CN100471453C

CN100471453C - 放射线成像装置、其控制方法和放射线成像系统

Info

Publication number: CN100471453C
Application number: CNB2006100927624A
Authority: CN
Inventors: 远藤忠夫; 龟岛登志男; 八木朋之; 竹中克郎; 横山启吾
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2005-06-14
Filing date: 2006-06-14
Publication date: 2009-03-25
Anticipated expiration: 2026-06-14
Also published as: CN1879559A

Abstract

一种放射线成像装置包括：放射线检测电路，其中将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及放射线检测电路之间的位置关系；存储器，其将放射线检测电路检测的电信号作为图像数据进行存储；成像控制单元，其在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制放射线源以在第一帧放射线照相和不同于第一帧的第二帧放射线照相之间改变从放射线源发射的放射线的能量，并且控制所述驱动机构的驱动；和图像处理单元，其执行存储在存储器中的第一帧图像数据和第二帧图像数据的减法处理以产生处理图像，并且通过使用该处理图像产生被摄体的断层图像和三维图像中的一个。

Description

放射线成像装置、其控制方法和放射线成像系统

技术领域

本发明涉及一种放射线成像装置、其控制方法和放射线成像系统。

背景技术

安装在医院中的常规X射线成像系统分为胶片放射线照相和数字放射线照相。在胶片放射线照相中，使用X射线照射患者，并且使胶片暴露于透射过患者的X射线。在数字放射线照相中，透射过患者的X射线被转换为电信号，并且通过使用A/D转换器，该电信号作为数字值被检测出并被存储在存储器中。

日本专利公开第5-224322号中公开了现今数字放射线照相方案的当前主流示例。在该方案中，X射线图像被形成在使用BaBr:Eu作为典型材料的被称作成像板(IP)的光激励(photostimulable)荧光体上。然后，使用激光光束扫描IP，并且来自IP的可见光被转换为电信号，即通过使用例如光电倍增器被数字化。

根据日本专利公开第8-116044号公开的方案，使用X射线照射荧光体。与X射线剂量成比例发射的可见光被转换为电信号，即通过由非晶硅构成的光传感器被数字化。荧光体的典型材料为Gd₂O₂S:Tb和CsI:Tl。该装置被称作FPD(平板检测器)。一些FPD使用直接吸收X射线并将X射线转换为电信号的Se或PbI₂作为材料，以代替使用荧光体。

另外还存在用X射线照射主荧光体的装置。来自荧光体表面的光电子通过电子透镜被加速并聚焦，并且在次荧光体表面上的荧光体图像(X射线图像)通过摄像管或CCD被转换为电信号。该方案是称作图像增强器(I.I.)并用于荧光摄影的一般方案。它是能够将电信号作为数字值检测出的数字放射线照相方案。

如上所述，存在多种将X射线图像数字化的装置，近年来，对这些装置的需要日益增长。当图像数据可以被数字化时，放射线照相数据可被容易地记录、显示、打印和存储。因此，在医疗领域，对数字化的需要正在增长。

在从胶片放射线照相(即所谓模拟放射线照相)到上述的数字放射线照相转换的现今医疗领域中，普通X射线成像作为X射线成像的第一步骤被执行。对于例如胸部，成像被称作胸部普通X射线成像，并进行人体胸部的正面(或侧面)的X射线成像。要覆盖人体的整个胸部(上半身)，需要尺寸14″×17″(35cm×43cm)或更大、最好43cm×43cm或更大的放射线照相区。在胸部普通X射线成像中，FPD是比存在周边图像失真问题的I.I.更有前途的数字放射线照相方案。

当普通放射线照相作为X射线成像的第一步骤被执行时，医生诊断读取放射线照相的图像。如果识别出阴影，则通常CT作为X射线成像的第二步骤被执行。执行CT以获得由普通放射线照相识别的部分的断层图像。CT的放射剂量通常大于普通放射线照相的放射剂量。因此，除诸如紧急情况的少数情况之外，仅在普通放射线照相或等效检查之后才进行CT。

在CT中，通常来自X射线管的X射线由准直器聚焦，并且使用具有扇形形状的称作扇形光束的X射线照射患者。通过使用设置在患者对面以检测X射线的X射线检测元件检测透射光。在使一组X射线管和X射线检测元件绕着患者的放射线照相部分螺旋旋转的同时，执行CT。通过使用计算机，获得的图像数据被重构为三维图像数据。

在使用扇形光束的CT中，使用沿线性阵列方向或沿几条线排列的X射线检测元件，并且从放射线照相的开始到结束，需要许多时间。由于该原因，长时间被固定以限制其活动并被放置在称作扫描架(gantry)的封闭空间内的患者的负担加重。另外还存在较高电力消耗问题和X射线管寿命问题(置换频率问题)。为了解决这些问题，日本专利公开第4-343836号使用了包括二维排列的X射线检测元件的大面积X射线检测元件。该现有技术也提出了在使用锥形光束X射线照射患者的同时，通过执行螺旋扫描获得CT图像的方法。

在胸部普通X射线成像中，包括食道、气管、肺血管、肺泡、心脏、心脏血管、横膈膜、肋骨和锁骨的上半身的肺部区域附近的体内信息，可通过一次X射线成像被放射线拍摄在一个图像中。因此，胸部普通X射线成像被频繁地用作实用的放射线照相方法以拍摄病灶(病变部位)。

在常规胸部普通X射线成像中，因为其原理，可观察到透视图像。因此，如果要观察的病变部位位于例如肋骨、心脏血管或横膈膜后，透视图像重叠，难以发现病变部位的阴影。这降低了病变部位拍摄效率并延误了发现病变部位。

如上所述的相同问题也出现在常规X射线CT中。例如，当具有非常低对比度(contrast)的要检测的病变部位存在于具有非常高对比度的诸如骨头之类的体内组织附近时，即使专家在诊断读取中也很难发现病变部位。另外，在使患者通过包括X射线检测元件和X射线源的称作扫描架的大型专用旋转机构的同时，常规CT装置执行放射线照相。由于其自身配置不同于普通放射线照相装置，所以CT装置有可能位于其它房间。这样，降低了放射线照相的效率。

发明内容

考虑到上述问题，提出了本发明，本发明的目的是提供一种放射线成像装置、其控制方法和放射线成像系统，其检测低对比度的病变部位并且提高诊断效率。

根据本发明，提供了一种放射线成像装置，其包括：放射线检测电路，其中用于将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及放射线检测电路之间的位置关系；存储器，其将放射线检测电路检测的电信号作为图像数据进行存储；成像控制单元，其在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制放射线源以在第一帧放射线照相和不同于第一帧的第二帧放射线照相之间改变从放射线源发射的放射线的能量，并且控制驱动机构的驱动；和图像处理单元，其执行存储在存储器中的第一帧图像数据和第二帧图像数据的减法处理以产生处理图像，并且通过使用该处理图像产生被摄体的断层图像和三维图像中的一个。

根据本发明的另一方面，提供了一种放射线成像装置，其包括：放射线检测电路，其中用于将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及所述放射线检测电路之间的位置关系；存储器，其将所述放射线检测电路检测的电信号作为图像数据进行存储；成像控制单元，其在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制要从电源提供的电压以在第一帧放射线照相和不同于第一帧的第二帧放射线照相之间改变从放射线源发射的放射线的波长，并且控制所述驱动机构的驱动；和图像处理单元，其被配置成产生基于存储在所述存储器中的第一帧图像数据的第一图像、基于存储在所述存储器中的第二帧图像数据的第二图像和基于通过执行第一帧图像数据和第二帧图像数据的能量减法处理获得的图像数据的第三图像中的至少两个图像，并且将产生的图像显示在显示设备上。

根据本发明，提供了一种放射线成像系统，其包括：上述的放射线成像装置；信号处理装置，用于处理来自放射线成像装置的信号；显示装置，用于显示来自信号处理装置的信号；和传送装置，用于传送来自信号处理装置的信号。

根据本发明，提供了一种放射线成像装置的控制方法，该放射线成像装置包括：放射线检测电路，其中将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及放射线检测电路之间的位置关系；和存储器，其将通过放射线检测电路检测的电信号作为图像数据进行存储，所述方法包括以下步骤：在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制要从电源提供的电压以在第一帧放射线照相和不同于第一帧的第二帧放射线照相之间改变从放射线源发射的放射线的波长，并且控制驱动机构的驱动；和执行存储在存储器中的第一帧图像数据和第二帧图像数据的减法处理以产生处理图像，并且通过使用该处理图像产生被摄体的断层图像和三维图像中的一个。

结合附图，根据以下说明，本发明的其它特征和优点将变得显而易见，其中相同的附图标记表示相同或相似的部分。

附图说明

包含在说明书中并构成说明书的一部分的附图说明了本发明的实施例，并连同描述一起用于解释本发明的原理。

图1是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的图；

图2是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的透视图；

图3是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图；

图4是根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的X射线检测电路的电路图；

图5是示出图4中所示的X射线检测电路的操作的时序图；

图6是在根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置中，处理从图4所示的读取电路输出的模拟信号的部件方框图；

图7是示出图6中所示的CPU操作的时序图；

图8是示出图4中所示的转换电路的示意性配置的平面图；

图9是沿图8中的线A-B截取的转换电路的截面图；

图10A至10C是说明转换元件的器件操作的能带图；

图11是示出根据本发明的第二优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的图；

图12是示出根据本发明的第二优选实施例的X射线成像装置中旋转被摄体的旋转机构的示意图；

图13是示出根据本发明的第三优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图；

图14是示出根据本发明的第四优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图；

图15是根据本发明的第五优选实施例的X射线成像装置的X射线检测电路的电路图；

图16是示出本发明的第六优选实施例的示意图，其中X射线成像装置被应用到X射线成像系统；和

图17是示出另一个示例的示意图，其中X射线成像装置被应用到X射线成像系统。

具体实施方式

下面参照附图将描述本发明的优选实施例。在本发明的优选实施例中，X射线被用作放射线。然而，放射线不限于X射线，也可包括诸如α射线、β射线和γ射线之类的电磁波。

[第一实施例1

图1是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的图。

使用从X射线管501发射的并具有出射角θ的X射线照射被摄体507。被摄体507主要为人(患者)。透射过被摄体507的X射线由荧光体502转换为可见光。来自荧光体502的可见光通过转换元件508被转换为电信号。因此，被摄体507的X射线图像作为电信号被获得。

转换元件508的材料一个示例为非晶硅。转换元件508形成在诸如玻璃基板的绝缘基板506上。将X射线转换为可见光的荧光体502和转换元件508通过例如粘接工艺等实质上相互粘着，使得形成包括荧光体502和转换元件508的X射线检测电路503。荧光体502由包含例如Gd₂O₂S、Gd₂O₃、CsI中的至少一种作为主成分的材料构成。X射线电源504向X射线管501提供电压。X射线电源504提供高压以加速X射线管501中的电子。

本实施例被设计为通过荧光体502将入射X射线转换为可见光。不使用荧光体502，入射X射线可通过转换元件508被吸收，并且所吸收的X射线可直接被转换为电信号。在这种情况下，转换元件508由包含例如碘化铅、碘化汞、硒、碲化镉、砷化镓、磷化镓、硫化锌和硅中的至少一种作为主成分的材料构成。

存储器505将由X射线检测电路503转换的被摄体507的电信号(图像信号)作为数字数据进行存储，并具有存储多帧图像数据的区域。对存储在存储器505中的图像数据进行诸如能量减法处理和重构处理之类的运算处理，以通过图像处理单元510获得断层图像，从而产生用于显示或诊断的图像。更具体地说，图像处理单元510对奇数(2m-1)(m为自然数；m≥1)帧图像数据和偶数(2m)帧图像数据执行上述处理，以产生被摄体507的断层图像或三维图像。

在本实施例的X射线成像装置中，在执行多帧(n帧)时间连续的放射线照相时，成像控制单元511在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间转换要从X射线电源504提供到X射线管501的电压。X射线的波长被改变以改变从X射线管501发射的X射线的能量，使得X射线检测电路503检测其内部组织的X射线吸收发生变化的被摄体507的图像信号。检测的图像信号通过A/D转换器(未示出)被转换为数字信号并作为图像数据被存储在存储器505中。在图1所示的示例中，在成像控制单元511的控制下，在奇数帧放射线照相中，电压V1从X射线电源504被提供到X射线管501，在偶数帧放射线照相中，电压V2被提供。因此，在奇数帧放射线照相中，较短波长的X射线从X射线管501被发射到被摄体507，而在偶数帧放射线照相中，较长波长的X射线被发射。

如图1中所示，X射线检测电路503和X射线管501可围绕被摄体507成对(整体地)旋转。扫描架509用作旋转机构并具有环型孔以在中心可通过被摄体。即，扫描架509起驱动机构的作用以改变被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系。当在成像控制单元511的控制下，成对的X射线管501和X射线检测电路503在扫描架509上细微地旋转时，连续放射线照相被重复执行。来自X射线管501的X射线以点状发射。X射线未由例如准直器特别聚焦。因此，形成具有出射角(锥角)θ的圆锥形光束，其通常被称作“锥形光束”。以锥形光束照射的被摄体507的透视图像由X射线检测电路503检测。

在扫描架509中，X射线管501和X射线检测电路503相对于被摄体507的旋转角度为180°或360°。当图像处理单元510处理通过180°旋转获得的透射X射线图像数据时，可获得被摄体507的断层图像。当图像处理单元510处理通过360°旋转获得的透射X射线图像数据时，因为被摄体507的信息量大于通过180°旋转获得的断层图像的信息量，所以重构需要更多时间。然而，通常可获得更高质量的断层图像。另一方面，在获得例如胸部的断层图像时，患者(被摄体507)必须屏住呼吸。在360°旋转中，由于屏住呼吸时间长，所以患者的负担更重。

在本实施例的X射线成像装置中，当在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间改变从X射线管501发射的X射线的波长时，执行放射线照相。即，存储器505中的图像数据包括奇数帧和偶数帧的不同透视图像。例如，通过使用第一和第二图像，图像处理单元510执行能量减法处理，从而产生用作断层图像基础(base)的一个原始图像数据。通过使用第三和第四图像，图像处理单元510也执行能量减法处理，从而产生用作断层图像基础的一个原始图像数据。类似地，执行能量减法处理直到第n个图像。如果n为偶数，则(n/2)个原始图像数据被产生作为断层图像基础。如果n为奇数，则不使用最后一个图像，{(n-1)/2}个原始图像数据被产生。

通常，在被摄体的普通放射线照相中，已经采用了一种方法，其中改变要提供到X射线管501的电压执行放射线照相，并且对两个X射线图像数据执行减法处理，从而去除例如骨骼部分的阴影。如上所述，该处理被称作能量减法处理(ES处理)。该放射线照相方法利用这样的事实，即当入射X射线的波长改变时，在骨组织和诸如血管、淋巴管和神经之类的软组织之间的X射线吸收度改变。在本实施例中，上述能量减法处理不限于单纯的减法。下面将描述能量减法处理。

令D1(V1)为肋骨部分的图像密度并且D2(V1)为血管部分的图像密度，它们通过利用管电压V1放射线拍摄奇数帧而获得。令D1(V2)为肋骨部分的图像密度并且D2(V2)为血管部分的图像密度，它们通过利用管电压V2放射线拍摄偶数帧而获得。

如果肋骨部分的图像密度比为D1(V2)/D1(V1)＝1，则通过单纯的减法处理(F(2m)-F(2m-1))可去除肋骨阴影。然而，当X射线的能量改变时，骨部分(或甚至任何其它部分)的X射线吸收量改变，使得产生图像密度差。即，肋骨部分的图像密度比不为D1(V2)/D1(V1)＝1。假定肋骨部分的图像密度比为D1(V2)/D1(V1)＝k1。在这种情况下，通过减法处理F(2m)-[k1×F(2m-1)]可去除肋骨阴影。

另一方面，血管组织(部分)不同于肋骨组织。由于该原因，血管部分的图像密度比为D2(V2)/D2(V1)＝k2≠k1。即使当执行减法处理F(2m)-[k1×F(2m-1)]时，血管图像也会被抽取而不会消失。在该减法处理中，F(2m-1)被运算(乘以k1)并从F(2m)被减去。如果例如k1＝1.5，则由3乘以F(2m-1)获得的图像可从由2乘以F(2m)获得的图像被减去。也就是，即使当由运算F(2m-1)获得的图像从由运算F(2m)获得的图像被减去，结果也不会改变。在上述示例中，肋骨阴影被去除。相反地，去除血管阴影的减法处理可被执行。根据要观测的组织病变选择减法操作。

在本实施例的放射线照相中，从被摄体507的正面入射的X射线的透射厚度不同于从被摄体的侧面入射的X射线的透射厚度。因此，能量减法处理的公式在某些情况下最好有所改变。即，能量减法处理不必总是恒定的，而是也可根据角度改变。最好根据图像质量的要求准备几种处理方法并根据目的选择。

在对应于所摄图像的1/2的减法数据(原始图像数据)中，例如，骨骼阴影被除去。当原始图像数据被重构时，可获得具有高对比度的不包含骨骼阴影的断层图像。当骨骼阴影被除去时，附近具有很低对比度的病变部位可以以较高概率被检测出。作为断层图像显示方法，例如，通过重构奇数帧图像数据获得的正常断层图像(或通过重构偶数帧图像数据获得的正常断层图像)和通过重构已进行能量减法处理的原始图像数据获得的断层图像被同时显示在单个屏幕上用于对照。在这种情况下，增加了诊断读取工作效率和诊断效率。代替去除骨骼阴影，通过用能量减法处理去除软组织也可生成骨骼的断层图像。

通常，被摄体507的微小区域内的透射放射线数据(体素(voxel))从通过X射线断层摄影获得的大量图像数据中获得。因此，不仅可显示断层图像，而且也可显示三维图像。在本实施例中，不用说普通三维图像，已进行能量减法处理以去除例如骨骼阴影的三维图像通过图像处理单元510的处理也可被显示。可以并排显示两个三维图像用于对照。

图2是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的透视图。

被摄体507通常为人(患者)。当安排在扫描架509内的被摄体507保持不动时，执行放射线照相。尽管未示出，但被摄体507一般平躺在台子上。

转换元件508被二维设置在X射线检测电路503中。具有约40cm见方尺寸的X射线检测电路503已被研制用于胸部普通放射线照相。如果将非晶硅用作转换元件508的材料，则可形成具有例如60-80cm见方或更大面积的X射线检测电路503。随着近来对液晶电视的需求，已有用于制造大于180cm见方的非晶硅的CVD设备和光刻设备。通过利用该制造技术可形成和被摄体507一样大的X射线成像装置。然而，当X射线检测电路的面积增加时，读取速度(帧速率)通常变低。

图3是示出根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图。

图3中的时序图示出4种信号：在放射线拍摄奇数和偶数帧中的“移动”、“X射线”、“管电压”和“图像信号”。“移动”表示绕被摄体507旋转的成对的X射线管501和X射线检测电路503的移动(位移)时间。在这种情况下，在放射线拍摄每帧时移动X射线管501和X射线检测电路503的同时，读取操作被重复执行，而与帧为奇数帧还是偶数帧无关。“管电压”在奇数帧放射线照相中被设置为高，在偶数帧放射线照相中被设置为低。在“X射线”以脉冲形状被发射之后，“图像信号”被输出。

如图3中所示，在本实施例中，被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间发生变化。放射线照相中的位置关系在两个连续帧之间变化。然而，如果移动量非常小，能量减法处理不会造成什么问题。

图4是根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置的X射线检测电路503的电路图。

X射线检测电路503包括转换电路701和读取电路707。为了便于描述，在图4所示的转换电路701中设置了3×3＝9个像素。然而，本发明不限于此，也可设置任意数目的像素。

在转换电路701中，标号S1-1至S3-3表示诸如MIS光电转换元件之类的转换元件；T1-1至T3-3表示诸如TFT之类的开关元件；G1至G3表示用于导通和断开开关元件的栅极线；M1至M3表示信号线。Vs线为将存储偏压施加到转换元件S1-1至S3-3的布线。转换元件S1-1至S3-3的每一个的涂黑侧电极为G电极。在相对侧形成D电极。D电极共用部分Vs线。为了使光入射，薄N+层被用作D电极。Vs线由电源Vs加偏压。第一移位寄存器SR1将驱动脉冲电压施加到栅极线G1至G3。导通开关元件(T1-1至T3-3)的电压Vg(on)和断开开关元件(T1-1至T3-3)的电压Vg(off)从外部被提供到第一移位寄存器SR1。

读取电路707读取来自转换电路701的并行信号输出并将其转换为串行输出。信号线M1-M3分别与运算放大器A1-A3的反相端(-)相连。电容元件Cf1-Cf3连接在反相端(-)和输出端之间。当开关元件(T1-1至T3-3)被导通时，电容元件Cf1-Cf3累积从转换元件S1-1至S3-3流到电容元件侧的电流，从而将电流转换为电压。开关RES1-RES3将电容元件Cf1-Cf3复位到复位偏压V(复位)。开关RES1-RES3与电容元件Cf1-Cf3并联。在图4中，复位偏压V(复位)表示成0V，即GND(地)。

取样保持电容CL1-CL3暂时保存存储在运算放大器A1-A3或电容元件Cf1-Cf3中的信号。标号Sn1-Sn3表示用于取样及保持的开关；B1-B3表示缓冲放大器；Sr1-Sr3表示将并行信号转换为串行信号的开关。第二移位寄存器SR2将用于串行转换的脉冲施加到开关Sr1-Sr3。缓冲放大器Ab输出转换的串行信号。开关SW-res将运算放大器A1-A3的同相端复位到复位偏压V(复位)(图4中为0V)。开关SW-ref将运算放大器A1-A3的同相端刷新为刷新偏压V(刷新)。这些开关由信号“REFRESH(刷新)”控制。更具体地说，当信号“REFRESH”为“高(Hi)”时，开关SW-ref被接通。另一方面，当信号“REFRESH”为“低(Lo)”时，开关SW-res被接通。这些开关决不会同时被接通。

图5是示出图4所示的X射线检测电路的操作的时序图。

图5示出X射线检测电路503的两帧的操作。在图5中，为了便于说明，第一脉冲的X射线(第一帧放射线照相的X射线)和第二脉冲的X射线(第二帧放射线照相的X射线)被同样地表达。然而，在本实施例中，第一脉冲和第二脉冲之间的X射线能量改变。在运动图像放射线照相中，图5中所示的时序图根据获取图像的数目被连续重复。X射线电源504的管电压被转换以在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间改变X射线能量。

下面将描述转换周期。

在转换周期中，所有转换元件S1-1至S3-3的D电极被偏置到读取电源Vs(正电位)。来自第一移位寄存器SR1的所有信号为“低”，使得所有开关元件(T1-1至T3-3)为断开状态(OFF)。在这种情况下，从X射线管501发射X射线脉冲。利用通过荧光体502获得的可见光照射转换元件的D电极(N+电极)。在每个转换元件的i层产生载流子，即电子和空穴。产生的电子通过电源Vs移动到D电极。另一方面，空穴被蓄积在转换元件S1-1至S3-3的每一个的i层和绝缘层之间的界面上。即使来自X射线管501的X射线停止发射之后，空穴也被保持。

下面将描述读取周期。

读取周期的操作以这样的次序被执行：第一行的转换元件S1-1至S1-3、第二行的转换元件S2-1至S2-3、第三行的转换元件S3-1至S3-3。

为了读出第一行转换元件S1-1至S1-3的电荷(图像信号)，第一移位寄存器SR1将选通脉冲(gate pulse)施加到第一行的开关元件(T1-1至T1-3)的栅极线G1。选通脉冲的高电平等于外部提供的电压Vg(on)。第一行的开关元件(T1-1至T1-3)被导通。蓄积在第一行的转换元件S1-1至S1-3的电荷作为电流流过第一行的开关元件(T1-1至T1-3)。电流被输入到与运算放大器A1-A3连接的电容元件Cf1-Cf3并被累积(integrated)。

读取电容被添加到信号线M1-M3，尽管图4中未特别示出。通过第一行的开关元件(T1-1至T1-3)，第一行的转换元件S1-1至S1-3中的电荷被传输到读取电容侧。然而，信号线M1-M3通过运算放大器A1-A3的同相端(+)的复位偏压(GND)被虚拟接地。由于在传输操作期间没有发生电位变化，因此信号线M1-M3保持到GND。即，第一行的转换元件S1-1至S1-3中的电荷被传输到电容元件Cf1-Cf3。

根据第一行的转换元件S1-1至S1-3中的电荷量，运算放大器A1-A3的输出端如图5中所示改变。由于第一行的开关元件(T1-1至T1-3)被同时导通，因此运算放大器A1-A3的输出同时改变。即，发生并行输出。当在该状态下接通信号“SMPL”时，运算放大器A1-A3的输出信号被传输到取样保持电容CL1-CL3。当断开信号SMPL时，运算放大器A1-A3的输出信号被暂时保持。

接下来，当第二移位寄存器SR2按顺序将脉冲施加到开关Sr1、Sr2和Sr3时，保持在取样保持电容CL1-CL3中的电荷按CL1、CL2和CL3的顺序从放大器Ab输出。因此，第一行的转换元件S1-1至S1-3的电荷(图像信号)被顺序地转换为串行信号并输出。第二行的转换元件S2-1至S2-3的电荷(图像信号)读取操作和第三行的转换元件S3-1至S3-3的电荷(图像信号)读取操作也以同样方式执行。

当运算放大器A1-A3的输出信号根据用于转换元件的信号SMPL被取样保持电容CL1-CL3取样并保持时，第一行的转换元件S1-1至S1-3的电荷从转换电路701被输出。因此，在读取电路707中由开关Sr1-Sr3执行串行转换和输出的同时，转换电路701中的第一行的转换元件S1-1至S1-3的刷新操作和电容元件Cf1-Cf3的复位操作可被执行。

通过将信号“REFRESH”变为“高(Hi)”以接通开关SW-ref、通过信号“RC”电连接开关RES1-RES3、并将电压Vg(on)施加到第一行的开关元件(T1-1至T1-3)的栅极线G1，完成第一行的转换元件S1-1至S1-3的刷新操作。即，通过刷新操作，第一行的转换元件S1-1至S1-3的G电极被刷新到刷新偏压V(刷新)。然后，执行复位操作。

在复位操作中，在保持电压Vg(on)施加到第一行的开关元件(T1-1至T1-3)的栅极线G1和开关RES1-RES3电连接的同时，信号“REFRESH”变为“低(Lo)”。使用该操作，第一行的转换元件S1-1至S1-3的G电极被复位到复位偏压V(复位)＝GND。同时，蓄积在电容元件Cf1-Cf3的电荷被复位。复位操作结束之后，选通脉冲可被施加到栅极线G2。即，在对第一行的转换元件S1-1至S1-3的电荷执行通过第二移位寄存器SR2进行的串行转换操作的同时，第一行的转换元件S1-1至S1-3被刷新，并且电容元件Cf1-Cf3被复位。然后，通过第一移位寄存器SR1，第二行的转换元件S2-1至S2-3的电荷可被传输到信号线M1-M3。

按照上述操作，第一至第三行的所有转换元件S1-1至S3-3的电荷(图像信号)可被输出。当一帧的操作被重复多次时，可获得连续图像。

图6是在根据本发明的第一优选实施例的X射线成像装置中，处理从图4所示的读取电路输出的模拟信号的部件方框图。

图6示出了作为部件的A/D转换器(ADC)61、CPU 62、移位寄存器63和存储单元64₁-64_n。例如，在本实施例中，A/D转换器(ADC)61被包括在X射线检测电路503中。存储单元64₁-64_n被包括在存储器505中。CPU 62和移位寄存器63被包括在图像处理单元510中。

A/D转换器(ADC)61将从读取电路707输出的模拟信号转换为数字信号。存储单元64₁-64_n将第一帧(F1)至第n帧(Fn)的图像信号作为图像数据进行存储。

从读取电路707输出的模拟信号被输入到A/D转换器(ADC)61。A/D转换器(ADC)61的分辨率根据诊断目的变化。在胸部X射线成像中，分辨率适当地为12-14位或更高。来自A/D转换器(ADC)61的数字信号被存储在存储单元64₁-64_n中作为每帧的图像数据。在图6中，设置了n个存储单元，其存储对应于第一帧(F1)至第n帧(Fn)的放射线照相的图像数据。来自存储单元的信号由CPU(中央处理单元)62处理。该处理包括能量减法处理和重构处理以获得断层图像。

图7是示出图6中所示的CPU 62的操作的时序图。该时序图也包括每帧(F1、...、Fn-1、Fn)的X射线产生时间。

图8是示出图4中所示的转换电路701的示意性配置的平面图。

转换元件101对应于图4中的转换元件S1-1至S3-3。开关元件102对应于图4中的开关元件(T1-1至T3-3)。使用非晶硅薄膜形成转换元件101和开关元件102。图8也示出了连接它们的互连部分。图9是沿图8中的线A-B截取的转换电路的截面图。为了简化说明，下文中MIS光电转换元件将被简称作转换元件。

转换元件101和开关元件102(非晶硅开关元件，下文中将被简称作开关元件)形成于单个绝缘基板103上。由第一金属薄膜层104形成转换元件101的下部电极，该第一金属薄膜层104也由开关元件102的下部电极(栅极)共用。由第二金属薄膜层105形成转换元件101的上部电极，该第二金属薄膜层105也由开关元件102的上部电极(源极和漏极)共用。

第一金属薄膜层104和第二金属薄膜层105也由图8中所示的转换电路701的栅极驱动线106和矩阵信号线107共用。参照图8，总共设置了2×2＝4个像素。然而，本发明不限于此，可设置任意数目的像素。图8中的阴影区对应于转换元件101的光接收表面。电源线109将偏压施加到转换元件。接触孔部分110将转换元件与开关元件相连。矩阵信号线107被设置在栅极驱动线106之上，使得在布线交叉部分114将矩阵信号线107和栅极驱动线106交叉。

如图8和图9中所示，当使用主要由非晶硅构成的结构时，通过单一处理可在单个绝缘基板103上形成转换元件101、开关元件102、栅极驱动线106和矩阵信号线107。因此，可以以较低的成本很容易地设置较大面积的转换电路701。

下面将描述一个转换元件101的器件操作。

图10A至10C是说明转换元件101的器件操作的能带图。

图10A和10B分别示出了刷新模式下的操作和转换模式下的操作。图10C示出了饱和状态下的操作。在图10A-10C的侧端所示的M1和M2表示图9中的层的厚度方向状态。

更具体地说，M1表示由图9的第一金属薄膜层104(例如Cr)形成的下部电极(G电极)。非晶氮化硅(a-SiN_x)层对应于阻止电子和空穴通过的图9中的a-SiN绝缘薄膜层111。a-SiN_x的厚度必须能够防止隧道效应，并且其通常被设置为

或更大。非晶氢化硅(a-Si:H)层对应于图9中的a-Si半导体薄膜层112。这是从本征半导体层(i层)形成的转换半导体层。N+层对应于图9中的N+层113。这是由诸如N型a-Si:H之类的非晶半导体形成的用于阻止空穴注入到a-Si:H层的单导电型载流子注入阻止层。M2表示由图9中的第二金属薄膜层105(例如A1)形成的上部电极(D电极)。

在图9中，第二金属薄膜层105(D电极)不完全覆盖N+层113。然而，电子可自由地在D电极和N+层113之间移动。因此，D电极和N+层113总是处于等电位。以下描述将在这一前提下进行。

对应于将电压施加到D电极或G电极的方式，转换元件101具有两种操作模式，即刷新模式和转换模式。

在示出刷新模式的图10A中，相对于G电极的负电压被施加到D电极。i层中由实心圆圈表示的空穴通过电场被引导到D电极。与此同时，由空心圆圈表示的电子被注入到i层。此时，一些空穴和电子重新结合并在N+层和i层中消失。如果这种状态持续充分长的时间，则i层的空穴从那里被去除。

为了将刷新模式转变为图10B中所示的转换模式，相对于G电极的正电位被施加到D电极。i层的电子被瞬时引导到D电极。然而，由于N+层用作注入阻止层，因此空穴不被引导到i层。在这种情况下当光变为入射到i层上时，光被吸收并且产生电子空穴对。产生的电子通过电场被引导到D电极。空穴在i层中移动并到达i层和a-SiN_x层之间的界面。空穴不能移入a-SiN_x层，因此停留在i层中。此时，由于电子移动到D电极，并且空穴移动到i层和a-SiN_x层之间的界面，因此，电流从G电极流动以保持转换元件101的电中性。该电流对应于由光产生的电子空穴对。因此，电流与入射光成正比。

在图10B中所示的转换模式保持一定时间之后，再次设置刷新模式。如上所述，停留在i层中的空穴被引导到D电极。与此同时，对应于空穴的电流流动。在转换模式期间，空穴的量对应于入射光的总量。此时，对应于注入到i层的电子量的电流也流动。该量几乎为恒定的并且可用减法检测。即，转换元件101可实时输出正入射的光的量，并可同时检测一定时间内已入射的光的总量。

然而，如果由于某种原因使得转换模式延长或入射光的照度过高，则尽管光入射也没有电流流动。这是因为产生了饱和状态，如图10C中所示。在饱和状态下，许多空穴停留在i层中，并且由于空穴的存在，i层中的电场变小。因此，产生的电子不被引导而是与i层中的空穴重新结合。如果在饱和状态下光入射状态改变，则电流可能不稳定地流动。当模式再次变为图10A所示的刷新模式时，i层中的空穴被去除。因此，在下一转换模式中，与光成正比的电流重新流动。

在图10A中所示的上述刷新模式中，i层中的所有空穴均被理想地去除。然而，即使当空穴被部分去除时也可获得效果。因为可获得如上所述的相同电流，所以不会出现任何问题。更具体地说，对于下一转换模式下的检测，仅需要避免图10C中的饱和状态。仅需要确定刷新模式下相对于G电极的D电极的电位、刷新模式的周期和用作注入阻止层的N+层的特性。此外，在图10A中所示的刷新模式下，将电子注入到i层不是必要条件。相对于G电极的D电极的电位不限于负电位。这是因为当许多空穴停留在i层中时，即使当相对于G电极的D电极的电位为正时，i层中的电场也沿将空穴引导到D电极的方向被施加。用作注入阻止层的N+层的特性不必总是使电子注入到i层。

在本实施例中，通过转换从X射线电源504提供到X射线管501的电压(管电压)，X射线的能量被改变。然而，本发明不限于此。作为改变X射线能量的另一种方法，例如，具有不同X射线吸收率的区域的滤波器被配置在X射线管501和平板检测器之间。图17示出了该方法的示例。滤波器1701吸收从X射线管501发射的X射线1703。例如，旋转滤波器1701，使得通过滤波器1701的开口1702的X射线1703的通过时间与X射线1703的照射脉冲的照射时间同步。以这种方式转换到达平板检测器的X射线1703的能量。

在本实施例中，X射线的能量在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间转换。然而，本发明不限于此。例如，三帧中的其中一帧的X射线能量也可被转换。或者，四帧中的其中一帧的X射线能量也可被转换。

[第二实施例]

图11是示出根据本发明的第二优选实施例的X射线成像装置的示意性配置的图。

被摄体507被从X射线管501发射的并具有出射角θ的X射线照射。被摄体507主要为人(患者)。透射过被摄体507的X射线由荧光体502转换为可见光。来自荧光体502的可见光通过转换元件508被转换为电信号。因此，被摄体507的X射线图像作为电信号被获得。

转换元件508的材料的一个示例为非晶硅。转换元件508作为像素形成在绝缘基板506上。荧光体502和转换元件508通过例如粘接工艺等实质上相互粘着，使得形成包括荧光体502和转换元件508的X射线检测电路503。荧光体502由包含例如Gd₂O₂S、Gd₂O₃、CsI中的至少一种作为主成分的材料构成。X射线电源504向X射线管501提供电压。X射线电源504提供高压以加速X射线管501中的电子。

在本实施例中，荧光体502将入射X射线转换为可见光。不使用荧光体502，入射X射线可通过转换元件508吸收，并且所吸收的X射线可直接被转换为电信号。在这种情况下，转换元件508由包含例如碘化铅、碘化汞、硒、碲化镉、砷化镓、磷化镓、硫化锌和硅中的至少一种作为主成分的材料构成。

存储器505将由X射线检测电路503转换的被摄体507的电信号(图像信号)作为数字数据进行存储，并具有存储多帧图像数据的区域。对存储在存储器505中的图像数据进行诸如能量减法处理和重构处理之类的运算处理，以通过图像处理单元510获得断层图像，从而产生用于显示或诊断的图像。

甚至在第二实施例中，与第一实施例相同，在执行多帧(n帧)时间连续的放射线照相时，成像控制单元511在奇数帧放射线照相和偶数帧放射线照相之间转换要从X射线电源504提供到X射线管501的电压，以改变从X射线管501发射的X射线的波长。X射线检测电路503检测其内部组织的X射线吸收发生变化的被摄体507的图像信号。检测的图像信号由A/D转换器(未示出)转换为数字信号并且作为图像数据存储在存储器505中。在图11所示的示例中，在成像控制单元511的控制下，在奇数帧放射线照相中，电压V1从X射线电源504被提供到X射线管501，而在偶数帧放射线照相中，电压V2被提供。因此，在奇数帧放射线照相中，较短波长的X射线从X射线管501被发射到被摄体507，而在偶数帧放射线照相中，较长波长的X射线被发射。

作为第二实施例的特征，在旋转安排在X射线管501和X射线检测电路503之间的被摄体507自身的同时放射线照相被执行。即，不必设置第一实施例中描述的扫描架509。假如备有转椅(下文中将要描述)，在医院的所谓一般放射线照相室内，通过使用普通放射线照相的X射线，可执行放射线照相。

即使在第二实施例的X射线成像装置中，X射线检测电路503也具有较大的面积，因为转换元件508被二维排列。被摄体507的旋转角可为180°或360°。接着可以认为患者(被摄体507)极少会感到晕眩和恶心。在本实施例中，与常规螺旋式扫描CT相比，可缩短放射线照相的时间。例如，在放射线拍摄患者的胸部时，可缩短他/她需要屏住呼吸的时间。因此，可减轻患者的负担。

图12是示出根据本发明的第二优选实施例的X射线成像装置中旋转被摄体507的旋转机构的示意图。该旋转机构用作驱动机构以改变被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系。置于转椅上并被固定到支柱的被摄体507被旋转180°或360°。图12中的被摄体(患者)507举起双手以进行胸部放射线照相。通过将患者调整为另一姿势，可执行例如脑部放射线照相。

[第三实施例]

图13是示出根据本发明的第三优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图。图13中的时序图示出四种信号：在放射线拍摄奇数和偶数帧中的“移动”、“X射线”、“管电压”和“图像信号”。“移动”表示安排在X射线管501和X射线检测电路503之间的被摄体507的旋转(位移)时间。作为第三实施例的特征，根据在奇数帧放射线照相中而不在偶数帧放射线照相中执行移动的顺序，读取操作被执行。按照每2帧旋转1次，执行放射线照相。更具体地说，如果m值相同，则在第(2m-1)帧的奇数帧放射线照相和第(2m)帧的偶数帧放射线照相中，图11中所示的成像控制单元511不改变被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系。每当m值递增1，被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系被改变。

在本实施例中，奇数帧和偶数帧以相同的位置关系被放射线拍摄。因此，提高了下面由图像处理单元510执行的能量减法处理的精度。在图13所示的时序图中，移动在奇数帧放射线照相中进行但不在偶数帧放射线照相中进行。然而，即使当移动顺序相反(reverse)时，也可获得相同的结果而不会产生任何问题。

[第四实施例]

图14是示出根据本发明的第四优选实施例的X射线成像装置的操作的时序图。图14中的时序图示出四种信号：在放射线拍摄奇数和偶数帧中的“移动”、“X射线”、“管电压”和“图像信号”。“移动”可被看作成对的X射线管501和X射线检测电路503的运动(位移)，其绕图1和图2中的被摄体507旋转。或者，“移动”可被看作安排在图11中的X射线管501和X射线检测电路503之间的被摄体507的旋转(位移)。作为图14的特征，均匀的旋转运动被执行而与是奇数帧还是偶数帧放射线照相无关。在本实施例中，由于不需要脉冲式旋转的机构，因此减轻了诸如马达之类的旋转机构的负载。

[第五实施例]

图15是根据本发明的第五优选实施例的X射线成像装置的X射线检测电路的电路图。图15与图4的不同之处在于：转换元件S1-1至S3-3不包括MIS传感器，而包括p-i-n传感器。由于与MIS传感器不同，p-i-n传感器可执行连续放射线照相而无需进行刷新操作，因此，p-i-n传感器的帧速率通常可高于MIS传感器的帧速率。由于转换元件S1-1至S3-3由p-i-n传感器形成，因此读取电路702具有不同于图4中的读取电路707的配置。

[第六实施例]

图16是示出本发明的第六优选实施例的示意图，其中X射线成像装置被应用到X射线成像系统。由X射线管6050产生的X射线6060透射过被摄体507的胸部5071并入射在图像传感器6040上。入射在图像传感器6040上的X射线包含被摄体507体内的信息。在图像传感器6040中，对应于X射线的入射，X射线由荧光体转换为可见光。该可见光被光电转换以获得电信号。电信号被转换为数字数据，由用作信号处理单元的图像处理器6070进行图像处理，并且在控制室内的用作显示单元的显示器6080上作为图像被显示和观察。

本实施例的X射线管6050对应于例如图1中的X射线管501。图像传感器6040对应于例如图1中的X射线检测电路503。图像处理器6070对应于例如图1中的X射线电源504、成像控制单元511、存储器505和图像处理单元510。

通过诸如电话线之类的传输单元6090，通过图像处理器6070的图像处理产生的图像数据可被传输到远地。在诸如医生工作室的另一地点，图像数据也可显示在用作显示单元的显示器6081上，或者存储在诸如光盘之类的存储单元中。因此，可以由位于远地的医生进行诊断。通过使用胶片处理器6100，图像数据也可记录在胶片6110上。

图16中的被摄体507和图像传感器6040被示出为好象彼此附着在一起。然而，在旋转如图11和图12中所示的被摄体的同时执行断层摄影的X射线成像装置也可被应用于X射线成像系统。

根据本发明的优选实施例，在捕获被摄体507的多个连续X射线图像时，成像控制单元511控制X射线电源504的电压以在第(2m-1)(m为自然数；m≥1)帧的奇数帧放射线照相和第(2m)帧的偶数帧放射线照相之间改变从X射线管501发射的X射线的波长。此外，用于改变被摄体507和X射线管501以及X射线检测电路503之间的位置关系的驱动机构(例如图1中所示的扫描架509或图12中所示的旋转机构)的驱动被控制。而且，图像处理单元510处理存储在存储器505中的奇数帧图像数据和偶数帧图像数据，以产生被摄体507的断层图像或三维图像。因此，从包括具有不同放射线吸收的部分(诸如骨骼和血管)的复杂结构的放射线照相图像，可获得具有高对比度的没有例如骨骼阴影的图像。因此，在具有高对比度的组织附近的具有非常低对比度的病变部位可被检测出，并且诊断效率可被提高。

通过二维排列转换元件508，形成具有较大面积的X射线检测电路503。当如图11和图12中所示旋转被摄体507的旋转机构被使用时，可实现具有较高占空系数的经济的X射线成像装置的X射线成像系统，如图16中所示。该X射线成像系统便于记录、显示、打印和存储获得的放射线照相数据。可提供满足近来对数字化的需要并替代胶片放射线照相方案的常规系统的全新X射线成像系统。因此，在未来的老龄社会中，可实现具有比现在更高质量的先进医疗环境。

X射线管501以出射角(锥角)θ将圆锥形X射线(所谓的锥形束)发射到被摄体507。此外，由于通过二维排列转换元件508形成较大面积的X射线检测电路，因此可缩短放射线照相时间，并且可减轻被摄体(患者)的负担。例如，在放射线拍摄患者的胸部时，可缩短他/她需要屏住呼吸的时间。

由于在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可做出本发明的许多明显广泛不同的实施例，因此应当理解除了如权利要求中限定的之外，本发明并不限于具体的实施例。

Claims

1、一种放射线成像装置，包括：

放射线检测电路，其中用于将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；

驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及所述放射线检测电路之间的位置关系；

存储器，其将所述放射线检测电路检测的电信号作为图像数据进行存储；

成像控制单元，其在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制放射线源以当成像第一帧时发出第一能量的第一放射线脉冲，并且当成像第二帧时发出第二能量的第二放射线脉冲，并且所述成像控制单元控制所述驱动机构，以便在发出第一放射线脉冲的第一时间期间和发出第二放射线脉冲的第二时间期间，保持所述位置关系，并且在第一时间期间和第二时间期间之间既不发出第一放射线脉冲也不发出第二放射线脉冲的期间，改变所述位置关系，其中所述第一能量和所述第二能量的大小不同；和

图像处理单元，其执行存储在所述存储器中的第一帧图像数据和第二帧图像数据的减法处理以产生处理图像，并且通过使用该处理图像产生被摄体的断层图像和三维图像中的一个。

2、根据权利要求1的装置，进一步包括显示设备，其显示所述图像处理单元产生的被摄体的断层图像和三维图像中的一个。

3、根据权利要求1的装置，其中所述成像控制单元控制放射线源以当成像第三帧时发出第一能量的第三放射线脉冲，并且控制所述驱动机构，以便在发出第三放射线脉冲的第三时间期间，保持所述位置关系，并且在第二时间期间和第三时间期间之间既不发出第二放射线脉冲也不发出第三放射线脉冲的期间，保持所述位置关系。

4、根据权利要求1的装置，其中放射线以锥形从放射线源发射到被摄体。

5、根据权利要求1的装置，其中

被摄体被安排在放射线源和所述放射线检测电路之间，并且

所述驱动机构通过旋转被摄体改变位置关系。

6、根据权利要求5的装置，其中所述驱动机构按照180°或360°旋转被摄体。

7、根据权利要求1的装置，其中

被摄体被安排在放射线源和所述放射线检测电路之间，并且

所述驱动机构通过围绕被摄体整体地旋转放射线源和所述放射线检测电路改变位置关系。

8、根据权利要求7的装置，其中所述驱动机构按照180°或360°围绕被摄体整体地旋转放射线源和所述放射线检测电路。

9、根据权利要求1的装置，其中

所述放射线检测电路具有将从放射线源发射的放射线转换为可见光的波长转换器，并且

转换元件将由所述波长转换器转换的可见光转换为电信号。

10、根据权利要求1的装置，其中第一帧和第二帧分别为连续的奇数帧和偶数帧。

11、根据权利要求1的装置，其中所述成像控制单元改变从放射线源发射的放射线的波长。

12、根据权利要求1的装置，其中要从电源提供的电压为可控的。

13、一种放射线成像系统，包括：

根据权利要求1的放射线成像装置；

信号处理装置，用于处理来自所述放射线成像装置的信号；

显示装置，用于显示来自所述信号处理装置的信号；和

传送装置，用于传送来自所述信号处理装置的信号。

14、一种放射线成像装置的控制方法，所述放射线成像装置包括：放射线检测电路，其中将从放射线源发射并透射过被摄体的放射线转换为电信号的多个转换元件被二维排列；驱动机构，其改变被摄体和放射线源以及放射线检测电路之间的位置关系；和存储器，其将放射线检测电路检测的电信号作为图像信号进行存储，所述方法包括以下步骤：

在捕获被摄体的多个连续放射线图像时，控制放射线源以当成像第一帧时发出第一能量的第一放射线脉冲，并且当成像第二帧时发出第二能量的第二放射线脉冲，其中所述第一能量和所述第二能量的大小不同；

控制所述驱动机构，以便在发出第一放射线脉冲的第一时间期间和发出第二放射线脉冲的第二时间期间，保持所述位置关系，并且在第一时间期间和第二时间期间之间既不发出第一放射线脉冲也不发出第二放射线脉冲的期间，改变所述位置关系；和

执行存储在所述存储器中的第一帧图像数据和第二帧图像数据的减法处理以产生处理图像，并且通过使用该处理图像产生被摄体的断层图像和三维图像中的一个。