JP2008012043A - Ｘ線診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 撮影レートの遅いＤＳＡ撮影にあって、Ｘ線照射から次のＸ線照射までの時間が長くなることに伴う、平面検出器に蓄積される暗電流の増加の影響を軽減する。
【解決手段】 Ｘ線発生部１および平面検出器２１を被検体４５の周りに回転させて、所定回転角度位置毎にＸ線を照射してＸ線画像を生成するＸ線診断装置において、平面検出器からのデータ収集回数を基準レートでｎ回行うのに対して、Ｘ線発生部からのＸ線照射回数を（１／ｎ）回（ただし、ｎは２以上の正の整数）とする。
これにより、低いレートで画像データを収集する場合であっても、平面検出器に生ずる暗電流の影響を排除して、明瞭なＸ線画像を得ることができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、２次元的に配列された複数の半導体Ｘ線検出素子から成るＸ線検出器を用いたＸ線診断装置に係り、特に循環器用として好適なＸ線診断装置に関する。

Ｘ線診断装置において、被検体のＸ線像を観察する手段として、従来からＸ線フィルムに直接Ｘ線像を焼き付けるものの他、イメージインテンシファイアー（Ｉ．Ｉ．）の蛍光面に結像したＸ線像をテレビカメラで撮影し、その映像をテレビモニタに表示するようにしたものが用いられていた。しかし近時、２次元的に配列された複数の半導体Ｘ線検出素子から成る平面検出器と呼ばれるＸ線検出器が実用化され、Ｘ線診断装置に採用されるようになってきた。

この平面検出器は、Ｘ線照射によって、その照射量に比例した電荷（以下、信号電荷という。）が2次元に配列された検出素子の夫々に蓄積され、この蓄積された電荷はスイッチング機能を有するＴＦＴ（薄膜トランジスタ）を介して順次信号出力線に読み出される構成になっている。そして、信号出力線に出力された電荷は、電荷・電圧変換器を介してＡ／Ｄ変換器にてデジタル信号に変換され、Ｘ線画像情報として画像記憶回路に保存された後、表示部にて表示される。なおＡ／Ｄ変換されたＸ線画像信号は種々の画像処理や複数画像間のサブトラクション処理なども容易に行なうことが可能となる。

一方、平面検出器にはＸ線照射時の透過Ｘ線入射量に対応した信号電荷の他に、リーク電流（暗電流）に起因する雑音電荷が絶えず蓄積される。このため、Ｘ線撮影を行なう直前に雑音電荷を排除するためのリセット動作を行なうことによって画質の劣化を防いでいた（例えば、特許文献１参照。）。

平面検出器を用いた循環器用Ｘ線診断装置によって、デジタルサブトラクションアンギオグラフィー（ＤＳＡ）撮影を行なう場合には、Ｘ線照射直前に雑音電荷を取り除くためのリセット動作が要求される。このようなリセット動作を同期撮影方式において行なう場合には、Ｘ線照射のタイミングが予め定められているため、このＸ線照射タイミングに対してリセット動作に要する時間（リセット時間）だけ先行してリセット動作を開始することによって暗電流の影響を受けずにＸ線撮影を行なうことが可能となるが、非同期撮影方式においては、Ｘ線照射のタイミングを予め正確に知ることができず、従ってリセット動作開始のタイミングを設定することが困難であった。

また、撮影部位にＸ線発生器及びＸ線検出器が到達した時点でリセット動作を行なった場合には、リセット動作期間だけＸ線撮影のタイミングが遅れることになる。従って、予め設定された撮影位置に対して異なる位置のＸ線撮影が行われてしまうことになり、またマスク画像とコントラスト画像の撮影位置にズレが発生して、正確なサブトラクション画像が得られなくなる。このような不都合を防止するため、予め決められた位置でリセット動作をさせるものもあった（例えば、特許文献２参照。）。
特開平９−１３１３３７号公報 特開２００４−２０２０２６号公報

撮影レートの遅いＤＳＡ撮影にあっては、Ｘ線照射から次のＸ線照射までの時間が長くなり、平面検出器に蓄積される暗電流が増加することとなる。従って、予め決めたレート毎に暗電流の補正を行なおうとしても、補正データの数を十分に持てない場合は、予め決めたレートの補正データをそれよりも低いレートでも使用しなければならなくなる。そのため、適正な暗電流の補正を行うことができず、その結果、画像に白い輝点が生じたり画面がざらついたりするような不具合が生じ、画質を低下させることになる。

本発明は、このような課題を解決するためになされたものであり、その目的は、平面検出器を用いたＸ線撮影において、予め決まったレートよりも低いレートでの撮影においても、暗電流の補正誤差を排除または低減することによって高画質を得ることができるＸ線診断装置を提供することにある。

上述の課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、被検体を間にして対向するように、Ｘ線発生手段とこのＸ線発生手段から照射されるＸ線を検出して電荷に変換し、蓄積する複数個の検出素子を有するＸ線検出手段とを配置するとともに、これらＸ線発生手段およびＸ線検出手段を前記被検体の周りに回転させて、所定回転角度位置毎に前記Ｘ線発生手段からＸ線を照射してＸ線画像を生成するＸ線診断装置において、前記Ｘ線検出手段からのデータ収集回数を基準レートでｎ回行うのに対して、前記Ｘ線発生手段からのＸ線照射回数を（１／ｎ）回（ただし、ｎは２以上の正の整数）とすることを特徴とする。

また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線診断装置において、前記Ｘ線検出手段から前記Ｘ線発生手段によりＸ線照射のされていないタイミングで読み出したデータは画像形成に供しないか、または、当該データに基づき形成された画像を表示しないことを特徴とする。

また、請求項３に記載の発明は、請求項１または請求項２のいずれか１項に記載のＸ線診断装置において、ｎ＝２の場合であって、前記Ｘ線発生手段からのＸ線照射間隔は適宜とし、Ｘ線照射時とその前に、前記Ｘ線検出手段からのデータ収集を基準レートで行うことを特徴とする。

上記課題を解決するための手段の項にも示したとおり、本発明の特許請求の範囲に記載する各請求項の発明によれば、次のような効果を奏する。

請求項１に記載の発明によれば、角度トリガー方式を採用するＸ線診断装置において、低いレートで画像データを収集する場合であっても、Ｘ線検出手段に生ずる暗電流の影響を排除して、明瞭なＸ線画像を得ることができる。

請求項２に記載の発明によれば、Ｘ線検出手段の補正用として読み出したデータなので、このデータを画像形成に供しないようにすることによって、画像形成時における演算処理の無駄を排除したり、記憶部の容量を圧迫しないようにしたりすることができる。

請求項３に記載の発明によれば、さらに低いレートで画像データを収集する場合であっても、Ｘ線検出手段に生ずる暗電流の影響を排除して、明瞭なＸ線画像を得ることができる。

以下、本発明に係るＸ線診断装置の実施例について、図１ないし図５を参照して詳細に説明する。

この本発明に係るＸ線診断装置は、特に循環器系の診断に好適な装置であり、例えば、血管内の狭窄部位の診断を行う場合、血管内に造影剤を注入する前に診断部位について第１のＸ線画像（マスク画像）を予め撮影しておき、その後造影剤を注入して、同じ診断部位に造影剤が到達した時点で第２のＸ線画像（コントラスト画像）を撮影する。そして、得られた２枚の画像間の引き算(サブトラクション)を行うことによって、造影剤の注入されている血管のみを高いコントラスト分解能で表示できる画像が得られる。

このような手技を通常デジタルサブトラクションアンギオグラフィ（ＤＳＡ）と称しており、被検体に対してＸ線発生器とＸ線検出器を固定して、同一の診断部位でのサブトラクション画像を撮影する通常のＤＳＡ撮影、被検体に対してＸ線発生器とＸ線検出器を相対的に移動させながらサブトラクション画像を撮影するボーラスＤＳＡ撮影、被検体の周りにＸ線発生器とＸ線検出器を回転移動させながら同一角度位置でのサブトラクション画像を撮影する回転ＤＳＡ撮影などが広く行われている。

そこで先ず、本発明の実施の形態におけるＸ線診断装置の基本的な構成とこのＸ線診断装置に用いられる平面検出器の構成について、図１及び図２を参照して説明する。なお、図１はＸ線診断装置全体の概略構成を示したブロック図であり、図２は平面検出器の概略的な構成を示した図である。そして図２には、説明を簡単にするために、列方向（図２の上下方向）、及びライン方向（図２の左右方向）に２素子ずつ合計４個の検出素子５１が配列されている場合の平面検出器を示している。

Ｘ線診断装置１００は、被検体４５に対してＸ線を照射するＸ線発生部１と、被検体４５を透過したＸ線を２次元的に検出するＸ線検出部２と、前記Ｘ線発生部１とＸ線検出部２を例えばＣ字形に形成されたアームによって両者が対向する向きに保持する保持アーム５と、被検体４５を載せる寝台（天板）１７とを備えている。

また、Ｘ線診断装置１００は、保持アーム５や寝台１７の移動を行なう機構部３と、機構部３の各機構を制御する機構制御部６と、Ｘ線検出部２によってライン単位で検出されるＸ線画像データを1枚の画像データとして保存するとともに、画像間のサブトラクション演算を行なう画像演算・記憶部７を備えている。

更に、Ｘ線診断装置１００は、画像演算・記憶部７に保存されているＸ線画像データを表示する表示部８と、Ｘ線発生部１におけるＸ線放射に必要な高電圧を発生する高電圧発生部４と、上記各ユニットを制御するシステム制御部１０と、例えばＸ線技師などの装置操作者がこのＸ線診断装置１００に対して種々の指示を与えるための操作部９を備えている。

Ｘ線発生部１は、被検体４５に対しＸ線を放射するＸ線管１５と、このＸ線管１５から放射されたＸ線をコリメートするＸ線絞り器１６を備えている。Ｘ線管１５はＸ線を発生する真空管であり、陰極（フィラメント）より放出された電子を高電圧によって加速させてタングステン陽極に衝突させＸ線を発生させる。一方、Ｘ線絞り器１６は、Ｘ線管１５と被検体４５の間に位置し、拡大撮影の場合には、Ｘ線管１５から放射されたＸ線ビームを拡大撮影領域のサイズに絞り込む機能を有している。

Ｘ線検出部２は、被検体４５を透過したＸ線を電荷に変換して蓄積する平面検出器２１と、この平面検出器２１に蓄積された電荷をＸ線画像信号として読み出すためのゲートドライバ２２と、読み出された電荷を画像データに変換する画像データ生成部１１とを備えている。

平面検出器２１は図２に示すように、微小な検出素子５１を列方向及びライン方向に２次元的に配列して構成されており（図２には説明を簡単にするために、例えば、検出素子５１が列方向（図２の上下方向）、及びライン方向（図２の左右方向）に２素子ずつ配列されている場合を示す）、各々の検出素子５１−１１、５１−１２、５１−２１、５１−２２はＸ線を感知し、入射Ｘ線量に応じて電荷を生成する光電膜５２と、この光電膜５２に発生した電荷を蓄積する電荷蓄積コンデンサ５３と、この電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積された電荷を所定のタイミングで読み出すＴＦＴ（薄膜トランジスタ）５４を備えている。

そして、検出素子５１−１１、５１−１２、５１−２１、５１−２２は、その光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第１の端子と、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第１の端子が接続され、更に、その接続点はＴＦＴ５４−１１、５４−１２、５４−２１、５４−２２のソース端子へ接続される。一方、光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第２の端子は、図示しないバイアス電源に接続され、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第２の端子は接地される。

ライン方向のＴＦＴ５４−１１及びＴＦＴ５４−２１のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−１に接続され、また、ＴＦＴ５４−１２、及びＴＦＴ５４−２２のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−２に接続される。なお、 ゲートドライバ２２は、Ｘ線照射によって検出素子５１の光電膜５２で発生し電荷蓄積コンデンサ５３にて蓄積される信号電荷と、リーク電流に起因する雑音電荷を読み出すために、ＴＦＴ５４のゲート端子に読み出し用の駆動パルスを供給するものである。

一方、列方向のＴＦＴ５４−１１、及びＴＦＴ５４−１２のドレイン端子は信号出力線５９−１に共通接続され、また、ＴＦＴ５４−２１及びＴＦＴ５４−２２のドレイン端子は信号出力線５９−２にそれぞれ共通接続される。そして、信号出力線５９−１、５９−２は画像データ生成部１１に接続されている。

図１に戻って、この画像データ生成部１１は、平面検出器２１から読み出された電荷を電圧に変換する電荷・電圧変換器２３と、この電荷・電圧変換器２３の出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器２４と、平面検出器２１からライン単位でパラレルに読み出される画像信号をシリアルな信号に変換するパラレル・シリアル変換器２５とを備えている。

機構部３は、Ｘ線発生部１及びＸ線検出部２を被検体４５の周囲で回転させて撮影断面を設定するために保持アーム５を回転移動させる保持アーム移動機構４１と、Ｘ線発生部１及びＸ線検出部２を被検体４５の体軸方向に対して相対的に移動させて撮影断面を設定するために寝台１７の移動を行なう寝台移動機構４２を備えている。なお、保持アーム移動機構４１によって保持アーム５を被検体４５の周囲に回転移動させたときの、Ｘ線発生部１及び／またはＸ線検出部２の位置（角度）は、内部に設けられたエンコーダによって検出され出力される。

機構制御部６は、システム制御部１０からの制御信号によって機構部３の保持アーム移動機構４１及び寝台移動機構４２を制御する。また機構部３に設けられたエンコーダ出力信号を受け、保持アーム５の回転位置（すなわち、被検体４５の体軸に対するＸ線発生部１及び／またはＸ線検出部２の角度）や、寝台１７の位置（即ち被検体４５とＸ線発生部１及びＸ線検出部２との相対位置）の検出を行なう位置検出器を備えている。

画像演算・記憶部７は、画像データ生成部１１からシリアルに送られてくる所定部位のマスク画像データを保存するマスク画像データ記憶回路、コントラスト画像データを保存するコントラスト画像データ記憶回路、Ｘ線を照射しない場合に得られる画像データ（暗時画像データとも言う）を保存する暗時画像データ記憶回路、更にはサブトラクション後の画像データを保存するサブトラクション画像データ記憶回路などから構成される画像データ記憶回路１３と、この画像データ記憶回路１３にて保存された所定部位のマスク画像データやコントラスト画像データと暗時画像データとのサブトラクション、更には、上記暗時画像データとのサブトラクション後のマスク画像データ（補正マスク画像データ）とコントラスト画像データ（補正コントラスト画像データ）とのサブトラクションなどを行なう画像演算回路１２を備えている。

高電圧発生部４は、Ｘ線管１５の陰極から発生する熱電子を加速するために、Ｘ線管１５の陽極と陰極の間に印加する高電圧を発生させる。通常は、インバータ方式により８０ＫＷ乃至１００ＫＷの大出力容量を有している。

操作部９はキーボード、各種スイッチ、マウス等を備えたインターラクティブなインターフェースであり、装置の操作者は操作部９において、撮影の各種条件や検査の開始、機構部３の移動制御などのコマンド信号を入力し、これらのコマンド信号はシステム制御部１０を介して各ユニットに送られる。また、被検体４５に注入した造影剤の移動速度に合わせて保持アーム５の回転速度の指示や、寝台１７の移動速度あるいは移動方向の指示を行なう機能を有している。

表示部８は、画像演算・記憶部７において生成されたマスク画像、コントラスト画像、サブトラクション画像の中の所望の画像データと、この画像データの付帯情報である数字や各種文字などを合成して一旦保存する表示用画像メモリ３１と、このＸ線画像データや付帯情報をアナログ信号に変換するＤ／Ａ変換器３２と、このアナログ信号をＴＶフォーマット変換して映像信号を生成する表示回路３３と、前記映像信号を表示する液晶、あるいはＣＲＴのモニタ３４から構成される。

システム制御部１０は、ＣＰＵと記憶回路を備え、操作部９から送られてくる操作者の指示や撮影条件などの情報を一旦記憶した後、これらの情報に基づいてＸ線画像データの収集や表示の制御、あるいは移動機構に関する制御などシステム全体の制御を行なう。また、前記記憶回路には、Ｘ線を照射しない状態で得られる装置固有の暗時画像データが予め保存されている。

更に、システム制御回路１０は、機構制御部６の位置検出器から送られてくる機構部３の検出位置に基づいてゲートドライバ２２に対してリセットトリガ信号を供給し、また前記検出位置と予め設定されている撮影位置情報とが一致した場合には、高電圧発生部４に対してＸ線照射の制御信号を供給する。

本発明の実施の形態に係るＸ線診断装置の基本的な構成は上述のとおりであるが、次に、このように構成されたＸ線診断装置によって、回転ＤＳＡ撮影を行う場合についての幾つかの撮影形態を実施例として説明する。

なお、角度トリガー方式による回転ＤＳＡにおいては、Ｘ線発生部１及びＸ線検出部２を被検体４５周りの同じ角度位置に位置付けて、マスク画像（第１のＸ線画像）とコントラスト画像（第２のＸ線画像）の撮影を行うことになる。ただし、体内の血管内を流れる血流の速さが血管径や狭窄の状況などに依存して一様ではないので、造影剤の流れる速度も一様とはならない。そのため、コントラスト画像（第２のＸ線画像）の撮影では、保持アーム５によって被検体４５の周りに回転させるＸ線発生部１及びＸ線検出部２の回転速度を、造影剤の流れる速度に合わせて回転させながら、マスク画像（第１のＸ線画像）を得たのと同じ角度位置で撮影を行うことになる。

また、本発明の実施の形態における、所定角度毎にトリガー信号を得て行うＸ線の照射とデータ収集の動作は、マスク画像（第１のＸ線画像）の撮影と、コントラスト画像（第２のＸ線画像）の撮影に共通するものなので、以下の説明では、特にマスク画像（第１のＸ線画像）の撮影或いはコントラスト画像（第２のＸ線画像）の撮影と断らずに、共通する動作として説明するものとする。また、両画像のサブトラクション処理についても先に説明したものが同様に適用されるので、以下の実施の形態ではその説明を省略する。

基本の収集レートに対して、１／２回の割合でＸ線を照射する場合。

図３は、寝台１７に載置されている被検体４５の周りに、保持アーム５によってＸ線発生部１及びＸ線検出部２を回転させ、所定角度毎にＸ線発生部１からＸ線を照射して撮影する場合の角度トリガー位置の一例を示したものである。従って、被検体４５とその被検体４５に対する角度トリガー位置を符号Ｘ１ないしＸ５およびＹ１ないしＹ６を付した矢印で示しており、Ｘ線発生部１、Ｘ線検出部２、寝台１７、保持アーム５などは示していない。

なおこの場合は、被検体４５の検査部位の周りを、例えば１５度毎にデータ収集することを基本にしているものとして、その１／２回の割合で撮影を行うものとすれば、Ｘ線を照射して撮影する角度は３０度毎となる。すなわち、３０度（Ｘ１）、６０度（Ｘ２）、９０度（Ｘ３）、１２０度（Ｘ４）、１５０度（Ｘ５）・・・の位置がＸ線を照射する角度位置となる。一方、Ｘ線を照射して撮影する角度位置の前後すなわち、１５度（Ｙ１）、４５度（Ｙ２）、７５度（Ｙ３）、１０５度（Ｙ４）、１３５度（Ｙ５）、１６５度（Ｙ６）・・・の位置は、Ｘ線の照射は行わないが、データ収集は行う角度位置を示している。なお、Ｘ線を照射しない角度で得られる画像データすなわち暗時画像データを収集することを、ここでは空読みと称するものとする。

さて、図３に示した実施例１では、Ｘ線の照射と空読みとを交互に行うことになり、図中Ｘ１ないしＸ５の角度位置においてＸ線を照射して撮影し、図中Ｙ１ないしＹ６で示した角度位置では空読みを行う。このような制御は、システム制御部１０からの制御信号によって機構制御部６が機構部３の保持アーム移動機構４１を駆動するとともに、保持アーム移動機構４１の内部に設けられているエンコーダによって検出される保持アーム５の回転位置が所定角度（すなわち、３０度、６０度、９０度・・・）に達する毎にシステム制御部１０は、高電圧発生部４に信号を送りＸ線管１５に高電圧を印加してＸ線を発生させて、Ｘ線検出部２においてデータを収集して画像データを生成する。また、１５度、４５度、７５度・・・ではＸ線を発生させずにデータ収集のみを行わせ（すなわち、空読みさせる）る。

なお、Ｘ線を照射した際にＸ線検出部２において収集されたデータは、画像演算・記憶部７へ送られて画像データに生成されて保存され、さらに表示部８へ送られてモニタ３４に表示される。一方、Ｘ線を照射しない角度位置でＸ線検出部２において収集されたデータすなわち空読みされたデータは、システム制御部１０の制御によって、画像として表示しないようにする。ただし、補正用データとして使用する場合には、画像データ記憶回路１３の暗時画像データ保存部に保存すればよいが、既に補正用データをもっている場合には、画像データ生成部１１から画像演算・記憶部７へ送らないようにして、記憶容量を圧迫させないようにするのがよい。

基本の収集レートに対して、１／３回の割合でＸ線を照射する場合。

この場合は、実施例１と同様に基本の収集レートを１５度毎に設定してあるものとすれば、角度トリガー位置は図３と同様となる。しかし、基本の収集レートに対して、１／３の割合でＸ線を照射するものとすれば、図４に示すように、Ｘ線を照射して画像データを収集した後に、Ｘ線を照射せずにデータ収集のみ（空読み）を２回行うことになる。すなわち、Ｘ線を照射して撮影する角度位置は、１５度（Ｘ１）、６０度（Ｘ２）、１０５度（Ｘ３）、１５０度（Ｘ４）・・・となる。一方、Ｘ線を照射せずにデータ収集のみを行う（空読みをする）角度位置は、０度（Ｙ１）、３０度（Ｙ２）、４５度（Ｙ３）、７５度（Ｙ４）、９０度（Ｙ５）、１２０度（Ｙ６）、１３５度（Ｙ７）、１６５度（Ｙ８）・・・となる。

以下同様に、基本の収集レートに対して、１／ｎ回以下のレートでＸ線を照射して画像データを収集する場合には、Ｘ線を照射して画像データを収集した後の空読みを（ｎ−１）回行うようにすればよい。なおこの場合、それぞれの収集レートにおいて、Ｘ線を照射する角度と空読みをする角度、または空読みと空読みとの角度は、均等に配置されるものとする。

基本の収集レートに制約されない低いレートでＸ線を照射する場合。

この場合は、図５に示すように、Ｘ線を照射して画像データを収集する角度位置を符号Ｘ１ないしＸ４を付して示してあるように予め任意に設定されるので、その間隔も符号Ａ、Ａ‘で示すように任意の角度となる。ただし、Ｘ線を照射して画像データを収集した後の空読みを、次のＸ線を照射する前に基本の収集レートの間隔Ｃを置いて実行するので、符号Ｙ１、Ｙ２、Ｙ３は、この角度位置に予め設定される空読みを行う位置を示したものである。

すなわち、Ｘ線を照射して画像データを収集してから次のＸ線を照射して画像データを収集までの間の間隔（Ｘ１からＸ２までの間隔、Ｘ２からＸ３までの間隔、Ｘ３からＸ４までの間隔）Ａ、Ａ‘は、基本レートに関わらず適宜の間隔でよく、従って、Ｘ線を照射して画像データを収集してから空読みを行うまでの間（Ｘ１からＹ１までの間隔、Ｘ２からＹ２までの間隔、Ｘ３からＹ３までの間隔）Ｂも基本レートに関わらず適宜の間隔でよい。しかし、空読みを行ってからＸ線を照射して画像データを収集するまでの間隔（Ｙ１からＸ２までの間隔、Ｙ２からＸ３までの間隔、Ｙ３からＸ４までの間隔）Ｃは、基本レートに一致させるものとする。言い換えれば、Ｘ線を照射して画像データを収集する場合、Ｘ線を照射する前に、基本レートの間隔で空読みを実施することが条件となる。

以上詳述したように、本発明の実施の形態によれば、基本のデータ収集レートに対してＸ線を照射してＸ線撮影を行う角度間隔が大きい場合でも、半導体Ｘ線検出素子から成るＸ線検出器に特有の暗電流を精度よく除去することができ、暗電流に伴う画質の劣化を防止することができる。

なお、本発明は、主に回転ＤＳＡおよび３Ｄ−ＤＳＡを実施するＸ線診断装置に利用されるものとして説明したが、これに限らずサブトラクションを実施しない角度トリガー方式を採用する回転ＤＡや３Ｄ−ＤＡにも適用することができることは言うまでもない。

本発明に係るＸ線診断装置全体の概略構成を示したブロック図である。 Ｘ線診断装置に備えられる平面検出器の概略的な構成の説明図である。 本発明に係るＸ線診断装置の撮影形態を説明するために示した図である。（実施例１） 本発明に係るＸ線診断装置の他の撮影形態を説明するために示した図である。（実施例２） 本発明に係るＸ線診断装置のさらに他の撮影形態を説明するために示した図である。（実施例３）

符号の説明

１ Ｘ線発生部
２ Ｘ線検出部
５ 保持アーム
７ 画像演算・記憶部
１０ システム制御部
２１ 平面検出器
４５ 被検体

Claims (3)

1. 被検体を間にして対向するように、Ｘ線発生手段とこのＸ線発生手段から照射されるＸ線を検出して電荷に変換し、蓄積する複数個の検出素子を有するＸ線検出手段とを配置するとともに、これらＸ線発生手段およびＸ線検出手段を前記被検体の周りに回転させて、所定回転角度位置毎に前記Ｘ線発生手段からＸ線を照射してＸ線画像を生成するＸ線診断装置において、
   前記Ｘ線検出手段からのデータ収集回数を基準レートでｎ回行うのに対して、前記Ｘ線発生手段からのＸ線照射回数を（１／ｎ）回（ただし、ｎは２以上の正の整数）とすることを特徴とするＸ線診断装置。
2. 前記Ｘ線検出手段から前記Ｘ線発生手段によりＸ線照射のされていないタイミングで読み出したデータは画像形成に供しないか、または、当該データに基づき形成された画像を表示しないことを特徴とする請求項１に記載のＸ線診断装置。
3. ｎ＝２の場合であって、前記Ｘ線発生手段からのＸ線照射間隔は適宜とし、Ｘ線照射時とその前に、前記Ｘ線検出手段からのデータ収集を基準レートで行うことを特徴とする請求項１または請求項２のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。

Images