(57)【要約】【課題】  撮影中に任意の解像度で撮影することができ、撮影中における放射線源の変動を特別な検出器を用いずに検出し、その検出量に応じて補正を行うことが可能な放射線ＣＴ撮影装置を提供する。【解決手段】  共通の蓄積時間を持つデータを解像度を変えて（ノイズ等は変えず）、非破壊で読み出す。Ｓ／Ｈに溜まっているデータは非破壊、通常どちらも解像度以外は同じ値となる。通常の非破壊の読みの場合はＰＤの変動する信号を読む（露光量をモニターする等）等の使い方をするが、本発明の場合は一括露光で蓄積した後のデータを利用する。よって、画素メモリ（Ｓ／Ｈ）の後に非破壊読み出し手段が必要である。【選択図】        図１
2005270297.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線ＣＴ撮影装置において、
撮像素子を有する放射線イメージセンサパネルを有し、
前記撮像素子は、２次元に配列した複数の画素と、複数の解像度を設定する解像度設定手段と、被写体の画像信号を読み出す画像信号取得手段と、補正用信号を読み出す補正用信号取得手段とを有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記補正用信号取得手段は、前記被写体を透過しない放射線が照射された前記放射線イメージセンサパネル上の領域における放射線の変動を補正する信号を取得する手段であることを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記撮像素子は、一括露光を行う画像信号蓄積手段を有し、前記補正用信号取得手段は、前記画像信号蓄積手段に蓄積された画像信号から、前記画像信号取得手段より高い解像度で非破壊読み出しを行う手段であることを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項４】
請求項３に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記画像信号蓄積手段はサンプルホールド回路を有し、前記補正用信号取得手段は、前記サンプルホールド回路の信号出力側に接続されたソースフォロワ回路を有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記サンプルホールド回路は、画像信号用サンプルホールド回路とノイズ信号用サンプルホールド回路を有し、前記撮像素子は、前記画像信号と前記ノイズ信号を同時に読み出す手段を有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項６】
放射線ＣＴ撮影装置において、
２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネルを有し、
前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、
前記撮像素子は、１つの半導体基板上に複数の画素と複数の解像度を設定する解像度設定手段を有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項７】
放射線ＣＴ撮影装置において、
２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネル有し、
前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、
前記撮像素子は、第１の解像度、第２の解像度を設定する解像度設定手段と、
前記２次元プロジェクション画像信号を一括露光により蓄積する画像信号蓄積手段と、
前記画像信号蓄積手段の信号出力側に非破壊読み出し手段とを有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項８】
請求項７に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記撮像素子は、複数の画素を有し、それぞれの画素は、画像信号蓄積手段と前記非破壊読み出し手段とを有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項９】
請求項８に記載の放射線ＣＴ撮影装置において、前記画像信号蓄積手段はサンプルホールド回路を有し、前記非破壊読み出し手段は、前記サンプルホールド回路の信号出力側に接続されたソースフォロワ回路を有し、前記解像度設定手段は、複数の前記サンプルホールド回路を接続するスイッチ素子を有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項１０】
請求項８記載の放射線ＣＴ撮影装置において、第１の解像度は第２の解像度より高精細であり、前記２次元プロジェクション画像を前記第２の解像度によって出力する手段を有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影装置。
【請求項１１】
放射線ＣＴ撮影システムにおいて、
被写体に放射線を照射する放射線発生装置と、
前記放射線発生装置の制御装置と、
２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネルと、
前記画像を補正する手段を有し、
前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、
前記撮像素子は、第１の解像度、第２の解像度を設定する解像度設定手段と、
前記２次元プロジェクション画像信号を一括露光により蓄積する画像信号蓄積手段と、
前記画像信号蓄積手段の信号出力側に非破壊読み出し手段とを有することを特徴とする放射線ＣＴ撮影システム。
【請求項１２】
放射線ＣＴ撮影方法において、
被写体を回転させ、
前記被写体に連続放射線を照射し、
放射線イメージセンサパネルを用いて一括露光により前記被写体の２次元プロジェクション画像信号を取得し、
前記放射線イメージセンサパネルの有する非破壊読み出し手段によって、前記２次元プロジェクション画像信号の一部を第１の解像度で非破壊読み出しにより読み出し、
非破壊読み出しした前記画像信号を用いて前記放射線の焦点移動を検出し、
前記検出された焦点移動量に応じて前記出力手段により出力した画像信号を補正することを特徴とする放射線ＣＴ撮影方法。
【請求項１３】
請求項１２に記載の放射線ＣＴ撮影方法において、前記２次元プロジェクション画像信号の一部を第１の解像度で非破壊読み出しにより読み出した後、前記２次元プロジェクション画像信号の全てを第２の解像度で読み出すことを特徴とする放射線ＣＴ撮影方法。
【請求項１４】
請求項１２に記載の放射線ＣＴ撮影方法において、前記２次元プロジェクション画像信号の全てを第２の解像度で読み出しは、放射線イメージセンサパネルの有する複数の撮像素子の並列読み出しにより読み出すことを特徴とする放射線ＣＴ撮影方法。
【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放射線ＣＴ撮影装置及び放射線ＣＴ撮影システム及びそれを用いた放射線ＣＴ撮影方法に関し、特に、２次元の放射線イメージセンサパネルを用いたコーンビーム放射線ＣＴ撮影装置するものである。更に、生体等の被写体を床面に立たせた状態、或いは座位の状態で対向した放射線源と放射線イメージセンサの間で回転させて撮影する被写体回転型コーンビーム放射線ＣＴ撮影装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、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の事項が挙げられる。即ち、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×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。また、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。
【０００６】
特開２００３−６６１４９号公報には、複数の解像度をもった検出器を並べたマルチスライスＸ線ＣＴ撮影装置が開示されている（特許文献１）。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い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特開２０００−２１７８１０号公報に開示されている（特許文献２）。
【０００７】
同公報のものでは、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、コーンビームを用いて高々1回転で撮影を行うので被写体の被曝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。また、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を自由に設定でき、計測時の拡大率や計測部位を変えることができる。また、Ｘ線源と回転台とＸ線イメージセンサパネルの幾何学的配置を正確に設定できさえすれば、Ｘ線ＣＴ撮影専用のＸ線源ではなく、一般撮影用のＸ線源を利用できる。新規のガントリーもＸ線源も不要でシステムのコストを押さえることができる。更に、システムの構成が簡単なので車載用に好都合である。
【０００８】
本発明で述べるコーンビーム放射線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。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、たかだか一回の回転で全ＣＴ像を再構成する画像データを取得することができる。
【０００９】
被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置においては、一般撮影用のＸ線源を利用することができる。しかしながら、Ｘ線源の問題として以下の点が指摘されている。
【００１０】
即ち、Ｘ線管球はターゲットに電子ビームを当て、Ｘ線を発生させる。ターゲットの材質がタングステンの場合、電子ビームの持つエネルギーのＸ線への変換効率は１％未満であり、残りの大部分は熱エネルギーへ変化する。このため、ターゲットは高温になるので、その対策として回転陽極が用いるのが一般的である。
【００１１】
回転陽極は円錐台の形状であり、この回転陽極側面に電子が衝突する。ターゲットで発生した熱の大部分は放射エネルギーとしてターゲットから周囲に放出されるが、発生熱の一部は熱伝導により回転シャフトを介して放出される。Ｘ線照射を繰り返すとＸ線管内のターゲットに蓄積される熱量が増大し、回転シャフト等の温度上昇をもたらす。ターゲットは、この温度上昇により熱膨張を起こすことが知られている。
【００１２】
この回転電極と陰極、そして電子ビームの飛翔方向の位置ずれにより、焦点位置がずれることになり、このような現象は温度変化や、経年変化、電極の磨耗等により発生することから、Ｘ線吸収データ収集の際の時間位置、つまり、Ｘ線曝射時点の違いにより、焦点位置が微妙に違ってくることを避けることができない。Ｘ線ＣＴ撮影の場合、Ｘ線源の焦点の位置と回転軸と検出器の幾何学的位置関係が非常に重要である。
【００１３】
また、焦点が移動することにより検出器の感度分布が変動することは、キャリブレーションエラーとなり、再構成画像上でアーチファクトの原因となる。そこで、このような焦点位置のずれに起因するＸ線検出器の検出出力の変化を補正する必要があり、そのためにＸ線強度を監視する意味でレファレンス検出器を用意してある。例えば、特開平８−１５４９２６号公報に一般的なマルチスライスＸ線ＣＴ撮影装置におけるレファレンス素子と補正について開示してある（特許文献３）。図１１はその従来例を示す。図１１中、５は上述のレファレンス検出器である。また、３は画像検出器、４は焦点、７は被写体、１０はコリメータを示す。
【特許文献１】特開２００３−６６１４９号公報
【特許文献２】特開２０００−２１７８１０号公報
【特許文献３】特開平８−１５４９２６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
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る。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。しかし、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いわゆる目が回った状態になってしまうので、被写体の１回転に要する時間が３〜５秒程度は必要と言われている。
【００１５】
当然、Ｘ線源をその間放射せねばならず、前述の焦点移動が問題となってくる。しかも、一般撮影用のＸ線源では長時間の連続撮影に対する対策は施されていないので、Ｘ線ＣＴ撮影専用のＸ線源に比べその問題は大きい。また、既存のＸ線源を利用するので履歴がさまざまであり、経年変化、電極の磨耗等も装置毎に異なるのでＸ線源毎に対応しなければならないという問題があった。更に、一般撮影用のＸ線源には上述のレファレンス検出器は備わっていないので、システムを組む場合別途用意し、設置しなければなかった。
【００１６】
これに対し、特許文献１のものでは、固定の解像度しか得ることができない。特許文献２には被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置におけるＸ線源の焦点移動による問題については何も開示されていない。特許文献３における焦点移動の検出方法には、ビーム検出の精度について開示されておらず、メイン検出器と全く同じものを用いているので、メイン検出と同じ列幅でしかビームの検出を行うことができなかった。
【００１７】
本発明は、上記従来の問題点に鑑みなされたもので、その目的は、撮影中に任意の解像度で撮影できる放射線ＣＴ撮影装置及び放射線ＣＴ撮影システム及びそれを用いた放射線ＣＴ撮影方法を提供することにある。更に、撮影中における放射線源の変動を、特別な検出器を用いずに検出し、その検出量に応じて補正を行うことが可能な放射線ＣＴ撮影装置及び放射線ＣＴ撮影システム及びそれを用いた放射線ＣＴ撮影方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明は、上記目的を達成するため、放射線ＣＴ撮影装置において、撮像素子を有する放射線イメージセンサパネルを有し、前記撮像素子は、２次元に配列した複数の画素と、複数の解像度を設定する解像度設定手段と、被写体の画像信号を読み出す画像信号取得手段と、補正用信号を読み出す補正用信号取得手段とを有することを特徴とする。
【００１９】
また、本発明は、放射線ＣＴ撮影装置において、２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネルを有し、前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、前記撮像素子は、1つの半導体基板上に複数の画素と複数の解像度を設定する解像度設定手段を有することを特徴とする。
【００２０】
また、本発明は、放射線ＣＴ撮影装置において、２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネル有し、前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、前記撮像素子は、第１の解像度、第２の解像度を設定する解像度設定手段と、前記２次元プロジェクション画像信号を一括露光により蓄積する画像信号蓄積手段と、前記画像信号蓄積手段の信号出力側に非破壊読み出し手段とを有することを特徴とする。
【００２１】
また、本発明は、放射線ＣＴ撮影システムにおいて、被写体に放射線を照射する放射線発生装置と、前記放射線発生装置の制御装置と、２次元プロジェクション画像信号を生成する放射線イメージセンサパネルと、前記画像を補正する手段を有し、前記放射線イメージセンサパネルは、２次元に配列した複数の撮像素子を有し、前記撮像素子は、第１の解像度、第２の解像度を設定する解像度設定手段と、前記２次元プロジェクション画像信号を一括露光により蓄積する画像信号蓄積手段と、前記画像信号蓄積手段の信号出力側に非破壊読み出し手段とを有することを特徴とする。
【００２２】
また、本発明は、放射線ＣＴ撮影方法において、被写体を回転させ、前記被写体に連続放射線を照射し、放射線イメージセンサパネルを用いて一括露光により前記被写体の２次元プロジェクション画像信号を取得し、前記放射線イメージセンサパネルの有する非破壊読み出し手段によって、前記２次元プロジェクション画像信号の一部を第１の解像度で非破壊読み出しにより読み出し、非破壊読み出しした前記画像信号を用いて前記放射線の焦点移動を検出し、前記検出された焦点移動量に応じて前記出力手段により出力した画像信号を補正することを特徴とする。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、複数のＣＭＯＳ型撮像素子を使った大板の放射線イメージセンサパネルと新規駆動方法により低コストでありながら高速、高感度、高機能である被写体回転型コーンビーム放射線撮影装置を実現することができる。これにより車載、集団検診用のための高性能な放射線ＣＴ装置を低コストで提供できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
次に、発明を実施するための最良の形態について説明する。なお、以下の実施形態では全図において同一機能を有するものは同一符号を付し、その重複説明は省略する。
【００２５】
（第１の実施形態）
図１は本発明による被写体回転型コーンビーム放射線ＣＴ撮影装置の第１の実施形態の概略構成を説明する図、図２はそのシステムのブロック図である。図中１０９はＸ線発生装置（Ｘ線源）、１０８はＸ線源用電源、１０４はエッジブロック、Ｘは照射された連続Ｘ線、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。なお、本実施形態では放射線としてＸ線を用いているが、α線、β線、γ線等を用いることができる。これは、全ての実施形態において同様である。
【００２６】
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１０１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Ｐとの距離をＬ、回転軸Ｐ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プロジェクション画像の拡大率、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その場所に固定する。
【００２７】
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。
【００２８】
撮影制御装置１０５は図２に示すように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からなっている。Ｘ線イメージセンサパネル１０１はＡ／Ｄ変換器２０１、駆動部２０５を含んでいる。
【００２９】
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の制御を行う。また、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によりエッジブロック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）をもとに被写体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い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線断層像或いは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】
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の時間（２００フレーム／ｓｅｃの速度）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線源を使う場合には、応答の管電流の立ち上がり、立ち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。そこで、本実施形態では連続Ｘ線を用いる構成としている。また、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。
【００３２】
本実施形態では、Ｘ線源１０９とＸ線イメージセンサパネル１０１の間にＸ線源１０９の焦点移動を検出するためのエッジブロック１０４が設置されている。これは、回転台１０２上の被写体１０７を透過するＸ線を遮らない位置に設置されている。このエッジブロック１０４の投影はＸ線イメージセンサパネル１０１のエッジ検出領域３０１で検出される。エッジ検出領域は特殊な領域ではなく、Ｘ線イメージセンサパネル１０１の仮想的な領域であり、Ｘ線源１０９、エッジブロック１０４、Ｘ線イメージセンサパネル１０１の位置関係で自由に設定できる。
【００３３】
本実施形態ではＸ線源焦点の移動は回転軸方向のみを仮定しているが、水平方向の移動も検出する場合にはエッジの形を工夫すればよい。つまり、Ｘ線に対して高いコントラストを有するタングステンや鉛等で球状や円錐状とすればよい。
【００３４】
図４（ａ）を用いて焦点移動の影響を説明する。撮影が始まり回転陽極４０２が熱を帯びると図中の破線のように熱膨張を起こす。その結果、電子ビームの当たる焦点は図４（ａ）に示すように移動する。焦点から発したＸ線がエッジブロック１０４のエッジに当たってＸ線イメージセンサパネル１０１上に作るプロジェクション画像は、焦点移動に伴って図のように移動することになる。４０１は回転シャフトを示す。本実施形態はこの移動量Ｓを精度よく検出する構造と方法を提供するものである。
【００３５】
図４（ｂ）はＸ線イメージセンサパネル１０１上の移動量Ｓを精度よく検出する原理を描いたものである。ＣＴ画像を取る場合は全画面４×４画素の解像度を使う。しかしながら、この解像度ではエッジ部分の移動を精度よく検出するのは難しい。そこで、１×１の解像度でエッジ部のみを検出する。本実施形態では、ＣＴ画像取得になんら悪影響を与えない焦点移動検出を実現するものである。
【００３６】
本実施形態では、このＸ線源焦点の移動を正確に検出するために、以下に述べる構造と駆動方法を有するＸ線イメージセンサパネル１０１を使用している。図５は１３６ｍｍ×１３６ｍｍのＣＭＯＳ型撮像素子５０１を、一枚の基台上に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。
【００３７】
なお、本発明でいう撮像素子とは、複数の画素が２次元に配列された撮像素子パネルをいう。このＣＭＯＳ撮像素子パネル５０１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、画像上つなぎ目のな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。また、所望の撮像面積を一つの撮像素子パネルで形成できる場合は、一つの撮像素子パネルでもいいことはもちろんである。
【００３８】
図６は図５のＡ−Ａ線における断面図を示す。シンチレータ６０２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等から構成されている。Ｘ線はシンチレータ６０２に当たって可視光に変換され、撮像素子で検出される。シンチレータ６０２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６０５は撮像素子の電源、クロック等を供給し、又、撮像素子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６０３は各撮像素子と外部処理基板との電気的接続を行う。
【００３９】
９枚の撮像素子５０１は基台６０４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、つなぎ目に画素欠陥が生じず、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７０３（図７参照）に接続されたフレキシブル基板６０３を通して、撮像素子の裏側に配置された外部処理基板６０５との間で行う。
【００４０】
フレキシブル基板６０３の厚さはサイズに対して十分薄く撮像素子の間の隙間を通しても、画像上の欠陥は生じない。各撮像素子からの出力は並列に読み出される。後述する撮像素子の一括露光とこの並列読み出しにより、時間的、空間的に繋ぎ目のない、また、プロジェクション毎に時間遅れのない高品質の画像を２００フレーム／ｓｅｃ以上の高速で取得することができる。
【００４１】
Ｘ線イメージセンサを構成する１個の撮像素子を図７に示す。現在主流の８インチウエハ７０４からＣＭＯＳプロセスによって１３６ｍｍ×１３６ｍｍのＣＭＯＳ型撮像素子基板５０１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程度に大きくてよい。本実施形態では診断に必要な画素の大きさよりも小さい１６０μｍ×１６０μmとしている。
【００４２】
それぞれの画素には解像度変更のスイッチが設置され、診断用のデータは４×４画素つまり６４０μｍ×６４０μｍの解像度で出力、Ｘ線源の焦点移動の検出は１６０μｍ×１６０μmの解像度で出力できる構造と読み出し方を提供することにある。７０１は垂直シフトレジスタ、７０２は水平シフトレジスタ、７０３は外部端子を示す。
【００４３】
図８は本実施形態の撮像素子の構成を示す概略図である。本実施形態では垂直シフトレジスタ７０１と水平シフトレジスタ７０２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が垂直、水平方向に２次元に配置されている。また、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。
【００４４】
これらのブロックは垂直方向、水平方向に直線状に伸びている。８０８は画素加算用のＡＤＤスイッチＳＷ１１、８０９は画素加算用のＡＤＤスイッチＳＷ１０、８１０は画素加算用のＡＤＤスイッチＳＷ１２である。図８では説明の簡単化のため２×２画素加算の場合の光信号用スイッチ配置のみを示す。ノイズ信号用スイッチも同様である。本実施形態での４×４画素加算についても考え方は同様である。また一部配線等を省略している。
【００４５】
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８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。また、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とるために、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うる。また、図８において、外部端子７０３上にバンプ８０１が設けられ、このバンプ８０１には静電気から内部回路を保護するための保護抵抗８０２と保護ダイオード８０３が接続されている。この外部端子は前述のようにフレキシブル基板６０３との接続に用いられる。８０５はレイアウト上のセル境界、８０６は信号線を示す。
【００４６】
図９は垂直シフトレジスタの単位ブロック（一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。１画素回路は図１０に示す。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いない。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。
【００４７】
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。簡単のため、制御線はこの３本のみを示している。各画素からの光信号とノイズ信号は２本の信号出力線で列走査回路（水平シフトレジスタ、マルチプレクサ）を介して差動アンプに出力される。
【００４８】
図１０は本実施形態の効果を実現するための１画素回路を示す。前述のように画素の大きさは１６０μｍ×１６０μmである。フォトダイオードＰＤにはダイナミックレンジ拡大用の容量Ｃ１をフォトダイオードＰＤと並列に設けている。Ｍ１は感度を切り替える切り替えスイッチである。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。フォトダイオードＰＤが接続される増幅ＭＯＳトランジスタＭ４のゲート部容量も最小となるように設計してある。Ｍ２はフォトダイオードＰＤ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。
【００４９】
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。ノイズ除去は次のような動作により行うことができる。即ち、スイッチＭ５をオンして増幅ＭＯＳトランジスタＭ７（画素アンプ２）側にあるクランプ容量ＣＣＬの電極を一定の電位にする。
【００５０】
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、画素アンプＭ４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。
【００５１】
また、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。Ｍ１０はソースフォロワとして機能する増幅ＭＯＳトランジスタ（画素アンプ３）、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。更に、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。
【００５２】
垂直出力線の長さ方向に隣接して配列される画素同士は、画素の容量ＣＨ１、２と画素アンプ３、４のゲートとの間で、加算用スイッチＳＷ１０、１２（図８では画像信号用のスイッチと配線のみを示す）を介して接続されている。また、垂直出力線の長さ方向と垂直な方向に隣接して配列される画素同士は、画素の容量ＣＨ１、２と画素アンプ３、４のゲートとの間で、スイッチＳＷ１１（図８では画像信号用のスイッチと配線のみを示す）を介して接続されている。これは、本実施形態においては、後述するようにサンプルホールド回路にホールドされた画像信号を加算することが特徴であるので、この場所に加算用スイッチを設ける必要があるためである。
【００５３】
ＡＤＤ信号をハイレベルにすることで、スイッチＳＷ１０、１１、１２は全てオンになり、スイッチＳＷ１０、１１、１２で接続される１６画素の接続点（容量ＣＨ１、２と画素アンプ３、４のゲートとの間）は共通に接続される。
【００５４】
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。この増幅手段として一般に用いられるＭＯＳトランジスタのソースフォロワでは、ＭＯＳトランジスタの閾値Ｖｔｈがばらつき易い。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、Ｘ線撮像装置用の撮像素子は大型であり、素子内のばらつきが大きくなりがちである。また、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、いわゆる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。
【００５５】
また、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ノイズは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よいが、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。
【００５６】
本実施形態では、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。また、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。
【００５７】
また、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が１℃以下の温度差を持っても出力の変動として現われ、Ｘ線ＣＴ撮影の場合、このわずかの変動も補正エラーを起こし、リングアーチファクトの原因となる。そのため、サンプルホールド回路の二つのソースフォロワでは、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なければならない。
【００５８】
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。
【００５９】
また、容量ＣＨ１、２は大きくしても前段アンプが電圧出力のため電位が小さくなることはない。更に、加算用スイッチＳＷもしくは配線に浮遊容量があっても電位が低下することはない。
【００６０】
更に、容量ＣＨ１、２を大きくすることができるため、加算用スイッチもしくは配線でリーク電流があっても感度低下を招くことはないし、ノイズが増大することもない。また、別の効果として容量ＣＨを大きくすることができるため、垂直出力線に出力するためのソースフォロワ用のＭＯＳトランジスタ（Ｍ１０、Ｍ１３）も大きくできる。従来はこのＭＯＳトランジスタを大きくするとＭＯＳトランジスタのゲート容量が感度の低下を招くため大きくすることは困難であった。ＭＯＳトランジスタのショットノイズは（チャネル幅Ｗ）×（チャネル長Ｌ）の１／２乗に反比例するためＭＯＳトランジスタのチャネル幅Ｗを大きくすれば垂直出力線に出力するためのソースフォロワのノイズを無視できるほど小さくすることができる。
【００６１】
更に別の効果としてクランプ回路からの出力を受けるソースフォロワのＭＯＳトランジスタ（画素アンプ２）のショットノイズや１／ｆノイズも低減することができる。このＭＯＳトランジスタのゲート容量の影響を少なくするため、大きさを小さくすることが望まれるため、ある程度ショットノイズや１／ｆノイズが発生してしまう。
【００６２】
１×１画素で読み出す場合は、このノイズが出力に出てしまうが、４×４画素加算でプロジェクション画像を読み出す場合には、このノイズを持った個別画素の電位を加算用スイッチＳＷにより平均化できるのでノイズ電圧は小さくなる。個々のランダムノイズを平均化するため、１６画素の平均の場合は１／１６の１／２乗、つまり１／４にノイズが減じられることになる。本発明のように本画像をたとえば４×４画素加算で読み、焦点移動を解像度の高い１×１画素で読み出す場合、本画像ではノイズを少なく、焦点移動検出では解像度を優先させて画像データを出力することができるので、このような画素内の容量間を接続する加算スイッチの配置は好適である。
【００６３】
本実施形態では１６画素を加算しているが、もっと多くの画素を加算する構成であれば更にこの効果が大きくなることは明らかである。
【００６４】
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とる。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まず機能する。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撮影を実現できる。
【００６５】
更に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。
【００６６】
また、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。このようにこ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、またノイズ除去のための手段としても働く。
【００６７】
本実施形態では、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。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、また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。
【００６８】
Ｘ線ＣＴ画像は、回転台１０２の１プロジェクションの回転角度に応じた蓄積時間に対応して取得される。この時、ＡＤＤ信号を常にローレベルとし、スイッチＳＷ１０、ＳＷ１１、ＳＷ１２をオフ状態としておく。この蓄積動作は全画素で独立に行う。これは本実施形態の特徴の1つである。全画素で１プロジェクションの画像を取得し、これをサンプルホールド回路に保存する。
【００６９】
本読み出しを行う前に画像の中でエッジ検出エリアに対応する画像信号を１×１の解像度で、読み出す。図４に示すようにＸ線源焦点の移動が起こると、エッジブロック１０４のエッジの画像もＸ線イメージセンサパネル１０１上を移動する。エッジブロック１０４を一般撮影用のＸ線源側に新たにつけるのは、避けるのは好ましくないので、エッジブロックは回転装置に付属で設置する。この場合、Ｌ１＜Ｌ２となる。ＣＴ撮影の場合はコーン角を小さくしたいので、Ｌ２はかなりＬ１より長くなる傾向がある。Ｌ２＝２ｍ、Ｌ１＝１ｍとすると、一般にＸ線源焦点移動は５００μｍから１ｍｍ程度の規模で起こるので、Ｘ線イメージセンサパネル上の移動は２５０μｍから５００μｍ程度となる。
【００７０】
Ｘ線ＣＴ撮影に用いられる通常の画素の大きさでは精度よく、この焦点移動を検出することができない。よって本発明ではＸ線源焦点の移動に対応するエッジの位置変化を１６０μｍのピッチという高解像度で取得する。当然画素の大きさを１６０μｍより小さくし、エッジの検出をより正確にすることはできる。
【００７１】
本実施形態の主旨は、Ｘ線ＣＴ撮影画像の画素の大きさより、解像度の高い画素の大きさとすることで、より高い解像度でＸ線焦点の移動を正確に検出することである。但し、この際、本画像に何ら影響を与えないように非破壊読み出しをすることを特徴とする。また、この時、本画像との違いは解像度だけであり、それ以外は同一時刻から同一蓄積時間内で蓄積した画像データを使っている。そのために画素内のサンプルホールド内のデータを利用する。これを非破壊読み出しするための手段が、図１０におけるトランジスタＭ１０、Ｍ１３を含むソースフォロワ回路である。画素内にサンプルホールド回路を設け、その後に非破壊読み出し手段としてのソースフォロワ回路を設けたことを特徴とする。
【００７２】
限定領域内を全画素読みするだけなので、全体の画像読み取りに影響しない程度の高速度で読み出すことができる。また、画素加算を行う前の画像信号を非破壊読み出しするので、蓄積された画像信号自体は全く影響を受けない。このようにしてエッジ検出部の読み出しを行った後、ＡＤＤ信号を本読み出し、つまり、このプロジェクション画像を出力するときＡＤＤ信号をハイレベルにすることで、スイッチＳＷ１０、１１、１２は全てオンになり、スイッチＳＷ１０、１１、１２で接続される接続点（容量ＣＨ１、２と画素アンプ３、４のゲートとの間）は共通に接続され４×４画素加算で出力される。
【００７３】
この時の解像度は６４０μｍ×６４０μｍであり、Ｘ線ＣＴ画像にとって好適なものとなっている。前述の撮像素子の並列読み出し、サンプルホールド回路を使った一括露光、４×４画素加算により２００フレーム／ｓｅｃを超える高速度で、４０ｃｍ×４０ｃｍを超える大面積の画像を取得することができる。
【００７４】
本実施形態によれば、蓄積動作時の解像度は本読み出しより解像度を高くするが、エッジ検出のためには最高解像度がよい。つまり、撮像素子の最小画素単位で行うのが好適である。
【００７５】
次に、本実施形態の具体的な動作の説明を行う。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。ロータリーエンコーダ１０３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。
【００７６】
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ごとに制御されることになる。
【００７７】
同時に信号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。また、同時に全画素一括で信号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。
【００７８】
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。この段階でＮ番目のプロジェクションの画像信号がサンプルホールド容量に、１×１の状態で蓄積されている。
【００７９】
次に、エッジ検出エリア領域に対応する選択信号ＳＥＬ２がハイレベルとなって、対応する画素の選択スイッチ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出力される。
【００８０】
各垂直出力線に出力された信号は、各選択信号がそれぞれハイレベルの間に水平走査回路（Ｍｕｘ）によりエッジ検出エリア領域に対応する垂直信号線が選択されて出力信号（ｏｕｔ）として出力される。この時の読み出しは非破壊読み出しを行うので、この読み出しの前後で容量ＣＨ１、２にホールドされた信号は何ら影響を受けない。更に、限定領域を高速に読み出すので、画像信号の本読み出しには何ら影響を与えない。
【００８１】
次に、ＡＤＤ信号をハイレベルとし、スイッチＳＷ１０、ＳＷ１１、ＳＷ１２をオン状態とする。すると、各画素の容量ＣＨの電位は４×４画素つまり１６画素単位で加算前の、各画素における容量ＣＨの電位の平均電位となる。
【００８２】
次に、シフトレジスタ（ＳＲ）から出力される選択信号ＳＥＬ２が４行毎に順次ハイレベルとなって、各選択信号が印加される水平方向に配列された画素群からそれぞれ垂直出力線に、容量ＣＨにホールドされた信号が増幅されて出力される。この時、容量ＣＨ１、２の電位は１６画素単位で同電位なので、全行の選択信号ＳＥＬ２をハイレベルとする必要はない。
【００８３】
各垂直出力線に出力された信号は、各選択信号がそれぞれハイレベルの間に水平走査回路（Ｍｕｘ）により３本飛ばしで選択されて、１６画素の平均出力が出力信号（ｏｕｔ）として出力される。
【００８４】
画像データを本読み出しする場合は、加算モードで読み出しを行い、全画素の１／１６に相当する出力のみ出力するため、読み出し速度を約１６倍にすることができる。
【００８５】
本実施形態では走査回路としてシフトレジスタではなく、ｎ対２ｎデコーダを使用することもできる。この場合、デコーダの入力に順次インクリメントするカウンタの出力を接続することによりシフトレジスタと同様に順次走査することが可能となり、一方、デコーダの入力に画像を得たい領域のアドレスを入力することにより、ランダム走査による任意の領域の画像を得ることができる。有効領域内の各領域（セル）内に配置する共通処理回路とは、最終信号出力アンプ、シリアル・パラレル変換マルチプレクサ、バッファ、各種ゲート回路等の複数を一括して共通に処理する回路を意味する。
【００８６】
本実施形態においては、各撮像素子内、撮像素子間で受光領域を均一サイズ、且つ、重心を等ピッチの配置にすることで、シフトレジスタ等を有効領域に配置しても各撮像素子間、撮像素子内での感度ばらつきや、受光領域の重心のばらつきを生じないので、タイル貼りした構成でも実質的に繋ぎ目のない画像を得ることができる。また、撮像素子の周辺にデッドスペースが生じないので、撮像素子全面が有効領域となる。
【００８７】
これらの撮像素子をタイル状に実質的に隙間がないように並べることで、大面積の撮像装置を形成できる。更に、前述のような回路構成とすることで実質的に時間的、空間的に繋ぎ目のない大面積の画像を得ることができる。画素の大きさは十分大きいので、有効画素領域にシフトレジスタを配置しても画素内にサンプルホールドのような回路を配置しても十分大きい開口率を実現できるので、何等問題とならない。
【００８８】
また、本実施形態では、シフトレジスタを有効領域内に配置するので、シンチレータを抜けたＸ線が直接シフトレジスタに当たるが、シフトレジスタとしてスタティックシフトレジスタを用いることでＸ線による影響を受けないようにしている。シフトレジスタ回路はパルス信号を順次転送するのに用いられる。即ち、原理的にスタティック型はＸ線の影響を比較的受けにくいので、本実施形態のようにＸ線が直接当たる場所に用いることができる。従って、スタティック型シフトレジスタを用いれば、Ｘ線ダメージやエラーの少ない、信頼性が向上した撮像装置を実現できる。
【００８９】
更に、本実施形態では撮像素子としてＣＭＯＳ型撮像素子を用いているので、消費電力が少なく、大面積の撮像装置を構成する場合に好適である。なお、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。また、撮像素子からは電極パッドを経由して外部に信号を取り出すが、この電極パッドの周りには大きな浮遊容量がある。従って、電極パッド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。
【００９０】
本実施形態では、完全転送ではないので光電変換部のリセット時にｋＴＣノイズが発生してしまうが、回路的にこのｋＴＣノイズ（リセットノイズ）を除去することは光電変換装置の高Ｓ／Ｎ化の重要なポイントとなる。そのため、本実施形態ではクランプ回路を画素毎に設ける構成としている。ｋＴＣノイズ除去のためにクランプ回路を用いることは公知である。画素のサイズが比較的小さく完全転送が可能な場合は光電変換部でのｋＴＣノイズは発生しないのでこの限りではない。
【００９１】
また、本実施形態では一括露光でｋＴＣノイズを除去できるように一括露光用のサンプルホールド回路の前段にクランプ回路を設けている。更に光電変換部のリセット時の固定パターンノイズ（ＦＰＮ）除去も可能であり、更なる感度の向上が図れる。
【００９２】
また、ダイナミックレンジを大きくするためには容量ＣPDが大きい方が良いが、そうすると信号電圧が下がってしまうので、Ｓ／Ｎが下がってしまう。撮影時の最高感度を維持しながら静止画撮影時のダイナミックレンジを広げるために、感度（ダイナミックレンジ）切り替え回路を設け、容量と切り替えスイッチを本実施形態では各画素に設けている。静止画撮影時は容量が増えるのでＳ／Ｎが悪くなってしまうが、Ｓ／Ｎをよくするためには、特にｋＴＣノイズを除去するクランプ回路が必要である。
【００９３】
次に、本実施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。まず、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。この時、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。
【００９４】
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。
【００９５】
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。
【００９６】
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の回転を終了する。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い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。
【００９７】
次に、作用効果を説明すると、特別な焦点移動検出器は必要ない。Ｘ線イメージセンサパネルがそのまま利用できる。Ｘ線源側に検出器を用意しなくとも良い。Ｘ線源は一般撮影室のものを利用する場合好都合である。
【００９８】
Ｘ線イメージセンサパネルは非破壊的にモード切り替え（解像度切り替え）できるので、焦点移動を検出する場合、高解像度設定として、本画像取得時に対して解像度を自由に変えることができるため、より正確に焦点移動を検出できる。本実施形態の場合は、一括露光で蓄積した後のデータを利用する。よって、画素メモリ（サンプルホールド回路）の後に非破壊読み手段が必要となる。サンプルホールド回路に溜まっているデータは破壊されいので、本読み出しと非破壊読み出しのデータは、解像度以外は同じ値となる。ノイズ等の付加はない。共通の蓄積時間をもつ画像データを、解像度を変えて（ノイズ等は変えず）非破壊で読み出すことができる。通常の非破壊読み出しの場合は、フォトダイオードＰＤの変動する信号を読む（露光量をモニタするためなど）等の使い方をするが、本実施形態ではこれとは異なる読み方となる。
【００９９】
焦点移動を検出する場所は限られているので、局所的に非破壊読み出しとすることで高速に読み出せる。また、実際の測定速度を犠牲にすることはない。ランダムアクセス、非破壊読み出しができるので、Ｘ線イメージセンサパネルの任意の素抜け部分を選択できる。ＲＯＩが、予め分かっている時は、被曝を減らすために絞りを設ける。この時もそのＲＯＩの中の素抜け部分を任意に選択できる。焦点移動を示すエッジは適宜位置を調整する場合には、それに応じてパネルの検出場所を任意に変更できる。
【０１００】
（第２の実施形態）
第２の実施形態は、コリメータをＸ線イメージセンサパネル１０１上のエッジ検出領域に設置する形態である。Ｘ線イメージセンサパネル１０１の動作は第１の実施形態と同じである。図３に示すように、プロジェクション画像には被写体の投影画像のない部分、巣抜け部分がある。この巣抜け部分のうち点線で囲まれた領域を、レファレンス信号検出部１１０として利用する。この領域は本スキャンの前に非常に弱いＸ線を照射して巣抜け部を検出し、決定する。レファレンス信号検出部を決定した後、被写体からの散乱線除去用コリメータをＸ線イメージセンサパネルの当該場所に設定する。グリッドを兼用してもよい。その他の構成は第１の実施形態と同様である。
【０１０１】
本実施形態では、散乱線をなくすためコリメータを使うので、エッジのボケを押さえることができる。高解像度、非破壊読み出しと相まって高精度に焦点の移動を検出できる。また、このコリメータとエッジを兼用することも可能である。更に、L２が近くなるので、より解像度が求められるが本発明のＸ線イメージセンサパネルでは、このわずかなエッジの動きも検出できる。
【０１０２】
（第３の実施形態）
第３の実施形態では、被写体回転型コーンビームＸ線ＣＴ撮影システムにおいて、既存の一般撮影用のＸ線発生装置１０９に回転台１０２とＸ線イメージセンサパネル１０１を設定する場合、これらの幾何学的配置は厳密に決定する。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。コーンビームＸ線ＣＴ撮影装置では、コーン角が大きくなると、再構成時の誤差が大きくなるので、一般にコーン角Φは１０度以下とする。
【０１０３】
一般撮影室の大きさ等により、その配置にはさまざまな可能性がある。Ｘ線焦点と回転台１０２の回転軸Ｐとの距離をＬ、回転軸とＸ線イメージセンサパネル１０１との距離Ｍとすると、ＬとＭが設置毎に変わる場合もある。その場合には、プロジェクション画像の拡大率が変わってしまう。従来のＸ線ＣＴ用の検出器は解像度が固定されており、拡大率が変化に対応することができない。本実施形態では、解像度を任意に変更できるＸ線イメージセンサパネルを利用する。この基本構成は第１の実施形態に用いたＸ線イメージセンサパネルと同様である。解像度の変更は画素加算のモードを変えることにより任意に設定できる。１×１、２×２、３×３、４×４、５×５を基本モードとして持つ。その他は第１の実施形態と同様である。
【０１０４】
本実施形態では、第１の実施形態で述べた作用効果を当然有し、加算モードの選択による画質への影響は起こらない。また、コーンビームＸ線ＣＴ撮影に好適な高感度、高速性も有する。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の幾何学的配置が決定した段階で、拡大率に合わせて加算モードを変更する。標準の設定は４×４とする。現実には上記５種類の加算モードの一つに合致するようにＬとＭを設定する。つまり、回転台の上にマーカーを設置し、この拡大率をＸ線イメージセンサパネルで測定しながら、ＬとＭと加算モードの組み合わせのなかから最適なものを選ぶ。
【０１０５】
また、グリッドを用いる場合には、グリッドの焦点との関係も考慮する。Ｌ、Ｍ決定後、最適なグリッドを選択してもよい。また、解像度は回転面方向と体軸方向で変えることも可能である。更に、上記方法で標準設定した解像度で撮影を開始し、撮影途中で解像度を変化させることも可能である。例えば、再構成後のコロナル画像とサジタル画像では必要とする情報量が異なるので、回転時点で解像度を最適化してプロジェクション画像を取得することができる。或いは、被写体の側面を測定中の解像度を落とし、情報量を減らすことで再構成時間を短縮することができる。前後面の画像より側面の画像の方が情報を減らしても、再構成後の影響が少ない。検診の場合は再構成の時間を短縮するのは重要な課題である。
【０１０６】
本実施形態では、幾何学的配置によらず標準設定のＸ線ＣＴ画像を得ることができる。可動式システムに好適なコーンビームＸ線ＣＴ撮影装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【０１０７】
【図１】本発明による被写体回転型コーンビーム放射線ＣＴ撮影装置の第１の実施形態を示す概略図である。
【図２】本発明による被写体回転型コーンビーム放射線ＣＴ撮影装置の第１の実施形態を示すシステムブロック図である。
【図３】プロジェクション画像を説明する図である。
【図４】本発明の第１の実施形態による焦点移動検出を説明する図であり、（ａ）は焦点移動とエッジ画像の関係を示す図、（ｂ）はエッジの動きを高解像度で検出する様子を示す図である。
【図５】本発明の第１の実施形態による放射線イメージセンサパネルを示す図である。
【図６】図５のＡ−Ａ′線における断面図である。
【図７】本発明の第１の実施形態によ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８】本発明の第１の実施形態による画素の配列及び走査回路の配列を示す平面図である。
【図９】本発明の第１の実施形態による撮像素子内の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１０】本発明の第１の実施形態による撮像素子の１画素回路図である。
【図１１】従来の放射線撮影システムを示す概念図である。
【符号の説明】
【０１０８】
１０１  Ｘ線イメージセンサパネル
１０２  回転装置（回転台）
１０３  ロータリーエンコーダ
１０４  エッジブロック
１０５  撮影制御装置
１０６  表示装置
１０７  被写体
１０８  Ｘ線源電源
１０９  Ｘ線発生装置（Ｘ線源）
１１０  レファレンス信号検出部
２０１  Ａ／Ｄ変換器
２０２  画像処理部
２０３  画像データメモリ
２０４  補正データメモリ
２０５  駆動部
２０６  回転制御部
２０７  装置制御部
２０８  蓄積時間制御部
２０９  蓄積時間カウンタ
３０１  エッジ検出領域
４０１  回転シャフト
４０２  回転陽極
５０１  撮像素子
６０１  接着層
６０２  シンチレータ
６０３  フレキシブル基板
６０４  基台
６０５  外部処理基板
７０１  垂直シフトレジスタ
７０２  水平シフトレジスタ
７０３  外部端子
８０１  バンプ
８０２  保護抵抗
８０３  保護ダイオード
８０４  チップ端部
８０６  信号線
８０８〜８１０  画素加算用ＡＤＤスイッチ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【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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