CN102014753A - 医疗用x射线摄像系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及医疗用X射线摄像系统。固体摄像装置(1)具有：受光部(10)，将M×N个(M以及N为2以上的整数)像素二维排列成M行N列而成，并具有矩形的受光面；信号读出部(20)，在各列保持与来自各像素的电荷的量对应的电压值，并依次输出该保持的电压值。该固体摄像装置(1)由旋转控制部而可旋转地被支承，旋转控制部控制固体摄像装置(1)的旋转角，使得在两种摄像模式中的一种摄像模式时，使受光部(10)的行方向或列方向与固体摄像装置(1)的移动方向(B)平行，而且，在两种摄像模式中的另一种摄像模式时，使受光部(10)的行方向以及列方向的双方相对于固体摄像装置(1)的移动方向(B)倾斜。

Description

医疗用X射线摄像系统
技术领域
本发明涉及医疗用X射线摄像系统。
背景技术
近年来，医疗用的X射线摄影广泛采用使用X射线摄像装置的X射线成像系统，来取代X射线感光薄膜。这样的X射线成像系统不像X射线感光薄膜那样需要显影，可以实时地确认X射线图像等，因而便利性高，在数据的保存性和处理的容易性方面也具有优势。即使在牙科诊断中的X射线摄影中，也在所谓牙科全景(panorama)、头颅摄影(Cephalo)、CT的各种摄像模式中，使用这样的X射线成像系统。
在牙科用X射线摄像系统的情况下，存在对X射线摄像装置所要求的摄像区域的形状根据上述的各种摄像模式而不同的情况。即对使用于CT摄影的摄像区域(以下，第1摄像区域)要求在横向上具有充分的宽度，在上下方向上也要求某种程度的宽度。而且，对使用于全景摄影或者头颅摄影的摄像区域(以下，第2摄像区域)，在上下方向上要求充分的宽度。然而，如果准备满足这些要求的多个X射线摄像装置，则会产生使X射线摄像系统大型化，或者在变更摄像模式时需要交换X射线摄像装置而耗费人力等的问题。因此，优选，能够通过1个X射线摄像装置来解决关于第1以及第2摄像区域的这些要求。
例如在专利文献1中，公开了一种具备X射线发生部和X射线检测部的牙科诊断用的X射线摄影装置。在该X射线摄影装置中，以能够选择性地切换并产生X射线细缝束和X射线广域束的方式，经由细槽状狭缝或矩形状狭缝而照射X射线。X射线细缝束被使用于全景摄影或头颅摄影等中，X射线广域束被使用于CT摄影等中。而且，在该专利文献1中记载有通过1个固体摄像元件而对通过了细槽状狭缝的X射线细缝束以及通过了矩形状狭缝的X射线广域束的两者进行摄影。
而且，作为用于这样的医疗用X射线摄像系统的固体摄像装置，利用CMOS技术的装置是为人所熟知的，其中，被动像素传感器(PPS：Passive Pixel Sensor)方式的装置尤其为人所熟知。PPS方式的固体摄像装置具备将包含产生与入射光强度对应的量的电荷的光电二极管的PPS型的像素二维排列成M行N列的受光部，将在各像素中与光入射对应而在光电二极管中产生的电荷在积分电路中存储于电容元件中，并输出与该存储电荷量对应的电压值。
一般而言，各列的M个像素的各自的输出端经由对应于该列而设置的读出用配线，而与对应于该列而设置的积分电路的输入端连接。然后，在各像素的光电二极管中产生的电荷从第1行至第M行，依次在每行通过对应于该列的读出用配线而被输入至积分电路中，并从该积分电路输出与电荷量对应的电压值。
专利文献1：国际公开第2006/109808号小册子
发明内容
发明所要解决的问题
如上所述，在牙科用X射线摄像系统的情况下，存在对固体摄像装置所要求的摄像区域的形状根据所谓全景或CT的各种摄像模式而不同的情况，优选，能够通过1个固体摄像装置来实现这些摄像模式。然而，专利文献1所记载的构成中，通过1个固体摄像装置来对这些摄像模式中的X射线束进行摄影，由于将在横向上具有充分的宽度且在上下方向下也具有某种程度的宽度的CT用第1摄像区域、以及在上下方向上具有充分的宽度的全景用第2摄像区域，收于1个受光面内，因而在上下方向以及横向的两者具有充分的宽度的宽的受光面成为必要。然而，由于作为固体摄像装置的受光部的材料的半导体晶圆的大小等的限制，存在无法生产具有这样的宽的受光面的固体摄像装置的情况。
本发明是为了解决上述问题而完成的，其目的在于，在具有至少两种摄像模式的医疗用X射线摄像系统中，通过1个固体摄像装置来实现该两种摄像模式，并抑制对固体摄像装置的受光面所要求的面积的增加。
解决问题的技术手段
本发明所涉及的医疗用X射线摄像系统具备在受检者的颚部的周围移动并对X射线像进行摄影的固体摄像装置，并具有至少两种摄像模式，固体摄像装置具有：受光部，其具有通过将分别包含光电二极管的M×N个(M以及N为2以上的整数)像素二维排列成M行N列而成的矩形的受光面；N条读出用配线，其配设于各列中，经由读出用开关而与对应的列的像素中所包含的光电二极管连接；信号读出部，其保持与经由读出用配线而输入的电荷的量对应的电压值，并依次输出该保持的电压值；控制部，其控制各像素的读出用开关的开闭动作，并且控制信号读出部中的电压值的输出动作，使与在各像素的光电二极管中产生的电荷的量对应的电压值从信号读出部输出；以及闪烁器，其与入射的X射线对应而产生闪烁光，将X射线像转换为光像，并将该光像输出至受光部，还具备旋转控制部，其使固体摄像装置可在与受光面垂直的轴线周围旋转而支承固体摄像装置，并且控制固体摄像装置的旋转角，使得在两种摄像模式中的一种摄像模式时使受光部的行方向或列方向沿着固体摄像装置的移动方向，而且，在两种摄像模式中的另一种摄像模式时使受光部的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置的移动方向倾斜。
在本发明所涉及的医疗用X射线摄像系统中，固体摄像装置的受光部具有矩形的受光面，该固体摄像装置通过旋转控制部，可在与受光面垂直的轴线周围旋转而被支承。而且，固体摄像装置的旋转角被控制，使得在两种摄像模式中的一种摄像模式时，使受光部的行方向或列方向沿着固体摄像装置的移动方向。在将该一种摄像模式设为例如CT摄影模式的情况下，使用具备受光面的固体摄像装置，该受光面在行方向以及列方向中的一方具有充分的宽度并且在另一方也具有某种程度的宽度，控制固体摄像装置的旋转角，使得行方向以及列方向中的具有充分的宽度的方向沿着固体摄像装置的移动方向，从而能够适宜地实现上述的第1摄像区域。
而且，在将另一种摄像模式设为例如全景摄影模式或头颅摄影模式的情况时下，如上所述，要求在上下方向上具有充分的宽度的第2摄像区域。为了不扩大受光面的面积并满足这样的要求，例如，使上述的固体摄像装置旋转90°，使受光面的长边方向与上下方向一致。然而，对第2摄像区域所要求的上下方向的宽度即使具有满足第1摄像区域的要求的受光面的长边方向的宽度，也可能会不足够。例如在现在的CT摄影中，一般所要求的摄像区域的横宽为12cm左右，但是，在全景摄影中，一般所要求的摄像区域的上下宽为15cm左右。
因此，在本发明所涉及的医疗用X射线摄像系统中，在另一种摄像模式时，控制固体摄像装置的旋转角，使得受光部的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置的移动方向倾斜。由于受光面的形状为矩形，因此，通过如此使受光部相对于固体摄像装置的移动方向倾斜，能够加宽(例如成为对角线的长度)受光面的上下方向的宽度。即，即使与对第2摄像区域所要求的上下方向的宽度相比，受光面的长边方向的宽度更短，也可以满足第2摄像区域的要求宽度。因此，根据本发明，在具有至少两种摄像模式的医疗用X射线摄像系统中，能够通过1个固体摄像装置来实现该两种摄像模式，并且能够抑制对固体摄像装置的受光面所要求的面积的增加。
而且，医疗用X射线摄像系统也可以为，控制部在另一种摄像模式时，控制信号读出部的输出动作，使得从M×N个像素中的构成将规定的方向作为长边方向的摄像区域的像素，选择性地读出电压值，规定的方向相对于受光部的行方向以及列方向的两者倾斜，并且与固体摄像装置的移动方向交叉。这样，将相对于受光部的行方向以及列方向的两者倾斜并且与固体摄像装置的移动方向交叉的方向作为长边方向的摄像区域优选作为另一种摄像模式中的摄像区域。而且，在如此控制信号读出部的输出动作的情况下，规定的方向优选为相对于固体摄像装置的移动方向垂直，摄像区域优选为受光部的对角线上的区域。
而且，医疗用X射线摄像系统也可以为，控制部在另一种摄像模式中控制信号读出部的输出动作时，从信号读出部使分别对应于受光部的N列而保持的电压值中的对应于连续的N1列(N1＜N)而保持的电压值输出，并且在每当读出对应于一行或多行的电压值时，使受光部中的该N1列的位置各移位一定列数。控制部通过例如如此控制信号读出部的输出动作，从而能够从构成将上述的规定的方向作为长边方向的摄像区域的像素，选择性地读出电压值。
而且，医疗用X射线摄像系统也可以为，受光部中的行数M小于列数N，受光面的形状是将行方向作为长边方向的长方形状。在该医疗用X射线摄像系统中，由于在各列配设读出用配线，因此，通过如此构成受光部，从而使读出用配线的配设方向与受光面的短边方向一致。因此，可以减少在各帧中作为从读出用配线读出电荷的对象的像素(光电二极管)的数目，因而可以更加加快帧率(每单位时间所输出的帧数据的个数)。
而且，医疗用X射线摄像系统也可以为，固体摄像装置的旋转中心位于矩形的受光部中的4个角部中的1个角部，固体摄像装置进行旋转，以使1个角部在两种摄像模式的两者中相对于受检者而位于下颚侧。固体摄像装置在移动受检者的颚部的周围并对X射线像进行摄像时，多是通过将受检者的下颚部载置于支承台上而固定受检者的头部的位置，在这样的情况下，受检者的颚部的高度位置的基准为颚的下端。根据该医疗用X射线摄像系统，能够使两种摄像模式中的受光面的下端的高度在成为旋转中心的角部的高度上彼此一致。因此，能够精度良好地对齐两种摄像模式中的受光面的高度与受检者的颚部的高度。
而且，医疗用X射线摄像系统也可以为，控制部在另一种摄像模式时，与一种摄像模式相比，缩小基于从信号读出部所输出的电压值的帧数据中的读出像素间距，加快作为在每单位时间输出的帧数据的个数的帧率，增大作为信号读出部中的输出电压值相对于输入电荷量的比的增益。由此，可以进行适于所谓CT或全景的各摄像模式的动作。
而且，医疗用X射线摄像系统优选为，一种摄像模式为进行牙科用X射线摄影的CT摄影的摄像模式，另一种摄像模式为进行牙科用X射线摄影的全景摄影的摄像模式。
发明的效果
根据本发明，在具有至少两种摄像模式的医疗用X射线摄像系统中，能够通过1个固体摄像装置来实现该两种摄像模式，并且能够缩小对固体摄像装置的受光面所要求的面积。
附图说明
图1是第1实施方式所涉及的X射线摄像系统100的构成图。
图2是表示从被照体A(受检者的颚部)的上方看的固体摄像装置1在被照体A的周围回旋移动的状况的图。
图3是切除固体摄像装置1的一部分而进行表示的平面图。
图4是沿着图3的IV-IV线的固体摄像装置1的侧剖面图。
图5是表示与摄像模式对应的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10中的摄像区域的图。(a)表示所谓CT摄影的摄像模式(第1摄像模式)中的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10的摄像区域10a。(b)表示所谓全景摄影或头颅摄影的摄像模式(第2摄像模式)中的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10的摄像区域10b。
图6是更加详细地表示图5(b)所示的摄像区域10b的图。
图7(a)是表示在硅晶圆W中为了受光部10而进行正方形的版面配置的状况的图，(b)是表示在硅晶圆W中为了受光部10而进行长方形的版面配置的状况的图。
图8是表示在从扫描移位寄存器40配设于受光部10的各行的行选择用配线上发生断线Q1、在从信号读出部20配设于各列的读出用配线上发生断线Q2的状况的图。
图9(a)是表示在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向与固体摄像装置1的移动方向B垂直的情况下，在受光部10的某行发生缺陷像素Pd1、在某列发生缺陷像素Pd2的状态的图，(b)是表示在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜的情况下，发生与图9(a)同样的缺陷像素Pd1、Pd2的状态的图。
图10是表示不使受光部旋转而使用的现有的固体摄像装置的电荷读出方式的图。(a)是表示沿着摄像区域110a的长边方向配置有信号读出部120的情况。(b)是表示沿着摄像区域110b的长边方向配置有信号读出部120的情况。
图11(a)是表示沿着受光部130的短边方向配置有信号读出部140的情况下的电荷读出方式的图，(b)是表示第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的电荷读出方式的图。
图12是表示与固体摄像装置1的旋转中心(图1所示的轴线C)的位置对应的受光部10的旋转的状况的图。(a)是表示将受光部10的中心E作为固体摄像装置1的旋转中心的情况。(b)是表示将矩形的受光部10的4个角部中的1个角部F作为固体摄像装置1的旋转中心，使固体摄像装置1旋转，使得在第1摄像模式以及第2摄像模式中，角部F相对于其它的角部而位于下方的情况。
图13是表示正方形状的受光部10以及线状的摄像区域10b的平面图。
图14是表示正方形状的受光部10以及面状的摄像区域10b的平面图。
图15是从被照体A的上方看由图14所示的受光部10进行的摄像的状况的图。
图16是表示第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的内部构成的图。
图17是第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的像素Pm，n、积分电路Sn以及保持电路Hn的各自的电路图。
图18是说明第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的动作的时序图。
图19是说明第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的动作的时序图。
图20是表示第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的构成的变形例的图。
符号的说明
1…固体摄像装置、3…半导体基板、4…闪烁器、5…X射线遮蔽部、6…控制部、10，110，130…受光部、10a，10b…摄像区域、11…受光面、20，120，140…信号读出部、30，31～34…A/D转换部、40…扫描移位寄存器、41…读出移位寄存器、100…X射线摄像系统、104…回旋臂、106…X射线发生装置、108…旋转控制部、A…被照体、A2…放大器、C21，C22…积分用电容元件、C3…保持用电容元件、H1～HN…保持电路、LG…增益设定用配线、LH…保持用配线、LH，n…第n列选择用配线、LO，n…第n列读出用配线、Lout…电压输出用配线、LR…重置用配线、LV，m…第m行选择用配线、P，Pm，n…像素、Reset…重置控制信号、S1～SN…积分电路、SW1…读出用开关、SW21…放电用开关、SW22…增益设定用开关、SW31…输入用开关、SW32…输出用开关、W…硅晶圆。
具体实施方式
以下，参照附图，详细地说明用于实施本发明的最佳方式。此外，在附图的说明中，对同一要素标记同一符号，省略重复的说明。
图1是表示医疗用X射线摄像系统100的构成作为本发明的一个实施方式的图。本实施方式的X射线摄像系统100主要具备牙科医疗中的所谓全景摄影、头颅摄影、CT摄影的摄像模式，对受检者的颚部的X射线像进行摄像。X射线摄像系统100具备固体摄像装置以及X射线发生装置，通过固体摄像装置，对从X射线发生装置输出并穿透被照体A(即受检者的颚部)的X射线进行摄像。
该图所示的X射线摄像系统100具备固体摄像装置1、X射线发生装置106、以及可旋转地支承固体摄像装置1的旋转控制部108。
X射线发生装置106朝向被照体A产生X射线。从X射线发生装置106产生的X射线的照射范围被一次狭缝板106b控制。在X射线发生装置106中内置有X射线管，通过调整该X射线管的管电压、管电流以及通电时间等的条件，来控制对被照体A的X射线照射量。而且，X射线发生装置106通过控制一次狭缝板106b的开口范围，能够在某种摄像模式时，以规定的扩展角输出X射线，在其它的摄像模式中，以比该规定的扩展角小的扩展角输出X射线。
固体摄像装置1是具有二维排列的多个像素的CMOS型的固体摄像装置，将通过被照体A的X射线像转换为电气的图像数据D。在固体摄像装置1的前方，设置有限制X射线入射区域的二次狭缝板107。旋转控制部108支承固体摄像装置1，使固体摄像装置1可在垂直于固体摄像装置1的受光面11的轴线C周围旋转，使固体摄像装置1旋转至与所谓CT摄影以及全景摄影、头颅摄影的摄像模式对应的规定的角度位置。
X射线摄像系统100还具备回旋臂104。回旋臂104以使X射线发生装置106与固体摄像装置1彼此相对的方式保持X射线发生装置106与固体摄像装置1，在CT摄影或全景摄影、或者头颅摄影时，使其回旋于被照体A的周围。而且，设置有滑动机构113，其用于在线性断层摄影时，使固体摄像装置1相对于被照体A进行直线位移。回旋臂104通过构成旋转台的臂马达109而被驱动，其旋转角度通过角度传感器112而被检测。而且，臂马达109被搭载于XY平台114的可动部，可在水平面内任意地调整旋转中心。
从固体摄像装置1输出的图像数据D在被暂时取入于CPU(中央处理装置)121后，被储存于帧存储器122中。从储存于帧存储器122中的图像数据，通过规定的运算处理而再生沿着任意的断层面的断层图像或全景图像。再生的断层图像或全景图像被输出至视频存储器124，通过DA转换器125而被转换为模拟信号，之后，被CRT(阴极射线管)等的图像显示部126显示，以提供于各种诊断。
在CPU121上连接有信号处理所必要的工作存储器123，进一步连接有具备面板开关或X射线照射开关等的操作面板119。而且，CPU121分别被连接于驱动臂马达109的马达驱动电路111、控制一次狭缝板106b以及二次狭缝板107的开口范围的狭缝控制电路115以及116、以及控制X射线发生装置106的X射线控制电路118，进一步输出用于驱动固体摄像装置1的时钟信号。X射线控制电路118根据通过固体摄像装置1拍摄到的信号，反馈控制对被照体的X射线照射量。
图2是表示从被照体A(受检者的颚部)的上方看固体摄像装置1在被照体A的周围回旋移动的状况的图。此外，在该图中，以点划线表示固体摄像装置1的轨迹。固体摄像装置1通过回旋臂104，一边以被照体A为中心而移动于沿着水平面的周方向(图中的箭头B)，一边进行通过被照体A的X射线像的摄像。此时，设定固体摄像装置1的方向，使得固体摄像装置1的受光面11始终与被照体A相对。
图3以及图4是表示本实施方式的固体摄像装置1的构成的图。图3是切除固体摄像装置1的一部分而进行表示的平面图，图4是沿着图3的IV-IV线的固体摄像装置1的侧剖面图。此外，在图3以及图4中，为了容易理解，而一并表示有XYZ垂直坐标系统。
如图3所示，固体摄像装置1具备在半导体基板3的主面上制入的受光部10、信号读出部20、A/D转换部30以及扫描移位寄存器40。此外，受光部10、信号读出部20、A/D转换部30以及扫描移位寄存器40也可以分别形成于个别的半导体基板上。而且，如图4所示，除了半导体基板3以外，固体摄像装置1还具备平板状的基材2、闪烁器4以及X射线遮蔽部5。半导体基板3被贴附于基材2，闪烁器4被配置于半导体基板3上。闪烁器4与入射的X射线对应而产生闪烁光，将X射线像转换为光像，并将该光像输出至受光部10。闪烁器4设置为覆盖受光部10，或者通过蒸镀而设置于受光部10上。X射线遮蔽部5由X射线的穿透率极低的铅等的材料构成。X射线遮蔽部5覆盖半导体基板3的周缘部，防止X射线对信号读出部20等的入射。
受光部10通过将M×N个像素P二维排列成M行N列而构成。此外，在图3中，列方向与X轴方向一致，行方向与Y轴方向一致。M、N分别为2以上的整数，优选为满足M＜N。即受光部10的行方向的像素P的数目优选为多于列方向的像素P的数目。在该情况下，受光部10的受光面呈现以行方向(Y轴方向)作为长边方向，以列方向(X轴方向)作为短边方向的长方形状。各像素P以例如100μm的间距排列，为PPS方式，且具有共通的构成。
此外，在半导体基板3中，在受光部10的周围也形成有像素，这样的像素由X射线遮蔽部5覆盖，由于光未入射而未产生电荷，因此，对摄像没有帮助。本实施方式的受光部10包含二维排列成M行N列的M×N个像素P作为摄像用的有效像素。换言之，在本实施方式的半导体基板3中，作为受光部10的区域由X射线遮蔽部5的开口5a规定。
信号读出部20保持与输出自受光部10的各像素P的电荷的量对应的电压值，并依次输出该保持的电压值。AD转换部30输入从信号读出部20输出的电压值，对该输入的电压值(模拟值)进行A/D转换处理，并输出与该输入电压值对应的数字值。扫描移位寄存器40控制各像素P，使得存储于各像素P的电荷在每行被依次输出至信号读出部20。
如上所述，具备这样的固体摄像装置1的X射线摄像系统100具备所谓CT摄影、全景摄影以及头颅摄影的摄像模式。而且，固体摄像装置1以可在垂直于受光面的轴线周围旋转的方式由旋转控制部108支承，并被控制为与摄像模式对应的规定的角度位置。而且，固体摄像装置1具有与摄像模式对应而变更受光部10的摄像区域(受光部10中对摄像数据有帮助的区域)的功能。
在此，图5是表示与摄像模式对应的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10的摄像区域的图。图5(a)表示所谓CT摄影的摄像模式(第1摄像模式)中的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10的摄像区域10a。而且，图5(b)表示所谓全景摄影或头颅摄影的摄像模式(第2摄像模式)中的固体摄像装置1的角度位置以及受光部10的摄像区域10b。此外，在图5(a)、(b)中，箭头B表示由回旋臂104(参考图1)得到的固体摄像装置1的移动方向。
如图5(a)所示，在所谓CT摄影的第1摄像模式时，控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向(图中的箭头G1)以及列方向(图中的箭头G2)中的一方沿着移动方向B，进一步优选为使得受光部10的长边方向(本实施方式中为行方向G1)与移动方向B平行。而且，此时的摄像区域10a由受光部10的M行N列的所有像素P构成。即像素区域10a的行方向以及列方向的宽度分别与受光部10相同。
而且，如图5(b)所示，在所谓全景摄影或头颅摄影的第2摄像模式时，控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向G1以及列方向G2的两者相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜。即在该第2摄像模式中，受光部10的行方向G1或列方向G2与固体摄像装置1的回旋平面H所成的角θ是满足0°＜θ＜90°的值。因此，在例如从CT摄像模式转移为全景摄像模式时，固体摄像装置1仅旋转角度θ。
更优选为控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的1条对角线相对于回旋平面H垂直。该情况下的固体摄像装置1的角度位置由受光部10的行方向G1的宽度与列方向G2的宽度的比来决定。例如，在行方向G1的宽度与列方向G2的宽度彼此相等的情况下，与固体摄像装置1的回旋平面H所成的角θ优选为45°。而且，在行方向G1的宽度与列方向G2的宽度的比为2∶1的情况下，与固体摄像装置1的回旋平面H所成的角θ优选为60°。
而且，此时的摄像区域10b在受光部10中被设定为以规定的方向作为长边方向的细长的区域。该规定的方向是相对于受光部10的行方向G1以及列方向G2的两者倾斜，且与固体摄像装置1的移动方向B交叉的方向。在本实施方式中，摄像区域10b的上述规定的方向(长边方向)与固体摄像装置1的移动方向B垂直，且沿着受光部10的对角线。而且，摄像区域10b被设定于受光部10的对角线上。由此，X射线摄像系统100的上下方向、即与回旋平面H垂直的方向上的摄像区域10b的一端与受光部10的最上部(图5(b)所示的顶部J1)一致，同方向上的摄像区域10b的另一端与受光部10的最下部(图5(b)所示的顶部J2)一致。在第2摄像模式时，控制信号读出部20的输出动作，使得从受光部10所具有的M×N个像素中的构成这样的摄像区域10b的像素选择性地读出电压值。
在此，图6是更加详细地表示图5(b)所示的摄像区域10b的图。如图6所示，摄像区域10b在受光部10的各行中，由N列像素P中的连续的N1列(2≤N1＜N，图6中图示为N1＝4)的像素P构成，并且该连续的N1列的位置(例如开头列号码)在各行中各移位一定列数(图6中为2列)。在固体摄像装置1中，信号读出部20选择性地输出与从这样的摄像区域10b中所包含的像素P输出的电荷对应的电压值。
此外，摄像区域10b不限于图6所示的方式，例如连续的N1列的位置(开头列号码)也可以在每多行中各移位一定列数。而且，在图6所示的方式中，在位于列方向的两端的行(第1行以及第M行)中，也由连续的N1列构成摄像区域10b。例如，在位于列方向的两端的行中，构成摄像区域10b的列数也可以少于N1等，也可以稍微变更摄像区域10b的两端的形状。
在本实施方式所涉及的X射线摄像系统100中，通过如此控制固体摄像装置1的旋转角，可以获得以下的效果。如上所述，在X射线摄像系统100中，固体摄像装置1的受光部10具有矩形的受光面。而且，在第1摄像模式时，控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向或列方向沿着固体摄像装置1的移动方向B。在将该第1摄像模式设为例如CT摄影模式的情况下，使用具备在行方向以及列方向中的一方(本实施方式中为行方向)具有充分的宽度并且在另一方(本实施方式中为列方向)也具有某种程度的宽度的受光面的固体摄像装置1，通过控制固体摄像装置1的旋转角，使得行方向以及列方向中具有充分的宽度的方向沿着固体摄像装置1的移动方向B，从而能够适宜地实现第1摄像模式中的摄像区域10a。
而且，在将第2摄像模式设为例如全景摄影模式或头颅摄影模式的情况下，要求在上下方向上具有充分的宽度的摄像区域。为了不扩大受光部10的面积并满足这样的要求，例如，使上述的固体摄像装置1旋转90°，使受光部10的长边方向(本实施方式中为行方向)与上下方向一致。然而，对该摄像区域所要求的上下方向的宽度即使具有满足第1摄像区域10a的要求的受光部10的长边方向的宽度，也可能会不足够。
在进行CT摄影的第1摄像模式中，由于必须以1次摄影来摄影整个齿列的宽度，因此，要求例如高度(即与移动方向B垂直的方向的宽度)8cm以上、横宽(与移动方向B平行的方向的宽度)12cm以上作为摄像区域的尺寸。因此，如图7(a)所示，如果在大致圆形的硅晶圆W中，为了受光部10而进行正方形的版面配置，从而将受光部10的尺寸设为例如横宽12cm、高度12cm，则满足第1摄像模式的要求尺寸。然而，在进行全景摄影的第2摄像模式中，由于必须以1次摄影对从颚至上下齿列进行摄影，因此，要求例如高度15cm以上作为摄像区域的尺寸(此外，横宽也可以为7mm以上)。因此，在试图使用1个固体摄像装置来实现双方的摄像模式的情况下，如果如专利文献1所记载的构成那样，不旋转固体摄像装置而分配这些摄像区域，则需要高度15cm以上、横宽12cm以上的受光部，从而需要更大的硅晶圆。
因此，在X射线摄像系统100中，在第2摄像模式时，控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜。由于受光部10的形状为矩形，因此，通过如此使受光部10相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜，从而能够加宽受光部10的上下方向的宽度(例如成为对角线的长度)。在例如受光部10的尺寸为12cm×12cm的情况下，能够将摄像区域10b的上下方向的宽度最大扩大至17cm(即受光部10的对角线的长度)。这样，即使与对摄像区域10b所要求的上下方向的宽度相比，受光部10的长边方向的宽度短，也可以满足摄像区域10b的上下方向的要求宽度。因此，根据本实施方式的X射线摄像系统100，能够通过1个固体摄像装置1来实现第1摄像模式以及第2摄像模式，并且能够抑制对固体摄像装置1的受光部10的受光面所要求的面积的增加。
此外，如图7(b)所示，例如，如果将硅晶圆W中的受光部10的尺寸设为15cm×8cm的长方形，则通过控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的长边方向相对于固体摄像装置1的移动方向B垂直(即不使受光部10倾斜)，从而能够满足第2摄像模式中的摄像区域的要求尺寸。然而，即使如上所述在受光部10的长边方向的尺寸满足第2摄像模式中的摄像区域的上下尺寸的情况下，如本实施方式所述，通过使受光部10相对于移动方向B倾斜，从而也能够更加增加摄像区域10b的上下方向的宽度。例如，在将受光部10的尺寸设为15cm×8cm的情况下，能够将摄像区域10b的上下方向的宽度最大扩大至17cm(即受光部10的对角线的长度)。
而且，通过使受光部10的行方向以及列方向相对于移动方向B倾斜，从而还可以获得以下所述的效果。图8是表示在从扫描移位寄存器40分别配设于受光部10的各行的行选择用配线(在每行控制各像素P的光电二极管中产生的电荷的读出的配线)上发生断线Q1、在从信号读出部20分别配设于各列的读出用配线(将各像素P的光电二极管中产生的电荷传送至信号读出部20的配线)上发生断线Q2的状况的图。在发生该断线Q1、Q2的情况下，在该列或该行中，从信号读出部20或扫描移位寄存器40看，较断线处更远的像素P(在图8中，施加有斜线的阴影线的像素)成为无法读出电荷的缺陷像素(所谓瑕疵(defect))。这些缺陷像素以断线Q1、Q2的发生处作为起点，在受光部10的该行或该列中连续地产生。
图9(a)是表示在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向与固体摄像装置1的移动方向B垂直的情况下，在受光部10的某行产生缺陷像素Pd1，在某列产生缺陷像素Pd2的状态。而且，图9(b)是表示在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜的情况下，产生与图9(a)同样的缺陷像素Pd1、Pd2的状态。此外，图9(a)所示的受光部10中的区域10c是在第2摄像模式中，使受光部10的行方向与移动方向B垂直的情况下的优选的摄像区域。
如图9(a)所示，在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向与移动方向B垂直的情况下，缺陷像素Pd2的连续方向与固体摄像装置1的移动方向B彼此平行。因此，在该缺陷像素Pd2也存在于摄像区域10c内的情况下，在固体摄像装置1一边回旋于受检者的周围一边进行摄影后而得到的再构成图像中，相当于该缺陷像素Pd2的部分作为所谓假影(artifact)而出现。
相对于此，如图9(b)所示，在控制固体摄像装置1的旋转角，使得受光部10的行方向以及列方向的两者相对于固体摄像装置1的移动方向B倾斜的情况下，缺陷像素Pd1、Pd2的连续方向与固体摄像装置1的移动方向B相互倾斜，绝不会成为平行。因此，通过固体摄像装置1一边回旋于受检者的周围一边进行摄影，能够通过接着以后的帧数据来补正相当于缺陷像素Pd1、Pd2的图像部分，并可以避免再构成图像中的假影。
而且，如果例如如专利文献1所记载的构成那样，不使固体摄像装置旋转而使用，则如图10(a)、(b)所示，在受光部110中，第1摄像模式的摄像区域110a的长边方向与第2摄像模式的摄像区域110b的长边方向相互垂直。在这样的构成中，例如图10(a)所示，如果沿着摄像区域110a的长边方向配置信号读出部120，则摄像区域110a中的每一列的像素数变少(图10(a)的箭头E1)，但是，摄像区域110b中的每一列的像素数变多(图10(a)的箭头E2)，第2摄像模式中的电荷的读出会耗费时间。相反地，例如图10(b)所示，如果沿着摄像区域110b的长边方向配置信号读出部120，则摄像区域110b中的每一列的像素数变少(图10(b)的箭头E3)，但是，摄像区域110a中的每一列的像素数变多(图10(b)的箭头E4)，第1摄像模式中的电荷的读出会耗费时间。这样，如果不使固体摄像装置旋转而分配各摄像区域，那么在第1摄像模式以及第2摄像模式的任一模式中，电荷的读出会耗费时间，帧率(每单位时间所输出的帧数据的个数)变慢。
而且，如图11(a)所示，即使在将受光部130的形状制成长方形，旋转固体摄像装置而使用的情况下，在列数N少于行数M的情况下(换言之，在沿着受光部130的短边方向配置信号读出部140的情况下)，在第1摄像模式以及第2摄像模式的摄像区域中，每一列的像素数也变多(图11(a)的箭头E5)。在该情况下，在第1摄像模式以及第2摄像模式的双方中，电荷的读出会耗费时间，帧率变慢。
因此，在本实施方式所涉及的固体摄像装置1中，如图11(b)所示，在受光部10的受光面的形状为长方形的情况下，优选，该受光部10将行方向作为长边方向，M＜N，即像素P的列数N多于行数M。在固体摄像装置1中，在各列分别配设用于从各像素P读出电荷的N条读出用配线(后述)，通过这样的构成，在第1摄像模式以及第2摄像模式的双方中，能够减少作为从读出用配线读出电荷的对象的像素P的数目(图11(b)的箭头E6)，因此，能够缩短电荷的读出时间，并能够更加加快帧率。
而且，如上所述，固体摄像装置1由旋转控制部108所支承，控制在与摄像模式对应的角度位置。在此，图12是表示与固体摄像装置1的旋转中心(图1所示的轴线C)的位置对应的受光部10的旋转的状况的图。图12(a)是表示以受光部10的中心E作为固体摄像装置1的旋转中心的情况。而且，图12(b)是表示以矩形的受光部10的4个角部中的1个角部F作为固体摄像装置1的旋转中心，使固体摄像装置1旋转，使得在第1摄像模式以及第2摄像模式中，角部F相对于其它的角部而位于下方(即相对于受检者角部F始终位于下颚侧)的情况。此外，在图12(a)、(b)中，实线所示的图表示所谓CT摄影的第1摄像模式中的受光部10的角度位置，虚线所示的图表示所谓全景摄影或头颅摄影的第2摄像模式中的受光部10的角度位置。
本实施方式的固体摄像装置1的旋转中心可以设定为例如图12(a)的中心E或图12(b)的角部F等的各种位置，最优选在图12(b)的角部F设定固体摄像装置1的旋转中心。在固体摄像装置1移动于受检者的颚部的周围并对X射线像进行摄影时，多是通过将受检者的下颚部载置于支承台上以固定受检者的头部的位置，在这样的情况下，受检者的颚部的高度位置的基准为颚的下端。因此，如果在图12(b)的角部F设定固体摄像装置1的旋转中心，则能够使第1摄像模式以及第2摄像模式中的受光部10的下端的高度，在角部F的高度上相互一致。因此，在第1摄像模式以及第2摄像模式的双方中，能够精度良好地对齐受光部10的高度与受检者的颚部的高度。
而且，如上所述，根据本实施方式的固体摄像装置1，在受光部10的尺寸为12cm×12cm的情况下，通过将与固体摄像装置1的回旋平面H所成的角θ设为45°，从而能够将摄像区域10b的上下方向的宽度最大扩大至17cm(即受光部10的对角线的长度)。在此，图13是表示具有这样的尺寸的受光部10的平面图，表示所谓全景摄影或头颅摄影的第2摄像模式中的受光部10的状态以及摄像区域10b。在该第2摄像模式中，通过在受光部10的对角线上设定摄像区域10b，能够使上下方向的宽度成为17cm。而且，在该情况下，摄像区域10b的横宽可以为7mm。
然而，在例如全景摄影时，存在摄像区域的上下方向的宽度可以为15cm左右的情况。而且，在X射线摄像系统的构成情况中，存在也可以为14cm左右的情况。在这些情况下，如图14所示，优选，在摄像区域10b的上下方向的宽度成为15cm(或14cm)以上的范围内，尽可能较宽地设定摄像区域10b的横宽WT。
图14是表示如此较宽地设定摄像区域10b的横宽WT的情况下的受光部10的平面图。图14所示的摄像区域10b由以下所说明的多个像素P所构成。首先，在受光部10的第1行～第M行中包含第1行的一方的端部的数行中，以从第1列离开数列的某列作为中心，行号越增加，则逐渐增加列数的方式，设定摄像区域10b的像素P。而且，在包含第M行的另一方的端部的数行中，以从第N列(其中，本例中为N＝M)离开数列的某列作为中心，行号越减少，则逐渐增加列数的方式，设定摄像区域10b的像素P。而且，在受光部10的第1行～第M行中的剩余的各行中，摄像区域10b由在上述的端部的各行中，与构成摄像区域10b的列数中最大的列数N2相同的N2列的像素P构成，并且该N2列的位置(例如开头列号码)在各行中各移位1列。
在固体摄像装置1中，信号读出部20选择性地输出与从这样的摄像区域10b中所包含的像素P所输出的电荷对应的电压值。或者，可以在固体摄像装置1输出包含所有像素P的图像数据后，在图1所示的CPU121中，抽出对应于上述摄像区域10b中所包含的像素P的数据。或者，可以在CPU121将包含所有像素P的图像数据储存于帧存储器122后，在构成全景图像时，选择性地利用对应于上述摄像区域10b中所包含的像素P的数据来构成图像。
如图14所示，通过确保在第2摄像模式中所必要的摄像区域10b的上下方向的宽度，并且尽可能较宽地设定摄像区域10b的横宽WT，从而可以获得如下的优点。即在第2摄像模式时，使纵长的摄像区域10b旋转于被照体A的周围而进行摄像。在图13所示的线状(一维状)的摄像区域10b的情况下，固体摄像装置1必须一边在被照体A的周围旋转一边连续地进行摄像动作。而且，在此情况下，对被照体A连续地照射X射线。相对于此，如图14所示，通过尽可能较宽地设定摄像区域10b的横宽，将摄像区域10b制成面状(二维状)，从而可以在对应于摄像区域10b的横宽WT的每一步骤中，使固体摄像装置1停止，并仅在该期间内，以极短的时间(脉冲状地)照射X射线而进行摄像。
图15是从被照体A的上方看这样的摄像的状况的图。如图15所示，在对被照体A进行摄像时，以夹着被照体A的方式配置X射线源150以及固体摄像装置1。X射线源150是放射些许时间的脉冲状X射线的脉冲波X射线源。而且，在对应于摄像区域10b的横宽WT的每一旋转角α，使固体摄像装置1停止，并仅在该期间内，从X射线源150照射X射线脉冲，在固体摄像装置1进行摄像。通过重复该动作，能够取得全景图像或头颅图像。根据这样的摄像方式，由于固体摄像装置1在移动的期间不对被照体A进行摄像，因此，可以以高速使其移动，能够缩短取得1张全景图像(或头颅图像)所需要的时间。因此，缩短作为被照体A的受检者必须静止的时间，能够减轻受检者的负担。而且，在每一摄像中使固体摄像装置1停止，因此，能够抑制起因于被照体A的晃动的图像的模糊，并能够取得更清晰的图像。进而，由于仅在固体摄像装置1停止而进行摄像的些许的时间内，照射X射线，因此，能够更减低受检者的被曝量。
此外，在图15所示的摄像方式中，也可以设置连续波X射线源、以及使从该连续波X射线源射出的X射线仅在些许的时间内通过的遮断器，以取代作为脉冲波X射线源的X射线源150。即使为这样的构成，也能够有效地获得上述的效果。
接下来，针对本实施方式所涉及的固体摄像装置1的详细的构成进行说明。图16是表示固体摄像装置1的内部构成的图。受光部10是将M×N个像素P1，1～PM，N二维排列成M行N列而成的。像素Pm，n位于第m行第n列。在此，m为1以上、M以下的各整数，n为1以上、N以下的各整数。第m行的N个像素Pm，1～Pm，N分别通过第m行选择用配线LV，m而与扫描移位寄存器40连接。此外，在图16中，扫描移位寄存器40包含于控制部6中。第n列的M个像素P1，n～PM，n的各自的输出端通过第n列读出用配线LO，n而与信号读出部20的积分电路Sn连接。
信号读出部20包含N个积分电路S1～SN以及N个保持电路H1～HN。各积分电路Sn具有共通的构成。而且，各保持电路Hn具有共通的构成。各积分电路Sn具有与读出用配线LO，n连接的输入端，存储输入于该输入端的电荷，并从输出端将与该存储电荷量对应的电压值输出至保持电路Hn。N个积分电路S1～SN分别通过重置用配线LR而与控制部6连接，而且，通过增益设定用配线LG而与控制部6连接。各保持电路Hn具有与积分电路Sn的输出端连接的输入端，保持输入于该输入端的电压值，并从输出端将该保持的电压值输出至电压输出用配线Lout。N个保持电路H1～HN分别通过保持用配线LH而与控制部6连接。而且，各保持电路Hn通过第n列选择用配线LH，n而与控制部6的读出移位寄存器41连接。
A/D转换部30输入分别从N个保持电路H1～HN输出至电压输出用配线Lout的电压值，对该输入的电压值(模拟值)进行A/D转换处理，并将与该输入电压值对应的数字值作为图像数据D输出。
控制部6的扫描移位寄存器40将第m行选择控制信号Vsel(m)输出至第m行选择用配线LV，m，并将该第m行选择控制信号Vsel(m)分别赋予第m行的N个像素Pm，1～Pm，N。M个行选择控制信号Vsel(1)～Vsel(M)依次成为有效值。而且，控制部6的读出移位寄存器41将第n列选择控制信号Hsel(n)输出至第n列选择用配线L H，n，并将该第n列选择控制信号Hsel(n)赋予保持电路Hn。N个列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)也依次成为有效值。
而且，控制部6将重置控制信号Reset输出至重置用配线LR，将该重置控制信号Reset分别赋予N个积分电路S1～SN。控制部6将增益设定信号Gain输出至增益设定用配线LG，将该增益设定信号Gain分别赋予N个积分电路S1～SN。控制部6将保持控制信号Hold输出至保持用配线LH，将该保持控制信号Hold分别赋予N个保持电路H1～HN。进而，虽然未图示，但是，控制部6也控制A/D转换部30中的A/D转换处理。
图17为固体摄像装置1的像素Pm，n、积分电路Sn以及保持电路Hn的各自的电路图。在此，代表M×N个像素P1，1～PM，N而表示像素Pm， n的电路图，代表N个积分电路S1～SN而表示积分电路Sn的电路图，而且，代表N个保持电路H1～HN而表示保持电路Hn的电路图。即表示与第m行第n列的像素Pm，n以及第n列读出用配线LO，n相关连的电路部分。
像素Pm，n包含光电二极管PD以及读出用开关SW1。光电二极管PD的阳极端子接地，光电二极管PD的阴极端子经由读出用开关SW1而与第n列读出用配线LO，n连接。光电二极管PD产生与入射光强度对应的量的电荷，将该产生的电荷存储于接合电容部。读出用开关SW1从控制部6被赋予通过第m行选择用配线LV，m的第m行选择控制信号Vsel(m)。第m行选择控制信号Vsel(m)是指示受光部10中的第m行的N个像素Pm，1～Pm，N的各自的读出用开关SW1的开闭动作的信号。
在该像素Pm，n中，在第m行选择控制信号Vsel(m)为低电平时，读出用开关SW1打开，在光电二极管PD中产生的电荷未输出至第n列读出用配线LO，n而存储于接合电容部中。另一方面，在第m行选择控制信号Vsel(m)为高电平时，读出用开关SW1关闭，至此为止在光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷，经过读出用开关SW1而输出至第n列读出用配线LO，n。
第n列读出用配线LO，n与受光部10的第n列的M个像素P1，n～PM， n的各自的读出用开关SW1连接。第n列读出用配线LO，n将M个像素P1，n～PM，n中的任意的像素的光电二极管PD中所产生的电荷，经由该像素的读出用开关SW1读出并传输至积分电路Sn。
积分电路Sn包含放大器A2、积分用电容元件C21、积分用电容元件C22、放电用开关SW21以及增益设定用开关SW22。积分用电容元件C21以及放电用开关SW21相互并联地连接，并设置于放大器A2的输入端子与输出端子之间。而且，积分用电容元件C22以及增益设定用开关SW22相互串联地连接，并以增益设定用开关SW22连接于放大器A2的输入端子侧的方式，设置于放大器A2的输入端子与输出端子之间。放大器A2的输入端子与第n列读出用配线LO，n连接。
对放电用开关SW21，从控制部6赋予经过重置用配线LR的重置控制信号Reset。重置控制信号Reset是指示N个积分电路S1～SN的各自的放电用开关SW21的开闭动作的信号。增益设定用开关SW22从控制部6被赋予经过增益设定用配线LG的增益设定信号Gain。增益设定信号Gain是指示N个积分电路S1～SN的各自的增益设定用开关SW22的开闭动作的信号。
在该积分电路Sn中，积分用电容元件C21，C22以及增益设定用开关SW22构成电容值可变的反馈电容部。即在增益设定信号Gain为低电平且增益设定用开关SW22打开时，反馈电容部的电容值与积分用电容元件C21的电容值相等。另一方面，在增益设定信号Gain为高电平且增益设定用开关SW22关闭时，反馈电容部的电容值与积分用电容元件C21、C22的各自的电容值的和相等。在重置控制信号Reset为高电平时，放电用开关SW21关闭，反馈电容部放电，从积分电路Sn输出的电压值被初始化。另一方面，在重置控制信号Reset为低电平时，放电用开关SW21打开，输入于输入端的电荷存储于反馈电容部，从积分电路Sn输出与该存储电荷量对应的电压值。
保持电路Hn包含输入用开关SW31、输出用开关SW32以及保持用电容元件C3。保持用电容元件C3的一端接地。保持用电容元件C3的另一端经由输入用开关SW31而与积分电路Sn的输出端连接，并经由输出用开关SW32而与电压输出用配线Lout连接。对输入用开关SW31，从控制部6赋予通过保持用配线LH的保持控制信号Hold。保持控制信号Hold是指示N个保持电路H1～HN的各自的输入用开关SW31的开闭动作的信号。对输出用开关SW32，从控制部6赋予通过第n列选择用配线LH，n的第n列选择控制信号Hsel(n)。第n列选择控制信号Hsel(n)是指示保持电路Hn的输出用开关SW32的开闭动作的信号。
在该保持电路Hn中，如果保持控制信号Hold从高电平转为低电平，则输入用开关SW31从关闭状态转为打开状态，此时，输入于输入端的电压值保持于保持用电容元件C3。而且，在第n列选择控制信号Hsel(n)为高电平时，输出用开关SW32关闭，保持于保持用电容元件C3的电压值输出至电压输出用配线Lout。
控制部6在输出与受光部10中的第m行的N个像素Pm，1～Pm，N的各自的受光强度对应的电压值时，通过重置控制信号Reset，指示暂时关闭N个积分电路S1～SN的各自的放电用开关SW21后再打开，之后，通过第m行选择控制信号Vsel(m)，指示在整个规定期间内关闭受光部10中的第m行的N个像素Pm，1～Pm，N的各自的读出用开关SW1。控制部6在该规定期间内，通过保持控制信号Hold，指示将N个保持电路H1～HN的各自的输入用开关SW31从关闭状态转为打开状态。然后，控制部6在该规定期间之后，通过列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)，指示依次将N个保持电路H1～HN的各自的输出用开关SW32仅关闭一定期间。控制部6针对各行依次进行如以上所述的控制。
这样，控制部6控制受光部10中的M×N个像素P1，1～PM，N的各自的读出用开关SW1的开闭动作，并且控制信号读出部20中的电压值的保持动作以及输出动作。由此，控制部6使与受光部10中的M×N个像素P1，1～PM，N的各自的光电二极管PD中所产生的电荷的量对应的电压值，作为帧数据而从信号读出部20反复输出。
如上所述，本实施方式所涉及的固体摄像装置1具有所谓CT摄影的第1摄像模式、以及所谓全景摄影或头颅摄影的第2摄像模式。而且，如图5所示，在第1摄像模式以及第2摄像模式中，受光部10的摄像区域彼此不同(在第1摄像模式中为图5(a)的区域10a，在第2摄像模式中为图5(b)的区域10b)。因此，控制部6在第1摄像模式时，使与受光部10中的M×N个像素P1，1～PM，N的各自的光电二极管PD中所产生的电荷的量对应的电压值，从信号读出部20输出。而且，控制部6在第2摄像模式时，使与受光部10中的M×N个像素P1，1～PM，N中、构成像素区域10b的规定范围的像素Pm，n的各自的光电二极管PD中所产生的电荷的量对应的电压值，从信号读出部20选择性地输出。
而且，控制部6在第2摄像模式时，与第1摄像模式相比，缩小基于从信号读出部20所输出的电压值的帧数据中的读出像素间距，加速作为在每单位时间输出的帧数据的个数的帧率，并增大作为信号读出部20中的输出电压值相对于输入电荷量的比的增益。例如在所谓CT摄影的第1摄像模式时，像素间距为200μm，帧率为30F/s。而且，在所谓全景摄影或头颅摄影的第2摄像模式时，像素间距为100μm，帧率为300F/s。
这样，与第1摄像模式时相比，在第2摄像模式时，像素间距小，帧率快。因此，在第1摄像模式时，为了较第2摄像模式时增大像素间距，必须进行合并(binning)读出。而且，与第1摄像模式时相比，在第2摄像模式时，由于帧率快，因此，各帧数据的各像素所接收的光量少。
因此，控制部6使作为信号读出部20中的输出电压值相对于输入电荷量的比的增益，在第1摄像模式与第2摄像模式中不同。即如图17所示，在构成各积分电路Sn的情况下，控制部6通过增益设定信号Gain对增益设定用开关SW22进行开闭控制，从而适当地设定各积分电路Sn的反馈电容部的电容值，在第1摄像模式与第2摄像模式中使增益不同。
更具体而言，在第1摄像模式时，通过关闭增益设定用开关SW22，使反馈电容部的电容值等于积分用电容元件C21以及积分用电容元件C22的各电容值的和。另一方面，在第2摄像模式时，通过打开增益设定用开关SW22，使反馈电容部的电容值等于积分用电容元件C21的电容值。通过这样，与第1摄像模式时相比，在第2摄像模式时，缩小各积分电路Sn的反馈电容部的电容值，增大增益。由此，能够使相对于某光量的像素数据在第1摄像模式与第2摄像模式中成为相互接近的值，并能够在各摄像模式中进行适宜的动作。
接着，详细地说明第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的动作。在本实施方式所涉及的固体摄像装置1中，在通过控制部6所进行的控制下，M个行选择控制信号Vsel(1)～Vsel(M)、N个列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)、重置控制信号Reset以及保持控制信号Hold分别以规定的时序进行电平变化，从而能够对入射于受光部10的光的像进行摄像而获得帧数据。
第1摄像模式时的固体摄像装置1的动作如以下所述。图18是说明第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的动作的时序图。在此，说明进行2行2列的合并读出的第1摄像模式时的动作。即将帧数据中的读出像素间距设为像素的间距的2倍。在各积分电路Sn中，增益设定用开关SW22关闭，反馈电容部的电容值设定为大值，增益设定为小值。
在此图中，从上开始依次表示有：(a)指示N个积分电路S1～SN的各自的放电用开关SW21的开闭动作的重置控制信号Reset；(b)指示受光部10中的第1行以及第2行的像素P1，1～P1，N、P2，1～P2，N的各自的读出用开关SW1的开闭动作的第1行选择控制信号Vsel(1)以及第2行选择控制信号Vsel(2)；(c)指示受光部10中的第3行以及第4行的像素P3，1～P3，N、P4，1～P4，N的各自的读出用开关SW1的开闭动作的第3行选择控制信号Vsel(3)以及第4行选择控制信号Vsel(4)；以及(d)指示N个保持电路H1～HN的各自的输入用开关SW31的开闭动作的保持控制信号Hold。
而且，在此图中，接下来还依次表示有：(e)指示保持电路H1的输出用开关SW32的开闭动作的第1列选择控制信号Hsel(1)；(f)指示保持电路H2的输出用开关SW32的开闭动作的第2列选择控制信号Hsel(2)；(g)指示保持电路H3的输出用开关SW32的开闭动作的第3列选择控制信号Hsel(3)；(h)指示保持电路Hn的输出用开关SW32的开闭动作的第n列选择控制信号Hsel(n)；以及(i)指示保持电路HN的输出用开关SW32的开闭动作的第N列选择控制信号Hsel(N)。
在第1行以及第2行的2N个像素P1，1～P1，N、P2，1～P2，N的各自的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷的读出，如以下所述进行。在时刻t10前，M个行选择控制信号Vsel(1)～Vsel(M)、N个列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)、重置控制信号Reset以及保持控制信号Hold分别设为低电平。
从时刻t10至时刻t11的期间，从控制部6输出至重置用配线LR的重置控制信号Reset成为高电平，由此，分别在N个积分电路S1～SN中，放电用开关SW21关闭，积分用电容元件C21，C22放电。而且，较时刻t11更晚的时刻t12至时刻t15的期间，从控制部6输出至第1行选择用配线LV，1的第1行选择控制信号Vsel(1)成为高电平，由此，受光部10中的第1行的N个像素P1，1～P1，N的各自的读出用开关SW1关闭。而且，在该相同的期间(t12～t15)，从控制部6输出至第2行选择用配线LV，2的第2行选择控制信号Vsel(2)成为高电平，由此，受光部10中的第2行的N个像素P2，1～P2N的各自的读出用开关SW1关闭。
在该期间(t12～t15)内，从时刻t13至时刻t14的期间，从控制部6输出至保持用配线LH的保持控制信号Hold成为高电平，由此，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31关闭。
在期间(t12～t15)内，第1行以及第2行的各像素P1，n，P2，n的读出用开关SW1关闭，各积分电路Sn的放电用开关SW21打开。因此，至此为止在像素P1，n的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷，经过该像素P1，n的读出用开关SW1以及第n列读出用配线LO，n而传输至积分电路Sn的积分用电容元件C21、C22并存储。而且，同时，至此为止在像素P2，n的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷，也经过该像素P2，n的读出用开关SW1以及第n列读出用配线LO，n而传输至积分电路Sn的积分用电容元件C21、C22并存储。然后，与存储于各积分电路Sn的积分用电容元件C21、C22的电荷的量对应的电压值，从积分电路Sn的输出端输出。
在该期间(t12～t15)内的时刻t14，通过将保持控制信号Hold从高电平转为低电平，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31从关闭状态转为打开状态，此时，从积分电路Sn的输出端输出并输入于保持电路Hn的输入端的电压值，保持于保持用电容元件C3。
然后，在期间(t12～t15)后，从控制部6输出至列选择用配线LH，1～LH， N的列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)依次仅在一定期间成为高电平，由此，N个保持电路H1～HN的各自的输出用开关SW32依次仅关闭一定期间，保持于各保持电路Hn的保持用电容元件C3的电压值经过输出用开关SW32而依次输出至电压输出用配线Lout。输出至该电压输出用配线Lout的电压值Vout是表示在列方向对第1行以及第2行的2N个像素P1，1～P1，N、P2，1～P2，N的各自的光电二极管PD中的受光强度进行累加后的值。
从N个保持电路H1～HN分别依次输出的电压值被输入于A/D转换部30，并转换为与该输入电压值对应的数字值。然后，在输出自A/D转换部30的N个数字值中，对分别对应于第1列以及第2列的数字值进行累加，并对分别对应于第3列以及第4列的数字值进行累加，其后，也累加每2个的数字值。
接下来，在第3行以及第4行的2N个像素P3，1～P3，N、P4，1～P4，N的各自的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷的读出，如以下所述进行。
从上述的动作中列选择控制信号Hsel(1)成为高电平的时刻t20起，到较列选择控制信号Hsel(N)曾经成为高电平后再成为低电平的时刻更晚的时刻t21止的期间，从控制部6输出至重置用配线LR的重置控制信号Reset成为高电平，由此，分别在N个积分电路S1～SN中，放电用开关SW21关闭，积分用电容元件C21、C22放电。而且，较时刻t21更晚的时刻t22至时刻t25的期间，从控制部6输出至第3行选择用配线LV，3的第3行选择控制信号Vsel(3)成为高电平，由此，受光部10中的第3行的N个像素P3，1～P3，N的各自的读出用开关SW1关闭。而且，在该相同的期间(t22～t25)，从控制部6输出至第4行选择用配线LV，4的第4行选择控制信号Vsel(4)成为高电平，由此，受光部10中的第4行的N个像素P4，1～P4，N的各自的读出用开关SW1关闭。
在该期间(t22～t25)内，从时刻t23至时刻t24的期间，从控制部6输出至保持用配线LH的保持控制信号Hold成为高电平，由此，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31关闭。
然后，在期间(t22～t25)后，从控制部6输出至列选择用配线LH，1～LH， N的列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)依次仅在一定期间成为高电平，由此，N个保持电路H1～HN的各自的输出用开关SW32依次仅关闭一定期间。如以上所述，表示在列方向对第3行以及第4行的2N个像素P3，1～P3，N、P4，1～P4，N的各自的光电二极管PD的受光强度进行累加的值的电压值Vout，输出至电压输出用配线Lout。
从N个保持电路H1～HN分别依次输出的电压值被输入于A/D转换部30，并转换为与该输入电压值对应的数字值。然后，在输出自A/D转换部30的N个数字值中，累加分别对应于第1列以及第2列的数字值，并累加分别对应于第3列以及第4列的数字值，其后，也累加每2个的数字值。
在第1摄像模式时，紧接于如以上所述关于第1行以及第2行的动作、以及紧接于此的关于第3行以及第4行的动作，以后，从第5行至第M行进行同样的动作，获得表示以1次摄像所获得的图像的帧数据。而且，关于第M行，如果动作结束，则再次在从第1行至第M行的范围内进行同样的动作，获得表示下一个的图像的帧数据。这样，通过以一定周期重复同样的动作，从而表示受光部10所接收的光像的二维强度分布的电压值Vout输出至电压输出用配线Lout，重复获得帧数据。而且，此时所获得的帧数据的读出像素间距为像素的间距的2倍。
另一方面，第2摄像模式时的固体摄像装置1的动作如以下所述。图19是说明第1实施方式所涉及的固体摄像装置1的动作的时序图。在该第2摄像模式中不进行合并读出。即使帧数据中的读出像素间距与像素的间距相等。在各积分电路Sn中，增益设定用开关SW22打开，反馈电容部的电容值设定为小值，增益设定为大值。
图19表示分别关于受光部10中的第1行以及第2行的动作。在此图中，从上开始依次表示有：(a)重置控制信号Rest；(b)第1行选择控制信号Vsel(1)；(c)第2行选择控制信号Vsel(2)；(d)保持控制信号Hold；(e)第1列选择控制信号Hsel(1)；(f)第2列选择控制信号Hsel(2)；(g)第3列选择控制信号Hsel(3)；(h)第4列选择控制信号Hsel(4)；(i)第5列选择控制信号Hsel(5)；以及(j)第6列选择控制信号Hsel(6)。
在第1行的N个像素P1，1～P1，N的各自的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷的读出，如以下所述进行。在时刻t10前，M个行选择控制信号Vsel(1)～Vsel(M)、N个列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)、重置控制信号Reset以及保持控制信号Hold分别设为低电平。
从时刻t10至时刻t11的期间，从控制部6输出至重置用配线LR的重置控制信号Reset成为高电平，由此，分别在N个积分电路S1～SN中，放电用开关SW21关闭，积分用电容元件C21放电。而且，较时刻t11更晚的时刻t12至时刻t15的期间，从控制部6输出至第1行选择用配线LV，1的第1行选择控制信号Vsel(1)成为高电平，由此，受光部10中的第1行的N个像素P1，1～P1，N的各自的读出用开关SW1关闭。
在该期间(t12～t15)内，从时刻t13至时刻t14的期间，从控制部6输出至保持用配线LH的保持控制信号Hold成为高电平，由此，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31关闭。
在期间(t12～t15)内，第1行的各像素P1，n的读出用开关SW1关闭，各积分电路Sn的放电用开关SW21打开，因此，至此为止在各像素P1，n的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷，经过该像素P1，n的读出用开关SW1以及第n列读出用配线LO，n而传输至积分电路Sn的积分用电容元件C21并存储。然后，与存储于各积分电路Sn的积分用电容元件C21的电荷的量对应的电压值，从积分电路Sn的输出端输出。
在该期间(t12～t15)内的时刻t14，通过将保持控制信号Hold从高电平转为低电平，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31从关闭状态转为打开状态，此时，从积分电路Sn的输出端输出并输入于保持电路Hn的输入端的电压值，保持于保持用电容元件C3。
然后，在期间(t12～t15)后，从控制部6输出至列选择用配线LH，1～LH， N的列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)中，相当于最初的连续的N1列(本实施方式中为N1＝4)的列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N1)依次仅在一定期间成为高电平。由此，最初的连续的N1列的保持电路H1～HN1的各自的输出用开关SW32依次仅关闭一定期间，保持于各保持电路Hn的保持用电容元件C3的电压值经过输出用开关SW32而依次输出至电压输出用配线Lout。输出至该电压输出用配线Lout的电压值Vout是表示第1行的N1个像素P1，1～P1，N1的各自的光电二极管PD的受光强度的值。
接下来，在第2行的N个像素P2，1～P2，N的各自的光电二极管PD中产生并存储于接合电容部的电荷的读出，如以下所述进行。
从上述的动作中列选择控制信号Hsel(1)成为高电平的时刻t20起，到较列选择控制信号Hsel(N1)曾经成为高电平后再成为低电平的时刻更晚的时刻t21止的期间，从控制部6输出至重置用配线LR的重置控制信号Reset成为高电平，由此，分别在N个积分电路S1～SN中，放电用开关SW21关闭，积分用电容元件C21放电。而且，较时刻t21更晚的时刻t22至时刻t25的期间，从控制部6输出至第2行选择用配线LV，2的第2行选择控制信号Vsel(2)成为高电平，由此，受光部10中的第2行的N个像素P2，1～P2，N的各自的读出用开关SW1关闭。
在该期间(t22～t25)内，从时刻t23至时刻t24的期间，从控制部6输出至保持用配线LH的保持控制信号Hold成为高电平，由此，分别在N个保持电路H1～HN中，输入用开关SW31关闭。然后，在期间(t22～t25)后，从控制部6输出至列选择用配线LH，1～LH，N的列选择控制信号Hsel(1)～Hsel(N)中，连续的N1列且其位置相当于从第1行的该N1列仅移位一定列数(本实施方式中为2列)的列的列选择控制信号Hsel(3)～Hsel(N1+2)，依次仅在一定期间成为高电平。由此，N1个保持电路H3～HN1+2的各自的输出用开关SW32依次仅关闭一定期间。如以上所述，表示第2行的N1个像素P2，3～P2，N1+2的各自的光电二极管PD的受光强度的电压值Vout，输出至电压输出用配线Lout。
在第2摄像模式时，紧接于如以上所述关于第1行以及第2行的动作，以后，从第3行至第M行，作为电压值输出对象的连续的N1列的位置在各行中各移位一定列数，并进行同样的动作，获得表示以1次摄像所获得的图像的帧数据。而且，关于第M行，如果动作结束，则再次在从第1行至第M行的范围内进行同样的动作，获得表示下一个的图像的帧数据。这样，通过以一定周期重复同样的动作，表示受光部10所接收的光像的二维强度分布的电压值Vout输出至电压输出用配线Lout，并重复获得帧数据。
然而，在本实施方式中，为了高速地读出像素数据，也可以将信号读出部20以及A/D转换部30分割为多组，从各个组并行地输出像素数据。
例如，图20所示，将N个积分电路S1～SN以及N个保持电路H1～HN分成4组，将由积分电路S1～Si以及保持电路H1～Hi构成的信号读出部21设为第1组，将由积分电路Si+1～Sj以及保持电路Hi+1～Hj构成的信号读出部22设为第2组，将由积分电路Sj+1～Sk以及保持电路Hj+1～Hk构成信号读出部23设为第3组，而且，将由积分电路Sk+1～SN以及保持电路Hk+1～HN构成信号读出部24设为第4组。在此，“1＜i＜j＜k＜N”。然后，将分别从信号读出部21的保持电路H1～Hi依次输出的电压值，通过A/D转换部31转换为数字值，将分别从信号读出部22的保持电路Hi+1～Hj依次输出的电压值，通过A/D转换部32转换为数字值，将分别从信号读出部23的保持电路Hj+1～Hk依次输出的电压值，通过A/D转换部33转换为数字值，而且，将分别从信号读出部24的保持电路Hk+1～HN依次输出的电压值，通过A/D转换部34转换为数字值。而且，并联地进行4个A/D转换部31～34的各自的A/D转换处理。通过这样，能够进一步高速地读出像素数据。
而且，例如，如果考虑2行2列的合并读出，则也优选将N个保持电路H1～HN中对应于奇数列的保持电路设为第1组，对应于偶数列的保持电路设为第2组，分别对该第1组以及第2组个别地设置A/D转换部，使该2个A/D转换部进行并联动作。在该情况下，从对应于奇数列的保持电路以及对应于其相邻的偶数列的保持电路，同时地输出电压值，该2个电压值同时被A/D转换处理而成为数字值。然后，在合并处理时，累加该2个数字值。通过这样，也能够高速地读出像素数据。
此外，关于通过扫描移位寄存器40所进行的列方向的扫描处理，无法进行如上述那样的分割。这是由于在列方向的扫描处理中，必须从最初的像素至最终的像素依次进行扫描。因此，在固体摄像装置1中，通过使列数N多于行数M，可以更显著地获得如上述那样分割信号读出部而得到的所谓读出高速化的效果。
本发明所涉及的医疗用X射线摄像系统不限于上述的实施方式，也可以有其它的各种变形。例如，在上述实施方式中，作为第2摄像模式中的摄像区域，例示了相对于受光部的行方向以及列方向的双方倾斜且以与固体摄像装置的移动方向交叉的方向作为长边方向的摄像区域，但是，第2摄像模式中的摄像区域也可以为其以外的区域，或者，也可以将受光部的整个面作为摄像区域使用。而且，关于第1摄像模式，不限于如上述实施方式所述将受光部的整个面作为摄像区域的方式，必要时也可以将受光部中的任意的区域作为摄像区域。

Claims (9)

1.一种医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
是具备在受检者的颚部的周围移动并对X射线像进行摄像的固体摄像装置，并具有至少两种摄像模式的医疗用X射线摄像系统，
所述固体摄像装置具有：
受光部，其具有将分别包含光电二极管的M×N个像素二维排列成M行N列而成的矩形的受光面，其中，M以及N为2以上的整数；
N条读出用配线，其配设于各列，经由读出用开关而与对应的列的所述像素中所包含的所述光电二极管连接；
信号读出部，其保持与经由所述读出用配线而输入的电荷的量对应的电压值，并依次输出该保持的电压值；
控制部，其控制各像素的所述读出用开关的开闭动作，并且控制所述信号读出部的电压值的输出动作，使与在各像素的所述光电二极管中所产生的电荷的量对应的电压值，从所述信号读出部输出；以及
闪烁器，其对应于入射的X射线而产生闪烁光，将所述X射线像转换为光像，并将该光像输出至所述受光部，
还具备旋转控制部，其支承所述固体摄像装置，使所述固体摄像装置可在与所述受光面垂直的轴线周围旋转，并且控制所述固体摄像装置的旋转角，使得在所述两种摄像模式中的一种摄像模式时，使所述受光部的行方向或列方向沿着所述固体摄像装置的移动方向，而且，在所述两种摄像模式中的另一种摄像模式时，使所述受光部的行方向以及列方向的两者相对于所述固体摄像装置的移动方向倾斜。
2.如权利要求1所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述控制部在所述另一种摄像模式时，控制所述信号读出部的输出动作，使得从所述M×N个像素中的构成将规定的方向作为长边方向的摄像区域的所述像素，选择性地读出电压值，
所述规定的方向相对于所述受光部的行方向以及列方向的两者倾斜，且与所述固体摄像装置的移动方向交叉。
3.如权利要求2所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述规定的方向垂直于所述固体摄像装置的移动方向。
4.如权利要求2或3所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述摄像区域为所述受光部的对角线上的区域。
5.如权利要求2至4中任一项所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述控制部在所述另一种摄像模式中，在控制所述信号读出部的输出动作时，使分别对应于所述受光部的N列而被保持的电压值中、对应于连续的N1列而被保持的电压值从所述信号读出部输出，并且，在每当读出对应于一行或多行的电压值时，使所述受光部中的该N1列的位置各移位一定列数，其中，N1＜N。
6.如权利要求1至5中任一项所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述受光部中的行数M小于列数N，所述受光面的形状是以行方向作为长边方向的长方形。
7.如权利要求1至6中任一项所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述固体摄像装置的旋转中心位于矩形的所述受光部的4个角部中的1个角部，
旋转所述固体摄像装置，使得所述1个角部在所述两种摄像模式的两者中，相对于所述受检者而位于下颚侧。
8.如权利要求1至7中任一项所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述控制部在所述另一种摄像模式时，与所述一种摄像模式相比，缩小基于从所述信号读出部输出的电压值的帧数据中的读出像素间距，加速作为在每单位时间输出的帧数据的个数的帧率，增大作为所述信号读出部中的输出电压值相对于输入电荷量的比的增益。
9.如权利要求1至8中任一项所述的医疗用X射线摄像系统，其特征在于，
所述一种摄像模式是进行牙科用X射线摄影中的CT摄影的摄像模式，所述另一种摄像模式是进行牙科用X射线摄影中的全景摄影的摄像模式。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103889327A (zh) * 2011-10-26 2014-06-25 富士胶片株式会社 辐射线动态图像处理装置、辐射线动态图像摄影装置、辐射线动态图像摄影系统、辐射线动态图像处理方法、辐射线动态图像处理程序、以及存储介质
CN107708567A (zh) * 2015-04-29 2018-02-16 以友技术有限公司 X 射线成像装置和方法
CN109561874A (zh) * 2016-08-10 2019-04-02 浜松光子学株式会社 固体摄像装置、放射线摄像系统及固体摄像装置的控制方法

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4806433B2 (ja) * 2008-08-11 2011-11-02 株式会社吉田製作所 Ｘ線撮影装置およびその信号処理方法
JP5618296B2 (ja) * 2010-01-13 2014-11-05 朝日レントゲン工業株式会社 医療用ｘ線撮像装置
JP5476319B2 (ja) * 2011-01-12 2014-04-23 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置および固体撮像装置の駆動方法
US9055913B2 (en) * 2011-04-29 2015-06-16 General Electric Company System and method for orienting an X-ray detector
US20150077512A1 (en) * 2011-06-30 2015-03-19 Google Inc. Substantially Real-Time Feedback in Mobile Imaging Operations
WO2013027815A1 (ja) * 2011-08-25 2013-02-28 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法
US9160912B2 (en) 2012-06-08 2015-10-13 Apple Inc. System and method for automatic image capture control in digital imaging
ES2935893T3 (es) * 2012-09-07 2023-03-13 Trophy Aparato para la obtención parcial de imágenes por TC
JP6199118B2 (ja) 2012-09-10 2017-09-20 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び医用画像処理方法
US10412377B2 (en) * 2017-01-11 2019-09-10 Koninklijke Philips N.V. Augmented display device for use in a medical imaging laboratory
US11000256B2 (en) * 2018-11-09 2021-05-11 Palodex Group Oy Calibrating an X-ray medical imaging device for cephalometric imaging
KR20220137712A (ko) * 2021-01-28 2022-10-12 다이아트렌드 코포레이션 방사선 검출 장치, 및 그 장치를 탑재한 방사선 검사 시스템

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3181163B2 (ja) * 1993-11-30 2001-07-03 株式会社モリタ製作所 Ｘ線画像装置
JPH07335165A (ja) * 1994-06-10 1995-12-22 Hitachi Ltd 格子欠陥観察用電子顕微鏡
SE503350C2 (sv) * 1994-09-08 1996-05-28 Regam Medical Systems Ab Förfarande för utsträckande av den fysiska längden för en rektangulär röntgenstrålningsdetektor
JP3331284B2 (ja) * 1995-11-06 2002-10-07 株式会社モリタ製作所 医療用ｘ線断層撮影装置
JP3807833B2 (ja) * 1996-12-10 2006-08-09 株式会社モリタ製作所 Ｘ線撮影装置
JPH11318886A (ja) * 1998-05-20 1999-11-24 Asahi Roentgen Kogyo Kk Ｘ線ｃｔ撮影をも行えるパノラマｘ線撮影装置
FI120561B (fi) * 2000-03-07 2009-11-30 Planmeca Oy Digitaalikamera, kuvantamislaite ja menetelmä digitaalisessa kuvantamisessa
US6855935B2 (en) * 2000-03-31 2005-02-15 Canon Kabushiki Kaisha Electromagnetic wave detector
JP4141431B2 (ja) 2004-10-18 2008-08-27 花王株式会社 ペット用トイレ
US7342993B2 (en) * 2005-02-11 2008-03-11 Besson Guy M System for dynamic low dose x-ray imaging
JP2006263225A (ja) * 2005-03-24 2006-10-05 Canon Inc Ｘ線断層撮影装置
WO2006109808A1 (ja) * 2005-04-11 2006-10-19 J. Morita Manufacturing Corporation スカウトビュー機能を備えたｘ線撮影装置
JP4488948B2 (ja) * 2005-04-11 2010-06-23 株式会社モリタ製作所 Ｘ線ｃｔ撮影用ユニットおよびｘ線撮影装置
US7555097B2 (en) * 2005-09-28 2009-06-30 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computer tomography system
DE112006002694B4 (de) * 2005-10-17 2023-02-23 J. Morita Mfg. Corp. Medizinisches, digitales Röntgenbildgerät und medizinischer und digitaler Röntgenstrahlungssensor
EP1815794B1 (en) * 2006-02-01 2015-11-04 Gendex Corporation Dental x-ray apparatus and method of positioning a patient therein
KR101499267B1 (ko) * 2007-01-24 2015-03-05 이미징 사이언시즈 인터내셔널 엘엘씨 치과 및 안면 촬상 장치
US7715526B2 (en) * 2008-03-13 2010-05-11 Oy Ajat Limited Single sensor multi-functional dental extra-oral x-ray imaging system and method

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103889327A (zh) * 2011-10-26 2014-06-25 富士胶片株式会社 辐射线动态图像处理装置、辐射线动态图像摄影装置、辐射线动态图像摄影系统、辐射线动态图像处理方法、辐射线动态图像处理程序、以及存储介质
CN103889327B (zh) * 2011-10-26 2016-04-06 富士胶片株式会社 辐射线动态图像处理装置、辐射线动态图像摄影装置、辐射线动态图像摄影系统、以及辐射线动态图像处理方法
CN107708567A (zh) * 2015-04-29 2018-02-16 以友技术有限公司 X 射线成像装置和方法
US10695008B2 (en) 2015-04-29 2020-06-30 Vatech Co. Ltd. X-ray imaging device and method
CN107708567B (zh) * 2015-04-29 2021-11-05 以友技术有限公司 X射线成像装置和方法
CN109561874A (zh) * 2016-08-10 2019-04-02 浜松光子学株式会社 固体摄像装置、放射线摄像系统及固体摄像装置的控制方法
CN109561874B (zh) * 2016-08-10 2022-01-11 浜松光子学株式会社 固体摄像装置、放射线摄像系统及固体摄像装置控制方法

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