JPH0775632A

JPH0775632A - 放射線診断装置

Info

Publication number: JPH0775632A
Application number: JP5223172A
Authority: JP
Inventors: Masayuki Nishiki; 雅行西木; Kouichirou Nabuchi; 好一郎名渕; Akira Tsukamoto; 明塚本; Seiichiro Nagai; 清一郎永井
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 1993-09-08
Filing date: 1993-09-08
Publication date: 1995-03-20

Abstract

(57)【要約】【目的】透視／撮影切換手段を備え時間分解能の優れた
透視像を得ることが可能であって、モニタに表示された
透視像の動画表示にちらつきが発生せず、診断に適した
Ｘ線診断装置を提供すること。【構成】固体撮像素子を用いて被検体の放射線像を撮像
する放射線診断装置において、撮影時にはフレーム蓄積
モードで所定の画素数の撮像を行ない、透視時には奇フ
ィールドと偶フィールドとで同一の複数の水平ラインの
画素信号を加算するフィールド蓄積モードで前記所定の
画素数より少ない画素数の撮像を行なう。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体を通過した放射
線により形成された放射線画像をイメージインテンシフ
ァイア（以下、Ｉ．Ｉ．と称する）と固体撮像素子を用
いて可視画像に変換して表示する放射線診断装置に関
し、特に透視と撮影の両方を行うものに関する。

【０００２】

【従来の技術】従来から、放射線診断装置の一例として
Ｘ線診断装置が用いられている。Ｘ線診断装置は、被検
体に対し、Ｘ線を曝射して透過したＸ線を光学像に変換
し、この光学像をＴＶ映像信号に変換してモニタに透視
像として表示するものである。すなわち、このＸ線診断
装置によれば、Ｘ線管から被検体にＸ線が曝射される
と、このＸ線はＩ．Ｉ．により光学像に変換される。そ
してこのＩ．Ｉ．から光学像は光学系を介してＴＶカメ
ラに画像入力されてＴＶ映像信号に変換され、モニタに
透視像として表示される。一方、前述したＩ．Ｉ．から
光学像を入力するＴＶカメラは、通常、撮像管を使用し
ているが、ＭＴＦ（Moduration Transfer Function）が
低い、高速スキャンの際のノイズが大きい、残像が大き
い等の問題があった。

【０００３】そこで、撮像管の問題点を回避するため
に、最近では、ＣＣＤ等の固体撮像素子が使用されてい
る。しかし、固体撮像素子は次のような問題があった。
すなわち、画像診断方法としてモニタによる透視像を観
察する場合に加えて、イメージャ等の撮影装置によって
透視像を撮影して観察する場合がある。このとき、透視
の場合は、有効画素数は５００×５００画素程度の少な
いものでもよいが、フレームレートは最低でも毎秒３０
フレームは必要である。一方、撮影ではフレームレート
については毎秒７．５フレーム程度の多少遅いものであ
ってもよいが、有効画素数は従来のフィルム撮影にとっ
てかわるためには１０００×１０００画素程度のものが
必要となる。撮像管の場合には、上述の要求を一つのＴ
Ｖカメラで満たすことは比較的容易であるが、画素数が
厳密に固定されている固定撮像素子では透視時及び撮影
時において有効画素数及びフレームレートを切り換える
手段が必要となる。このような透視／撮影の切換手段を
備えたＸ線診断装置の従来例が特開平４−６１８５０に
記載されている。

【０００４】図１３は、この従来例のＸ線診断装置の構
成を示すブロック図である。図１３において、１は撮影
部を示しており、１０はＸ線管、１１はＸ線画像を可視
光に変換する画像変換手段としてのＩ．Ｉ．、１２は光
学系を示している。また、１３はＩ．Ｉ．１１から送ら
れる可視光像を画素毎に電気信号に変換する固体撮像素
子としてのＣＣＤ、１４はＣＣＤ１３から出力される画
素の信号を処理する信号処理回路、１５はＡ／Ｄ変換
器、１６は生成された１フレーム画像を記憶する記憶手
段としてのメモリ、１７はＤ／Ａ変換器、１８はフレー
ム画像を表示する表示手段としてのモニタを示してい
る。さらに、２０はＸ線管１０のＸ線曝射量を制御する
Ｘ線コントローラ、２１はＣＣＤ１３で得られる複数の
画素の信号を電気的に加算して１画素の信号とする加算
手段としての駆動パルス発生部、２２は駆動パルス発生
部２１に透視／撮影切換時にＣＣＤ１３へ透視／撮影切
換信号を送る制御装置を示している。

【０００５】ＣＣＤ１３は１０００×１０００画素でイ
ンターレース走査を行なうＣＣＤであって、図１４
（ａ）に示すように、垂直方向においては、１０００画
素分の信号の電荷を蓄積する１０００個のフォトダイオ
ード３１ａ，３１ｂ，３１ｃ，３１ｄ，３１ｅ，…と、
これらの１０００画素分の信号電荷を垂直方向に転送す
る垂直転送ＣＣＤ３２とが交互に配列されている。垂直
転送ＣＣＤ３２は水平方向に１０００個配列されてい
る。また、これら１０００個の垂直転送ＣＣＤ３２から
転送された画素信号を水平方向に転送する水平転送路
（不図示）が設けられている。

【０００６】このように構成された従来のＸ線診断装置
では、次のようにして、透視時には１フレームを５００
×５００画素としてフレームレートを高めるように駆動
され、撮影時にはフレームレートを低くして、その代わ
りに画素数を多くして１０００×１０００画素とするよ
うに駆動される。

【０００７】撮影を行なう場合には、制御装置２２から
の透視／撮影切換信号がＸ線コントローラ２０及び駆動
パルス発生部２１に送られ、このＸ線コントローラに制
御されたＸ線管１０によって被検体ＰにＸ線が照射され
る。被検体Ｐを通過したＸ線はＩ．Ｉ．１１に入射して
Ｘ線画像を形成する。このＸ線画像はＩ．Ｉ．１１によ
って可視光像に変換され、光学系１２を介してＣＣＤ１
３に送られる。ＣＣＤ１３は駆動パルス発生部２１から
の駆動パルスに制御されており、次のようにして可視光
像を画素毎に電気信号に変換し、１フレーム１０００×
１０００画素となるような画像情報信号として出力す
る。すなわち、駆動パルス発生部２１からフィールドシ
フトパルス信号が送られ、まず奇フィールドのフォトダ
イオード３１ａ，３１ｃ，３１ｅ，…の信号電荷が図１
４の（ａ）の実線矢印で示すように垂直転送ＣＣＤ３２
に転送され水平転送路によって水平方向に転送されＣＣ
Ｄ１３外部に出力される。この後、偶フィールドのフォ
トダイオード３１ｂ，３１ｄ，３１ｆ，…の信号電荷が
同様に破線矢印で示すように垂直方向に転送され、水平
転送路を介して出力される。そして、全ての奇フィール
ドの信号と、偶フィールドの信号とがＣＣＤ１３から１
フレーム分の画像情報信号として出力される。このと
き、ＣＣＤ１３から１フレームの画像情報信号として１
０００×１０００画素の信号を出力する。

【０００８】ＣＣＤ１３から出力された画像情報信号は
信号処理回路１４によりノイズ抑圧、増幅、ＤＣレベル
調整等の処理が行われた後、Ａ／Ｄ変換器１５によりデ
ジタル化され、１フレーム分のデジタルデータから生成
されるフレーム画像がメモリ１６に記憶される。この画
像データはＤ／Ａ変換器１７によりアナログ化されて映
像信号としてモニタ１８に送られ、モニタ１８上に被検
体Ｐの撮影画像としてのフレーム画像を表示される。な
お、必要に応じてイメージャ（不図示）により被検体Ｐ
の検査部位が撮影される。

【０００９】一方、透視を行なう場合には、制御装置２
２からの透視／撮影切換信号がＸ線コントローラ２０及
び駆動パルス発生部２１に送られ、撮影を行なう場合と
同様にして可視光像が得られる。このとき、ＣＣＤ１３
はフィールド蓄積モードとなり５００×５００画素であ
るため、フィールドシフトパルス供給法が撮影時とは変
更される。ＣＣＤ１３は駆動パルス発生部２１からの駆
動パルスに制御されており、次のようにして可視光像を
画素毎に電気信号に変換し、１フレーム５００×５００
画素となるように画像情報信号として出力される。すな
わち、駆動パルス発生部２１からフィールドシフトパル
ス信号が送られ、奇フィールドでは図１４の（ｂ）に示
すように、奇フィールドのフォトダイオード３１ａ，３
１ｃ，３１ｅ，…の信号電荷と、これらのフォトダイオ
ードに隣接する偶フィールドのフォトダイオード３１
ｂ，３１ｄ，３１ｆ，…の信号電荷とが垂直転送ＣＣＤ
３２上で加算されるように、奇フィールドと偶フィール
ドの信号電荷がフィールドシフトされる。一方、偶フィ
ールドでは図１４の（ｃ）に示すように、垂直方向にお
いて、２画素の信号が加算されて１画素の信号とされ、
垂直方向の画素数が１０００画素から５００画素に半減
して水平転送路に転送される。なお、図１５はこのとき
の垂直同期信号（Ｖ．Ｄ．）とフィールド・インデック
ス（Ｆ．Ｉ．）のタイミングチャートを示す図である。
さらに、水平転送路においても水平方向の信号が所定の
方法により２画素を１画素とするように加算される。し
たがって、最終的にはＣＣＤ１３から１フレームの画像
情報信号として５００×５００画素の信号が出力され
る。

【００１０】ＣＣＤ１３から出力された画像情報信号は
撮影を行なう場合と同様にして、モニタ１８に送られ、
モニタ１８上に被検体Ｐの透視像が表示される。したが
って、所定の方法によって撮影時の画素数と透視時の画
素数を切換えることによって、撮影時には１０００×１
０００画素の信号から高画質の撮影画像を得ることがで
き、透視時には５００×５００画素の信号から画像デー
タを高速で収集して、優れた時間分解能の透視像を速や
かに得ることができる。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】上記した従来のＸ線診
断装置では、次のような問題があった。すなわち、透視
時に垂直方向の画素数を減らす方法として、インターレ
ース走査を行うＣＣＤについては図１４の（ｂ）のよう
にフィールド蓄積インターレースモードを使って２ライ
ンの信号電荷を加算している。しかし、通常のフィール
ド蓄積インターレース走査では、奇フィールドと偶フィ
ールドでは加算されるラインの組み合わせが、例えば図
１４の（ｂ）や（ｃ）に示すように変化する。このた
め、フィールド毎に表示される画像のサンプル点が異な
ることになり、動画表示においてちらつき（フリッカ）
が発生し、診断に支障を来たすという問題があった。

【００１２】そこで本発明は、撮影及び透視切換手段を
備えることによって時間分解能の優れた透視像を得るこ
とが可能な放射線診断装置においても、モニタに表示さ
れた透視像の動画表示にちらつきが発生せず、診断に適
した放射線診断装置を提供することを目的としている。

【００１３】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために、本発明は、固体撮像素子を用いて被検
体の放射線像を撮像する放射線診断装置において、撮影
時にはフレーム蓄積モードで所定の画素数の撮像を行な
い、透視時には奇フィールドと偶フィールドとで同一の
複数の水平ラインの画素信号を加算するフィールド蓄積
モードで前記所定の画素数より少ない画素数の撮像を行
なうようにした。

【００１４】

【作用】上記手段を講じた結果、次のような作用が生じ
る。フィールド蓄積モードである透視時において、垂直
方向の画素数を半減させるために加算する画素信号の組
み合わせをフィールド間で同一とする。すなわち、固体
撮像素子には常に同一フィールド、例えば常に偶フィー
ルドであるように信号Ｆ．Ｉ．（Field Index ）が与え
られる。したがって、フィールドシフトの際に垂直方向
に並んだ加算される２画素の組み合わせは一定となるた
め、フィールド間でサンプル点が常に一定となる。した
がって、透視時においてフリッカの発生を最小限に抑え
ることができる。

【００１５】

【実施例】図１は本発明の第１実施例に係るＸ線診断装
置の構成を示すブロック図である。なお、この図におい
て、図１２と同一機能部分には同一符号が付されてい
る。この実施例に係るＸ線診断装置は、Ｘ線を被検体Ｐ
に照射するＸ線管１０と、Ｘ線画像を可視光に変換する
画像変換手段としてのＩ．Ｉ．１１と、光学系１２と、
この光学系１２を介してＩ．Ｉ．１１から送られる可視
光像を画素毎に電気信号に変換する固体撮像素子として
のＣＣＤ５０と、このＣＣＤ５０から出力される画素の
信号を処理し、Ａ／Ｄ変換を行なう画像データ処理回路
６０と、生成された画像を記憶する記憶手段としてのメ
モリ１６と、Ｄ／Ａ変換器１７と、画像を表示する表示
手段としてのモニタ１８と、画像撮影を行なうイメージ
ャ１９を備えている。また、Ｘ線管１０にはＸ線管１０
のＸ線曝射量を制御するＸ線コントローラ２０が接続さ
れており、ＣＣＤ５０にはＣＣＤ５０に所定のクロック
周波数を送る駆動パルス発生部２１が接続されている。
さらに、Ｘ線コントローラ２０及び駆動パルス発生部２
１及び画像データ処理回路６０には透視／撮影切換モー
ド指定時に透視／撮影切換信号を送る制御装置４０が接
続されている。

【００１６】ＣＣＤ５０はインターレース走査を行なう
２線読み出し方式のＣＣＤであって、２０００×１００
０画素のＣＣＤを２枚組み合わせたものであり、その方
法は特開平３−１３０７８に詳述されている。しかしな
がら、説明の便宜上２０００×２０００画素のＣＣＤと
して説明する。

【００１７】ＣＣＤ５０は図２の（ａ）に示すように、
ＣＣＤ５０の垂直方向においては、２０００画素分の信
号の電荷を蓄積する２０００個のフォトダイオード５１
（５１ａ，５１ｂ，５１ｃ，…）と、これらの２０００
画素分の信号電荷を垂直方向に転送する垂直転送ＣＣＤ
５２とが交互に配列されている。また、垂直転送ＣＣＤ
５２は水平方向に２０００個配置されており、これらの
垂直転送ＣＣＤ５２は図４に示す２線読み出し方式の水
平転送路５３に接続されている。なお、図３はＣＣＤ５
０に与えられる垂直同期信号（Ｖ．Ｄ．）とフィールド
インデックス（Ｆ．Ｉ．）との関係を示すタイミングチ
ャートである。これは後述するように、本発明の透視時
に使用されるＦ．Ｉ．の例である。

【００１８】一方、水平方向の信号の２線の合成は後述
するようにして画像データ処理回路６０において行なわ
れる。画像データ処理回路６０には図４に示すようにＣ
ＣＤ５０内の水平転送路５３の出力端５３ａと出力端５
３ｂにそれぞれ接続された入力端６１ａ，６１ｂと、入
力端６１ｂに接続されたセレクタ６２と、このセレクタ
６２の出力端６２ａ，６２ｂとが設けられている。出力
端６２ａには遅延回路６３の入力端が接続されている。
出力端６２ａと出力端６２ｂとは共に加算器６４にの入
力端に接続されており、さらに入力端６１ａは加算器６
４の入力端に接続されている。加算器６４の出力端は１
０ＭＨｚのＬＰＦ６５を介してＡ／Ｄ変換器６６に接続
されている。

【００１９】このように構成されたＸ線診断装置を、透
視時には１フレームを１０００×１０００画素としてフ
レームレートを３０フレーム／秒と高め、撮影時にはフ
レームレートを７．５フレーム／秒とし、画素数を多く
して２０００×２０００画素とする場合について説明す
る。

【００２０】被検体撮影時には、撮影部１においてＸ線
管１０により被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを通過
したＸ線がＩ．Ｉ．１１に入射してＸ線画像を形成す
る。Ｉ．Ｉ．１１はこのＸ線画像を可視光像に変換し、
この可視光像を光学系１２を介してＣＣＤ５０に送る。
駆動パルス発生部２１からＣＣＤ５０にフィールドシフ
トパルスが送られ、まず奇フィールドのフォトダイオー
ド５１ａ，５１ｃ，５１ｅ，…の信号電荷が図４に示す
水平転送路５３に転送され出力される。続いて、偶フィ
ールドのフォトダイオード５１ｂ，５１ｄ，５１ｆ，…
の信号電荷が同様に垂直方向に転送され、水平転送路５
３から水平方向に転送されて出力される。そして、全て
の奇フィールドの信号と、偶フィールドの信号とがＣＣ
Ｄ５０から１フレーム分の２０００×２０００画素の画
像情報信号として２線出力される。図２（ａ）に示す実
線矢印は奇フィールドの電荷転送、破線矢印は偶フィー
ルドの電荷転送を示す。ＣＣＤ５０はこの可視光像を画
素毎に電気信号に変換して画像情報信号として出力す
る。この画像情報信号は画像データ処理回路６０に入力
される。

【００２１】水平方向の信号の合成は画像データ処理回
路６０において次のようにして行われている。すなわ
ち、撮影時はセレクタ６２を出力端６２ａ側とし、水平
転送路５３が９．２８１２５ＭＨｚで駆動される。この
とき、水平転送路５３から図５の（ａ）に画素信号が示
すように出力される。すなわち、出力端５３ａからはＳ
１，Ｓ３，Ｓ５，Ｓ７，…が出力され、出力端５３ｂか
らはＳ２，Ｓ４，Ｓ６，Ｓ８，…が出力される。このと
き、出力のタイミングはＳ１及びＳ２，Ｓ３及びＳ４が
同時に出力される。また、Ｓ１とＳ３との出力周期は
９．２８１２５ＭＨｚとなる。出力端５３ｂからの出力
はセレクタ６２を介して遅延回路６３に入力され、半画
素すなわち１８．５６２５ＭＨｚだけ遅れ、図５の
（ｂ）に示す信号となる。遅延回路６３からの出力は加
算器６４に入力され、出力端５３ａからの画素信号に加
算される。加算器６４からは図５の（ｃ）に示すように
Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４，Ｓ５，Ｓ６，Ｓ７，Ｓ８，…
の順で出力される。また、各画素信号の出力周期は１
８．５６２５ＭＨｚとなる。この信号はＬＰＦ６５を介
してＡ／Ｄ変換器６６に入力され、Ａ／Ｄ変換された
後、出力される。

【００２２】デジタル化された画像信号は１フレーム分
のデジタルデータから生成されるフレーム画像がメモリ
１６に記憶される。この画像データは画像処理回路（不
図示）により画像処理が行われた後、Ｄ／Ａ変換器１７
によりアナログ化されて映像信号としてモニタ１８に送
られ、モニタ１８上に被検体Ｐの撮影画像としてのフレ
ーム画像が表示される。さらに、このフレーム画像はイ
メージャ１９で撮影され、医師等の診断に供される。

【００２３】一方、透視時には、制御装置４０から駆動
パルス発生部２１に透視／撮影切換信号が送られ、駆動
パルス発生部２１はＣＣＤ５０の出力信号が１フレーム
１０００×１０００画素となるようにＣＣＤ５０に駆動
パルスを送る。垂直方向の加算動作について説明する
と、この場合は、ＣＣＤ５０はインターレース走査方式
なので、フィールドシフトパルス供給法を変更すること
により、図２（ｂ）に示すように、奇フィールドのフォ
トダイオード５１ａ，５１ｃ，５１ｅ，…と、これらの
フォトダイオードに隣接する偶フィールドのフォトダイ
オード５１ｂ，５１ｄ，５１ｆ，…の信号電荷が垂直転
送ＣＣＤ５２上で加算されるように、奇フィールドと偶
フィールドの信号電荷をフィールドシフトされる。

【００２４】また、図３に示すようにＣＣＤ５０には常
に同一フィールド、例えば常に偶フィールドであるよう
に信号Ｆ．Ｉ．（Field Index ）が与えられる。このよ
うな信号Ｆ．Ｉ．が与えられると、加算されるラインの
組み合わせは不変になる。このため、フィールドシフト
の際に垂直方向において、固定された組み合わせのまま
２画素の信号が加算されて１画素の信号とされ、垂直方
向の画素数は２０００画素から１０００画素に半減す
る。これらの画素信号は水平転送路５３に送られ２線出
力される。

【００２５】透視時は、セレクタ６２を出力端６２ｂ側
とし、水平転送路５３が１８．５６２５ＭＨｚで駆動さ
れる。このとき、水平転送路５３から図６の（ａ）に画
素信号が示すように出力される。すなわち、出力端５３
ａからはＳ１′，Ｓ３′，Ｓ５′，Ｓ７′，…が出力さ
れ、出力端５３ｂからはＳ２′，Ｓ４′，Ｓ６′，Ｓ
８′，…が出力される。このとき、出力のタイミングは
Ｓ１′及びＳ２′，Ｓ３′及びＳ４′が同時に出力され
る。また、Ｓ１′とＳ３′との出力周期は１８．５６２
５ＭＨｚとなる。出力端５３ｂからの出力はそのまま加
算器６４に入力され、出力端５３ａからの画素信号に加
算される。加算器６４からの出力は図６の（ｂ）に示す
ようにＳ１′及びＳ２′とが加算され、Ｓ３′及びＳ
４′が加算された信号となる。このため、水平方向の画
素数が２０００画素から１０００画素に半減する。ま
た、各画素信号の出力周期は１８．５６２５ＭＨｚとな
る。この信号はＬＰＦ６５を介してＡ／Ｄ変換器６６に
入力され、Ａ／Ｄ変換された後、出力される。デジタル
化された画像信号は１フレーム分のデジタルデータから
生成されるフレーム画像がメモリ１６に記憶される。こ
の画像データは画像処理回路（不図示）により画像処理
が行われた後、Ｄ／Ａ変換器１７によりアナログ化され
て映像信号としてイメージャ１９で撮影される。モニタ
１８に送られ、モニタ１８上に被検体Ｐの透視像として
のフレーム画像が表示され、医師等の診断に供される。
このときの透視像は時間分解能が優れているばかりでな
く、ちらつきが少ない。

【００２６】したがって、本実施例によれば、ＣＣＤ５
０内の垂直ＣＣＤ５２内で撮影時の２０００画素と透視
時の１０００画素を切換え、さらに画像データ処理回路
６０において上述したように切り換えることによって、
最終的には撮影時には２０００×２０００画素の信号が
得られ、透視時には１０００×１０００画素の信号が得
られる。したがって、撮影時には高画質の撮影画像を得
ることができ、透視時には画像データを高速で収集し
て、優れた時間分解能の透視像を速やかに得ることがで
きる。また、奇フィールドと偶フィールドにおけるサン
プル点の変化がないので透視時におけるフリッカの発生
を最小限に抑えることができ、さらに診断に適した透視
像を得ることができる。一方、Ａ／Ｄ変換器やメモリに
負担をかけずに透視及び撮影両方の要求を満足できると
いう利点もある。

【００２７】図７は本発明の第２実施例に係るＸ線診断
装置に組み込まれた画像データ処理回路７０を示す図で
ある。なお、この図において、図４と同一機能部分には
同一符号が付されている。すなわち、図７に示すように
画像データ処理回路７０はＣＣＤ５０内の水平転送路５
３の出力端５３ａと出力端５３ｂにそれぞれ接続された
入力端７１ａ，７１ｂと、入力端７１ａに接続されたス
イッチ７２ａと、入力端７１ｂに接続されたスイッチ７
２ｂ、出力端５３ａの入力端とスイッチ７２ａとの中間
及び出力端５３ｂの入力端とスイッチ７２ｂとの中間は
共に分岐して加算器７３に接続されている。加算器７３
の出力はセレクタ７２ｃに接続されている。セレクタ７
２ｃの一方の出力端はスイッチ７２ａの出力端と共に５
ＭＨｚのＬＰＦ７４ａに接続されている。セレクタ７２
ｃの他方の出力はスイッチ７２ｂと共に５ＭＨｚのＬＰ
Ｆ７４ｂの入力端に接続されている。ＬＰＦ７４ａはＡ
／Ｄ変換器７５ａに接続されており、ＬＰＦ７４ｂはＡ
／Ｄ変換器７５ｂに接続されている。Ａ／Ｄ変換器７５
ａ，７５ｂはメモリ１６に接続されている。

【００２８】このように構成されていると、画像データ
処理回路７０に入力されるまでは第１実施例と同様に行
われる。撮影時はスイッチ７２ａ，７２ｂをＯＮ側、セ
レクタ７２ｃを中立とし、水平転送路５３を９．２８１
２５ＭＨｚで駆動する。このとき、水平転送路５３から
画素信号が図８に示すように出力される。すなわち、出
力端５３ａからはＳ１，Ｓ３，Ｓ５，Ｓ７，…が出力さ
れ、出力端５３ｂからはＳ２，Ｓ４，Ｓ６，Ｓ８，…が
出力される。このとき、出力のタイミングはＳ１及びＳ
２，Ｓ３及びＳ４が同時に出力される。また、画素信号
と画素信号の出力周期は９．２８１２５ＭＨｚとなる。
出力端５３ａからの出力はスイッチ７２ａ及びＬＰＦ７
４ａを介してＡ／Ｄ変換器７５ａに入力され、出力端５
３ｂからの出力はスイッチ７２ｂ及びＬＰＦ７４ｂを介
してＡ／Ｄ変換器７５ｂに入力される。このときの信号
は図８に示したものと同じである。Ａ／Ｄ変換器７５
ａ，７５ｂでＡ／Ｄ変換された後、出力される。メモリ
１６に入力されたこれらの信号はメモリ内部で位相がず
らされ、図５の（ｃ）と同様の信号となる。

【００２９】一方、透視時はスイッチ７２ａ，７２ｂを
ＯＦＦ側とし、水平転送路５３を１８．５６２５ＭＨｚ
で駆動する。このとき、水平転送路５３から画素信号が
図９の（ａ）に示すように出力される。すなわち、出力
端５３ａからはＳ１′，Ｓ３′，Ｓ５′，Ｓ７′，…が
出力され、出力端５３ｂからはＳ２′，Ｓ４′，Ｓ
６′，Ｓ８′，…が出力される。このとき、出力のタイ
ミングはＳ１′及びＳ２′，Ｓ３′及びＳ４′，…が同
時に出力される。また、各画素信号の出力周期は１８．
５６２５ＭＨｚとなる。出力端５３ａ及び出力端５３ｂ
からの出力はそのまま加算器７３に入力され、図９の
（ｂ）に示すような信号となる。この信号はセレクタ７
２ｃに入力される。セレクタ７２ｃはスイッチ７２ａ側
とスイッチ７２ｂ側と１８．５６２５ＭＨｚで切り換え
る。このときの出力は図９の（ｃ）に示す信号となる。
この信号はＬＰＦ７４ａ，７４ｂを介してＡ／Ｄ変換器
７５ａ，７５ｂに入力され、Ａ／Ｄ変換された後、出力
される。なお、このときのＡ／Ｄ変換器７５ａ，７５ｂ
における変換タイミングは１８０度の位相差がある。メ
モリ１６に入力されたこれらの信号はメモリ内部で加算
され、図９の（ｂ）と同様の信号となる。

【００３０】したがって、本実施例によれば、第１実施
例と同様の効果を得ることができる。図１０は本発明の
第３実施例に係るＸ線診断装置に組み込まれた画像デー
タ処理回路を示す図である。なお、この図において、図
４と同一機能部分には同一符号が付されている。すなわ
ち、図７に示すように画像データ処理回路８０はＣＣＤ
５０内の水平転送路５３の出力端５３ａと出力端５３ｂ
にそれぞれ接続されたセレクタ８１ａ，８１ｂと、セレ
クタ８１ａの一方に接続された５ＭＨｚのＬＰＦ８２ａ
と他方に接続された１０ＭＨｚのＬＰＦ８３ａと、ＬＰ
Ｆ８２ａ及びＬＰＦ８３ａの出力側に設けられたセレク
タ８１ｃと、セレクタ８１ｂの一方に接続された５ＭＨ
ｚのＬＰＦ８２ｂと他方に接続された１０ＭＨｚのＬＰ
Ｆ８３ｂと、ＬＰＦ８２ｂ及びＬＰＦ８３ｂの出力側に
設けられたセレクタ８１ｄと、セレクタ８１ｃに接続さ
れたＡ／Ｄ変換器８４ａとセレクタ８１ｄに接続された
Ａ／Ｄ変換器８４ｂと、これらＡ／Ｄ変換器８４ａ，８
４ｂの出力側に接続された加算／ＭＰＸ装置８５とから
構成されている。

【００３１】このように構成されていると、画像データ
処理回路８０に入力されるまでは第１実施例及び第２実
施例と同様に行われる。撮影時はセレクタ８１ａ，８１
ｂ，８１ｃ，８１ｄを５ＭＨｚ側とし、水平転送路５３
を９．２８１２５ＭＨｚで駆動する。このとき、水平転
送路５３から図１１に画素信号が示すように出力され
る。すなわち、出力端５３ａからはＳ１，Ｓ３，Ｓ５，
Ｓ７，…が出力され、出力端５３ｂからはＳ２，Ｓ４，
Ｓ６，Ｓ８，…が出力される。このとき、出力のタイミ
ングはＳ１及びＳ２，Ｓ３及びＳ４が同時に出力され
る。また、各画素信号の出力周期は９．２８１２５ＭＨ
ｚとなる。これらの信号はそのままＬＰＦ８２ａ，８２
ｂを介してＡ／Ｄ変換器８４ａ，８４ｂでＡ／Ｄ変換さ
れ、加算／ＭＰＸ装置で複合化され、出力される。

【００３２】一方、透視時は、セレクタ８１ａ，８１
ｂ，８１ｃ，８１ｄを１０ＭＨｚ側とし、水平転送路５
３を１８．５６２５ＭＨｚで駆動する。このとき、水平
転送路５３から画素信号が図１２に示すように出力され
る。すなわち、出力端５３ａからはＳ１′，Ｓ３′，Ｓ
５′，Ｓ７′，…が出力され、出力端５３ｂからはＳ
２′，Ｓ４′，Ｓ６′，Ｓ８′，…が出力される。この
とき、出力のタイミングはＳ１′及びＳ２′，Ｓ３′及
びＳ４′が同時に出力される。また、各画素信号の出力
周期は１８．５６２５ＭＨｚとなる。これらの信号はそ
のままＬＰＦ８３ａ，８３ｂを介してＡ／Ｄ変換器８４
ａ，８４ｂでＡ／Ｄ変換され、加算／ＭＰＸ装置８５で
加算され、出力される。

【００３３】したがって、本実施例によれば、第１実施
例及び第２実施例と同様の効果を得ることが可能であ
る。なお、本発明は上述した各実施例に限定されるもの
ではない。すなわち上記実施例では、水平方向の加算を
ＣＣＤ外部で行なっているが、ＣＣＤ内部で行なっても
よい。また、２線読み出し方式のＣＣＤを用いているが
２線読み出し方式に限られない。さらに、このほか本発
明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能であるの
は勿論である。

【００３４】

【発明の効果】本発明によれば、撮影時の有効画素と透
視時の有効画素を切り換えることにより、撮影時には高
画質の撮影画像を得ることができ、透視時には画像デー
タを高速で収集して、優れた時間分解能の透視像を速や
かに得ることができるＸ線診断装置において、透視時に
おけるフリッカの発生を最小限に抑えることができる。
このため、より診断に適した透視像を得ることが可能で
ある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施例に係るＸ線診断装置の構成
を示すブロック図。

【図２】同装置に組み込まれたＣＣＤの動作を示す説明
図。

【図３】同装置に組み込まれた駆動パルス発生部に制御
されたＶ．Ｄ．及びＦ．Ｉ．の関係を示すタイミングチ
ャート。

【図４】同装置に組み込まれた画像データ処理回路を示
す回路図。

【図５】同画像データ処理回路の撮影時における画素デ
ータを示すタイミングチャート。

【図６】同画像データ処理回路の透視時における画素デ
ータを示すタイミングチャート。

【図７】本発明の第２実施例に係るＸ線診断装置に組み
込まれた画像データ処理回路を示す回路図。

【図８】同画像データ処理回路の撮影時における画素デ
ータを示すタイミングチャート。

【図９】同画像データ処理回路の透視時における画素デ
ータを示すタイミングチャート。

【図１０】本発明の第３実施例に係るＸ線診断装置に組
み込まれた画像データ処理回路を示す回路図。

【図１１】同画像データ処理回路の撮影時における画素
データを示すタイミングチャート。

【図１２】同画像データ処理回路の透視時における画素
データを示すタイミングチャート。

【図１３】従来のＸ線診断装置の構成を示すブロック
図。

【図１４】同Ｘ線診断装置に組み込まれたＣＣＤの動作
を示す説明図。

【図１５】同装置に組み込まれた駆動パルス発生部に制
御されたＶ．Ｄ．及びＦ．Ｉ．の動作を示すタイミング
チャート。

【符号の説明】

１０…Ｘ線管１１…Ｉ．Ｉ．１２…光学系１６…メモリ１７…Ｄ／Ａ変換器１８…モニタ１９…イメージャ２０…Ｘ線コント
ローラ２１…駆動パルス発生部４０…制御装置５０…ＣＣＤ６０，７０，８０…画像データ処理回路

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者塚本明栃木県大田原市下石上1385番の１株式会社東芝那須工場内 (72)発明者永井清一郎栃木県大田原市下石上1385番の１東芝メディカルエンジニアリング株式会社内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】固体撮像素子を用いて被検体の放射線像を
撮像する放射線診断装置において、撮影時にはフレーム蓄積モードで所定の画素数の撮像を
行ない、透視時には奇フィールドと偶フィールドとで同
一の複数の水平ラインの画素信号を加算するフィールド
蓄積モードで前記所定の画素数より少ない画素数の撮像
を行なうことを特徴とする放射線診断装置。