(57)【要約】【課題】撮影中における被写体の動きを検出し、除去することが可能なコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置を提供すること。【解決手段】本発明に係るコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体の回転手段と、２個の位置マーカーを前記回転手段の回転軸方向に沿って前記被写体に固定する手段と、Ｘ線イメージセンサパネルとを有し、前記Ｘ線イメージセンサパネルは前記回転手段と対向配置され、前記被写体の回転に応じて前記被写体と前記位置マーカーのプロジェクション画像を同時に取得することを特徴とする。【選択図】図１
2005296340.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被写体の回転手段と、２個の位置マーカーを前記回転手段の回転軸方向に沿って前記被写体に固定する手段と、Ｘ線イメージセンサパネルとを有し、前記Ｘ線イメージセンサパネルは前記回転手段と対向配置され、前記被写体の回転に応じて前記被写体と前記位置マーカーのプロジェクション画像を同時に取得することを特徴とするコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項２】
更に前記２個の位置マーカーを前記被写体の前後面に固定する手段を有することを特徴とする請求項１記載のコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項３】
連続Ｘ線を前記被写体に照射し、前記Ｘ線イメージセンサパネルは複数の撮像素子を有し、前記撮像素子は前記被写体と前記位置マーカーのプロジェクション画像を同時に取得する手段を有し、前記Ｘ線イメージセンサパネルは複数の前記撮像素子からそれぞれの画像信号を並列に読み出す手段を有することを特徴とする請求項１記載のコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項４】
更に回転軸方向の前記２個の位置マーカーの前記画像上の位置を検出する手段と、前記２個の位置マーカーを結ぶ直線上の点に対応する前記画像上の位置を前記２個の位置マーカーの位置に対応する画像上の位置から検出する手段と、被写体の回転軸を検出する手段と、被写体の動きを検出する手段と、検出したデータに基づき画像処理を行い、断層画像を作成する手段とを有することを特徴とする請求項３記載のコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項５】
Ｘ線源とＸ線イメージセンサパネルの間に挟まれて配置された被写体を回転させて撮影されたプロジェクション画像に基づいて断層像を再構成するＸ線ＣＴ撮影装置を用いた画像取得方法において、
前記被写体に２個の位置マーカーを回転軸方向に固定し、前記被写体を１回転或は半回転させ、回転角に応じたビュー画像撮影を行い、第１の位置マーカーと第２の位置マーカーを結ぶ直線上の点に対応するプロジェクション画像上の位置に基づいて被写体の位置情報と前記回転軸の位置情報を算出し、画像補正を行うことを特徴とする画像取得方法。
【請求項６】
前記第１の位置マーカーと第２の位置マーカーを結ぶ直線上の点に対応する、第１の角度θにおける前記プロジェクション画像上の位置と、第１の角度と１８０度位相の異なる第２の角度θ＋１８０度における前記直線上の点に対応するプロジェクション画像上の位置とに基づいて、前記被写体の回転軸が前記Ｘ線イメージセンサパネル画像面に投影される位置と前記回転軸の傾きを算出し、前記回転軸の位置情報、前記回転軸の傾き情報を用いて画像補正を行うことを特徴とする請求項５記載の画像取得方法。
【請求項７】
第１の位置マーカーと第２の位置マーカーを結ぶ直線上の点に対応する第１の角度θにおける前記プロジェクション画像上の位置と、第１の角度と異なる第２の角度θ”の間の複数の角度における前記直線上の点に対応するプロジェクション画像上の位置とに基づいて前記被写体の動きを算出し、前記動きの情報を用いて各プロジェクション画像に対する補正量を算出し、この補正量を用いて断層画像を再構成することを特徴とする請求項５記載の画像取得方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被写体の断層撮影を行うＸ線ＣＴ撮影装置に関し、特に２次元のＸ線イメージセンサパネルを用いたコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置に関するものである。更に、生体等の被写体を床面に立たせた状態、或は座位の状態で、対向したＸ線源とＸ線イメージセンサの間で回転させ撮影する被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
医療の様々な分野でデジタル化が進んでいる。Ｘ線診断の分野でも、画像のデジタル化のために、入射するＸ線をシンチレータ（蛍光体）により可視光に変換し、更に撮像素子でかかる可視光像を撮像する２次元Ｘ線撮像装置が開発されてきている。デジタル化されたＸ線撮影装置のアナログ写真技術に対する利点として次が挙げられる。フィルムレス化、画像処理による取得情報の拡大、データベース化等である。
【０００３】
Ｘ線静止画の分野では、２次元Ｘ線撮像装置としては、例えば乳房撮影用、胸部撮影用には最大４３ｃｍ□のアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）を用いた大板の静止画撮像装置（フラットパネルディテクタ）が作られている。又、複数の単結晶撮像素子（シリコン撮像素子等）を用いて大板のＸ線撮像装置を構成する提案がある。単結晶撮像素子としてはシリコンを使ったＣＣＤ型撮像素子やＭＯＳ型撮像素子、ＣＭＯＳ型撮像素子等がある。
【０００４】
Ｘ線動画の分野では、入射するＸ線をシンチレータ（蛍光体）とＩ．Ｉ．（イメージインテンシファイア）により可視光に変換し、ＣＣＤ型撮像素子を用いたＴＶカメラでかかる可視光像を撮像する２次元のデジタルＸ線透視装置やこのＴＶカメラをフラットパネルディテクタで置き換えたシステムも考案されている。
【０００５】
更に、Ｘ線ＣＴ撮影装置へのフラットパネルの応用も考えられている。従来、Ｘ線ＣＴ撮影装置では、寝台上に横になった被写体の周囲を対向して対になったＸ線管と検出器が回転しながら撮影する方法が一般的である。これに対し一般的な健常者を対象とした肺癌検診のために被写体を直立或は座位の状態で回転させることができる回転台を設け、この回転台をＸ線源及びフラットパネルディテクタ等の２次元Ｘ線撮像装置に対して回転させながら撮影する装置が考案されており（特許文献１〜４等）、これらの装置によれば被写体を立位のまま素早く撮影を開始でき、次の被写体との交代も短時間で済み、全体の撮影時間を短縮することができる。更に、コーンビームＸ線を用いて高々1 回転で撮影を行うので被写体の被爆を低減できる等の検診に適したシステムとして好適である。
【０００６】
Ｘ線源とＸ線イメージセンサパネルを一体回転させるためのガントリーが不要となるので、Ｘ線源とＸ線イメージセンサパネルとの位置が自由に設定でき、計測時の拡大率や計測部位を変えることができる。又、一般撮影用のＸ線源を利用でき、ガントリーも不要でシステムのコストを抑えることができる。又、システムの構成が簡単なので車載用に好都合である。本名発明で述べるコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置の特徴として、検出器は被写体に対して回転軸上を相対的に回転するのみで、回転軸方向に移動することはない。
【０００７】
そこで、被写体の関心領域全体を捉えることができる大板の２次元検出器があれば、高々１回の回転で全ＣＴ像を再構成する全プロジェクション画像データを取得することができる。
【０００８】
【特許文献１】特開平５−０４２１３２号公報
【特許文献２】特開２０００−１１６６３５号公報
【特許文献３】特開２０００−２１０２８０号公報
【特許文献４】特開２０００−２１７８１０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従来の被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置を医療用に使用する場合には、被写体となる被写体の拘束時間を極力短くすることが望まれていた。被写体の同一姿勢の保持期間、即ち計測に要する時間を短くするための方法として、被写体の回転速度を上げることが考えられる。
【００１０】
しかし、被写体の１回転に要する時間が５秒程度以上必要であり、これより高速に被写体を回転した場合には、被写体は回転感に異常を感じる所謂目が回った状態になってしまうという問題があった。又、被写体を高速に回転させた場合には、被写体に掛かる遠心力も回転速度の上昇と共に大きくなってしまうので、計測中に被写体が移動してしまうという問題があった。
【００１１】
撮影部位によっては撮影中の息止めが必要となり、特に胸部撮影等の呼吸による体動が大きい部位を撮影する場合では必ず息止めを実施しなければならない。１回転５秒程度の息止めの時間は比較的長いので、検査中に被検者が不安感を抱き、思わぬ動作や体の震え等から体動アーチファクトが発生してしまったり、検出器の視野から外れてしまったりして撮影が失敗する恐れがあるという問題があった。
【００１２】
計測中に被写体が移動してしまうと、再構成によって生成された３次元Ｘ線分布像に「ぼけ」或は「ぶれ」が生じ、３次元Ｘ線像の画質が低下してしまうという問題があった。そして、この場合の計測データをそのまま使用して画像の再構成を行うと、Ｘ線イメージセンサパネルでの収集データの不連続性によって再構成画像に直線状のアーチファクトが生ずるものであった。
【００１３】
特許文献２（特開２０００−１１６６３５号公報）には、撮影中に被検者から操作者へ、撮影開始から撮影終了の期間を音声、映像で通知する伝達方法を開示しているが、体動そのものを補正するものではない。
【００１４】
特許文献４（特開２０００−２１７８１０号公報）では、体動を補正するため透過Ｘ線像を互いに相異なる複数組に分け、各組毎の透過Ｘ線像を再構成して得られたＸ線分布像毎の鮮鋭度を計算し、該鮮鋭度が最も大きい組の透過Ｘ線像に基づいて、被写体のＸ線断層像を生成し表示する方法が開示されているが、ボケの発生したビュー画像を除去して、これを補完するために必ず１回転のフル撮影が必要となる。前記方法による動き検出を用意にするために被写体にマーカーを取り付けることは開示されている。しかしながら、マーカーの数や取り付け方法についての開示はない。
【００１５】
特開平１１−２５３４３３号公報には、被写体にマーカーを取り付け、被写体と共に撮影を行い、マーカーのサイノグラムから撮影系のずれや被写体の動きを検出する方法が開示されている。図１３にその概念図を示す。マーカーは金属等のＸ線に対して相当のコントラストを有する部材で作られており、このようなマーカーを被写体の画像に被る位置に設定している。補正精度を上げるには、関心領域にできるだけ近い部分でのずれ、動きを検出する必要があり、関心領域にマーカーを設置することになる。マーカーの存在が関心領域の画像に少なからず影響を与えてしまう。
【００１６】
特開２００２−３０３５９２号公報には、被写体撮影前に回転軸近傍にマーカーを設置し、回転像撮影したＸ線透過像中のマーカーに対するサイノグラムから回転軸の位置や傾きを算出する方法が開示されている。図１２にその概念図を示す。しかし、この方法では予備撮影を行う手間は避けられない。
【００１７】
特開平６−１１８０３０号公報には、回転像を撮影したＸ線透過像中の被写体の輪郭位置に対するサイノグラムから回転軸の位置や傾きを算出する方法が開示されているが、輪郭位置を抽出するのは解像度の点で問題があり、精度が出せない。
【００１８】
本発明の目的は、撮影中における被写体の動きを検出し、除去することが可能なコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置を提供することにある。更に、撮影中における回転走査運動の回転中心軸の位置を迅速に算出できるＸ線ＣＴ撮影装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
上記目的を達成するため、本発明は、被写体の回転手段と、２個の位置マーカーを前記回転手段の回転軸方向に沿って前記被写体に固定する手段と、Ｘ線イメージセンサパネルとを有し、前記Ｘ線イメージセンサパネルは前記回転手段と対向配置され、前記被写体の回転に応じて前記被写体と前記位置マーカーのプロジェクション画像を同時に取得することを特徴とする。
【００２０】
又、本発明は、Ｘ線源とＸ線イメージセンサパネルの間に挟まれて配置された被写体を回転させて撮影されたプロジェクション画像に基づいて断層像を再構成するＸ線ＣＴ撮影装置を用いた画像取得方法において、前記被写体に２個の位置マーカーを回転軸方向に固定し、前記被写体を１回転或は半回転させ、回転角に応じたビュー画像撮影を行い、第１の位置マーカーと第２の位置マーカーを結ぶ直線上の点に対応するプロジェクション画像上の位置に基づいて被写体の位置情報と前記回転軸の位置情報を算出し、画像補正を行うことを特徴とする。
【発明の効果】
【００２１】
本発明によれば、複数のＣＭＯＳ型撮像素子を使った大板のＸ線イメージセンサパネルと少なくとも２個のマーカーにより容易、且つ、高精度に被写体のの体動を検出し、高品質のＣＴ画像を提供する被写体回転型コーンビームＸ線撮像装置を実現することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
以下に本発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。
【００２３】
＜実施の形態１＞
以下本発明について図面を参照して詳細に説明する。尚、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。
【００２４】
図１は実施の形態１である被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置の概略構成を説明する図である。図２にそのシステムの構成を示す。１０９はＸ線発生装置（Ｘ線源）、１０８はＸ線源用電源、Ｘは照射された連続Ｘ線、１０４は信号蓄積型レファレンス素子、１０７は被写体、１０２は回転装置（回転台）、Ｐは回転装置の回転軸、１０３はロータリーエンコーダ、１０１はＸ線イメージセンサパネル、１０５は撮影制御装置、１０６は表示装置である。
【００２５】
Ｘ線発生装置１０９は、一般撮影用の装置を利用し連続Ｘ線モードで使用する。撮影制御装置１０５は管電圧、管電流、照射時間を設定し、照射の開始と停止を制御するのみである。Ｘ線発生装置１０９と回転台１０２とＸ線イメージセンサパネル１０１の幾何学的配置は厳密に設定する。Ｘ線焦点からＸ線イメージセンサパネルに下ろした垂線が回転軸を通るように設定する。Ｘ線焦点と回転台１０２の回転軸Ｚとの距離をＬ、回転軸ＺとＸ線イメージセンサパネル１０１との距離をＭとし、ＬとＭを変えることによって透過像の拡大率、コーンビームのコーン角Φを設定することができる。回転台１０２とＸ線イメージセンサパネル１０１は可動式で幾何学的配置を決定した後にその場所に固定する。
【００２６】
回転装置１０２は、撮影制御装置１０５からの回転制御信号に基づいて回転部分を連続回転させる装置である。回転部分には被写体１０７を回転中に保持するための保持装置（不図示）が設置されている。回転装置１０２の回転角度を計測し、撮影制御装置１０５に出力するロータリーエンコーダ１０３が設けられている。フルスキャンで１回転３６０度を１０００プロジェクションで撮影する場合、1 プロジェクション当たり０．３６度毎に信号を発生する。
【００２７】
被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置では、前述のように１回転３６０度を５秒とし、１０００プロジェクションでフルスキャン撮影をすると１プロジェクション当たり５ｍｓ（２００フレーム／ｓｅｃの速度）の時間となり、Ｘ線源をパルス駆動することが困難になってくる。特に、一般撮影用のＸ線源を使う場合応答の管電流の立ち上がり、立下りの悪さから安定的なパルスＸ線を照射することが困難になる。
【００２８】
そこで、本実施の形態では連続Ｘ線を用いる構成とした。又、コーンビームＸ線を使った撮影では、この５ｍｓの間に全ての領域で時間遅れのない画像を取得する必要がある。そこで、本実施の形態では後述する構造のＸ線イメージセンサパネルを使用し、この問題が起こらないようにした。又、回転むらに対応するために後述する信号蓄積型レファレンス素子とＸ線イメージセンサパネルを使用した。
【００２９】
撮影制御装置１０５は、Ｘ線イメージセンサパネル１０１から出力されたプロジェクション画像データを格納する画像データメモリ２０３、補正データを保存する補正データメモリ２０４、画像処理部２０２、装置制御部２０７、蓄積時間制御部２０８、蓄積時間算出カウンタ２０９、回転装置制御部２０６から成る。撮影制御装置１０５は、観察者から入力された撮影条件に基づいて、Ｘ線発生装置１０９からのＸ線照射を制御すると共に、Ｘ線イメージセンサパネル１０１の視野モードの制御、画素数とフレームレートとを制御する。又、撮影制御装置１０５はロータリーエンコーダ１０３からの信号に基づいて、蓄積時間制御部２０８により、信号蓄積型レファレンス素子１０４とＸ線イメージセンサパネル１０１の蓄積時間を制御する。
【００３０】
画像処理部２０２は、ガンマ補正、画像歪み補正、対数変換及びＸ線イメージセンサパネル１０１の感度むら補正等の前処理、前処理後のプロジェクション画像（投影データ）を基に、被写体１０７の３次元的なＸ線吸収係数分布である３次元Ｘ線分布像を生成する再構成、３次元Ｘ線分布像に対して周知のボリュームレンダリング処理或は最大値投影処理等の画像処理を施し３次元Ｘ線分布像からＸ線断層像或は３次元的な２次元像である３次元Ｘ線画像の生成を行う。
【００３１】
次に、本発明で用いている信号蓄積型レファレンス素子１０４とＸ線イメージセンサパネル１０１について述べる。
【００３２】
図３は本発明の信号蓄積型レファレンス素子１０４の等価回路である。演算増幅器（Ａｍｐ）３０４の反転端子と出力端子の間に積分容量Ｃ２（３０８）及びスイッチＳＷ２（３０６）が接続されており、全体として電流積分回路を構成している。読出し用のスイッチＳＷ１（３０５）が開く直前に、積分回路の積分容量Ｃ２（３０８）を外部のリセットパルスによって放電させる。次に、スイッチＳＷ１（３０５）が開くと、蓄積期間中の光出力に相当する電荷が電源からフォトダイオードＰＤの接合容量Ｃ１（３０２）に充電され、フォトダイオードＰＤの電位は正電位Ｖ１に初期化され、その充電電流によって積分容量Ｃ２（３０８）も充電される。そのため、積分回路の出力端子には方形波の積分波形が得られる。読み出し用のスイッチとリセットスイッチは、ロータリーエンコーダ１０３からの角度信号に基づいて蓄積時間制御部２０８により作成されたパルス信号により駆動される。よって、たとえ回転むらがあったとしても、信号蓄積型レファレンス素子１０４の出力によって、正確に決められた１プロジェクション当たりの回転角に応じた時間のＸ線量をモニターすることができる。
【００３３】
信号蓄積型レファレンス素子１０４は、この等価回路のみに限定されない。外部信号によって設定された時間内のセンサ信号を蓄積し、その積分量を信号として出力できる回路を有するものであれば良い。
【００３４】
次に、本発明で用いたＸ線イメージセンサパネルの説明を行う。
【００３５】
図４は１３６ｍｍ×１３６ｍｍのＣＭＯＳ型撮像素子４０１を、１枚の基台上に９個の撮像素子を２次元的に貼り合わせることにより４０８ｍｍ×４０８ｍｍの大面積を実現したＸ線イメージセンサパネルを示す。ＣＭＯＳ型撮像素子４０１を用いているので全ての素子から共通の時間に蓄積した電荷を高信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）で読み出せるようにしている。尚、本願明細書で言う撮像素子とは、複数の画素が２次元に配列された撮像素子パネルを言う。このＣＭＯＳ撮像素子パネルは、後述するように全面が画素領域になっており、複数の撮像素子パネルを基台上に貼り合わせることによって、画像上繋ぎ目の無い大面積の撮像装置を実現することができる。原理的にその大きさに制限はない。
【００３６】
図５は図４のＡ−Ａ線における断面図を示す。
【００３７】
シンチレータ５０２はユウロピウム、テルビウム等を付活性体として用いたＧｄ2Ｏ2ＳやＣｓＩ等から構成される。
【００３８】
Ｘ線はシンチレータ５０２に当たり可視光に変換され、撮像素子４０１で検出される。シンチレータ５０２は、その発光波長が撮像素子の感度に適合するように選択するのが好ましい。外部処理基板５０５は撮像素子４０１の電源、クロック等を供給し、又、撮像素子４０１から信号を取り出して処理する回路を有する基板である。フレキシブル基板５０３は、各撮像素子４０１と外部処理基板５０５との電気的接続を行う。
【００３９】
９枚の撮像素子４０１は基台５０４上に実質的に撮像素子間に隙間ができないように貼り合わされており、実質的に隙間ができないこととは、９枚の撮像素子により形成される画像に撮像素子間の欠落ができないということである。撮像素子のクロック等や電源の入力や撮像素子からの信号の出力は、撮像素子の端部における外部端子に接続されたフレキシブル基板５０４を通して、撮像素子４０１の裏側に配置された外部処理基板５０５との間で行う。フレキシブル基板５０３の厚さはサイズに対して十分薄く撮像素子４０１の間の隙間を通しても、画像上の欠陥は生じない。各撮像素子４０１からの出力は並列に読み出される。後述する撮像素子４０１の一括露光とこの並列読み出しにより、時間的、空間的に繋ぎ目の無い、又、プロジェクション毎に時間遅れの無い高品質の画像を高速で取得することができた。
【００４０】
Ｘ線イメージセンサを構成する１個の撮像素子４０１を図６に示す。
【００４１】
現在主流の８インチウエハ３０１からＣＭＯＳプロセスによって１３６ｍｍ×１３６ｍｍのＣＭＯＳ型撮像素子基板４０１を１枚取りで作成する。医療用のＸ線ＣＴ撮影装置では画素の大きさは、５００μｍ×５００μｍ〜１ｍｍ×１ｍｍ程度に大きくて良い。本実施の形態では、画素サイズは５００μｍ×５００μｍとしている。又、図６に示すように、撮像素子内には垂直シフトレジスタ、水平シフトレジスタが形成され、水平シフトレジスタの近傍の素子端部には外部端子（電極パッド）６０３が設けられている。この電極パッドは、前述のようにフレキシブル基板５０３との接続に用いられる。
【００４２】
図７は本実施の形態の撮像素子の構成（平面図）を示す。
【００４３】
本実施の形態では垂直シフトレジスタ６０１と水平シフトレジスタ６０２が撮像素子の有効領域に配置され、撮像素子内に複数の画素７０７が垂直、水平方向に２次元に配置されている。又、１つのラインを処理するシフトレジスタの１ブロックが１ピッチ内に収まるように配置されており、これらのブロックを並べて一連の垂直シフトレジスタブロックとし、水平シフトレジスタブロックとする。これらのブロックは垂直方向、水平方向に直線状に延びている。
【００４４】
更に、少なくとも受光領域は全画素で等しい面積とする。図７においては、１画素回路の面積、１画素回路内の受光領域の面積はセル間で等しい。又、全てのセル間で受光領域の面積を等しくするのが好ましいが、撮像素子端部にある１ライン内のセル内における受光領域の面積はスライス用のマージンを取るために、内部にあるセル内の受光領域の面積とは異なることはあり得る。
【００４５】
又、図８において、外部端子６０３上にバンプ７０１が設けられ、このバンプ７０１には静電気から内部回路を保護するための保護抵抗７０２と保護ダイオード７０３が接続されている。この外部端子６０３は前述のようにフレキシブル基板５０３との接続に用いられる。尚、撮像素子内にマルチプレクサを作り込むのは、撮像素子での動作を早くするためである。又、撮像素子からは外部端子６０３を経由して外部に信号を取り出すが、この外部端子６０３の周りには大きな浮遊容量がある。従って、外部端子の前段にアンプを設けることにより信号の伝送特性を補償することができる。
【００４６】
図８は垂直シフトレジスタの単位ブロック（１行を選択し駆動するための単位）を１領域（１セル）に１画素回路と共に配置した様子を示す。
【００４７】
１画素回路は図１に示すものである。単位ブロックと画素回路の面積は、模式図のため実際の素子レイアウトを反映してない。垂直シフトレジスタはリセット信号ΦＲＥＳ、クランプ信号ΦＣＬ、選択信号ΦＳＥＬ１を作成するためにスタティック型シフトレジスタと転送ゲートで構成した簡単な回路を示す。リセット信号ΦＲＥＳ、クランプ信号ΦＣＬ、選択信号ΦＳＥＬ１以外の信号線は省略した。これらはクロック信号線（不図示）からの信号により駆動される。シフトレジスタの回路構成は、この限りではなく、加算や間引き読み出し等の様々な駆動方法により任意の回路構成をとることができる。但し、本実施の形態のように機能ブロックを１つのセルの中に画素回路と共に配置し、有効領域にシフトレジスタを設け、全面有効領域の撮像素子を実現するものとする。
【００４８】
図９は１画素回路を示す。
【００４９】
光電変換部でのｋＴＣ補正を画素内で行うようにし、更に感度切り替え手段を画素内に設けることで、感度（ダイナミックレンジ）をモード切り替えで実現している。感度を上げるためにフォトダイオードＰＤの容量は極力小さくする。このときダイナミックレンジが縮小する。そこで、ダイナミックレンジ確保のため容量Ｃ１をフォトダイオードＰＤと並列に設けている。
【００５０】
Ｍ１は感度を切り替える切り替えスイッチである。電荷を蓄積するフォトダイオード容量ＣPDは撮影時に最大感度となるよう最小容量に設計する。Ｍ２はフォトダイオード容量ＣPDに蓄積された電荷を放電するためのリセットＭＯＳトランジスタ（リセットスイッチ）、Ｍ３は画素アンプ１を選択するための選択ＭＯＳトランジスタ（選択スイッチ）、Ｍ４はソースフォロワーとして機能する増幅ＭＯＳトランジスタ（画素アンプ１）である。同一ウエハ上の画素毎に、これらの回路要素を作りこむことで、Ｍ４のゲート部の容量も極力小さくでき、感度の向上を実現できた。
【００５１】
従来ＣＴ用の信号アンプにはダイナミックレンジの観点からソースフォロワーは適さず使われることはなかったが、本実施の形態ではフォトダイオード部における感度切り替えを導入することで、ソースフォロワー構成を採用できた。画素毎にソースフォロワーとすることにより、感度を大幅に向上でき、コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置に好適なＸ線イメージセンサパネルを実現できた。更に、画素毎にソースフォロワーを有するので非破壊読み出しが可能となった。この非破壊読み出し機能により、本読み出しと独立に様々なデータ読み出しができる。例えば、画素毎にフォトダイオードに蓄積される電荷量をモニターする機能を持たせ、これを外部に非破壊で読み出し、飽和に達する前に感度を切り替えるということもできる。
【００５２】
この画素アンプ１の後段にはクランプ回路が設けられている。このクランプ回路により光電変換部で発生するｋＴＣノイズを除去する。ＣCLはクランプ容量、Ｍ５はクランプスイッチである。
【００５３】
ノイズ除去は次のような動作により行うことができる。スイッチＭ５をオンして画素アンプＭ７側にあるクランプ容量ＣCLの電極を一定の電位にする。この状態でリセットスイッチＭ２によりフォトダイオードＰＤをリセットすると、ノイズ成分が増幅ＭＯＳトランジスタＭ４（画素アンプ１）側にあるクランプ容量ＣCLの電極に蓄積される。スイッチＭ５をオフした後フォトダイオードＰＤの信号電荷蓄積を行うと、増幅ＭＯＳトランジスタＭ４（画素アンプ１）側にあるクランプ容量ＣCLの電極電位はフォトダイオードの信号（ノイズ成分を含む）からノイズ成分が引かれた分変動し、クランプ容量ＣCLのアンプ増幅ＭＯＳトランジスタＭ７（画素アンプ２）にもノイズ成分が除去された分電位が変動することになる。こうして、クランプ容量ＣCLにはノイズ成分が除去された信号が保持されることになる。
【００５４】
クランプ回路の後にサンプルホールド回路を設けている。Ｍ６は画素アンプ２を選択するための選択ＭＯＳトランジスタ（選択スイッチ）である。Ｍ８は光信号蓄積用のサンプルホールド回路を構成するサンプルＭＯＳトランジスタスイッチ、ＣＨ１はホールドコンデンサである。又、Ｍ１０はソースフォロワーとして機能する増幅ＭＯＳトランジスタ（画素アンプ３）であり、Ｍ９は画素アンプ３を選択するための選択ＭＯＳトランジスタ（選択スイッチ）である。Ｍ１１はノイズ信号蓄積用のサンプルホールド回路を構成するサンプルＭＯＳトランジスタスイッチ、ＣＨ２はホールドコンデンサである。Ｍ１３はソースフォロワーとして機能する増幅ＭＯＳトランジスタ（画素アンプ３）であり、Ｍ１２は画素アンプ３を選択するための選択ＭＯＳトランジスタ（選択スイッチ）である。
【００５５】
一般にＣＭＯＳ型撮像素子等の増幅型撮像素子では、読み出し時の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を改善するために内部に増幅手段（画素内アンプ）を設けて信号の利得を増大させている。本実施の形態の撮像素子では、増幅手段として用いられるＭＯＳトランジスタのソースフォロワーを用いている。一般にＭＯＳトランジスタの閾値Ｖｔｈはばらつき易い。このばらつきは素子の設計及び製造に固有のものであり、画素毎、素子毎に変化するという点で悪質である。特に、本実施の形態に用いるような大型の撮像素子では、素子内のばらつきが大きくなり勝ちである。又、複数枚の撮像素子を用いる場合、素子間のばらつきも大きい。このばらつきは、固定的な出力のばらつき、所謂固定パターンノイズ（ＦＰＮ）、不均一なバックグラウンド画像として現われる。
【００５６】
又、ＭＯＳトランジスタには１／ｆノイズ（フリッカ・ノイズ）や熱雑音が発生し易く、これはランダムノイズであるため、ランダムなバックグラウンド画像を生じる。デバイス設計的にはＭＯＳトランジスタのチャネル長をＬ、チャネル幅をＷとすると、熱雑音は（Ｌ／Ｗ）・１／２に比例し、１／ｆ雑音はＬ・Ｗに反比例するので、ＭＯＳトランジスタの雑音を小さくするにはチャネル長Ｌを最小とし、チャネル幅Ｗを大きく設定すれば良いが、特に大きなノイズ源となるアンプとしてのソースフォロワーのチャネル幅Ｗを大きく設定すると、ゲート・ドレイン間の寄生容量が大きくなり、ゲインを落としてしまい感度の低下を招いてしまうので実施が難しい。
【００５７】
本実施の形態では、本質的に１／ｆノイズが小さいＰＭＯＳトランジスタを少なくともソースフォロワーとして使用している。これにより、ＮＭＯＳトランジスタに比べ１／１０程度の大きさに低減できる。又、シンチレータを通り抜けたＸ線が直接トランジスタに当たってもＰＭＯＳトランジスタはＮＭＯＳトランジスタに比べＸ線耐久性が強い（リーク電流増加、閾値Ｖｔｈ変動が少ない）ので更に好適である。
【００５８】
又、閾値Ｖｔｈは温度によって指数関数的に変化してしまうので、撮影中に各ソースフォロワーが１℃以下の温度差を持っても出力の変動として現われてしまう。本発明のように複数の撮像素子から構成されるＸ線イメージセンサの場合、各撮像素子毎に温度依存が異なると、この僅かの変動も補正エラーを起こしてしまう。Ｘ線ＣＴ撮影の場合１つの撮像素子でも補正エラーがあると、画像上非常に目立つリングアーチファクトが発生し問題となる。そのため、サンプルホールド回路の２つのソースフォロワーでは、後述するようにレイアウト的に閾値Ｖｔｈのばらつきが極力ない配置構造とし、更に動作中に温度差が発生しない機構とした。
【００５９】
そこで、前述のように画素内に光信号用とノイズ信号用のサンプルホールド回路を設け、光信号とノイズ信号を露光とは独立して保存すると共に、サンプルホールド回路からは同時に出力（各列２線出力）する構造としている。
【００６０】
前述のように連続Ｘ線を用いたコーンビームＸ線ＣＴ撮影においては、各プロジェクション画像は全画面を同一時刻、同一蓄積時間で駆動させて取得する必要がある。そのために各画素内にメモリを設ける構造を採る。同一時刻、同一蓄積時間でのあるプロジェクション画像信号を画素内メモリに保存し、次のプロジェクション画像を取得している間に、保存したプロジェクションデータを並列読み出しにより高速に読み出すことができる。このように画像信号を露光と独立に保存させるための手段（画素内メモリ）として、このサンプルホールド回路は先ず機能する。前述の撮像素子の並列読み出しと合わせ、これらの構造と機能により従来実現できなかった大面積でのコーンビームＸ線ＣＴ撮影を実現できた。
【００６１】
更に、この回路にはノイズ除去の機能を持たせている。光信号とノイズ信号は非常に速い時間差で、画素アンプ１からサンプルホールド回路に取り込まれるので、低周波数で大きい１／ｆノイズを無視することができる。
【００６２】
又、この回路を利用して画素アンプでの熱ノイズ、１／ｆノイズ、ＦＰＮを除去している。２つのサンプルホールド回路素子のばらつきは、コンデンサを極力画素内の近傍に配置し、出力のソースフォロワーは、これを通常のＭＯＳ回路レイアウトで用いられるクロス配置とし、閾値Ｖｔｈのばらつきを極力減らす工夫を行うことで極力減らしている。このように本実施の形態のサンプルホールド回路は一括露光のための画素毎の蓄積手段として働き、又、ノイズ除去のための手段としても働き、又、温度変化による撮像素子間の出力変動を解消する働きを持たせた。
【００６３】
本実施の形態では各プロジェクション画像取得時刻の制御を、ロータリーエンコーダ１０３から出力される角度信号を用いて行う。読み出し用のスイッチとリセットスイッチは、ロータリーエンコーダ１０３からの角度信号に基づいて蓄積時間制御部２０８により作成されたパルス信号により駆動される。
【００６４】
ロータリーエンコーダ１０３から出力される角度信号は、蓄積時間制御部２０８に送られ、この信号に基づいて一括リセットのタイミングと一括露光の動作タイミングパルスが作成される。これらの動作タイミングとサンプルホールド回路の動作タイミングを制御し、各プロジェクション画像内で時間遅れが生じないように、又、１プロジェクションの角度に対する蓄積時間の間プロジェクション画像  信号が蓄積され、出力される。これによりたとえ回転台に回転むらがあったとしても、正確に決められた１プロジェクション当たりの回転角に応じた時間のプロジェクション画像を取得することができる。
【００６５】
この蓄積時間は、前述の信号蓄積型レファレンス素子１０４の蓄積時間と完全に同期が取れている。
【００６６】
次に、Ｘ線イメージセンサパネルの動作について述べる。
【００６７】
光電変換はフォトダイオードＰＤで行う。露光は一括露光であり、各撮像素子の全画素で同一のタイミング、期間で行う。よって、撮像素子間、走査線間での画像の時間的ズレは一切生じない。
【００６８】
ロータリーエンコーダからＮ番目のプロジェクションの始まり角度に対応する信号が蓄積時間制御部に送られ、同時に蓄積時間制御部から全画素一括で信号ΦＳＨ１をハイレベルとし、サンプルスイッチＭ８をオンすることで前のプロジェクションで蓄積されたノイズの除去されている光信号を画素アンプ２（Ｍ７）を通して容量ＣＨ１に一括転送する。
【００６９】
全画素一括で信号ΦＲＥＳをハイレベルとし、リセットスイッチＭ２をオンすることでフォトダイオード容量ＣPDがリセットされる。リセットが終了した時点からＮ番目のプロジェクションに対応する信号蓄積が始まる。信号ΦＳＨ１は蓄積時間制御部により制御され、その他の信号は、ΦＳＨ１に応じて決定されるので、フォトダイオードでの信号蓄積はプロジェクション毎に制御されることになる。
【００７０】
信号ΦＣＬをハイレベルとし、クランプスイッチＭ５をオンすることでクランプ容量ＣCLを基準電圧にセットする。
【００７１】
全画素一括で信号ΦＳＨ２をハイレベルとし、サンプルスイッチＭ１１をオンすることで基準電圧に設定されたときのノイズ信号を容量ＣＨ２に転送する。次いで、全画素一括で信号ΦＳＨ２をローレベルとし、光信号、ノイズ信号のサンプルホールド回路への転送保持を終了する。
【００７２】
次いで、シフトレジスタＶＳＲに入力される信号により信号ΦＳＥＬ２を各行毎にハイレベルとし、選択スイッチＭ９，Ｍ１２をオンすることで負荷電流源と画素アンプ３，４（Ｍ１０，Ｍ１３）で構成されるソースフォロワー回路を動作状態とする。これにより、ホールド容量ＣＨ１，ＣＨ２に保持された光信号とノイズ信号とを画素アンプ３，４を通して同時にノイズ信号出力線と光信号出力線に転送する。
【００７３】
信号蓄積型レファレンス素子の蓄積時間は、同様に蓄積時間制御部からＳＷ１，ＳＷ２を制御し、Ｘ線イメージセンサパネルと同じ蓄積時間でプロジェクション毎の信号を蓄積出力する。
【００７４】
本実施の形態の被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置における被写体１回転分のプロジェクション画像の収集手順を説明する。
【００７５】
先ず、観察者が被写体１０７を保持装置に固定する。次に、観察者が図示しない操作卓から計測の開始を指示すると、撮影制御装置１０５からの制御信号に従ってプロジェクション画像（投影データ）の計測が開始され、回転装置１０２が回転を開始する。このとき、ロータリーエンコーダ１０３から撮影制御装置１０５に回転角度が出力される。
【００７６】
撮影制御装置１０５は、回転装置１０２の回転角が所定の角度に達したことを検出した場合、Ｘ線発生装置１０９から直ちに連続Ｘ線を照射させる。Ｘ線発生装置１０９からのＸ線の照射と共に、撮影制御装置１０５はＸ線イメージセンサパネル１０１を制御して、被写体１０７のプロジェクション画像を取得する。デジタル化されたプロジェクション画像である投影データとして撮影制御装置１０５に出力される。撮影制御装置１０５は、Ｘ線イメージセンサパネル１０１で撮影されたプロジェクション画像を回転装置１０２の回転角、即ち投影角と共に収集し、データメモリ２０３に格納し、引き続き所定の角度毎に行い、１回転分のプロジェクション画像の撮影が終了する。
【００７７】
全周分のプロジェクション画像の撮影（収集）が終了したならば、撮影制御装置１０５は回転装置１０２の回転を終了させる。画像処理装置２０２では、画像データメモリに保存されたプロジェクション画像を、既に補正データメモリに保存されていた補正データを用いて、各プロジェクション画像のガンマ補正、画像歪み補正、対数変換及びＸ線イメージセンサパネルの感度むら補正等の前処理を行う。更に、プロジェクション画像に基づいて、３次元Ｘ線分布像を再構成する。更に、３次元Ｘ線分布像に対して周知のボリュームレンダリング処理或は最大値投影処理等の画像処理を施し、３次元Ｘ線分布像から３次元的な２次元像である３次元Ｘ線像を生成し、表示画面１０６上に３次元Ｘ線像を表示する。
【００７８】
次に、本実施の形態の被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置を用いて、被写体の体動を検出する、サイノグラムと呼ばれる曲線を利用した検出方法について図１及び図１０（ａ），（ｂ）を用いて説明する。
【００７９】
本実施形態においては被写体回転軸の画像上の位置は予備測定により決定されているものとし、被写体の回転時の体動のみの検出と補正について述べる。
【００８０】
上記のような被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置により被写体を回転して撮影して得た投影画像中の被写体の或る点に着目してこれを追跡点とする。
【００８１】
投影画像中Ｘ方向とＹ方向を図１０（ａ）に示すように設定する。Ｚ’は回転軸Ｚの投影されたものとする。本実施形態においては、図１に示すように、プロジェクション画像撮影時に、被写体１０７にＡとＢの位置マーカーを被写体１０７の前面に設置する。Ｐは位置マーカーＡＢを結んだ直線上の点である。Ａ’，Ｂ’，Ｐ’はＸ線イメージセンサパネル１０１で取得された投影画像上のＡ，Ｂ，Ｐに対応する点である。Ｐ点は仮想直線上にあり、どこの点を取っても構わない。前述のように、本実施形態のＸ線イメージセンサパネルは、繋ぎ目の無いプロジェクション画像を提供できる。更に、Ｘ線の入力面が完全に平坦であるので、仮想直線ＡＢは、画像上の仮想直線Ａ’Ｂ’に一対一で完全対応する。Ｐ点に対応するＰ’点の位置も容易に知ることができる。
【００８２】
位置マーカーには、Ｘ線吸収率の高い物質を用いる。具体的には、マーカーは、鉛、タングステン、ステンレス等作ったの円盤、球等である。本発明によれば、位置マーカーは撮影画面のどの位置に設置しても構わない。Ｘ線イメージセンサパネルの画像領域内であれば関心領域を外れた場所でも良い。よって、関心領域に全く影響しないので位置マーカーにはできるだけＸ線吸収率が大きく、且つ、小さいものを利用することができる。それにより精度の高い位置マーカーの検出を行うことができる。被写体に位置マーカーを設置してＸ線ＣＴ画像を撮影する通常の方法では、アーチファクトの生成をなるべく抑えるために、Ｘ線吸収率の高過ぎるマーカーを用いることはできない。
【００８３】
追跡点の設定は取り込んだ投影画像（プロジェクション画像）を画像処理して行う。位置マーカーはコントラストの大きい材料で作成されているので、ガンマ処理等で、先ず２個の位置マーカーに対応する画像上の点Ａ’，Ｂ’を検出する。次に、この２点を結ぶ直線を計算し、必要な追跡点を必要な場所、必要な個数設定する。以下の説明では追跡点として位置マーカーに対応する点Ａ’，Ｂ’と中央近くのＰ’点のみで説明を行う。
【００８４】
追跡点Ａ’の各回転角度におけるＸ方向の軌跡は、図１０（ａ）中の矢印の方向に往復運動を示す（コーン角は十分小さく、ここではＹ方向の動きは無視する）。縦軸に回転角度を取り、横軸にＸ方向を取って、この軌跡のＸ方向の位置を示すと図１０（ｂ）のようなサイノグラムと呼ばれるサイン曲線が得られる。
【００８５】
被写体の体動が無い場合、撮影開始点（回転角度θ＝０度のとき）と撮影終了点Ｂ（回転角度θ＝３６０度のとき）とでは、Ｘ線イメージセンサパネルの検出位置は一致し、しかも曲線は完全なサイン曲線となる。
【００８６】
ところが、撮像系のずれや、被写体の体動がある場合のサイノグラムは、図１０（ｂ）に示すよう撮影開始点と撮影終了点とでは、Ｘ線イメージセンサパネル１０１の検出位置にずれが生じ、破線のように理想状態での実線に対してずれた曲線を描く。Ｘ方向の位置は理想的にはｋ＊ｃｏｓ（φ＋α）の形になる。又、重心のＹ方向の位置座標は理想的には定数である。ｋは位置マーカーと回転軸投影位置との距離によって決まる定数である。
【００８７】
よって、Ｘ線イメージセンサパネル１０１上の追跡点のサイノグラムを利用することで体動を検出することができる。
【００８８】
本実施の形態の特徴は、追跡点となる点を任意に最適なものを最適な数設定できることにある。しかも、フラットなＸ線イメージセンサパネルを使っているので追跡点の設定が容易である。被写体回転型の場合、臥位に比べ体動を起こし易く、更に体の部位によって変化が異なることも多い。例えば腰部は固定ベルト等で比較的動きを少なくすることはできるが、上半身は患者の負担等を考えると固定が十分にできず体動が大きくなる可能性がある。
【００８９】
体動を検出するには体軸方向に沿って複数点で検出できるのが望ましい。位置マーカー２個を体軸方向に沿って被写体に固定することにより、この２点ばかりでなく、この２点を結んだ直線上の全ての点を体動検出の追跡点をして利用することができる。しかも、最低２個の位置マーカーがあれば良い。２点を決めればそれを通る直線を１本決めることができる。しかも、この直線上の全ての点はＸ線イメージセンサパネル上に投影された２個の位置マーカーの像を結ぶ線上の点と一対一に対応している。そこで、画像上の仮想の点を追跡点としてサイノグラムを利用する方法により各部での体動を検出することができる。
【００９０】
このように検出した各部の体動データに基づき補正を行う。体動補正回路により、理想曲線からのずれ（補正量）計算し、実測データの補間処理を行う。体動補正回路は画像処理部に含まれる。これにより被写体の体動によるアーチファクトを低減することができる。補正を行う角度範囲は、ずれのデータにより適宜決定し、ずれの大きいところでは細かく角度を設定して補正すれば良い。
【００９１】
具体的には撮影開始点Ｓ（θ＝０度）と中間点（θ＝１８０度）と撮影終了点Ｅ（θ＝３６０度）におけるずれに着目し、そのずれ量だけ点Ｓ’を点Ｓへ、点Ｍ’は点Ｍへ、点Ｅ’は点Ｅヘシフトさせる。全ての角度においても同様の補間処理を行う。このような補間処理により、被写体の動きによるアーチファクトは低減することができる。
【００９２】
これによって、撮影中におけるＸ線源１０９とＸ線イメージセンサパネルとのずれや被写体の体動等に起因するずれが補正され、ぼけの無い鮮明な３次元のＣＴ撮影画像が得られるのである。上記の例ではＹ軸方向については定数として扱っているが、Ｙ方向についてもＸ軸方向と同様に補正できる。全ての方向の機械的ずれや被写体の体動を補正して鮮明な３次元のＣＴ撮影画像を得ることができるのである。
【００９３】
本実施の形態においては、被写体にＡとＢの位置マーカーを被写体の前面に設置したが、位置マーカーの固定場所、数はこれに限定されない。例えば、被写体の全面上部に１個、背面下部に１個を固定し、この２点を結ぶ直線を想定すると、体動をより大きく捕らえることができる。
【００９４】
Ｐ点はＡとＢを結ぶ直線上のＡＢ間としたが、直線を延長したＡ，Ｂの外側に設定しても構わない。高々２点ＡＢを位置マーカーで定義することにより、それを通る直線が一義的に定義され、プロジェクション画像のＹ方向に関しては、任意の場所を選択できるということが最大の効果である。よって、２点の位置マーカーは診断領域を外れた場所にも設定できるので、位置マーカーを被写体に固定し、診断撮影と同時に撮影しても何ら問題となることはない。
【００９５】
＜実施の形態２＞
実施の形態１では、回転軸の画像上の位置は既知とした例を示したが、本実施の形態では被写体撮影時に回転軸の画像上の位置を検出し、決定する例を示す。
【００９６】
実施の形態１で述べたようにＸ線発生装置１０９と回転台１０２とＸ線イメージセンサパネル１０３の幾何学的配置は厳密に設定する必要がある。Ｘ線焦点と回転台１０２の回転軸Ｚとの距離をＬ、回転軸ＺとＸ線イメージセンサパネル１０１との距離Ｍとする。回転台１０２とＸ線イメージセンサパネル１０１は可動式で幾何学的配置を決定した後、その場所に固定する。
【００９７】
従来は被写体１０７が設置される回転台１０２の回転軸Ｚ上に棒状のファントムを設置し、これを回転走査させて予備撮影を行う。このとき収集された半周分乃至全周分の透過Ｘ線画像データに対して、平均処理や画像再構成処理等と同様の画像処理を行うことで、回転走査運動の回転軸Ｚが投影されるＸ線イメージセンサパネル１０１の検出画素の位置Ｚ’を算出している。
【００９８】
しかしながら、その算出には時間が掛かる。本発明の回転台１０２が可動式の被写体回転型コーンビームＸ線撮影装置では、その配置変化や移動の都度、回転走査運動の回転中心軸が投影されるＸ線イメージセンサパネルの検出画素の位置を検出し直す必要があり、その分だけ更にに手間と時間が掛かることになる。
【００９９】
本実施の形態では、被写体１０２に固定した２個の位置マーカーを利用することによって回転走査運動の回転軸Ｚが投影されるＸ線イメージセンサパネル１０１の検出画素の位置Ｚ’を迅速に算出することができ、煩わしい位置合わせの作業をなくすことができる。或は簡略な位置合わせで済ますことができる。
【０１００】
投影画像中Ｘ方向とＹ方向を図１０（ａ）のように設定する。Ｚ’は回転軸の投影されたものとする。本実施の形態ではこのＺ’を容易に算出することを目的とする。
【０１０１】
本実施の形態においても、被写体撮影中に、被写体にＡとＢの位置マーカーを設置し、被写体を回転して撮影して得た投影画像中の被写体の追跡点に着目して得られたサイノグラムを利用する。
【０１０２】
Ｐは位置マーカーＡＢを結んだ直線上の点である。Ａ’，Ｂ’，Ｐ’はＸ線イメージセンサパネルで取得された投影画像上のＡ，Ｂ，Ｐに対応する点である。Ｐ点は仮想直線上にあり、どこの点をとっても構わない。
【０１０３】
追跡点の設定は取り込んだ投影画像（プロジェクション画像）を画像処理して行う。位置マーカーはコントラストの大きい材料で作成されているのでガンマ処理等で、先ず、２個の位置マーカーに対応する画像上の点Ａ’，Ｂ’を検出する。次に、この２点を結ぶ直線を計算し、必要な追跡点を必要な場所、必要な個数設定する。以下の説明では追跡点として位置マーカーに対応する点Ａ’，Ｂ’と中央近くのＰ’点のみで説明を行う。
【０１０４】
先ず、被写体の体動がなく、回転軸の傾きのない場合を考える。追跡点Ａ’の各回転角度におけるＸ方向の軌跡は、撮影開始点（回転角度θ＝０度のとき）と撮影終了点（回転角度θ＝３６０度のとき）とでは、Ｘ線イメージセンサパネルの検出位置は一致し、しかも曲線は完全なサイン曲線（サイノグラム）となる。
【０１０５】
図１１に示すように、追跡点Ａ’が回転走査における任意の第１角度位置θ１にある状態をＸ線イメージセンサパネルによって撮影して第１検出データ（透過Ｘ線検出データ）Ｐ１を取得する。
【０１０６】
次に、回転台１０２を回転軸Ｚ周りに１８０度回転させて、Ａ’が第１角度位置θ１とは逆位相となる第２角度位置θ２（＝θ１＋１８０度）にある状態をＸ線イメージセンサパネル３によって撮影して第２検出データ（透過Ｘ線検出データ）Ｐ２を取得する。
【０１０７】
第１，第２検出データＰ１，Ｐ２のサイノグラム上の位置は、位相が正反対となる位置となる。
【０１０８】
このサイノグラムの中心線Ｚ’の位置は、回転軸が投影されるＸ線イメージセンサパネル３の画素の位置であり、Ｚ’はこれら２点のＸ方向位置の中点となっている。
【０１０９】
そこで、回転軸Ｚが投影されるＸ線イメージセンサパネルの画素位置は、この２点のＸ方向位置座標の平均を取ることで算出することができる。
【０１１０】
画像処理部２０２は、上述の追跡点Ａ’が第１角度位置θ１にある状態で撮影された第１検出データと、Ａ’が第２角度位置θ２（＝θ１＋１８０度）にある状態で撮影された第２検出データとに基づいて、回転軸Ｚが投影されるＸ線イメージセンサパネル１０１のＸ線検出素子の位置Ｚ’を算出する演算部を備えている。演算部は、上述の第１、第２検出データに基づいて、回転軸Ｚが投影されるＸ線イメージセンサパネル１０１のＸ線検出素子の位置Ｚ’を算出する。
【０１１１】
本実施形態の特徴は、追跡点となる点を任意に最適なものを最適な数設定できることにある。回転軸の位置を検出するには体軸方向に沿って複数点で検出できるのが望ましい。位置マーカー２個を体軸方向に沿って被写体に固定することにより、この２点ばかりでなく、この２点を結んだ直線上の全ての点を回転軸位置検出の追跡点をして利用することができる。しかも、最低２個の位置マーカーがあれば良い。２点を決めればそれを通る直線を１本決めることができる。しかも、この直線上の全ての点はＸ線イメージセンサパネル上に投影された２個の位置マーカーの像を結ぶ線上の点と一対一に対応している。そこで、画像上の仮想の点を追跡点としてサイノグラムを利用する方法により各部（Ｙ方向）での回転軸位置を検出することができる。複数点を用いることができるので精度の高い検出をすることができる。
【０１１２】
体軸方向の長さ相当の直線状マーカーを固定するのは困難であり、直線状マーカーの部分は被写体の画像と重なる部分が多いので問題が多い。２個の位置マーカーとＲＯＩと重ならない位置に設置できる（肩とか、腹とか関心領域である肺と重ならない部分）ので、問題とならない。２個のマーカー位置を結んだ直線を架空の直線状マーカーとするとするので、当然問題ない。
【０１１３】
この直線上で最良の基準点（追跡点）を設定でき、自由に何点でも設定できるので精度の高い検出が実現した。
【０１１４】
体軸方向に沿って高々２個の位置マーカーによって、１回転或は半回転の全プロジェクション画像データを利用できるようになり、Ｙ方向に関して任意の点に関して、任意のθとθ＋１８０度で同様の検出を行うことができる。
【０１１５】
Ｐ点はＡとＢを結ぶ直線上のＡＢ間としたが、直線を延長したＡ，Ｂの外側に設定しても構わない。高々２点ＡＢを位置マーカーで定義することにより、それを通る直線が一義的に定義され、プロジェクション画像のＹ方向に関しては、任意の場所を選択できるということが最大の効果である。よって、２点の位置マーカーは診断領域を外れた場所にも設定できるので、位置マーカーを被写体に固定し、診断撮影と同時に撮影しても何ら問題となることはない。
【０１１６】
本実施の形態により回転軸位置を精度良く求めるための時間を短縮できる。
【０１１７】
上記は被写体の体動がない場合で説明を行ったが、体動がある場合は、実施の形態１の方法により先ず体動を検出して体動補正を行う。次に、その補正データを基に上記方法により回転軸の位置を算出することができる。
【０１１８】
＜実施の形態３＞
回転軸の位置Ｚ’がＸ線イメージセンサパネル１０１の画像上、Ｙ方向に平行とならずにＸ方向に傾斜している場合を考える。実施の形態２と同様の方法を用いて、回転軸の投影画像上での傾きを求める。
【０１１９】
本実施の形態の特徴は、追跡点となる点を任意に最適なものを最適な数設定できることにある。回転軸が傾いている場合の投影画像上の傾きを検出するには体軸方向に沿って複数点で検出できるのが望ましい。位置マーカー２個を体軸方向に沿って被写体に固定することにより、この２点ばかりでなく、この２点を結んだ直線上の全ての点を回転軸位置検出の追跡点をして利用することができる。しかも、最低２個の位置マーカーがあれば良い。２点を決めればそれを通る直線を１本決めることができる。しかも、この直線上の全ての点はＸ線イメージセンサパネル上に投影された２個の位置マーカーの像を結ぶ線上の点と一対一に対応している。
【０１２０】
そこで、画像上の仮想の点を追跡点としてサイノグラムを利用する方法により各部（Ｙ方向）での回転軸位置を検出することができる。複数点を用いることができるので精度の高い検出をすることができる。回転軸が傾いていない場合は、回転軸の投影された位置ＺはＹに並行となる。ところが、回転軸がＸ方向に傾いているとと、並行にならない。そこで本実施の形態では、位置マーカー２個を体軸方向に沿って被写体に固定することにより、この２点ばかりでなく、この２点を結んだ直線上の任意の点を回転軸位置検出の追跡点をして利用する。回転軸位置の検出は実施の形態２と同様である。演算部このようにして求められた回転軸の投影位置からＺの傾きφを求める。
【０１２１】
このようにして算出された回転軸の投影画像上での傾きφは、複数枚の透過像（一連のプロジェクション画像データ）を画像再構成処理する際に、傾きの補正等として用いられて断層画像が良好に生成される。
【０１２２】
本実施の形態により回転軸の投影画像上での傾きを容易に求めることができる。よって、回転軸の位置出しの予備撮影は必要ではない。日々のメンテナンスも楽になる。最悪撮影時に傾いていても、画像上で補正できるので、取り直しを行うこともない。
【０１２３】
上記は被写体の体動がない場合で説明を行ったが、体動がある場合は、実施の形態１の方法により先ず体動を検出して体動補正を行う。次に、その補正データを基に実施の形態２及び本実施の形態により回転軸の位置と傾きを算出することができる。
【産業上の利用可能性】
【０１２４】
本発明は、車載、集団検診用のための高性能なＸ線ＣＴ装置として有用である。
【図面の簡単な説明】
【０１２５】
【図１】本発明に係る被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置の概略図である。
【図２】本発明に係る被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置のシステムブロック図である。
【図３】本発明に係る信号蓄積型レファレンス素子の等価回路を示す。
【図４】本発明に係るＸ線イメージセンサパネルを示す図である。
【図５】本発明に係るＸ線イメージセンサパネルの断面図（図５のＡ−Ａ’断面図）である。
【図６】本発明に係る撮像素子とその元となるウエハを示す平面図である。
【図７】本発明に係る撮像装置における撮像素子の配列及び走査回路の配列を示す平面図である。
【図８】本発明に係る撮像素子内の１画素回路とシフトレジスタの単位ブロックの関係を示す図である。
【図９】本発明に係る撮像素子の１画素回路図である。
【図１０】（ａ）は本発明に係る体動を検出する方法を説明する図、（ｂ）はＰ’点のサイノグラムを表す図である。
【図１１】本発明に係る回転軸位置を検出する方法を説明する図である。
【図１２】従来の放射線撮影システムの構成を示す概念図である。
【図１３】従来の放射線撮影システムの別の構成を示す概念図である。
【符号の説明】
【０１２６】
１０１  Ｘ線イメージセンサパネル
１０２  回転装置
１０３  ロータリーエンコーダ
１０４  信号蓄積型レファレンス素子
１０５  撮像制御装置
１０６  表示装置
１０７  被写体
１０８  Ｘ線源用電源
１０９  Ｘ線発生装置
２０２  画像処理部
２０３  画像データメモリ
２０４  補正データメモリ
２０６  回転装置制御部
２０７  装置制御部
２０８  蓄積時間制御部
２０９  蓄積時間算出カウンタ
４０１  ＣＭＯＳ型撮像素子
５０２  シンチレータ
５０４  外部処理基板
【図１】
2005296340.tif 000003
【図２】
2005296340.tif 000004
【図３】
2005296340.tif 000005
【図４】
2005296340.tif 000006
【図５】
2005296340.tif 000007
【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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