5, an X-ray image having a wider viewing angle than the viewing angle of the image intensifier 3 can be obtained, so that the viewing angle of the X-ray image can be expanded while the subject 11 is stationary.
【０２４７】一方、図示しない再構成手段によって断層
像を再構成する場合、１枚に合成することによって視野
角を拡大したＸ線像から被検体の断層像を再構成できる
ので、断層像の視野角を拡大できる。On the other hand, in the case of reconstructing a tomographic image by a reconstructing means (not shown), the tomographic image of the subject can be reconstructed from the X-ray image whose viewing angle is enlarged by combining them into one image. The corner can be enlarged.
【０２４８】さらには、Ｘ線像のＳ／Ｎ比を向上させる
ことができるので、肺癌等の診断能を向上させることが
できる。Furthermore, since the S / N ratio of the X-ray image can be improved, the diagnostic ability of lung cancer and the like can be improved.
【０２４９】（実施の形態２）図１５は、実施の形態２
のＸ線撮影装置において、回転板６の回転とＸ線管１
（ａ）、Ｘ線管１（ｂ）とによるＸ線照射の関係の一例
を説明するための正面模式図である。(Second Embodiment) FIG. 15 shows a second embodiment.
Of the X-ray imaging apparatus, the rotation of the rotary plate 6 and the X-ray tube 1
(A), It is a front schematic diagram for demonstrating an example of the relationship of X-ray irradiation by the X-ray tube 1 (b).
【０２５０】図１５において、回転板６の回転は２回転
行い、１回転目と２回転目で回転方向を逆転する。In FIG. 15, the rotary plate 6 is rotated twice, and the direction of rotation is reversed between the first rotation and the second rotation.
【０２５１】以下、図１５に基づいて、回転板６の回転
およびＸ線管１（ａ）、Ｘ線管１（ｂ）によるＸ線画像
の撮影の関係について説明する。The relationship between the rotation of the rotary plate 6 and the X-ray image capturing by the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) will be described below with reference to FIG.
【０２５２】まず、起点（Ａ）ではＸ線管１（ｂ）はＸ
線発生点Φ＝０の位置に存在する。これは図２におい
て、Ｘ線管１（ｂ）がＸ線発生点Φ（０）の位置に存在
していることに相当する。First, at the starting point (A), the X-ray tube 1 (b) is X
It exists at the position of the line generation point Φ = 0. This corresponds to the fact that the X-ray tube 1 (b) exists at the position of the X-ray generation point Φ (0) in FIG.
【０２５３】回転板６が反時計回り方向に回転を始める
と同時に、Ｘ線管１（ｂ）は各Ｘ線発生点Φ（０）、Φ
（１）、・・・、Φ（Ｌ−１）においてＸ線を照射し、
透視または撮影を行う。At the same time when the rotary plate 6 starts to rotate in the counterclockwise direction, the X-ray tube 1 (b) causes the X-ray generation points Φ (0), Φ.
(1), ..., Φ (L-1) is irradiated with X-rays,
Fluorograph or photograph.
【０２５４】時点（Ｂ）は、時点（Ａ）に対して回転板
６が１８０度回転した時点を示しており、時点（Ｃ）は
時点（Ａ）に対して回転板６が３６０度回転した時点を
示している。Time point (B) shows the time when the rotary plate 6 rotates 180 degrees with respect to the time point (A), and time point (C) shows that the rotary plate 6 rotates 360 degrees with respect to the time point (A). Indicates the time point.
【０２５５】時点（Ａ）から時点（Ｃ）の間は、Ｘ線の
照射はＸ線管１（ｂ）のみで行い、Ｘ線管１（ａ）はＸ
線の照射を行わない。From time (A) to time (C), X-ray irradiation is performed only by the X-ray tube 1 (b), and the X-ray tube 1 (a) is operated by X-ray irradiation.
Do not irradiate the line.
【０２５６】時点（Ｃ）において、Ｘ線管１（ｂ）が再
びＸ線発生点Φ（０）の位置に戻ってきた時点でＸ線管
１（ｂ）はＸ線の照射を停止する。At time (C), when the X-ray tube 1 (b) returns to the position of the X-ray generation point Φ (0) again, the X-ray tube 1 (b) stops irradiation of X-rays.
【０２５７】時点（Ｄ）は、時点（Ｃ）に引き続き回転
板６を反時計回りに回転し続け、Ｘ線管１（ａ）がＸ線
発生点Φ（０）の位置に存在する時点である。At time point (D), the rotary plate 6 continues to rotate counterclockwise after time point (C), and the X-ray tube 1 (a) is at the position of the X-ray generation point Φ (0). is there.
【０２５８】時点（Ｃ）から時点（Ｄ）の間において
は、回転板６の回転速度を次第に落とし、時点（Ｄ）に
おいて速度が回転速度が０となるようにする。From the time point (C) to the time point (D), the rotational speed of the rotary plate 6 is gradually decreased so that the rotational speed becomes 0 at the time point (D).
【０２５９】また、時点（Ｃ）から時点（Ｄ）の間は、
Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）は共にＸ線の照射
を停止する。From time (C) to time (D),
Both the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) stop irradiation of X-rays.
【０２６０】時点（Ｄ）において、回転板６の回転方向
を逆転し、時計回りとする。At the time point (D), the rotating direction of the rotary plate 6 is reversed to clockwise.
【０２６１】回転板６が時計回り方向に回転を始めると
同時に、Ｘ線管１（ａ）は各Ｘ線発生点Φ（０）、Φ
（Ｌ−１）、Φ（Ｌ−２）、・・・、Φ（１）において
Ｘ線を照射し、撮影を行う。At the same time when the rotary plate 6 starts rotating in the clockwise direction, the X-ray tube 1 (a) moves to the X-ray generation points Φ (0), Φ.
X-rays are irradiated at (L-1), Φ (L-2), ..., Φ (1) to perform imaging.
【０２６２】時点（Ｅ）は、時点（Ｄ）に対して回転板
６が１８０度回転した時点を示しており、時点（Ｆ）は
時点（Ｄ）に対して回転板６が３６０度回転した時点を
示している。Time point (E) shows the time when the rotary plate 6 rotates 180 degrees with respect to the time point (D), and time point (F) has the rotary plate 6 rotate 360 degrees with respect to the time point (D). Indicates the time point.
【０２６３】時点（Ｄ）から時点（Ｆ）の間は、Ｘ線の
照射はＸ線管１（ａ）のみで行い、Ｘ線管１（ｂ）はＸ
線の照射を行わない。From time point (D) to time point (F), X-ray irradiation is performed only by the X-ray tube 1 (a), and X-ray tube 1 (b) is operated by X-ray irradiation.
Do not irradiate the line.
【０２６４】時点（Ｆ）において、Ｘ線管１（ａ）が再
びＸ線発生点Φ（０）の位置に戻ってきた時点でＸ線管
１（ａ）はＸ線の照射を停止し、透視または撮影を終了
する。At time (F), when the X-ray tube 1 (a) returns to the position of the X-ray generation point Φ (0) again, the X-ray tube 1 (a) stops irradiation of X-rays, End fluoroscopy or filming.
【０２６５】なお、図１５には補足のため、撮影系の回
転角Φの時間変化を示してある。For the sake of supplement, FIG. 15 shows the time change of the rotation angle Φ of the photographing system.
【０２６６】また、Ｔは回転板６が被検体の周囲を１回
転するのにかかる回転周期であり、τは時点（Ｃ）から
時点（Ｄ）に移行するのに要する移行時間である。Further, T is a rotation cycle required for the rotary plate 6 to make one rotation around the subject, and τ is a transition time required to transit from the time point (C) to the time point (D).
【０２６７】たとえば、走査モードを毎秒６０フレー
ム、走査数５２５本のテレビカメラ５を用い、全Ｘ線発
生点の個数Ｌを２８８個とした場合の回転周期Ｔは４．
８秒であり、また、移行時間τの代表的な時間は０．４
秒である。For example, when the scanning mode is set to 60 frames per second and the television camera 5 having the scanning number of 525 is used and the number L of all X-ray generation points is 288, the rotation cycle T is 4.
8 seconds, and the typical transition time τ is 0.4
Seconds.
【０２６８】したがって、全撮影に要する時間は、２Ｔ
＋τと計算されるので、１０秒となる。Therefore, the time required for all photographing is 2T.
Since it is calculated as + τ, it takes 10 seconds.
【０２６９】なお、本実施の形態２のＸ線撮影装置に従
って撮影を行った場合、Ａ／Ｄ変換された後の画像情報
（イメージデータ）は、まず、前述する図１４のΦ
（０）（ｂ）に格納され、続いて、Φ（１）（ｂ）、
…、Φ（Ｌ−１）（ｂ）、Φ（Ｌ−１）（ａ）、…、Φ
（０）（ａ）の順番で格納されて、メモリへの格納を終
了する。When the image is taken by the X-ray imaging apparatus of the second embodiment, the image information (image data) after A / D conversion is the Φ of FIG.
(0) (b), followed by Φ (1) (b),
..., Φ (L-1) (b), Φ (L-1) (a), ..., Φ
(0) The data is stored in the order of (a), and the storage in the memory is completed.
【０２７０】また、実施の形態２のＸ線撮影装置の概略
構成は、図１に示す実施の形態１のＸ線撮影装置の概略
構成と同じであり、撮影制御手段１２の制御プログラム
を前述する手順を実現するプログラムに変更することに
より、実現可能である。The schematic configuration of the X-ray imaging apparatus according to the second embodiment is the same as the schematic configuration of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment shown in FIG. 1, and the control program of the imaging control means 12 will be described above. It can be realized by changing to a program that realizes the procedure.
【０２７１】以上説明したように、本実施の形態２のＸ
線撮影装置によれば、はじめの１回転目にはＸ線管１
（ａ）のみを動作させてＸ線像を撮像し、次の２回転目
の回転の時にはＸ線管１（ｂ）のみを動作させてＸ線像
を撮像することにより、前述する実施の形態１のＸ線撮
影装置と同様に、Ｘ線管１（ａ），１（ｂ）が同じ位置
のときに撮像したＸ線像から合成画像を生成することに
より、Ｘ線イメージインテンシファイア３の視野角より
大きい視野角のＸ線像を得ることができる。As described above, X of the second embodiment
According to the X-ray imaging apparatus, the X-ray tube 1
By operating only (a) to capture an X-ray image, and in the next rotation of the second rotation, only the X-ray tube 1 (b) is activated to capture an X-ray image. Similarly to the X-ray imaging apparatus of No. 1, the X-ray image intensifier 3 of the X-ray image intensifier 3 is generated by generating a composite image from the X-ray images taken when the X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) are at the same position. An X-ray image with a viewing angle larger than the viewing angle can be obtained.
【０２７２】したがって、Ｘ線透視像、Ｘ線撮影像、ま
たは、Ｘ線ＣＴ画像の横断断層面の視野を拡大すること
ができる。Therefore, the field of view of the cross-sectional tomographic plane of the X-ray fluoroscopic image, the X-ray radiographic image, or the X-ray CT image can be enlarged.
【０２７３】さらには、Ｘ線像のＳ／Ｎ比を向上させる
ことができるので、肺癌等の診断能を向上させることが
できる。Furthermore, since the S / N ratio of the X-ray image can be improved, the diagnostic ability of lung cancer and the like can be improved.
【０２７４】（実施の形態３）図１６は本発明の実施の
形態３のＸ線撮影装置のＸ線管の配置を説明するための
図であり、前述する実施の形態１および２のＸ線撮影装
置のＸ線管の個数を２個ではなく、１個あるいは３個に
した場合である。(Embodiment 3) FIG. 16 is a view for explaining the arrangement of X-ray tubes of an X-ray imaging apparatus according to Embodiment 3 of the present invention, and the X-rays of Embodiments 1 and 2 described above. This is a case where the number of X-ray tubes of the imaging apparatus is set to one or three instead of two.
【０２７５】図１６において、１（ｃ）はＸ線管１
（ａ），１（ｂ）と同じように、Ｘ線管である。In FIG. 16, 1 (c) is the X-ray tube 1.
It is an X-ray tube as in (a) and 1 (b).
【０２７６】図１６（Ａ）は、前述する実施の形態１お
よび２に示すようにＸ線管を２個搭載した、もしくは、
複数個のＸ線管を搭載したＸ線撮影装置において、１個
のＸ線管のみを用いて撮像を行う場合の図であり、Ｘ線
管１（ａ）をＸ線管移動用レール１０上で移動させ、Ｘ
線検出器の正面に位置し、撮影を行う。FIG. 16 (A) shows that two X-ray tubes are mounted as shown in the first and second embodiments, or
FIG. 2 is a diagram showing a case where imaging is performed using only one X-ray tube in an X-ray imaging apparatus equipped with a plurality of X-ray tubes, and the X-ray tube 1 (a) is placed on a rail 10 for moving the X-ray tube. Move with, X
It is located in front of the line detector and takes pictures.
【０２７７】なお、この場合の正面とは、Ｘ線検出器と
回転板６の回転中心とを結ぶ直線の延長線上である。The front face in this case is an extension of a straight line connecting the X-ray detector and the center of rotation of the rotary plate 6.
【０２７８】この場合の撮影にはＸ線管１（ａ）のみを
使用し、Ｘ線管１（ｂ）は使用しない。In this case, only the X-ray tube 1 (a) is used for photographing, and the X-ray tube 1 (b) is not used.
【０２７９】このとき撮影は、従来の回転ＤＳＡ装置あ
るいはコーンビームＣＴ装置と等価である。Imaging at this time is equivalent to that of the conventional rotary DSA apparatus or cone beam CT apparatus.
【０２８０】なお、ここではＸ線管１（ａ）を用いて撮
影を行う場合について示したが、使用するＸ線管の選択
はＸ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｂ）の内から、どち
らか一方を、その使用頻度等に応じて選択できることは
言うまでもない。Although the case where the X-ray tube 1 (a) is used for imaging is shown here, the selection of the X-ray tube to be used is not limited to that of the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b). It goes without saying that one of them can be selected according to the frequency of use and the like.
【０２８１】図１６（Ｂ）は、Ｘ線管の個数を３個とし
た場合を示す図であり、Ｘ線管１（ｂ）をＸ線検出器の
正面に配置し、Ｘ線管１（ａ）およびＸ線管１（ｃ）を
Ｘ線管１（ｂ）に対してそれぞれ左右に２θだけ傾けた
位置に対称に配置する。FIG. 16B is a diagram showing a case where the number of X-ray tubes is three, and the X-ray tube 1 (b) is arranged in front of the X-ray detector, and the X-ray tube 1 ( a) and the X-ray tube 1 (c) are symmetrically arranged at positions inclined by 2θ to the left and right with respect to the X-ray tube 1 (b).
【０２８２】なお、Ｘ線管が４個以上の場合も、同様に
して、Ｘ線検出器に対して対称な位置にＸ線管をそれぞ
れ配置することにより、撮影視野を更に拡大することが
できることは言うまでもない。Even when the number of X-ray tubes is four or more, similarly, by arranging the X-ray tubes at symmetrical positions with respect to the X-ray detector, the field of view can be further expanded. Needless to say.
【０２８３】次に、Ｘ線管の傾きθと、Ｘ線管の個数と
の関係を説明するための図を図１７に示し、以下、図１
７に基づいて、Ｘ線管の傾きθと、Ｘ線管の個数との関
係を説明する。Next, FIG. 17 shows a diagram for explaining the relationship between the inclination θ of the X-ray tube and the number of X-ray tubes.
7, the relationship between the inclination θ of the X-ray tube and the number of X-ray tubes will be described.
【０２８４】図１７は、前述するように、３個のＸ線管
を図１６（Ｂ）に示されるように配置した場合に、それ
ぞれのＸ線管が同一のＸ線発生点位置Φに存在する場合
の、それぞれのＸ線検出器の検出面の位置を重ね合わせ
て示したものである。In FIG. 17, as described above, when three X-ray tubes are arranged as shown in FIG. 16B, each X-ray tube exists at the same X-ray generation point position Φ. In this case, the positions of the detection surfaces of the respective X-ray detectors are shown in an overlapping manner.
【０２８５】回転中心Ｏに対する、重ね合わされたＸ線
検出器の全視野角を２γとするとγは、このとき図１７
から明らかなように、次式（１１）で表せる。When the total viewing angle of the superposed X-ray detectors with respect to the rotation center O is 2γ, γ is as shown in FIG.
As is clear from, it can be expressed by the following equation (11).
【０２８６】 γ＝β＋２θ ・・・・・・ （１１） ただし、βは前述する式（３）で与えられる角度であ
る。Γ = β + 2θ (11) Here, β is the angle given by the above-mentioned equation (3).
【０２８７】一方、一般にＸ線管をＮ個（ただし、Ｎ≧
１の自然数）用いた場合のγは、次式（１２）で与えら
れる。On the other hand, in general, N X-ray tubes (where N ≧
Γ when used (natural number of 1) is given by the following equation (12).
【０２８８】 γ＝β＋（Ｎ−１）θ ・・・・・・ （１２） また、このようにして求めたγに対して、撮影視野角２
αは前述する式４を用いて求めることができる。Γ = β + (N−1) θ (12) Further, with respect to γ obtained in this way, the photographing viewing angle 2
α can be obtained by using the above-described equation 4.
【０２８９】また、Ｘ線管がＮ個存在する場合にも、前
述する実施の形態１および２に記載する撮影手順を適用
することができる。Further, even when there are N X-ray tubes, the imaging procedure described in the first and second embodiments can be applied.
【０２９０】前述する実施の形態１に記載する撮影手順
を適用する場合、全ての隣接する２つのＸ線管につい
て、その間の角度２θが次式（１３）となるように、全
てのＸ線管を配置する。When the imaging procedure described in the first embodiment is applied, all the X-ray tubes for all two adjacent X-ray tubes are set so that the angle 2θ between them becomes the following expression (13). To place.
【０２９１】 ２θ＝ΔΦ（Ｍ＋１／Ｎ） ・・・・・・ （１３） このとき回転板６の角度ΔΦ／Ｎの回転毎に、Ｎ個のＸ
線管の内のいずれか１つが順番に各Ｘ線検出点上に位置
するので、回転板６を等速度で１回転することにより、
全てのＸ線発生点Φ（０）、Φ（１）、…、Φ（Ｌ−
１）において、容易に透視または撮影を行うことができ
る。2θ = ΔΦ (M + 1 / N) (13) At this time, for each rotation of the rotation plate 6 by the angle ΔΦ / N, N X
Since any one of the X-ray tubes is sequentially located on each X-ray detection point, by rotating the rotary plate 6 once at a constant speed,
All X-ray generation points Φ (0), Φ (1), ..., Φ (L-
In 1), fluoroscopy or photographing can be easily performed.
【０２９２】図１８は実施の形態３のＸ線撮影装置にお
いて、Ｘ線管を一般的にＮ個用いて撮影を行った場合
の、合成画像の視野サイズを水平方向および垂直方向に
ついて示した図である。FIG. 18 is a diagram showing the visual field size of a composite image in the horizontal and vertical directions in the case where radiography is generally performed using N X-ray tubes in the X-ray radiographing apparatus according to the third embodiment. Is.
【０２９３】図１８において、Ｈは合成画像の水平方向
の視野サイズを示しており、一方、Ｖは合成画像の垂直
方向の視野サイズを示している。In FIG. 18, H represents the horizontal visual field size of the composite image, while V represents the vertical visual field size of the composite image.
【０２９４】ただし、この場合の視野サイズは表示画面
９７上の表示部分９６の大きさを表しているのではな
く、これらに対応する仮想検出器面９０上の大きさを表
すものとする。However, the visual field size in this case does not represent the size of the display portion 96 on the display screen 97, but the size on the virtual detector plane 90 corresponding thereto.
【０２９５】仮想検出器面９０は回転板６の回転中心Ｏ
の位置に存在するものと定義されているため、仮想検出
器面上の視野サイズは被検体１１の中心位置における視
野サイズを表現する。The virtual detector plane 90 is the rotation center O of the rotary plate 6.
The field size on the virtual detector surface expresses the field size at the center position of the subject 11 because it is defined to exist at the position of.
【０２９６】したがって、前述するように、本実施の形
態で定義される視野サイズＨおよびＶの値は、被検体１
１の大きさに対して、視野サイズを決定する際に直接利
用することができる。Therefore, as described above, the values of the visual field sizes H and V defined in this embodiment are the same as those of the subject 1.
For a size of 1, it can be used directly in determining the field size.
【０２９７】図１８において、Ｖの値はＸ線検出器の視
野が円形であるために、垂直方向に制限される極小の視
野サイズとして定義される。In FIG. 18, the value of V is defined as the minimum visual field size restricted in the vertical direction because the visual field of the X-ray detector is circular.
【０２９８】一般的に、Ｘ線管の個数Ｎに依存してこれ
らの値は変化するが、このような値の変化量は僅かであ
る。Generally, these values change depending on the number N of X-ray tubes, but the change amount of such a value is small.
【０２９９】したがって、これらを前述する図１４に示
されるようなＸ線管の個数Ｎが２の場合のＶの値で代表
しても実用上差し支えないので、前述するように、式
（８）、（９）によって与えられる。Therefore, it is practically acceptable to represent these by the value of V when the number N of X-ray tubes as shown in FIG. 14 is 2, and therefore, as described above, equation (8) , (9).
【０３００】一方、水平方向の視野サイズＨの値は、前
述する式（１０）および式（１１）によって与えられ
る。On the other hand, the value of the visual field size H in the horizontal direction is given by the above equations (10) and (11).
【０３０１】以上より、式（８）〜（１０）および式
（１１）を用いて、Ｘ線管の個数ＮとＸ線管の傾きθと
をパラメータとする、合成画像の水平方向および垂直方
向の視野サイズＨ、Ｖをそれぞれ求めることができる。From the above, the horizontal and vertical directions of the composite image are calculated using the equations (8) to (10) and the equation (11) with the number N of X-ray tubes and the inclination θ of the X-ray tubes as parameters. The visual field sizes H and V can be obtained.
【０３０２】図１９は実施の形態３のＸ線撮影装置にお
ける透視、および、撮影される被検体１１のＸ線透過像
の、空間分解能、撮影時間、および、Ｘ線管の傾きθに
対する、合成画像の視野サイズの代表値を、Ｘ線管の個
数Ｎが１〜４の場合について示す図である。FIG. 19 is a perspective view of the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment, and a composite of the X-ray transmission image of the subject 11 to be imaged, with respect to the spatial resolution, the imaging time, and the inclination θ of the X-ray tube. It is a figure which shows the representative value of the visual field size of an image about the case where the number N of X-ray tubes is 1-4.
【０３０３】図１９においては、前述するように、Ｘ線
管の回転半径Ｄは７２０ｍｍ、回転板６の回転中心とＸ
線検出器との距離ｄは３８０ｍｍとする。In FIG. 19, as described above, the radius of rotation D of the X-ray tube is 720 mm, the center of rotation of the rotary plate 6 and the X axis.
The distance d to the line detector is 380 mm.
【０３０４】また、テレビカメラ５は走査数５２５本、
毎秒６０フレームで画像を取り込むものとし、Ｘ線発生
点の個数Ｌを２８８個とする。Also, the television camera 5 has 525 scanning lines,
An image is captured at 60 frames per second, and the number L of X-ray generation points is 288.
【０３０５】図１９（Ａ）は、Ｘ線イメージインテンシ
ファイア３の７、９、１２、１６インチの各撮影モード
に対する、空間分解能を示している。FIG. 19A shows the spatial resolution of the X-ray image intensifier 3 for the imaging modes of 7, 9, 12, and 16 inches.
【０３０６】ここで、空間分解能はＸ線管の傾きθを０
とした場合の、回転板６の回転中心Ｏの位置における空
間分解能で定義してある。Here, the spatial resolution is 0 for the inclination θ of the X-ray tube.
In this case, the spatial resolution at the position of the rotation center O of the rotary plate 6 is defined.
【０３０７】Ｘ線管の傾きθを大きくした場合、空間分
解能が変化するが、これはＸ線検出器の検出面上の位置
や、Ｘ線検出器のＸ線管に対する位置等によって異なる
ことは言うまでもない。When the inclination θ of the X-ray tube is increased, the spatial resolution changes, but this does not depend on the position on the detection surface of the X-ray detector, the position of the X-ray detector with respect to the X-ray tube, or the like. Needless to say.
【０３０８】図１９（Ａ）に示される値は、代表的な空
間分解能の値である。The values shown in FIG. 19A are typical spatial resolution values.
【０３０９】図１９（Ｂ）は、Ｘ線管の個数Ｎと撮影時
間の関係を示している。FIG. 19B shows the relationship between the number N of X-ray tubes and the imaging time.
【０３１０】ただし、ここでの撮影時間は、前述する実
施の形態１に示す撮像手順に従って透視または撮影を行
う際に要する時間を示している。However, the photographing time here indicates the time required for performing fluoroscopy or photographing in accordance with the image pickup procedure described in the first embodiment.
【０３１１】この手順に従って、透視または撮影を行っ
た場合、Ｘ線管の個数Ｎが１である場合に要する撮影時
間をＴとすると、Ｘ線管の個数がＮ個である場合に要す
る撮影時間はＮＴとなる。When fluoroscopy or radiography is performed according to this procedure, the radiography time required when the number N of X-ray tubes is 1 is T, and the radiography time required when the number of X-ray tubes is N. Becomes NT.
【０３１２】図１９（Ｃ）は、合成画像の垂直方向の視
野サイズＶを、各Ｘ線イメージインテンシファイア３の
撮影モードに対して、Ｘ線源の傾きθが５度、１０度、
１５度の場合について計算したものである。In FIG. 19C, the vertical view size V of the composite image is shown with respect to the X-ray image intensifier 3 photographing modes in which the inclination θ of the X-ray source is 5 degrees and 10 degrees.
It is calculated for the case of 15 degrees.
【０３１３】なお、合成画像の垂直方向の視野サイズＶ
については、図１２（Ｂ）を参照されたい。The vertical view size V of the composite image is
For details, see FIG.
【０３１４】本実施例のＸ線撮影装置においては、図１
９（Ａ）〜（Ｃ）および図１２（Ｂ）に示される値が、
それぞれ読み出し専用メモリに参照テーブルとして格納
され、撮影時において、Ｘ線イメージインテンシファイ
ア３の撮影モード、Ｘ線管の傾きθの決定に利用され
る。In the X-ray radiographing apparatus of this embodiment, as shown in FIG.
The values shown in 9 (A) to (C) and FIG. 12 (B) are
Each of them is stored in a read-only memory as a reference table, and is used to determine the imaging mode of the X-ray image intensifier 3 and the inclination θ of the X-ray tube during imaging.
【０３１５】なお、図１９（Ｃ）および図１２（Ｂ）に
おいては、簡単のためＸ線管の傾きθとして、５、１
０、１５度の３種類のみを示してあるが、実際には更に
細かいθの刻みに対して参照テーブルを用意することに
より、撮影時におけるθの設定をより適切に行うことが
できることは言うまでもない。Note that in FIG. 19C and FIG. 12B, the inclination θ of the X-ray tube is set to 5, 1 for simplicity.
Although only three types of 0 and 15 degrees are shown, it is needless to say that the setting of θ at the time of photographing can be more appropriately performed by preparing a reference table for a finer step of θ. .
【０３１６】図２０は本実施の形態３のＸ線撮影装置に
おいて、被検体１１の測定領域の大きさに基づいて、Ｘ
線管の個数Ｎ、Ｘ線イメージインテンシファイア３の撮
影モード、Ｘ線管の傾きθを決定し、撮影を開始するま
での手順を示したブロック図である。FIG. 20 shows the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment in which the X-ray is determined based on the size of the measurement region of the subject 11.
FIG. 6 is a block diagram showing a procedure for determining the number N of the X-ray tubes, the imaging mode of the X-ray image intensifier 3, the inclination θ of the X-ray tube, and starting imaging.
【０３１７】ただし、Ｘ線管の個数Ｎは実際に搭載され
ているＸ線管の個数Ｎに対して、１〜Ｎの範囲で決定を
行うものとする。However, the number N of X-ray tubes is determined within the range of 1 to N with respect to the number N of X-ray tubes actually mounted.
【０３１８】まず、被検体大きさ測定手段２６により測
定した被検体１１の大きさ、あるいは作業者により設定
された被検体１１の大きさに基づいて被検体１１の測定
領域を決定し、メモリに記録する（ステップ６００）。First, the measurement area of the subject 11 is determined based on the size of the subject 11 measured by the subject size measuring means 26 or the size of the subject 11 set by the operator, and the measured region is stored in the memory. Record (step 600).
【０３１９】次に、ステップ６００でメモリに記録され
た被検体１１の測定領域の大きさに対し、これらの全て
あるいは大部分を包含するような水平方向および垂直方
向の視野サイズＨ、Ｖの組を全て選択し、候補とする
（ステップ６０１）。Next, with respect to the size of the measurement region of the subject 11 recorded in the memory in step 600, a set of horizontal and vertical visual field sizes H and V including all or most of them. Are all selected and set as candidates (step 601).
【０３２０】なお、Ｈ、Ｖの組を求める際には、あらか
じめ読み出し専用メモリ上に格納された前述する図１９
および図１２（Ｂ）に相当するテーブルを参照すること
で行う。When obtaining the set of H and V, the above-mentioned FIG. 19 stored in the read-only memory in advance is used.
And a table corresponding to FIG. 12B is referred to.
【０３２１】次に、ステップ６０１において選択した
Ｈ、Ｖの組に対して、これらを実現するＸ線管の個数
Ｎ、Ｘ線イメージインテンシファイア３の撮影モード、
Ｘ線管の傾きθの組合せを全て候補値としてメモリに記
録する（ステップ６０２）。Next, for the set of H and V selected in step 601, the number N of X-ray tubes that realizes these, the shooting mode of the X-ray image intensifier 3,
All combinations of inclinations θ of the X-ray tube are recorded in the memory as candidate values (step 602).
【０３２２】ステップ６０２で記録された全ての候補値
の中から、水平方向および垂直方向の視野サイズＨ、Ｖ
や、空間分解能や、撮影時間に応じて最適な候補値を決
定する（ステップ６０３）。Of all the candidate values recorded in step 602, the horizontal and vertical visual field sizes H and V are obtained.
Alternatively, the optimum candidate value is determined according to the spatial resolution and the photographing time (step 603).
【０３２３】なお、最適な候補値の決定は、自動的に行
ってもよいし、または作業者が手動で行ってもよいし、
あるいは両方を組み合わせることで、半自動的に行って
もよいことは言うまでもない。The optimum candidate value may be determined automatically or manually by an operator,
It goes without saying that a combination of both may be performed semi-automatically.
【０３２４】最適な候補を求める際には、あらかじめ読
み出し専用メモリ上に格納された前述する図１９および
図１２（Ｂ）に相当するテーブルを参照することで行
う。The optimum candidate is obtained by referring to the tables stored in the read-only memory in advance and corresponding to FIGS. 19 and 12B.
【０３２５】最適な候補値の自動的な決定の方法として
は、たとえば、以下に示すような方法がある。As a method of automatically determining the optimum candidate value, for example, the following method is available.
【０３２６】まず、１番目に、全ての候補値の中から、
被検体１１の測定領域の大きさに対して極端に大きい
Ｈ、Ｖの組を候補値の中から除外する。First, from among all candidate values,
A set of H and V that is extremely large with respect to the size of the measurement region of the subject 11 is excluded from the candidate values.
【０３２７】次に、２番目として、残された候補値の中
から空間分解能の高いものを上位から順に幾つか選択し
て、残りの候補値を除外する。Next, as the second, some of the remaining candidate values having a high spatial resolution are selected in order from the top, and the remaining candidate values are excluded.
【０３２８】３番目として、残された候補値の中から、
最も撮影時間が短いものを最適な候補値として選択す
る。Thirdly, from the remaining candidate values,
The one with the shortest shooting time is selected as the optimum candidate value.
【０３２９】なお、前述する１〜３番目の手順は、作業
者の意志により自由に順番を変えてもよいことは言うま
でもない。Needless to say, the order of the above-mentioned first to third procedures may be freely changed according to the will of the operator.
【０３３０】また、前述する１〜３の手順の内のいずれ
かの手順、または、全ての手順を作業者の意志に基づい
て手動で行い、残りの手順を、たとえば、情報処理装置
で自動的に行わせるという、半自動的あるいは手動的な
方法によって、最適な候補値を決定できることは言うま
でもない。In addition, any one of the above-mentioned procedures 1 to 3 or all the procedures are manually performed based on the intention of the operator, and the remaining procedures are automatically performed by the information processing apparatus, for example. It is needless to say that the optimum candidate value can be determined by a semi-automatic or manual method that is performed by.
【０３３１】次に、ステップ６０３で求めた最適な候補
値を、図示しないメモリに記録する（ステップ６０
４）。Next, the optimum candidate value obtained in step 603 is recorded in a memory (not shown) (step 60).
4).
【０３３２】ステップ６０４で求めた最適な候補値に対
して、まず、次式（１４）を満たすような最小のＭを求
める。For the optimum candidate value obtained in step 604, first, the minimum M that satisfies the following equation (14) is obtained.
【０３３３】次に、この最小のＭに対する正確なＸ線管
１の傾きθを、前述する式（１３）によって求める（ス
テップ６０５）。Next, the accurate inclination θ of the X-ray tube 1 with respect to this minimum M is obtained by the above-mentioned equation (13) (step 605).
【０３３４】 ２θ≦ΔΦ（Ｍ＋１／Ｎ） ・・・・・・ （１４） ステップ６０４で図示しないメモリに格納された候補値
のうち、Ｘ線管の傾きθをステップ６０５で求めた正確
なＸ線管の傾きθに置き換えて、最終的な設定値とする
（ステップ６０６）。2θ ≦ ΔΦ (M + 1 / N) (14) Of the candidate values stored in the memory (not shown) in step 604, the inclination θ of the X-ray tube is calculated as the exact X obtained in step 605. The inclination θ of the wire tube is replaced with the final setting value (step 606).
【０３３５】次に、ステップ６０６で記録された最終的
な設定値に対して、Ｘ線管の個数Ｎ、Ｘ線イメージイン
テンシファイア３の撮影モードを設定する。Next, the number N of X-ray tubes and the photographing mode of the X-ray image intensifier 3 are set with respect to the final set values recorded in step 606.
【０３３６】さらには、Ｘ線管の傾きθが設定値となる
ように、Ｘ線管移動用レール１０上でＸ線管を移動す
る。また、作業者は必要に応じて、それぞれのＸ線管に
対して、前述する方法でＸ線照射範囲を変化させる（ス
テップ６０７）。Further, the X-ray tube is moved on the X-ray tube moving rail 10 so that the inclination θ of the X-ray tube becomes a set value. Further, the operator changes the X-ray irradiation range for each X-ray tube according to the method described above (step 607).
【０３３７】最後に、ステップ６０８において、撮影を
開始する。Finally, in step 608, photographing is started.
【０３３８】なお、この場合には、イメージメモリ１１
１のサイズは、たとえば、Ｘ線管が３個の場合には、Φ
（０）（ａ）、Φ（０）（ｂ）、Φ（０）（ｃ）という
ように、バンクを増やすことは言うまでもない。In this case, the image memory 11
The size of 1 is, for example, Φ for three X-ray tubes.
Needless to say, the number of banks is increased as in (0) (a), Φ (0) (b), and Φ (0) (c).
【０３３９】以上説明したように、本実施の形態３のＸ
線撮影装置によれば、複数方向から被検体１１のＸ線透
視像、Ｘ線撮影像、または、Ｘ線ＣＴ計測値を得るため
に、複数個のＸ線管１（ａ），１（ｂ）とこれらに対向
するＸ線イメージシンテンシファイア３とから構成され
る撮影系を固定した回転板６を被検体１１を中心として
回転することにより、回転板６の回転面と平行な方向に
Ｘ線検出器であるＸ線イメージインテンシファイア３の
視野よりも広い領域のＸ線透過像を得ることができる。As described above, X in the third embodiment
According to the radiographic apparatus, in order to obtain an X-ray fluoroscopic image, an X-ray radiographic image, or an X-ray CT measurement value of the subject 11 from a plurality of directions, a plurality of X-ray tubes 1 (a), 1 (b) are used. ) And an X-ray image intensifier 3 facing them, and a rotating plate 6 having a fixed imaging system is rotated about the subject 11 so as to move in a direction parallel to the rotating surface of the rotating plate 6. It is possible to obtain an X-ray transmission image of a region wider than the visual field of the X-ray image intensifier 3 which is a line detector.
【０３４０】したがって、Ｘ線透視像、Ｘ線撮影像、ま
たは、Ｘ線ＣＴ画像の横断断層面の視野を拡大すること
ができる。Therefore, the field of view of the cross-sectional plane of the X-ray fluoroscopic image, X-ray radiographic image, or X-ray CT image can be enlarged.
【０３４１】さらには、Ｘ線像のＳ／Ｎ比を向上させる
ことができるので、肺癌等の診断能を向上させることが
できる。Furthermore, since the S / N ratio of the X-ray image can be improved, the diagnostic ability of lung cancer and the like can be improved.
【０３４２】以上、本発明を実施の形態１〜３に基づき
具体的に説明したが、本発明は前記発明の実施に形態に
限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲に
おいて種々変更可能であることは勿論である。Although the present invention has been specifically described based on the first to third embodiments, the present invention is not limited to the embodiments of the present invention, and various modifications can be made without departing from the scope of the invention. Of course,
【０３４３】例えば、Ｘ線検出器としてＸ線イメージイ
ンテンシファイア３、光学レンズ系４および高解像度撮
像管を撮影素子とするテレビカメラ５から構成されるも
のを用いたが、その他のＸ線検出器に対しても、本発明
が適用できることは勿論である。For example, as the X-ray detector, an X-ray image intensifier 3, an optical lens system 4, and a television camera 5 having a high-resolution image pickup tube as a photographing element was used. It goes without saying that the present invention can also be applied to vessels.
【０３４４】なお、前述する他のＸ線検出器としては、
たとえば、Ｘ線イメージインテンシファイア、光学レン
ズ系およびＣＣＤカメラから構成されるＸ線検出器や、
蛍光板、光学レンズ系および高解像度撮像管またはＣＣ
Ｄを撮影素子とするテレビカメラから構成されるＸ線検
出器や、２次元半導体センサ等が挙げられる。As the other X-ray detector described above,
For example, an X-ray detector composed of an X-ray image intensifier, an optical lens system and a CCD camera,
Fluorescent plate, optical lens system and high resolution image pickup tube or CC
An X-ray detector, a two-dimensional semiconductor sensor, or the like, which includes a television camera having D as an imaging element, can be used.
【０３４５】また、本願発明は、一般的なＸ線透視装
置、Ｘ線撮影装置、立体Ｘ線撮影装置等にも適用できる
ことは言うまでもない。Needless to say, the present invention can be applied to a general X-ray fluoroscopic apparatus, X-ray imaging apparatus, stereoscopic X-ray imaging apparatus and the like.
【０３４６】また、前述する図１２および図１９に示す
ように、Ｘ線管１の数を増やすと合成によって得られる
Ｘ線像の視野角は拡大するが、Ｘ線管１の増加に伴い撮
像に要する時間、および、Ｘ線像を格納するために必要
となるイメージメモリ１１１のメモリ容量が増大すると
共に、Ｘ線撮影装置の構成も複雑なものとなる。Further, as shown in FIGS. 12 and 19, the viewing angle of the X-ray image obtained by the synthesis increases as the number of X-ray tubes 1 increases, but as the number of X-ray tubes 1 increases, the imaging is performed. Time and the memory capacity of the image memory 111 required to store the X-ray image increase, and the configuration of the X-ray imaging apparatus becomes complicated.
【０３４７】一方、隣接するＸ線管の間隔θを大きくす
ることにより、合成によって得られるＸ線像のＨ方向の
大きさは大きくできるが、Ｖ方向の大きさが小さくなっ
てしまう。On the other hand, by increasing the interval θ between the adjacent X-ray tubes, the size of the X-ray images obtained by the synthesis can be increased in the H direction, but the size in the V direction becomes smaller.
【０３４８】したがって、本願発明のＸ線撮影装置で
は、Ｘ線管１の個数は２〜３個程度であり、その間隔θ
は０〜１５度程度が適している。Therefore, in the X-ray imaging apparatus of the present invention, the number of X-ray tubes 1 is about 2 to 3, and the interval θ is
Is about 0 to 15 degrees.
【０３４９】なお、間隔θが０度の時は、たとえば、図
１６に示すように、複数個のＸ線管の内の１個を使用す
ることによって、実現することができる。When the interval θ is 0 degree, it can be realized by using one of a plurality of X-ray tubes as shown in FIG. 16, for example.
【０３５０】[0350]
【発明の効果】本願において開示される発明のうち代表
的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、以
下の通りである。The effects obtained by the representative ones of the inventions disclosed in the present application will be briefly described as follows.
【０３５１】（１）被検体を静止させたままで、Ｘ線検
出器の視野角よりも大きい視野角のＸ線像を撮像するこ
とができる。(1) An X-ray image having a viewing angle larger than that of the X-ray detector can be taken with the subject stationary.
【０３５２】（２）Ｘ線イメージインテンシファイアで
増幅したＸ線像を、直接、テレビカメラで電気信号に変
換するので、明室での撮像が可能となる。(2) X-ray image Since the X-ray image amplified by the intensifier is directly converted into an electric signal by the television camera, it is possible to take an image in a bright room.
【０３５３】（３）Ｘ線像の合成に不必要となるＸ線の
照射範囲することにより、被検体に照射されるＸ線の量
を制限できるので、被検体のＸ線の被爆量を最小限に抑
えることができる。(3) Since the amount of X-rays irradiated to the subject can be limited by setting the X-ray irradiation range that is unnecessary for synthesizing the X-ray images, the amount of X-ray exposure of the subject can be minimized. You can keep it to the limit.
【０３５４】（４）Ｘ線照射手段の間隔を調整すること
により、被検体の大きさおよび撮像に要求されるＸ線検
出手段の分解能を変更できるので、被検体に適した条件
でＸ線像の撮像が行える。(4) Since the size of the subject and the resolution of the X-ray detecting means required for imaging can be changed by adjusting the interval between the X-ray irradiating means, the X-ray image can be obtained under conditions suitable for the subject. Can be imaged.
【０３５５】（５）各Ｘ線照射手段を回転中心を中心と
する円周上に所定の間隔で設定することにより、各Ｘ線
照射手段から照射されるＸ線で撮像したＸ線像の補正を
同一の手順で行えるので、各Ｘ線像の補正を容易に行え
る。(5) Correction of the X-ray image picked up by the X-rays emitted from each X-ray irradiating means by setting each X-ray irradiating means on the circumference centered on the rotation center at predetermined intervals. Since the same procedure can be performed, each X-ray image can be easily corrected.
【０３５６】（６）Ｘ線を照射しＸ線像を撮像する位置
である、回転の所定の位置に２個以上のＸ線照射手段が
同時に位置しないようにＸ線照射手段を配置することに
より、回転手段が１回転する間に各Ｘ線照射手段が順番
にＸ線像を撮像する位置に到達するので、回転手段を１
回転させるのみでＸ線撮像が行える。(6) By arranging the X-ray irradiating means so that two or more X-ray irradiating means are not simultaneously positioned at a predetermined position of rotation, which is a position for irradiating X-rays and capturing an X-ray image. While the rotating means makes one revolution, each X-ray irradiating means sequentially reaches the position where the X-ray image is picked up.
X-ray imaging can be performed simply by rotating.
【０３５７】また、動作するＸ線照射手段が必ず１個で
あるので、回転手段を等速度で回転させることができ
る。Since only one X-ray irradiating device operates, the rotating device can be rotated at a constant speed.
【０３５８】（７）Ｘ線を照射しＸ線像を撮像する位置
である、回転の所定の位置に到達したＸ線照射手段を所
定の順番で動作させることにより、Ｘ線像の撮像順番を
確定することができるので、Ｘ線像の格納が容易とな
る。(7) The X-ray image is picked up by operating the X-ray irradiation means which has reached a predetermined position of rotation, which is a position for irradiating X-rays and picking up an X-ray image, in a predetermined order. Since it can be determined, it becomes easy to store the X-ray image.
【０３５９】（８）回転手段の１回転ごとに動作させる
Ｘ線照射手段を１個づつ特定することにより、Ｘ線照射
手段の切替動作が簡単化できるので、Ｘ線照射手段、回
転手段およびＸ線撮像手段の制御が容易にできる。(8) Since the switching operation of the X-ray irradiating means can be simplified by specifying the X-ray irradiating means to be operated for each rotation of the rotating means, the X-ray irradiating means, the rotating means and the X-ray irradiating means The line imaging means can be easily controlled.
【０３６０】（９）再構成手段を具備することにより、
Ｘ線撮像手段の視野角よりも大きい視野角のＸ線像に基
づいて断層像の再構成ができるので、被検体を静止させ
たままで、Ｘ線検出器の視野角よりも大きい視野角の大
きい断層像を再構成できる。(9) By providing the reconstructing means,
Since a tomographic image can be reconstructed based on an X-ray image having a viewing angle larger than that of the X-ray imaging means, the viewing angle is larger than that of the X-ray detector while the subject is stationary. A tomographic image can be reconstructed.
【０３６１】（１０）２θ＝ΔΦ（Ｍ＋１／Ｎ）を満足
するように、隣接するＸ線照射手段が回転中心となす角
度と、回転の所定の位置ΔΦとをを設定することによ
り、回転手段が１回転する間に各Ｘ線照射手段が順番に
Ｘ線像を撮像する位置に到達するので、回転手段を１回
転させるのみでＸ線撮像が行える。(10) The rotation means is set by setting the angle formed by the adjacent X-ray irradiation means with respect to the rotation center and the predetermined rotation position ΔΦ so that 2θ = ΔΦ (M + 1 / N) is satisfied. Since each X-ray irradiator sequentially reaches the position for capturing an X-ray image during one rotation of X, X-ray imaging can be performed only by rotating the rotating unit once.
【０３６２】また、回転の所定の位置が等間隔となるの
で、Ｘ線照射手段の動作間隔を一定にできる。Further, since the predetermined positions of rotation are arranged at equal intervals, the operation intervals of the X-ray irradiating means can be made constant.
【図１】本発明の実施の形態１のＸ線撮影装置の概略構
成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
【図２】実施の形態１におけるＸ線像の撮像時の回転板
の回転角と各Ｘ線管との位置関係を説明するための図で
ある。FIG. 2 is a diagram for explaining a positional relationship between a rotation angle of a rotating plate and each X-ray tube when capturing an X-ray image in the first embodiment.
【図３】実施の形態１のＸ線管１（ａ）とＸ線管１
（ｂ）とが同一のＸ線発生点位置Φに存在する場合のそ
れぞれのＸ線検出器の検出面位置を示した図である。FIG. 3 is an X-ray tube 1 (a) and an X-ray tube 1 according to the first embodiment.
It is the figure which showed the detection surface position of each X-ray detector in case (b) exists in the same X-ray generation point position (PHI).
【図４】実施の形態１のＸ線撮影装置におけるＸ線管１
（ａ）およびＸ線管１（ｂ）の回転板に対する傾きθ
と、撮影視野角２αとの関係を示すグラフである。FIG. 4 is an X-ray tube 1 in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
Inclination θ of (a) and the X-ray tube 1 (b) with respect to the rotating plate
3 is a graph showing the relationship between the image pickup viewing angle 2α and
【図５】実施の形態１のＸ線撮影装置のＸ線照射位置を
説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining an X-ray irradiation position of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
【図６】実施の形態１のＸ線撮影装置における回転板の
回転角とＸ線管１（ａ），１（ｂ）との関係の一例を説
明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining an example of a relationship between a rotation angle of a rotating plate and X-ray tubes 1 (a) and 1 (b) in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
【図７】実施の形態１のＸ線撮影装置のＸ線管１（ａ）
およびＸ線管１（ｂ）の傾きθの決定方法を説明するた
めの図である。FIG. 7 is an X-ray tube 1 (a) of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
FIG. 6 is a diagram for explaining a method of determining the inclination θ of the X-ray tube 1 (b).
【図８】実施の形態１のＸ線撮影装置における同一のＸ
線発生点において照射されたＸ線によって透視または撮
影された２枚の被検体のＸ線透過像を１枚に合成する方
法を説明するための図である。FIG. 8 is the same X in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
It is a figure for demonstrating the method of synthesize | combining the X-ray transmission image of the two to-be-examined objects fluoroscopically or imaged by the X-ray irradiated at the line generation point into one sheet.
【図９】図８に示す画像合成によって得られた合成画像
を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a composite image obtained by the image composition shown in FIG. 8.
【図１０】実施の形態１のＸ線撮影装置における同一の
Ｘ線発生点でのＸ線像を合成する際の重複部分の合成方
法を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a method of synthesizing overlapping portions when synthesizing X-ray images at the same X-ray generation point in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
【図１１】図７に示す合成画像の視野サイズを説明する
ための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining the visual field size of the composite image shown in FIG. 7.
【図１２】実施の形態１のＸ線撮影装置におけるＸ線透
過像の空間分解能、および、Ｘ線管とその傾きθとに対
する合成画像の視野サイズの代表値を示す図である。FIG. 12 is a diagram showing a spatial resolution of an X-ray transmission image in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment and a representative value of a visual field size of a combined image with respect to an X-ray tube and its inclination θ.
【図１３】実施の形態１のＸ線撮影装置が撮影を開始す
るまでの手順を説明するための図である。FIG. 13 is a diagram for explaining a procedure until the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment starts imaging.
【図１４】実施の形態１のＸ線撮影装置の動作を説明す
るためのブロック図である。FIG. 14 is a block diagram for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
【図１５】実施の形態２のＸ線撮影装置における回転板
の回転と、Ｘ線管１（ａ）、Ｘ線管１（ｂ）によるＸ線
照射の関係の一例を説明するための正面模式図である。FIG. 15 is a schematic front view for explaining an example of the relationship between the rotation of the rotating plate and the X-ray irradiation by the X-ray tube 1 (a) and the X-ray tube 1 (b) in the X-ray imaging apparatus according to the second embodiment. It is a figure.
【図１６】本発明の実施の形態３のＸ線撮影装置のＸ線
管の配置を説明するための図である。FIG. 16 is a diagram for explaining the arrangement of X-ray tubes in the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment of the present invention.
【図１７】Ｘ線管の傾きθと、Ｘ線管の個数との関係を
説明するための図である。FIG. 17 is a diagram for explaining the relationship between the inclination θ of the X-ray tube and the number of X-ray tubes.
【図１８】実施の形態３のＸ線撮影装置において、Ｘ線
管をＮ個用いて撮影を行った場合の、合成画像の視野サ
イズを水平方向および垂直方向について示した図であ
る。FIG. 18 is a diagram showing the field-of-view size of a combined image in the horizontal and vertical directions when imaging is performed using N X-ray tubes in the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment.
【図１９】実施の形態３のＸ線撮影装置における透視、
および、撮影される被検体のＸ線透過像の、空間分解
能、撮影時間、および、Ｘ線管の傾きθに対する、合成
画像の視野サイズの代表値を示す図である。FIG. 19 is a perspective view of the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment,
FIG. 3 is a diagram showing a representative value of a visual field size of a composite image with respect to a spatial resolution, an imaging time, and an inclination θ of an X-ray tube of an X-ray transmission image of a subject to be imaged.
【図２０】本実施の形態３のＸ線撮影装置において、被
検体の測定領域の大きさに基づいて、Ｘ線管の個数、Ｘ
線イメージインテンシファイアの撮影モード、Ｘ線管の
傾きを決定し、撮影を開始するまでの手順を示したブロ
ック図である。FIG. 20 shows the number of X-ray tubes, X, based on the size of the measurement region of the object in the X-ray imaging apparatus according to the third embodiment.
It is the block diagram which showed the procedure until the imaging mode of a line image intensifier, the inclination of an X-ray tube are determined, and imaging is started.
１（ａ），１（ｂ），１（Ｃ）…Ｘ線管、２…Ｘ線グリ
ッド、３…Ｘ線イメージインテンシファイア、４…光学
レンズ系、５…テレビカメラ、６…回転板、７…寝台天
板、８…錘、９…錘移動用レール、１０…Ｘ線管移動用
レール、１１…被検体、１２…撮影制御手段、１３…回
転板駆動手段、１４…Ｘ線管位置制御手段、１５…錘位
置制御手段、１６…Ｘ線管位置計測手段、１７…回転板
角度計測手段、１８…画像収集処理手段、１９…画像表
示手段、２０…Ｘ線検出器の検出面、２１…線検出器移
動用レール、２２…Ｘ線検出器位置制御手段、２３…Ｘ
線検出器位置計測手段、２４（ａ），２４（ｂ）…コリ
メータ、２５…Ｘ線照射範囲制御手段、２６…被検体大
きさ測定手段、１１０…Ａ／Ｄ変換器、１１１…イメー
ジメモリ、１１２…幾何学歪補正手段、１１３…画像合
成手段、、１１４…再構成手段、１１５…再構成用のイ
メージメモリ。1 (a), 1 (b), 1 (C) ... X-ray tube, 2 ... X-ray grid, 3 ... X-ray image intensifier, 4 ... Optical lens system, 5 ... Television camera, 6 ... Rotating plate, Reference numeral 7 ... Bed top, 8 ... Weight, 9 ... Rail for moving weight, 10 ... Rail for moving X-ray tube, 11 ... Subject, 12 ... Imaging control means, 13 ... Rotating plate driving means, 14 ... X-ray tube position Control means, 15 ... Weight position control means, 16 ... X-ray tube position measurement means, 17 ... Rotating plate angle measurement means, 18 ... Image collection processing means, 19 ... Image display means, 20 ... Detection surface of X-ray detector, 21 ... Rail for moving line detector, 22 ... X-ray detector position control means, 23 ... X
Line detector position measuring means, 24 (a), 24 (b) ... Collimator, 25 ... X-ray irradiation range control means, 26 ... Subject size measuring means, 110 ... A / D converter, 111 ... Image memory, 112 ... Geometric distortion correcting means, 113 ... Image combining means, 114 ... Reconstructing means, 115 ... Image memory for reconstruction.
Claims (13)
と、前記被検体をＸ線で撮像するＸ線撮像手段と、前記
Ｘ線照射手段および前記Ｘ線撮像手段を前記被検体の周
りに回転させる回転手段とを有するＸ線撮影装置におい
て、 前記複数個のＸ線照射手段を所定の間隔で設定するＸ線
照射手段設定手段と、前記回転手段を制御し、前記複数
個のＸ線照射手段と前記Ｘ線撮像手段との相対的な位置
を保持したまま、前記複数個のＸ線照射手段と前記Ｘ線
撮像手段とを被検体の周りに回転させ、前記複数個のＸ
線照射手段が回転の所定の位置に到達したときには、該
回転の所定の位置に到達したＸ線照射手段を動作させて
Ｘ線を照射し、被検体のＸ線撮像を行うＸ線撮像制御手
段と、前記複数個のＸ線照射手段が前記所定の位置のと
きに撮像した複数のＸ線像を合成し、前記Ｘ線撮像手段
の視野角より大きい視野角のＸ線像を合成して、該Ｘ線
像を前記所定の位置で撮像されたＸ線像とするＸ線像合
成手段とを具備することを特徴とするＸ線撮影装置。1. An X-ray irradiating means for irradiating a subject with X-rays, an X-ray imaging means for imaging the subject with X-rays, and the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means for the subject. An X-ray imaging apparatus having rotating means for rotating the X-ray irradiating means, wherein the X-ray irradiating means setting means for setting the plurality of X-ray irradiating means at predetermined intervals, and the rotating means for controlling the plurality of X-ray irradiating means. The plurality of X-ray irradiating means and the X-ray imaging means are rotated around the subject while maintaining the relative positions of the X-ray irradiating means and the X-ray imaging means, and the plurality of X-ray irradiating means are rotated.
When the X-ray irradiating unit reaches a predetermined position of rotation, the X-ray irradiating unit that has reached the predetermined position of rotation is operated to irradiate X-rays, and X-ray imaging control unit for performing X-ray imaging of the subject. And synthesizing a plurality of X-ray images captured by the plurality of X-ray irradiating means at the predetermined position, and synthesizing X-ray images having a viewing angle larger than the viewing angle of the X-ray imaging means, An X-ray image synthesizing device, comprising: an X-ray image synthesizing unit that converts the X-ray image into an X-ray image captured at the predetermined position.
したＸ線像を電気信号に変換するＸ線検出器であること
を特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影装置。2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray imaging unit is an X-ray detector that converts an X-ray image transmitted through the subject into an electric signal.
り、前記Ｘ線照射手段は円錐状のＸ線を照射するＸ線照
射装置であることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮
影装置。3. The X-ray detector is a two-dimensional X-ray detector, and the X-ray irradiator is an X-ray irradiator that irradiates a conical X-ray. X-ray equipment.
ンシファイアとテレビカメラとからなるＸ線検出装置で
あり、前記Ｘ線照射手段は円錐状のＸ線を照射するＸ線
照射装置であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線
撮影装置。4. The X-ray imaging unit is an X-ray detection device including an X-ray image intensifier and a television camera, and the X-ray irradiation unit is an X-ray irradiation device that irradiates a conical X-ray. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein:
射範囲を所定の範囲に制限する照射範囲制限手段を具備
することを特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項
に記載のＸ線撮影装置。5. The X-ray irradiating means comprises an irradiation range limiting means for restricting an X-ray irradiation range to a predetermined range, according to any one of claims 1 to 4. The described X-ray imaging apparatus.
撮影対象部分の大きさに基づいて、前記各Ｘ線照射手段
間の間隔を設定することを特徴とする請求項１ないし５
のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。6. The X-ray irradiating means setting means sets an interval between the X-ray irradiating means based on a size of an imaging target portion of a subject.
The X-ray imaging apparatus according to claim 1.
線照射手段間の間隔を各々のＸ線照射手段の照射範囲を
合わせた照射範囲が前記被検体を覆う間隔に設定するこ
とを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載
のＸ線撮影装置。7. The X-ray irradiating means setting means is provided for each X-ray irradiation means.
7. The X according to claim 1, wherein an interval between the X-ray irradiators is set to an interval in which an irradiation range including the irradiation ranges of the respective X-ray irradiators covers the subject. X-ray equipment.
のＸ線照射手段と前記Ｘ線撮像手段との回転中心を中心
とする円周上に、前記各Ｘ線照射手段間の間隔を所定の
値に設定することを特徴とする請求項１ないし７のいず
れか１項に記載のＸ線撮影装置。8. The X-ray irradiating means setting means sets an interval between each of the X-ray irradiating means on a circumference around a rotation center of the plurality of X-ray irradiating means and the X-ray imaging means. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray imaging apparatus is set to a predetermined value.
個のＸ線照射手段の内２個以上が同時に前記回転の所定
の位置に到達しない間隔で前記複数個のＸ線照射手段を
設定し、前記回転の所定の位置に到達したＸ線照射手段
を動作させてＸ線を照射し、被検体のＸ線撮像を行うこ
とを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１項に記載
のＸ線撮影装置。9. The X-ray irradiation means setting means sets the plurality of X-ray irradiation means at intervals such that two or more of the plurality of X-ray irradiation means do not simultaneously reach a predetermined position of the rotation. 9. Then, the X-ray irradiating means that has reached a predetermined position of the rotation is operated to irradiate X-rays, and the X-ray image of the subject is picked up. X-ray equipment.
所定の位置に到達した前記Ｘ線照射手段を所定の順番で
１個づつ動作させることを特徴とする請求項１ないし８
のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。10. The X-ray imaging control means operates the X-ray irradiation means which have reached a predetermined position of the rotation one by one in a predetermined order.
The X-ray imaging apparatus according to claim 1.
段の１回転ごとに、前記複数個のＸ線照射手段の内から
１個のＸ線照射手段を動作させることを特徴とする請求
項１ないし９のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。11. The X-ray imaging control means operates one X-ray irradiation means from the plurality of X-ray irradiation means for each rotation of the rotation means. The X-ray imaging apparatus according to any one of 1 to 9.
する再構成手段を具備することを特徴とする請求項１な
いし１１のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。12. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, further comprising reconstruction means for reconstructing the X-ray image into a tomographic image of a subject.
位置は、前記被検体の周囲３６０°を任意の整数個に等
分割する角度ΔΦ、前記複数個のＸ線照射手段の数を
Ｎ、前記Ｘ線照射手段の内で隣接するＸ線照射手段が回
転中心となす角度を２θとしたときに、任意の整数値Ｍ
に対して、隣接する前記Ｘ線照射手段がなす角度を２θ
＝ΔΦ（Ｍ＋１／Ｎ）とすることを特徴とする請求項１
ないし１２のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。13. The predetermined position of the rotation for irradiating the X-rays is an angle ΔΦ that equally divides 360 ° around the subject into arbitrary integers, and the number of the plurality of X-ray irradiating means is N. , An arbitrary integer value M when the angle formed by the adjacent X-ray irradiating means in the X-ray irradiating means and the rotation center is 2θ.
, The angle formed by the adjacent X-ray irradiation means is 2θ.
2. The method according to claim 1, wherein: ΔΦ (M + 1 / N)
13. The X-ray imaging apparatus according to any one of 1 to 12.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8042892A JPH09234192A (en) | 1996-02-29 | 1996-02-29 | X-ray photography device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8042892A JPH09234192A (en) | 1996-02-29 | 1996-02-29 | X-ray photography device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09234192A true JPH09234192A (en) | 1997-09-09 |
Family
ID=12648693
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8042892A Pending JPH09234192A (en) | 1996-02-29 | 1996-02-29 | X-ray photography device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09234192A (en) |
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-
1996
- 1996-02-29 JP JP8042892A patent/JPH09234192A/en active Pending
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